WO2017182360A1 - Method and system for eye observation and eye therapy, in particular apparatus for laser-assisted cataract surgery - Google Patents
Method and system for eye observation and eye therapy, in particular apparatus for laser-assisted cataract surgery Download PDFInfo
- Publication number
- WO2017182360A1 WO2017182360A1 PCT/EP2017/058779 EP2017058779W WO2017182360A1 WO 2017182360 A1 WO2017182360 A1 WO 2017182360A1 EP 2017058779 W EP2017058779 W EP 2017058779W WO 2017182360 A1 WO2017182360 A1 WO 2017182360A1
- Authority
- WO
- WIPO (PCT)
- Prior art keywords
- eye
- radiation
- lens
- therapy
- focus
- Prior art date
Links
Classifications
-
- 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
- A61F9/00825—Methods or devices for eye surgery using laser for photodisruption
-
- 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
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/13—Ophthalmic microscopes
-
- 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
- A61B90/50—Supports for surgical instruments, e.g. articulated arms
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
-
- 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
- A61F2009/00844—Feedback systems
- A61F2009/00851—Optical coherence topography [OCT]
-
- 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
- A61F2009/00885—Methods or devices for eye surgery using laser for treating a particular disease
- A61F2009/00887—Cataract
Definitions
- Method and system for eye observation and therapy in particular apparatus for laser-assisted cataract surgery
- systems are increasingly used which perform various functions, in particular the acquisition of structural information about the eye and the making of interventions on the eye by means of therapy radiation, in particular incision generation or material removal with laser radiation.
- the invention therefore relates to a corresponding apparatus for eye treatment or treatment, the illumination or therapy radiation leads to the eye.
- Eye monitoring and / or therapy systems are i. d. R. used in a complex workflow.
- An example of this is laser-assisted refractive eye surgery or laser-assisted cataract surgery.
- refractive eye surgery cut surfaces are created by means of laser radiation within the cornea, which isolate a volume and make it removable. The volume is sized so that its distance from the
- Corneal curvature changes in a manner that compensates for a previously acquired ametropia.
- cataract surgery the natural, opaque lens of the eye is replaced by an artificial intraocular lens (IOL).
- IOL intraocular lens
- a hole is cut into the capsular bag of the eye lens on its front side. Through this hole, the lens is removed after previous fragmentation and an artificial intraocular lens (IOL) is used.
- IOL intraocular lens
- a cut is made in the cornea and / or sclera.
- corneal incisions e.g. B. arcuate cuts
- Imaging technology is increasingly automating cataract surgery.
- Short pulse lasers are used to "cut" eye tissue using photodisruption, a technology hereafter referred to as laser assisted cataract surgery (LCS).
- LCS laser assisted cataract surgery
- the capsulotomy eg circular cutting of the anterior capsular bag of the eye lens
- Lentil fragmentation (division of the kernel of the eye lens), the access incisions in the cornea / sclera (main access and auxiliary incisions), and possibly the incisions on the cornea
- Laser radiation performed. This laser radiation is treatment laser radiation or therapeutic laser radiation as it alters ocular tissue.
- Positioning of the pulse focus of the femtosecond laser is performed using a
- US 5246435 it is disclosed to focus pulses of a short-pulse laser in a three-dimensional Thomasm uster in the natural lens of the eye to fragment through the cuts and the subsequent blistering the lens into fragments and thereby liquefy.
- US 6454761 B1 proposes optical coherence tomography (OCT) instead of ultrasound imaging for the automatic positioning of laser pulses in ophthalmological operations on the cornea or other transparent structures, e.g. B. when eliminating a cataract in the eye lens to use.
- OCT optical coherence tomography
- a femtosecond laser for corneal refractive eye surgery is inserted as needed under an operating microscope, as it were between the surgical microscope and the patient, and docked to the eye.
- the surgical microscope and the femtosecond laser operate quasi sequentially and independently of each other. Above all, they are still separate devices.
- a micro-objective scan as also described in WO 2008/098388 A1, is relatively time-efficient in terms of the z-deflection for capsulotomy sections, or for the
- the invention is therefore based on the object of specifying a device for eye observation and / or therapy, which are optimized with regard to the integrated components and functions, in particular with regard to the workflow in ophthalmology.
- the invention is in particular the object of specifying a system for eye observation or therapy of the type mentioned that without adverse mediation on a
- Depth range of several millimeters has the lowest possible spherical aberration and thus reaches a focus in a very small focus.
- a device or a method for eye observation and / or therapy which are defined in the independent claims.
- Ophthalmology especially in cataract surgery.
- the aspects can be realized individually or in any combination of two, three or four. It is also possible to combine all aspects in one device. The latter complete combination will be explained below in embodiments with reference to the drawings.
- the invention is not limited to realize all aspects simultaneously, as already the realization of any subsets and subgroups is advantageous and achieves the success of the invention to support an operator in workflows of ophthalmology, especially in cataract surgery.
- a two-part scanner comprising a fast one short-stroke and a slow long-stroke part via a 4-f optics combined.
- the radiation between the scanner and a lens is transmitted via an articulated arm, with 4-f optics being used in the articulated arm.
- a lens is provided with certain focal length features to provide a large working distance and freedom for the user in his workflow.
- the spatial Lich in the region of the patient's eye is particularly little affected.
- a preferred system for cataract surgery has in particular the following features: a short-pulse laser source;
- OCT optical coherence tomography unit
- a first aspect of the invention provides the system with an embodiment that combines a large focus range and fast focus adjustment. These features are usually counter-rotating, as mechanisms that allow focus position adjustment along the optical axis over a long distance are usually not fast. Therefore, according to the first aspect, there is provided a system for eye observation or therapy comprising a radiation source providing illumination or therapy radiation and a focusing means for focusing the radiation into focus
- Observation or therapy volume bundles with the focusing m ind. a focussing lens and a variable, divergence-varying optical element arranged in front of it, which adjusts a z-position of the focus, wherein the
- divergence-varying optical element comprises a first divergence-varying optical module having a first z-position adjustment speed and a first z-position adjustment path and a second divergence-varying optical module having a slower second z-position
- each divergence-varying optical module generates a plane of constant cross-section variable focal length and a 4-f optics images the plane of the divergence-varying optical module in an input plane of the other divergencevari Schlden optical module and thus the Intersection variation between the modules transmits.
- the system must cover a large axial therapy / observation area, especially when used for cataract surgery.
- the optical focusing for example performed by a change in the focal length with a constant beam diameter on the lens of the lens, so necessarily changed the numerical aperture during focusing, which would disturb the optical properties in focus, such as the threshold energy for laser treatment, sensitive. This is therefore not permitted.
- the beam cross section in the rear focal point of the objective remains constant during the z-adjustment. Then the numerical aperture in focus is identical for different eye-side optical intersections.
- Examples of a divergence-varying element are a shape-changing mirror
- a preferred implementation is a telescope, z. B. Galilei type whose negative lens is moved axially. Then in the back focus of the other lens of the telescope is the plane with constant
- the light has to collide on the negative lens.
- Another implementation would be a telescope of Kepler type.
- the real intermediate focus in such a telescope is unfavorable for some short-pulse applications, because if the numerical aperture is too large in the intermediate focus, breakthroughs, ie. H. an ionization of the air can occur. This problem is even greater with telescopes which require a high sensitivity for focusing and thus a large numerical aperture in the intermediate image.
- the Galilean type is therefore preferred.
- a combination of a fast focus module with a low focus range and a slow focus module with a large focus range is provided.
- the modules can be combined in any order, whereby the beam cross-section at the location of the module must remain the same during the focusing. Separate modules must be used in succession in the optical path with a distance different from zero. Then, without further action, the concept of constant beam cross section would be violated.
- This problem is solved according to the invention in the first aspect by a so-called 4-f system, which images the two planes on each other and transmits the Thomasweitenvariation.
- the module with the low focus stroke (fast focusing) is first arranged in the light direction, and then the module with the large focus stroke in the beam path.
- the distance between the two lenses of the 4-f system is always the sum of the two lens focal lengths.
- the planes of constant beam cross section are located respectively at the outer foci of the two lenses of the 4-f system.
- the invention achieves in particular that the numerical aperture in the real
- Focus area can be prevented.
- An eye tracking or therapy system must be included in the workflow as performed by the user.
- a Umbetten or a change in position is to be avoided for a patient as possible. It is therefore provided in the system, the
- the invention according to the second aspect provides a system for eye observation or therapy comprising an articulated arm having at least two rigid members articulated together by hinges adjustable in various joint positions, a transmission beam path comprising an optical system which transmits radiation as a free-kick with a maximum
- Beam diameter along the articulated arm leads, wherein the optical system in the joints around steering mirror, which deflect according to the current joint position radiation, wherein that the optical system in the transmission beam path generates several successive planes same beam cross section and each level by a 4-f optics in the following Plane maps.
- a divergence variation is usually carried out in front of a lens by a divergence-varying optical element, as may for example be provided according to the first aspect.
- Corresponding mechanical movements performed to control the radiation for eye observation or therapy must be decoupled from the end of the articulated arm in front of which the patient is located.
- divergence-varying optical elements in particular fast-moving components, are located therefore preferred in a fixed console. Their change in cut width must then be transferred along the articulated arm, ie over a long distance (> 1 m).
- the transmission of radiation is preferably via one or more 4-f systems
- the rear focal point of the second lens of the front 4-f system is located at the location of the front focal point of the first lens of the subsequent 4-f system.
- the 4-f systems are not necessarily 1: 1 systems, but can be compared to the beam diameter in the interstices
- the focal lengths and beam diameters of the 4 f systems are chosen such that the numerical aperture in the intermediate image of the 4 f system is:
- STMA means the maximum deviation of the focus position in the eye measured from the zero position, which is measured in depth of field. H. from the focus position with collimated beam in front of the movable lens. Let the diameter of the collimated beam on either side of the 4-f system be D. The focal length of the lens of the page in question is f.
- the maximum focus position adjustment with respect to the zero position may be ⁇ 7.5 mm.
- the depth of field in an aqueous solution is about 0.034 mm. It therefore applies STMAX B 220.
- 0 ⁇ follows for Beam diameter up to 16 mm a permissible range for the numerical aperture 0, 1 (preferably 0.05)> NA '> 0.03.
- the upper limit for the numerical aperture serves to avoid ionization of the air.
- the planes of constant beam cross-section need not necessarily be located exactly at the front or rear focal points of the lenses of the 4-f systems. Then the numerical aperture changes slightly during the focusing movement. This is permissible as long as the o. G. Limits of the numerical aperture are not exceeded and no Eisenfoki wander over optical surfaces.
- the invention provides a radiation source that provides illumination or therapy radiation.
- a focusing device focuses the radiation into a focus into an observation or therapy volume.
- the focus covers a focus volume that has a lateral extent and an axial extent.
- the focus has lateral and / or axial extension of not more than 50 ⁇ .
- An xy scanner directs the focus in the observation or
- the focusing device has an xy scanner
- a controller controls the z-scanner to adjust the depth.
- the focusing optics is aberration-corrected relative to a specific setting of the z-scanner and thus a certain depth of focus. This depth position represents a zero level. If the z-scanner is adjusted relative to the zero level, the transmission of the focusing optics changes and this then causes spherical aberration. In preferred embodiments of the focusing optics, this change is linear to z adjustment.
- the system comprises an adjustable, z. B. controlled by the control device correction optics.
- An adjustment of the correction optics changes the spherical aberration in the observation or therapy volume.
- the correction of the focusing optics takes place to the effect that in the zero level no or only a small spherical aberration occurs. This is a particular setting of the adjustable correction optics that represents a zero setting. If the z-scanner is in a position corresponding to the zero level, the opening error is minimized. This condition is hereinafter referred to as "free of spherical
- the correction optics When adjusting the z-scanner and thus adjusting the depth of focus from the zero level, the correction optics is given a setting that differs from the zero setting, and so is that the correction optics reflect the changes in spherical aberration caused by the zero aberration Focusing optics caused is compensated.
- the focusing optics changes the spherical aberration in the case of deviations of the focal depth position from the zero plane.
- the aperture error linear, ie proportional to the deviation of the depth of focus from the zero plane.
- the correction optics are designed such that their adjustment also causes a proportional change in the spherical aberration in the observation or therapy volume. The control device then only has to take into account the corresponding proportionality factors, ie linearity gradients, and can easily accomplish the opposite adjustment of the z-scanner and correction optics.
- the z-scanner comprises a mechanically moved component which performs a relatively large stroke, it is preferred for ophthalmological applications to arrange such components as far as possible from the patient. This avoids vibrations and noises that could irritate the patient. It is therefore preferred that the z-scanner comprises a divergence-varying optical element upstream of the xy-scanner, which includes the
- the z-scanner is designed as a telescope with a fixed collective lens system and a movable lens system, wherein the correction optical system is integrated into the collective lens system and / or the movable lens system. This integration is then carried out so that the adjustment of the z-scanner from the zero level and the setting of the correction optics deviating from the zero setting are automatically in opposite directions.
- This embodiment is particularly preferred when the radiation source provides short-pulse therapy radiation. Then you will run the telescope expediently as a Galilean telescope. Alternatively, it is also possible to execute the correction optics separately from the z-scanner.
- It is preferably arranged in a pupil plane, so that it performs the correction regardless of the deflection angle of the xy scanner. It can have at least one of the following elements: a shape-changing mirror, an open-space pair, an Alvarez element, a variable lens, a liquid lens.
- the invention takes away from the previous approach, in the optics of the system for all depths to correct the optics so that the opening error is tolerable. Instead, only a correction is made with regard to spherical aberrations, which applies to a plane such as zero plane. For all other levels, an opening error occurs. This is corrected with the correspondingly controlled correction element, so that as a whole the focusing of the illumination or therapy radiation is made as free as possible from spherical aberrations.
- Femtosecond laser-based systems are usually scanning systems. They cover the treatment field laterally by an xy-scanning element (tilt mirror, rotation prisms, etc.), the xy scanner.
- a divergence-varying element is usually used in front of the scanners. Examples of such divergence-varying elements include: a variable-shape mirror (membrane mirror, MEMS mirror, etc.)
- variable lens liquid lens
- the divergence varying element is corrected for spherical aberration at the input divergence associated with (ii), and (iv) in the case of the other input divergence positions, the linear change of the spherical aberration is maintained wholly or at least partially with the opposite sign, ie compensated in total.
- Focusing optics is not necessary.
- the spherical aberration at focus is i.d.R. corrected in the middle of the focus area. At the edges a residual error is accepted and compensated. This is advantageous in the transition to shorter wavelengths and / or higher NA.
- Elements can be a linear change in the spherical aberration, for example, achieve by: a variable-shape mirror (via targeted additional variable deformation with Fringe Zernike surface type Z9) a specially shaped freeform surface pair (Alvarez element) with purposeful design of the surface pairs, - a variable lens (liquid lens) by specific modification of the lens surface with a Z9-type fringe Zernike surface, a galilei-type telescope (moving negative lens) or a Keppler type (moving positive lens) by design of the spherical lenses, in particular the non-moving lens Lenses (exploiting the variable beam height at the quiescent lens to produce variable contributions to spherical aberration, possibly using aspheres and / or additional spherical lenses).
- Any eye tracking or therapy system requires a lens. This is also referred to below as the main objective. It is located in front of the patient's eye. Behind the main lens i. d. R. space needed, z. B. for movable mirror to
- the main objective converts the collimated laser light from the device into a focused one
- the focal length of the main objective must be as large as possible in order to be able to place all the elements after the main objective.
- the long focal length also has a positive effect on the achievable working distance, which should also be as large as possible in order to allow a sufficient distance from the patient's head.
- the focal length of the main objective is chosen to be large, even the smallest beam angle deviations in the device cause a large stray circle of the therapy laser on the eye.
- the beam diameter in the zero position is very large, d. H. the moving optical elements (mirror, main objective) correspondingly heavy.
- Eye observation or therapy comprising: a radiation source that provides illumination or therapy radiation, and a focusing device that focuses the radiation into a focus in an observation or therapy volume, wherein the focusing device at least one focusing lens and this has upstream, variable, divergence-varying optical element, which adjusts a z-position of the focus, wherein the focusing device in the observation or therapy volume a numerical aperture below 0, 1, preferably 0.05 realized, the variable, divergenzvari Schl optical element to adjust the z-position of the focus over a range between 10 and 15 mm is formed and the focal length of the lens between 20 and 40 mm, preferably between 25 and 35 mm.
- the focal length of the main objective is in the range between 20 mm and 40 mm, preferably between 25 mm and 35 mm.
- the main objective is preferably designed as a combination of a positive lens and a spaced negative lens.
- the positive lens and / or the negative lens have one or more aspherical surfaces in order to minimize the aberrations for the therapy focus and to reduce the mass of the moved main objective. If the aspherical surface (s) were omitted, several spherical lenses with a higher mass could be used instead.
- the positive lens is preferably made of a crown glass with a Abbe number> 50. To the aberrations altogether too Further, the positive lens is further preferably made of a material having a refractive index> 1, 6 manufactured.
- the negative lens is preferably designed as a cemented or uncemented group, i. H. from a combination of a positive and a negative lens with a total of negative refractive power.
- the negative lens of the cemented element is in this case preferably made of a high-index flint glass with Abbe number ⁇ 40 and refractive index> 1, 7.
- the positive lens of the cemented element is preferably made of a high-index crown glass with Abbe number> 50 and refractive index> 1, 6.
- the negative lens of the main objective is preferably designed to be laterally adjustable in order to compensate for the axis profile remaining due to the prism tilting.
- the main lens is preferably movably coupled to two mirrors to perform biaxial field shifting. It is then in the sense of this description a movable lens.
- a fourth aspect of the invention assists the user in the interaction of diagnosis or biometry and further observation and / or therapy of an eye.
- correction cuts on the cornea which are intended to remedy astigmatism, to precisely align the eye.
- astigmatism axes are determined in the preoperative measurement of the eye, in so-called biometry.
- a reference image is generated, and the position of the axes is stored together with the reference image.
- the position of the axes must then be determined again during a subsequent observation of the eye or during a surgical procedure. It is therefore expedient to map reference structures in the reference image, which allow a later current image to be assigned in order to determine the position of the determined eye structures (for example, in the current image) from a relative position of structural parameters of the eye (for example astigmatic axis) and position of the reference structures in the reference image
- Astigmatic axis easy to find again.
- Eye observation or therapy comprising: a biometric device which generates at least one reference image of the eye, which contains at least one reference structure of the eye, min. a structure parameter of the eye, preferably an astigmatism axis, determined and determines its relative position to the reference structure, an observation or therapy device comprising an imaging device for generating a current image of the eye, which also contains the reference structure of the eye, and an image processing device for
- the biometrics device Identifying the reference structure of the eye and determining its current position and determining the current position of the structure parameter from the current image and the reference image, wherein the biometrics device generates the reference image of the eye in a spectral channel using a spectral region in which Absorption dye in blood vessels of the sclera has an absorption maximum, or produced in a spectral channel in which fluoresces a fluorescent dye in the blood vessels of the sclera, and the
- Imaging device generates the current image of the eye in the same spectral channel.
- the fourth aspect envisages exploiting a specific spectral channel for both biometry and later registration in the current image by absorbing an absorbing dye present in the blood (e.g., at least 30% absorbency) and It is dark and particularly rich in contrast to the environment or a fluorescent dye fluoresces.
- an absorbing dye for example, the hemoglobin present in the blood comes into question, which absorbs particularly well in the green spectral range, so then in a corresponding spectral channel then well, d. H. rich in contrast.
- the retrieval of the reference structures in the current image is carried out in a particularly simple and reliable manner, since the blood veins used appear particularly rich in contrast in the reference image and the current image due to the spectral filtering.
- a reference image from the biometric measurement of the eye is used, which is filtered in a specific spectral channel in which the current image is also filtered. This eliminates the need for complicated algorithms to register the images with one another or to locate the position of the eye structures to beimproved in the current image (for example astigmatism axes).
- a particularly preferred variant of the fourth aspect is based on the hemoglobin in the blood. Since the hemoglobin in the blood absorbs light particularly well in the green-yellow spectral range, particularly high-contrast reference image images of vein structures with green or yellow or green-yellow, in particular red-free, illumination are obtained. To use these images as input data for laser therapy (eg, laser therapy devices for cataract surgery), the therapy system also uses such illumination. Ideally, this is a spectrally matched lighting
- the green, yellow or green-yellow light is generated by LED and led via a patient interface with built-in light guides to the patient's eye. Since both the reference image of the biometrics system and the live image of the
- the spectral properties of the "green light” are to be tuned so that maximum contrast of the reference structures is achieved - the illumination maximum should be between 520 nm and 580 nm, since hemoglobin is the essential dye of the reference structures.
- This "reference structure-optimized illumination” can be used both in the biometry device and in the observation / therapy device.
- the registration between biometric, non-dilated reference image and the dilated, sucked with the patient interface eye in one step are essential: 1.
- the detectable image field through the patient interface is large enough, so that around the
- a system for eye observation or therapy comprising: a first beam path for first treatment or observation radiation leading to the eye, which extends to the eye along one main optical axis, a second beam path for the second Observation radiation, which extends along an optical minor axis, and a prism splitter, which, as seen from the eye coupled the second beam path in the first beam path and seen away from the eye has an entrance surface and a first and a second exit surface, wherein the prism splitter the first beam path along the optical minor axis between the entrance surface and the first exit surface, and the minor optical axis extends away from the second exit surface, wherein the minor optical axis is ⁇ 20 ° parallel to the major optical axis and the prism splitter is a combination of a beam deflecting Leman prism twice and one with the Leman
- the Leman prism seen from the eye decouples the second beam path at one of the entrance surface first deflection from the first beam path, at least. At least two deflecting redirects and the main optical axis substantially ( ⁇ 20 °) parallel or whole offset parallel to the second
- the additional prism is cemented to the first deflection surface and having a surface parallel to the entrance surface, which forms the first exit surface, and between the additional prism and the first deflection a dichroic or intensity splitter layer is formed.
- a co-observation through the second beam path is thus coupled by a specially shaped prism.
- the additional glass path also increases the working distance by a further amount.
- This provision may be, for example, a laterally displaceable lens or a specially shaped free-form element in the pupil.
- the system in embodiments may in all aspects comprise a short pulse laser system including a short pulse laser source, a beam path, and an applicator head for directing short pulse laser radiation from the short pulse laser source to the eye to be operated.
- a short-pulse laser source is a laser source which does not emit the light continuously but in pulsed form. This means that the light is emitted in time-limited portions.
- the pulse rates of such a short-pulse laser are usually in the femtosecond or picosecond range. But also pulse rates in the
- Attosecond range are possible. Due to the pulsed light emission very high intensities can be realized, which are suitable for laser-tissue interactions via Mehrphotonen- absorption, such. As the photodisruption or plasma-induced photoablation needed. This is the case in all applications where not only on the surface material is removed, but interactions in all three dimensions is achieved.
- the beam path ensures that the short-pulse laser radiation emitted by the short-pulse laser source is conducted to an exit location. It can be realized for example by a light guide or by a mirror system.
- the applicator head which is attached to the
- Short-pulse laser source connects opposite end of the beam path, forms the exit point of the short-pulse laser radiation.
- the lens with a plurality of optical elements according to the aforementioned third aspect. It is advantageous if the short-pulse laser system further describes an x / y deflection system, also referred to as x / y scanning system, as well as a deflection system or scanning system for the z-direction and / or a divergence varying Lens system has.
- the possibility of deflecting the focus of the short-pulse laser radiation in the x-direction and y-direction as well as in the z-direction in a volume which follows the exit location of the short-pulse laser radiation can also be realized by a plurality of deflection devices for one direction, for example a scanner for a slow movement over a larger area and for a very fast movement over a small area, as provided in said first aspect.
- the system optionally includes a surgical microscope with a tripod and a microscope head.
- the microscope head contains the optics and the object illumination of the surgical microscope. With such a surgical microscope, it is possible at any time to provide a visual overview of the status of the treatment.
- the surgical microscope also contributes to the fact that an eye to be treated can be aligned with the system under optimal illumination.
- the system optionally also includes a control unit which is used to control the
- control unit can be designed in one piece or in several parts.
- the components of the device are advantageously connected to the control unit via communication paths. In the case of multi-part control unit, all components of the control unit are also advantageous over
- Communication paths interconnected Such communication paths can be realized by means of appropriate cables and / or wireless.
- the system optionally comprises a housing which encloses at least one short-pulse laser source as the radiation source, and two (in the second aspect, an additional) articulated arms, which are arranged on the housing or on an extension of the housing.
- Each articulated arm comprises a plurality of rigid members, which are hinged together, that each two rigid members are connected by at least one joint.
- the microscope head (if present) is arranged on an articulated arm.
- This articulated arm forms z. B. together with the housing, a tripod of the surgical microscope.
- the applicator head is arranged at the second articulated arm (which in the second aspect has the optical system), again advantageously at the end remote from the housing of the articulated arm.
- the length of the second articulated arm is then such that the entire operating range of the microscope head of the surgical microscope, which is arranged on the first articulated arm, can be exploited.
- the two articulated arms can thus follow each other in all movements.
- Embodiment is provided an interface between the applicator head and microscope head, with which the applicator head and the microscope head can be mechanically and optically connected to each other and released again.
- the interface is optionally characterized by a first structure on the first articulated arm and / or on the microscope head and a second structure on the second articulated arm and / or on the applicator head, which are matched either by the key lock principle or can be connected to one another via an intermediate piece.
- To combine the applicator head and the microscope head mechanically and optically means, in addition to the mechanical connection and thus the establishment of a fixed relationship of the applicator head and the microscope head to each other, both thereby also to connect with each other optically, so that one
- An imaging beam path of the surgical microscope passes through the applicator head. Then there is an optical path for the structures of the eye to be observed with the surgical microscope through the applicator head.
- the beam path in particular for the short-pulse laser radiation, then passes through the second articulated arm according to the second aspect. It is designed so that it can follow all movements of the second articulated arm and in any position of the second articulated arm, the radiation, for. B. can lead to their exit point on the applicator head in the same quality.
- the applicator head and the microscope head are both three-dimensionally movable independently of each other and connected to each other. This mobility of the applicator head and the microscope head is also given when the applicator head and the microscope head are connected to each other. This requires appropriate additional
- the exit location or short-pulse laser radiation is also movable in three-dimensional space - in a preferred variant also with respect to its beam direction at the exit location So
- the system can be designed in particular for the short-pulse laser eye surgery, with which not only the cutting of tissue by plasma-induced ablation and / or photodisruption is possible, but also the adhesion of tissue by coagulation and ablation of tissue by ablative effects of the short pulse laser radiation.
- the system further comprises an optical coherence tomography (OCT) module including an OCT light source, an interferometer and a detector.
- OCT optical coherence tomography
- the OCT module can also be enclosed by the housing.
- OCT module such that it is set up for coupling in a radiation emitted by the OCT light source selectively into the microscope head or into the applicator head. This can be done for example by means of one or more optical switching points, in the beam path of the OCT light source
- the coupling of the radiation of the OCT light source via the applicator head has the advantage that it can be superimposed easily and mechanically stable with therapeutic short-pulse laser radiation. So both beam paths can be calibrated to each other. This variant is therefore used in practice for the planning and control of the short-pulse laser treatment.
- the coupling of the radiation of the OCT light source via the microscope head allows the surgeon to make tomographic images of the patient's eye during and / or after the manual operation phase. For example, with the help of this technology, intraocular lenses can be precisely aligned or free particles within
- Aqueous humor can be identified and removed.
- it is at closely spaced wavelengths of short pulse laser and OCT lighting a
- the short-pulse laser radiation is z. B. reflected at the annular mirror, while the radiation emitted by the OCT light source of the OCT module propagates through a hole in the ring mirror in the direction of the eye and the OCT detector detects the reflected radiation of the OCT light source from the eye through the hole in the ring mirror ,
- the ring mirror can be movable. Preferably, a 90 ° position of the coupling of the radiation emitted by the OCT light source radiation in the beam path of the short-pulse laser radiation, wherein the
- Ring mirror is arranged in a 45 ° position. If the wavelengths of the short-pulse laser radiation and the OCT light source can be separated spectrally or with respect to the polarization, then the laser and the OCT beam path can also be combined via dichroic and / or polarization splitters or combiners.
- both the first articulated arm and / or the second articulated arm have at least three joints.
- one of the three joints may have only a single axis of rotation. However, preferably only three joints all three joints perform the function of a ball joint. In this way, the optimum mobility of the first and second link arms, both attached to the housing or to an extension of the housing, is secured both in the interconnected state and independently in three-dimensional space. If, on the other hand, joints are used which only offer one possibility for rotation about one axis, then a comparable one is possible
- Rotation axis which are arranged in close proximity to each other, the same function as a ball joint.
- fs the short-pulse laser sources in ophthalmic surgery
- Laser sources are by far the most frequently used laser sources. They have proven to be particularly suitable and easy to control for these applications. Therefore, it is advantageous if the system is designed for short-pulse laser eye surgery and a
- Femtosecond laser source has.
- the system also includes a confocal detector in addition to an OCT.
- a confocal detector By recording an A-scan - ie a one-dimensional depth profile along the optical axis - and / or a B-scan - a two-dimensional scan along the optical axis and perpendicular thereto - two structures of an eye using the OCT and an intensity profile using the confocal detector Going through a z-focus position, an offset and a scaling factor between the OCT signals and the intensity profile can be determined. This allows in succession, the focus position of therapy radiation, z. B. the short-pulse Laser radiation, using OCT signals, in particular of OCT images, to control very precisely.
- the coherence length or measuring length of the OCT light source in air is more than 45 mm, particularly preferably more than 60 mm.
- the entire anterior chamber portion of an eye is detected within an A-scan, without the optical path length of the
- the displaceable image field of the system in particular in the case of a short-pulse laser system for ophthalmic surgery, is preferably greater than 1.0 mm but less than 6.0 mm in diameter, more preferably greater than 1.5 mm but less than 3.0 mm.
- the image field is located in an image field plane in which it can be moved by a movement of the lens in the x and / or y direction.
- the image field plane itself can be displaced along the optical axis by a scanning movement in the z direction.
- the cross-section of the movable objective depends in particular on the scanning range of the x / y scanning system.
- the optics which is arranged in the beam path to the articulated arm, as well as the divergence of the radiation varying modules are preferably mounted on an optical bench.
- the optical bench itself is optional with three points on, attached to or within a housing, on which preferably also the articulated arm is arranged. All deformations of the mounting surface in the housing thus have no effect on the adjustment state of the optics on the optical bench, but on the position of the optical bench for entry into the articulated arm with his
- Beam guidance means Changes in this position can be compensated with a beam stabilization. It is understood that the features mentioned above and those yet to be explained not only in the specified combinations, but also in others
- FIG. 1 shows a first system for the short-pulse laser eye surgery
- FIG. 2 shows a second system for short-pulse laser eye surgery
- FIG. 5 shows a structure for combining short-pulse laser radiation from the short-pulse laser source and OCT radiation from the OCT light source;
- FIG. 6 shows two illustrations for explaining how the movement of the focus of the short-pulse laser radiation has an effect on the laterally scanning objective of a short-pulse laser system
- FIG. 7 shows a schematic representation through a beam splitter prism used in the beam path of the first or second system
- FIG. 8 shows two illustrations for the embodiments of a main objective of the first or second system
- FIG. 12 shows a schematic view relating to a two-stage z-focus adjustment in the first or second system
- FIG. 13 shows an optical beam path in which radiation is transmitted along an articulated arm in the first or second system
- Figs. 14 and 15 are schematic diagrams of the coupling of the radiation to the eye
- FIG. 16 shows a schematic view of an optical system of a device for laser-assisted eye surgery, wherein the beam path from a z-scanner to the eye is shown schematically
- FIG. 17 shows a z-scanner of the device of FIG.
- Fig. 18 details the adjustment of the focus position in a Augencornea with the device of Figure 1 and
- a short-pulse laser beam source with femtosecond laser or fs laser is used as the short-pulse laser, which are the most commonly used in the field of eye surgery laser short pulse laser - and thus the best studied. Nevertheless, all systems described here are also compatible with other short-pulse Lasers feasible. fs lasers are thus, unless explicitly on the pulse length as
- OCT Optical Coherence Tomography
- TD -OCT time-domain Optical Coherence Tomography
- SD-OCT Spectrometer-based Spectral Domain OCT
- SS-OCT Wavelength Tuning-based Swept Source OCT
- short pulse laser beam source cuts are carried out, for example a
- a capsulotomy ie-incision incisions to comminute the lens nucleus of the eye or incisions on the front of the cornea to correct vision defects.
- a first and a second system 100 for the short-pulse laser eye surgery are shown, each comprising a fs laser system as a short-pulse laser system 200 m with a short-pulse laser source 210, in this case an fs laser source, a beam path and an applicator head 220 for guiding the fs laser radiation to the eye 900 to be operated.
- a fs laser system as a short-pulse laser system 200 m with a short-pulse laser source 210, in this case an fs laser source, a beam path and an applicator head 220 for guiding the fs laser radiation to the eye 900 to be operated.
- the structure of the first and second systems 100 for the short-pulse laser eye surgery also includes an operation microscope with an operating microscope head 320. In this case, the entire the surgical microscope and its optics in the microscope head 320 is arranged.
- the first system 100 for the short pulse laser eye surgery of Fig. 1 further comprises
- OCT module 400 which includes an OCT light source 405, an interferometer, and a detector.
- the second system of FIG. 2 may in principle also contain such an OCT module.
- the first as well as the second system 100 are from a controller, so one
- Control unit 500 which is either centrally located as here or distributed in several subunits over the system controlled. For this purpose, communication paths between the Control unit and individual components of the system or between subunits of the control unit can be used.
- the systems 100 of FIG. 1 and FIG. 2 further include a housing 1 10, which may also be referred to as a console. This housing 1 10 encloses the fs laser source 210 and the control unit as a central control unit 500, in the case of the first system of FIG. 1, the housing 1 1 0 also surrounds the OCT module 400.
- the microscope head 320 is attached to a first articulated arm 120 and the applicator head 220 to a second, separate articulated arm 130, through which the applicator head 220, the light of the fs laser source 210 is supplied.
- a beam path passes through the second articulated arm 130.
- the first articulated arm 120 and the second articulated arm 130 are attached to the housing 110 and an extension of the housing 110, respectively.
