WO2010031395A1 - Laserbasierte vorrichtung und verfahren zur berührungslosen abtastung von augen - Google Patents

Laserbasierte vorrichtung und verfahren zur berührungslosen abtastung von augen Download PDF

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WO2010031395A1
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eye
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radiation
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Thomas Windisch
Bernd Köhler
Frank Schubert
Lothar Haupt
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    • G01N21/71—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light thermally excited
    • G01N21/718—Laser microanalysis, i.e. with formation of sample plasma

Definitions

  • the present invention relates to a laser-based device for non-contact scanning of human eyes and / or animal eyes, which in particular also allows the scanning of the eyes in vivo.
  • the present invention also relates to a corresponding scanning method.
  • An ophthalmic lens seems to be responsible for the deformation properties of the lens of the eye and thus represents a central factor in the description of the optical properties as well as the functionality of the entire human eye.
  • All prior art devices and / or methods for determining the lens hardness require extraction of the lens (thus, the lens can not be examined in vivo, but in the case of the deceased it is necessary to extract the lens and perform an in vitro examination
  • To determine the lens hardness were methods such as the measurement of forces during insertion of needles (KR Heyes, molecular vision 2004, 10, pp. 956-963) or the deformation of the lenses by centrifugal forces due to rapid rotation (RF Fischer, J. Physiol., 212, pp. 147-180).
  • the object of the present invention to provide a laser-based device and a corresponding scanning method for non-contact scanning of human and / or animal eyes, with which the non-destructive and damage-free Examination of the hardness of the eye lens, in particular an examination on a living object, is possible.
  • the device combines ultrasound-based measurement methods with the advantages of laser-based excitation and laser-based detection.
  • the laser-acoustic effect serves as the principle of excitation: in the center of the laser system comprising at least one laser (for example an excitation laser of a first laser system) focused into a target area within the eye, a locally limited micro-plasma is formed for extremely short fractions of a second.
  • the wave fronts thereby propagating in the examined eye become at the interfaces of the different types of tissue in the eye (eg at the interface between the anterior chamber of the eye and the lens, at the interface between the posterior lens surface and the vitreous or at the border between the vitreous body and the lens
  • Retina partially reflected and / or scattered and depending on the traversed tissue in their signal properties (eg, in their frequency spectrum, in their maturities, etc.) influenced.
  • the reflected and / or scattered wave portions are by means of a laser system (for example, this may be the same, above-mentioned laser system, but it is also a separate, further low-energy laser system comprising a detection laser separated from the excitation laser and below Also referred to as a second laser system, this can be used), as vibrations of the individual tissues such.
  • a laser system for example, this may be the same, above-mentioned laser system, but it is also a separate, further low-energy laser system comprising a detection laser separated from the excitation laser and below Also referred to as a second laser system, this can be used
  • a targeted evaluation of the waves traveling through the eye makes it possible to determine the position and movement of the
  • the laseracoustic effect in the eye is thus used specifically for the emission of ultrasound.
  • ultrasound waves are generated without contact in the eye by adjusting the energy density generated locally in the eye by the laser or excitation laser in such a way that photodisruption occurs (Photodisruption, also referred to as optical breakdown, occurs when very high intensities in the range of more than 1 TW / cm 2 occur at the focal point of the excitation laser radiation, and such energy densities turn one into focus induces limited material separation).
  • the excitation energy is supplied by the laser or excitation laser in a suitable manner (for example in pulsed form with a sufficiently short pulse duration), and if the photodisruption is carried out within suitable tissue of the eye (in particular within the anterior chamber of the eye), permanent damage can be caused avoid on the eye, so that the presented laser-based device or the corresponding scanning process can also be used in vivo.
  • a shock wave of high acceleration then proceeds in the further course, which then merges into acoustic ultrasound waves, which in turn are reflected at the corresponding interfaces and finally detected or detected by means of the detection laser system as described in more detail below can.
  • a particularly advantageous aspect of the present invention is the combination of two laser systems, a first, comprising the excitation laser
  • Laser system with locally defined high energy input in a suitable tissue in the eye is realized and a second, a detection laser and a detector comprehensive laser system with which the first laser system via the photodisruption triggered acoustic ultrasonic waves can be scanned (alternatively, but is also a single laser can be used whose radiation is split into two partial beams, with each partial beam then being processed with regard to its beam properties (eg intensity, frequency, Partial beam takes over the role of the exciting laser radiation and a partial beam takes over the role of the scanning laser radiation).
  • This scan of the waves reflected or deflected at the tissue interfaces in the eye is then used to derive information about the viscosity of, for example, the lens of the eye from the properties of the reflection.
  • the viscosity of the crystalline lens increases (which causes hardening of the lens corresponds), this reduces the amplitude of the lens echoes or the signal components reflected at the lens.
  • Such behavior can be evaluated in the context of the present invention and used to characterize the eye lens.
  • the laser-based device can detect the reflected, deflected and / or scattered component in the time domain (for example with regard to transit time, position, amplitude and distance) detected with the part of the structure or the detection laser system designed for the detection or in the form of pulse peaks and / or wavefronts or also with regard to transit time differences of detected pulses relative to triggering pulses, ie pulses which were irradiated by the excitation laser system) or also in the frequency domain (eg with regard to position, amplitude and / or the form of frequency peaks).
  • This can be carried out in an evaluation unit, which can be designed, for example, on the basis of a commercially available computer system (eg PC) with suitable software and can be connected to the detector of the detection laser system for data exchange.
  • PC commercially available computer system
  • the detection in the eye of reflected or deflected signal components by means of the detection part of the structure or detection laser system can be carried out at a multiplicity of different times, so that over a defined time interval a signal curve is obtained which is both in the time domain and in the frequency domain (the latter eg. by means of FFT) can be evaluated.
  • FFT frequency domain
  • the detection part of the structure or the detection laser system may be in the form of an interferometer, for example in the form of a laser Doppler vibrometer.
  • the detector of the detection laser system measures the intensity of the superimposed light, whose beat frequency of the difference frequency between the reference beam and the
  • Measuring beam (or the reflected beam component) speaks.
  • the detector can detect the time-dependent intensity I (t) at the superposition point of the measurement beam and the reference beam. If an interface in the eye is then caused to vibrate by the energy density locally generated by the excitation laser system or the photodisruption and the ultrasonic waves emanating therefrom, the signal of the detection laser reflected at the oscillating interface effects a fluctuation of the determined light intensity I (t). , On the basis of the fluctuation parameters of this fluctuation, it is then possible to determine, for example, the deflection of the interface and / or its velocity, which, as described above, allows conclusions to be drawn about the tissue parameters.
  • the detection part or the detection laser system eg, a laser Doppler vibrometer
  • devices are used that are particularly suitable for scanning the frequency range with a bandwidth of> 20 MHz.
  • the upper limit frequency of the devices should be at least 12, more preferably at least 30 MHz.
  • Corresponding vibrometer components are known to the person skilled in the art and are available for use in the device according to the invention.
  • the laser or the excitation laser of the device according to the invention is operated in pulsed form with pulse durations in the nano-, pico- or femtosecond range.
  • Pulse duration and pulse shape should be set, for example, in nanosecond pulses so that the average energy per pulse, which is then entered in the focus in the corresponding tissue area in the range of l ⁇ j to 50 mJ, more preferably in the range of 1 to 10 mJ.
  • This energy range makes it possible, on the one hand, for a Training photodisruptions to realize sufficient energy input, but on the other hand prevents damage due to excessive energy input.
  • the exciting laser beam of the excitation laser is generated with an average beam diameter in the range of ⁇ 50 microns, preferably ⁇ 20 microns and more preferably ⁇ 10 microns.
  • the wavelength of the excitation laser can be selected preferably between 1064 and 2900 nm, since here the absorption in water increases greatly and corresponding, approved medical lasers are available.
  • the ultrasound waves excited by these pulse durations, energy inputs and beam parameters in the eye tissue then lie in the above-described frequency range, ie in the range from below one to several tens of MHz, so that a spatial resolution in the sub-millimeter range is possible.
  • the beam parameters can also be set in such a way that thermoelastic excitation in the eye tissue by the excitation laser occurs.
