RU2435544C2 - Многоточечный офтальмологический лазерный зонд - Google Patents

Многоточечный офтальмологический лазерный зонд Download PDF

Info

Publication number
RU2435544C2
RU2435544C2 RU2010104442A RU2010104442A RU2435544C2 RU 2435544 C2 RU2435544 C2 RU 2435544C2 RU 2010104442 A RU2010104442 A RU 2010104442A RU 2010104442 A RU2010104442 A RU 2010104442A RU 2435544 C2 RU2435544 C2 RU 2435544C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
laser probe
optical system
lens
diffraction grating
probe according
Prior art date
Application number
RU2010104442A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2010104442A (ru
Inventor
Джек Р. ОЛЬД (US)
Джек Р. ОЛЬД
Рональд Т. СМИТ (US)
Рональд Т. СМИТ
Original Assignee
Алькон, Инк.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Алькон, Инк. filed Critical Алькон, Инк.
Publication of RU2010104442A publication Critical patent/RU2010104442A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2435544C2 publication Critical patent/RU2435544C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F9/00821—Methods or devices for eye surgery using laser for coagulation
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B27/00—Optical systems or apparatus not provided for by any of the groups G02B1/00 - G02B26/00, G02B30/00
    • G02B27/10—Beam splitting or combining systems
    • G02B27/106—Beam splitting or combining systems for splitting or combining a plurality of identical beams or images, e.g. image replication
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B27/00—Optical systems or apparatus not provided for by any of the groups G02B1/00 - G02B26/00, G02B30/00
    • G02B27/10—Beam splitting or combining systems
    • G02B27/1086—Beam splitting or combining systems operating by diffraction only
    • G02B27/1093—Beam splitting or combining systems operating by diffraction only for use with monochromatic radiation only, e.g. devices for splitting a single laser source
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/24—Coupling light guides
    • G02B6/26—Optical coupling means
    • G02B6/264—Optical coupling means with optical elements between opposed fibre ends which perform a function other than beam splitting
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/24—Coupling light guides
    • G02B6/26—Optical coupling means
    • G02B6/32—Optical coupling means having lens focusing means positioned between opposed fibre ends
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B2018/208—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser with multiple treatment beams not sharing a common path, e.g. non-axial or parallel
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • A61B2018/2205—Characteristics of fibres
    • A61B2018/2211—Plurality of fibres
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • A61B2018/2255—Optical elements at the distal end of probe tips
    • A61B2018/2294—Optical elements at the distal end of probe tips with a diffraction grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/30—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure
    • A61B2090/306—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure using optical fibres
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00861—Methods or devices for eye surgery using laser adapted for treatment at a particular location
    • A61F2009/00863—Retina
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/06—Radiation therapy using light
    • A61N5/0601—Apparatus for use inside the body
    • A61N5/0603—Apparatus for use inside the body for treatment of body cavities
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B5/00—Optical elements other than lenses
    • G02B5/18—Diffraction gratings
    • G02B5/1814—Diffraction gratings structurally combined with one or more further optical elements, e.g. lenses, mirrors, prisms or other diffraction gratings

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Laser Surgery Devices (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)
  • Optical Couplings Of Light Guides (AREA)

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к лазерным зондам и их соединениям, применяемым в офтальмологии. Зонд содержит излучающее оптическое волокно для излучения светового пучка, оптическую систему, расположенную на стороне излучения излучающего оптического волокна, и два или более принимающих оптических волокон, расположенных противоположно излучающему оптическому волокну. Оптическая система содержит дифракционную поверхность. Световой пучок, излучаемый излучающим оптическим волокном, дифрагируется на два или более дифрагированных световых пучка, которые сфокусированы в плоскости, параллельной дифракционной поверхности. Принимающие концы каждого из двух или более принимающих оптических волокон, предназначенных для приема светового пучка, дифрагированного оптической системой, расположены в плоскости, параллельной дифракционной поверхности. Другим вариантом выполнения является офтальмологический лазерный зонд, содержащий излучающее оптическое волокно и оптическую систему, расположенную на стороне излучения излучающего оптического волокна. При этом оптическая система выполнена так же, как и в предыдущем варианте. Соединение для лазерного зонда содержит корпус, оптическую систему, расположенную в корпусе, первое соединительное звено, расположенное на одной стороне оптической системы, и второе соединительное звено, расположенное на другой стороне оптической системы. При этом оптическая система содержит дифракционную поверхность, а каждый из двух или более дифрагированных световых пучков сфокусированы в плоскости, параллельной данной поверхности. Использование изобретения позволит снизить время проведения операции за счет конструкции зонда, позволяющей формирование многоточечного лазерного пучка. 3 н. и 24 з.п. ф-лы, 16 ил.