- Two parts of an interface 150 are provided on the applicator head 220 and microscope head 320, through which the applicator head 220 and the microscope head 320 can be mechanically and optically connected to one another.
- the second articulated arm 130 has the same degrees of freedom of movement as the first one
- Articulated arm 120, the z. B. simultaneously forms the tripod of the surgical microscope 300.
- joints 140 of the articulated arms 120 and 130 the required degrees of freedom are generated by which the applicator head 220 and the microscope head 320 both independently and interconnected are three-dimensionally movable in a volume.
- this is achieved by way of example by means of three joints 140 with ball joint function.
- the lengths of the rigid members of the second articulated arm 130 are designed so that the entire working range of the surgical microscope head 320 in a semicircle of 180 ° in front of the device, so before the system for the short-pulse laser eye surgery 100, can be exploited.
- the applicator head 220 serves to irradiate short pulse laser radiation into the eye. So he gives off short-pulse laser radiation. It is supplied by the articulated arm 130 from the housing 1 10, in which the fs laser source 210 sits. In principle, one could think of guiding the short-pulse laser radiation in an optical fiber passing through the articulated arm 130.
- optical fibers are disadvantageous in the case of short pulse laser radiation used for material processing, that is to say also in the present example of cataract surgery in view of the high beam intensity in the short pulses. It is therefore preferred to guide the radiation in the articulated arm 130 with a free-beam optic.
- the free diameter of the optics is dimensioned so that no vignetting of the
- the second articulated arm 130 further provides options for passing electrical cables, OCT optical fiber 41, and the vacuum tubing for aspirating a patient interface 600 to the patient's eye 900, as well as for aspirating the patient interface to the applicator head 220.
- hinges 140-L2 / 140-L3 and 140-L4 / 140-L5 all cables are routed outside hinges 140 to avoid overstressing the cables against torsion.
- the cables are guided concentrically to the optics by the joint 140.
- a parking arm 190 is provided on the housing 110 with a depositing surface for the applicator head 220 and / or a filing structure 190 adapted to the geometry of the applicator head 220 is attached.
- the applicator head 220 weighs about 5 kg and can not be worn by the surgical microscope 300 or microscope head 320.
- the spring balance of the first articulated arm 120, on which the microscope head 320 is arranged, is designed with a view, eyepieces and optionally monitor up to 1 kg.
- the second articulated arm 130, on which the applicator head 220 is arranged, therefore contains an apparatus for independent weight compensation, as shown in FIG. 5 is shown. The weight compensation for all masses to be compensated takes place with respect to the joint 140-L3 (140-A in FIG. 3).
- the part of the second articulated arm 130 between the joints 140-L3 and 140-L4 is designed as a parallel support arm 145.
- the Paralleltragarm 145 consists essentially of four joints 140-A, 140-B, 140-C, 140-D and four rigid members: the The first rotary head 141 -1, the second rotary head 141 -2, the spring arm 145-1 and the strut 145-2.
- the weight compensation is realized with a compression spring 147 in the lower spring arm 145-1.
- the compression spring 147 pulls on a toothed belt 148, which is deflected via two toothed belt wheels 149-1 and 149-2 in the strut 145-2. There, the toothed belt 148 is mounted on a fastening 146-2.
- the compression spring 147 generates a moment about the hinge 140-A, which is opposite to the torque generated by the weight G point A and compensates for this.
- the lever arm of the compensation torque is generated by the vertical distance of the toothed belt 148 to the joint 140-A. This lever arm is dependent on the angular position of the spring arm 145-1.
- the spring constant of the compression spring 147 is dimensioned so that the position-dependent change of both moments is compensated.
- the balanced weight force G is independent of the pivotal position of the articulating arm 130 for the applicator head 220. While pivoting the applicator head 220 changes the distance of the center of gravity from the pivot point 140-A, this does not affect the weight compensation. The moment changing thereby is supported by the strut 145-2 suspended in the pivots 140-C and 140-D.
- a video recording unit and a lighting unit are provided. These can be coupled via the applicator head 220 into the beam path to or from the eye 900, as will be explained below with reference to FIGS. 4 and 7.
- a hollow core photonic crystal fiber passes, which transmits the short-pulse laser radiation (within the hollow core and with periodic photonic structures analogously to a Bragg mirror). is headed. In this way - similar to the free radiation - only a small pulse broadening by dispersion takes place. Then the second articulated arm 130 serves only the mechanical holding of the applicator head 220, thus no longer influences the beam guidance by its structure itself.
- the design of a system for short pulse laser ophthalmic surgery 100 described herein assists in positioning the applicator head and the microscope head on the patient's eye. If the applicator head 220 and microscope head 320 are disconnected, they will be merged by the operator, such as the physician. To do this, the operator places the microscope head 320 on the applicator head 220 on the interface 150, and actuates a latch; or a mechanism automatically leads to locking when a desired position is reached. The operator guides and positions the microscope head 320 over the eye 900 to be operated. Also, the applicator head 220 is above the eye 900 positioned.
- the operator looks through the eyepiece of the microscope head 320 and lowers the microscope head 320 and thus also the applicator head 220 as far as necessary with further lateral alignment of the microscope head 320 on the eye 900, until the applicator head 220 is in a predefined position above the eye 900, or a patient interface 600 removably attached to the applicator head and containing a contact lens 610 makes contact with the eye 900.
- the operator performs the processing of an eye tissue 910, ie the lens and / or the capsular bag and / or the cornea with the aid of an fs laser.
- the operator raises the
- Microscope head 320 and thus also the applicator head 220 on.
- the operator brings the applicator head 220 in the parking position, this sets in an embodiment of the
- the operator releases the microscope head 320 from the applicator head 220 via the locking mechanism, or the release takes place automatically when the application head 220 is positioned correctly on the deposition structure 190.
- the microscope head 320 is thereby separated from the applicator head 220
- the operator positions the microscope head over the patient's eye 900.
- the operator performs the further cuts of phacoemulsification and / or aspiration of the liquefied lens and insertion of the intraocular lens.
- the operator positions the microscope head 320 in a parking position away from the computer
- the operator sets the microscope head on the applicator head, which is located on the storage surface 190 on the device 100, and locks the locking mechanism or else the locking mechanism is automatically locked upon reaching the connection.
- control unit 500 calculates, with the aid of acquired OCT images and / or video images, control commands for adjustable elements on the articulated arms 120, 130 or the applicator head 220 and / or the microscope head 320, the necessary data, so that In particular, steps (c) and / or (e), if appropriate also all further steps, with the exception of step (i), are controlled automatically by the control unit 500.
- the housing 1 1 in particular the housing interior is preferably designed so that those components of the short-pulse laser system 200, which are enclosed by the housing, ie the short-pulse laser source 210 (here an FS laser source) and optical
- Components can be pushed as part of the beam path, in the mounted state as a whole in and on a container laterally over the column 310 of the surgical microscope 300.
- the column 31 0 is an extension of the housing 1 10 a support structure for the first articulated arm 120, on which the microscope head 320 is disposed.
- the enclosed by the housing 1 10 components of the short pulse laser system 200 so in the assembled state the base plate of the surgical microscope 300 deposited and fixed in four places.
- this is done as close as possible to the wheels, which are fixed under the foot plate as a transport device 180, as a rigid attachment with about 6 mm above the foot plate.
- Deformations of the second articulated arm 130, on which the applicator head 220 is arranged, or its rigid members, are compensated by the own beam stabilization.
- the optics which is arranged in the housing 1 10 behind the short-pulse laser source 210 and in front of the second articulated arm 130, however, lie in the micrometer range.
- FIG. 4 shows schematically the beam path from the short pulse laser source to the eye, d. H. inter alia by the second articulated arm 130 and the applicator head 220.
- FIG. 4 contains various options, which will be described below.
- the entire optics of the short-pulse laser system 200 which is in the housing 1 10 before entering the second
- Articulated arm 130 is located in the beam path of the short-pulse laser radiation, including the
- Output of the fs laser source 210 to be arranged on an optical bench or screwed to it.
- the optical bench itself is fixed with three points on or on the housing 1 10. All deformations of this mounting surface of the housing then have no effect on the adjustment state of the parts on the optical bench, but on the position of the optical bench for entry into the second articulated arm 130. Change of this position can be compensated by stabilizing the beam path by means of active mirror.
- a first active mirror is located directly on the optical bench. Another active mirror is in the second articulated arm 130.
- a laser diode 281 in the applicator head 220 sends a laser beam over all Mirror of the second articulated arm 130 including the active mirror on two
- the second articulated arm 130 and the electronics or the control unit 500 depend on the housing. Changing forces are achieved by pivoting the first articulated arm 120 on which the microscope head 320 is arranged or the second articulated arm 130 on which the applicator head 220 is arranged. are transferred directly to the wheels 180 and the floor. The device 100 must rest during a laser treatment. Changes in the power conditions by
- Unevenness of the floor has a direct effect on the adjustment state of the laser optics. In stationary operation, this influence is compensated by the described beam stabilization once before each operation.
- Fig. 4 shows the fs laser system 200 for ophthalmology, in particular for the
- Cataract surgery containing an fs laser light source 210.
- the light pulses of the pulsed laser radiation are focused by an objective 225 into the eye 900.
- Mirror scanner 240 which includes an x-mirror scanner and a y-mirror scanner, or alternatively via a gimbal-mounted mirror scanner or alternatively again via an x-mirror scanner with downstream element for rotational rotation about the optical Axis, via the second articulated arm 130 containing the mirror, the x / y-movable objective 225 and a patient interface 600 containing a contact lens 610, the radiation reaches a focus on or in the eye 900.
- the divergence varying modules which along the optical axis - which corresponds to the z-axis - via a controlled by the control unit 500 adjusting mechanism in the position (its lenses to each other and on the optical axis) are adjusted, the divergence of the pulsed laser radiation is affected , so that the focus position of the pulsed laser radiation along the optical axis, ie in the z-direction, in the eye 900 is changed over further fixed optical elements such as a relay optics 213. This will be explained below with reference to FIGS. 10 to 12.
- the femtosecond Laser pulses focused on an approximately 5 ⁇ wide spot in the eye 900.
- the location of the spot may be adjusted by moving the field of view (by moving the objective 225) and / or scanning by the x / y mirror scanner 240 within the field of view of the objective 225 in the eye 900. Simultaneous scanning by means of the x / y mirror scanner 240 and movement of the movable objective 225 results in a superposition movement.
- the image field of the objective 225 which is swept by the x / y mirror scanner 240 is greater than 1 mm in cross-section but smaller than 6 mm. In a preferred variant, it is greater than 1.5 mm but less than 3 mm.
- the field size of the objective 225 is selected so that access slices in the cornea 910 of an eye 900 having a length of about 1.5 mm in the x-direction and in the intersection with the depth of the corneal tissue 910 have a projected y-width of 2 mm require no movement of the lens 225, but only the scanning with the x / y mirror scanner 240.
- the image field should not be too large, because otherwise the lens 225 too heavy and thus too slow and slow for large-scale Movements, such as B. at the Kapsulotom ie, is.
- a laser optics in the applicator head 220 may be designed such that the mirror 224, whose task is to redirect the laser radiation coming from the fs laser source 21 0 onto the objective 225 in the applicator head 220, has a partial transparency in particular in the range of the visible light needed to observe the eye 900 with the microscope head 320, while the short pulse laser radiation is almost completely reflected.
- a further lens 335 for adaptation to the radiation coming from the laser optics can be movably arranged in front of the objective 330 of the microscope head 320 in the beam path of the surgical microscope 300.
- the laser optics which then contains a fully reflecting mirror 224, can be retracted into the applicator head 220 by means of a carriage.
- the laser optics from the beam path of the surgical microscope 300 which passes through the applicator head 220, away.
- the surgical microscope 300 can not be used to observe the eye 900.
- the eye 900 with light for which the camera is sensitive, for. B. I R light and / or yellow-green light, observed, as will be explained below.
- Coherence tomography structures of the eye 900, in particular structures of the anterior chamber of the eye 900 measured.
- OCT imaging the light from a short-coherence light source is transmitted laterally across the eye 900, i. H. perpendicular to the optical axis of
- Eyes 900 scanned. Light reflected or scattered by the eye 900 is made to interfere with the light of a reference beam path. The measured by a detector
- Interference signal is analyzed. From this, the axial distances of structures in the eye 900 can be reconstructed. In connection with the lateral scanning, structures in the eye 900 can thus be detected three-dimensionally.
- FIG. 4 shows the (optical) integration of an OCT module 400 in the construction of a short-pulse laser system 100 or 200.
- the same OCT light source 405 is selectively coupled into the surgical microscope head 320 as well as into the applicator head 220.
- the light reflected back from the eye 900 of the OCT light source 405 is superimposed on the same interferometer with the reference light and detected with the same detector.
- FIG. 4 which includes one or more switches 420 controlled by the controller 500, not shown in FIG.
- the switches 420 guide the light emitted from the OCT light source 405 and that from the eye 900
- light from the OCT light source 405 returns only via the applicator head 220 and in a second state only via the microscope head 320.
- This allows, for example, the use of the OCT module together with the microscope head 320, if the Applicator head is not needed, z. B. for the insertion of the intraocular lens (IOL).
- the applicator head 220 rests in a parked position.
- the illumination and detection beam path of the OCT module 400 corresponds to the beam path of the fs laser radiation for setting the sections by means of the focus of the fs laser radiation, whereby
- Alignment errors can be avoided. This is possible through the switching point or switching points 420, without having to integrate another OCT module.
- the short-pulse laser system 200 shown here has the fs laser source 210 and the OCT module 400 including the short-coherence light source 405 and the interferometer, the fs laser radiation being transmitted to the second articulated arm 130 via the x / y mirror scanner 240 for laterally deflecting and subsequently mirroring the second articulated arm 130
- Applicator head 220 is supplied, however, the radiation of the OCT short-coherence light source passes here via a (dashed lines) optical fiber 410, without being passed through the x / y mirror scanner 240, to the applicator head 220 has this solution the advantage that the OCT beam path is not exposed to disturbing reflections when passing through the second articulated arm 130.
- FIG. 5 shows a further optional detail that makes it possible, in the short-pulse laser system 200, for the radiation from the fs laser source 210 and from the OCT - Combine short-coherence light source 405 of the OCT module 400 on a common optical axis 215 and to realize a common optical beam path 250 to and from the eye 900.
- the fs laser radiation 4000 coming from the fs laser source 210 strikes an annular mirror 430 after an fs laser beam-shaping optical system 21 1 and is reflected by it in the direction of the eye 900.
- the radiation of the OCT short-coherence light source 405 of the OCT module 400 extends through a hole arranged centrally in the annular mirror 430 toward the eye 900 and thus on the same path as the fs laser radiation.
- an OCT detector disposed in the OCT module 400, light from the eye through the hole in the
- Ring mirror 430 detected throughout.
- This has the advantage that, in particular, the high aperture areas are used for the formation of the fs laser radiation by the fs laser beam shaping optical system 21 1.
- the focus is improved.
- focusing the fs laser radiation into the lens of an eye 900 during further passage through the eye 900 in the area of the retina illuminates only the peripheral areas, thereby reducing the risk for the patient of being damaged by radiation in the central macular area.
- the annular-mirror graduation has the advantage that the radiation of the OCT short-coherence light source 405, that is the OCT measurement and detection beam, is directed onto the optical axis 215 of the short-pulse laser system 200 without a surface which is optically disturbing due to its reflections , This would not be the case with a coupling by means of a dichroic filter or (at almost the same wavelength of the radiation of the OCT short-coherence light source 405 and the fs laser radiation) by means of a color-neutral divider. A color-neutral split would also result in additional intensity losses for both the OCT short-coherence light source 405 radiation and the fs laser radiation.
- FIG. 4 shows an optional confocal detector 260, the focal aperture of which is conjugated to the focal position of the fs laser radiation.
- This confocal Detector 260 also makes it possible to measure structures of the eye when scanning the focus of the fs laser radiation in all spatial directions.
- the objective 225 is movable. In one embodiment, this can be done by laterally moving a conventional objective comprising at least one main lens. In this case, upstream deflecting mirrors can be used whose distance from each other is adjusted. This is shown schematically in FIGS. 6a and 6b, which also show the use of the annular mirror 430 purely by way of example.
- This ring mirror 430 is one way to superimpose the OCT radiation 406 m with the f1 laser radiation 4000. It is essential that the short pulse laser radiation 4000 and the OCT beam path coincide with the OCT radiation 406 on the common optical axis 21 5 on the movable objective 225.
- FIG. 6 a shows in a left and a right representation the two end points of FIG
- FIG. 6b schematically shows the structure in three dimensions.
- the movable objective 225 has two deflection mirrors 4010 and 4012, between which the beam path extends transversely to the axis onto the image field 4002.
- By shifting the mirror 4012 it is possible to set where the radiation impinges on a lens body 4014 of the movable objective 225 along an optical axis 4000.
- This lens body 4014 is shown in Fig. 6 differently than the upstream elements 4012, 4010, 430 in the y / x plane, that is perpendicular to the z-plane.
- an image field 4002 is shown, in which the radiation can be adjusted by the movable objective 225 in the x / y-plane.
- FIG. 6b shows that the lens body 4014 of the objective 225 is fixedly coupled to the mirror 4012, that is to say it moves with it. This has advantages in terms of imaging quality, since the lens body 4014 of the objective 225 is always irradiated correctly to its optical axis.
- Fig. 6b can be the Verstell Tan Tan the mirror 4010 and 4012 along with the respective downstream elements (lens body 4014 of the lens 225 together with the mirror 4012 or mirror 4012 and lens body 4014 when moving the mirror 4010) well recognize.
- FIG. 6 a shows the longest beam path which, in the context of FIG.
- Adjusting it movable lens 225, ie at maximum extended mirror 4012 may occur.
- the right-hand illustration accordingly shows the shortest beam path when the mirror 4012 is completely retracted.
- FIG. 6a shows, due to the sectional illustration, only the adjustment of the mirror 4012 in the form of a shortening of the beam path between the mirrors 4010 and 4012.
- this shortening would merely be a shift in the image field 4002 realize along an axis.
- the second shift axis becomes either by rotation of the mirror 4010 and pivoting of the mirror 4012 and the
- Lensen stresses 4014 realized or by shortening the distance between the mirror 4013 and the mirror 430 while simultaneously carrying the mirror 4012 and the lens body 4014th
- the entire anterior chamber portion is detected within an A-scan given by the tuning of the swept source source itself when, as a result of the lateral movement of the objective, the optical path to the eye 900 is lengthened or changed, without the optical path length of the reference beam path z. B. be adjusted by moving a reference mirror m uss.
- a peasant enemy prism is used.
- the preferred system for the system is the prism splitter 1000 of FIG. 7. It couples a first beam path 1 001 and a second beam path 1 002.
- the first beam path 1001 falls through the (main) objective 225 onto the eye 900.
- the second beam path 1002 also runs to the eye 900, but is separated from the prism splitter 1000.
- Prism stacker 1000 consists of a Leman prism 1003. This prism type is also referred to as a Sprenger-Leman prism or Leman-Sprenger prism. It is, for example, from the publication, Lexikon der Physik, Spectrum akadem ischer Verlag Heidelberg, 1998, or the publication, H. Haferkorn, "Optics:
- This prism hereinafter referred to as the Leman prism, is supplemented in the prism splitter 1000 by an additional prism 1004 which is cemented to the deflecting surface 1005 of the Leman prism 1003 closest to the eye.
- the additional prism 1004 ensures that the optical axis of the first beam path 1001 is not deflected when passing through the prism splitter 1000.
- the prism splitter 1000 is slightly tilted with respect to the optical axis between the objective 225 and the eye 900, for example between 0.5 and 3 degrees around the objective 225 Illumination radiation does not reflect back into the beam path. This would be
- a plane-parallel compensation prism 1009 between the entry point 1 008 and the eye 900 which lies in the same tilt angle as the prism file 1000 in the superimposed first and second beam path, but with azimuth twisted by 90 degrees.
- a plane-parallel compensation prism 1009 between the entry point 1 008 and the eye 900, which lies in the same tilt angle as the prism file 1000 in the superimposed first and second beam path, but with azimuth twisted by 90 degrees.
- the main objective 225 in the applicator head 320 is movable, e.g. B. by means of Fig. 6 explained construction. After the main objective 225 m uss, as shown in FIG. 4, space for the
- Main lens have a certain focal length.
- the focal length of the main objective is therefore to be selected according to this aspect large, in order to place after the main objective 225 even more elements, such as the prism splitter 1000.
- a long focal length also has a positive effect on the working distance, so that a sufficient distance to the patient's head is possible. From another point of view, however, is the
- Focal length of the main lens to choose small. At long focal lengths, even the smallest beam angle deviations in the device cause a large scattering circle of the laser radiation on the eye, which is very disturbing, especially in the case of short-pulse laser radiation, and must be avoided. In addition, the beam diameter in the zero position of the main objective becomes very large. A particularly good balance is achieved by a main objective with a focal length between 20 mm and 40 mm, preferably between 25 mm and 35 mm. Furthermore, the main objective is designed as a combination of a positive lens and a negative lens spaced therefrom, as shown schematically in FIG. 8, which shows side by side two different variants for the main objective.
- the main objective consists of a positive lens 2001 and a negative lens 2002, which together produce a focus 2000 which is at a working distance d from the last lens element, the positive lens 2001.
- the negative lens 2002 widens the beam path, the positive lens 2001 focuses it with a long working distance into the focus 2000.
- the positive lens is preferably made of a crown glass with a Abbe number of at least 50. To minimize aberrations as a whole, it is preferably made of a material having a refractive index of at least 1.6.
- the negative lens is constructed as a combination lens of a negative lens member 2003 and a positive lens member 2004 in an embodiment included in FIG. 8 in the right-hand illustration. The order of these lens elements is not relevant.
- the positive lens member has the same material properties as the positive lens 2001, and the negative lens member is made of flint glass having an Abbe number of not more than 40 and a refractive index not less than 1.7.
- the two lens elements can be cemented together. In this Embodiment of a total of three-part main objective 225, a large working distance with aberration correction is advantageously combined.
- the numerical aperture should not change.
- a change in the focal length with constant beam diameter is carried out on the main objective 225 (in the case of the multi-part construction of FIG. 8, for example on the positive lens 2001 or a plane lying between the positive lens 2001 and the negative lens 2002 ), the numerical aperture changes depending on the position of the focus 2000. It is therefore intended to design the beam path such that the beam cross section does not remain constant in the main plane 2005 of the main objective 225, but in the rear one
- the divergence-varying element as a Galilean telescope 2010 (see Fig. 10) composed of a negative lens 201 1 and a positive lens 2012.
- the negative lens 201 1 is shifted, which is illustrated by an arrow in FIG. 10, to carry out the divergence variation and, as a result, to shift the z position of the focus 2000 in conjunction with the objective 225.
- a galilei-type telescope the one shown in FIG.
- Telescope of the Kepler type possible which is composed of two positive lenses 2012 and 2013.
- it has a real intermediate focus 2014, which may be disadvantageous depending on the application, in particular in material processing short-pulse laser radiation, since there in cases of large numerical aperture to optical breakthroughs, d. H. Ionization of the air, can come.
- a series connection of two divergence-varying elements for example telescopes of the Kepler type, is provided, wherein a divergence-varying element has a short
- the output plane of the one divergence-varying module 2010 is mapped into an input plane 2017 of the next divergence-varying module. This is shown in FIG. 4.
- the image is formed by means of a 4 f system comprising two positive lenses 2018 and 2019.
- the distance between the two positive lenses of the 4 f system is always the sum of the two lens focal lengths.
- the plane of constant beam cross-section 2016 or 2017 are located in each case at the outer foci of the two lenses 2018 and 2019.
- the numerical aperture in the real intermediate image 2020 remains unchanged in the interior of the 4 f system during the focusing, ie in particular does not increase. It can then be designed so that no optical breakthrough occurs in the real intermediate image, ie intermediate focus 2020, with short-pulse laser radiation. Thus, the undesirable Heilionmaschine over the entire verstell Hoch can be specifically prevented.
- the rear focal plane 2006 of the main objective 225 was entered as a plane of constant beam cross-section.
- the mechanical focusing movements so the mechanical vibrations of the applicator head 320, which is in contact with the
- the transmitting beam path transmits planes 2016 of constant beam cross-section into the rear focal plane 2006 of the main objective 225, which forms the focus in the eye 900.
- the location of this focus in the eye 900 depends on the setting of the divergence-varying element 2010.
- a zero position results in a zero plane 2030, around which the focus can be adjusted into a maximum front plane 2031 and a maximum rear plane 2032, respectively.
- the maximum distance from the zero plane 2030 represents a maximum depth of field STMAX.
- FIG. 13 shows the beam path for the two extreme positions of the divergence-varying optical element 2010, which in the specific embodiment, as explained with reference to the previous figures, is realized by two modules , which are not shown in Fig. 13, however.
- the level 2013 constant
- Beam cross-section, which is present at the output of the divergence-varying element 2010 is transmitted through at least one 4-f system, two shown in Fig. 13, in the rear focal plane 2003 of the main objective 225.
- a first 4 f system 2022 has two positive lenses 2023 and 2024 of the same focal length, which are in the known 4-f configuration, so that an intermediate focus 2025 is formed between them.
- the planes of constant beam cross-section 2016 as well as the rear focal plane 2006 lie in each case in the focal plane of the assigned 4-f system or the corresponding positive lens.
- the intermediate foci 2025 and 2029 move over comparatively wide axial distances.
- the respective deflecting mirrors along the articulated arm 130 lie between the last lens of the divergence changing element 2010 and the first lens 2023 of the first 4-f system and the last lens 2024 of the first 4-f element 2022 and the first lens of the following FIG -f element.
- the deflection mirrors are each outside the respective 4-f systems.
- the distances between the 4-f systems, ie between the lenses 2023 and 2024 and 2027 and 2028, respectively, are portions of the transmitting beam path that lie within a rigid member of the articulated arm. In this way, the intermediate foci 2025 and 2029 traveling over a distance range are prevented from being exposed to optical
- Beam diameters of the 4-f systems apply the equations and focal length data given in the general part of the description. The same applies to the dimensions of the rigid members or the distances between the joints.
- the design shown here includes a patient interface 600, an applicator head 220 of the system for short pulse laser ophthalmic surgery 100, where the patient interface 600 in FIG. 14 is attached to both the patient's 900 eye and the applicator head 220 of the system for the short-pulse laser ophthalmic surgery 100 and thus fixes the relative position of the eye 900 to the system for the short-pulse laser eye surgery 100 and consequently also to the beam path of the short-pulse laser radiation.
- the patient interface 600 includes a contact lens 610, shown in FIG.
- the contact glass 610 is in one piece, made of a preferably uniform, transparent material and includes a suction ring 612, a jacket 61 1 and an optical element 620 on the upper side of the jacket 61 1. It further comprises two openings 613,614, to the two leads via
- Fixing aids are connected or allow the connection of two leads, with one lead is connected to one of the openings 613, 614 or is.
- a one-piece contact glass 610 in which all functional elements are integrated, allows easier handling than multi-component contact glasses 610, which are only on the
- Patient eye 900 are assembled.
- Such multi-component contact glasses 610 are z.
- documents US 7955324 B2, US 8500723 B2, US 2013/053837 A1 are z.
- WO 2012/041347 A1 describes.
- the two supply lines serve on the one hand the application of negative pressure, here via the lower opening 613, and on the other hand the supply or discharge of liquid into the contact glass 610, when the contact glass 61 0 is docked to the eye 900, via the upper opening 614 ,
- an overflow outlet 615 is furthermore provided in the upper jacket region of the contact glass 610 remote from the eye 900, via which excess liquid or air can escape from the contact glass 610 during filling.
- the patient interface 600 includes a mechanically releasable coupling element 651 for mechanical fixation of the contact lens 610 on the applicator head 220.
- the patient interface 600 instead of a mechanical interface with mechanically detachable coupling element 651, a contact glass 610 m it contains a further suction structure, which is made of the same material as the contact glass 610. This further suction structure holds the contact glass 610 on the applicator head 220 when negative pressure is applied. Since this is an alternative solution, this is not shown in FIG. 14.
- a patient interface 600 which in addition a
- Applicator head protection 650 which preferably has a recess mit mittig, beneficial.
- This applicator head protection 650 can be placed over the eye 900 side facing the applicator head 220 and fixed with it, as shown in Fig. 14.
- This applicator head protection prevents the applicator head 220 during operation, e.g. contaminated by liquids.
- the recess allows the patient interface 600 to be attached directly to the applicator head 220 with the contact lens 610 such that the applicator head protector 650 does not obstruct the beam path of the short pulse laser radiation between the system for the short pulse laser eye surgery 100 and the optical element 620 of the contact glass 610 represents. If the recess is meager in the applicator head protection
- the applicator head protection 650 realized, a spatial Lich uniform protection of the applicator head 220 is achieved.
- the applicator head protection 650 by a mechanically releasable coupling element
- FIGS. 14 and 15 disclose a lighting system which is particularly suitable for short-pulse laser eye surgery.
- a light-conducting structure 635 is embedded in the jacket 61 1 of the contact lens 610 .
- a light source 630-1 that emits visible light and / or a light source 630-2 is the light of a particular spectral composition emited, integrated.
- the eye 900 may be illuminated with light 630-2, and the light reflected from the eye 900 may be transmitted through a beam splitter prism 350, e.g. B. selectively reflected infrared and green or yellow light, in a camera 360, which can detect this light, are passed.
- the prism 350 preferably reflects wavelengths used by the short pulse laser source 210 or the OCT light source 405. Light from this wavelength, which is not reflected by the prism 350, passes through the prism 350 without interference.
- This construction has the advantage that, in contrast to the alternative solution of illumination by means of illumination present in the operating microscope 300, no reflections are added by the additional optical elements of the applicator head 220 located in the illumination beam path and impair the image.
- a force sensor 655 which is in contact with the contact glass 610 when the patient interface 600 is docked, is integrated in the applicator head 220.
- the force sensor 655 and both the visible light emitting light source 630-1 and the light source of the particular spectral composition emitting light source 630-2 are advantageously connected to a controller 500 which also controls the system for the short pulse laser ophthalmic surgery 100, or with an additional control unit 500 'connected to the control unit of the system for the short-pulse laser ophthalmic surgery 1 00 over
- the axial position of the preoperatively measured astigmatism us the eye 900 or the cornea 910 or the target position of access incisions or relaxation sections compared to the preoperatively measured
- Astigmatism us axes of the eye 900 and the cornea 910 correctly during surgery to the eye to align, in the prior art, the preoperative data or desired target positions relative to preoperative reference marks established or referenced.
- existing reference marks such as vascular structures in the sclera or iris structures, or simply an overall image of the eye 900 with its existing structures are used as reference marks.
- green or yellow illumination sources 3000 which illuminate the eye in a spectral range in which the hemoglobin of the blood absorbs particularly well. This way will receive a particularly high-contrast image that is recorded on the camera 360, for example.
- Corresponding examples of possible locations of the illumination source 3000 are shown in FIGS. 4, 14 and 15.
- the green illumination 3000 is designed to illuminate the limbus 3001 and parts of the eye 900 sclera. In this way, a high-contrast image of the vascular structure in the sclera is obtained.
- This vascular structure is used to refer to a previously generated reference image obtained in the biometry of the eye prior to the actual eye observation or the therapeutic intervention to be performed, for example cataract surgery.
- This reference image may have been generated, for example, with the same system 100 or 200.
- the reference structures for example the blood vessels in the sclera
- there is also the related position of structural features of the eye for example an astigmatism axis.
- the biometric measurement which is carried out preoperatively, the eye is illuminated green.
- high-contrast images of the same reference structures are available both in the reference image and in the current image, so that the referencing of the current position of the eye to the reference image and thus the correct indication of the eye structures, for example an astigmatism axis, is easily possible in the current image.
- Alternatives to the use of green or yellow illumination are, of course, the illumination with white light and a corresponding spectral filtering of the reference image or the current image or the illumination with white light spectrally filtered on its way, so that a single illumination source can be used for several purposes.
- the use of green lighting has the advantage that the high-contrast image can be generated with a camera 360, which already exists anyway.
- the splitter layer is suitably dichroic in the beam splitter 350 in order to couple the green illumination to the limbus and the sclera and to use a camera 360 which is sensitive in the green or yellow region.
- Pulses of pulsed laser radiation 5002 are focused into the eye 900 by focusing optics 5008. Via a divergence-varying module, which realizes a z-scanner 5004, there is a controlled z-shift of the focus of the pulsed laser radiation 5002. An xy-scanner 5006, z. B.
- a controller 500 controls the scanners 5004, 5006.
- the divergence of the pulsed laser radiation 5002 is influenced by the z-scanner 5004, so that the focal position of the pulsed laser radiation 5002 along the optical axis, ie in the z-direction, in the eye 900 is changed via the focusing optics 5008.
- the xy scanner 5006 sets the lateral focus position of the pulsed laser radiation 5002 perpendicular to the optical axis of the device, ie in the x and y directions.
- Femtosecond laser pulses are focused on a lateral approximately 5 ⁇ extended spot in the eye 900.
- the location of the spot can be adjusted laterally by scanning by means of the xy scanner 5006 within the image field of the focusing optics 5008 in the eye 900.
- the z-scanner 5004 is formed as a Galilean telescope and includes a movable negative lens 5010 which is longitudinally adjustable in a guide 5012 along the optical axis OA. It cooperates with a fixed positive lens 5014 and adjusts the divergence of the laser radiation 5002.
- FIG. 18 schematically shows the adjustment of the laser radiation 5002 in the cornea 5016 of the eye 900.
- the xy scanner 5006 adjusts the position of the optical axis OA laterally. In the case of a displacement Axy from the rest position, due to the curvature of the cornea 5016, a depth adjustment ⁇ must be carried out at the same time in order to keep the focus 5018 on a desired path within the cornea 501 6.
- the Krümm ung the cornea 501 6 is set by a contact glass 600 to a known level. The contact glass 600 fixes the eye 900.
- the z-Scanner 5006 can be used eg. B. as Galilei telescope 2010, which, as shown in Fig. 10, from the negative lens 201 1 and the positive lens 2012 is composed.
- the z-Scanner 5006 can be used eg. B. as Galilei telescope 2010, which, as shown in Fig. 10, from the negative lens 201 1 and the positive lens 2012 is composed.