  • the location of the focusing of the exciting laser radiation or excitation laser (hereinafter also referred to as the first target area) and the location on which the scanning laser radiation or the laser beam of the detection laser is focused (hereinafter second target area) at different locations within the eye to be examined: for example, the first target area can be placed in the anterior chamber of the eye (see above-mentioned reason that photodisruptions can be generated in particular here, which cause no permanent damage to the eye), whereas the second target area can be placed on the upper surface of the cornea or on the anterior lens surface of the crystalline lens.
  • the excitation site and the detection site can be separated from one another (this can be achieved, for example, with suitable beam guidance systems for the laser radiation or for the laser radiation of the excitation laser and for the laser radiation of the detection laser;
  • the detection laser and the excitation laser can be positioned differently with respect to the distances from the eye and / or the angle of incidence such that the two target areas are arranged at a distance from one another).
  • deflection optics such as foldable or semi-transparent mirrors, or controllable focusing optics can be used as beam guiding optics.
  • deflection optics such as foldable or semi-transparent mirrors, or controllable focusing optics
  • the beams of the excitation and detection lasers can be brought onto a common optical axis and irradiated onto the eye.
  • the end focus of the excitation laser radiation and the end focus of the detection laser radiation can then be brought to rest at different depths of the eye (separation of the excitation and detection or analysis location).
  • the device according to the invention can also be used for therapy control: the small gas bubbles generated by the excitation laser due to photodisruption in the eye lens leave behind an elastically softer matrix after their collapse (and the resulting shock waves). In this way, the ability to accommodate can be partially or possibly even completely restored.
  • the device for detecting foreign bodies in the eye If the detection laser system (for example with the aid of deflectable mirrors or a galvano scanner) is preceded by a suitable beam deflection optics, it is possible to use the detection laser beam to generate surface areas of the eye and perform a spatially resolved representation on the basis of the received and evaluated reflected or deflected beam components. On the basis of suitable evaluations of the echo signals, it is then possible to detect foreign bodies (which generally trigger significantly higher echo amplitudes).
  • the invention offers a number of significant advantages:
  • the invention offers the advantage of a non-contact approach.
  • the exciting laser radiation or the excitation laser is designed in such a way that by the irradiation before or in the eye visual-acoustic effects can be caused.
  • the spherical shockwaves triggered by photo-disruption in the anterior chamber travel through the eye and stimulate reflections at a number of interfaces in the eye, which are then reflected by the propagation of the reflected wave components through the biological tissue of the eye
  • the propagating, reflected wave components are changed in their signal properties by the properties of the biological tissues passed through, which can be detected and evaluated on a large number of possible types. For example, transit time differences can be determined, amplitude ratios can be determined, attenuations of the amplitudes can be evaluated as a function of the distance traveled, etc.
  • the present invention is also distinguished by the tissue-saving excitation and detection procedure. This allows humans to be examined non-destructively, without damage and without contact, even on animals.
  • the present invention is also particularly suitable for evaluating small structures such as, for example, local areas in the eye lens.
  • FIG. 1 shows a possible structure of an exemplary laser-based device according to the invention for non-contact scanning of eyes, which uses two lasers,
  • FIG. 2 shows an example of a measurement signal detected with the device according to FIG. 1 and its evaluation
  • FIG 3 shows another possible construction with only one laser, which is used for excitation and detection.
  • a laser-based device for contactless scanning of eyes has a first laser system 1, which comprises an excitation laser Ia.
  • the laser radiation Ib generated with this excitation laser Ia is generated by means of a suitable beam-shaping optical system (not shown). shows, it may be, for example, a controllable focusing optics) and focused on a semi-transparent mirror 5 on a first target area 3-1 within an eye to be examined A, which was placed within a target volume 3, focused.
  • the first target area 3-1 located in the target volume 3 has been selected to be within the anterior chamber of the eye A.
  • excitation laser Ia a therapy laser is used, as it is known in the art. This may be, for example, a Nd: YAG laser.
  • the therapy laser Ia is pulsed with a pulse duration in the nano-, picosecond or in the femtosecond range operated.
  • the energy density, which is absorbed per pulse in the anterior chamber of the eye, is adjusted by means of suitable control and regulating systems of the laser Ia in such a way that from 1 to about 10 mJ per pulse are applied in the target area 3-1.
  • the beam diameter at the height of the focus or the focus diameter is 5 to 10 microns. With the aid of the variable focusing optics, it is possible to set a variable depth of focus or to set the position of the first target area 3-1 within the eye almost as desired. However, for the reasons described above, a location of this target area within the anterior chamber of the eye is preferred.
  • the device according to the invention further comprises a second laser system (detection laser system 2), which comprises a detection laser 2a and a detector 2d.
  • This detection laser system is designed here as a laser Doppler vibrometer, the exact structure of which is known to the person skilled in the art, so that the detection laser system 2 in FIG. 1 is only roughly sketched.
  • the second, scanning laser radiation 2b is irradiated in a second target area 3-2 within the target volume 3.
  • the second target area 3-2 is here chosen so that it lies on the outer surface of the cornea of the eye A.
  • suitable, not shown controllable focusing optics of the focus or the second target area 3-2 of the detection laser radiation 2b but also z. B. be directed to the Engelvor- side lens surface of the eye A). Reflected, deflected or scattered signal portions 2c of the irradiated detection radiation 2b can then be detected by the detector 2d in or on the second target area 3-2.
  • the excitation laser beam 1b and the detection laser beam 2b are directed onto a common optical axis by means of the semitransparent mirror 5 and irradiated parallel to each other on the eye A in the target volume 3 (the reflected beam portion 2c, see below, at the mirror 5 in the direction of the detector 2d deflected and detected by this).
  • the use of such a mirror 5 is not necessary.
  • the excitation laser beam 1b and the detection laser beam 2b can also be directed onto the eye A from lasers 1a, 2a positioned at different angles to the target volume 3 and thus at different angles of incidence.
  • the local disruption in the first target area 3-1 triggers a shockwave that passes into acoustic ultrasound waves, which then excite the individual components of the eye, including the cornea, to corresponding oscillations.
  • the vibration present at the observed interface is thus measured interferometrically.
  • the portions 2c of the irradiated second laser radiation 2b which are respectively reflected or scattered by the oscillation of the cornea on the outer cornea are detected and temporarily stored by means of the detector 2d of the laser vibrometer 2.
  • An evaluation device 4 in the form of a PC with suitably designed software and hardware is connected to the detector 2d of the detection laser system 2. With this evaluation unit, the returning, reflected and / or scattered portions 2c of the irradiated detection laser radiation 2b can then be evaluated as described above.
  • the sampling bandwidth of the vibrometer here is about 30 MHz: both smaller frequencies in the range above about 100 kHz and higher frequencies up to the cutoff frequency of at least 30 MHz can thus be evaluated. Even higher frequencies of up to several hundred MHz, z. B. of up to 300 MHz are evaluable. The higher frequencies in the megahertz range (the associated wavelengths of the latter are much smaller than the distances in the eye) can be evaluated in particular by transit time measurements.
  • the smaller frequencies can be evaluated in particular by using FFT (Fast Fourier Transformation) in the evaluation unit 4 to create a spectrum and to Maximal Aug. Signal peaks is examined.
  • FFT Fast Fourier Transformation
  • the signal peaks or maxima correspond to natural vibration modes of different components in the eye and therefore allow conclusions to be drawn about the corresponding tissues (see above) For example, the elastic properties of the eye lens are frequency-dependent).
  • the vibration applied at the observed interface (with frequencies in the kHz or MHz range) is scanned by the laser radiation of the detection laser system.
  • the pulse triggered at the cornea reaches the detector at time Sl
  • the pulse emitted at the front of the lens reaches the detector at time S2
  • the pulse reflected at the lens rear reaches the detector at time S3.
  • S4 indicates the pulse reflected at the back of the eye.
  • FIG. 2 in which the intensity I (t) received by the detector is plotted against the time axis t
  • the individual tissue boundary surfaces of the eye can be clearly distinguished from one another by the times past the reception of the pulse signal.