Description

Уровень техники изобретения
Изобретение относится к лазерному зонду для использования при офтальмологических манипуляциях, а конкретнее к многоточечному лазерному зонду для использования при фотокоагуляции.
С анатомической точки зрения глаз разделяется на две четко выраженные части - передний сегмент и задний сегмент. Передний сегмент включает в себя хрусталик и продолжается от самого наружного слоя роговой оболочки (роговичного эндотелия) до задней части капсулы хрусталика. Задний сегмент включает в себя участок глаза позади капсулы хрусталика. Задний сегмент продолжается от передней гиалоидной мембраны до сетчатки, в непосредственном контакте с которой находится задняя гиалоидная мембрана стекловидного тела. Задний сегмент по размерам значительно больше, чем передний сегмент.
Задний сегмент включает в себя стекловидное тело - прозрачное бесцветное гелеобразное вещество. Оно занимает приблизительно две трети объема глаза, определяя его очертание и форму еще до рождения. Оно состоит на 1% из коллагена и гиалуроната натрия и на 99% из воды. Передней границей стекловидного тела служит передняя гиалоидная мембрана, которая соприкасается с задней капсулой хрусталика, в то время как задняя гиалоидная мембрана образует его заднюю границу и находится в контакте с сетчаткой.
Дегенерация желтого пятна - это заболевание, наблюдаемое главным образом у пожилых людей, при котором центральная часть внутренней оболочки глаза, известная как область макулы, претерпевает утончение, атрофию, а в некоторых случаях кровоточит. Это может привести к потере центрального зрения, что влечет за собой неспособность видеть мелкие предметы, читать или распознавать лица. По данным Американской академии офтальмологии это является главной причиной потери центрального зрения, и сегодня в США этим заболеванием страдают те, чей возраст превышает пятьдесят лет.
Когда кровеносные сосуды под сетчаткой кровоточат, это приводит к форме макулярной дегенерации, называемой влажной макулодистрофией. В некоторых случаях такое кровотечение можно остановить или замедлить, используя процедуру, известную как фотокоагуляция. Фотокоагуляция представляет собой технический прием, используемый хирургами, оперирующими сетчатку, для лечения ряда глазных заболеваний, одно из которых - экссудативная (влажная) форма макулярной дегенерации. В ходе такого лечения лазерные пучки направляют в глаз, фокусируя на обладающих патологией кровеносных сосудах, расположенных под сетчаткой. Лазер приводит к каутеризации сосудов, запаивая их и предотвращая дальнейшую "протечку", что дает надежду предотвратить дальнейшую потерю зрения.
Используя стандартный лазерный зонд с одноточечным излучаемым пучком, хирург-офтальмолог обычно выключает и включает лазерный пучок с чередованием в "скорострельном" режиме, используя ножную педаль, по мере того как он сканирует пучком поверхность сетчатки для образования на сетчатке одномерного или двумерного массива пятен прижигания, образуемых лазерной фотокоагуляцией. Используя однопучковый лазерный зонд, покрытие желаемой области сетчатки точками, в которых проведена фотокоагуляция, может занять много времени.
Многоточечный лазерный зонд потенциально может уменьшить время, требуемое для образования желаемого множества точек прижигания лазером. Однако если использовать лазер с ограниченной мощностью излучения, который уже работает на своей предельной мощности, многоточечный лазерный зонд может не привести к снижению времени, требуемого для образования желаемого множества точек прижигания лазером. Это объясняется тем, что фиксированная мощность P лазера делится между N точками попадания пучка и, таким образом, энергия в заданной точке в среднем составит лишь P/N. Следовательно, для обеспечения равноценного прижигания требуемое время экспозиции должно быть примерно в N раз больше, чем время экспозиции при использовании однопучкового лазерного зонда. Следовательно, несмотря на то что следует выполнить только 1/N требуемого числа прижиганий лазером, выполняемых однопучковым зондом, время экспозиции, которое приходится на одно прижигание пучком, в N раз больше, чем при использовании однопучкового зонда. Таким образом, общее время формирования массива точек прижигания остается тем же.
Однако в настоящее время доступны новые лазеры для фотокоагуляции, такие как "лазеры следующего поколения" (NGL) Alcon Laboratories, Inc., желаемая интенсивность пучка которых, необходимая для обеспечения идеальной точечной коагуляции, составляет малую часть f максимально возможной интенсивности пучка. Если величина f равна 1/N, то можно использовать многоточечный лазерный пучок с N числом излучаемых пучков при максимальном уровне мощности лазерного пучка, и тогда время для образования желаемого множества точек, в которых проводится коагуляция, составит лишь 1/N от времени, которое потребовалось бы при использовании одноточечного лазерного зонда. Это снижает общее время проведения каждой операции и дает возможность выполнить большее число операций в один день, что снижает общую стоимость операции. Таким образом, желательно иметь многоточечный лазерный зонд для выполнения фотокоагуляции.
Сущность изобретения
В одном варианте осуществления, согласующемся с принципами настоящего изобретения, настоящее изобретение представляет собой лазерный зонд, содержащий излучающее оптическое волокно, оптическую систему и два или более принимающих оптических волокон. Излучающее оптическое волокно излучает пучок лазерного света. Оптическая система обеспечивает дифракцию светового пучка, излучаемого излучающим оптическим волокном. Каждое из принимающих оптических волокон принимает световой пучок, дифрагированный оптической системой.
В другом варианте осуществления, согласующемся с принципами настоящего изобретения, настоящее изобретение представляет собой соединение для лазерного зонда, которое содержит корпус, оптическую систему, расположенную в корпусе, а также два соединительных звена - по одному на каждой стороне оптической системы. Оптическая система осуществляет дифракцию пучка падающего света.
В другом варианте осуществления, согласующемся с принципами настоящего изобретения, настоящее изобретение представляет собой офтальмологический лазерный зонд, содержащий излучающее оптическое волокно и оптическую систему. Оптическая система осуществляет дифракцию светового пучка, излучаемого излучающим оптическим волокном, на два или более дифрагированных световых пучков.
Следует понимать, что как вышеизложенное общее описание, так и последующее подробное описание являются лишь показательными и поясняющими и рассчитаны на то, чтобы обеспечить дополнительное объяснение изобретения по формуле изобретения. В последующем описании так же, как и в практическом аспекте изобретения, изложены и предложены дополнительные преимущества и цели изобретения.
Краткое описание чертежей
Прилагаемые чертежи, которые включены в настоящее описание и составляют его часть, иллюстрируют несколько вариантов осуществления изобретения и совместно с описанием используются для пояснения принципов изобретения.
На фиг.1 показан вид в сечении простой системы формирования изображения с переходом от волокна к волокну согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.2 показан вид в сечении системы формирования изображения с переходом от волокна к волокну, в которой используется линза с дифракционной решеткой согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.3 показан вид в сечении дистального конца лазерного зонда, включающего в себя рукоятку и присоединенную канюлю согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.4 представлена дифракционная решетка, которая создает массив 2×2 пятен согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.5 показана система формирования изображения, в которой используется дифракционная решетка согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.6А и 6B показан соответственно вид в сечении сбоку и вид спереди гибридного мультиплексного узла решетки на основе поверхностной решетки/объемной голограммы.