- Negative lens 201 1 is shifted, which is illustrated by an arrow in FIGS. 10 and 17, to perform the divergence variation and, as a result, to shift the z position of focus 5018.
- a telescope of the Galilei type a telescope of the Kepler type is also possible, which is made up of two positive lenses.
- the telescope 2010 is preferred by the Galilei type.
- the focusing optics 5008 is designed so that they are suitable for a certain position of the z-scanner 5004 is corrected for spherical aberration.
- This position of the z-scanner 5004 corresponds to a zero level. Preferably, it is centered in the z-area to be covered.
- the focusing optic 5008 causes an aperture error (also spherical aberration) which increases linearly with the distance from the zero plane. This relationship is shown in FIG.
- the curve of FIG. 19 provides a particularly low control mechanism.
- the focusing optics 5008 and the compensating element, in this embodiment the optical element 5014 must be adapted to one another as precisely as possible. This adjustment can be reduced at the expense of greater control overhead when using z-scanner independent correction optics that cause adjustable, known spherical aberration.
- the control unit 500 then controls this correction optics such that the aperture error, which is generated z-position-dependent by the focusing optics 5008, is compensated.
- the focusing optics 5008 also has no spherical aberration in a null plane in this embodiment. This zero level corresponds to a zero adjustment of the correction optics in which this likewise does not produce a spherical aberration.
- this zero setting would expediently be the center position of the z-scanner.
- a separate correction optics it is also possible to compensate for a non-linear course, such as, for example, dotted as curve 5022.
- the curve for correction optics and focusing optics 5008 then need not necessarily be equal to each other. It is only necessary that the corresponding curves of the spherical aberration are known and stored as a function of the z-position in the control unit 500.
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Pathology (AREA)
- Laser Surgery Devices (AREA)
- Radiation-Therapy Devices (AREA)
Abstract
The invention relates to various aspects for a system for eye observation or eye therapy, which support individually or together a user in a workflow in ophthalmology, in particular in cataract surgery and the preparation thereof. According to the first aspect, a two-part scanner having a fast short-stroke part and a slow long-stroke part is combined with a 4-f optical system. According to the second aspect, the radiation beam between the scanners and a lens is transmitted by means of an articulated arm, wherein 4-f optical systems in the articulated arm are used. According to the third aspect, a main lens is provided with specific focal length features in order to achieve a large working distance and hence to give the user freedom in his workflow. According to the fourth aspect, a particularly precise and fast referencing is carried out between a pre-operative biometry image and a current image during the instantaneous observation or the subsequent intervention. According to the fifth aspect, a preferred coupling of an observation camera is carried out, which, in terms of space, has a particularly small adverse effect on the ocular region of the patient.
Description
Verfahren und System zur Auqenbeobachtunq und -therapie, insbesondere Gerät zur laserqestützten Kataraktchirurqie Bei der Augenbeobachtung und -therapie werden vermehrt Systeme eingesetzt, die verschiedene Funktionen, wie insbesondere das Erfassen von Strukturinformationen über das Auge und das Vornehmen von Eingriffen am Auge mittels Therapiestrahlung, insbesondere Schnitterzeugung oder Materialabtragung m ittels Laserstrahlung, realisieren . Die Erfindung bezieht sich deshalb auf eine entsprechende Vorrichtung zur Augenbearbeitung oder -therapie die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung auf das Auge führt. Method and system for eye observation and therapy, in particular apparatus for laser-assisted cataract surgery In the field of eye observation and therapy, systems are increasingly used which perform various functions, in particular the acquisition of structural information about the eye and the making of interventions on the eye by means of therapy radiation, in particular incision generation or material removal with laser radiation. The invention therefore relates to a corresponding apparatus for eye treatment or treatment, the illumination or therapy radiation leads to the eye.
Systeme zur Augenbeobachtung und/oder -therapie werden i. d . R. in einem komplexen Arbeitsablauf eingesetzt. Ein Beispiel hierfür ist die lasergestützte refraktive Augenchirurgie oder die lasergestützte Katarakt-Operation. Bei der refraktiven Augenchirurgie werden mittels Laserstrahlung innerhalb der Kornea Schnittflächen erzeugt, die ein Volumen isolieren und entfernbar machen. Das Volumen ist so bemessen, dass seine Entfernung die Eye monitoring and / or therapy systems are i. d. R. used in a complex workflow. An example of this is laser-assisted refractive eye surgery or laser-assisted cataract surgery. In refractive eye surgery, cut surfaces are created by means of laser radiation within the cornea, which isolate a volume and make it removable. The volume is sized so that its distance from the
Korneakrümm ung auf eine Weise ändert, die eine zuvor bestandene Fehlsichtigkeit ausgleicht.Bei der Katarakt-Operation wird die natürliche, opak gewordene Augenlinse durch eine künstliche Intraokularlinse (IOL) ersetzt. Dazu wird in den Kapselsack der Augenlinse an seiner Vorderseite ein Loch geschnitten. Durch dieses Loch wird die Linse nach vorheriger Fragmentierung entfernt und eine künstliche Intraokularlinse (IOL) eingesetzt. Für den nötigen Zugang zur Vorderkammer wird ein Schnitt in die Kornea und/oder Sklera eingebracht. Corneal curvature changes in a manner that compensates for a previously acquired ametropia. In cataract surgery, the natural, opaque lens of the eye is replaced by an artificial intraocular lens (IOL). For this purpose, a hole is cut into the capsular bag of the eye lens on its front side. Through this hole, the lens is removed after previous fragmentation and an artificial intraocular lens (IOL) is used. For the necessary access to the anterior chamber, a cut is made in the cornea and / or sclera.
Zusätzlich sind zum Reduzieren eines Hornhautastigmatism us Inzisionen an der Kornea, z. B. bogenförm ige Schnitte, möglich . Nachoperativ kann es im Falle eines sog.„Nachstars" erforderlich sein, den rückseitigen Kapselsack ganz oder teilweise zu entfernen . Für dasIn addition, to reduce corneal astigmatism, corneal incisions, e.g. B. arcuate cuts, possible. After surgery, it may be necessary in the case of a so-called "Nachstars" to completely or partially remove the rear capsular bag
Einbringen von Schnitten in den Kapselsack (auf dessen Vorder- und/oder Rückseite) wird hier der Begriff „Kapsulotomie" verwendet. Die Katarakt-Operation ist die am häufigsten durchgeführte Operation am menschlichen Auge und steht daher im Fokus ständiger Incorporating cuts into the capsular bag (on its front and / or back) is referred to herein as "capsulotomy." Cataract surgery is the most commonly performed surgery on the human eye and is therefore more consistently focused
Verbesserungen bzgl. der Qualität des Operationsergebnisses, Effizienz in der Improvements regarding the quality of the operation result, efficiency in the
Operationsdurchführung und Risikominim ierung. Durch jüngste Entwicklungen und Fortschritte in der ophthalmologischen Femtosekunden (fs)-Lasertechnologie, vor allem im Bereich der refraktiven Augenchirurgie, und der Optischen Kohärenz-Tomographie (OCT) als Operation execution and risk minimization. Recent developments and advances in ophthalmic femtosecond (fs) laser technology, especially in the field of refractive ophthalmic surgery, and optical coherence tomography (OCT) as
Bildgebungstechnologie werden Katarakt-Operationen zunehmend automatisiert. Hierbei werden Kurzpuls-Laser eingesetzt, um Augengewebe mittels Photodisruption zu„schneiden". Diese Technologie wird im Folgenden als lasergestützte Kataraktchirurgie (LCS) bezeichnet.
Nach aktuellen Anwendungsprinzipien werden im Rahmen der LCS die Kapsulotom ie (z.B. kreisrundes Aufschneiden des vorderen Kapselsacks der Augenlinse) , die Imaging technology is increasingly automating cataract surgery. Short pulse lasers are used to "cut" eye tissue using photodisruption, a technology hereafter referred to as laser assisted cataract surgery (LCS). According to current application principles, the capsulotomy (eg circular cutting of the anterior capsular bag of the eye lens), the
Linsenfragmentierung (Zerteilen des Augenlinsenkerns) , die Zugangsschnitte in Kornea/Sklera (Hauptzugangs- und Hilfsschnitte) , sowie evt. die Inzisionen an der Kornea m ittels Lentil fragmentation (division of the kernel of the eye lens), the access incisions in the cornea / sclera (main access and auxiliary incisions), and possibly the incisions on the cornea
Laserstrahlung durchgeführt. Diese Laserstrahlung ist Behandlungslaserstrahlung oder therapeutische Laserstrahlung, da sie Augengewebe verändert. Laser radiation performed. This laser radiation is treatment laser radiation or therapeutic laser radiation as it alters ocular tissue.
In der US 6325792 B1 wird vorgeschlagen, Pulse eines Femtosekunden-Lasers in die In US 6325792 B1 it is proposed to pulse a femtosecond laser in the
Augenlinse zu fokussieren, um die Augenlinse zu„verflüssigen" - dies entspricht der oben genannten Linsenfragmentierung - oder aber den Kapselsack aufzuschneiden. Die Focusing the lens to "liquefy" the lens - this corresponds to the above-mentioned lens fragmentation - or to cut the capsular bag
Positionierung des Pulsfokus des Femtosekunden-Lasers erfolgt dabei anhand einer Positioning of the pulse focus of the femtosecond laser is performed using a
Ultraschall-Bildgebung. Ultrasound imaging.
In der US 5246435 ist es offenbart, Pulse eines Kurzpuls-Lasers in einem dreidimensionalen Schnittm uster in die natürliche Linse des Auges zu fokussieren, um durch die Schnitte und die anschließende Blasenbildung die Linse in Bruchstücke zu fragmentieren und dadurch zu verflüssigen. Die US 6454761 B1 schlägt vor, die Optische Kohärenz-Tomographie (OCT) anstelle der Ultraschall-Bildgebung für die automatische Positionierung von Laserimpulsen bei augenchirurgischen Operationen an der Cornea oder anderen transparenten Strukturen, z. B. beim Beseitigen eines Katarakts in der Augenlinse, zu verwenden. In US 5246435 it is disclosed to focus pulses of a short-pulse laser in a three-dimensional Schnittm uster in the natural lens of the eye to fragment through the cuts and the subsequent blistering the lens into fragments and thereby liquefy. US 6454761 B1 proposes optical coherence tomography (OCT) instead of ultrasound imaging for the automatic positioning of laser pulses in ophthalmological operations on the cornea or other transparent structures, e.g. B. when eliminating a cataract in the eye lens to use.
Die zunehmende Reife der Femtosekunden-Lasertechnologie und der OCT-Technologie erlaubt mittlerweile eine Kombination und Integration dieser beiden Technologien und die Etablierung von weitestgehend automatisierten Femtosekunden-Lasersystemen in der Kataraktchirurgie. Zum Ablenken der Femtosekunden-Pulse werden zum einen feststehende Objektive und schnelle Spiegel-Scanner zur lateralen x/y-Ablenkung des Laserstrahles im Auge und langsam verstellbare Linsen zur z-Ablenkung der Fokusposition entlang einer optischen Achse des Auges eingesetzt. Solche Systeme werden etwa in der US 2006/195076 A1 oder der US 2009/131921 A1 beschrieben. Zum anderen sind auch Systeme bekannt, bei denen das Objektiv lateral langsam bewegt wird, wobei eine schnell bewegte Linse zur z-Ablenkung des Fokus entlang der optischen Achse des Auges verwendet wird. Ein solches System führt einen sog. Objektiv-Scan aus und ist z. B. in der DE 1 0201 1 085046 A1 beschrieben. The increasing maturity of femtosecond laser technology and OCT technology meanwhile allows a combination and integration of these two technologies and the establishment of largely automated femtosecond laser systems in cataract surgery. To deflect the femtosecond pulses, fixed objectives and fast mirror scanners for lateral x / y deflection of the laser beam in the eye and slowly adjustable lenses for z-deflection of the focus position along an optical axis of the eye are used on the one hand. Such systems are described for example in US 2006/195076 A1 or US 2009/131921 A1. On the other hand, systems are also known in which the objective is moved laterally slowly using a fast-moving lens for z-deflection of the focus along the optical axis of the eye. Such a system performs a so-called. Lens scan and is z. As described in DE 1 0201 1 085046 A1.
Während in den ersten Entwicklungsjahren der LCS einige anwendungsbedingte Probleme insbesondere durch die Einführung eines Flüssigkeitsinterfaces als mechanisch-optischerDuring the first years of development of the LCS some application-related problems, in particular through the introduction of a fluid interface as a mechanical-optical
Kontakt zwischen Lasersystem und Auge gelöst wurden , siehe US 2012/0078241 A1 oder US 6019472, stand die Integration der Technologien in ein Gerät und weniger die Integration der Technologien in einen Gesamtarbeitsablauf bzw. ein Arbeitsumfeld im Vordergrund.
Insbesondere das Zusammenspiel zwischen dem Femtosekunden-Laser und dem weiterhin bei Katarakt-Operationen notwendigen Operations-Mikroskop zeigt in den am Markt verfügbaren Systemen erhebliche Defizite. Die meisten der derzeit bekannten Systeme sind unabhängig vom Operations-Mikroskop und stehen aufgrund Ihrer Größe oftmals außerhalb des später für die eigentliche Implantierung der Intraokularlinse (IOL) genutzten Operationssaals. Dadurch ist in der Regel ein zeitaufwendiges Umpositionieren und Umbetten des Patienten notwendig. Erst in jüngerer Zeit wurde dieses Defizit erkannt und entsprechende Verbesserungen Contact between the laser system and the eye were solved, see US 2012/0078241 A1 or US 6019472, was the integration of the technologies into a device and less the integration of the technologies in an overall work or a working environment in the foreground. In particular, the interaction between the femtosecond laser and the surgical microscope, which is furthermore necessary in cataract surgery, shows considerable deficits in the systems available on the market. Most of the currently known systems are independent of the surgical microscope and, because of their size, are often out of the operating room later used for the actual implantation of the intraocular lens (IOL). As a result, a time-consuming repositioning and transferring the patient is usually necessary. Only recently has this deficit been identified and corresponding improvements
vorgeschlagen : In den DE 102010022298 A1 und US 2012/316544 A1 wird vorgeschlagen, den proposed: In DE 102010022298 A1 and US 2012/316544 A1 it is proposed that the
Femtosekunden-Laser direkt und im Operationsablauf permanent m it einem Operations- Mikroskop zu koppeln. Dafür sind jedoch die benötigten Komponenten nach aktuellem Stand der Technik noch zu groß, so dass ein solches System während der IOL-lmplantierungsphase zu groß und daher für den Chirurgen zu einschränkend und hinderlich wäre. Gemäß der WO 2008/098388 A1 wird für die Kornea-refraktive Augenchirurgie ein Femtosekunden-Laser bei Bedarf unter ein Operations-Mikroskop, quasi zwischen des Operations-Mikroskop und den Patienten, eingeschoben und an das Auge angedockt. Hier arbeiten das Operations-Mikroskop und der Femtosekunden-Laser quasi sequentiell und unabhängig voneinander. Vor allem aber sind sie nach wie vor separate Geräte. To couple the femtosecond laser directly to a surgical microscope during the surgical procedure. However, the required components according to the current state of the art are still too large for such a system that such a system would be too large during the IOL implantation phase and would therefore be too restrictive and hindering for the surgeon. According to WO 2008/098388 A1, a femtosecond laser for corneal refractive eye surgery is inserted as needed under an operating microscope, as it were between the surgical microscope and the patient, and docked to the eye. Here, the surgical microscope and the femtosecond laser operate quasi sequentially and independently of each other. Above all, they are still separate devices.
Des Weiteren haben sich bei den etablierten Systemen eine Reihe von Defiziten bzgl. Furthermore, the established systems have a number of deficits regarding
spezifischer Komponenten gezeigt, welche die Qualität des Operationsergebnisses, die Effizienz in der Operationsdurchführung oder die Risikom inimierung negativ beeinträchtigen. Ein Mikroobjektiv-Scan, wie er auch in der WO 2008/098388 A1 beschrieben ist, ist zwar relativ zeiteffizient bzgl. der z-Ablenkung für Kapsulotomie-Schnitte, oder für die specific components, which adversely affect the quality of the surgical result, the efficiency in the operation of the operation or the risk minimization. A micro-objective scan, as also described in WO 2008/098388 A1, is relatively time-efficient in terms of the z-deflection for capsulotomy sections, or for the
Linsenfragmentierung. Für Zugangsschnitte, die nicht nur eine kleinräumige Bewegung entlang der optischen Achse des Auges vorsehen, wie in US 2007/173794 A1 offenbart, ist diese Lösung jedoch sehr zeitintensiv. Ferner ist die Schnittführung bei Systemen mit schneller z- Ablenkung für die Kapsulotom ie zeitkritisch. Während bei schnellen Galvoscan-Systemen eine geschlossene Bahn in einer lateralen x/y-Ebene für die Kapsulotom ie kein Problem darstellt, ist es bei Systemen mit schneller z-Ablenkung, bei den das Schließen der Bahn erst nach einiger Zeit erfolgt, sicherheitskritisch, dass sich das Auge in dieser Zeit bewegen kann. Auch bei cornealen Zugangs- und Hilfsschnitten kommt der Vorteil einer schnellen z-Ablenkung der Laserstrahls nicht zum Tragen, da auch hier vor allem lange laterale Bahnen zurückgelegt werden müssen. Lens fragmentation. However, this approach is very time consuming for access cuts that not only provide small-scale movement along the optical axis of the eye, as disclosed in US 2007/173794 A1. Furthermore, the cut is time critical for systems with fast z-deflection for the capsulotomy. While in fast galvoscan systems a closed path in a lateral x / y plane is not a problem for the capsulotomy, in systems with fast z-deflection where the closing of the web takes time, safety is critical the eye can move during this time. Even with corneal access and auxiliary cuts, the advantage of a fast z-deflection of the laser beam does not come into play, since here, too, especially long lateral tracks have to be covered.
Aus der DE 202004007134 U1 ist ein Spiegelgelenkarm mit 4f-Optiken bekannt.
Die in einer kombinierten Vorrichtung zur Augenbeobachtung oder -therapie vorhanden verschiedenen Funktionalitäten müssen sowohl den anatomischen Gegebenheiten des menschlichen Auges genügen als auch den praktischen Vorgaben des Umfeldes bei der Operation. From DE 202004007134 U1 a Spiegelgelenkarm with 4f optics is known. The various functionalities present in a combined device for eye observation or therapy must satisfy the anatomical conditions of the human eye as well as the practical requirements of the environment during the operation.
Der Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur Augenbeobachtung oder/oder Therapie anzugeben, die hinsichtlich der integrierten Komponenten und Funktionen optimiert sind, insbesondere hinsichtlich des Workflows bei der Augenheilkunde. Der Erfindung liegt insbesondere die Aufgabe zugrunde, ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie der eingangs genannten Art anzugeben, dass ohne nachteilige Vermittlung über einenThe invention is therefore based on the object of specifying a device for eye observation and / or therapy, which are optimized with regard to the integrated components and functions, in particular with regard to the workflow in ophthalmology. The invention is in particular the object of specifying a system for eye observation or therapy of the type mentioned that without adverse mediation on a
Tiefenbereich von mehreren Millimetern eine möglichst geringe sphärische Aberration hat und damit eine Fokussierung in einen sehr kleinen Fokus erreicht. Depth range of several millimeters has the lowest possible spherical aberration and thus reaches a focus in a very small focus.
Diese Aufgabe wird von der Erfindung hinsichtlich fünf verschiedenen Aspekten einer This object is achieved by the invention in terms of five different aspects of
Vorrichtung bzw. eines Verfahrens zur Augenbeobachtung und/oder -therapie gelöst, die in den unabhängigen Ansprüchen definiert sind. A device or a method for eye observation and / or therapy, which are defined in the independent claims.
Die Aspekte der Erfindung ermöglichen insgesamt die Kombination mit anderen Funktionen für eine komplexe Vorrichtung unterstützen damit einen Benutzer im Arbeitsablauf der The aspects of the invention as a whole allow the combination with other functions for a complex device thus assisting a user in the workflow of the
Augenheilkunde, insbesondere bei Katarakt-Operation. Die Aspekte können jeweils für sich realisiert werden oder auch in beliebigen Zweier-, Dreier- oder Vierer-Kombinationen. Auch ist es möglich, alle Aspekte in einer Vorrichtung zu kombinieren. Letztere vollständige Kombination wird nachfolgend in Ausführungsbeispielen anhand der Zeichnungen erläutert werden. Die Erfindung ist aber nicht darauf eingeschränkt, alle Aspekte simultan zu verwirklichen, da bereits auch die Realisierung von beliebigen Teilmengen und Untergruppen vorteilhaft ist und den erfindungsgemäßen Erfolg erreicht, einen Bediener in Arbeitsabläufen der Augenheilkunde, insbesondere bei der Katarakt-Operation zu unterstützen. Ophthalmology, especially in cataract surgery. The aspects can be realized individually or in any combination of two, three or four. It is also possible to combine all aspects in one device. The latter complete combination will be explained below in embodiments with reference to the drawings. However, the invention is not limited to realize all aspects simultaneously, as already the realization of any subsets and subgroups is advantageous and achieves the success of the invention to support an operator in workflows of ophthalmology, especially in cataract surgery.
Soweit in dieser Beschreibung von Augenbeobachtung oder -therapie gesprochen wird, soll das entsprechende System bzw. Verfahren natürlich auch Varianten abdecken, die dazu in der Lage sind, wahlweise Augenbeobachtung und Augentherapie auszuführen bzw. As far as in this description of eye observation or therapy is spoken, the corresponding system or method, of course, should also cover variants that are able to perform optional eye observation and eye therapy or
Augenbeobachtung und -therapie auch miteinander zu verkoppeln. Das„oder" ist somit nicht als exklusives„oder" zu verstehen. Es werden verschiedene Aspekte für ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie beschrieben, die einzeln oder gemeinsam einen Benutzer bei einem Arbeitsablauf in der Augenheilkunde, insbesondere einer Kataraktoperation und deren Vorbereitung unterstützen. Gemäß einem ersten Aspekt wird ein zweiteiliger Scanner umfassend einen schnellen
kurzhubigen und einen langsamen langhubigen Teil über eine 4-f-Optik kombiniert. Gemäß einem zweiten Aspekt wird die Strahlung zwischen dem Scanner und einem Objektiv über einen Gelenkarm übertragen, wobei 4-f-Optiken im Gelenkarm zur Anwendung kommen. Gemäß einem dritten Aspekt wird ein Objektiv m it bestimmten Brennweitemerkmalen ausgestattet, um einen großen Arbeitsabstand und dam it dem Benutzer Freiheit bei seinem Arbeitsablauf zu geben. Gemäß einem vierten Aspekt erfolgt eine besonders präzise und schnelle Coupling eye observation and therapy with each other. The "or" is thus not to be understood as exclusive or. Various aspects of an eye tracking or therapy system are described which individually or collectively assist a user in an ophthalmic workflow, particularly cataract surgery and its preparation. According to a first aspect, a two-part scanner comprising a fast one short-stroke and a slow long-stroke part via a 4-f optics combined. According to a second aspect, the radiation between the scanner and a lens is transmitted via an articulated arm, with 4-f optics being used in the articulated arm. According to a third aspect, a lens is provided with certain focal length features to provide a large working distance and freedom for the user in his workflow. According to a fourth aspect, a particularly precise and fast
Referenzierung zwischen einem präoperativen Biometriebild und einem aktuellen Bild während der momentanen Beobachtung bzw. des folgenden Eingriffs. Gemäß einem fünften Aspekt erfolgt eine bevorzugte Ankopplung einer Beobachtungskamera, die räum lich im Bereich des Patientenauges besonders wenig beeinträchtigt. Referencing between a preoperative bio-mode image and a current image during the current observation or following procedure. According to a fifth aspect, a preferred coupling of an observation camera, the spatial Lich in the region of the patient's eye is particularly little affected.
Ein bevorzugtes System für die Katarakt-Operation weist insbesondere folgende Merkmale auf: eine Kurzpuls-Laserquelle; A preferred system for cataract surgery has in particular the following features: a short-pulse laser source;
eine divergenzvariierende Fokussiereinheit zur langsamen Tiefenvariation des a divergence - varying focusing unit for the slow depth variation of the
Laserfokus im Auge mit einem Fokusbereich von ca. 1 0 bis 15 mm ; Laser focus in the eye with a focus range of approx. 1 0 to 15 mm;
eine divergenzvariierenden Fokussiereinheit zur schnellen Tiefenvariation des a divergence - varying focusing unit for fast depth variation of the
Laserfokus im Auge mit einem Fokusbereich von ca. 1 mm ; Laser focus in the eye with a focus area of approx. 1 mm;
ein schnelles x-y-Scanningsystem für die laterale Fokusvariation mit einem Scanfeld zwischen 1 mm und 6 mm ; a fast x-y scanning system for lateral focus variation with a scan field between 1 mm and 6 mm;
- ein kompakten Applikator mit lateral-beweglichem Objektiv zur Laserbehandlung auf einem Feld von ca. 13 mm , der in verschiedenen Azim uten zum Patientenkopf orientiert werden kann ; - A compact applicator with laterally movable lens for laser treatment on a field of approx. 13 mm, which can be oriented in different azimuths to the patient's head;
einen Gelenkarm m it mehreren Gelenken zur freien Position dieses Applikators im Raum ; an articulated arm with multiple joints to the free position of this applicator in space;
- eine Schnittstelle zum Operationsmikroskop für den Andock-Vorgang, wobei das - An interface to the surgical microscope for the docking process, the
Operationsmikroskop die Beobachtung durch den Applikator hindurch ermöglichen muss; Operating microscope must allow observation through the applicator;
eine (vorzugsweise infrarote und/oder grüne und/oder grün-gelbe) Video- Mitbeobachtung der Laserbehandlung ; a (preferably infrared and / or green and / or green-yellow) video co-observation of the laser treatment;
- eine Einheit zur optischen Kohärenz-Tomographie (OCT) zur Planung der - an optical coherence tomography unit (OCT) for the planning of
Laserbehandlung m it geringstmöglichen Rückreflexen ; Laser treatment with the least possible back reflexes;
eine feststehenden Konsole, die möglichst viele der optischen Komponenten enthält, vor allem aber alle schnell vibrierenden Teile. Eine optische Vorrichtung, die alle o.g. Eigenschaften erfüllt, m uss eine Reihe technischer Hürden überwinden . Diese werden durch physikalisch-technologische bzw. biologische Grenzen noch verschärft. Insbesondere m uss ein entsprechendes optisches System
die anatom ischen Konturen der Augenhöhle des menschlichen Kopfes beachten , d. h. innerhalb einer kegelförm igen Außenkontur verlaufen, bis ein Mindestabstand vom Auge erreicht ist; a fixed console that contains as many of the optical components as possible, but above all all fast-moving parts. An optical device that fulfills all the above-mentioned features must overcome a number of technical hurdles. These are aggravated by physical-technological or biological limits. In particular, a corresponding optical system must be used Pay attention to the anatomical contours of the orbit of the human head, ie within a conical outer contour, until a minimum distance from the eye is reached;
eine gleichbleibend-gute Qualität des Laserfokus sowie insbesondere eine hohe, insbesondere unveränderliche numerische Apertur im gesamten SD- a consistently good quality of the laser focus and in particular a high, in particular unchangeable numerical aperture in the entire SD
Behandlungsvolumen gewährleisten ; Ensure treatment volume;
die spektrale und/oder geometrische und/oder anderweitige Trennung der einzelnen optischen Funktionalitäten sicherstellen ; ensure the spectral and / or geometric and / or other separation of the individual optical functionalities;
alle bewegten Teile m it möglichst geringer Masse ausführen, um die Behandlung durch den Rückstoß bei Beschleunigungs- und Abbremsvorgänge nicht zu gefährden und die Do not move any moving parts with as small a mass as possible in order not to jeopardize the impact of the recoil during acceleration and deceleration, and the
Behandlungszeit zu m inimieren ; To minimize treatment time to m;
Zwischenfoki auf optischen Komponenten verhindern, da diese andernfalls durch die Kurzpulsstrahlung beschädigt werden könnten ; Avoid intermediate foci on optical components, as they could otherwise be damaged by the short pulse radiation;
Zwischenfoki auch in Luft, d. h. abseits optischer Komponenten, nur m it einer numerischen Apertur < 0, 10, bevorzugt < 0,05, erzeugen, um Luftdurchbrüche durch die Kurzpulsstrahlung zu vermeiden. Zwischenfoki also in air, d. H. away from optical components, only with a numerical aperture <0, 10, preferably <0.05, generate, in order to avoid air breakthroughs by the short pulse radiation.
Ein erster Aspekt der Erfindung sieht für das System eine Ausgestaltung vor, die einen großen Fokussierbereich und eine schnelle Fokussierverstellung kombiniert. Diese Eigenschaften sind normalerweise gegenläufig, da Mechaniken, die eine Fokuslagenverstellung entlang der optischen Achse über einen großen Weg ermöglichen , üblicherweise nicht schnell sind. Es ist deshalb nach dem ersten Aspekt ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie vorgesehen, das aufweist eine Strahlungsquelle, die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung bereitstellt, und eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung in einen Fokus in einem A first aspect of the invention provides the system with an embodiment that combines a large focus range and fast focus adjustment. These features are usually counter-rotating, as mechanisms that allow focus position adjustment along the optical axis over a long distance are usually not fast. Therefore, according to the first aspect, there is provided a system for eye observation or therapy comprising a radiation source providing illumination or therapy radiation and a focusing means for focusing the radiation into focus
Beobachtungs- oder Therapievolumen bündelt, wobei die Fokussiereinrichtung m ind. ein fokussierendes Objektiv und ein diesem vorgeordnetes, variables, divergenzvariierendes optisches Element aufweist, das eine z-Lage des Fokus verstellt, wobei das Observation or therapy volume bundles, with the focusing m ind. a focussing lens and a variable, divergence-varying optical element arranged in front of it, which adjusts a z-position of the focus, wherein the
divergenzvariierende optische Element ein erstes divergenzvariierendes optisches Modul mit einer ersten z-Lagenverstellgeschwindigkeit und einem ersten z-Lagenverstellweg und ein zweites divergenzvariierendes optisches Modul m it einer langsameren zweiten z-divergence-varying optical element comprises a first divergence-varying optical module having a first z-position adjustment speed and a first z-position adjustment path and a second divergence-varying optical module having a slower second z-position
Lagenverstellgeschwindigkeit und einem größeren zweiten z-Lagenverstellweg aufweist, wobei jedes divergenzvariierende optische Modul eine Ebene konstanten Strahlquerschnitts bei variabler Schnittweite erzeugt und eine 4-f-Optik die Ebene des einen divergenzvariierenden optischen Moduls in eine Eingangsebene des anderen divergenzvariierenden optischen Moduls abbildet und som it die Schnittweitenvariation zwischen den Modulen überträgt. Layer displacement speed and a larger second z-position displacement path, wherein each divergence-varying optical module generates a plane of constant cross-section variable focal length and a 4-f optics images the plane of the divergence-varying optical module in an input plane of the other divergencevariierenden optical module and thus the Intersection variation between the modules transmits.
Das System m uss, insbesondere beim Einsatz zur Kataraktchirurgie, einen großen axialen Therapie-/Beobachtungsbereich abdecken. Würde die optische Fokussierung beispielsweise
durch eine Schnittweitenänderung mit konstantem Strahldurchmesser auf der Linse des Objektivs durchgeführt, so änderte sich zwingend die numerische Apertur während der Fokussieren, was die optischen Eigenschaften im Fokus, z.B. die Schwellenenergie zur Laserbehandlung, empfindlich stören würde. Dies ist daher nicht zulässig. Erfindungsgemäß bleibt deshalb beim ersten Aspekt der Strahlquerschnitt im hinteren Brennpunkt des Objektivs während der z-Verstellung konstant. Dann ist bei verschiedenen augenseitigen optischen Schnittweiten die numerische Apertur im Fokus identisch. The system must cover a large axial therapy / observation area, especially when used for cataract surgery. Would the optical focusing, for example performed by a change in the focal length with a constant beam diameter on the lens of the lens, so necessarily changed the numerical aperture during focusing, which would disturb the optical properties in focus, such as the threshold energy for laser treatment, sensitive. This is therefore not permitted. According to the invention, therefore, in the first aspect, the beam cross section in the rear focal point of the objective remains constant during the z-adjustment. Then the numerical aperture in focus is identical for different eye-side optical intersections.
Erfindungsgemäß erzeugt beim ersten Aspekt folglich Accordingly, according to the invention, in the first aspect
(i) das divergenzvariierende Element eine Ebene konstanten Strahlquerschnitts bei (i) the divergence varying element contributes a plane of constant beam cross section
variablen optischen Schnittweiten relativ zu dieser Ebene und variable optical intersections relative to this plane and
(ii) das optische System eine Abbildung dieser Ebene in den hinteren Brennpunkt des Objektivs. (ii) the optical system images this plane into the back focus of the objective.
Beispiele für ein divergenzvariierendes Element sind ein formveränderlicher Spiegel Examples of a divergence-varying element are a shape-changing mirror
(Membranspiegel, MEMS-Spiegel etc.) , ein speziell geformtes Freiformflächenpaar (Alvarez- Element) und eine variable Linse (Flüssiglinse) . Eine bevorzugte Umsetzung ist jedoch ein Teleskop, z. B. vom Galilei-Typ, dessen Negativlinse axial bewegt wird. Dann befindet sich im hinteren Brennpunkt der anderen Linse des Teleskops die Ebene mit konstantem (Membrane mirror, MEMS mirror, etc.), a specially shaped free-form surface pair (Alvarez element) and a variable lens (liquid lens). However, a preferred implementation is a telescope, z. B. Galilei type whose negative lens is moved axially. Then in the back focus of the other lens of the telescope is the plane with constant
Strahlquerschnitt bei zugleich variabler optischer Schnittweite. Das Licht muss hierfür kollimiert auf die Negativlinse auftreffen. Eine weitere Umsetzung wäre ein Teleskop von Kepler-Typ. Der reale Zwischenfokus in einem solchen Teleskop ist für manche Kurzpulsanwendungen aber ungünstig , da bei zu großer numerischer Apertur im Zwischenfokus Durchbrüche, d. h. eine Ionisierung der Luft auftreten können. Dieses Problem ist umso größer bei Teleskopen, die eine hohe Sensitivität zur Fokussierung und damit eine große numerische Apertur im Zwischenbild benötigen. Der Galilei-Typ ist deshalb bevorzugt. Beam cross section with at the same time variable optical focal length. The light has to collide on the negative lens. Another implementation would be a telescope of Kepler type. However, the real intermediate focus in such a telescope is unfavorable for some short-pulse applications, because if the numerical aperture is too large in the intermediate focus, breakthroughs, ie. H. an ionization of the air can occur. This problem is even greater with telescopes which require a high sensitivity for focusing and thus a large numerical aperture in the intermediate image. The Galilean type is therefore preferred.