  • An evaluation of the corresponding pulse shape or its envelope also makes it possible to make statements about the individual eye tissues passed through (thus, the pulse shape or the shape of the envelope strongly depends on the elastic properties of the individual tissue types).
  • FIG. 3 shows a further example of a construction according to the invention.
  • the essential features of the construction shown in FIG. 3 correspond to the construction shown in FIG. 1, so that only the differences are described below:
  • the reference numeral Ia instead of the excitation laser Ia and the detection laser 2a, only one single laser is used here as well is denoted by the reference numeral Ia, used (the reference numeral 1 designates here then the actual laser Ia and the control and Control electronics of this laser).
  • the computer 4 is also used to control the laser Ia.
  • the radiation of the laser Ia is split by the beam splitter 6 into two partial beams:
  • a first partial beam is amplified by means of an intensity amplifier 7 in its intensity and brought by means of a frequency changing unit 8 to a suitable frequency for excitation.
  • This partial beam is then irradiated as exciting laser radiation Ib on the eye.
  • the Freqenzver Sungshim 8 can be arranged in the beam path not only after, but also in front of the intensity amplifier 7.
  • the second partial beam or beam component separated by means of the beam splitter 6 is fed via a first deflecting mirror 9 'to an intensity attenuator 7' and from this via a further frequency change unit 8 'and a second deflecting mirror 9''onto a semitransparent mirror 5 (compare the structure in FIG. 1).
  • This second beam component is thus shaped by the units 1 'and 8' in such a way that it is suitable for scanning. In the present case the system can thus be viewed the units Ia, 6, 1 'and 8' as "detection laser" ".
  • the first partial beam is then amplified with an amplifier 7 as described above however, no intensity attenuation is necessary for the second partial beam. It is likewise possible to work with a high-energy laser Ia, with which no attenuation 7 'is required for the first partial beam, but an attenuation 7' is required for the second partial beam.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Laserbasierte Vorrichtung zur berührungslosen Abtastung von menschlichen Augen und/oder von tierischen Augen, insbesondere von menschlichen Augen in vivo, umfassend ein erstes, einen Anregungslaser (1a) umfassendes Lasersystem (1), mit dem eine erste, anregende Laserstrahlung (1b) in einen ersten Zielbereich (3-1) innerhalb eines Zielvolumens (3), in dem ein zu untersuchendes Auge (A) platzierbar ist und/oder platziert ist, fokussierbar ist, und ein zweites, einen Nachweislaser (2a) und einen Detektor (2d) umfassendes Lasersystem (2), mit dessen Nachweislaser eine zweite, abtastende Laserstrahlung (2b) in einen zweiten Zielbereich (3-2) innerhalb des Zielvolumens (3) einstrahlbar, insbesondere fokussierbar ist und mit dessen Detektor ein vom im Zielvolumen platzierbaren und/oder platzierten Auge, insbesondere von dem im zweiten Zielbereich (3-2) platzierbaren und/oder platzierten Teil des Auges, reflektierter, abgelenkter und/oder gestreuter Anteil (2c) der zweiten Laserstrahlung erfassbar ist.

Description

LASERBASIERTE VORRICHTUNG UND VERFAHREN ZUR BERÜHRUNGSLOSEN ABTASTUNG VON AUGEN
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine laserbasierte Vorrichtung zur berührungslosen Abtastung von menschlichen Augen und/oder von tierischen Augen, die insbesondere auch die Abtastung der Augen in vivo erlaubt. Die vorliegende Erfindung bezieht sich dar- über hinaus auf ein entsprechendes Abtastverfahren.
Mit zunehmendem Alter nimmt die Härte der Augenlinse des Menschen zu. Durch den damit zusammenhängenden Verlust an Akkomodationsfähigkeit des Auges entsteht beispielsweise die Alterssichtigkeit . Die Härte der
Augenlinse scheint maßgeblich für die Deformationseigenschaften der Augenlinse verantwortlich zu sein und stellt somit eine zentrale Größe in der Beschreibung der optischen Eigenschaften sowie der Funktionsfähig- keit des gesamten menschlichen Auges dar. Alle bisherigen, aus dem Stand der Technik bekannten Vorrichtungen und/oder Verfahren zur Bestimmung der Linsenhärte setzen ein Extrahieren der Linse voraus (die Linse kann somit nicht in vivo untersucht werden, sondern es muss bei Verstorbenen eine Extraktion der Linse und eine in vitro-Untersuchung der Linse durchgeführt werden) oder schädigen das Gewebe des Auges: Zur Bestimmung der Linsenhärte wurden Methoden wie die Messung der Kräfte beim Einstechen von Nadeln (K. R. Heyes, molecular vision 2004, 10, S. 956-963) oder die Deformation der Linsen durch Fliehkräfte infolge schneller Rotation (R. F. Fischer, J. physiol., 212, S. 147-180) genutzt. Weiterhin wird von üntersu- chungen berichtet, bei denen eine externe Belastung über Zangen in die Linse eingebracht und gleichzeitig die entstehenden Kräfte wie auch die Deformation der Linse erfasst werden (B. K. Pierscionek „in vitro ul- teration of human lense curvatures by radial stret- ching", Exp. Eye Res . , 1993, 57, S. 629-635). Darüber hinaus existieren auch Ansätze, bei denen Leistungsultraschall verwendet wird. Leistungsultraschall ist jedoch für lebendes Gewebe kritisch zu bewerten. Daneben existieren noch zahlreiche Verfahren, bei de- nen die elastischen Eigenschaften, insbesondere die Viskosität der unterschiedlichen Augengewebsarten mittels Ultraschall bestimmt werden. Auch diese Verfahren erfordern jedoch ein spezielles Präparieren der (entnommenen) Augen.
Basierend auf dem Stand der Technik ist es daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine laserbasierte Vorrichtung und ein entsprechendes Abtastverfahren zur berührungslosen Abtastung von menschlichen und/oder tierischen Augen zur Verfügung zu stellen, mit der/dem die zerstörungsfreie und schädigungsfreie Prüfung der Härte der Augenlinse, insbesondere also eine Prüfung am lebenden Objekt, möglich ist.
Diese Aufgabe wird durch eine laserbasierte Vorrich- tung nach Patentanspruch 1 sowie ein laserbasiertes Verfahren nach Anspruch 12 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungsformen der Vorrichtung sowie des Verfahrens lassen sich jeweils den abhängigen Ansprüchen entnehmen. Erfindungsgemäße Verwendungen sind im An- spruch 16 beschrieben.