На фиг.7 показан вид в сечении сбоку схемы расположения пучков, образованных гибридным мультиплексным узлом решетки на основе поверхностной решетки/объемной голограммы, представленным на фиг.6.
На фиг.8 показан вид в сечении соединительной конструкции согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.9 показан частичный вид лазерного зонда согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.10 изображено соединение между лазерным зондом, представленным на фиг.9, и соединительной конструкцией, представленной на фиг.8.
На фиг.11 и 12 показаны виды с торца охватывающего и охватываемого соединительных звеньев соответственно согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.13 показан вид в сечении лазерного зонда.
На фиг.14 показан вид в сечении лазерного зонда с дифракционной решеткой согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.15 показан покомпонентный вид в сечении дистального наконечника лазерного зонда, представленного на фиг.14.
На фиг.16 показан покомпонентный вид в сечении дистального наконечника лазерного зонда, в котором дифракционная решетка наделена оптической силой.
Подробное описание предпочтительных вариантов осуществления
Будут сделаны подробные ссылки на примеры вариантов осуществления изобретения, сами же примеры показаны на прилагаемых чертежах. Где это возможно, на чертежах используются единые ссылочные позиции для одинаковых или схожих частей.
На фиг.1 показан вид в сечении простой системы формирования изображения с переходом от волокна к волокну согласно принципам настоящего изобретения. В варианте осуществления, представленном на фиг.1, система имеет два волокна 110, 120 и две линзы 130, 140. Волокно 110 излучает расходящийся пучок света, который исходит от лазерного источника (не показан). Расходящийся пучок коллимируется линзой 130. Как известно, коллимированный свет представляет собой свет, лучи которого параллельны и образуют плоский волновой фронт. Этот коллимированный пучок фокусируется линзой 140 в пятно малого диаметра на входной торцевой поверхности принимающего волокна 120. В данном случае каждая из линз 130, 140 представляет собой плоско-выпуклую асферическую линзу. В плоско-выпуклой асферической линзе одна поверхность является плоской, а другая поверхность - выпуклой, с высокоточной асферической поверхностью для фокусировки света в пятно минимального диаметра. Такая схема дает наименьшую аберрацию пучка и может позволить получить практически идеальное дифракционно-ограниченное лазерное пятно на принимающем волокне 120.
В одном варианте осуществления настоящего изобретения каждое из волокон 110, 120 представляет собой 50-микронное волокно, NA=0,15. Размер линз соответствующим образом подобран для точного вхождения в стандартную рукоятку офтальмологического инструмента с внутренним диаметром 0,035 дюйма, такую как выпускает и реализует на рынке Alcon Laboratories, Inc.
На фиг.2 показан вид в сечении системы формирования изображения с переходом от волокна к волокну, в которой используется линза с дифракционной решеткой. На фиг.2 система включает в себя излучающее волокно 110, линзу 130, линзу 140 с дифракционной решеткой 205, а также три принимающих волокна 220, 230, 240. В варианте осуществления, представленном на фиг.2, дифракционная решетка 205 расположена на плоской стороне плоско-выпуклой линзы 140. Такая дифракционная решетка способна осуществлять дифракцию падающего пучка с получением множества пучков на выходе, которые фокусируются в индивидуальные пятна, как показано на чертеже. В данном случае узел 210 линзы/решетки осуществляет дифракцию падающего пучка и фокусирует его в два различных дискретных пятна пучка. Толщины элементов поверхностной дифракционной решетки рассчитаны так, что примерно одна треть света дифрагируется в каждое дифрагированное пятно, а одна треть света остается в пятне нулевого порядка недифрагированного пучка. В этом случае каждое из трех принимающих волокон 220, 230, 240 несет в себе примерно одну треть лазерного света от падающего пучка.
При такой схеме образуется множество лазерных пятен от одного единственного падающего лазерного пучка. Дифракционная решетка 205 на узле 210 линзы/решетки может быть рассчитана так, чтобы образовывать множество дифрагированных пятен пучка, которые могут быть связаны с множеством принимающих волокон 220, 230, 240. В одном примере дифракционная решетка может быть выполнена с возможностью дифракции падающего пучка таким образом, чтобы почти 100% света направлялось в дифрагированные пучки (а пучок нулевого порядка был бы исключен). В общем случае такие решетки могут быть выполнены с возможностью образования дифракционных схем расположения пучков по одной прямой или в двумерной области (как показано на фиг.4). Дифракционная решетка 205, представленная на фиг.2, может физически напрямую контактировать с линзой 140 или может быть отделена от нее. В этом случае дифракционная решетка может быть выполнена с использованием полимерной или стеклянной конструкции, которая отделена от линзы. Дифракционная решетка 205, которая отделена от собирающей линзы 140, может располагаться позади собирающей линзы 140, между собирающей линзой 140 и коллимирующей линзой 130, а также впереди коллимирующей линзы 130.
На фиг.3 показан дистальный конец лазерного зонда, включающего в себя рукоятку и присоединенную канюлю согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.3 узел 300 лазерного зонда включает в себя излучающее волокно 110, линзу 130, линзу с дифракционной решеткой 210, три принимающих волокна 220, 230, 240, рукоятку 310 и канюлю 320. Каждое из трех принимающих волокон 220, 230, 240 имеет изогнутый дистальный конец. Эти изогнутые концы направляют дифрагированные лазерные пятна на различные участки, формируя тем самым схему расположения пятен. При использовании узла 300 лазерного зонда для фотокоагуляции кровеносных сосудов сетчатки изогнутые концы принимающих волокон 220, 230, 240 образуют схему расположения пятен, которая может быть использована для более быстрой и эффективной коагуляции кровеносных сосудов. При каждом включении лазера на сетчатку может быть спроецировано множество пятен, покрывая более значительный участок ее поверхности.
На фиг.4 представлена дифракционная решетка, которая создает массив 2×2 пятен согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.4 дифракционная решетка 410 образует 4 пятна в двумерной области. Каждое из четырех пятен совпадает с принимающим волокном 420, 430, 440, 450. Используя различные конструктивные решения дифракционной решетки 410, можно получить произвольное количество схем расположения пятен.
На фиг.5 показана система формирования изображения, в которой используется дифракционная решетка согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.5 система включает в себя излучающее волокно 510, два принимающих волокна 520, 530 и дифракционную решетку 540. На фиг.5 преломляющие линзы были удалены и заменены на дифракционную решетку 540. В этом случае на кромке решетки 540 требуется обеспечить угол преломления, составляющий около 17 градусов (для оптической системы с увеличением 1:1, NA=0,15). Решетки с поверхностным рельефом способны обеспечить практически 100-процентную эффективность дифракции при малых углах преломления, однако с увеличением угла преломления эффективность дифракции резко снижается. В этом случае в качестве дифракционной решетки можно использовать объемную голограмму.