Um eine schnelle und gleichzeitig langhubige z-Verstellung zu erreichen, ist eine Kombination aus einem Modul zur schnellen Fokussierung m it geringem Fokusbereich und einem Modul zur langsamen Fokussierung m it einem großen Fokusbereich vorgesehen. Die Module können in beliebiger Reihenfolge kombiniert werden , wobei jeweils der Strahlquerschnitt am Ort des Moduls während der Fokussierung gleich bleiben muss. Getrennte Module müssen zwingend nacheinander im optischen Strahlengang mit einem von Null verschiedenen Abstand benutzt werden. Dann würde ohne weitere Maßnahmen das Konzept des konstanten Strahlquerschnitts verletzt. Dieses Problem wird erfindungsgemäß beim ersten Aspekt durch ein sogenanntes 4-f- System gelöst, das die beiden Ebenen aufeinander abbildet und die Schnittweitenvariation überträgt.
Bevorzugt wird das Modul m it dem geringen Fokushub (schnelle Fokussierung) in Lichtrichtung zuerst angeordnet, und anschließend das Modul m it dem großen Fokushub im Strahlengang. In order to achieve a fast and at the same time long-stroke z-adjustment, a combination of a fast focus module with a low focus range and a slow focus module with a large focus range is provided. The modules can be combined in any order, whereby the beam cross-section at the location of the module must remain the same during the focusing. Separate modules must be used in succession in the optical path with a distance different from zero. Then, without further action, the concept of constant beam cross section would be violated. This problem is solved according to the invention in the first aspect by a so-called 4-f system, which images the two planes on each other and transmits the Schnittweitenvariation. Preferably, the module with the low focus stroke (fast focusing) is first arranged in the light direction, and then the module with the large focus stroke in the beam path.
Der Abstand der beiden Linsen des 4-f-Systems voneinander beträgt stets die Summe der beiden Linsenbrennweiten. Die Ebenen konstanten Strahlquerschnitts befinden sich jeweils an den außenliegenden Brennpunkten der beiden Linsen des 4-f-Systems. In dieser Konfiguration wird erfindungsgemäß insbesondere erreicht, dass die numerische Apertur im realen The distance between the two lenses of the 4-f system is always the sum of the two lens focal lengths. The planes of constant beam cross section are located respectively at the outer foci of the two lenses of the 4-f system. In this configuration, the invention achieves in particular that the numerical aperture in the real
Zwischenbild im Innern des Teleskops während der Fokussierung unverändert bleibt, also insbesondere nicht ansteigt. So kann gezielt die o.g. Ionisierung über dem gesamten Intermediate image in the interior of the telescope during focusing remains unchanged, so in particular does not rise. Thus, the o.g. Ionization over the whole
Fokusbereich verhindert werden. Focus area can be prevented.
Selbstverständlich m uss diese letzte Bedingung nicht exakt erfüllt sein, d. h . die Abbildung der Ebene konstanten Strahlquerschnitts nicht von Brennpunkt zu Brennpunkt erfolgen. Die Verstimm ung m uss jedoch so geringem Maße ausfallen, so dass die dann auftretenden Änderungen der numerischen Apertur im Zwischenbild während der Fokussierung für die Anwendung noch zulässig sind. Of course, this last condition does not have to be exactly met, i. H . the image of the plane constant beam cross section does not take place from focus to focal point. However, the detuning m uss fail so small extent, so that the then occurring changes in the numerical aperture in the intermediate image while focusing for the application are still allowed.
Ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie muss sich in den Arbeitsablauf, wie er vom Benutzer ausgeführt wird, einfügen. Insbesondere ein Umbetten oder eine Lageveränderung ist für einen Patienten möglichst zu vermeiden. Es ist deshalb im System vorgesehen, die An eye tracking or therapy system must be included in the workflow as performed by the user. In particular, a Umbetten or a change in position is to be avoided for a patient as possible. It is therefore provided in the system, the
Strahlung durch einen Gelenkarm zu übertragen, so dass die Einkopplung der Strahlung zur Augenbeobachtung oder -therapie örtlich variabel ist. Demgemäß sieht die Erfindung nach dem zweiten Aspekt vor ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie, das aufweist einen Gelenkarm mit mind. zwei starren Gliedern, die miteinander gelenkig durch in verschiedene Gelenkstellungen einstellbare Gelenke verbundenen sind, einen Übertragungsstrahlengang, der ein Optiksystem aufweist, welches Strahlung als Freistahl m it einem maximalen Radiation transmitted by an articulated arm, so that the coupling of radiation for eye observation or therapy is locally variable. Accordingly, the invention according to the second aspect provides a system for eye observation or therapy comprising an articulated arm having at least two rigid members articulated together by hinges adjustable in various joint positions, a transmission beam path comprising an optical system which transmits radiation as a free-kick with a maximum
Strahldurchmesser längs des Gelenkarms führt, wobei das Optiksystem in den Gelenken Um lenkspiegel aufweist, die entsprechend der aktuellen Gelenkstellung Strahlung umlenken, wobei dass das Optiksystem im Übertragungsstrahlengang mehrere aufeinander folgende Ebenen gleichen Strahlquerschnitts erzeugt und jede Ebene durch eine 4-f-Optik in die folgende Ebene abbildet. Beam diameter along the articulated arm leads, wherein the optical system in the joints around steering mirror, which deflect according to the current joint position radiation, wherein that the optical system in the transmission beam path generates several successive planes same beam cross section and each level by a 4-f optics in the following Plane maps.
Zur z-Fokussierung wird üblicherweise vor einem Objektiv eine Divergenzvariation durch ein divergenzvariierendes optisches Element ausgeführt, wie es beispielsweise gemäß dem ersten Aspekt vorgesehen sein kann. Entsprechende mechanische Bewegungen, die zur Steuerung der Strahlung für die Augenbeobachtung oder -therapie ausgeführt werden, m üssen von dem Ende des Gelenkarmes, vor dem sich der Patient befindet, entkoppelt werden. Das For z-focusing, a divergence variation is usually carried out in front of a lens by a divergence-varying optical element, as may for example be provided according to the first aspect. Corresponding mechanical movements performed to control the radiation for eye observation or therapy must be decoupled from the end of the articulated arm in front of which the patient is located. The
divergenzvariierende optische Element, insbesondere schnell bewegte Bauteile, befinden sich
daher bevorzugt in einer feststehenden Konsole. Deren Schnittweitenänderung muss dann aber längs des Gelenkarmes, also über einen großen Weg (> 1 m) übertragen werden. divergence-varying optical elements, in particular fast-moving components, are located therefore preferred in a fixed console. Their change in cut width must then be transferred along the articulated arm, ie over a long distance (> 1 m).
Die Übertragung der Strahlung wird bevorzugt über ein- oder mehrere 4-f-Systeme The transmission of radiation is preferably via one or more 4-f systems
durchgeführt. Die Übertragung erfolgt aus applikativen Gründen über den beweglichen carried out. The transfer takes place for applicative reasons via the movable
Gelenkarm und durch die starren Glieder. An den Gelenken befinden sich optische Spiegel, die das Licht entsprechend der Gelenkarmstellung umlenken. Diese Spiegel, sowie alle weiteren für den Übertrag notwendigen optischen Elemente, dürfen jedoch bei keiner Fokuslage in Kontakt mit dem Laserfokus in Zwischenbildern der 4-f-Systeme erfolgen. Wegen des großen Articulated arm and through the rigid limbs. At the joints are optical mirrors that redirect the light according to the Gelenkarmstellung. However, these mirrors, as well as all other optical elements necessary for the transfer, must not be in any focus position in contact with the laser focus in intermediate images of the 4 f systems. Because of the big one
Fokusbereichs, der für die Anwendung benötigt wird, bewegen sich die Zwischenfoki innerhalb der 4-f-Systeme jedoch ebenfalls um weite axiale Strecken. Auf dieser Strecke dürfen sich dann keine optischen Elemente, d. h. weder Gelenkspiegel noch Linsen des 4-f-Systems befinden. Dies wird in Ausführungsformen erreicht, indem (i) für die Übertragung eine Reihenschaltung von 4-f-Optiken verwendet wird, die an die applikativ benötigte Gelenkarmgeometrie angepasst sind. Bei der However, in the focus range required for the application, the intermediate foci within the 4-f systems also move around long axial distances. On this route then no optical elements, d. H. neither articulated mirrors nor lenses of the 4-f system are located. This is accomplished in embodiments by (i) using for transmission a series of 4-f optics adapted to the articulated arm geometry needed for the application. In the
Nacheinanderschaltung befindet sich jeweils der hintere Brennpunkt der zweiten Linse des vorderen 4-f-Systems am Ort des vorderen Brennpunkts der ersten Linse des nachfolgenden 4-f-Systems. Die 4-f-Systeme sind nicht zwingend 1 :1 -Systeme, sondern können den Strahldurchmesser in den Zwischenräumen verglichen mit dem In succession, the rear focal point of the second lens of the front 4-f system is located at the location of the front focal point of the first lens of the subsequent 4-f system. The 4-f systems are not necessarily 1: 1 systems, but can be compared to the beam diameter in the interstices
Ausgangsdurchmesser vergrößern bzw. verkleinern, Enlarge or reduce the output diameter,
(ii) sich die Gelenkspiegel bevorzugt in den Bereichen zwischen den 4-f-Systemen (ii) the articular mirrors are preferentially in the regions between the 4-f systems
befinden (d. h. zwischen den in Punkt (i) genannten Linsen), (i.e. between the lenses mentioned in point (i)),
(iii) die Brennweiten und Strahldurchmesser der 4-f-Systeme so gewählt werden, dass für die numerische Apertur im Zwischenbild des 4-f-Systems gilt: (iii) the focal lengths and beam diameters of the 4 f systems are chosen such that the numerical aperture in the intermediate image of the 4 f system is:
0,05 > NA' > 2,2 — 0.05> NA '> 2.2 -
D D
Die Obergrenze von 0,05 ist eine bevorzugte Variante. Allgemein sind Werte bis 0,10 möglich. Hierbei bedeutet STMA die in Schärfentiefen gemessene maximale Abweichung der Fokuslage im Auge von der Nullposition, d. h. von der Fokuslage bei kollimiertem Strahl vor dem beweglichen Objektiv. Der Durchmesser des kollimierten Strahls auf einer der beiden Seiten des 4-f-Systems sei D. Die Brennweite der Linse der betreffenden Seite sei f. The upper limit of 0.05 is a preferred variant. Generally values up to 0.10 are possible. Here, STMA means the maximum deviation of the focus position in the eye measured from the zero position, which is measured in depth of field. H. from the focus position with collimated beam in front of the movable lens. Let the diameter of the collimated beam on either side of the 4-f system be D. The focal length of the lens of the page in question is f.
Für realistische Therapie-Szenarien kann die maximale Fokuslageverstellung gegenüber der Nullposition zum Beispiel ± 7,5 mm betragen. Bei einer numerischen Apertur für die Therapie am Auge von beispielsweise 0,2 beträgt die Schärfentiefe in einer wässrigen Lösung ca. 0,034 mm. Es gilt folglich STMAX B 220. Für Licht mit einer Wellenlänge von ca. 1 ,0 μιη folgt für
Strahldurchmesser bis zu 16 mm ein zulässiger Bereich für die numerische Apertur 0, 1 (bevorzugt 0,05) > NA'> 0,03. For realistic therapy scenarios, for example, the maximum focus position adjustment with respect to the zero position may be ± 7.5 mm. For a numerical aperture for eye therapy of, for example, 0.2, the depth of field in an aqueous solution is about 0.034 mm. It therefore applies STMAX B 220. For light with a wavelength of about 1, 0 μιη follows for Beam diameter up to 16 mm a permissible range for the numerical aperture 0, 1 (preferably 0.05)> NA '> 0.03.
Die obere Grenze für die numerische Apertur dient der Vermeidung von Ionisierungen der Luft. Für den minimal möglichen Strahldurchmesser für die Übertragungskette folgt daher D > (2,2/0, 1) *λ * STMAX unö bevorzugt D > (2,2/0,05) *λ * STMAX- The upper limit for the numerical aperture serves to avoid ionization of the air. For the minimal possible beam diameter for the transmission chain, therefore, D> (2,2 / 0, 1) * λ * ST M AX and preferably D> (2,2 / 0,05) * λ * STMAX
Für realistische Szenarien folgt ungefähr D > 5 mm , bevorzugt D > 10 mm. Wegen NA' = D/2f folgt für die kleinste zulässige Teilbrennweite eines 4-f-Systems f > D (2 * 0, 1) > 50 mm , bevorzugt f > D (2 * 0,05) > 100 mm . Da sich im Innern der 4-f-Systeme vorzugsweise keine Gelenkspiegel befinden sollen, müssen die Gelenke einen Mindestabstand von 100 mm, bevorzugt 200 mm und mehr aufweisen. For realistic scenarios follows approximately D> 5 mm, preferably D> 10 mm. Because of NA '= D / 2f, for the smallest permissible partial focal length of a 4-f system, f> D (2 * 0, 1)> 50 mm, preferably f> D (2 * 0.05)> 100 mm. Since in the interior of the 4-f systems preferably no joint mirror should be, the joints must have a minimum distance of 100 mm, preferably 200 mm and more.
Da für Abweichungen von der Nullstellung in die Tiefe (ins Auge hinein) oder in die Höhe (vom Auge weg) unterschiedliche maximale Fokusabweichungen auftreten können, gilt die o.g. Bedingung für die jeweilige Linse und den jeweiligen Strahldurchmesser, auf den sich der Zwischenfokus bei der betrachteten Vorschiebung zubewegt. Since deviations from the zero position to the depth (in the eye) or to the height (away from the eye) may cause different maximum focus deviations, the above-mentioned applies. Condition for the respective lens and the respective beam diameter, to which the intermediate focus moves at the considered feed.
Ferner sei bemerkt, dass sich die Ebenen konstanten Strahlquerschnitts nicht zwingend exakt an den vorderen bzw. hinteren Brennpunkten der Linsen der 4-f-Systeme befinden müssen. Dann ändert sich die numerische Apertur leicht während der Fokussierbewegung. Dies ist zulässig, solange die o. g. Grenzen der numerischen Apertur noch nicht überschritten werden und keine Zwischenfoki über optische Flächen wandern. Das System zur Augenbeobachtung oder -therapie weist nach einem zweiten Aspekt derIt should also be noted that the planes of constant beam cross-section need not necessarily be located exactly at the front or rear focal points of the lenses of the 4-f systems. Then the numerical aperture changes slightly during the focusing movement. This is permissible as long as the o. G. Limits of the numerical aperture are not exceeded and no Zwischenfoki wander over optical surfaces. The system for eye observation or therapy according to a second aspect of the
Erfindung eine Strahlungsquelle auf, die Beleuchtungs- oder -therapiestrahlung bereitstellt. Eine Fokussiereinrichtung bündelt die Strahlung in einen Fokus in eine Beobachtungs- oder Therapievolumen. Der Fokus deckt ein Fokusvolumen ab, das eine laterale Ausdehnung und eine axiale Ausdehnung hat. Bevorzugt hat der Fokus lateral und/oder axial eine Ausdehnung von nicht mehr als 50 μιη. Ein xy-Scanner lenkt den Fokus im Beobachtungs- oder The invention provides a radiation source that provides illumination or therapy radiation. A focusing device focuses the radiation into a focus into an observation or therapy volume. The focus covers a focus volume that has a lateral extent and an axial extent. Preferably, the focus has lateral and / or axial extension of not more than 50 μιη. An xy scanner directs the focus in the observation or
Therapievolumen lateral ab. Die Fokussiereinrichtung weist eine dem xy-Scanner Therapy volume lateral. The focusing device has an xy scanner
nachgeordnete Fokussieroptik und einen dem xy-Scanner vorgeordneten z-Scanner auf. Dieser verstellt die (axiale) Tiefenlage des Fokus. Eine Steuereinrichtung steuert den z-Scanner zur Einstellung der Tiefenlage an. Die Fokussieroptik ist aberrationskorrigiert bezogen auf eine bestimmte Einstellung des z-Scanners und damit eine bestimmte Tiefenlage des Fokus. Diese Tiefenlage stellt eine Nullebene dar. Wird der z-Scanner gegenüber der Nullebene verstellt, ändert sich die Durchstrahlung der Fokussieroptik und diese verursacht dann sphärische Aberration. In bevorzugten Ausführungsformen der Fokussieroptik ist diese Änderung linear zur
z-Verstellung. Weiter umfasst das System eine verstellbare, z. B. von der Steuereinrichtung angesteuerte Korrekturoptik. Eine Verstellung der Korrekturoptik ändert die sphärische Aberration im Beobachtungs- oder Therapievolumen. Die Korrektur der Fokussieroptik erfolgt dahingehend, dass in der Nullebene keine oder nur eine geringe sphärische Aberration auftritt. Dies ist eine bestimmte Einstellung der verstellbaren Korrekturoptik, die eine Nulleinstellung darstellt. Befindet sich der z-Scanner in einer der Nullebene entsprechenden Stellung, ist der Öffnungsfehler minimiert. Dieser Zustand wird nachfolgend als„frei von sphärischen Subsequent focusing optics and a front of the xy scanner z-scanner on. This adjusts the (axial) depth of focus. A controller controls the z-scanner to adjust the depth. The focusing optics is aberration-corrected relative to a specific setting of the z-scanner and thus a certain depth of focus. This depth position represents a zero level. If the z-scanner is adjusted relative to the zero level, the transmission of the focusing optics changes and this then causes spherical aberration. In preferred embodiments of the focusing optics, this change is linear to z adjustment. Furthermore, the system comprises an adjustable, z. B. controlled by the control device correction optics. An adjustment of the correction optics changes the spherical aberration in the observation or therapy volume. The correction of the focusing optics takes place to the effect that in the zero level no or only a small spherical aberration occurs. This is a particular setting of the adjustable correction optics that represents a zero setting. If the z-scanner is in a position corresponding to the zero level, the opening error is minimized. This condition is hereinafter referred to as "free of spherical
Aberrationen" bezeichnet. Bei der Verstellung des z-Scanners und damit der Verstellung der Tiefenlage des Fokus aus der Nullebene erhält die Korrekturoptik eine Einstellung, die von der Nulleinstellung abweicht, und so ist, dass die Korrekturoptik die Änderungen der sphärischen Aberration, welche durch die Fokussieroptik verursacht ist, kompensiert. Aberrations. "When adjusting the z-scanner and thus adjusting the depth of focus from the zero level, the correction optics is given a setting that differs from the zero setting, and so is that the correction optics reflect the changes in spherical aberration caused by the zero aberration Focusing optics caused is compensated.
In einer bevorzugten Ausführungsform zum zweiten Aspekt ändert die Fokussieroptik bei Abweichungen der Fokustiefenlage von der Nullebene die sphärische Aberration, d.h. den Öffnungsfehler, linear, also proportional zur Abweichung der Tiefenlage des Fokus von der Nullebene. Gleichzeitig ist die Korrekturoptik so ausgebildet, dass ihre Verstellung ebenfalls eine dazu proportionale Änderung der sphärischen Aberration im Beobachtungs- oder Therapievolumen bewirkt. Die Steuereinrichtung muss dann lediglich die entsprechenden Proportionalitätsfaktoren, also Linearitätssteigungen berücksichtigen und kann die gegensinnige Einstellung von z-Scanner und Korrekturoptik einfach bewerkstelligen. In a preferred embodiment to the second aspect, the focusing optics changes the spherical aberration in the case of deviations of the focal depth position from the zero plane. the aperture error, linear, ie proportional to the deviation of the depth of focus from the zero plane. At the same time, the correction optics are designed such that their adjustment also causes a proportional change in the spherical aberration in the observation or therapy volume. The control device then only has to take into account the corresponding proportionality factors, ie linearity gradients, and can easily accomplish the opposite adjustment of the z-scanner and correction optics.
Da der z-Scanner ein mechanisch bewegtes Bauteil umfasst, das einen vergleichsweise großen Hub ausführt, ist es für ophthalmologische Anwendungen bevorzugt, solche Bauteile möglichst fern vom Patienten anzuordnen. Dadurch werden Schwingungen und Geräusche, die den Patienten irritieren könnten, vermieden. Es ist deshalb bevorzugt, dass der z-Scanner ein dem xy-Scanner vorgeordnetes, divergenzvariierendes optisches Element umfasst, das die Since the z-scanner comprises a mechanically moved component which performs a relatively large stroke, it is preferred for ophthalmological applications to arrange such components as far as possible from the patient. This avoids vibrations and noises that could irritate the patient. It is therefore preferred that the z-scanner comprises a divergence-varying optical element upstream of the xy-scanner, which includes the
Divergenz der Beleuchtungs- oder -Therapiestrahlung einstellbar verändert. Besonders bevorzugt ist hierbei eine Ausgestaltung, in der der z-Scanner als Teleskop mit einer feststehenden Sammellinsenoptik und einer beweglichen Linsenoptik ausgebildet ist, wobei die Korrekturoptik in die Sammellinsenoptik und/oder die bewegliche Linsenoptik integriert ist. Diese Integration ist dann so ausgeführt, dass die Verstellung des z-Scanners aus der Nullebene und die von der Nulleinstellung abweichende Einstellung der Korrekturoptik automatisch gegensinnig sind. Besonders bevorzugt ist diese Ausgestaltung, wenn die Strahlungsquelle Kurzpuls-Therapie-Strahlung bereitstellt. Dann wird man das Teleskop zweckmäßigerweise als Galilei-Teleskop ausführen.
Alternativ ist es auch möglich, die Korrekturoptik separat vom z-Scanner auszuführen. Sie ist bevorzugt in einer Pupillenebene angeordnet, damit sie unabhängig vom Ablenkwinkel des xy- Scanners die Korrektur ausführt. Sie kann mindestens eines der folgenden Elemente aufweisen: einen formveränderlichen Spiegel, ein Freiflächenpaar, ein Alvarez-Element, eine variable Linse, ein Flüssiglinse. Die Erfindung nimmt von dem bisherigen Ansatz Abkehr, in der Optik des Systems für alle Tiefenlagen die Optik so zu korrigieren, dass der Öffnungsfehler tolerierbar ist. Vielmehr wird nun ausschließlich eine Korrektur hinsichtlich sphärischen Aberrationen vorgenommen, die für eine Ebene, wie Nullebene, gilt. Für alle anderen Ebenen stellt sich ein Öffnungsfehler ein. Dieser wird mit dem entsprechend angesteuerten Korrekturelement korrigiert, so dass insgesamt die Fokussierung der Beleuchtungs- oder -Therapiestrahlung bestmöglich frei von sphärischen Aberrationen vorgenommen wird. Femtosekunden-Iasergestützte Systeme sind i.d.R. scannende Systeme. Sie decken das Behandlungsfeld lateral durch ein in xy scannendes Element (Kippspiegel, Rotationsprismen etc.), den xy-Scanner, ab. Für die Fokussierung wird i.d.R. ein divergenzvariierendes Element vor den Scannern eingesetzt. Beispiele für solche divergenzvariierenden Elemente sind unter anderem : ein formveränderlicher Spiegel (Membranspiegel, MEMS-Spiegel etc.) Divergence of the illumination or therapy radiation changed adjustable. Particularly preferred here is an embodiment in which the z-scanner is designed as a telescope with a fixed collective lens system and a movable lens system, wherein the correction optical system is integrated into the collective lens system and / or the movable lens system. This integration is then carried out so that the adjustment of the z-scanner from the zero level and the setting of the correction optics deviating from the zero setting are automatically in opposite directions. This embodiment is particularly preferred when the radiation source provides short-pulse therapy radiation. Then you will run the telescope expediently as a Galilean telescope. Alternatively, it is also possible to execute the correction optics separately from the z-scanner. It is preferably arranged in a pupil plane, so that it performs the correction regardless of the deflection angle of the xy scanner. It can have at least one of the following elements: a shape-changing mirror, an open-space pair, an Alvarez element, a variable lens, a liquid lens. The invention takes away from the previous approach, in the optics of the system for all depths to correct the optics so that the opening error is tolerable. Instead, only a correction is made with regard to spherical aberrations, which applies to a plane such as zero plane. For all other levels, an opening error occurs. This is corrected with the correspondingly controlled correction element, so that as a whole the focusing of the illumination or therapy radiation is made as free as possible from spherical aberrations. Femtosecond laser-based systems are usually scanning systems. They cover the treatment field laterally by an xy-scanning element (tilt mirror, rotation prisms, etc.), the xy scanner. For focusing, a divergence-varying element is usually used in front of the scanners. Examples of such divergence-varying elements include: a variable-shape mirror (membrane mirror, MEMS mirror, etc.)
ein speziell geformtes Freiformflächenpaar (Alvarez-Element) a specially shaped free-form surface pair (Alvarez element)
eine variable Linse (Flüssiglinse) a variable lens (liquid lens)
ein Teleskop vom Galilei-Typ (bewegte Negativlinse) a Galilei-type telescope (moving negative lens)
- ein Teleskop vom Keppler-Typ (bewegte Positivlinse) - a telescope of the Keppler type (moving positive lens)
Das o.g. Problem wird in Ausführungsformen dadurch gelöst, dass The o.g. Problem is solved in embodiments that
(i) die Fokussieroptik alle sonstigen optischen Abbildungsfehler auf herkömmliche Weise nach dem Stand der Technik korrigiert, (i) the focusing optics corrects all other optical aberrations in a conventional manner according to the prior art,
(ii) die sphärische Aberration für eine bestimmte Fokustiefe, die Nullebene, mit den Freiheitsgraden der Scanoptik korrigiert wird (die Nullebene muss nicht zwingend Teil des adressierten Fokusbereichs sein), (ii) the spherical aberration for a certain depth of focus, the zero level, is corrected with the degrees of freedom of the scanning optics (the zero level does not necessarily have to be part of the addressed focus area),
(iii) das divergenzvariierende Element bei der zu (ii) zugehörigen Eingangsdivergenz bzgl. sphärischer Aberration korrigiert ist und
(iv) bei den sonstigen Eingangsdivergenzstellungen die lineare Änderung der sphärischen Aberration ganz oder zumindest teilweise m it umgekehrtem Vorzeichen vorhält, also in Summe kompensiert. Eine vollständig korrigierte Optik sowohl bei divergenzvariierendem Element als auch bei(iii) the divergence varying element is corrected for spherical aberration at the input divergence associated with (ii), and (iv) in the case of the other input divergence positions, the linear change of the spherical aberration is maintained wholly or at least partially with the opposite sign, ie compensated in total. Fully corrected optics for both divergence varying element and
Fokussieroptik ist damit nicht nötig . Die sphärische Aberration bei Fokussierung ist i.d.R. in der Mitte des Fokusbereichs korrigiert. An den Rändern wird ein Restfehler akzeptiert und kompensiert. Beim Übergang zu kürzeren Wellenlängen und/oder zu höherer NA ist dies vorteilhaft. Focusing optics is not necessary. The spherical aberration at focus is i.d.R. corrected in the middle of the focus area. At the edges a residual error is accepted and compensated. This is advantageous in the transition to shorter wavelengths and / or higher NA.
Bei den o.g. Elementen lässt sich eine lineare Änderung der sphärischen Aberration zum Beispiel erreichen durch : einen formveränderlichen Spiegel (über gezielte zusätzliche variable Deformation mit Fringe-Zernike-Fläche Typ Z9) ein speziell geformtes Freiformflächenpaar (Alvarez-Element) m it gezielter Ausgestaltung der Flächenpaare, - eine variable Linse (Flüssiglinse) durch gezielte Änderung der Linsenoberfläche mit einer Fringe-Zernike-Fläche Typ Z9, ein Teleskop vom Galilei-Typ (bewegte Negativlinse) oder Keppler-Typ (bewegte Positivlinse) durch gezielte Gestaltung der sphärischen Linsen, insbesondere der nicht- beweglichen Linsen (hierbei wird die veränderliche Strahlhöhe an der ruhenden Linse ausgenutzt, um veränderliche Beiträge zur sphärischen Aberration zu generieren ; ggf. durch Verwendung von Asphären und/oder zusätzlichen sphärischen Linsen) . In the o.g. Elements can be a linear change in the spherical aberration, for example, achieve by: a variable-shape mirror (via targeted additional variable deformation with Fringe Zernike surface type Z9) a specially shaped freeform surface pair (Alvarez element) with purposeful design of the surface pairs, - a variable lens (liquid lens) by specific modification of the lens surface with a Z9-type fringe Zernike surface, a galilei-type telescope (moving negative lens) or a Keppler type (moving positive lens) by design of the spherical lenses, in particular the non-moving lens Lenses (exploiting the variable beam height at the quiescent lens to produce variable contributions to spherical aberration, possibly using aspheres and / or additional spherical lenses).
Jedes System zur Augenbeobachtung oder -therapie benötigt ein Objektiv. Dies wird nachfolgend auch als Hauptobjektiv bezeichnet. Es befindet sich vor dem Patientenauge. Hinter dem Hauptobjektiv wird i. d . R. Platz benötigt, z. B. für bewegliche Spiegel zur Any eye tracking or therapy system requires a lens. This is also referred to below as the main objective. It is located in front of the patient's eye. Behind the main lens i. d. R. space needed, z. B. for movable mirror to
Bildfeldverscheibung sowie für die Einkopplung weiterer Funktionalitäten, z. B. OCT. Das Hauptobjektiv wandelt das kollimierte Laserlicht aus dem Gerät in einen fokussierten Bildfeldverscheibung as well as for the coupling of further functionalities, z. The main objective converts the collimated laser light from the device into a focused one
Laserstrahl m it für die Therapie hinreichender numerischer Apertur um . Da das Patientenauge allerdings in verschiedenen Tiefen therapiert oder beobachtet wird, sollte augenseitig ein gewisser axialer Fokusverstellbereich zugänglich sein, d. h. die o.g. kollim ierte Nullstellung verlassen werden. Dieser Fokusverstellbereich beträgt axial ca. 10 bis 15 mm . Hierfür ist es notwendig, dass aus dem Gerät kommendes Laserlicht bereits vorfokussiert auf das
Hauptobjektiv trifft. Dadurch entsteht jedoch im Applikator naturgemäß ein Zwischenfokus. Im Falle eines kurzbrennweitigen Hauptobjektivs, d. h. für den Fall dass dessen Brennweite vergleichbar ist mit der Länge des Fokusbereichs im Auge, rückt der Zwischenfokus hinter dem Objektiv sehr nah an dieses heran. Solche Zwischenfoki dürfen jedoch nicht m it optischen Flächen zusammenfallen, da sie diese andernfalls beschädigen können. Im o. g. Laser beam with sufficient numerical aperture for therapy. However, since the patient's eye is treated or observed at different depths, a certain axial focus adjustment range should be accessible on the eye side, ie the above-mentioned collimated zero position should be left. This Fokusverstellbereich is axially about 10 to 15 mm. For this purpose, it is necessary that laser light coming from the device already pre-focused on the Main objective meets. However, this naturally creates an intermediate focus in the applicator. In the case of a short focal length main lens, ie in case its focal length is comparable to the length of the focus area in the eye, the intermediate focus behind the lens comes very close to this. However, such intermediate foci must not coincide with optical surfaces, as they may otherwise damage them. In the above
kurzbrennweitigen Fall wäre der dann zur Verfügung stehende Raum nach dem Hauptobjektiv zu stark eingeschränkt. Vielmehr m uss die Brennweite des Hauptobjektivs möglichst groß gewählt werden, um alle Elemente nach dem Hauptobjektiv noch platzieren zu können . Die lange Brennweite wirkt sich auch positiv auf den erreichbaren Arbeitsabstand aus, der ebenfalls möglichst groß sein sollte, um einen hinreichenden Abstand vom Patientenkopf zu ermöglichen . Wird die Brennweite des Hauptobjektivs allerdings groß gewählt, so bewirken bereits kleinste Strahlwinkelabweichungen im Gerät einen großen Streukreis des Therapielasers am Auge. Außerdem wird der Strahldurchmesser in der Nullstellung sehr groß, d . h. die bewegten optischen Elemente (Spiegel, Hauptobjektiv) entsprechend schwer. short-focal case then the space available after the main objective would be too limited. Rather, the focal length of the main objective must be as large as possible in order to be able to place all the elements after the main objective. The long focal length also has a positive effect on the achievable working distance, which should also be as large as possible in order to allow a sufficient distance from the patient's head. However, if the focal length of the main objective is chosen to be large, even the smallest beam angle deviations in the device cause a large stray circle of the therapy laser on the eye. In addition, the beam diameter in the zero position is very large, d. H. the moving optical elements (mirror, main objective) correspondingly heavy.
Es ist deshalb gemäß dem dritten Aspekt der Erfindung vorgesehen ein System zur It is therefore provided according to the third aspect of the invention, a system for
Augenbeobachtung oder -therapie vorgesehen, das aufweist: eine Strahlungsquelle, die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung bereitstellt, und eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung in einen Fokus in einem Beobachtungs- oder Therapievolumen bündelt, wobei die Fokussiereinrichtung mind. ein fokussierendes Objektiv und ein diesem vorgeordnetes, variables, divergenzvariierendes optisches Element aufweist, das eine z-Lage des Fokus verstellt, wobei die Fokussiereinrichtung im Beobachtungs- oder Therapievolumen eine numerische Apertur unter 0, 1 , bevorzugt 0,05, realisiert, das variable, divergenzvariierende optische Element zu Verstellung der z-Lage des Fokus über eine Bereich zwischen 10 und bis 15 mm ausgebildet ist und die Brennweite des Objektivs zwischen 20 und 40 mm , bevorzugt zwischen 25 und 35 mm beträgt. Eye observation or therapy, comprising: a radiation source that provides illumination or therapy radiation, and a focusing device that focuses the radiation into a focus in an observation or therapy volume, wherein the focusing device at least one focusing lens and this has upstream, variable, divergence-varying optical element, which adjusts a z-position of the focus, wherein the focusing device in the observation or therapy volume a numerical aperture below 0, 1, preferably 0.05 realized, the variable, divergenzvariierende optical element to adjust the z-position of the focus over a range between 10 and 15 mm is formed and the focal length of the lens between 20 and 40 mm, preferably between 25 and 35 mm.