Nachfolgend wird die vorliegende Erfindung zunächst allgemein beschrieben, dem schließt sich ein Ausführungsbeispiel zur Realisierung einer erfindungsgemä- ßen laserbasierten Vorrichtung (sowie des entsprechenden Verfahrens) an. Die in der allgemeinen Beschreibung sowie im Ausführungsbeispiel erwähnten bzw. beschriebenen Kombinationen von Merkmalen müssen dabei im Rahmen der vorliegenden Erfindung nicht in den beschriebenen Merkmalskombinationen realisiert werden, sondern können im Rahmen der Patentansprüche und basierend auf dem Fachwissen des Fachmannes auch in anderen Kombinationen realisiert sein bzw. verwendet werden.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung verbindet ultraschallbasierte Messmethoden mit den Vorzügen der laserbasierten Anregung und der laserbasierten Detekti- on. Als Anregungsprinzip dient der laserakustische Effekt: Im Zentrum des von einem mindestens einen Laser umfassenden Lasersystem (beispielsweise von einem Anregungslaser eines ersten Lasersystems) in einen Zielbereich innerhalb des Auges fokussierten Strahls wird für extrem kurze Sekundenbruchteile ein lokal begrenztes Mikroplasma gebildet. Die sich dadurch im untersuchten Auge ausbreitenden Wellenfronten werden an den Grenzflächen der unterschiedlichen Gewebearten im Auge (z. B. an der Grenzfläche zwischen der vorderen Augenkammer und der Linse, an der Grenzfläche zwischen der hinteren Linsenfläche und dem Glaskörper oder an der Grenze zwischen dem Glaskörper und der
Netzhaut) teilweise reflektiert und/oder gestreut und in Abhängigkeit vom durchlaufenen Gewebe in ihren Signaleigenschaften (z. B. in ihrem Frequenzspektrum, in ihren Laufzeiten etc.) beeinflusst. Die reflek- tierten und/oder gestreuten Wellenanteile werden mittels eines Lasersystems (beispielsweise kann es sich hierbei um das gleiche, oben erwähnte Lasersystem handeln, es ist aber auch ein separates, weiteres energiearmes Lasersystem, das einen vom Anregungsla- ser getrennten Nachweislaser umfasst und nachfolgend auch als zweites Lasersystem bezeichnet wird, hierzu einsetzbar) , als Schwingungen der einzelnen Gewebe wie z. B. der Hornhaut berührungslos erfasst. Eine gezielte Auswertung der durch das Auge gewanderten Wellen ermöglicht es, die Lage und Bewegung der
Grenzflächen sowie daraus die viskoelastischen Eigenschaften des Gewebes selbst (und somit z. B. auch die Linsenhärte) zu charakterisieren.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung wird somit der laserakustische Effekt im Auge gezielt zur Emission von Ultraschall eingesetzt: Mittels des laserakustischen Effektes werden im Auge berührungslos Ultraschallwellen erzeugt, indem die lokal im Auge vom La- ser bzw. Anregungslaser erzeugte Energiedichte so eingestellt wird, dass eine Fotodisruption stattfindet (eine Fotodisruption, auch als optischer Durchbruch bezeichnet, tritt dann auf, wenn es im Fokuspunkt der Anregungslaserstrahlung zu sehr hohen In- tensitäten von im Bereich von über 1 TW/cm2 kommt; durch solche Energiedichten wird eine auf den Fokus begrenzte Materialtrennung induziert) . Wird hierbei die Anregungsenergie mittels des Lasers bzw. Anregungslasers in geeigneter (z. B. in gepulster Form mit ausreichend kurzer Impulsdauer) zugeführt, und wird die Fotodisruption innerhalb geeigneter Gewebe des Auges durchgeführt (insbesondere innerhalb der vorderen Augenkammer) , so lassen sich bleibende Schäden am Auge vermeiden, so dass die vorgestellte laserbasierte Vorrichtung bzw. das entsprechende Abtas- tungsverfahren auch in vivo eingesetzt werden kann.
Von der lokalen Fotodisruption bzw. Plasmablase geht dann im weiteren Verlauf eine Schockwelle hoher Beschleunigung aus, die dann in akustische Ultraschall- wellen übergeht, die wiederum an den entsprechenden Grenzflächen reflektiert werden und schließlich mittels des Nachweislasersystems wie nachfolgend noch genauer beschrieben erfasst bzw. detektiert werden können. Bei geeigneter Wahl der Lasereinstellung und des Anregungsortes bleiben keine Beeinträchtigungen der Sehleistung zurück.
Ein besonders vorteilhafter Aspekt der vorliegenden Erfindung ist dabei die Kombination zweier Lasersys- teme, eines ersten, den Anregungslaser umfassenden
Lasersystems, mit dem lokal definiert ein hoher Energieeintrag in einem geeigneten Gewebe im Auge realisiert wird und eines zweiten, einen Nachweislaser und einen Detektor umfassenden Lasersystems, mit dem die vom ersten Lasersystem über die Fotodisruption ausgelösten akustischen Ultraschallwellen abgetastet werden können (alternativ dazu ist aber auch ein einzelner Laser einsetzbar, dessen Strahlung in zwei Teilstrahlen aufgespalten wird, wobei dann jeder Teil- strahl hinsichtlich seiner Strahleigenschaften (z. B. Intensität, Frequenz,...) so aufbereitet wird, dass ein Teilstrahl die Rolle der anregenden Laserstrahlung und ein Teilstrahl die Rolle der abtastenden Laserstrahlung übernimmt) . Diese Abtastung der an den Gewebegrenzflächen im Auge reflektierten oder abgelenk- ten Wellen wird dann dazu genutzt, um aus den Eigenschaften der Reflexion bzw. Ablenkung Informationen über die Viskosität beispielsweise der Augenlinse abzuleiten: Erhöht sich beispielsweise die Viskosität der Augenlinse (was einer Verhärtung der Linse ent- spricht) so verringert dies die Amplitude der Linsenechos bzw. der an der Linse reflektierten Signalanteile. Ein solches Verhalten lässt sich im Rahmen der vorliegenden Erfindung auswerten und zur Charakterisierung der Augenlinse nutzen.
Erfindungsgemäß kann mit der laserbasierten Vorrichtung der mit dem für den Nachweis ausgebildeten Teil des Aufbaus oder dem Nachweislasersystem erfasste, im Auge reflektierte, abgelenkte und/oder gestreute An- teil im Zeitbereich (z. B. hinsichtlich der Laufzeit, der Lage, der Amplitude und/oder der Form von Impulsspitzen und/oder von Wellenfronten oder auch hinsichtlich von Laufzeitunterschieden von erfassten Impulsen relativ zu auslösenden Impulsen, also Impul- sen, die durch das Anregungslasersystem eingestrahlt wurden) oder auch im Frequenzbereich (z. B. hinsichtlich der Lage, Amplitude und/oder der Form von Frequenzspitzen) ausgewertet werden. Dies kann in einer Auswerteeinheit durchgeführt werden, die beispiels- weise auf Basis eines handelsüblichen Rechnersystems (z. B. PC) mit geeigneter Software ausgebildet sein und mit dem Detektor des Nachweislasersystems zum Datenaustausch verbunden sein kann.
Aus den durch diesen Teil des Aufbaus oder das Nachweislasersystem erfassten Signalanteilen können dann physikalische Kenngrößen abgeleitet werden (hierbei kann es sich z. B. um Schwingungsgeschwindigkeiten oder Auslenkungen von Gewebegrenzflächen des Auges oder um Elastizitätsmodule von Geweben im Auge han- dein) , aus denen schließlich auf den Linsenzustand bzw. die viskoelastischen Linseneigenschaften rückgeschlossen werden kann.
Die Erfassung im Auge reflektierter oder abgelenkter Signalanteile mittels des Nachweisteils des Aufbaus oder Nachweislasersystems kann zu einer Vielzahl unterschiedlicher Zeitpunkte durchgeführt werden, so dass sich über ein definiertes Zeitintervall ein Signalverlauf ergibt, der sowohl im Zeitbereich, als auch im Frequenzbereich (letzteres z. B. mittels FFT) ausgewertet werden kann. Ebenso ist es möglich, Messungen unter identischen Anregungs- und Nachweisbedingungen vielfach zu wiederholen, so dass auf dem Fachmann bekannte Art und Weise die Messgenauigkeit der einzelnen Messungen erhöht werden kann.
Wie nachfolgend noch näher beschrieben, kann der Nachweisteil des Aufbaus oder das Nachweislasersystem in Form eines Interferometers, beispielsweise in Form eines Laser-Doppler-Vibrometers ausgebildet sein.
Dieses führt dann, aufgrund der hohen Frequenzen des Laserlichtes, eine Demodulation nicht direkt durch, sondern nutzt eine kohärente Überlagerung des am Augengewebe reflektierten Lichtanteils mit einem Re- ferenzstrahl (der genaue Aufbau eines Interferometers bzw. eines Laser-Doppler-Vibrometers ist hierbei dem Fachmann bekannt) . Der Detektor des Nachweislasersystems misst in diesem Falle die Intensität des überlagerten Lichtes, dessen Schwebungsfrequenz der Diffe- renzfrequenz zwischen dem Referenzstrahl und dem
Messstrahl (bzw. dem reflektierten Strahlanteil) ent- spricht. So kann der Detektor die zeitabhängige Intensität I(t) am Überlagerungspunkt des Messstrahls und des Referenzstrahls erfassen. Wird dann eine Grenzfläche im Auge durch die vom Anregungslasersys- tem lokal erzeugte Energiedichte bzw. die Fotodisrup- tion und die hiervon ausgehenden Ultraschallwellen in Schwingung versetzt, so bewirkt das an der schwingenden Grenzfläche reflektierte Signal des Nachweislasers eine Schwankung der bestimmten Lichtintensität I(t). Anhand der Schwankungsparameter dieser Schwankung lässt sich dann beispielsweise die Auslenkung der Grenzfläche und/oder deren Geschwindigkeit bestimmen, was wie vorbeschrieben Rückschlüsse auf die Gewebeparameter zulässt.