На фиг.6А и 6B показан соответственно вид в сечении сбоку и вид спереди гибридного мультиплексного узла дифракционной решетки на основе поверхностной решетки/объемной голограммы. На фиг.6А узел 600 решетки включает в себя слой 610 решетки с поверхностным рельефом, клеевой слой 620, слой 630 объемной голограммы, а также стеклянную подложку 640. Узел 600 решетки имеет центральную область 615 (дифракции на поверхностной решетке) и периферийную область 625 (дифракции на объемной голограмме). Узел 600 решетки, в общем, имеет круглую форму, как показано на фиг.6B.
Периферийная область 625 (дифракции на объемной голограмме) реализует объемную голограмму. В случае объемной голограммы дифракционная решетка находится внутри объема материала голограммы. Объемная голограмма обладает от средней до низкой дифракционной эффективностью для малых углов преломления (например, менее 10 градусов) и потенциально 100-процентной дифракционной эффективностью для увеличенных углов преломления (например, превышающих 10 градусов).
Таким образом, дифракционный узел 600 эффективно обеспечивает дифракцию с использованием центральной области 615 (дифракции на поверхностной решетке) для малых углов преломления. Узел 600 также эффективно обеспечивает дифракцию для увеличенных углов преломления с использованием периферийной области 625 (дифракции на объемной голограмме). Использование подобного узла 600 может обеспечить практически 100-процентную дифракционную эффективность в ограниченном объеме, заключенном в рукоятку зонда. Пример формы пучка для узла 600 показан на фиг.7.
На фиг.8-10 показана конструкция соединения волокон согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.8 показано соединение. Оптическая система расположена в корпусе 830, который соединяет лазерную консоль с имеющимся в распоряжении лазерным зондом. На фиг.8 оптическая система (в данном случае линза 130 и линза с дифракционной решеткой 210, хотя могут быть использованы и другие оптические элементы) расположена в корпусе 830. Охватываемое соединительное звено 810 расположено на одном конце корпуса 830, а охватывающее соединительное звено 820 расположено на другом конце корпуса 830. В одном варианте осуществления соединительные звенья представляют собой стандартные соединительные звенья SMA, однако могут быть использованы и другие соединительные звенья.
На фиг.9 показан частичный вид лазерного зонда согласно принципам настоящего изобретения. Имеющийся в распоряжении многоточечный лазерный зонд включает в себя охватываемое соединительное звено 910, оболочку 920, которая несет в себе одно или несколько оптических волокон, рукоятку 930, а также канюлю 940, которая оканчивается тремя оптическими волокнами 220, 230, 240 (каждое из которых имеет изогнутый конец).
На фиг.10 изображено соединение между лазерным зондом, представленным на фиг.9, и соединительной конструкцией, представленной на фиг.8. На фиг.10 охватываемое соединительное звено 910 входит в зацепление с охватывающим соединительным звеном 820, присоединяя, таким образом, лазерный зонд к лазерному генератору. Оптическая система, помещенная в корпус 830, осуществляет дифракцию падающего пучка, преобразуя во множество пучков, проходящих по оптическим волокнам 220, 230, 240.
На фиг.11 и 12 показаны виды с торца конструкции соединительных звеньев согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.11 показан вид с торца охватывающего соединительного звена, а на фиг.12 - вид с торца охватываемого соединительного звена. Подпружиненный шарик 1110 входит в зацепление с пазом 1210 и обеспечивает соосное совмещение оптических волокон (изображенных в виде окружностей малого диаметра) в требуемом положении. Другие механические элементы для центровки, такие как пазы и сопрягаемые выступы, также можно использовать для соосного совмещения оптических волокон в требуемом положении.
На фиг.13 показан вид в сечении лазерного зонда. На фиг.13 лазерный зонд имеет оболочку 1310 из поливинилхлорида (PVC), рукоятку 1320, оптическое волокно 1330, а также канюлю 1340. Лазерный пучок излучается из дистального конца волокна 1330.
На фиг.14 показан вид в сечении лазерного зонда с дифракционной решеткой согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.14 дифракционная решетка 1410 посажена на конец канюли 1340. Оптическое волокно 1330 оканчивается внутри канюли 1340 перед дифракционной решеткой 1340. Таким образом, лазерный пучок, излучаемый оптическим волокном 130, проходит через дифракционную решетку 1410. Как обсуждалось ранее, дифракционная решетка 1410 создает множество дифрагированных пятен пучка. На фиг.14 показаны два дифрагированных пучка, но в других вариантах осуществления настоящего изобретения при прохождении падающего пучка через дифракционную решетку может быть образовано произвольное число дифрагированных пучков. В различных вариантах настоящего изобретения могут использоваться поверхностная дифракционная решетка, объемная голограмма или их сочетание, как обсуждалось выше. В других вариантах осуществления дифракционная решетка 1410 может быть выполнена с возможностью создания различных схем расположения пятен, как обсуждалось ранее.
На фиг.15 показан покомпонентный вид в сечении дистального наконечника лазерного зонда, представленного на фиг.14. На этом чертеже более четко показана схема расположения компонентов и траектория пучков. Фиг.15 также включает в себя центрирующий цилиндр 1510, выполненный с возможностью центровки оптического волокна 1330 в канюле 1340. Дистальный конец оптического волокна 1330 расположен на расстоянии от дифракционной решетки 1410 так, чтобы пучок, излучаемый оптическим волокном 1330, мог расшириться и заполнить дифракционную решетку 1410, как показано. Дифракционная решетка 1410 осуществляет дифракцию пучка во множестве направлений, так что в плоскости излучающего волокна оказывается совокупность виртуальных изображений.
На фиг.16 показан покомпонентный вид в сечении дистального наконечника лазерного зонда, где дифракционная решетка наделена оптической силой. Дифракционная решетка 1610 выполнена с возможностью фокусировки дифрагированных пучков. Например, дифракционная решетка может быть выполнена с возможностью излучения множества коллимированных дифрагированных пучков. Коллимированные дифрагированные пучки приводят к образованию схемы с более концентрированным расположением пятен на сетчатке. В других вариантах осуществления дифракционная решетка 1610 выполнена с возможностью образования сходящихся дифрагированных пучков.
Из вышесказанного можно понять, что настоящее изобретение обеспечивает усовершенствованную систему для фотокоагуляции сетчатки. Используя дифракционную решетку или узел, единственный падающий лазерный пучок может быть дифрагирован с образованием схемы пятен, пригодной для фотокоагуляции кровеносных сосудов сетчатки. Настоящее изобретение показано здесь в виде примера, и средний специалист в данной области техники сможет осуществить различные изменения.
Другие варианты осуществления изобретения станут очевидны для специалистов в данной области техники из рассмотрения описания и практического аспекта изобретения, которые здесь изложены. Предполагается, что описание изобретения и примеры следует рассматривать лишь как иллюстративные, при этом истинная сущность и объем изобретения определяются последующей формулой изобретения.