Erfindungsgemäß liegt beim dritten Aspekt die Brennweite des Hauptobjektivs im Bereich zwischen 20 mm und 40 mm , bevorzugt zwischen 25 mm und 35 mm . Um dennoch den für die o.g. Mitbeobachtung benötigten Arbeitsabstand zu erzeugen, ist das Hauptobjektiv bevorzugt als Kombination aus einer Positivlinse und einer beabstandeten Negativlinse ausgeführt. Die Positivlinse und/oder die Negativlinse weisen hierbei eine oder mehrere asphärische Flächen auf, um die Abbildungsfehler für den Therapiefokus zu m inim ieren und die Masse des bewegten Hauptobjektivs zu reduzieren. Würde auf die asphärische(n) Fläche(n) verzichtet, könnten ersatzweise mehrere sphärische Linsen m it höherer Masse zum Einsatz kommen. According to the invention, in the third aspect, the focal length of the main objective is in the range between 20 mm and 40 mm, preferably between 25 mm and 35 mm. In order nevertheless the for the o.g. Co-observation required working distance to produce, the main objective is preferably designed as a combination of a positive lens and a spaced negative lens. In this case, the positive lens and / or the negative lens have one or more aspherical surfaces in order to minimize the aberrations for the therapy focus and to reduce the mass of the moved main objective. If the aspherical surface (s) were omitted, several spherical lenses with a higher mass could be used instead.
Um die Pulsverbreiterung des Kurzpulslasers zu minimieren, ist die Positivlinse bevorzugt aus einem Kronglas mit einer Abbezahl > 50 gefertigt. Um die Abbildungsfehler insgesamt zu
minimieren, ist die Positivlinse ferner bevorzugt aus einem Material mit einer Brechzahl > 1 ,6 gefertigt. In order to minimize the pulse broadening of the short pulse laser, the positive lens is preferably made of a crown glass with a Abbe number> 50. To the aberrations altogether too Further, the positive lens is further preferably made of a material having a refractive index> 1, 6 manufactured.
Zur weiteren Minimierung der Pulsverbreiterung ist die Negativlinse bevorzugt als Kittglied bzw. unverkittete Gruppe ausgeführt, d. h. aus einer Kombination aus einer Positiv- und einer Negativlinse mit insgesamt negativer Brechkraft. Die Negativlinse des Kittglieds ist hierbei bevorzugt aus einem hochbrechenden Flintglas mit Abbezahl < 40 und Brechzahl > 1 ,7 gefertigt. Die Positivlinse des Kittglieds ist bevorzugt aus einem hochbrechenden Kronglas mit Abbezahl > 50 und Brechzahl > 1 ,6. To further minimize pulse broadening, the negative lens is preferably designed as a cemented or uncemented group, i. H. from a combination of a positive and a negative lens with a total of negative refractive power. The negative lens of the cemented element is in this case preferably made of a high-index flint glass with Abbe number <40 and refractive index> 1, 7. The positive lens of the cemented element is preferably made of a high-index crown glass with Abbe number> 50 and refractive index> 1, 6.
Die Negativlinse des Hauptobjektivs ist bevorzugt lateral justierbar ausgeführt, um die durch die Prismenverkippung verbleibende Achskoma zu kompensieren. The negative lens of the main objective is preferably designed to be laterally adjustable in order to compensate for the axis profile remaining due to the prism tilting.
Das Hauptobjektiv ist bevorzugt beweglich mit zwei Spiegeln gekoppelt, um eine zweiachsige Bildfeldverschiebung auszuführen. Es ist dann im Sinne dieser Beschreibung ein bewegliches Objektiv. The main lens is preferably movably coupled to two mirrors to perform biaxial field shifting. It is then in the sense of this description a movable lens.
Ein vierter Aspekt der Erfindung unterstützt den Benutzer hinsichtlich der Zusammenwirkung von Diagnose bzw. Biometrie und weiterer Beobachtung und/oder Therapie eines Auges. A fourth aspect of the invention assists the user in the interaction of diagnosis or biometry and further observation and / or therapy of an eye.
Insbesondere bei der Katarakt-OP ist es erforderlich, bei astigmatischen Patientenaugen die Orientierung einer zu implantierenden torischen Intraokularlinse bzw. die Lage von Especially in cataract surgery, it is necessary for astigmatic patient eyes, the orientation of a toric intraocular lens to be implanted or the position of
Korrekturschnitten an der Kornea, welche einen Astigmatismus beheben sollen, zum Auge präzise auszurichten. Aus diesem Grund werden bei der präoperativen Vermessung des Auges, in der sogenannten Biometrie, Astigmatismusachsen bestimmt. Zugleich wird ein Referenzbild erzeugt, und die Lage der Achsen wird zusammen mit dem Referenzbild abgespeichert. Correction cuts on the cornea, which are intended to remedy astigmatism, to precisely align the eye. For this reason, astigmatism axes are determined in the preoperative measurement of the eye, in so-called biometry. At the same time, a reference image is generated, and the position of the axes is stored together with the reference image.
Anhand des Referenzbildes muss dann bei einer späteren Beobachtung des Auges oder bei einem chirurgischen Eingriff die Lage der Achsen wieder ermittelt werden. Es ist deshalb zweckmäßig, im Referenzbild Referenzstrukturen abzubilden, die es erlauben, ein späteres aktuelles Bild entsprechend zuzuordnen, um aus einer Relativlage von Strukturparametern des Auges (beispielsweise Astigmatismusachse) und Lage der Referenzstrukturen im Referenzbild auch im aktuellen Bild die Lage der ermittelten Augenstrukturen (beispielsweise Based on the reference image, the position of the axes must then be determined again during a subsequent observation of the eye or during a surgical procedure. It is therefore expedient to map reference structures in the reference image, which allow a later current image to be assigned in order to determine the position of the determined eye structures (for example, in the current image) from a relative position of structural parameters of the eye (for example astigmatic axis) and position of the reference structures in the reference image
Astigmatismusachse) einfach wieder auffinden zu können. Insbesondere für einen operativen Eingriff bzw. dessen Vorbereitung ist es zweckmäßig, Hauptachsen eines astigmatischen Auges zu finden und in das aktuelle Bild einzublenden. Astigmatic axis) easy to find again. In particular, for an operative procedure or its preparation, it is expedient to find principal axes of an astigmatic eye and to superimpose them in the current picture.
Es ist deshalb in einem vierten Aspekt der Erfindung vorgesehen ein System zur It is therefore provided in a fourth aspect of the invention, a system for
Augenbeobachtung oder -therapie, das aufweist: eine Biometrieeinrichtung, die mind. ein Referenz-Bild des Auges, welche mind. eine Referenzstruktur des Auges enthält, erzeugt, mind.
einen Strukturparameter des Auges, bevorzugt eine Astigmatismusachse, bestimmt und dessen Relativlage zur Referenzstruktur ermittelt, eine Beobachtungs- oder Therapieeinrichtung, die eine Abbildungseinrichtung zum Erzeugen eines aktuellen Bildes des Auges, welches ebenfalls die Referenzstruktur des Auges enthält, und eine Bildverarbeitungseinrichtung zum Eye observation or therapy, comprising: a biometric device which generates at least one reference image of the eye, which contains at least one reference structure of the eye, min. a structure parameter of the eye, preferably an astigmatism axis, determined and determines its relative position to the reference structure, an observation or therapy device comprising an imaging device for generating a current image of the eye, which also contains the reference structure of the eye, and an image processing device for
Identifizieren der Referenzstruktur des Auges und Bestimmen deren aktuellen Lage und Ermitteln der aktuellen Lage des Strukturparameters anhand des aktuellen Bildes und des Referenz-Bildes aufweist, wobei die Biometrieeinrichtung das Referenz-Bild des Auges in einem Spektralkanal erzeugt, der einem Spektralbereich nutzt, in dem ein Absorptionsfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera ein Absorptionsmaximum hat, oder in einem Spektralkanal erzeugt, in dem ein Fluoreszenzfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera fluoresziert, und die Identifying the reference structure of the eye and determining its current position and determining the current position of the structure parameter from the current image and the reference image, wherein the biometrics device generates the reference image of the eye in a spectral channel using a spectral region in which Absorption dye in blood vessels of the sclera has an absorption maximum, or produced in a spectral channel in which fluoresces a fluorescent dye in the blood vessels of the sclera, and the
Abbildungseinrichtung das aktuelle Bild des Auges im selben Spektralkanal erzeugt. Imaging device generates the current image of the eye in the same spectral channel.
Der vierte Aspekt sieht vor, sowohl für die Biometrie als auch für die spätere Registrierung im aktuellen Bild einen speziellen Spektralkanal auszunutzen, indem ein absorbierender Farbstoff, der im Blut vorhanden ist, absorbiert (z. B. m it mind. 30 % Absorptionsgrad) und dam it dunkel und besonders kontrastreich gegenüber der Umgebung oder ein fluoreszierender Farbstoff fluoresziert. Als absorbierender Farbstoff kommt beispielsweise das im Blut vorhandene Hämoglobin infrage, das im grünen Spektralbereich besonders gut absorbiert, sich also in einem entsprechenden Spektralkanal dann auch gut, d . h. kontrastreich abbilden lässt. Durch den erfindungsgemäßen Ansatz wird die Wiederauffindung der Referenzstrukturen im aktuellen Bild, was auch als Bildregistrierung bezeichnet wird, besonders einfach und zuverlässig ausgeführt, da die verwendeten Blutäderchen im Referenzbild und dem aktuellen Bild aufgrund der Spektralfilterung besonders Kontrastreich erscheinen. Erfindungsgemäß wird nach dem vierten Aspekt som it ein Referenzbild aus der biometrischen Vermessung des Auges verwendet, das in einem bestimmten Spektralkanal gefiltert ist, in dem auch das aktuelle Bild gefiltert ist. Somit entfallen komplizierte Algorithmen, um die Bilder zueinander zu registrieren bzw. im aktuellen Bild die Lage der zu erm ittelnden Augenstrukturen (beispielweise Astigmatismusachsen) aufzufinden. The fourth aspect envisages exploiting a specific spectral channel for both biometry and later registration in the current image by absorbing an absorbing dye present in the blood (e.g., at least 30% absorbency) and It is dark and particularly rich in contrast to the environment or a fluorescent dye fluoresces. As an absorbing dye, for example, the hemoglobin present in the blood comes into question, which absorbs particularly well in the green spectral range, so then in a corresponding spectral channel then well, d. H. rich in contrast. Due to the approach according to the invention, the retrieval of the reference structures in the current image, which is also referred to as image registration, is carried out in a particularly simple and reliable manner, since the blood veins used appear particularly rich in contrast in the reference image and the current image due to the spectral filtering. According to the invention, according to the fourth aspect, a reference image from the biometric measurement of the eye is used, which is filtered in a specific spectral channel in which the current image is also filtered. This eliminates the need for complicated algorithms to register the images with one another or to locate the position of the eye structures to beimproved in the current image (for example astigmatism axes).
Eine besonders bevorzugte Variante des vierten Aspekts stellt auf das Hämoglobin im Blut ab. Da das Hämoglobin im Blut besonders gut im grün-gelben Spektralbereich Licht absorbiert, erzielt man besonders kontrastreiche Referenzbild-Aufnahmen von Aderstrukturen m it grüner oder gelber oder grün-gelber, insbesondere rot-freier Beleuchtung. Um diese Bilder als Eingangsdaten für die Lasertherapie (z. B. Lasertherapiegeräte für Kataraktoperationen) verwenden zu können , verwendet das Therapiesystem ebenfalls solch eine Beleuchtung. Idealerweise befindet sich hierfür eine spektral abgestimmte Beleuchtung A particularly preferred variant of the fourth aspect is based on the hemoglobin in the blood. Since the hemoglobin in the blood absorbs light particularly well in the green-yellow spectral range, particularly high-contrast reference image images of vein structures with green or yellow or green-yellow, in particular red-free, illumination are obtained. To use these images as input data for laser therapy (eg, laser therapy devices for cataract surgery), the therapy system also uses such illumination. Ideally, this is a spectrally matched lighting
(Beleuchtungsmaxim um sollte zwischen 520 nm und 580 nm Wellenlänge liegen) direkt am
Gerät-Augen-Interface. In einer speziellen Ausführung wird das grüne, gelbe bzw. grün-gelbe Licht von LED erzeugt und über ein Patienteninterface m it eingebauten Lichtleitern auf das Patientenauge geführt. Da sowohl das Referenzbild des Biometrie-Systems als auch das Live-Bild des (Illumination max. Should be between 520 nm and 580 nm wavelength) directly at Device-eye interface. In a special version, the green, yellow or green-yellow light is generated by LED and led via a patient interface with built-in light guides to the patient's eye. Since both the reference image of the biometrics system and the live image of the
Therapiesystems die gleiche Beleuchtung verwenden, lassen sich sehr ähnliche Bilder vom Patientenauge erzeugen, die eine robuste Bildregistrierung ermöglichen. Using the same illumination on the therapy system, you can create very similar images of the patient's eye, enabling robust image registration.
Die spektralen Eigenschaften des„Grünlichtes" sind so abzustimmen, dass maximaler Kontrast der Referenzstrukturen erreicht wird - das Beleuchtungsmaximum sollte zwischen 520 nm und 580 nm liegen, da Hämoglobin der wesentliche Farbstoff der Referenzstrukturen ist. The spectral properties of the "green light" are to be tuned so that maximum contrast of the reference structures is achieved - the illumination maximum should be between 520 nm and 580 nm, since hemoglobin is the essential dye of the reference structures.
Diese„Referenzstrukturen-optimierte Beleuchtung" kann sowohl im Biometriegerät als auch im Beobachtungs-/Therapiegerät eingesetzt werden. This "reference structure-optimized illumination" can be used both in the biometry device and in the observation / therapy device.
Optional erfolgt die Registrierung zwischen biometrischen, nicht dilatiertem Referenzbild und dem dilatiertem , mit dem Patient Interface angesaugten Auge in einem Schritt. Dazu sind Gesichtspunkte wesentlich : 1 . Das erfassbare Bildfeld durch das Patient Interface ist groß genug, so dass um denOptionally, the registration between biometric, non-dilated reference image and the dilated, sucked with the patient interface eye in one step. Aspects are essential: 1. The detectable image field through the patient interface is large enough, so that around the
Limbus genügend Referenzstrukturen (Blutgefäße etc.) sichtbar sind, so dass eine Registrierung möglich ist. Bilddaten der Iris werden optional bei diesem Vorgang ausgeblendet, so dass sie bei der Registrierung nicht stören. Dadurch wird der Registriervorgang robuster und ist bei nicht dilatierten Iris und dilatierten Iris gleichermaßen möglich. Limbus enough reference structures (blood vessels, etc.) are visible, so that a registration is possible. Image data of the iris are optionally hidden during this process, so that they do not interfere with the registration. This makes the registration procedure more robust and is equally possible with non-dilated irises and dilated irises.
2. Die Beleuchtung bei der Aufnahme beider Bilder, d. h. beim Biometrie- und 2. The illumination when taking both pictures, d. H. in biometrics and
angesaugtes Bild ist spektral weitgehend glich, sie ist z. B. im Wesentlichen grün, gelber oder grün-gelb, so dass Gefäße sehr deutlich sichtbar sind. Der Vorteil ist neben dem einfacheren Handling auch die höhere Präzision durch Wegfall etwaiger Zwischenschritte. sucked image is spectrally largely similar, it is z. B. substantially green, yellow or green-yellow, so that vessels are very clearly visible. The advantage is not only the easier handling and the higher precision by eliminating any intermediate steps.
Bei Systemen für die Augenheilkunde sind Beobachtungmöglichkeiten des Auges besonders wichtig. Dies gilt ganz besonders, wenn das System augentherapeutische Strahlung auf das Auge einbringt. Es ist deshalb gemäß einem fünften Aspekt der Erfindung ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie vorgesehen, das aufweist: einen zum Auge führenden ersten Strahlengang für erste Behandlungs- oder Beobachtungsstrahlung, der längs einer optischen Hauptachse zum Auge verläuft, einen zweiten Strahlengang für zweite
Beobachtungsstrahlung, der längs einer optischen Nebenachse verläuft, und einen Prismateiler, der zum Auge hin gesehen den zweiten Strahlengang in den ersten Strahlengang einkoppelt und vom Auge weg gesehen eine Eintrittsfläche und eine erste und eine zweite Austrittsfläche aufweist, wobei der Prismateiler den ersten Strahlengang längs der optischen Hauptachse zwischen der Eintrittsfläche und der ersten Austrittsfläche führt, und die optischen Nebenachse von der zweiten Austrittsfläche weg verläuft, wobei dass die optische Nebenachse ± 20° parallel zur optischen Hauptachse liegt und der Prismateiler als Kombination aus einem den Strahl zweimal umlenkenden Leman-Prisma und einem mit dem Leman-Prisma verkitteten In systems for ophthalmology, observation of the eye are particularly important. This is especially true when the system applies eye-therapeutic radiation to the eye. Therefore, according to a fifth aspect of the invention, there is provided a system for eye observation or therapy, comprising: a first beam path for first treatment or observation radiation leading to the eye, which extends to the eye along one main optical axis, a second beam path for the second Observation radiation, which extends along an optical minor axis, and a prism splitter, which, as seen from the eye coupled the second beam path in the first beam path and seen away from the eye has an entrance surface and a first and a second exit surface, wherein the prism splitter the first beam path along the optical minor axis between the entrance surface and the first exit surface, and the minor optical axis extends away from the second exit surface, wherein the minor optical axis is ± 20 ° parallel to the major optical axis and the prism splitter is a combination of a beam deflecting Leman prism twice and one with the Leman prism cemented
Zusatzprisma ausgebildet ist, wobei das Leman-Prisma vom Auge weg gesehen den zweiten Strahlengang an einer der Eintrittsfläche folgenden ersten Umlenkfläche aus dem ersten Strahlengang auskoppelt, an mind. zwei Umlenkflächen nochmals umlenkt und zur optischen Hauptachse im Wesentlichen (± 20°) parallel oder ganz parallel versetzt zur zweite Additional prism is formed, the Leman prism seen from the eye decouples the second beam path at one of the entrance surface first deflection from the first beam path, at least. At least two deflecting redirects and the main optical axis substantially (± 20 °) parallel or whole offset parallel to the second
Austrittsfläche führt, das Zusatzprisma an der ersten Umlenkfläche angekittet ist und eine zur Eintrittsfläche parallele Fläche aufweist, welche die erste Austrittsfläche bildet, und zwischen dem Zusatzprisma und der ersten Umlenkfläche eine dichroitische oder Intensitats-Teilerschicht ausgebildet ist. Exit surface leads, the additional prism is cemented to the first deflection surface and having a surface parallel to the entrance surface, which forms the first exit surface, and between the additional prism and the first deflection a dichroic or intensity splitter layer is formed.
Eine Mitbeobachtung durch den zweiten Strahlengang wird also durch ein speziell geformtes Prisma eingekoppelt. A co-observation through the second beam path is thus coupled by a specially shaped prism.
Die hierfür benötigte, erfindungsgemäße Prismenanordnung The required for this purpose, prism arrangement according to the invention
nutzt in ihrer Grundgestalt eine Anordnung ähnlich der eines Bauernfeind-Prismas, verwendet eine zusätzliche Totalreflexionsfläche, um den Strahlpfad der uses in its basic form an arrangement similar to that of a Bauernfeind prism, using an additional total reflection surface to the beam path of
Mitbeobachtung nach oben, d. h. vom Patientenkopf weg zu lenken. (Sprenger-Leman- Prisma ohne Dachkante), Follow up, d. H. to steer away from the patient's head. (Sprenger-Lemane prism without roof edge),
enthält außerdem ein rechtwinkliges Prisma, das mit dem o.g. Prisma verkittet ist. Hierdurch entsteht an der Kittfläche die Möglichkeit zur dichroitischen Trennung der Strahlengänge. Die gegenüberliegenden Austritts- und Eintrittsflächen stehen für das durchtretende Licht parallel zueinander, also contains a right-angled prism, which can be combined with the o.g. Prism is cemented. This creates the opportunity for dichroic separation of the beam paths on the cemented surface. The opposite exit and entry surfaces are parallel to each other for the light passing through,
erlaubt durch seine Geometrie, Einfallswinkel an der verkitteten dichroitischen allowed by its geometry, angle of incidence at the cemented dichroic
Teilerschicht < 30° einzustellen. Dies ermöglicht ein einfacheres, serientaugliches Design für die Teilerschicht. Der dichroitische Teiler lenkt bevorzugt einen Teil des Lichts (zum Beispiel λ = 750 ... 950 nm und/oder gelb-grünes Licht) zur Seite, während der Rest, z. B. Teile des sichtbaren Lichts (zum Beispiel λ = 400 ... 700 nm) und das Therapielaserlicht (zum Beispiel λ = 1000 ... 1 100 nm) völlig ungehindert hindurchtritt, ist definiert um einen Winkel im Bereich zwischen 0,5° und 3° verkippt, um Rückreflexe des OCT-Strahlenganges an den Planflächen auszublenden,
ist so gestaltet, dass das Beobachtungslicht auf der dem Patientenauge abgewandten Seite nach oben geleitet wird und senkrecht auf die zugehörige Austrittsfläche trifft, erhöht durch das verglichen mit Luft höherbrechende Material den effektiven Divider layer <30 ° set. This allows for a simpler, production-ready design for the splitter layer. The dichroic splitter preferably deflects a portion of the light (eg, λ = 750-950 nm and / or yellow-green light) to the side while the remainder, e.g. B. parts of visible light (for example, λ = 400 ... 700 nm) and the therapy laser light (for example, λ = 1000 ... 1 100 nm) passes completely unhindered, is defined by an angle in the range between 0.5 ° and tilted 3 ° in order to block back reflections of the OCT beam path on the plane surfaces, is designed so that the observation light is directed on the side facing away from the patient's eye upwards and perpendicular to the associated exit surface, increased by the higher-than-air compared to the effective material
Arbeitsabstand für die Therapieoptik, was für die Integration aller Funktionalitäten förderlich ist, Working distance for the therapy optics, which is conducive to the integration of all functionalities,
enthält einen Glasweg, der in einem zum vorangenannten Prisma um 90° verdrehten Azimut ebenfalls um denselben Winkel im Bereich zwischen 0,5° und 3° verkippt ist. Dieser kompensiert den durch die Verkippung des oberen Prismas auftretenden Astigmatismus, und lenkt im selben Maß die Rückreflexe des OCT-Lichts zur Seite. Der zusätzliche Glasweg erhöht außerdem den Arbeitsabstand um einen weiteren Betrag. contains a glass path, which is also tilted at a same angle in the range between 0.5 ° and 3 ° in an azimuth twisted by 90 ° to the prism mentioned above. This compensates for the astigmatism occurring due to the tilting of the upper prism, and redirects the back reflections of the OCT light to the same extent. The additional glass path also increases the working distance by a further amount.
Zudem ist er leicht in die zulässige Kegelkontur integrierbar. In addition, it is easy to integrate into the permissible cone contour.
ist ferner gepaart mit dem zugehörigen, z.B. beweglichen Objektiv der Therapieoptik. Dieses weist eine Vorkehrung auf, die einen festen Betrag von Koma auf der Achse kompensieren kann. Diese Vorkehrung kann zum Beispiel eine lateral verschiebbare Linse oder ein speziell geformtes Freiform-Element in der Pupille sein. is further paired with the associated, e.g. movable objective of therapy optics. This has a provision that can compensate for a fixed amount of coma on the axis. This provision may be, for example, a laterally displaceable lens or a specially shaped free-form element in the pupil.
Das System kann in Ausführungsformen nach allen Aspekten ein Kurzpuls-Lasersystem umfassen, das eine Kurzpuls-Laserquelle, einen Strahlengang und einen Applikator-Kopf zur Leitung einer Kurzpuls-Laserstrahlung von der Kurzpuls-Laserquelle auf das zu operierende Auge enthält. Eine Kurzpuls-Laserquelle ist dabei eine Laserquelle, die das Licht nicht kontinuierlich, sondern in gepulster Form emittiert. Das bedeutet, dass das Licht in zeitlich begrenzten Portionen emittiert wird. Üblicherweise liegen die Pulsraten eines solchen Kurzpuls- Lasers im Femtosekunden- oder Pikosekundenbereich. Aber auch Pulsraten im The system in embodiments may in all aspects comprise a short pulse laser system including a short pulse laser source, a beam path, and an applicator head for directing short pulse laser radiation from the short pulse laser source to the eye to be operated. A short-pulse laser source is a laser source which does not emit the light continuously but in pulsed form. This means that the light is emitted in time-limited portions. The pulse rates of such a short-pulse laser are usually in the femtosecond or picosecond range. But also pulse rates in the
Attosekundenbereich sind möglich. Durch die gepulste Lichtemission können sehr hohe Intensitäten realisiert werden, die für Laser-Gewebe-Wechselwirkungen via Mehrphotonen- Absorption, wie z. B. der Photodisruption oder plasmainduzierten Photoablation, benötigt werden. Dies ist bei allen Anwendungen der Fall, bei denen nicht ausschließlich an der Oberfläche Material abgetragen wird, sondern Wechselwirkungen in allen drei Dimensionen erzielt wird. Attosecond range are possible. Due to the pulsed light emission very high intensities can be realized, which are suitable for laser-tissue interactions via Mehrphotonen- absorption, such. As the photodisruption or plasma-induced photoablation needed. This is the case in all applications where not only on the surface material is removed, but interactions in all three dimensions is achieved.
Der Strahlengang sorgt dafür, dass die von der Kurzpuls-Laserquelle emittierte Kurzpuls- Laserstrahlung zu einem Austrittsort geleitet wird. Er kann beispielsweise durch einen Lichtleiter oder durch ein Spiegelsystem realisiert sein. Der Applikator-Kopf, der sich an dem der The beam path ensures that the short-pulse laser radiation emitted by the short-pulse laser source is conducted to an exit location. It can be realized for example by a light guide or by a mirror system. The applicator head, which is attached to the
Kurzpuls-Laserquelle entgegengesetzten Ende des Strahlenganges anschließt, bildet den Austrittsort der Kurzpuls-Laserstrahlung. Dort befindet sich das Objektiv mit mehreren optischen Elementen gemäß dem genannten dritten Aspekt. Vorteilhaft ist es, wenn das Kurzpuls- Lasersystem weiter ein x/y-Ablenksystem , auch als x/y-Scansystem bezeichnet, sowie ein Ablenksystem bzw. Scansystem für die z-Richtung und/oder ein die Divergenz variierendes
Linsensystem aufweist. Die Möglichkeit, den Fokus der Kurzpuls-Laserstrahlung in x-Richtung und y-Richtung sowie in z-Richtung in einem Volumen, das dem Austrittsort der Kurzpuls- Laserstrahlung folgt, abzulenken, kann auch durch mehrere Ablenkvorrichtungen für jeweils eine Richtung realisiert sein, beispielsweise einen Scanner für eine langsame Bewegung über einen größeren Bereich und einen für eine sehr schnelle Bewegung über einen kleinen Bereich, wie dies im genannten ersten Aspekt vorgesehen ist. Short-pulse laser source connects opposite end of the beam path, forms the exit point of the short-pulse laser radiation. There is the lens with a plurality of optical elements according to the aforementioned third aspect. It is advantageous if the short-pulse laser system further describes an x / y deflection system, also referred to as x / y scanning system, as well as a deflection system or scanning system for the z-direction and / or a divergence varying Lens system has. The possibility of deflecting the focus of the short-pulse laser radiation in the x-direction and y-direction as well as in the z-direction in a volume which follows the exit location of the short-pulse laser radiation can also be realized by a plurality of deflection devices for one direction, for example a scanner for a slow movement over a larger area and for a very fast movement over a small area, as provided in said first aspect.
Das System umfasst optional ein Operations-Mikroskop mit einem Stativ und einem Mikroskop- Kopf. Der Mikroskop-Kopf enthält die Optik und die Objektbeleuchtung des Operations- Mikroskops. Mit einem solchen Operations-Mikroskop ist es möglich, sich zu jeder Zeit einen optischen Überblick über den Stand der Behandlung zu verschaffen. Das Operations-Mikroskop trägt aber auch dazu bei, dass ein zu behandelndes Auge zum System unter optimaler Beleuchtung entsprechend ausgerichtet werden kann. Das System umfasst optional auch eine Steuereinheit, welche zur Steuerung für die The system optionally includes a surgical microscope with a tripod and a microscope head. The microscope head contains the optics and the object illumination of the surgical microscope. With such a surgical microscope, it is possible at any time to provide a visual overview of the status of the treatment. The surgical microscope, however, also contributes to the fact that an eye to be treated can be aligned with the system under optimal illumination. The system optionally also includes a control unit which is used to control the
Durchführung einer Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie eingerichtet ist. Die Steuereinheit kann einteilig oder mehrteilig ausgestaltet sein. Die Komponenten der Vorrichtung sind vorteilhaft mit der Steuereinheit über Kommunikationswege verbunden. Im Falle einer Mehrteiligkeit der Steuereinheit sind auch alle Komponenten der Steuereinheit vorteilhaft über Implementation of a short-pulse laser eye surgery is set up. The control unit can be designed in one piece or in several parts. The components of the device are advantageously connected to the control unit via communication paths. In the case of multi-part control unit, all components of the control unit are also advantageous over
Kommunikationswege miteinander verbunden. Solche Kommunikationswege können mittels entsprechender Kabel und/oder auch kabellos realisiert werden. Communication paths interconnected. Such communication paths can be realized by means of appropriate cables and / or wireless.
Weiter umfasst das System optional ein Gehäuse, das mindestens eine Kurzpuls-Laserquelle als Strahlungsquelle umschließt, sowie zwei (beim zweiten Aspekt also einen zusätzlichen) Gelenkarme, die am Gehäuse oder an einer Verlängerung des Gehäuses angeordnet sind. Jeder Gelenkarm umfasst mehrere starre Glieder, die miteinander gelenkig verbunden sind, dass jeweils zwei starre Glieder durch mindestens ein Gelenk verbunden sind. Furthermore, the system optionally comprises a housing which encloses at least one short-pulse laser source as the radiation source, and two (in the second aspect, an additional) articulated arms, which are arranged on the housing or on an extension of the housing. Each articulated arm comprises a plurality of rigid members, which are hinged together, that each two rigid members are connected by at least one joint.
Der Mikroskop-Kopf (soweit vorhanden) ist an einem Gelenkarm angeordnet. Dieser Gelenkarm bildet z. B. zusammen mit dem Gehäuse ein Stativ des Operations-Mikroskops. Am zweiten Gelenkarm (der beim zweiten Aspekt das Optiksystem hat), wiederum vorteilhaft an dem vom Gehäuse abgewandten Ende des Gelenkarms, ist der Applikator-Kopf angeordnet. Die Länge des zweiten Gelenkarms ist dann so, dass der gesamte Arbeitsbereich des Mikroskop-Kopfes des Operations-Mikroskops, der am ersten Gelenkarm angeordnet ist, ausgenutzt werden kann. Die beiden Gelenkarme können also einander in allen Bewegungen folgen. In dieser The microscope head (if present) is arranged on an articulated arm. This articulated arm forms z. B. together with the housing, a tripod of the surgical microscope. At the second articulated arm (which in the second aspect has the optical system), again advantageously at the end remote from the housing of the articulated arm, the applicator head is arranged. The length of the second articulated arm is then such that the entire operating range of the microscope head of the surgical microscope, which is arranged on the first articulated arm, can be exploited. The two articulated arms can thus follow each other in all movements. In this
Ausgestaltung ist eine Schnittstelle zwischen Applikator-Kopf und Mikroskop-Kopf vorgesehen, mit welcher der Applikator-Kopf und der Mikroskop-Kopf mechanisch und optisch miteinander verbunden und wieder gelöst werden können. Die Schnittstelle zeichnet sich optional durch eine
erste Struktur am ersten Gelenkarm und/oder am Mikroskop-Kopf und eine zweite Struktur am zweiten Gelenkarm und/oder am Applikator-Kopf aus, die entweder nach dem Schlüssel- Schloss-Prinzip aufeinander abgestimmt sind oder über ein Zwischenstück miteinander verbunden werden können. Den Applikator-Kopf und den Mikroskop-Kopf mechanisch und optisch miteinander zu verbinden, heißt dabei, neben der mechanischen Verbindung und damit der Herstellung einer festen Beziehung von Applikator-Kopf und Mikroskop-Kopf zueinander, beide dabei auch in optischer Hinsicht miteinander zu verbinden, so dass ein Embodiment is provided an interface between the applicator head and microscope head, with which the applicator head and the microscope head can be mechanically and optically connected to each other and released again. The interface is optionally characterized by a first structure on the first articulated arm and / or on the microscope head and a second structure on the second articulated arm and / or on the applicator head, which are matched either by the key lock principle or can be connected to one another via an intermediate piece. To combine the applicator head and the microscope head mechanically and optically means, in addition to the mechanical connection and thus the establishment of a fixed relationship of the applicator head and the microscope head to each other, both thereby also to connect with each other optically, so that one
Abbildungsstrahlengang des Operations-Mikroskop durch den Applikator-Kopf hindurch verläuft. Dann besteht ein optischer Weg für die mit dem Operations-Mikroskop zu beobachtenden Strukturen des Auges durch den Applikator-Kopf hindurch. An imaging beam path of the surgical microscope passes through the applicator head. Then there is an optical path for the structures of the eye to be observed with the surgical microscope through the applicator head.
Der Strahlengang, insbesondere für die Kurzpuls-Laserstrahlung, durchläuft dann gemäß dem zweiten Aspekt den zweiten Gelenkarm. Er ist so ausgestaltet, dass er allen Bewegungen des zweiten Gelenkarms folgen kann und in jeder Position des zweiten Gelenkarms die Strahlung, z. B. zu ihrem Austrittsort am Applikator-Kopf in gleicher Qualität führen kann. The beam path, in particular for the short-pulse laser radiation, then passes through the second articulated arm according to the second aspect. It is designed so that it can follow all movements of the second articulated arm and in any position of the second articulated arm, the radiation, for. B. can lead to their exit point on the applicator head in the same quality.