Besonders vorteilhaft werden im Rahmen des Nachweisteils oder des Nachweislasersystems (z. B. also eines Laser-Doppler-Vibrometers) Geräte eingesetzt, die den Frequenzbereich mit einer Bandbreite von > 20 MHz ab- tasten können. Als obere Grenzfrequenz der Geräte sollten mindestens 12, besonders bevorzugt mindestens 30 MHz erreicht werden. Entsprechende Vibrometer- bausteine sind dem Fachmann bekannt und stehen ihm zum Einsatz bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Verfügung.
Vorteilhafterweise wird der Laser oder der Anregungslaser der erfindungsgemäßen Vorrichtung in gepulster Form mit Pulsdauern im Nano-, Piko- oder Femtosekun- denbereich betrieben. Pulsdauer und Pulsform sollten beispielsweise bei Nanosekunden-Pulsen so eingestellt werden, dass die mittlere Energie pro Puls, die dann im Fokus in den entsprechenden Gewebebereich eingetragen wird, im Bereich von lμj bis 50 mJ, besonders bevorzugt im Bereich von 1 bis 10 mJ liegt. Dieser Energiebereich ermöglicht es einerseits, einen zur Ausbildung von Fotodisruptionen ausreichenden Energieeintrag zu realisieren, verhindert aber auf der anderen Seite Schädigungen aufgrund eines zu hohen Energieeintrages. Vorteilhafterweise wird darüber hinaus der anregende Laserstrahl des Anregungslasers mit einem mittleren Strahldurchmesser im Bereich von < 50 μin, bevorzugt < 20 μm und besonders bevorzugt < 10 μm erzeugt. Die Wellenlänge des Anregungslasers kann bevorzugt zwischen 1064 und 2900 nm gewählt wer- den, da hier die Absorption in Wasser stark zunimmt und entsprechende, zugelassene Medizinlaser verfügbar sind. Die durch diese Pulsdauern, Energieeinträge und Strahlparameter im Augengewebe angeregten Ultraschallwellen liegen dann im vorbeschriebenen Fre- quenzbereich, also im Bereich von unter einem bis zu mehreren 10 MHz, so dass eine Ortsauflösung im Sub- millimeterbereich möglich ist.
Neben der vorbeschriebenen Erzeugung von Fotodisrup- tionen können die Strahlparameter jedoch auch so eingestellt werden, dass es zu einer thermoelastischen Anregung im Augengewebe durch den Anregungslaser kommt .
Erfindungsgemäß ist es nun auf der einen Seite möglich, den Ort der Fokussierung der anregenden Laserstrahlung oder des Anregungslasers (nachfolgend auch als erster Zielbereich bezeichnet) und den Ort, auf den die abtastende Laserstrahlung oder der Laser- strahl des Nachweislasers fokussiert wird (nachfolgend auch als zweiter Zielbereich bezeichnet) an unterschiedlichen Stellen innerhalb des zu untersuchenden Auges zu platzieren: So kann beispielsweise der erste Zielbereich in die vordere Augenkammer gelegt werden (siehe vorstehend genannten Grund, dass insbesondere hier Fotodisruptionen erzeugt werden können, welche keine bleibenden Schäden beim Auge verursachen) , wohingegen der zweite Zielbereich auf die O- berfläche der Hornhaut oder auch auf die vordere Linsenfläche der Augenlinse gelegt werden kann.
Auf diese Art und Weise lassen sich erfindungsgemäß der Anregungsort und der Nachweisort voneinander trennen (dies kann beispielsweise mit geeigneten Strahlführungssystemen für die Laserstrahlung bzw. für die Laserstrahlung des Anregungslasers und für die Laserstrahlung des Nachweislasers realisiert werden, es ist jedoch auch ganz einfach möglich z. B. den Nachweislaser und den Anregungslaser z. B. bezüglich der Abstände zum Auge und/oder der Einstrah- lungswinkel unterschiedlich so zu positionieren, dass die beiden Zielbereiche beabstandet voneinander angeordnet sind) .
Als Strahlführungsoptiken können hierbei insbesondere Ablenkoptiken wie beispielsweise klappbare oder halbtransparente Spiegel, oder auch regelbare Fokussier- optiken eingesetzt werden. So können beispielsweise mithilfe eines halbtransparenten Spiegels, der im Strahlengang der beiden Laser (Anregungs- und Nach- weislaser) angeordnet wird, die Strahlen des Anregungs- und des Nachweislasers auf eine gemeinsame optische Achse gebracht und auf das Auge eingestrahlt werden. Über eine unterschiedliche Wahl der Vorfokus- sierung mittels einer regelbaren Fokussieroptik kön- nen dann der Endfokus der Anregungslaserstrahlung und der Endfokus der Nachweislaserstrahlung in verschiedenen Tiefen des Auges zum Liegen gebracht werden (Trennung des Anregungs- und des Nachweis- bzw. Analyseortes) . Alternativ dazu ist es im Rahmen der Erfindung auch möglich, den ersten und den zweiten Zielbereich identisch zu wählen.
Alternativ zu den vorbeschrieben angedeuteten Anwendungsbereichen lässt sich die erfindungsgemäße Vorrichtung auch zur Therapiekontrolle einsetzen: Die mittels des Anregungslasers durch Fotodisruption in der Augenlinse erzeugten kleinen Gasblasen hinterlas- sen nach ihrem Kollabieren (und den dadurch ausgelös- ten Schockwellen) nämlich eine elastisch weichere Matrix. Auf diese Art und Weise kann die Akkomodationsfähigkeit teilweise oder möglicherweise sogar vollständig wiederhergestellt werden.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung ist es auch möglich, die Vorrichtung zur Detektion von Fremdkörpern im Auge zu verwenden: Wird dem Nachweislasersystem (beispielsweise mithilfe von ablenkbaren Spiegeln oder einem Galvano-Scanner) eine geeignete Strahlablenkoptik vorgeschaltet, so ist es möglich, mit dem Nachweislaserstrahl Flächenbereiche des Auges abzu- rastern und anhand der empfangenen und ausgewerteten reflektierten oder abgelenkten Strahlanteile eine ortsaufgelöste Darstellung vorzunehmen. Anhand geeigneter Auswertungen der Echosignale ist es dann möglich, eingedrungene Fremdkörper (welche in der Regel deutlich höhere Echoamplituden auslösen) festzustellen.
Gegenüber den aus dem Stand der Technik bekannten Vorrichtungen und Verfahren bietet die Erfindung eine Reihe wesentlicher Vorteile:
• Durch die Verwendung eines geeignet ausgebildeten Lasersystems mit einem Laser oder zweier Lasersys- teme, des Anregungslasersystems und des Nachweislasersystems, bietet die Erfindung den Vorteil eines berührungslosen Vorgehens. Die anregende Laserstrahlung oder der Anregungslaser ist dabei in der Art ausgestaltet, dass durch die Bestrahlung vor oder auch im Auge optisch-akustische Wirkungen hervorgerufen werden können.
• Die beispielsweise in der Augenvorkammer durch Fo- todisruption ausgelösten kugelartigen Schockwellen wandern durch das Auge und regen an einer Vielzahl von Grenzflächen im Auge Reflexionen an, die dann aufgrund der Ausbreitung der reflektierten Wellenanteile durch das biologische Gewebe des Auges nach deren Austritt mittels des Nachweisteils bzw. des Nachweislasersystems erfasst werden können: Die sich ausbreitenden, reflektierten Wellenanteile werden durch die Eigenschaften der durchlaufenen biologischen Gewebe in ihren Signaleigenschaf- ten verändert, was auf eine Vielzahl möglicher Arten detektiert und ausgewertet werden kann. So können zum Beispiel Laufzeitunterschiede bestimmt werden, Amplitudenverhältnisse bestimmt werden, Abschwächungen der Amplituden in Abhängigkeit vom durchlaufenen Weg ausgewertet werden usw. Diese
Vielzahl möglicher Auswertungsvarianten ermöglicht es, unterschiedliche physikalische Kenngrößen der Augengewebe abzuleiten. Aus diesen physikalischen Kenngrößen kann dann auf Eigenschaften des Auges wie zum Beispiel die Stabilität und/oder Festigkeit der Linse rückgeschlossen werden.