Claims (27)

1. Лазерный зонд, содержащий:
излучающее оптическое волокно для излучения светового пучка;
оптическую систему, расположенную на стороне излучения излучающего оптического волокна, при этом оптическая система содержит дифракционную поверхность для дифрагирования светового пучка, излучаемого излучающим оптическим волокном так, что световой пучок, излучаемый излучающим оптическим волокном, дифрагируется на два или более дифрагированных световых пучка, причем каждый из двух или более дифрагированных световых пучков сфокусированы в плоскости, в целом параллельной дифракционной поверхности; и
два или более принимающих оптических волокна, причем каждое из двух или более принимающих оптических волокон расположено противоположно излучающему оптическому волокну, при этом принимающие концы каждого из двух или более принимающих оптических волокон расположены в плоскости, в целом параллельной дифракционной поверхности, каждое из двух или более принимающих оптических волокон предназначено для приема светового пучка, дифрагированного оптической системой.
2. Лазерный зонд по п.1, в котором оптическая система дополнительно содержит:
первую линзу и
вторую линзу, расположенную противоположно первой линзе, причем вторая линза содержит дифракционную поверхность.
3. Лазерный зонд по п.2, в котором первая линза представляет собой асферическую линзу и вторая линза представляет собой асферическую линзу с дифракционной поверхностью.
4. Лазерный зонд по п.1, в котором оптическая система выполнена с возможностью дифрагирования светового пучка, излучаемого излучающим оптическим волокном, с образованием двумерного массива пятен пучка.
5. Лазерный зонд по п.1, в котором оптическая система содержит дифракционную решетку.
6. Лазерный зонд по п.1, в котором оптическая система содержит гибридный мультиплексный узел дифракционной решетки на основе поверхностной дифракционной решетки и/или объемной голограммы.
7. Лазерный зонд по п.6, в котором узел решетки дополнительно содержит:
круглую секцию поверхностной решетки, расположенную в центре узла решетки, причем секция поверхностной решетки предназначена для дифрагирования падающего пучка при меньшем угле преломления; и кольцеобразную секцию объемной голограммы, расположенную по периферии секции поверхностной решетки, причем секция объемной голограммы предназначена для дифрагирования падающего пучка при большем угле преломления.
8. Лазерный зонд по п.1, в котором, по меньшей мере, одно из двух или более принимающих оптических волокон имеет изогнутый дистальный конец.
9. Лазерный зонд по п.1, в котором два или более принимающих оптических волокна расположены так, что каждое из двух или более принимающих оптических волокон имеет связь с единственным световым пучком, дифрагированным оптической системой.
10. Лазерный зонд по п.1, дополнительно содержащий:
корпус, который, по меньшей мере, частично заключает в себе два или более принимающих оптических волокна.
11. Соединение для лазерного зонда, содержащее:
корпус;
оптическую систему, расположенную в корпусе, при этом оптическая система содержит дифракционную поверхность для дифрагирования пучка падающего света так, что пучок падающего света дифрагируется на два или более дифрагированных световых пучка, причем каждый из двух или более дифрагированных световых пучков сфокусирован в плоскости, в целом параллельной дифракционной поверхности;
первое соединительное звено, расположенное на одной стороне оптической системы; и
второе соединительное звено, расположенное на другой стороне оптической системы.
12. Соединение по п.11, в котором оптическая система дополнительно содержит:
первую линзу и
вторую линзу, расположенную противоположно первой линзе, причем вторая линза содержит дифракционную поверхность.
13. Соединение по п.12, в котором первая линза представляет собой асферическую линзу и вторая линза представляет собой асферическую линзу с дифракционной поверхностью.
14. Соединение по п.11, в котором оптическая система выполнена с возможностью дифрагирования светового пучка, излучаемого излучающим оптическим волокном, с образованием двумерного массива пятен пучка.
15. Соединение по п.11, в котором оптическая система содержит дифракционную решетку.
16. Соединение по п.11, в котором оптическая система содержит гибридный мультиплексный узел дифракционной решетки на основе поверхностной дифракционной решетки и/или объемной голограммы.
17. Соединение по п.16, в котором узел решетки дополнительно содержит:
круглую секцию поверхностной решетки, расположенную в центре узла решетки, причем секция поверхностной решетки предназначена для дифрагирования падающего пучка при меньшем угле преломления; а также
кольцеобразную секцию объемной голограммы, расположенную по периферии секции поверхностной решетки, причем секция объемной голограммы предназначена для дифрагирования падающего пучка при большем угле преломления.
18. Соединение по п.11, в котором первое и второе соединительные звенья представляют собой соединительные звенья SMA.
19. Соединение по п.11, в котором, по меньшей мере, одно из первого и второго соединительных звеньев содержит механизм для совмещения оптических волокон.
20. Офтальмологический лазерный зонд, содержащий:
излучающее оптическое волокно для излучения светового пучка и оптическую систему, расположенную на стороне излучения излучающего оптического волокна, при этом оптическая система содержит дифракционную поверхность, по меньшей мере, для дифрагирования светового пучка, излучаемого излучающим оптическим волокном, на два или более дифрагированных световых пучка так, что световой пучок, излучаемый излучающим оптическим волокном, дифрагируется на два или более дифрагированных световых пучка, причем каждый из двух или более дифрагированных световых пучков сфокусирован в плоскости, в целом параллельной дифракционной поверхности.
21. Лазерный зонд по п.20, в котором оптическая система содержит дифракционную решетку.
22. Лазерный зонд по п.20, в котором оптическая система содержит гибридный мультиплексный узел дифракционной решетки на основе поверхностной дифракционной решетки и/или объемной голограммы.
23. Лазерный зонд по п.22, в котором узел решетки дополнительно содержит:
круглую секцию поверхностной решетки, расположенную в центре узла решетки, причем секция поверхностной решетки предназначена для дифрагирования падающего пучка при меньшем угле преломления; и кольцеобразную секцию объемной голограммы, расположенную по периферии секции поверхностной решетки, причем секция объемной голограммы предназначена для дифрагирования падающего пучка при большем угле преломления.
24. Лазерный зонд по п.20, в котором оптическая система содержит дифракционную решетку, выполненную с возможностью коллимирования.
25. Лазерный зонд по п.20, дополнительно содержащий:
корпус, который, по меньшей мере, частично заключает в себе излучающее оптическое волокно.
26. Лазерный зонд по п.20, дополнительно содержащий:
канюлю, которая, по меньшей мере, частично заключает в себе излучающее оптическое волокно.
27. Лазерный зонд по п.20, который дополнительно содержит:
центрирующий цилиндр, расположенный в канюле, причем центрирующий цилиндр предназначен для центрирования излучающего оптического волокна в канюле.
RU2010104442A 2007-07-09 2008-06-11 Многоточечный офтальмологический лазерный зонд RU2435544C2 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US11/774,698 US7566173B2 (en) 2007-07-09 2007-07-09 Multi-spot ophthalmic laser probe
US11/774,698 2007-07-09