Weiter sind der Applikator-Kopf und der Mikroskop-Kopf sowohl unabhängig voneinander als auch miteinander verbunden dreidimensional beweglich. Diese Beweglichkeit des Applikator- Kopfes und des Mikroskop-Kopfes ist auch gegeben, wenn der Applikator-Kopf und der Mikroskop-Kopf miteinander verbunden sind. Dies bedingt entsprechende zusätzliche Further, the applicator head and the microscope head are both three-dimensionally movable independently of each other and connected to each other. This mobility of the applicator head and the microscope head is also given when the applicator head and the microscope head are connected to each other. This requires appropriate additional
Freiheitsgrade im ersten und zweiten Gelenkarm. Durch die Beweglichkeit des Applikator- Kopfes allein, vor allem aber verbunden mit dem Mikroskop-Kopf, ist der Austrittsort oder Kurzpuls-Laserstrahlung ebenfalls im dreidimensionalen Raum beweglich - in einer bevorzugten Variante auch bezüglich seiner Strahlrichtung am Austrittsort So ist es Degrees of freedom in the first and second articulated arm. Due to the mobility of the applicator head alone, but above all connected to the microscope head, the exit location or short-pulse laser radiation is also movable in three-dimensional space - in a preferred variant also with respect to its beam direction at the exit location So
beispielsweise auch möglich, den Patienten in nicht liegender Position, oder aber zwar in liegender Position, jedoch mit angestellter Liegeposition zu behandeln. Das im Raum erreichbare Volumen ist durch Anschläge der Gelenke beschränkt. For example, it is also possible to treat the patient in a non-lying position, or indeed in a lying position, but with an employee lying position. The achievable volume in the room is limited by attacks of the joints.
Das System kann insbesondere für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie ausgebildet werden, mit dem nicht nur das Schneiden von Gewebe mittels plasmainduzierter Ablation und/oder Photodisruption möglich ist, sondern auch das Verkleben von Gewebe mittels Koagulation sowie eine Abtragung von Gewebe durch ablative Effekte der Kurzpuls-Laserstrahlung. The system can be designed in particular for the short-pulse laser eye surgery, with which not only the cutting of tissue by plasma-induced ablation and / or photodisruption is possible, but also the adhesion of tissue by coagulation and ablation of tissue by ablative effects of the short pulse laser radiation.
Lediglich die Eigenschaften der Kurzpuls-Laserstrahlung müssen entsprechend den Only the properties of the short-pulse laser radiation must be in accordance with
Anwendungszielen eingestellt werden. Application goals are set.
In einer bevorzugten Ausgestaltung umfasst das System weiter ein optisches Kohärenz- Tomographie (OCT)-Modul, das eine OCT-Lichtquelle, ein Interferometer und einen Detektor enthält. Das OCT-Modul kann dabei ebenfalls vom Gehäuse umschlossen sein. Besonders
bevorzugt ist es, das OCT-Modul so zu gestalten, dass es für eine Einkopplung einer von der OCT-Lichtquelle ausgesendeten Strahlung wahlweise in den Mikroskop-Kopf oder in den Applikator-Kopf eingerichtet ist. Dies kann beispielsweise mit Hilfe einer oder mehrerer optischer Schaltstellen erfolgen, die im Strahlengang der von der OCT-Lichtquelle In a preferred embodiment, the system further comprises an optical coherence tomography (OCT) module including an OCT light source, an interferometer and a detector. The OCT module can also be enclosed by the housing. Especially It is preferred to design the OCT module such that it is set up for coupling in a radiation emitted by the OCT light source selectively into the microscope head or into the applicator head. This can be done for example by means of one or more optical switching points, in the beam path of the OCT light source
ausgesendeten Strahlung wie auch dem vom Auge zurückkommenden Messlicht vorgesehen sind. emitted radiation as well as the returning from the eye measuring light are provided.
Die Einkopplung der Strahlung der OCT-Lichtquelle über den Applikator-Kopf hat den Vorteil, dass sie einfach und mechanisch stabil m it therapeutischer Kurzpuls-Laserstrahlung überlagert werden kann. So können beide Strahlengänge zueinander kalibriert werden . Diese Variante wird daher in der Praxis für die Planung und Kontrolle der Kurzpuls-Laserbehandlung verwendet. Die Einkopplung der Strahlung der OCT-Lichtquelle über den Mikroskop-Kopf ermöglicht es hingegen dem Chirurgen, tomographische Aufnahmen des Patientenauges während und/oder nach der manuellen Operationsphase zu tätigen. Beispielsweise können m it Hilfe dieser Technologie Intraokularlinsen präzise ausgerichtet oder freie Partikel im The coupling of the radiation of the OCT light source via the applicator head has the advantage that it can be superimposed easily and mechanically stable with therapeutic short-pulse laser radiation. So both beam paths can be calibrated to each other. This variant is therefore used in practice for the planning and control of the short-pulse laser treatment. The coupling of the radiation of the OCT light source via the microscope head, however, allows the surgeon to make tomographic images of the patient's eye during and / or after the manual operation phase. For example, with the help of this technology, intraocular lenses can be precisely aligned or free particles within
Kammerwasser identifiziert und entfernt werden. Zur Einkopplung technisch vorteilhaft ist es, bei eng benachbarten Wellenlängen von Kurzpulslaser und OCT-Beleuchtung einen Aqueous humor can be identified and removed. For coupling technically advantageous, it is at closely spaced wavelengths of short pulse laser and OCT lighting a
Ringspiegel zum Zusammenführen der Kurzpuls-Laserstrahlung und der von der OCT- Lichtquelle ausgesendeten Strahlung in das System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie einzubinden . Die Kurzpuls-Laserstrahlung wird z. B. am Ringspiegel reflektiert, während die von der OCT-Lichtquelle des OCT-Modules ausgesendete Strahlung durch ein Loch im Ringspiegel in Richtung des Auges hindurch propagiert und der OCT-Detektor die reflektierte Strahlung der OCT-Lichtquelle vom Auge durch das Loch im Ringspiegel detektiert. Der Ringspiegel kann beweglich sein. Bevorzugt ist eine 90°-Stellung der Einkopplung der von der OCT-Lichtquelle ausgesendeten Strahlung in den Strahlengang der Kurzpuls-Laserstrahlung , wobei derRing mirror for merging the short-pulse laser radiation and emitted by the OCT light source radiation into the system for the short-pulse laser eye surgery. The short-pulse laser radiation is z. B. reflected at the annular mirror, while the radiation emitted by the OCT light source of the OCT module propagates through a hole in the ring mirror in the direction of the eye and the OCT detector detects the reflected radiation of the OCT light source from the eye through the hole in the ring mirror , The ring mirror can be movable. Preferably, a 90 ° position of the coupling of the radiation emitted by the OCT light source radiation in the beam path of the short-pulse laser radiation, wherein the
Ringspiegel dabei in einer 45°-Stellung angeordnet ist. Wenn die Wellenlängen der Kurzpuls- Laserstrahlung und der OCT-Lichtquelle spektral oder bezüglich der Polarisation getrennt werden können, dann können der Laser und der OCT Strahlengang auch über dichroitische- und/oder Polarisationsteiler bzw. -Kombinierer zusammengeführt werden. Ring mirror is arranged in a 45 ° position. If the wavelengths of the short-pulse laser radiation and the OCT light source can be separated spectrally or with respect to the polarization, then the laser and the OCT beam path can also be combined via dichroic and / or polarization splitters or combiners.
In einem bevorzugten System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie weisen sowohl der erste Gelenkarm und/oder der zweite Gelenkarm m indestens drei Gelenke auf. Bei drei Gelenken müssen m indestens zwei Gelenke, idealerweise alle drei Gelenke, die Funktion eines In a preferred system for short-pulse laser eye surgery, both the first articulated arm and / or the second articulated arm have at least three joints. In the case of three joints, at least two joints, ideally all three joints, have the function of one joint
Kugelgelenks erfüllen, d. h. nicht nur eine Rotationsmöglichkeit um eine einzige Achse bieten. Ein solches Gelenk m uss es vielmehr ermöglichen, dass ein starres Glied zu dem Ball joints meet d. H. not just a rotation possibility to offer a single axis. Rather, such a hinge must allow a rigid member to be connected to the
benachbarten Glied , die beide gelenkig verbunden sind, einen beliebigen Winkel im Raum beschreiben kann, wobei der Aktionsradius ggf. durch andere bauliche Hindernisse auf einen Teilbereich des Raumes eingeschränkt sein kann, jedoch nicht auf eine Bewegung innerhalb
einer Ebene. In einer speziellen Ausführung kann eines der drei Gelenke nur eine einzige Rotationsachse aufweisen. Bevorzugt erfüllen jedoch bei nur drei Gelenken alle drei Gelenke die Funktion eines Kugelgelenks. Auf diese Art und Weise ist die optimale Beweglichkeit des ersten und des zweiten Gelenkarms, die beide am Gehäuse oder an einer Verlängerung des Gehäuses angebracht sind, sowohl im miteinander verbundenen Zustand als auch unabhängig voneinander im dreidimensionalen Raum gesichert. Werden hingegen Gelenke genutzt, die jeweils nur eine Rotationsmöglichkeit um eine Achse bieten, so ist eine vergleichbare adjacent member, which are both hinged, can describe any angle in the room, the radius of action may possibly be limited by other structural obstacles to a portion of the room, but not on a movement within one level. In a specific embodiment, one of the three joints may have only a single axis of rotation. However, preferably only three joints all three joints perform the function of a ball joint. In this way, the optimum mobility of the first and second link arms, both attached to the housing or to an extension of the housing, is secured both in the interconnected state and independently in three-dimensional space. If, on the other hand, joints are used which only offer one possibility for rotation about one axis, then a comparable one is possible
Beweglichkeit m it m indestens fünf Gelenken pro Gelenkarm erreicht, die unterschiedliche Rotationsachsen aufweisen . Davon sollten drei Gelenke die Rotation um senkrechte Achsen und zwei Gelenke die Rotation um horizontale Achsen ermöglichen, d. h. Kippachsen darstellen , die zu einem Verkippen des nach dem Gelenk folgenden starren Glieds führen. Bevorzugt ist in dieser Variante - also bei Einsatz von Gelenken mit jeweils einer Mobility achieved with at least five joints per articulated arm, which have different axes of rotation. Of these, three joints should allow rotation about vertical axes, and two joints should allow rotation about horizontal axes; H. Represent tilting axes that lead to a tilting of the following after the joint rigid member. Is preferred in this variant - ie when using joints with one each
Rotationsmöglichkeit um eine Achse - ein Gelenkarm , der sechs Gelenke m it jeweils einer Rotationsachse pro Gelenk aufweist. In diesem Fall sollten drei Gelenke die Rotation um senkrechte Achsen und weitere drei Gelenke die Rotation um horizontale Achsen ermöglichen. Hier ist das Verkippen des nach dem Gelenk folgenden starren Gliedes bzw. eines Endstücks wie des Applikator-Kopfes oder des Mikroskop-Kopfes möglich. Grundsätzlich verwirklichen die Gelenke eines jeden Gelenkarms mind. sechs Freiheitsgrade, die durch je drei vertikale und drei horizontale Rotationsachsen gegeben werden , wobei sich senkrechte und horizontale Rotationsachsen entlang eines Gelenkarms abwechseln können . Insbesondere bietet ein Paar aus einem Gelenk m it vertikaler Rotationsachse und einem Gelenk mit horizontaler Possibility of rotation around an axis - an articulated arm which has six joints with one axis of rotation per joint. In this case, three joints should allow for rotation about vertical axes and another three joints for rotation about horizontal axes. Here, the tilting of the following after the joint rigid member or an end piece such as the applicator head or the microscope head is possible. Basically, the joints of each articulated arm realize at least six degrees of freedom, which are given by three vertical and three horizontal axes of rotation, with vertical and horizontal axes of rotation along an articulated arm can alternate. In particular, a pair provides a joint with a vertical axis of rotation and a joint with a horizontal axis
Rotationsachse, die in nächster Nähe zueinander angeordnet sind, dieselbe Funktion wie ein Kugelgelenk. Unter den Kurzpuls-Laserquellen sind in der Augenchirurgie die Femtosekunden-(fs)-Rotation axis, which are arranged in close proximity to each other, the same function as a ball joint. Among the short-pulse laser sources in ophthalmic surgery are the femtosecond (fs)
Laserquellen die m it Abstand am häufigsten eingesetzten Laserquellen. Sie haben sich als besonders geeignet und gut beherrschbar für diese Anwendungen erwiesen. Deshalb ist es von Vorteil, wenn das System zur Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie ausgebildet ist und eine Laser sources are by far the most frequently used laser sources. They have proven to be particularly suitable and easy to control for these applications. Therefore, it is advantageous if the system is designed for short-pulse laser eye surgery and a
Femtosekunden-Laserquelle aufweist. Femtosecond laser source has.
Optional enthält das System zusätzlich zu einem OCT auch einen konfokalen Detektor. Durch Aufnahme eines A-Scans - also eines eindimensionalen Tiefenprofils entlang der optischen Achse - und/oder eines B-Scans - eines zweidimensionalen Scans entlang der optischen Achse und senkrecht dazu - zweier Strukturen eines Auges mittels des OCT sowie eines Intensitätsprofils mittels dem konfokalen Detektor beim Durchfahren einer z-Fokuslage kann ein Offset und ein Skalierungsfaktor zwischen den OCT-Signalen und dem Intensitätsprofil ermittelt werden. Dies erlaubt es in Folge, die Fokusposition von Therapie-Strahlung, z. B. der Kurzpuls-
Laserstrahlung, unter Verwendung von OCT-Signalen, insbesondere von OCT-Bildern, besonders präzise zu steuern. Optionally, the system also includes a confocal detector in addition to an OCT. By recording an A-scan - ie a one-dimensional depth profile along the optical axis - and / or a B-scan - a two-dimensional scan along the optical axis and perpendicular thereto - two structures of an eye using the OCT and an intensity profile using the confocal detector Going through a z-focus position, an offset and a scaling factor between the OCT signals and the intensity profile can be determined. This allows in succession, the focus position of therapy radiation, z. B. the short-pulse Laser radiation, using OCT signals, in particular of OCT images, to control very precisely.
Optional beträgt die Kohärenzlänge bzw. Messlänge der OCT-Lichtquelle in Luft mehr als 45 mm, besonders bevorzugt mehr als 60 mm. Dadurch wird der gesamte Vorderkammerabschnitt eines Auges innerhalb eines A-Scans erfasst, ohne dass die optische Weglänge des Optionally, the coherence length or measuring length of the OCT light source in air is more than 45 mm, particularly preferably more than 60 mm. Thereby, the entire anterior chamber portion of an eye is detected within an A-scan, without the optical path length of the
Referenzstrahlenganges angepasst werden muss, selbst dann, wenn sich durch eine laterale Objektivbewegung der optische Weg zum Auge ändert. Das verschiebbare Bildfeld des Systems ist, insbesondere bei einen Kurzpuls-Lasersystem für die Augenchirurgie, im Durchmesser bevorzugt größer als 1 ,0 mm aber kleiner als 6,0 mm , besonders bevorzugt größer als 1 ,5 mm aber kleiner als 3,0 mm. Das Bildfeld befindet sich dabei in einer Bildfeldebene, in der es durch eine Bewegung des Objektivs in x- und/oder y- Richtung bewegt werden kann. Die Bildfeldebene selbst kann gemäß dem ersten Aspekt entlang der optischen Achse durch eine Scanbewegung in z-Richtung verschoben werden. Der Querschnitt des beweglichen Objektivs richtet sich insbesondere nach dem Scanbereich des x/y-Scansystems. Somit lässt sich der Fokus der Strahlung an jedem Ort des dreidimensionalen Scanvolumens durch Überlagerungen der Strahlablenkungen vom beweglichen Objektiv und von den Spiegel-Scannern gezielt ablegen. Reference beam path must be adjusted, even if the optical path to the eye changes by a lateral lens movement. The displaceable image field of the system, in particular in the case of a short-pulse laser system for ophthalmic surgery, is preferably greater than 1.0 mm but less than 6.0 mm in diameter, more preferably greater than 1.5 mm but less than 3.0 mm. The image field is located in an image field plane in which it can be moved by a movement of the lens in the x and / or y direction. According to the first aspect, the image field plane itself can be displaced along the optical axis by a scanning movement in the z direction. The cross-section of the movable objective depends in particular on the scanning range of the x / y scanning system. Thus, the focus of the radiation at each location of the three-dimensional scan volume can be selectively deposited by superimposing the beam deflections of the movable lens and the mirror scanners.
Die Optik, die im Strahlengang bis zum Gelenkarm angeordnet ist, sowie die die Divergenz der Strahlung variierende Module sind vorzugsweise auf einer Optikbank befestigt. Die Optikbank selbst ist optional mit drei Punkten auf, an oder innerhalb eines Gehäuses befestigt, an dem vorzugsweise auch der Gelenkarm angeordnet ist. Alle Deformationen der Befestigungsfläche im Gehäuse haben damit keinen Einfluss auf den Justierzustand der Optik auf der Optikbank, aber auf die Position der Optikbank zum Eintritt in den Gelenkarm mit seinem The optics, which is arranged in the beam path to the articulated arm, as well as the divergence of the radiation varying modules are preferably mounted on an optical bench. The optical bench itself is optional with three points on, attached to or within a housing, on which preferably also the articulated arm is arranged. All deformations of the mounting surface in the housing thus have no effect on the adjustment state of the optics on the optical bench, but on the position of the optical bench for entry into the articulated arm with his
Strahlführungsmittel. Änderungen dieser Position können mit einer Strahlstabilisierung ausgeglichen werden. Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Beam guidance means. Changes in this position can be compensated with a beam stabilization. It is understood that the features mentioned above and those yet to be explained not only in the specified combinations, but also in others
Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen. Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, noch näher erläutert. Es zeigen: Combinations or alone can be used without departing from the scope of the present invention. The invention will be explained in more detail for example with reference to the accompanying drawings, which also disclose characteristics essential to the invention. Show it:
Fig. 1 ein erstes System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie;
Fig. 2 ein zweites System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie; 1 shows a first system for the short-pulse laser eye surgery; FIG. 2 shows a second system for short-pulse laser eye surgery; FIG.
Fig. 3 eine Vorrichtung für einen unabhängigen Gewichtsausgleich eines Gelenkarms; 3 shows a device for independent weight compensation of an articulated arm;
Fig. 4 ein Kurzpuls-Lasersystem für die Augenchirurgie (Strahlerzeugung und Optik) ; 4 shows a short-pulse laser system for eye surgery (beam generation and optics);
Fig. 5 einen Aufbau für das Zusammenführen von Kurzpuls-Laserstrahlung aus der Kurzpuls- Laserquelle und OCT-Strahlung aus der OCT-Lichtquelle; 5 shows a structure for combining short-pulse laser radiation from the short-pulse laser source and OCT radiation from the OCT light source;
Fig. 6 zwei Darstellungen zur Erläuterung, wie sich die Bewegung des Fokus der Kurzpuls- Laserstrahlung bei lateral scannendem Objektiv eines Kurzpuls-Lasersystems auswirkt; 6 shows two illustrations for explaining how the movement of the focus of the short-pulse laser radiation has an effect on the laterally scanning objective of a short-pulse laser system;
Fig. 7 eine Schemadarstellung durch ein Strahlteilerprisma, das im Strahlengang des ersten oder zweiten Systems zur Anwendung kommt; 7 shows a schematic representation through a beam splitter prism used in the beam path of the first or second system;
Fig. 8 zwei Darstellungen für die Ausführungen eines Hauptobjektivs des ersten oder zweiten Systems; 8 shows two illustrations for the embodiments of a main objective of the first or second system;
Fig. 9 zwei Darstellungen zur Verdeutlichung der z-Scantechnik, die im ersten oder zweiten 9 shows two representations for clarification of the z scanning technique, in the first or second
System zur Anwendung kommt; System comes into use;
Fig. 10 und 1 1 Schemazeichnungen eines divergenzvariierenden optischen Elements zur z-10 and 11 schematic diagrams of a divergence-varying optical element for z
Lagenverstellung des Fokus des ersten oder zweiten Systems; Position adjustment of the focus of the first or second system;
Fig. 12 eine Schemadarstellung betreffend eine zweistufige z-Fokusverstellung im ersten oder zweiten System ; FIG. 12 shows a schematic view relating to a two-stage z-focus adjustment in the first or second system; FIG.
Fig. 13 einen optischen Strahlengang, in dem Strahlung längs eines Gelenkarmes im ersten oder zweiten System übertragen wird; 13 shows an optical beam path in which radiation is transmitted along an articulated arm in the first or second system;
Fig. 14 und 15 Schemadarstellungen der Einkopplung der Strahlung auf das Auge Figs. 14 and 15 are schematic diagrams of the coupling of the radiation to the eye
betreffend eine spektralselektive Beleuchtung/Detektion zur Lageregistrierung eines concerning spectral selective illumination / detection for position registration of a
Auges, eye,
Fig. 16 eine Schemadarstellung einer Optik eines Gerätes zur lasergestützten Augenchirurgie, wobei der Strahlengang von einem z-Scanner bis zum Auge schematisch dargestellt ist, Fig. 17 einen z-Scanner des Gerätes der Figur 1 , 16 shows a schematic view of an optical system of a device for laser-assisted eye surgery, wherein the beam path from a z-scanner to the eye is shown schematically, FIG. 17 shows a z-scanner of the device of FIG.
Fig. 18 Details der Verstellung der Fokuslage in einer Augencornea mit dem Gerät der Figur 1 und Fig. 18 details the adjustment of the focus position in a Augencornea with the device of Figure 1 and
Fig. 19 verschiedene Abhängigkeiten der sphärischen Aberration von der Tiefenlage des 19 different dependencies of the spherical aberration on the depth of the
Fokus. Focus.
Die Erfindung wird nachfolgend mit Bezug auf die Augenchirurgie beschrieben, was lediglich exemplarisch für verschiedene Aufgaben der Augenbeobachtung oder -therapie stehen soll, für welche die verschiedenen Aspekte der Erfindung einsetzbar sind. The invention will be described below with reference to eye surgery, which is merely exemplary of various ocular vision or therapy tasks for which the various aspects of the invention are applicable.
In den folgenden Ausführungsformen wird eine Kurzpuls-Laserstrahlquelle mit Femtosekunden- Laser bzw. fs-Laser als Kurzpuls-Laser eingesetzt, die die am häufigsten im Bereich der Augenchirurgie mittels Laser genutzten Kurzpuls-Laser sind - und damit auch die am besten untersuchten. Dennoch sind alle hier beschriebenen Systeme auch mit anderen Kurzpuls-
Lasern umsetzbar. fs-Laser stehen also, sofern nicht explizit auf die Pulslänge als In the following embodiments, a short-pulse laser beam source with femtosecond laser or fs laser is used as the short-pulse laser, which are the most commonly used in the field of eye surgery laser short pulse laser - and thus the best studied. Nevertheless, all systems described here are also compatible with other short-pulse Lasers feasible. fs lasers are thus, unless explicitly on the pulse length as
differenzierendes Merkmal eingegangen wird, als Synonym für Kurz-Pulslaser. distinguishing feature, as a synonym for short-pulse laser.
Soweit im Folgenden von OCT, der Optischen Kohärenztomographie, gesprochen wird, steht OCT als Synonym für alle Verfahren, die unter Ausnutzung der optischen Kurzkohärenz Entfernungen im Auge messen oder Bilder vom Auge oder dessen Komponenten erfassen können, wie Time-Domain-Optische Kohärenztomographie (TD-OCT) , Spektrometer-basierte Spectral-Domain-OCT (SD-OCT) oder Wellenlängen-Durchstimm ungs-basierte Swept-Source- OCT (SS-OCT) . To the extent OCT, Optical Coherence Tomography, is used below, OCT is synonymous with any method that can measure distances in the eye, or capture images from the eye or its components, using time-domain Optical Coherence Tomography (TD -OCT), Spectrometer-based Spectral Domain OCT (SD-OCT), or Wavelength Tuning-based Swept Source OCT (SS-OCT).
Das vorliegend beschriebene System , an dem die verschiedenen Aspekte der Erfindung rein exemplarisch in Kombination realisiert sind , dient zur lasergestützten Katarakt-Operation. The system described here, in which the various aspects of the invention are realized purely by way of example in combination, serves for the laser-assisted cataract operation.
Mittels der Kurzpuls-Laserstrahlquelle werden Schnitte ausgeführt, beispielsweise ein By means of the short pulse laser beam source cuts are carried out, for example a
Zugangsschnitt zur Vorderkammer des Auges durch die Kornea, ein Kapsulotom ie-Schnitt, Schnitte zum Zerkleinern des Linsenkerns des Auges oder Schnitte an der Vorderseite der Hornhaut zum Korrigieren von Sehfehlern. Accession to the anterior chamber of the eye through the cornea, a capsulotomy ie-incision, incisions to comminute the lens nucleus of the eye or incisions on the front of the cornea to correct vision defects.
Um die Integration der verschiedenen dabei verwendeten Komponenten bzgl. eines für den Bediener, also bevorzugt einen Arzt, insbesondere einen Augenchirurg, optim ierten With regard to the integration of the various components used with respect to one for the operator, ie preferably a doctor, in particular an eye surgeon, optimized
Arbeitsablauf und einer optimierten Arbeitsumgebung zu verbessern, sind in Fig. 1 und Fig. 2 ein erstes und ein zweites System 100 für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie gezeigt, die jeweils ein fs-Lasersystem als Kurzpuls-Lasersystem 200 m it einer Kurzpuls-Laserquelle 210, hier also eine fs-Laserquelle, einen Strahlengang und einen Applikator-Kopf 220 zur Leitung der fs-Laserstrahlung auf das zu operierende Auge 900 enthalten. 1 and 2, a first and a second system 100 for the short-pulse laser eye surgery are shown, each comprising a fs laser system as a short-pulse laser system 200 m with a short-pulse laser source 210, in this case an fs laser source, a beam path and an applicator head 220 for guiding the fs laser radiation to the eye 900 to be operated.
Der Aufbau des ersten und des zweiten Systems 100 für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie umfasst auch ein Operations-Mikroskop mit einem Operations-Mikroskop-Kopf 320. Dabei ist die gesamte das Operations-Mikroskop und seine Optik im Mikroskop-Kopf 320 angeordnet. Das erste System 100 für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie der Fig. 1 umfasst weiter einThe structure of the first and second systems 100 for the short-pulse laser eye surgery also includes an operation microscope with an operating microscope head 320. In this case, the entire the surgical microscope and its optics in the microscope head 320 is arranged. The first system 100 for the short pulse laser eye surgery of Fig. 1 further comprises
OCT-Modul 400, das eine OCT-Lichtquelle 405, ein Interferometer und einen Detektor enthält. Auch das zweite System der Fig. 2 kann prinzipiell ein solches OCT-Modul enthalten. Für das Zusammenwirkung der in der Fig. 1 und Fig. 2 gezeigten Systemkomponenten ist die OCT module 400, which includes an OCT light source 405, an interferometer, and a detector. The second system of FIG. 2 may in principle also contain such an OCT module. For the interaction of the system components shown in FIG. 1 and FIG
Anwesenheit eines OCT-Moduls jedoch nicht zwingend erforderlich. Presence of an OCT module but not mandatory.
Das erste wie auch das zweite System 100 werden von einem Steuergerät, also einer The first as well as the second system 100 are from a controller, so one
Steuereinheit 500, die entweder wie hier zentral angeordnet ist oder in mehreren Untereinheiten über das System verteilt ist, gesteuert. Hierzu können Komm unikationspfade zwischen der
Steuereinheit und einzelnen Komponenten des Systems bzw. auch zwischen Untereinheiten der Steuereinheit genutzt werden. Die Systeme 100 der Fig. 1 und Fig . 2 enthalten weiter ein Gehäuse 1 10, das auch als Konsole bezeichnet werden kann. Dieses Gehäuse 1 10 umschließt die fs-Laserquelle 210 und das Steuergerät als zentrale Steuereinheit 500, im Falle des ersten Systems der Fig. 1 umschließt das Gehäuse 1 1 0 zudem das OCT-Modul 400. Control unit 500, which is either centrally located as here or distributed in several subunits over the system controlled. For this purpose, communication paths between the Control unit and individual components of the system or between subunits of the control unit can be used. The systems 100 of FIG. 1 and FIG. 2 further include a housing 1 10, which may also be referred to as a console. This housing 1 10 encloses the fs laser source 210 and the control unit as a central control unit 500, in the case of the first system of FIG. 1, the housing 1 1 0 also surrounds the OCT module 400.
Der Mikroskop-Kopf 320 ist an einem ersten Gelenkarm 120 und der Applikator-Kopf 220 an einem zweiten, separaten Gelenkarm 130 befestigt, durch den dem Applikator-Kopf 220 das Licht der fs-Laserquelle 210 zugeführt wird. Hierfür verläuft ein Strahlengang durch den zweiten Gelenkarm 130. Erster Gelenkarm 120 und zweiter Gelenkarm 130 sind am Gehäuse 1 10 bzw. einer Verlängerung des Gehäuses 1 10 angebracht. The microscope head 320 is attached to a first articulated arm 120 and the applicator head 220 to a second, separate articulated arm 130, through which the applicator head 220, the light of the fs laser source 210 is supplied. For this purpose, a beam path passes through the second articulated arm 130. The first articulated arm 120 and the second articulated arm 130 are attached to the housing 110 and an extension of the housing 110, respectively.
Zwei Teile einer Schnittstelle 150 sind am Applikator-Kopf 220 und Mikroskop-Kopf 320 vorgesehen, durch die der Applikator-Kopf 220 und der Mikroskop-Kopf 320 mechanisch und optisch m iteinander verbunden werden können. Zum Lösen oder Zusammenfügen vonTwo parts of an interface 150 are provided on the applicator head 220 and microscope head 320, through which the applicator head 220 and the microscope head 320 can be mechanically and optically connected to one another. For loosening or joining of
Mikroskop-Kopf 320 und Applikator-Kopf 220 weist die Schnittstelle 1 50 einen vom Arzt oder automatisch zu schaltenden Mechanismus auf. Microscope head 320 and applicator head 220, the interface 1 50 on a doctor or automatically switching mechanism.
Der zweite Gelenkarm 130 hat die gleichen Bewegungs-Freiheitsgrade wie der erste The second articulated arm 130 has the same degrees of freedom of movement as the first one
Gelenkarm 120, der z. B. gleichzeitig das Stativ des Operations-Mikroskops 300 bildet. Durch eine entsprechende Anzahl, Anordnung und Ausgestaltung von Gelenken 140 der Gelenkarme 120 und 130 werden die erforderlichen Freiheitsgrade erzeugt, durch die der Applikator-Kopf 220 und der Mikroskop-Kopf 320 sowohl unabhängig voneinander als auch miteinander verbunden dreidimensional in einem Volumen beweglich sind. Im Falle des ersten Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 der Fig. 1 wird dies exemplarisch durch drei Gelenke 140 mit Kugelgelenksfunktion erreicht. Im zweiten System 100 der Fig. 2 sind äquivalente Freiheitsgrade wie die mit drei Gelenken 140 m it Kugelgelenksfunktion exemplarisch durch drei Gelenke für die Rotation um senkrechte Achsen 140-O1 , 140-02, 140-05 und 140-L1 , 140-L2, 140-L5 sowie einen Paralleltragarm 145, der ein starres Glied des ersten bzw. des zweiten Gelenkarms 120, 130 darstellt, mit horizontalen Drehgelenken 140-03, 140-04 und 140-L3, 140-L4 für die Auf- und Ab-Bewegung, also eine Kippbewegung, vorgesehen. Articulated arm 120, the z. B. simultaneously forms the tripod of the surgical microscope 300. By a corresponding number, arrangement and configuration of joints 140 of the articulated arms 120 and 130, the required degrees of freedom are generated by which the applicator head 220 and the microscope head 320 both independently and interconnected are three-dimensionally movable in a volume. In the case of the first system for the short-pulse laser eye surgery 100 of FIG. 1, this is achieved by way of example by means of three joints 140 with ball joint function. In the second system 100 of FIG. 2, equivalent degrees of freedom as those with three hinges 140 m with ball joint function are exemplified by three hinges for rotation about vertical axes 140-O1, 140-02, 140-05 and 140-L1, 140-L2, 140-L5 and a Paralleltragarm 145, which is a rigid member of the first and second articulated arm 120, 130, with horizontal hinges 140-03, 140-04 and 140-L3, 140-L4 for the up and down movement , So a tilting movement, provided.
Die Längen der starren Glieder des zweiten Gelenkarmes 130 sind so ausgelegt, dass der gesamte Arbeitsbereich des Operations-Mikroskop-Kopfes 320 im Halbkreis von 180° vor dem Gerät, also vor dem System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100, ausgenutzt werden kann.
Der Applikator-Kopf 220 dient dazu, Kurzpuls-Laserstrahlung in das Auge einzustrahlen. Er gibt also Kurzpuls-Laserstrahlung ab. Sie wird durch den Gelenkarm 130 vom Gehäuse 1 10, in dem die fs-Laserquelle 210 sitzt, zugeführt. Prinzipiell könnte man daran denken, die Kurzpuls- Laserstrahlung in einer Lichtleitfaser zu führen, die durch den Gelenkarm 130 läuft. The lengths of the rigid members of the second articulated arm 130 are designed so that the entire working range of the surgical microscope head 320 in a semicircle of 180 ° in front of the device, so before the system for the short-pulse laser eye surgery 100, can be exploited. The applicator head 220 serves to irradiate short pulse laser radiation into the eye. So he gives off short-pulse laser radiation. It is supplied by the articulated arm 130 from the housing 1 10, in which the fs laser source 210 sits. In principle, one could think of guiding the short-pulse laser radiation in an optical fiber passing through the articulated arm 130.