• Durch den Einsatz z. B. eines Laser-Doppler- Vibrometers ist auf zuverlässige und genaue Art und Weise eine Erfassung und nachfolgende Auswertung der reflektierten Signalanteile möglich. • Neben der berührungslosen Arbeitsweise zeichnet sich die vorliegende Erfindung auch durch das gewebeschonende Anregungs- und Nachweisvorgehen aus. Damit können am Menschen (auch am Tier) Augen zerstörungsfrei, schädigungslos und berührungslos untersucht werden.
• Durch die definierte Strahlführung von Laserstrah- len ist die vorliegende Erfindung insbesondere auch dazu geeignet, kleine Strukturen wie beispielsweise lokale Bereiche in der Augenlinse zu bewerten.
Nachfolgend wird die vorliegende Erfindung nun anhand zweier Ausführungsbeispiele beschrieben.
Hierzu zeigt Figur 1 einen möglichen Aufbau einer beispielhaften erfindungsgemäßen laserbasierten Vor- richtung zur berührungslosen Abtastung von Augen, der zwei Laser verwendet,
Figur 2 ein Beispiel für ein mit der Vorrichtung nach Figur 1 erfasstes Messsignal und dessen Auswertung, und
Figur 3 einen weiteren möglichen Aufbau mit nur einem Laser, der zur Anregung und zum Nachweis benutzt wird.
Wie Figur 1 skizziert, weist eine erfindungsgemäße laserbasierte Vorrichtung zur berührungslosen Abtastung von Augen ein erstes Lasersystem 1 auf, das einen Anregungslaser Ia umfasst. Die mit diesem Anre- gungslaser Ia erzeugte Laserstrahlung Ib wird mithil- fe einer geeigneten Strahlformungsoptik (nicht ge- zeigt, es kann sich hierbei beispielsweise um eine regelbare Fokussieroptik handeln) und über einen halbtransparenten Spiegel 5 auf einen ersten Zielbereich 3-1 innerhalb eines zu untersuchenden Auges A, das innerhalb eines Zielvolumens 3 platziert wurde, fokussiert. Der im Zielvolumen 3 liegende erste Zielbereich 3-1 wurde so gewählt, dass er innerhalb der vorderen Augenkammer des Auges A liegt.
Als Anregungslaser Ia wird ein Therapielaser eingesetzt, wie er dem Fachmann bekannt ist. Es kann sich hierbei beispielsweise um einen Nd: YAG-Laser handeln.
Der Therapielaser Ia wird gepulst mit einer Pulsdauer im Nano-, Pikosekunden- oder auch im Femtosekundenbe- reich betrieben. Die Energiedichte, die pro Puls in der vorderen Augenkammer absorbiert wird, wird mittels geeigneter Steuer- und Regelsysteme des Lasers Ia so eingestellt, dass lokal pro Puls 1 bis etwa 10 mJ im Zielbereich 3-1 appliziert werden. Der Strahldurchmesser auf Höhe des Fokus bzw. der Fokusdurchmesser beträgt 5 bis 10 μm. Mithilfe der variablen Fokussieroptik ist es möglich, eine variable Fokustiefe einzustellen bzw. die Lage des ersten Zielbe- reiches 3-1 innerhalb des Auges nahezu beliebig einzustellen. Aus den vorbeschriebenen Gründen ist jedoch eine Lage dieses Zielbereiches innerhalb der vorderen Augenkammer bevorzugt.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist desweiteren ein zweites Lasersystem (Nachweislasersystem 2) auf, das einen Nachweislaser 2a und einen Detektor 2d um- fasst. Dieses Nachweislasersystem ist hier als Laser- Doppler-Vibrometer ausgebildet, dessen genauer Aufbau dem Fachmann bekannt ist, so dass das Nachweislasersystem 2 in Figur 1 nur grob skizziert ist. Mit dem Nachweislaser 2a wird die zweite, abtastende Laserstrahlung 2b in einen zweiten Zielbereich 3-2 innerhalb des Zielvolumens 3 eingestrahlt. Der zweite Zielbereich 3-2 ist hier so gewählt, dass er auf der äußeren Oberfläche der Hornhaut des Auges A liegt. Alternativ dazu kann (ebenfalls mittels geeigneter, nicht gezeigter regelbarer Fokussieroptiken) der Fokus bzw. der zweite Zielbereich 3-2 der Nachweislaserstrahlung 2b jedoch auch z. B. auf die augenvor- derseitige Linsenoberfläche des Auges A gerichtet sein) . In den oder am zweiten Zielbereich 3-2 reflektierte, abgelenkte oder gestreute Signalteile 2c der eingestrahlten Nachweisstrahlung 2b können dann mit dem Detektor 2d erfasst werden.
Im vorbeschriebenen Beispiel werden der Anregungslaserstrahl Ib und der Nachweislaserstrahl 2b mithilfe des halbtransparenten Spiegels 5 auf eine gemeinsame optische Achse gelenkt und parallel zueinander auf das Auge A im Zielvolumen 3 eingestrahlt (der rückreflektierte Strahlanteil 2c , siehe nachfolgend, wird am Spiegel 5 in Richtung des Detektors 2d umgelenkt und von diesem erfasst) . Der Einsatz eines solchen Spiegels 5 ist jedoch nicht notwendig: Alternativ da- zu können der Anregungslaserstrahl Ib und der Nachweislaserstrahl 2b auch von unter unterschiedlichen Winkeln zum Zielvolumen 3 positionierten Lasern Ia, 2a und somit unter unterschiedlichem Einstrahlungswinkel auf das Auge A gerichtet werden.
Wie vorbeschrieben wird nun durch die lokale Disrup- tion im ersten Zielbereich 3-1 eine Schockwelle ausgelöst, die in akustische Ultraschallwellen übergeht, welche dann die einzelnen Bestandteile des Auges, un- ter anderem auch die Hornhaut, zu entsprechenden Schwingungen anregen. Im Fokus 3-2 des Nachweislasersystems 2 wird somit die an der beobachteten Grenzfläche (äußere Hornhautfläche) anliegende Schwingung interferometisch ver- messen. Die entsprechend an der äußeren Hornhaut reflektierten oder gestreuten, durch die Schwingung der Hornhaut in ihrer Frequenz veränderten Anteile 2c der eingestrahlten zweiten Laserstrahlung 2b werden rαit- hilfe des Detektors 2d des Laser-Vibrometers 2 er- fasst und zwischengespeichert.
Mit dem Detektor 2d des Nachweislasersystems 2 ist eine Auswertevorrichtung 4 in Form eines PC mit geeignet ausgebildeter Soft- und Hardware verbunden. Mit dieser Auswerteeinheit können die zurücklaufenden, reflektierten und/oder gestreuten Anteile 2c der eingestrahlten Nachweislaserstrahlung 2b dann wie vorbeschrieben ausgewertet werden. Die Abtastbandbreite des Vibrometers beträgt hier etwa 30 MHz: So- wohl kleinere Frequenzen im Bereich oberhalb von etwa 100 KHz, als auch höhere Frequenzen bis zur Grenzfrequenz von mindestens 30 MHz lassen sich somit auswerten. Auch höhere Frequenzen von bis zu einigen hundert MHz, z. B. von bis zu 300 MHz sind auswertbar. Die höheren Frequenzen im Megahertzbereich (die zugehörigen Wellenlängen letzterer sind sehr viel kleiner als die Abstände im Auge) lassen sich insbesondere über Laufzeitmessungen auswerten. Die kleineren Frequenzen (Bereich von einigen hundert kHz) lassen sich insbesondere auswerten, indem mittels FFT (Fast-Fourier-Transformation) in der Auswerteeinheit 4 ein Spektrum erstellt und auf Maximalbzw. Signalspitzen untersucht wird. Die Signalspitzen bzw. Maxima entsprechen Eigenschwingungsmoden unter- schiedlicher Bestandteile im Auge und lassen daher Rückschlüsse auf die entsprechenden Gewebe zu (so sind zum Beispiel die elastischen Eigenschaften der Augenlinse frequenzabhängig) .