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2010104442A RU2010104442A (ru) 2011-08-20
RU2435544C2 true RU2435544C2 (ru) 2011-12-10

Family

ID=39930714

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2010104442A RU2435544C2 (ru) 2007-07-09 2008-06-11 Многоточечный офтальмологический лазерный зонд

Country Status (12)

Country Link
US (1) US7566173B2 (ru)
EP (1) EP2162085B1 (ru)
JP (2) JP2010533034A (ru)
KR (1) KR101181067B1 (ru)
CN (1) CN101754726B (ru)
AU (1) AU2008275454B2 (ru)
BR (1) BRPI0813494B8 (ru)
CA (1) CA2684888C (ru)
ES (1) ES2412396T3 (ru)
MX (1) MX2009011655A (ru)
RU (1) RU2435544C2 (ru)
WO (1) WO2009009246A1 (ru)

Families Citing this family (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8366703B2 (en) 2008-04-02 2013-02-05 Cutera, Inc. Fractional scanner for dermatological treatments
KR101610840B1 (ko) * 2009-11-24 2016-04-08 알콘 리서치, 리미티드 안과 조명기용 단섬유 다초점 레이저 탐침
CN102791213B (zh) 2009-12-10 2015-01-21 爱尔康研究有限公司 使用多面光学元件的多光斑激光外科手术探头
JP5809163B2 (ja) * 2009-12-15 2015-11-10 アルコン リサーチ， リミテッド マルチスポットレーザープローブ
WO2011109838A1 (en) * 2010-03-05 2011-09-09 Topcon Medical Laser Systems, Inc. Coherent fiber bundle system and method for ophthalmic intervention
US20110299557A1 (en) * 2010-06-04 2011-12-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Side Fire Laser Assembly With Diffractive Portion
US8496331B2 (en) 2011-08-12 2013-07-30 Alcon Research, Ltd. Portable pattern-generating ophthalmic probe
US9086608B2 (en) 2011-09-07 2015-07-21 Alcon Research, Ltd. Laser probe with an electrically steerable light beam
KR101849974B1 (ko) 2011-09-16 2018-04-19 삼성전자주식회사 개구수 제어 유닛, 이를 채용한 가변형 광 프로브 및 깊이 스캐닝 방법
US9066678B2 (en) 2011-09-23 2015-06-30 Alcon Research, Ltd. Ophthalmic endoilluminators with directed light
US9849034B2 (en) 2011-11-07 2017-12-26 Alcon Research, Ltd. Retinal laser surgery
US8571364B2 (en) * 2011-11-09 2013-10-29 Alcon Research, Ltd. Multi-spot laser probe with faceted optical element
US8939964B2 (en) * 2011-12-01 2015-01-27 Alcon Research, Ltd. Electrically switchable multi-spot laser probe
EP2768416B1 (en) * 2011-12-09 2016-03-16 Alcon Research, Ltd. Devices and methods for reconfigurable multispot scanning
US10219947B2 (en) * 2012-05-25 2019-03-05 Ojai Retinal Technology, Llc System and process for retina phototherapy
US8888734B2 (en) 2012-06-05 2014-11-18 Alcon Research, Ltd. Functionally graded material tube and method for use of the same in implantation
JP2014087520A (ja) * 2012-10-31 2014-05-15 Nidek Co Ltd 眼科用レーザ治療装置
US10245181B2 (en) * 2012-12-21 2019-04-02 Alcon Research, Ltd. Grin fiber multi-spot laser probe
EP2808056B1 (en) * 2013-05-29 2020-04-15 Imec VZW Optical stimulation device
CA2934944A1 (en) 2013-12-23 2015-07-02 Quantel Medical, Inc. System and device for multi spot photocoagulation
US10166143B2 (en) * 2013-12-31 2019-01-01 Ip Liberty Vision Corporation Versatile light-guided ophthalmic treatment system
FR3026940B1 (fr) 2014-10-08 2021-09-03 Univ Jean Monnet Dispositif et procede pour la decoupe d'une cornee ou d'un cristallin
CN105182482B (zh) * 2015-09-14 2016-11-16 深圳市创鑫激光股份有限公司 一种可配置光纤合束器
US10598773B2 (en) * 2016-03-02 2020-03-24 University Of Washington Systems and methods for measuring pressure distributions of acoustic beams from ultrasound sources
EP3439594B1 (fr) 2016-04-06 2021-06-23 Keranova Scanner optique de balayage d'un appareil de decoupe d'un tissu humain ou animal
WO2018005796A1 (en) 2016-06-30 2018-01-04 Iridex Corporation Handheld ophthalmic laser system with replaceable contact tips and treatment guide
JP2020508750A (ja) * 2017-02-28 2020-03-26 アルコン インコーポレイティド 関節式ビーム分離によるマルチファイバーマルチスポットレーザプローブ
CN110337284A (zh) * 2017-02-28 2019-10-15 诺华股份有限公司 具有简化的端头构造的多光纤多点式激光探针
US10639198B2 (en) 2017-05-30 2020-05-05 Alcon Inc. Multi-fiber multi-spot laser probe with articulating beam separation
US11833078B2 (en) 2017-08-18 2023-12-05 Ellex Medical Pty Ltd Multi-spot ophthalmic laser
EP3678617A1 (en) 2017-11-14 2020-07-15 Alcon Inc. Multi-spot laser probe with illumination features
JP2021505314A (ja) 2017-12-12 2021-02-18 アルコン インコーポレイティド 多重入力結合照光式マルチスポットレーザプローブ
WO2019116287A1 (en) 2017-12-12 2019-06-20 Novartis Ag Thermally robust laser probe assembly
US11213426B2 (en) 2017-12-12 2022-01-04 Alcon Inc. Thermally robust multi-spot laser probe
US11291470B2 (en) 2017-12-12 2022-04-05 Alcon Inc. Surgical probe with shape-memory material
CN112165893A (zh) * 2018-04-12 2021-01-01 阿瓦瓦公司 用于基于emr的组织处理的衍射光学
WO2020245705A1 (en) 2019-06-03 2020-12-10 Alcon Inc. Aligning multi-wavelength laser beams with cores of a multi-core fiber
EP4106696A1 (en) 2020-02-18 2022-12-28 Alcon Inc. Multi-spot laser probe with multiple single-core fibers