Lichtleitfasern sind jedoch bei Kurzpuls-Laserstrahlung, die zur Materialbearbeitung eingesetzt werden, also auch im vorliegenden Beispiel der Katarakt-Chirurgie im Hinblick auf die hohe Strahlintensität in den kurzen Pulsen nachteilig. Es ist deshalb bevorzugt, die Strahlung im Gelenkarm 130 m it einer Freistrahloptik zu führen. Der freie Durchmesser der Optik ist so dimensioniert, dass sich bei Ausnutzung des Stellbereiches keine Vignettierung des However, optical fibers are disadvantageous in the case of short pulse laser radiation used for material processing, that is to say also in the present example of cataract surgery in view of the high beam intensity in the short pulses. It is therefore preferred to guide the radiation in the articulated arm 130 with a free-beam optic. The free diameter of the optics is dimensioned so that no vignetting of the
Laserstrahls ergibt. Die Anforderungen an Steifigkeit der Lager und der Teile des zweiten Gelenkarms 130 sind durch eine automatische Strahlnachführung reduziert. Der zweite Gelenkarm 130 bietet weiter Möglichkeiten zur Durchführung von elektrischen Kabeln, einer OCT-Lichtleitfaser 41 0 sowie den Vakuumschläuchen für das Ansaugen einer Patienten- Schnittstelle 600 an das Auge 900 des Patienten als auch für das Ansaugen der Patienten- Schnittstelle an den Applikator-Kopf 220. Am Übergang der Gelenke 140-L2/140-L3 sowie 140- L4/140-L5 werden alle Kabel außerhalb der Gelenke 140 geführt, um zu hohe Beanspruchung der Kabel gegen Torsion zu vermeiden. Am Gelenk 140-L1 werden die Kabel konzentrisch zur Optik durch das Gelenk 140 geführt. Je nach Ausführungsvariante ist auf dem Gehäuse 1 10 ein Parkarm 190 m it einer Ablagefläche für den Applikator-Kopf 220 vorgesehen und/oder eine auf die Geometrie des Applikator-Kopfes 220 abgestimmte Ablagestruktur 190 angebracht. Laser beam results. The rigidity requirements of the bearings and the parts of the second articulated arm 130 are reduced by automatic beam tracking. The second articulated arm 130 further provides options for passing electrical cables, OCT optical fiber 41, and the vacuum tubing for aspirating a patient interface 600 to the patient's eye 900, as well as for aspirating the patient interface to the applicator head 220. At the junction of hinges 140-L2 / 140-L3 and 140-L4 / 140-L5, all cables are routed outside hinges 140 to avoid overstressing the cables against torsion. At the joint 140-L1, the cables are guided concentrically to the optics by the joint 140. Depending on the embodiment variant, a parking arm 190 is provided on the housing 110 with a depositing surface for the applicator head 220 and / or a filing structure 190 adapted to the geometry of the applicator head 220 is attached.
Vorteilhaft sind, wie Fig. 3 zeigt, an einem oder an beiden Gelenkarmen 120, 130 Are advantageous, as shown in FIG. 3, on one or both articulated arms 120, 130th
Federelemente vorgesehen , die so aufeinander abgestimmt sind, dass sich der jeweilige zugeordnete Applikator-Kopf 220 oder Mikroskop-Kopf 320 innerhalb eines vorgegebenen Raumbereiches um das Gehäuse 1 10 und das Operationsfeld ohne externe Kräfte jeweils selbst im Raum hält. Der Applikator-Kopf 220 wiegt ungefähr 5 kg und kann vom Operations- Mikroskop 300 bzw. Mikroskop-Kopf 320 nicht getragen werden. Der Federausgleich des ersten Gelenkarms 120, an dem der Mikroskop-Kopf 320 angeordnet ist, ist mit Einblick, Okularen und ggf. Monitor bis auf 1 kg ausgelegt. Der zweite Gelenkarm 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, enthält deshalb eine Vorrichtung zum unabhängigen Gewichtsausgleich , wie sie in der Fig . 5 dargestellt ist. Der Gewichtsausgleich für alle auszugleichenden Massen erfolgt dabei bezüglich des Gelenks 140-L3 (140-A in der Fig . 3) . Der Teil des zweiten Gelenkarms 130 zwischen den Gelenken 140-L3 und 140-L4 wird als Paralleltragarm 145 ausgeführt. Der Paralleltragarm 145 besteht im Wesentlichen aus vier Gelenken 140-A, 140-B, 140-C, 140-D und vier starren Gliedern : dem
ersten Drehkopf 141 -1 , dem zweiten Drehkopf 141 -2, dem Federarm 145-1 und der Strebe 145- 2. Der Gewichtsausgleich wird realisiert mit einer Druckfeder 147 im unteren Federarm 145-1 . Die Druckfeder 147 zieht an einem Zahnriemen 148, der über zwei Zahnriemenräder 149-1 und 149-2 umgelenkt wird in die Strebe 145-2. Dort ist der Zahnriemen 148 an einer Befestigung 146-2 eingehängt. Die Druckfeder 147 erzeugt ein Moment um den das Gelenk 140-A, das dem durch das Gewicht G erzeugte Moment um Punkt A entgegengerichtet ist und dieses kompensiert. Der Hebelarm des Kompensationsmomentes wird erzeugt durch den senkrechten Abstand des Zahnriemens 148 zum Gelenk 140-A. Dieser Hebelarm ist abhängig von der Winkelstellung des Federarmes 145-1 . Die Federkonstante der Druckfeder 147 ist so dimensioniert, dass die stellungsabhängige Änderung beider Momente ausgeglichen wird.Provided spring elements which are coordinated so that the respective associated applicator head 220 or microscope head 320 within a predetermined space around the housing 1 10 and the surgical field without external forces each holds itself in the room. The applicator head 220 weighs about 5 kg and can not be worn by the surgical microscope 300 or microscope head 320. The spring balance of the first articulated arm 120, on which the microscope head 320 is arranged, is designed with a view, eyepieces and optionally monitor up to 1 kg. The second articulated arm 130, on which the applicator head 220 is arranged, therefore contains an apparatus for independent weight compensation, as shown in FIG. 5 is shown. The weight compensation for all masses to be compensated takes place with respect to the joint 140-L3 (140-A in FIG. 3). The part of the second articulated arm 130 between the joints 140-L3 and 140-L4 is designed as a parallel support arm 145. The Paralleltragarm 145 consists essentially of four joints 140-A, 140-B, 140-C, 140-D and four rigid members: the The first rotary head 141 -1, the second rotary head 141 -2, the spring arm 145-1 and the strut 145-2. The weight compensation is realized with a compression spring 147 in the lower spring arm 145-1. The compression spring 147 pulls on a toothed belt 148, which is deflected via two toothed belt wheels 149-1 and 149-2 in the strut 145-2. There, the toothed belt 148 is mounted on a fastening 146-2. The compression spring 147 generates a moment about the hinge 140-A, which is opposite to the torque generated by the weight G point A and compensates for this. The lever arm of the compensation torque is generated by the vertical distance of the toothed belt 148 to the joint 140-A. This lever arm is dependent on the angular position of the spring arm 145-1. The spring constant of the compression spring 147 is dimensioned so that the position-dependent change of both moments is compensated.
Dadurch wird erreicht, dass im gesamten Schwenkbereich die Gewichtskompensation innerhalb eines vorgegebenen Toleranzbereiches liegt. Die ausgeglichene Gewichtskraft G ist unabhängig von der Schwenkstellung des Gelenkarms 130 für den Applikator- Kopf 220. Zwar ändert sich durch das Schwenken des Applikators-Kopfes 220 der Abstand des Schwerpunktes zum Drehpunkt 140-A, aber das hat keinen Einfluss auf die Gewichtskompensation. Das sich dadurch ändernde Moment wird abgestützt durch die Strebe 145-2, die in den Drehpunkten 140-C und 140-D aufgehängt ist. This ensures that the weight compensation is within a predetermined tolerance range in the entire swing range. The balanced weight force G is independent of the pivotal position of the articulating arm 130 for the applicator head 220. While pivoting the applicator head 220 changes the distance of the center of gravity from the pivot point 140-A, this does not affect the weight compensation. The moment changing thereby is supported by the strut 145-2 suspended in the pivots 140-C and 140-D.
In einer Ausführungsvariante sind eine Video-Aufnahmeeinheit und eine Beleuchtungseinheit vorgesehen. Diesen können über den Applikator-Kopf 220 in den Strahlengang zum bzw. vom Auge 900 eingekoppelt werden, wie nachfolgend anhand der Fig. 4 und 7 erläutert werden wird. In one embodiment variant, a video recording unit and a lighting unit are provided. These can be coupled via the applicator head 220 into the beam path to or from the eye 900, as will be explained below with reference to FIGS. 4 and 7.
In einer speziellen Ausführungsvariante verläuft im zweiten Gelenkarm 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, eine photonische Kristallfaser mit hohlem Kern durch, welche die Kurzpuls-Laserstrahlung (innerhalb des Hohlkerns und m ittels periodischer photonischer Strukturen analog zu einem Bragg-Spiegel) geleitet ist. Auf diese Weise findet - ähnlich wie bei der Freistrahlung - nur eine geringe Pulsverbreiterung durch Dispersion statt. Dann dient der zweite Gelenkarm 130 nur dem mechanischen Halten des Applikator-Kopfes 220, beeinflusst also nicht mehr die Strahlführung durch seinen Aufbau selbst. In a special embodiment variant, in the second articulated arm 130, on which the applicator head 220 is arranged, a hollow core photonic crystal fiber passes, which transmits the short-pulse laser radiation (within the hollow core and with periodic photonic structures analogously to a Bragg mirror). is headed. In this way - similar to the free radiation - only a small pulse broadening by dispersion takes place. Then the second articulated arm 130 serves only the mechanical holding of the applicator head 220, thus no longer influences the beam guidance by its structure itself.
Der hier beschriebene Aufbau eines Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 unterstützt das Positionieren des Applikator-Kopfes und des Mikroskop-Kopfes auf das Auge des Patienten. Falls Applikator-Kopf 220 und Mikroskop-Kopf 320 getrennt sind, werden diese durch den Bediener, beispielsweise den Arzt, zusammengeführt. Dazu setzt der Bediener den Mikroskop-Kopf 320 auf den Applikator-Kopf 220 an der Schnittstelle 150 auf, und betätigt eine Verriegelung ; oder aber ein Mechanismus führt bei Erreichen einer gewünschten Lage automatisch zur Verriegelung. Der Bediener führt und positioniert den Mikroskop-Kopf 320 über das zu operierende Auge 900. Dam it ist auch der Applikator-Kopf 220 über dem Auge 900
positioniert. Der Bediener blickt durch das Okular des Mikroskop-Kopfes 320 und senkt den Mikroskop-Kopf 320 und damit auch den Applikator-Kopf 220 soweit ggf. unter weiterer lateraler Ausrichtung des Mikroskop-Kopfes 320 auf das Auge 900 ab, bis der Applikator-Kopf 220 in einer vorab definierten Position über dem Auge 900 steht oder eine am Applikator-Kopf lösbar angebrachte Patienten-Schnittstelle 600, die ein Kontaktglas 610 enthält, Kontakt m it dem Auge 900 hat. Der Bediener führt die Bearbeitung eines Augengewebes 910, also der Linse und/oder des Kapselsackes und/oder der Cornea m ittels fs-Laser durch. Der Bediener hebt den The design of a system for short pulse laser ophthalmic surgery 100 described herein assists in positioning the applicator head and the microscope head on the patient's eye. If the applicator head 220 and microscope head 320 are disconnected, they will be merged by the operator, such as the physician. To do this, the operator places the microscope head 320 on the applicator head 220 on the interface 150, and actuates a latch; or a mechanism automatically leads to locking when a desired position is reached. The operator guides and positions the microscope head 320 over the eye 900 to be operated. Also, the applicator head 220 is above the eye 900 positioned. The operator looks through the eyepiece of the microscope head 320 and lowers the microscope head 320 and thus also the applicator head 220 as far as necessary with further lateral alignment of the microscope head 320 on the eye 900, until the applicator head 220 is in a predefined position above the eye 900, or a patient interface 600 removably attached to the applicator head and containing a contact lens 610 makes contact with the eye 900. The operator performs the processing of an eye tissue 910, ie the lens and / or the capsular bag and / or the cornea with the aid of an fs laser. The operator raises the
Mikroskop-Kopf 320 und damit auch den Applikator-Kopf 220 an. Der Bediener bringt den Applikator-Kopf 220 in die Parkposition, setzt hierbei in einer Ausführungsvariante den Microscope head 320 and thus also the applicator head 220 on. The operator brings the applicator head 220 in the parking position, this sets in an embodiment of the
Applikator-Kopf 320 auf die Ablagefläche bzw. Ablagestruktur 190 am Gehäuse 1 10 auf. Der Bediener löst über den Arretier-Mechanismus den Mikroskop-Kopf 320 vom Applikator-Kopf 220 oder das Lösen erfolgt automatisch bei korrektem Positionieren des Applikations-Kopfes 220 auf der Ablagestruktur 190. Dadurch erfolgt die Trennung des Mikroskop-Kopfes 320 vom Applikator-Kopf 220. Der Bediener positioniert den Mikroskop-Kopf über dem Auge 900 des Patienten. Der Bediener führt die weiteren Schnitte der Phacoemulsifikation und/oder des Absaugens der verflüssigten Linse und des Einsetzens der intraokularen Linse durch. Der Bediener positioniert den Mikroskop-Kopf 320 in einer Parkposition abseits des Applicator head 320 on the storage surface or storage structure 190 on the housing 1 10 on. The operator releases the microscope head 320 from the applicator head 220 via the locking mechanism, or the release takes place automatically when the application head 220 is positioned correctly on the deposition structure 190. The microscope head 320 is thereby separated from the applicator head 220 The operator positions the microscope head over the patient's eye 900. The operator performs the further cuts of phacoemulsification and / or aspiration of the liquefied lens and insertion of the intraocular lens. The operator positions the microscope head 320 in a parking position away from the computer
Operationsfeldes. In einer Ausführungsvariante setzt der Bediener den Mikroskop-Kopf auf den Applikator-Kopf, welcher sich auf der Ablagefläche 190 am Gerät 100 befindet, auf und verriegelt den Arretiermechanismus oder aber der Arretiermechanismus wird automatisch bei Erreichen der Verbindung verriegelt. Surgical field. In one embodiment, the operator sets the microscope head on the applicator head, which is located on the storage surface 190 on the device 100, and locks the locking mechanism or else the locking mechanism is automatically locked upon reaching the connection.
In einer Ausführungsvariante berechnet das Steuergerät 500 unter Zuhilfenahme gewonnener OCT-Bilder und/oder Video-Bilder Steuerbefehle für verstellbare Elemente an den Gelenkarmen 120, 130 bzw. des Applikator-Kopfes 220 und/oder des Mikroskop-Kopfes 320 die nötigen Daten, so dass insbesondere die Schritte (c) und/oder (e) ggf. auch alle weiteren Schritte, mit Ausnahme des Schrittes (i) , automatisch vom Steuergerät 500 gesteuert werden. In one embodiment, the control unit 500 calculates, with the aid of acquired OCT images and / or video images, control commands for adjustable elements on the articulated arms 120, 130 or the applicator head 220 and / or the microscope head 320, the necessary data, so that In particular, steps (c) and / or (e), if appropriate also all further steps, with the exception of step (i), are controlled automatically by the control unit 500.
Bautechnisch ist das Gehäuse 1 1 0, insbesondere das Gehäuseinnere bevorzugt so gestaltet, dass diejenigen Komponenten des Kurzpuls-Lasersystems 200, die vom Gehäuse umschlossen werden, also die Kurzpuls-Laserquelle 210 (hier eine fs-Laserquelle) und optische Structurally, the housing 1 1 0, in particular the housing interior is preferably designed so that those components of the short-pulse laser system 200, which are enclosed by the housing, ie the short-pulse laser source 210 (here an FS laser source) and optical
Komponenten als Teil des Strahlengangs, im montierten Zustand als Ganzes in und an einem Container seitlich über die Säule 310 des Operations-Mikroskops 300 geschoben werden kann. Die Säule 31 0 stellt dabei als Verlängerung des Gehäuses 1 10 eine Stützstruktur für den ersten Gelenkarm 120, an dem der Mikroskop-Kopf 320 angeordnet ist, dar. Die vom Gehäuse 1 10 umschlossenen Komponenten des Kurzpuls-Lasersystems 200 werden also im montierten Zustand auf der Fußplatte des Operations-Mikroskops 300 abgesetzt und an vier Stellen befestigt. Im zweiten System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 der Fig. 2 erfolgt dies
möglichst dicht an den Rädern, die unter der Fußplatte als Transportvorrichtung 180 befestigt sind, als starre Befestigung mit ca. 6 mm Abstand über der Fußplatte. Components can be pushed as part of the beam path, in the mounted state as a whole in and on a container laterally over the column 310 of the surgical microscope 300. The column 31 0 is an extension of the housing 1 10 a support structure for the first articulated arm 120, on which the microscope head 320 is disposed. The enclosed by the housing 1 10 components of the short pulse laser system 200 so in the assembled state the base plate of the surgical microscope 300 deposited and fixed in four places. In the second system for the short-pulse laser eye surgery 100 of FIG. 2, this is done as close as possible to the wheels, which are fixed under the foot plate as a transport device 180, as a rigid attachment with about 6 mm above the foot plate.
Um die Stabilität der Optikjustierung für die Komponenten des Kurzpuls-Lasersystems 200 im Gehäuse 1 10 wie auch im zweiten Gelenkarm 130 zu garantieren, sind verschiedene In order to guarantee the stability of the optical adjustment for the components of the short-pulse laser system 200 in the housing 1 10 as well as in the second articulated arm 130 are various
Maßnahmen möglich. Elastische Deformationen der tragenden Teile des Gehäuses 1 10 durch Stellungsänderungen von erstem und/oder zweiten Gelenkarm 120, 130 dürfen sich nicht auf den Justierzustand der Optik zwischen fs-Laserquelle 210 und Eintritt in den zweiten Measures possible. Elastic deformations of the supporting parts of the housing 1 10 by changes in position of the first and / or second articulated arm 120, 130 must not on the adjustment state of the optics between fs laser source 210 and entry into the second
Gelenkarm 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, auswirken. Diese elastischen Deformationen sind nicht unerheblich, besonders wenn man berücksichtigt, dass sowohl der erste Gelenkarm 120 mit dem Mikroskop-Kopf 320 als auch der zweite Gelenkarm 130 mit dem Applikator-Kopf 220, inklusive der Vorrichtung für einen unabhängigen Gewichtsausgleich in Form eines Paralleltragarms 145 und dessen Aufbauten jeweils ein Gewicht in der Articulated arm 130, on which the applicator head 220 is arranged impact. These elastic deformations are not insignificant, especially considering that both the first articulated arm 120 with the microscope head 320 and the second articulated arm 130 with the applicator head 220, including the device for independent weight compensation in the form of a Paralleltragarms 145 and whose superstructures each have a weight in the
Größenordnung von 50 kg haben. Beim Schwenken ergeben sich Schwerpunktverlagerungen, die zu Deformationen im Bereich mehrerer Zehntel Millimeter führen können. ElastischeOrder of magnitude of 50 kg. When swiveling, there are center of gravity displacements, which can lead to deformations in the range of several tenths of a millimeter. elastic
Deformationen des zweiten Gelenkarms 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, bzw. seiner starren Glieder, werden durch die eigene Strahlstabilisierung ausgeglichen. Deformations of the second articulated arm 130, on which the applicator head 220 is arranged, or its rigid members, are compensated by the own beam stabilization.
Deformationen der Optik des Kurzpuls-Lasersystems 200 im Gehäuse 1 10, also vor Eintritt in den zweiten Gelenkarm , können dagegen nicht ausgeglichen werden. Die Deformations of the optics of the short-pulse laser system 200 in the housing 1 10, ie before entering the second articulated arm, however, can not be compensated. The
Genauigkeitsanforderungen der Konsolenoptik, also der Optik, die im Gehäuse 1 10 hinter der Kurzpuls-Laserquelle 210 und vor dem zweiten Gelenkarm 130 angeordnet ist, liegen jedoch im Mikrometerbereich. Accuracy requirements of the console optics, so the optics, which is arranged in the housing 1 10 behind the short-pulse laser source 210 and in front of the second articulated arm 130, however, lie in the micrometer range.
Fig. 4 zeigt schematisch den Strahlengang von Kurzpuls-Laserquelle bis zum Auge, d. h. unter anderem durch den zweiten Gelenkarm 130 und den Applikator-Kopf 220. Fig. 4 enthält dabei verschiedene Optionen, die nachfolgend noch geschildert werden. Fig. 4 shows schematically the beam path from the short pulse laser source to the eye, d. H. inter alia by the second articulated arm 130 and the applicator head 220. FIG. 4 contains various options, which will be described below.
Im Hinblick auf die Stabilität des optischen Aufbaus ist es bevorzugt, die gesamte Optik des Kurzpuls-Lasersystems 200, die sich im Gehäuse 1 10 vor dem Eintritt in den zweiten With regard to the stability of the optical design, it is preferable to use the entire optics of the short-pulse laser system 200, which is in the housing 1 10 before entering the second
Gelenkarm 130 im Strahlengang der Kurzpuls-Laserstrahlung befindet, einschließlich desArticulated arm 130 is located in the beam path of the short-pulse laser radiation, including the
Ausgangs der fs-Laserquelle 210, auf einer Optikbank anzuordnen bzw. an ihr anzuschrauben. Die Optikbank selbst ist mit drei Punkten auf bzw. an dem Gehäuse 1 10 befestigt. Alle Deformationen dieser Befestigungsfläche des Gehäuses haben dann keinen Einfluss auf den Justierzustand der Teile auf der Optikbank, jedoch auf die Position der Optikbank zum Eintritt in den zweiten Gelenkarm 130. Änderung dieser Position können durch eine Stabilisierung des Strahlengangs mittels aktiver Spiegel ausgeglichen werden. Ein erster aktiver Spiegel befindet sich unmittelbar an der Optikbank. Ein weiterer aktiver Spiegel befindet sich im zweiten Gelenkarm 130. Eine Laserdiode 281 im Applikator-Kopf 220 sendet einen Laserstrahl über alle
Spiegel des zweiten Gelenkarms 130 einschließlich der aktiven Spiegel auf zwei Output of the fs laser source 210, to be arranged on an optical bench or screwed to it. The optical bench itself is fixed with three points on or on the housing 1 10. All deformations of this mounting surface of the housing then have no effect on the adjustment state of the parts on the optical bench, but on the position of the optical bench for entry into the second articulated arm 130. Change of this position can be compensated by stabilizing the beam path by means of active mirror. A first active mirror is located directly on the optical bench. Another active mirror is in the second articulated arm 130. A laser diode 281 in the applicator head 220 sends a laser beam over all Mirror of the second articulated arm 130 including the active mirror on two
Quadrantenempfänger 282 im Gehäuse 1 10, die zur Optikbank fixiert sind. Abweichungen durch Deformationen beim Bewegen des zweiten Gelenkarms 130 oder durch Bewegung der Optikbank werden somit erkannt und können durch Gegensteuern an den aktiven Spiegeln ausgeglichen werden. Quadrant receiver 282 in housing 1 10, which are fixed to the optical bench. Deviations due to deformations when moving the second articulated arm 130 or by movement of the optical bench are thus recognized and can be compensated by counter-steering on the active mirrors.
Am Gehäuse hängen der zweite Gelenkarm 130 sowie die Elektronik bzw. die Steuereinheit 500. Wechselnde Kräfte durch Schwenken des ersten Gelenkarms 120, an dem der Mikroskop- Kopf 320 angeordnet ist oder des zweiten Gelenkarms 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, werden direkt auf die Räder 180 und den Fußboden übertragen. Das Gerät 100 muss während einer Laserbehandlung ruhen. Änderungen der Kraftverhältnisse durch The second articulated arm 130 and the electronics or the control unit 500 depend on the housing. Changing forces are achieved by pivoting the first articulated arm 120 on which the microscope head 320 is arranged or the second articulated arm 130 on which the applicator head 220 is arranged. are transferred directly to the wheels 180 and the floor. The device 100 must rest during a laser treatment. Changes in the power conditions by
Unebenheiten des Fußbodens wirken sich direkt auf den Justierzustand der Laseroptik aus. Im stationären Betrieb wird dieser Einfluss durch die geschilderte Strahlstabilisierung einmalig vor jeder Operation ausgeglichen. Unevenness of the floor has a direct effect on the adjustment state of the laser optics. In stationary operation, this influence is compensated by the described beam stabilization once before each operation.
Fig. 4 zeigt das fs-Lasersystem 200 für die Augenheilkunde, insbesondere für die Fig. 4 shows the fs laser system 200 for ophthalmology, in particular for the
Kataraktchirurgie, das eine fs-Laserlichtquelle 210 enthält. Die Lichtpulse der gepulsten Laserstrahlung, werden von einem Objektiv 225 in das Auge 900 fokussiert. Über ein variierendes Modul 212 und ein zweites, ebenfalls die Divergenz variierendes Modul 212, erfolgt eine gesteuerte z-Verschiebung des Fokus der gepulsten Laserstrahlung. Eine x/y-Cataract surgery containing an fs laser light source 210. The light pulses of the pulsed laser radiation are focused by an objective 225 into the eye 900. Via a varying module 212 and a second divergence-varying module 212, there is a controlled z-shift of the focus of the pulsed laser radiation. An x / y
Spiegel-Scanner 240, der einen x-Spiegel-Scanner und einen y-Spiegel-Scanner umfasst, oder aber alternativ über einen kardanisch aufgehängten Spiegel-Scanner oder aber wiederum alternativ über einen x-Spiegel-Scanner mit nachgeschaltetem Element zur Rotationsdrehung um die optische Achse, über den Spiegel enthaltenden zweiten Gelenkarm 130, das in x/y- bewegliche Objektiv 225 und eine ein Kontaktglas 610 enthaltende Patienten-Schnittstelle 600 gelangt die Strahlung zu einem Fokus am oder im Auge 900. Mirror scanner 240, which includes an x-mirror scanner and a y-mirror scanner, or alternatively via a gimbal-mounted mirror scanner or alternatively again via an x-mirror scanner with downstream element for rotational rotation about the optical Axis, via the second articulated arm 130 containing the mirror, the x / y-movable objective 225 and a patient interface 600 containing a contact lens 610, the radiation reaches a focus on or in the eye 900.
Durch die die Divergenz variierenden Module, die entlang der optischen Achse - die der z- Achse entspricht - über einen vom Steuergerät 500 gesteuerten Verstellmechanismus in der Position (seiner Linsen zueinander und auf der optischen Achse) verstellt werden, wird die Divergenz der gepulsten Laserstrahlung beeinflusst, so dass über weitere fest stehende optische Elemente wie eine Relay-Optik 213 die Fokuslage der gepulsten Laserstrahlung entlang der optischen Achse, also in z-Richtung, im Auge 900 geändert wird. Dies wird nachfolgend noch anhand der Fig. 10 bis 12 erläutert werden. Due to the divergence varying modules, which along the optical axis - which corresponds to the z-axis - via a controlled by the control unit 500 adjusting mechanism in the position (its lenses to each other and on the optical axis) are adjusted, the divergence of the pulsed laser radiation is affected , so that the focus position of the pulsed laser radiation along the optical axis, ie in the z-direction, in the eye 900 is changed over further fixed optical elements such as a relay optics 213. This will be explained below with reference to FIGS. 10 to 12.
Durch das x/y-bewegliche Objektiv 225 wird die laterale Fokuslage der gepulsten By the x / y-movable objective 225, the lateral focus position of the pulsed
Laserstrahlung senkrecht zur optischen Achse des Gerätes, also in x- und y-Richtung, eingestellt. Bei gegebener Stellung des x/y-Spiegel-Scanners 240 werden die Femtosekunden-
Laser-Pulse auf einen ca. 5 μιη breiten Spot im Auge 900 fokussiert. Die Lage des Spots kann durch Bildfeldverschiebung (durch Bewegen des Objektivs 225) und/oder durch Scannen mittels der x/y-Spiegel-Scanner 240 innerhalb des Bildfeldes des Objektives 225 im Aug 900 eingestellt werden. Beim gleichzeitigem Scannen m ittels des x/y-Spiegel-Scanners 240 und Verfahren des beweglichen Objektives 225 kommt es zu einer Überlagerungsbewegung. In einer Ausführungsvariante des Kurzpuls-Lasersystems 200 für die Augenchirurgie ist das Bildfeld des Objektives 225 welches durch den x/y-Spiegel-Scanner 240 überstrichen wird, größer als 1 mm im Querschnitt aber kleiner als 6 mm . In einer bevorzugten Variante ist es größer als 1 ,5 mm aber kleiner als 3 mm . Laser radiation perpendicular to the optical axis of the device, ie in the x and y direction set. Given the position of the x / y mirror scanner 240, the femtosecond Laser pulses focused on an approximately 5 μιη wide spot in the eye 900. The location of the spot may be adjusted by moving the field of view (by moving the objective 225) and / or scanning by the x / y mirror scanner 240 within the field of view of the objective 225 in the eye 900. Simultaneous scanning by means of the x / y mirror scanner 240 and movement of the movable objective 225 results in a superposition movement. In one embodiment of the short-pulse laser system 200 for eye surgery, the image field of the objective 225 which is swept by the x / y mirror scanner 240 is greater than 1 mm in cross-section but smaller than 6 mm. In a preferred variant, it is greater than 1.5 mm but less than 3 mm.
Ein zu kleines Bildfeld bedingt, dass z. B. bei lateral kleineren Schnitten im Auge 900, die schnelle Bewegung der x/y-Scanner 240 alleine nicht ausreicht, um einen kompletten Schnitt zu vollziehen. Dies hat zur Folge, dass durch das dann notwendige langsame Verfahren des Objektives 225 die Erzeugung des kompletten Schnitts wesentlich länger dauert. Es ist deshalb optional die Feldgröße des Objektives 225 so gewählt, dass Zugangsschnitte in der Cornea 910 eines Auges 900 mit einer Länge von etwa 1 ,5 mm in x-Richtung und beim Schnitt in die Tiefe des Cornea-Gewebes 910 eine projizierte y-Breite von 2 mm keiner Bewegung des Objektives 225 bedürfen, sondern lediglich des Scannens mit dem x/y-Spiegel-Scanner 240. Allerdings sollte das Bildfeld auch nicht zu groß sein, weil sonst das Objektiv 225 zu schwer und damit zu träge und langsam für großräumige Bewegungen, wie z. B. bei der Kapsulotom ie, wird. Too small a picture field requires that z. For example, with laterally smaller cuts in the eye 900, the fast movement of the x / y scanners 240 alone is not sufficient to make a complete cut. As a result, the slow process of the objective 225 then takes much longer to produce the complete cut. Therefore, optionally, the field size of the objective 225 is selected so that access slices in the cornea 910 of an eye 900 having a length of about 1.5 mm in the x-direction and in the intersection with the depth of the corneal tissue 910 have a projected y-width of 2 mm require no movement of the lens 225, but only the scanning with the x / y mirror scanner 240. However, the image field should not be too large, because otherwise the lens 225 too heavy and thus too slow and slow for large-scale Movements, such as B. at the Kapsulotom ie, is.
Bei Kopplung von Mikroskop-Kopf 320 und Applikator-Kopf 220 mittels einer Schnittstelle 150 verläuft der Strahlengang für das vom Mikroskop-Kopf 320 zu empfangende Licht durch den Applikator-Kopf 220 hindurch. Um dies zu gewährleisten, gibt es alternative Lösungen : When coupling the microscope head 320 and the applicator head 220 by means of an interface 150, the beam path for the light to be received by the microscope head 320 passes through the applicator head 220. To ensure this, there are alternative solutions:
In einer ersten Lösung kann eine Laseroptik im Applikator-Kopf 220 so ausgelegt sein, dass der Spiegel 224, dessen Aufgabe es ist, die von der fs-Laserquelle 21 0 kommende Laserstrahlung auf das Objektiv 225 im Applikator-Kopf 220 umzulenken, eine partielle Transparenz aufweist - insbesondere im Bereich des sichtbaren Lichts, das zur Beobachtung des Auges 900 m it dem Mikroskop-Kopf 320 benötigt wird, während die Kurzpuls-Laserstrahlung nahezu vollständig reflektiert wird. Eine weitere Linse 335 zur Anpassung an die von der Laseroptik kommenden Strahlung kann dabei vor dem Objektiv 330 des Mikroskop-Kopfes 320 im Strahlengang des Operations-Mikroskops 300 beweglich angeordnet sein . In einer alternativen zweiten Lösung ist die Laseroptik, die dann einen vollreflektierenden Spiegel 224 enthält, mittels eines Schlittens in den Applikator-Kopf 220 einfahrbar. Um den Mikroskop-Kopf 320 zur Beobachtung des Auges 900 zu nutzen, wird die Laseroptik aus dem Strahlengang des Operations-Mikroskop 300, der durch den Applikator-Kopf 220 hindurch führt,
entfernt. Während der Nutzung der Kurzpuls-Laserstrahlung ist das Operations-Mikroskop 300 zur Beobachtung des Auges 900 nicht einsetzbar. Um optional dennoch eine Möglichkeit der Beobachtung zu schaffen, wird m ittels einer Kamera 360, über ein Strahlteiler-Prisma 350 das Auge 900 mit Licht, für das die Kamera sensibel ist, z. B. I R-Licht und/oder gelb-grünes Licht, beobachtet, wie nachfolgend noch erläutert werden wird. In a first solution, a laser optics in the applicator head 220 may be designed such that the mirror 224, whose task is to redirect the laser radiation coming from the fs laser source 21 0 onto the objective 225 in the applicator head 220, has a partial transparency in particular in the range of the visible light needed to observe the eye 900 with the microscope head 320, while the short pulse laser radiation is almost completely reflected. A further lens 335 for adaptation to the radiation coming from the laser optics can be movably arranged in front of the objective 330 of the microscope head 320 in the beam path of the surgical microscope 300. In an alternative second solution, the laser optics, which then contains a fully reflecting mirror 224, can be retracted into the applicator head 220 by means of a carriage. In order to use the microscope head 320 for observing the eye 900, the laser optics from the beam path of the surgical microscope 300, which passes through the applicator head 220, away. During use of the short-pulse laser radiation, the surgical microscope 300 can not be used to observe the eye 900. In order to optionally provide a possibility of observation, with a camera 360, via a beam splitter prism 350, the eye 900 with light for which the camera is sensitive, for. B. I R light and / or yellow-green light, observed, as will be explained below.