Darüber hinaus ist es auch möglich, mithilfe geeigne- ter gesteuerter Ablenkspiegel (beispielsweise in Form eines Galvano-Scanners) den Nachweislaserstrahl 2b rasterförmig über einen entsprechenden Flächenbereich im oder am Auge A zu bewegen. Es ist dann eine ortsaufgelöste Detektion möglich.
In der vorliegenden Erfindung wird somit im Fokus des Nachweislasersystems die an der beobachteten Grenzfläche anliegende Schwingung (mit Frequenzen im kHz- öder MHz-Bereich) mithilfe der Laserstrahlung des Nachweislasersystems abgetastet. Auf diese Art und
Weise kann durch Messen der entsprechend ausgelösten Echowellen die Bewegung von Grenzflächen im Auge er- fasst und ausgewertet werden.
Hierbei ist es sowohl möglich, die Gewebegrenzflächen über Einzelpulsanregung in Schwingung zu versetzen, als auch über Einstrahlung von Impulszügen (also von Signalen, die aus einer Vielzahl einzelner, aneinander gereihter Impulse bestehen) . Messungen können un- ter identischen Bedingungen wiederholt werden, um die Messstatistik zu verbessern (so kann unter identischen Anregungsbedingungen und Auswertebedingungen, also bei fester Geräteeinstellung, eine Einzelpulsanregung z. B. mehrere hundert Male wiederholt werden) .
Puls-Echo-Signale sowie mittels Vibrometrie aufgezeichnete Schwingungsgzustände der Grenzflächen innerhalb des Auges können parallel ausgewertet werden. Eine Signalkorrelation ist möglich, ebenso Laufzei- tenbestimmung, Bestimmung der spektralen Zusammensetzung oder statistische Auswertungen. Figur 2 zeigt ein Beispiel für eine Laufzeitbestimmung auf Basis einer Einzelpulsanregung: Zum Zeitpunkt t=0 wurde im Zielbereich 3-1 eine Fotodisrupti- on erzeugt. Die hierdurch (durch Reflexion an Gewebegrenzflächen) ausgelösten Streuimpulse 2c erreichen den Nachweisdetektor 2d aufgrund ihrer Laufzeitunterschiede im Auge zu unterschiedlichen Zeiten. So erreicht der an der Hornhaut ausgelöste Impuls den De- tektor zum Zeitpunkt Sl, der an der Linsenvorderseite ausgelöste Impuls den Detektor zur Zeit S2 und der an der Linsenrückseite reflektierte Impuls den Detektor zum Zeitpunkt S3. S4 kennzeichnet den an der Augenrückwand reflektierten Impuls. Wie Figur 2 (bei der die vom Detektor empfangene Intensität I (t) über der Zeitachse t aufgetragen ist) deutlich zeigt, können anhand der bis zum Empfang des Impulssignals vergangenen Zeiten die einzelnen Gewebegrenzflächen des Auges deutlich voneinander unterschieden werden. Eine Auswertung der entsprechenden Impulsform bzw. ihrer Einhüllenden ermöglicht es darüber hinaus, Aussagen über die einzelnen durchlaufenen Augengewebe zu treffen (so hängt die Pulsform bzw. die Form der Einhüllenden stark von den elastischen Eigenschaften der einzelnen Gewebearten ab) .
Figur 3 zeigt ein weiteres Beispiel für einen erfindungsgemäßen Aufbau. Die wesentlichen Merkmale des in Figur 3 gezeigten Aufbaus entsprechen dabei dem in Figur 1 gezeigten Aufbau, so dass nachfolgend nur die Unterschiede beschrieben werden: Beim in Figur 3 gezeigten Aufbau wird statt des Anregungslasers Ia und des Nachweislasers 2a nur ein einziger Laser, der hier ebenfalls mit dem Bezugszeichen Ia bezeichnet ist, verwendet (das Bezugszeichen 1 bezeichnet hier dann den eigentlichen Laser Ia und die Steuer- und Regelelektronik dieses Lasers) .
Wie die Figur zeigt, wird hier der Rechner 4 auch zur Ansteuerung des Lasers Ia verwendet.
Die Strahlung des Lasers Ia wird durch den Strahlteiler 6 in zwei Teilstrahlen aufgespalten: Ein erster Teilstrahl wird mithilfe eines Intensitätsverstärkers 7 in seiner Intensität verstärkt und mithilfe einer Frequenzveränderungseinheit 8 auf eine zur Anregung geeignete Frequenz gebracht. Dieser Teilstrahl wird dann als anregende Laserstrahlung Ib auf das Auge eingestrahlt. Die Freqenzveränderungseinheit 8 kann im Strahlengang nicht nur nach, sondern auch vor dem Intensitätsverstärker 7 angeordnet sein.
Der mittels des Strahlteilers 6 abgetrennte zweite Teilstrahl bzw. Strahlanteil wird über einen ersten Umlenkspiegel 9' einem Intensitätsabschwächer 7' zu- geführt und von diesem über eine weitere Frequenzänderungseinheit 8' und einen zweiten Umlenkspiegel 9'' auf einen halbtransparenten Spiegel 5 (vergleiche den Aufbau in Figur 1) gelenkt. Dieser zweite Strahlanteil wird somit durch die Einheiten 1' und 8' so ge- formt, dass er zur Abtastung geeignet ist. Im vorliegenden Fall können somit die Einheiten Ia, 6, 1' und 8' als „Nachweislaser"" des Systems angesehen werden.
Auch beim zweiten Strahlanteil ist es möglich, die Frequenzänderungseinheit 8' vor dem Intensitätsabschwächer 1' anzuordnen.
Alternativ zum vorbeschriebenen Fall in Figur 3 ist es auch möglich, mit einem energiearmen Laser Ia zu arbeiten: Der erste Teilstrahl wird dann wie vorbeschrieben mit einem Verstärker 7 verstärkt, es ist jedoch dann für den zweiten Teilstrahl keine Intensi- tätsabschwächung notwendig. Ebenso ist es möglich mit einem hochenergetischen Laser Ia zu arbeiten, mit dem für den ersten Teilstrahl keiner Verstärkung 7, jedoch für den zweiten Teilstrahl eine Abschwächung 7' benötigt wird.

Claims

Patentansprüche
1. Laserbasierte Vorrichtung zur berührungslosen Abtastung von menschlichen Augen und/oder von tierischen Augen, insbesondere von menschlichen Augen in vivo, umfassend
ein mindestens einen Laser (Ia, 2a) und einen Detektor (2d) umfassendes Lasersystem (1,2), mit dem eine erste, anregende Laserstrahlung (Ib) in einen ersten Zielbereich (3-1) innerhalb eines Zielvolumens (3) , in dem ein zu untersuchendes Auge (A) platzierbar ist und/oder platziert ist, fokussierbar ist, und
mit dem eine zweite, abtastende Laserstrahlung (2b) in einen zweiten Zielbereich (3-2) innerhalb des Zielvolumens (3) einstrahlbar, insbe- sondere fokussierbar ist, wobei mit dem Detektor ein vom im Zielvolumen platzierbaren und/oder platzierten Auge, insbesondere von dem im zweiten Zielbereich (3-2) platzierbaren und/oder platzierten Teil des Auges, reflektierter, abge- lenkter und/oder gestreuter Anteil (2c) der zweiten Laserstrahlung erfassbar ist.