Family Cites Families (64)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2415046A1 (de) * 1974-03-28 1975-10-02 Siemens Ag Vorrichtung zur verteilung von lichtsignalen auf mehrere empfaenger
US4111524A (en) * 1977-04-14 1978-09-05 Bell Telephone Laboratories, Incorporated Wavelength division multiplexer
US4274706A (en) * 1979-08-30 1981-06-23 Hughes Aircraft Company Wavelength multiplexer/demultiplexer for optical circuits
DE3303623A1 (de) * 1983-02-03 1984-08-09 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg Optische phasengitteranordnung und schaltvorrichtungen mit einer solchen anordnung
CA1262757A (en) * 1985-04-25 1989-11-07 Richard M. Dwyer Method and apparatus for laser surgery
US4865029A (en) * 1986-04-24 1989-09-12 Eye Research Institute Of Retina Foundation Endophotocoagulation probe
US4986262A (en) * 1987-03-31 1991-01-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Measuring endoscope
JPH02287311A (ja) * 1989-04-28 1990-11-27 Toshiba Corp 計測機構付内視鏡装置
US5261904A (en) * 1990-01-30 1993-11-16 C. R. Bard, Inc. Laser catheter having diffraction grating for beam shaping
JPH0567558A (ja) * 1991-09-06 1993-03-19 Nikon Corp 露光方法
US5356407A (en) * 1992-04-30 1994-10-18 Infinitech, Inc. Ophthalmic surgery probe assembly
US5275593A (en) * 1992-04-30 1994-01-04 Surgical Technologies, Inc. Ophthalmic surgery probe assembly
US5373526A (en) * 1992-05-12 1994-12-13 Hughes Aircraft Company Apparatus and method for optical energy amplification using two-beam coupling
WO1994010595A1 (en) * 1992-10-23 1994-05-11 Monash University Confocal microscope and endoscope
JPH06317764A (ja) * 1993-04-27 1994-11-15 Olympus Optical Co Ltd 光学的ローパスフィルター
US5396571A (en) * 1993-05-21 1995-03-07 Trimedyne, Inc. Coupling device and method for improved transfer efficiency of light energy from a laser source into optical fibers
US5630809A (en) * 1994-12-19 1997-05-20 Connor; Christopher S. Intraocular slit illuminator and method therefor
US20020133146A1 (en) * 1995-10-27 2002-09-19 William B. Telfair Short pulse mid-infrared parametric generator for surgery
US6520956B1 (en) * 1995-11-06 2003-02-18 David Huang Apparatus and method for performing laser thermal keratoplasty with minimized regression
US5921981A (en) * 1995-11-09 1999-07-13 Alcon Laboratories, Inc. Multi-spot laser surgery
JPH09167373A (ja) * 1995-12-14 1997-06-24 Asahi Glass Co Ltd 光ヘッド装置
US5973779A (en) * 1996-03-29 1999-10-26 Ansari; Rafat R. Fiber-optic imaging probe
DE19616934A1 (de) * 1996-04-27 1997-10-30 Bosch Gmbh Robert Optische Schaltvorrichtung
US6421179B1 (en) * 1997-05-02 2002-07-16 Interscience, Inc. Wavelength division multiplexing system and method using a reconfigurable diffraction grating
US6097025A (en) * 1997-10-31 2000-08-01 Ljl Biosystems, Inc. Light detection device having an optical-path switching mechanism
US6071748A (en) * 1997-07-16 2000-06-06 Ljl Biosystems, Inc. Light detection device
AU9102798A (en) 1997-08-14 1999-03-08 Mark G Fontenot Multi-channel transmyocardial laser revascularization
US5980454A (en) * 1997-12-01 1999-11-09 Endonetics, Inc. Endoscopic imaging system employing diffractive optical elements
US6441934B1 (en) * 1998-02-13 2002-08-27 Apa Optics, Inc. Multiplexer and demultiplexer for single mode optical fiber communication links
US5997141A (en) * 1998-03-06 1999-12-07 Odyssey Optical Systems, Llc System for treating the fundus of an eye
AU3102699A (en) * 1998-03-19 1999-10-11 Board Of Regents, The University Of Texas System Fiber-optic confocal imaging apparatus and methods of use
US6241721B1 (en) * 1998-10-09 2001-06-05 Colette Cozean Laser surgical procedures for treatment of glaucoma
US6687010B1 (en) * 1999-09-09 2004-02-03 Olympus Corporation Rapid depth scanning optical imaging device
WO2001063351A1 (en) * 2000-02-22 2001-08-30 Light Management Group Inc. Acousto-optical switch for fiber optic lines
US6984230B2 (en) * 2000-04-07 2006-01-10 Synergetics, Inc. Directional laser probe
ATE377404T1 (de) * 2000-05-19 2007-11-15 Michael S Berlin Laserapplikationssystem und methode zur verwendung im auge
US6975898B2 (en) * 2000-06-19 2005-12-13 University Of Washington Medical imaging, diagnosis, and therapy using a scanning single optical fiber system
US6563982B1 (en) * 2000-07-22 2003-05-13 Finisar Corporation Method and apparatus for parallel optical processing
JP2002286920A (ja) * 2000-09-22 2002-10-03 Fuji Electric Co Ltd 回折型光学素子
EP1191359A1 (en) 2000-09-22 2002-03-27 Fuji Electric Co., Ltd. Holographic beam splitter
WO2002036015A1 (en) * 2000-10-30 2002-05-10 The General Hospital Corporation Optical methods and systems for tissue analysis
US9295391B1 (en) * 2000-11-10 2016-03-29 The General Hospital Corporation Spectrally encoded miniature endoscopic imaging probe
CA2434173C (en) * 2001-01-18 2009-09-29 The Regents Of The University Of California Minimally invasive glaucoma surgical instrument and method
US6847454B2 (en) * 2001-07-16 2005-01-25 Scimed Life Systems, Inc. Systems and methods for processing signals from an interferometer by an ultrasound console
US6943353B2 (en) * 2001-10-01 2005-09-13 Ud Technology Corporation Simultaneous multi-beam planar array IR (pair) spectroscopy
US7006231B2 (en) * 2001-10-18 2006-02-28 Scimed Life Systems, Inc. Diffraction grating based interferometric systems and methods
AU2002321806A1 (en) * 2001-12-10 2003-06-23 Inolase 2002 Ltd. Method and apparatus for improving safety during exposure to a monochromatic light source
US7071460B2 (en) * 2002-06-07 2006-07-04 Christopher Rush Optical non-contact measuring probe
US20040116909A1 (en) * 2002-12-11 2004-06-17 Ceramoptec Industries Inc. Multipurpose diode laser system for ophthalmic laser treatments
US7766904B2 (en) * 2003-01-31 2010-08-03 Iridex Corporation Adjustable laser probe for use in vitreoretinal surgery
US7297154B2 (en) * 2003-02-24 2007-11-20 Maxwell Sensors Inc. Optical apparatus for detecting and treating vulnerable plaque
US7090670B2 (en) * 2003-12-31 2006-08-15 Reliant Technologies, Inc. Multi-spot laser surgical apparatus and method
US7704246B2 (en) * 2004-04-30 2010-04-27 Connor Christopher S Shielded intraocular probe for improved illumination or therapeutic application of light
US7252662B2 (en) * 2004-11-02 2007-08-07 Lenticular Research Group Llc Apparatus and processes for preventing or delaying one or more symptoms of presbyopia
WO2006058346A1 (en) * 2004-11-29 2006-06-01 The General Hospital Corporation Arrangements, devices, endoscopes, catheters and methods for performing optical imaging by simultaneously illuminating and detecting multiple points on a sample
US8394084B2 (en) * 2005-01-10 2013-03-12 Optimedica Corporation Apparatus for patterned plasma-mediated laser trephination of the lens capsule and three dimensional phaco-segmentation
HU227859B1 (en) * 2005-01-27 2012-05-02 E Szilveszter Vizi Real-time 3d nonlinear microscope measuring system and its application
US7856985B2 (en) 2005-04-22 2010-12-28 Cynosure, Inc. Method of treatment body tissue using a non-uniform laser beam
US20070057211A1 (en) * 2005-05-25 2007-03-15 Karsten Bahlman Multifocal imaging systems and method
US20070121069A1 (en) * 2005-11-16 2007-05-31 Andersen Dan E Multiple spot photomedical treatment using a laser indirect ophthalmoscope
AU2006343552B2 (en) * 2005-12-16 2011-11-10 Alcon Inc. Illuminated infusion cannula
JP2009523574A (ja) * 2006-01-18 2009-06-25 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション １つ又は複数の内視鏡顕微鏡検査法を使用してデータを生成するシステム及び方法
US10098781B2 (en) * 2006-03-24 2018-10-16 Topcon Medical Laser Systems Inc. Multi-spot optical fiber endophotocoagulation probe
US8838213B2 (en) * 2006-10-19 2014-09-16 The General Hospital Corporation Apparatus and method for obtaining and providing imaging information associated with at least one portion of a sample, and effecting such portion(s)