2. Vorrichtung nach dem vorhergehenden Anspruch,
dadurch gekennzeichnet, dass
das Lasersystem (1,2) ein erstes, einen Anre- gungslaser (Ia) umfassendes Lasersystem (1) zur
Erzeugung der ersten, anregenden Laserstrahlung
(Ib) , und ein zweites, einen Nachweislaser (2a) und den Detektor (2d) umfassendes Lasersystem (2) zur Erzeugung der zweiten, abtastenden Laserstrahlung (2b) und zur Erfassung des Anteils (2c) , aufweist.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche
gekennzeichnet durch
eine mit dem Detektor verbundene und/oder integriert mit dem Detektor ausgebildete Auswerteein- heit (4),
mit der der erfasste Anteil (2c) im Zeitbereich, im Frequenzbereich und/oder hinsichtlich der Phasenlage auswertbar ist, insbesondere
- hinsichtlich einer Frequenzverschiebung, - hinsichtlich der Lage, Amplitude und/oder
Form von Frequenzspitzen im Frequenzspektrum,
- hinsichtlich der Laufzeit, Lage, Amplitude und/oder Form von Impulsspitzen und/oder von Wellenfronten im Zeitbereich, - hinsichtlich der Form von Einhüllenden über mehrere Frequenzspitzen im Frequenzspektrum und/oder über mehrere Impulsspitzen und/oder Wellenfronten im Zeitbereich, und/oder
- hinsichtlich eines Laufzeitunterschiedes ei- nes mit dem zweiten Lasersystem erfassten und/oder in ihm induzierten Messimpulses relativ zu einem mittels des ersten Lasersystems auf den ersten Zielbereich fokussierten Anregungsimpuls der ersten Laserstrahlung auswertbar ist,
und/oder mit der basierend auf dem erfassten Anteil (2c) mindestens eine zumindest einen Teilabschnitt und/oder eine Gewebeeigenschaft des zu untersuchenden Auges kennzeichnende physikalische Kenn- große, insbesondere mindestens ein viskoelasti- scher Parameter eines Gewebes des Auges und/oder ein Elastizitätsmodul eines Gewebes im Auge, bestimmbar ist.
4. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden An- sprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
ein reflektierter, abgelenkter und/oder gestreuter Anteil (2c) der zweiten Laserstrahlung zu einer Vielzahl unterschiedlicher Zeitpunkte er- fassbar und der hierdurch erfasste Signalverlauf, bevorzugt durch die Auswerteeinheit (4) , im Zeitbereich und/oder im Frequenzbereich auswertbar ist.
5. Vorrichtung nach einem der beiden vorhergehenden Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
der Frequenzbereich mit einer Bandbreite von größer als 10 MHz, bevorzugt von größer als 20 MHz, und/oder im Bereich von 10 kHz bis mindes- tens 12 MHz, bevorzugt im Bereich von 10 kHz bis mindestens 30 MHz, auswertbar ist.
6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass der erfasste Anteil (2c) interferometrisch auswertbar ist
und/oder
dass zumindest ein Teil des Lasersystems (1,2), insbesondere das zweite Lasersystem (2) als In- terferometer, beispielsweise als Laser-Doppler- Vibrometer ausgebildet ist.
7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
der Laser (Ia) und/oder der Anregungslaser (Ia) als gepulster Laser mit einer bevorzugt im Nano- , Piko- oder Femtosekundenbereich liegenden und/oder einstellbaren Pulsdauer und/oder mit einer mittleren Energie pro Puls im Bereich von lμj bis 50 mJoule, insbesondere von 1 bis 10 mJoule, ausgebildet ist
und/oder
dass der Laser und/oder der Anregungslaser (Ia) als Festkörperlaser, beispielsweise als Titan-
Saphir-Laser, als Nd:YAG-Laser oder als Er:YAG- Laser, als Halbleiterlaser, als Gaslaser oder als Excimerlaser ausgebildet ist,
und/oder
dass die Wellenlänge des Lasers und/oder des Anregungslasers im Bereich von 180 nm bis 10 μm, bevorzugt von 780 nm bis 2940 nm liegt
und/oder dass der Laser und/oder Anregungslaser (Ia) so ausgebildet ist, dass mit ihm im zu untersuchenden Auge im Fokus der anregenden Laserstrahlung eine zur Ausbildung lokaler Photodisruptionen ausreichende Energiedichte erzeugbar ist
und/oder
dass der doppelte mittlere Strahlradius, insbesondere der zweifache Abstand von der optischen Achse, an dem die Intensität auf 1/e2 gefallen ist, der vom Laser und/oder Anregungslaser (Ia) erzeugbaren und/oder erzeugten ersten Laserstrahlung kleiner als 50 μm, bevorzugt kleiner als 20 μm, bevorzugt kleiner als 10 μm , bevorzugt kleiner als 5 μm, bevorzugt kleiner als 2 μm ist.
8. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche und Anspruch 2
dadurch gekennzeichnet, dass
der Nachweislaser (2a) ein schaltbarer nicht ge- pulster Dauerstrahl-Laser und/oder ein Laser mit einer mittleren Leistung von 1 mW und/oder ein Laser mit einem Fokusdurchmesser von ≤25 μm, bevorzugt ≤5μm und/oder mit einer Wellenlänge von 633 nm ist.
9. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
der erste Zielbereich (3-1) mit dem zweiten Zielbereich (3-2) zusammenfällt
und/oder dass das Lasersystem oder das erste und/oder das zweite Lasersystem eine Strahlführungsoptik, insbesondere eine Ablenkoptik und/oder eine regelbare Fokussieroptik aufweist, mittels derer die Lage des Fokus der ersten und/oder der zweiten Laserstrahlung im Zielvolumen und/oder die Lage des ersten und/oder zweiten Zielbereichs im Zielvolumen, insbesondere der Abstand des Fokus und/oder des ersten und/oder zweiten Zielbe- reichs vom Laser und/oder vom Anregungslaser und/oder vom Nachweislaser, einstellbar ist, bevorzugt stufenlos einstellbar ist.
10. Vorrichtung nach einem, der vorhergehenden Ansprüche
gekennzeichnet durch
einen Spiegel, insbesondere einen klappbaren oder einen halbtransparenten Spiegel (5) , der im Strahlengang des Lasers oder des Anregungslasers und des Nachweislasers so angeordnet ist, dass die erste und die zweite Laserstrahlung parallel zu oder entlang einer gemeinsamen optischen Achse auf das Zielvolumen (3) einstrahlbar sind.
11. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
der Laser und/oder der Anregungslaser zur laserakustischen Signalanregung ausgebildet ist.
12. Laserbasiertes Verfahren zur berührungslosen Abtastung von menschlichen Augen und/oder von tie- rischen Augen, insbesondere von Säugetieraugen, wobei eine erste, anregende Laserstrahlung (Ib) in einen ersten Zielbereich (3-1) innerhalb eines Zielvolumens (3) , in dem ein zu untersuchendes Auge (A) platziert worden ist, fokussiert wird, und
wobei eine zweite, abtastende Laserstrahlung (2b) in einen zweiten Zielbereich (3-2) innerhalb des Zielvolumens (3) eingestrahlt wird, insbesondere fokussiert wird und ein vom im Zielvolumen platzierten Auge, insbesondere von dem im zweiten Zielbereich (3-2) platzierten Teil des Auges, reflektierter, abgelenkter und/oder gestreuter Anteil (2c) der zweiten Laserstrahlung erfasst wird.
13. Verfahren nach dem vorhergehenden Anspruch
dadurch gekennzeichnet , dass
mit dem Verfahren ein menschliches Auge und/oder ein tierisches Auge, insbesondere ein Säugetierauge, in vivo abgetastet wird.
14. Verfahren nach Anspruch 12
dadurch gekennzeichnet, dass
mit dem Verfahren ein menschliches Auge und/oder ein tierisches Auge, insbesondere ein Säugetierauge, in vitro abgetastet wird.
15. Verfahren nach einem der drei vorhergehenden Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass zur Durchführung des Verfahrens eine Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 11 eingesetzt wird.
16. Verwendung einer Vorrichtung und/oder eines Ver- fahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche zur Bestimmung von Linseneigenschaften von menschlichen Augen und/oder von tierischen Augen, insbesondere zur Bestimmung von Akkomodationseigenschaften der Linsen, zur Presbyopiedi- agnose beim Menschen und/oder zur Bestimmung des
Vorhandenseins und/oder der Lage von Fremdkörpern im menschlichen Auge und/oder im tierischen Auge und/oder zur Therapiekontrolle nach einer Laserbehandlung .
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