Also Published As

Publication number Publication date
BRPI0813494B1 (pt) 2019-07-23
BRPI0813494A2 (pt) 2009-01-15
RU2010104442A (ru) 2011-08-20
WO2009009246A1 (en) 2009-01-15
BRPI0813494B8 (pt) 2021-06-22
US7566173B2 (en) 2009-07-28
CA2684888C (en) 2015-11-24
AU2008275454A1 (en) 2009-01-15
CA2684888A1 (en) 2009-01-15
JP2010533034A (ja) 2010-10-21
CN101754726B (zh) 2014-01-29
CN101754726A (zh) 2010-06-23
ES2412396T3 (es) 2013-07-11
EP2162085B1 (en) 2013-04-10
KR20100038405A (ko) 2010-04-14
KR101181067B1 (ko) 2012-09-07
JP5848369B2 (ja) 2016-01-27
JP2014079644A (ja) 2014-05-08
AU2008275454B2 (en) 2011-12-22
MX2009011655A (es) 2009-11-10
US20090015923A1 (en) 2009-01-15
EP2162085A1 (en) 2010-03-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2435544C2 (ru) Многоточечный офтальмологический лазерный зонд
JP7488872B2 (ja) 簡易先端構造を有するマルチファイバマルチスポットレーザプローブ
JP7312175B2 (ja) 多重入力結合照光式マルチスポットレーザプローブ
JP5453311B2 (ja) 手術器具用の照準を合わせた照明
KR101862809B1 (ko) 외과수술 조명용 나노 섬유로 발진되는 백색 일관성 레이저 광
JP2021505314A (ja) 多重入力結合照光式マルチスポットレーザプローブ
JP5809163B2 (ja) マルチスポットレーザープローブ
JP5848348B2 (ja) 手術器具のための二重モード照明法
JP6301956B2 (ja) Ｇｒｉｎファイバーの多点レーザープローブ
JP2021502848A (ja) 照射機能を有するマルチスポットレーザプローブ
JPS642375B2 (ru)
US11432963B2 (en) Aligning multi-wavelength laser beams with cores of a multi-core fiber
CN106999039A (zh) 用于眼睛检查的透镜系统

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20200612