Für die Festlegung der Bearbeitungsm uster im Auge 900 werden mit optischer For the definition of Bearbeitungsm uster in the eye 900 are with optical
Kohärenztomographie (OCT) Strukturen des Auges 900, insbesondere Strukturen der Vorderkammer des Auges 900 vermessen. Bei der OCT-Bildgebung wird das Licht einer Kurzkohärenzlichtquelle über das Auge 900 lateral, d. h. senkrecht zur optischen Achse desCoherence tomography (OCT) structures of the eye 900, in particular structures of the anterior chamber of the eye 900 measured. In OCT imaging, the light from a short-coherence light source is transmitted laterally across the eye 900, i. H. perpendicular to the optical axis of
Auges 900 gescannt. Vom Auge 900 reflektiertes oder gestreutes Licht wird m it dem Licht eines Referenzstrahlengangs zur Interferenz gebracht. Das von einem Detektor gemessene Eyes 900 scanned. Light reflected or scattered by the eye 900 is made to interfere with the light of a reference beam path. The measured by a detector
Interferenzsignal wird analysiert. Aus diesem lassen sich dann die axialen Entfernungen von Strukturen im Auge 900 rekonstruieren. In Verbindung mit dem lateralen Scannen lassen sich somit Strukturen im Auge 900 dreidimensional erfassen. Interference signal is analyzed. From this, the axial distances of structures in the eye 900 can be reconstructed. In connection with the lateral scanning, structures in the eye 900 can thus be detected three-dimensionally.
Um ein mit dem Fokus einer Kurzpuls-Laserstrahlung zu erzeugendes Schnittmuster im Auge 900 gegenüber den relevanten Strukturen des Auges 900 festzulegen, zeigt die Fig. 4 die (optische) Integration eines OCT-Moduls 400 in den Aufbau eines Kurzpuls-Lasersystems 100 oder 200. In einer Variante des Aufbaus wird dieselbe OCT-Lichtquelle 405 wahlweise in den Operations-Mikroskop-Kopf 320 als auch in den Applikator- Kopf 220 eingekoppelt. In order to define a cutting pattern in the eye 900 to be generated with the focus of a short-pulse laser radiation relative to the relevant structures of the eye 900, FIG. 4 shows the (optical) integration of an OCT module 400 in the construction of a short-pulse laser system 100 or 200. In a variant of the construction, the same OCT light source 405 is selectively coupled into the surgical microscope head 320 as well as into the applicator head 220.
Entsprechend wird das vom Auge 900 rückreflektierte Licht der OCT-Lichtquelle 405 über dasselbe Interferometer mit dem Referenzlicht überlagert und m it dem gleichen Detektor detektiert. Dies ist in Fig. 4 dargestellt, die ein oder mehrere Schaltstellen 420 enthält, welche durch das Steuergerät 500 - nicht gezeigt in Fig. 4 - gesteuert werden. Die Schaltstellen 420 leiten das von der OCT-Lichtquelle 405 abgegebene Licht und das vom Auge 900 Accordingly, the light reflected back from the eye 900 of the OCT light source 405 is superimposed on the same interferometer with the reference light and detected with the same detector. This is illustrated in FIG. 4, which includes one or more switches 420 controlled by the controller 500, not shown in FIG. The switches 420 guide the light emitted from the OCT light source 405 and that from the eye 900
zurückkommende Licht der OCT-Lichtquelle 405 in einem ersten Zustand nur über den Applikator-Kopf 220 und in einem zweiten Zustand nur über den Mikroskop-Kopf 320. Dies ermöglicht beispielsweise die Nutzung des OCT-Moduls zusammen mit dem Mikroskop-Kopf 320, wenn der Applikator-Kopf nicht gebraucht wird, z. B. für das Einsetzen der Intraokularlinse (IOL) . Dann ruht der Applikator-Kopf 220 in einer Parkposition. Der Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang des OCT-Moduls 400 entspricht für das Setzen der Schnitte mittels des Fokus der fs-Laserstrahlung dem Strahlengang der fs-Laserstrahlung, wodurch In a first state, light from the OCT light source 405 returns only via the applicator head 220 and in a second state only via the microscope head 320. This allows, for example, the use of the OCT module together with the microscope head 320, if the Applicator head is not needed, z. B. for the insertion of the intraocular lens (IOL). Then, the applicator head 220 rests in a parked position. The illumination and detection beam path of the OCT module 400 corresponds to the beam path of the fs laser radiation for setting the sections by means of the focus of the fs laser radiation, whereby
Ausrichtungsfehler verm ieden werden können. Durch die Schaltstelle bzw. Schaltstellen 420 ist dies möglich, ohne dass ein weiteres OCT-Modul integriert werden m uss. Alignment errors can be avoided. This is possible through the switching point or switching points 420, without having to integrate another OCT module.
Um die Integration des OCT-Moduls 400 weiter zu verbessern und Alternativen zu bieten, ist in Fig. 4 auch eine weitere Lösung skizziert: Das hier gezeigte Kurzpuls-Lasersystem 200 hat die
fs-Laserquelle 210 und das OCT-Modul 400, das die Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 und das Interferometer enthält, wobei die fs-Laserstrahlung über den x/y-Spiegel-Scanner 240 zur lateralen Ablenkung und anschließend über den Spiegel enthaltenden zweiten Gelenkarm 130 dem Applikator-Kopf 220 zugeführt wird, die Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle läuft hier jedoch über eine (gestrichelt eingezeichnete) Lichtleitfaser 410, ohne über den x/y-Spiegel- Scanner 240 geleitet zu werden, zum Applikator-Kopf 220 Diese Lösung hat den Vorteil, dass der OCT-Strahlengang nicht beim Durchgang durch den zweiten Gelenkarmes 130 störenden Reflexen ausgesetzt ist. Für eine Integration des OCT-Moduls 400 mit der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 und dem Interferometer zeigt die Fig. 5 ein weiteres optionales Detail, das es ermöglicht, im Kurzpuls- Lasersystem 200 die Strahlung aus der fs-Laserquelle 210 und aus der OCT- Kurzkohärenz- Lichtquelle 405 des OCT-Moduls 400 auf einer gemeinsamen optischen Achse 215 zu vereinigen und einen gemeinsamen optischen Strahlengang 250 zum und vom Auge 900 zu realisieren. Hierzu trifft die aus der fs-Laserquelle 210 kommende fs-Laserstrahlung 4000 nach einer fs-Laser-Strahlformungsoptik 21 1 auf einen Ringspiegel 430 und wird von diesem in Richtung des Auges 900 reflektiert. Die Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 des OCT-Moduls 400 hingegen verläuft durch ein mittig im Ringspiegel 430 angeordnetes Loch in zum Auge 900 und damit auf demselben Weg wie die fs-Laserstrahlung. Auch wird durch einem im OCT-Modul 400 angeordneten OCT-Detektor Licht vom Auge durch das Loch im In order to further improve the integration of the OCT module 400 and to offer alternatives, another solution is sketched in FIG. 4: The short-pulse laser system 200 shown here has the fs laser source 210 and the OCT module 400 including the short-coherence light source 405 and the interferometer, the fs laser radiation being transmitted to the second articulated arm 130 via the x / y mirror scanner 240 for laterally deflecting and subsequently mirroring the second articulated arm 130 Applicator head 220 is supplied, however, the radiation of the OCT short-coherence light source passes here via a (dashed lines) optical fiber 410, without being passed through the x / y mirror scanner 240, to the applicator head 220 has this solution the advantage that the OCT beam path is not exposed to disturbing reflections when passing through the second articulated arm 130. For an integration of the OCT module 400 with the OCT short-coherence light source 405 and the interferometer, FIG. 5 shows a further optional detail that makes it possible, in the short-pulse laser system 200, for the radiation from the fs laser source 210 and from the OCT - Combine short-coherence light source 405 of the OCT module 400 on a common optical axis 215 and to realize a common optical beam path 250 to and from the eye 900. For this purpose, the fs laser radiation 4000 coming from the fs laser source 210 strikes an annular mirror 430 after an fs laser beam-shaping optical system 21 1 and is reflected by it in the direction of the eye 900. By contrast, the radiation of the OCT short-coherence light source 405 of the OCT module 400 extends through a hole arranged centrally in the annular mirror 430 toward the eye 900 and thus on the same path as the fs laser radiation. Also, an OCT detector disposed in the OCT module 400, light from the eye through the hole in the
Ringspiegel 430 hindurch detektiert. Dies hat den Vorteil, dass für die Formung der fs- Laserstrahlung durch die fs-Laser-Strahlformungsoptik 21 1 vor allem die hohen Aperturbereiche genutzt werden. Dadurch wird einerseits die Fokussierung verbessert. Andererseits werden bei der Fokussierung der fs-Laserstrahlung in die Linse eines Auges 900 beim weiteren Durchgang durch das Auge 900 im Bereich der Retina nur die peripheren Bereiche beleuchtet, wodurch das Risiko für den Patienten sinkt, durch die Strahlung im zentralen Makulabereich geschädigt zu werden. Ferner hat die Ringspiegel-Teilung den Vorteil, dass die Strahlung der OCT- Kurzkohärenz-Lichtquelle 405, also der OCT-Mess- und-Detektionsstrahl, ohne eine durch seine Reflexe optisch störende Oberfläche auf die optische Achse 215 des Kurzpuls- Lasersystems 200 geleitet wird. Dies wäre bei einer Einkopplung mittels eines dichroitischen Filters oder (bei nahezu gleicher Wellenlänge der Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 und der fs-Laserstrahlung) mittels eines farbneutralen Teilers nicht der Fall. Eine farbneutrale Teilung würde außerdem zu zusätzlichen Intensitätsverlusten sowohl für die Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 als auch für die fs-Laserstrahlung führen. Ring mirror 430 detected throughout. This has the advantage that, in particular, the high aperture areas are used for the formation of the fs laser radiation by the fs laser beam shaping optical system 21 1. As a result, on the one hand, the focus is improved. On the other hand, focusing the fs laser radiation into the lens of an eye 900 during further passage through the eye 900 in the area of the retina illuminates only the peripheral areas, thereby reducing the risk for the patient of being damaged by radiation in the central macular area. Furthermore, the annular-mirror graduation has the advantage that the radiation of the OCT short-coherence light source 405, that is the OCT measurement and detection beam, is directed onto the optical axis 215 of the short-pulse laser system 200 without a surface which is optically disturbing due to its reflections , This would not be the case with a coupling by means of a dichroic filter or (at almost the same wavelength of the radiation of the OCT short-coherence light source 405 and the fs laser radiation) by means of a color-neutral divider. A color-neutral split would also result in additional intensity losses for both the OCT short-coherence light source 405 radiation and the fs laser radiation.
Um die Genauigkeit der Kalibrierung der OCT-Bildgebung zur Positionierung des Fokus der gepulsten Laserstrahlung zu verbessern, zeigt Fig. 4 einen optionalen konfokalen Detektor 260, dessen fokale Blende konjungiert zur Fokuslage der fs-Laserstrahlung liegt. Dieser konfokale
Detektor 260 erlaubt es, beim Scannen des Fokus der fs-Laserstrahlung in alle Raumrichtungen ebenfalls Strukturen des Auges zu messen. In order to improve the accuracy of the calibration of the OCT imaging for positioning the focus of the pulsed laser radiation, FIG. 4 shows an optional confocal detector 260, the focal aperture of which is conjugated to the focal position of the fs laser radiation. This confocal Detector 260 also makes it possible to measure structures of the eye when scanning the focus of the fs laser radiation in all spatial directions.
In der Beschreibung wurde erläutert, dass das Objektiv 225 beweglich ist. Dies kann in einer Ausführungsform dadurch erfolgen, dass ein herkömmliches Objektiv umfassend mindestens eine Hauptlinse lateral bewegt wird. Dabei können vorgeschaltete Umlenkspiegel verwendet werden, deren Abstand zueinander verstellt wird. Dies ist in Fig. 6a und 6b schematisch dargestellt, die rein exemplarisch auch die Verwendung des Ringspiegels 430 zeigen. Dieser Ringspiegel 430 ist eine Möglichkeit, die OCT-Strahlung 406 m it der f1 -Laserstrahlung 4000 zu überlagern. Wesentlich ist, dass auf das bewegliche Objektiv 225 die Kurzpuls-Laserstrahlung 4000 und der OCT-Strahlengang m it der OCT-Strahlung 406 auf der gemeinsamen optischen Achse 21 5 einfallen . In the description, it has been explained that the objective 225 is movable. In one embodiment, this can be done by laterally moving a conventional objective comprising at least one main lens. In this case, upstream deflecting mirrors can be used whose distance from each other is adjusted. This is shown schematically in FIGS. 6a and 6b, which also show the use of the annular mirror 430 purely by way of example. This ring mirror 430 is one way to superimpose the OCT radiation 406 m with the f1 laser radiation 4000. It is essential that the short pulse laser radiation 4000 and the OCT beam path coincide with the OCT radiation 406 on the common optical axis 21 5 on the movable objective 225.
Fig. 6a zeigt in einer linken und einer rechten Darstellung die beiden Endpunkte der FIG. 6 a shows in a left and a right representation the two end points of FIG
Verschiebung der Strahlung durch das bewegliche Objektiv 225. Fig. 6b den Aufbau schematisch dreidimensional. Das bewegliche Objektiv 225 weist zwei Um lenkspiegel 4010 und 4012 auf, zwischen denen der Strahlengang quer zur Achse auf das Bildfeld 4002 verläuft. Durch eine Verschiebung des Spiegels 4012 kann dam it eingestellt, wo die Strahlung längs einer optischen Achse 4000 auf einen Linsenkörper 4014 des beweglichen Objektivs 225 auftrifft. Dieser Linsenkörper 4014 ist in Fig. 6 anders als die vorgeordneten Elemente 4012, 4010, 430 in der y/x-Ebene dargestellt, also senkrecht zur z-Ebene. Gleichermaßen senkrecht zur z-Ebene ist ein Bildfeld 4002 eingezeichnet, in dem die Strahlung durch das bewegliche Objektiv 225 in der x/y-Ebene verstellt werden kann . Fig. 6b zeigt, dass der Linsenkörper 4014 des Objektivs 225 fest mit dem Spiegel 4012 gekoppelt ist, sich also mit diesem m itbewegt. Dies hat hinsichtlich der Abbildungsqualität Vorteile, da der Linsenkörper 4014 des Objektivs 225 immer korrekt zu seiner optischen Achse durchstrahlt wird. Die dreidimensionale Displacement of the radiation by the movable objective 225. FIG. 6b schematically shows the structure in three dimensions. The movable objective 225 has two deflection mirrors 4010 and 4012, between which the beam path extends transversely to the axis onto the image field 4002. By shifting the mirror 4012, it is possible to set where the radiation impinges on a lens body 4014 of the movable objective 225 along an optical axis 4000. This lens body 4014 is shown in Fig. 6 differently than the upstream elements 4012, 4010, 430 in the y / x plane, that is perpendicular to the z-plane. Equally perpendicular to the z-plane, an image field 4002 is shown, in which the radiation can be adjusted by the movable objective 225 in the x / y-plane. FIG. 6b shows that the lens body 4014 of the objective 225 is fixedly coupled to the mirror 4012, that is to say it moves with it. This has advantages in terms of imaging quality, since the lens body 4014 of the objective 225 is always irradiated correctly to its optical axis. The three-dimensional
Darstellung der Fig. 6b lässt die Verstellwirkung der Spiegel 4010 und 4012 unter Mitführung der jeweils nachgeordneten Elemente (Linsenkörper 4014 des Objektivs 225 zusammen m it dem Spiegel 4012 bzw. Spiegel 4012 und Linsenkörper 4014 bei Bewegung des Spiegels 4010) gut erkennen. Representation of Fig. 6b can be the Verstellwirkung the mirror 4010 and 4012 along with the respective downstream elements (lens body 4014 of the lens 225 together with the mirror 4012 or mirror 4012 and lens body 4014 when moving the mirror 4010) well recognize.
Die linke Darstellung der Fig. 6a zeigt den längsten Strahlengang, der im Rahmen der The left-hand illustration of FIG. 6 a shows the longest beam path which, in the context of FIG
Verstellung es beweglichen Objektivs 225, d. h. bei maximal ausgefahrenem Spiegel 4012 auftreten kann. Die rechte Darstellung zeigt dementsprechend den kürzesten Strahlengang bei vollständig eingefahrenem Spiegel 4012. Fig. 6a zeigt aufgrund der Schnittdarstellung lediglich die Verstellung des Spiegels 4012 in Form einer Verkürzung des Strahlenganges zwischen den Spiegeln 4010 und 4012. Natürlich würde diese Verkürzung lediglich eine Verschiebung im Bildfeld 4002 längs einer Achse realisieren. Die zweite Verschiebungsachse wird entweder
durch Rotation des Spiegels 4010 und Mitschwenken der Spiegel 4012 sowie des Adjusting it movable lens 225, ie at maximum extended mirror 4012 may occur. The right-hand illustration accordingly shows the shortest beam path when the mirror 4012 is completely retracted. FIG. 6a shows, due to the sectional illustration, only the adjustment of the mirror 4012 in the form of a shortening of the beam path between the mirrors 4010 and 4012. Of course, this shortening would merely be a shift in the image field 4002 realize along an axis. The second shift axis becomes either by rotation of the mirror 4010 and pivoting of the mirror 4012 and the
Linsenkörpers 4014 realisiert oder durch Verkürzen des Abstandes zwischen dem Spiegel 4013 und dem Spiegel 430 unter gleichzeitigem Mitführen des Spiegels 4012 und dem Linsenkörper 4014. Lensenkörpers 4014 realized or by shortening the distance between the mirror 4013 and the mirror 430 while simultaneously carrying the mirror 4012 and the lens body 4014th
Durch die große Kohärenzlänge der OCT-Lichtquelle 405 in Luft größer als 45 mm , besonders bevorzugt größer als 60 m m , ist es möglich, dass der gesamte Vorderkammerabschnitt innerhalb eines durch das Durchstimmen der Swept-Source-Quelle gegebenen A-Scans erfasst wird, selbst dann , wenn sich durch die laterale Objektivbewegung der optische Weg zum Auge 900 verlängert bzw. ändert, ohne dass die optische Weglänge des Referenzstrahlenganges z. B. durch Verschieben eines Referenzspiegels angepasst werden m uss. Um den Einfluss der Bewegung des Objektives 225 auf das OCT-Signal zu kompensieren, werden bevorzugt bei der Berechnung der A-Scans aus den OCT-Signalen die Weglängenunterschiede - typischerweise bis zu 6 mm bei unterschiedlichen Objektiv-Positionen - m it berücksichtigt. Due to the large coherence length of the OCT light source 405 in air greater than 45 mm, more preferably greater than 60 mm, it is possible that the entire anterior chamber portion is detected within an A-scan given by the tuning of the swept source source itself when, as a result of the lateral movement of the objective, the optical path to the eye 900 is lengthened or changed, without the optical path length of the reference beam path z. B. be adjusted by moving a reference mirror m uss. In order to compensate for the influence of the movement of the objective 225 on the OCT signal, the path length differences-typically up to 6 mm for different objective positions-are preferably taken into account in the calculation of the A-scans from the OCT signals.
Wie in Fig. 4 zu erkennen ist, wird über ein Prisma 350 ein zweiter Strahlengang zur As can be seen in Fig. 4, via a prism 350, a second beam path to
Beobachtung, beispielsweise auf eine Kamera 260 eingekoppelt. In der Darstellung der Fig. 4 wird dabei ein Bauernfeind-Prisma verwendet. Bevorzug ist für das System jedoch der Prismateiler 1 000 der Fig. 7. Er koppelt einen ersten Strahlengang 1 001 und einen zweiten Strahlengang 1 002. Der erste Strahlengang 1001 fällt durch das (Haupt)-Objektiv 225 auf das Auge 900. Der zweite Strahlengang 1002 verläuft ebenfalls zum Auge 900, wird jedoch vom Prismateiler 1 000 abgeteilt. Der Prismateiler 1000 besteht aus einem Leman-Prisma 1003. Dieser Prismentyp wird auch als Sprenger-Leman-Prisma oder Leman-Sprenger-Prisma bezeichnet. Er ist beispielsweise aus der Veröffentlichung, Lexikon der Physik, Spektrum akadem ischer Verlag Heidelberg, 1998, oder der Veröffentlichung, H. Haferkorn,„Optik: Observation, for example, coupled to a camera 260. In the illustration of FIG. 4, a peasant enemy prism is used. However, the preferred system for the system is the prism splitter 1000 of FIG. 7. It couples a first beam path 1 001 and a second beam path 1 002. The first beam path 1001 falls through the (main) objective 225 onto the eye 900. The second beam path 1002 also runs to the eye 900, but is separated from the prism splitter 1000. Prism stacker 1000 consists of a Leman prism 1003. This prism type is also referred to as a Sprenger-Leman prism or Leman-Sprenger prism. It is, for example, from the publication, Lexikon der Physik, Spectrum akadem ischer Verlag Heidelberg, 1998, or the publication, H. Haferkorn, "Optics:
physikalisch-technische Grundlagen und Anwendungen", Vieweg Verlag, dort in Abb. 5.131 , oder S. Flügge,„Optische Instrumente / Optical Instruments", Springer Verlag, dort Seite 218, Fig. 21 , bekannt. Dieses nachfolgend als Leman-Prisma bezeichnete Prisma ist im Prismateiler 1000 um ein Zusatzprisma 1004 ergänzt, das an der dem Auge nächst liegenden Umlenkfläche 1005 des Leman-Prismas 1003 angekittet ist. Das Zusatzprisma 1004 sorgt dafür, dass die optische Achse des ersten Strahlenganges 1001 beim Durchgang durch den Prismateiler 1000 nicht umgelenkt wird. Anders als beim Bauernfeind-Prisma der Fig. 4 wird der zweite Physico-technical fundamentals and applications ", Vieweg Verlag, there in Fig. 5.131, or S. Flügge," Optical Instruments / Optical Instruments ", Springer Verlag, there page 218, Fig. 21, known. This prism, hereinafter referred to as the Leman prism, is supplemented in the prism splitter 1000 by an additional prism 1004 which is cemented to the deflecting surface 1005 of the Leman prism 1003 closest to the eye. The additional prism 1004 ensures that the optical axis of the first beam path 1001 is not deflected when passing through the prism splitter 1000. Unlike the Bauernfeind prism of FIG. 4, the second
Strahlengang 1 004 an seiner Austrittsfläche 1006 parallel zum ersten Strahlengang 1001 nach dessen Austritt an der Austrittsfläche 1007 abgegeben. An der Eintrittsfläche 1008 propagieren erster und zweiter Strahlengang koaxial. Beam path 1 004 emitted at its exit surface 1006 parallel to the first beam path 1001 after its exit at the exit surface 1007. At the entrance surface 1008 propagate first and second beam path coaxially.
Der Prismateiler 1000 ist gegenüber der optischen Achse zwischen Objektiv 225 und Auge 900 leicht verkippt, beispielsweise zwischen 0,5 und 3 Grad um durch das Objektiv 225 einfallende
Beleuchtungsstrahlung nicht in den Strahlengang zurück zu reflektieren. Dies wäre The prism splitter 1000 is slightly tilted with respect to the optical axis between the objective 225 and the eye 900, for example between 0.5 and 3 degrees around the objective 225 Illumination radiation does not reflect back into the beam path. This would be
beispielsweise bei einem OCT störend. Um die Verkippung zu kompensieren ist zusätzlich noch ein planparalleles Kompensationsprisma 1009 zwischen der Eintrittsstelle 1 008 und dem Auge 900 vorgesehen, das im gleichen Verkippungswinkel wie der Prismateiler 1000 im überlagerten ersten und zweiten Strahlengang liegt, jedoch mit um 90 Grad verdrehtem Azimut. Dadurch ist ein durch die Verkippung des Prismateilers 1 000 erzeugter Astigmatismus kompensiert. Zudem erhöht sich dadurch vorteilhaft der Arbeitsabstand. for example, in an OCT disturbing. In order to compensate for the tilt, there is additionally provided a plane-parallel compensation prism 1009 between the entry point 1 008 and the eye 900, which lies in the same tilt angle as the prism file 1000 in the superimposed first and second beam path, but with azimuth twisted by 90 degrees. As a result, an astigmatism generated by the tilting of the prism filter 1000 is compensated. In addition, this advantageously increases the working distance.
Das Hauptobjektiv 225 im Applikator- Kopf 320 ist beweglich, z. B. mittels des anhand Fig. 6 erläuterten Aufbaus. Nach dem Hauptobjektiv 225 m uss, wie Fig. 4 zeigt, Platz für die The main objective 225 in the applicator head 320 is movable, e.g. B. by means of Fig. 6 explained construction. After the main objective 225 m uss, as shown in FIG. 4, space for the
Einkopplung mittels weiterer Strahlengänge, beispielsweise des Strahlteilers 350/1000 sein. Um zu vermeiden, dass nach dem Hauptobjektiv ein Zwischenfokus entsteht, muss das Coupling by means of other beam paths, for example, the beam splitter 350/1000 be. To avoid that after the main objective an intermediate focus arises, that must
Hauptobjektiv eine gewisse Brennweite haben. Die Brennweite des Hauptobjektivs ist deshalb nach diesem Gesichtspunkt groß zu wählen, um nach dem Hauptobjektiv 225 noch weitere Elemente, beispielsweise dem Prismateiler 1 000 platzieren zu können. Eine lange Brennweite wirkt sich zudem auch positiv auf den Arbeitsabstand aus, so dass ein hinreichender Abstand zum Patientenkopf möglich ist. Unter einem anderen Gesichtspunkt ist allerdings die Main lens have a certain focal length. The focal length of the main objective is therefore to be selected according to this aspect large, in order to place after the main objective 225 even more elements, such as the prism splitter 1000. A long focal length also has a positive effect on the working distance, so that a sufficient distance to the patient's head is possible. From another point of view, however, is the
Brennweite des Hauptobjektivs klein zu wählen. Bei großen Brennweiten bewirken bereits kleinste Strahlwinkelabweichungen im Gerät einen großen Streukreis der Laserstrahlung am Auge, was insbesondere bei Kurzpuls-Laserstrahlung sehr störend ist und verm ieden werden muss. Außerdem wird der Strahldurchmesser in der Nullstellung des Hauptobjektivs sehr groß. Einen besonders guten Ausgleich erreicht ein Hauptobjektiv m it einer Brennweite zwischen 20 mm und 40 mm , bevorzugt zwischen 25 mm und 35 mm . Weiter ist das Hauptobjektiv als Kombination aus einer Positivlinse und einer dazu beabstandeten Negativlinse ausgeführt, wie Fig. 8 schematisch zeigt, die nebeneinander dargestellt zwei verschiedene Varianten für das Hauptobjektiv enthält. In beiden Abbildungen besteht das Hauptobjektiv aus einer Positivlinse 2001 und einer Negativlinse 2002, die gemeinsam einen Fokus 2000 erzeugen, der vom letzten Linsenelement, der Positivlinse 2001 aus gesehen in einem Arbeitsabstand d liegt. Die Negativlinse 2002 weitet den Strahlengang auf, die Positivlinse 2001 fokussiert ihn m it großem Arbeitsabstand in den Fokus 2000. Die Positivlinse ist bevorzugt aus einem Kronglas m it einer Abbezahl von mindestens 50 gefertigt. Um Abbildungsfehler insgesamt zu minim ieren, ist sie bevorzugt aus einem Material m it einer Brechzahl von mindestens 1 ,6. Die Negativlinse ist in einer Ausführungsform , die in Fig. 8 in der rechten Darstellung enthalten ist, ihrerseits als Kombinationslinse aus einem Negativlinsenglied 2003 und einem Positivlinsenglied 2004 aufgebaut. Die Reihenfolge dieser Linsenglieder ist nicht von Relevanz. Bevorzugt hat das Positivlinsenglied die gleichen Materialeigenschaften wie die Positivlinse 2001 und das Negativlinsenglied ist aus Flintglas m it einer Abbezahl von nicht über 40 und einer Brechzahl nicht unter 1 ,7 gefertigt. Die beiden Linsenglieder können m iteinander verkittet sein. In dieser
Ausgestaltung eines insgesamt dreiteiligen Hauptobjektivs 225 wird ein großer Arbeitsabstand mit Aberrationskorrektur vorteilhaft kombiniert. Focal length of the main lens to choose small. At long focal lengths, even the smallest beam angle deviations in the device cause a large scattering circle of the laser radiation on the eye, which is very disturbing, especially in the case of short-pulse laser radiation, and must be avoided. In addition, the beam diameter in the zero position of the main objective becomes very large. A particularly good balance is achieved by a main objective with a focal length between 20 mm and 40 mm, preferably between 25 mm and 35 mm. Furthermore, the main objective is designed as a combination of a positive lens and a negative lens spaced therefrom, as shown schematically in FIG. 8, which shows side by side two different variants for the main objective. In both figures, the main objective consists of a positive lens 2001 and a negative lens 2002, which together produce a focus 2000 which is at a working distance d from the last lens element, the positive lens 2001. The negative lens 2002 widens the beam path, the positive lens 2001 focuses it with a long working distance into the focus 2000. The positive lens is preferably made of a crown glass with a Abbe number of at least 50. To minimize aberrations as a whole, it is preferably made of a material having a refractive index of at least 1.6. The negative lens is constructed as a combination lens of a negative lens member 2003 and a positive lens member 2004 in an embodiment included in FIG. 8 in the right-hand illustration. The order of these lens elements is not relevant. Preferably, the positive lens member has the same material properties as the positive lens 2001, and the negative lens member is made of flint glass having an Abbe number of not more than 40 and a refractive index not less than 1.7. The two lens elements can be cemented together. In this Embodiment of a total of three-part main objective 225, a large working distance with aberration correction is advantageously combined.
Insbesondere bei der Kataraktoperation muss ein großer axialer Tiefenbereich abgedeckt werden, in dem die Laserstrahlung einen optischen Durchbruch erzeugen kann. Die numerische Apertur sollte sich dabei nicht ändern. Bei den in Fig. 9 links dargestellten Verhältnissen, bei denen eine Schnittweitenänderung mit konstantem Strahldurchmesser auf dem Hauptobjektiv 225 ausgeführt wird (im Falle der mehrteiligen Bauweise der Fig. 8 beispielsweise auf der Positivlinse 2001 oder einer zwischen der Positivlinse 2001 und der Negativlinse 2002 liegenden Ebene), ändert sich die numerische Apertur je nach Lage des Fokus 2000. Es ist deshalb vorgesehen, den Strahlengang so auszugestalten, dass der Strahlquerschnitt nicht in der Hauptebene 2005 des Hauptobjektivs 225 konstant bleibt, sondern in der hinteren In cataract surgery in particular, a large axial depth range must be covered in which the laser radiation can generate an optical breakthrough. The numerical aperture should not change. In the case of the ratios shown at the left in FIG. 9, a change in the focal length with constant beam diameter is carried out on the main objective 225 (in the case of the multi-part construction of FIG. 8, for example on the positive lens 2001 or a plane lying between the positive lens 2001 and the negative lens 2002 ), the numerical aperture changes depending on the position of the focus 2000. It is therefore intended to design the beam path such that the beam cross section does not remain constant in the main plane 2005 of the main objective 225, but in the rear one
Brennebene 2006 des Hauptobjektivs 225. Dann ist auch bei verschiedenen z-Lagen des Fokus, d. h. bei verschiedenen augenseitigen Schnittweiten die numerische Apertur im Fokus 2000 unverändert. Im System 200 wird dies dadurch erreicht, dass das divergenzvariierende Element als Galilei-Teleskop 2010 ausgeführt ist (vgl. Fig. 10), das aus einer Negativlinse 201 1 und einer Positivlinse 2012 zusammengesetzt ist. Die Negativlinse 201 1 wird verschoben, was in Fig. 10 durch einen Pfeil veranschaulicht wird, um die Divergenzvariation auszuführen und im Ergebnis im Zusammenhang mit dem Objektiv 225 die z-Position des Fokus 2000 zu verschieben. Alternativ zu einem Teleskop vom Galilei-Typ ist auch das in Fig. 1 1 gezeigteFocal plane 2006 of the main objective 225. Then, even with different z-positions of the focus, i. H. at different eye-side intersections, the numerical aperture in Focus 2000 remains unchanged. In the system 200, this is achieved by designing the divergence-varying element as a Galilean telescope 2010 (see Fig. 10) composed of a negative lens 201 1 and a positive lens 2012. The negative lens 201 1 is shifted, which is illustrated by an arrow in FIG. 10, to carry out the divergence variation and, as a result, to shift the z position of the focus 2000 in conjunction with the objective 225. As an alternative to a galilei-type telescope, the one shown in FIG
Teleskop vom Kepler-Typ möglich, das aus zwei Positivlinsen 2012 und 2013 aufgebaut ist. Es weist jedoch einen realen Zwischenfokus 2014 auf, der je nach Anwendung, insbesondere bei materialbearbeitender Kurzpuls-Laserstrahlung, nachteilig sein kann, da es dort bei Fällen großer numerischer Apertur zu optischen Durchbrüchen, d. h. Ionisierung der Luft, kommen kann. Es ist deshalb für das erste und zweite System 200 bevorzugt, die Divergenzvariation mittels eines Teleskops 2010 vom Galilei-Typ durchzuführen. Telescope of the Kepler type possible, which is composed of two positive lenses 2012 and 2013. However, it has a real intermediate focus 2014, which may be disadvantageous depending on the application, in particular in material processing short-pulse laser radiation, since there in cases of large numerical aperture to optical breakthroughs, d. H. Ionization of the air, can come. It is therefore preferable for the first and second systems 200 to perform the divergence variation by means of a Galilean type telescope 2010.
Um eine möglichst schnelle und gleichzeitig langhubige z-Variation ausführen zu können, ist eine Hintereinanderschaltung zweier divergenzvariierender Elemente, beispielsweise Teleskope vom Kepler-Typ, vorgesehen, wobei ein divergenzvariierendes Element einen kurzen In order to be able to carry out a z-variation that is as fast as possible and at the same time long-stroke, a series connection of two divergence-varying elements, for example telescopes of the Kepler type, is provided, wherein a divergence-varying element has a short
Verstellweg aufweist und dementsprechend eine schnelle Verstellung ermöglicht, wohingegen das andere divergenzvariierende Element eine in z-Richtung langhubige vergleichsweise langsamere Verstellung ausführt. Um einen konstanten Strahlquerschnitt beizubehalten, wird die Ausgangsebene des einen divergenzvariierenden Moduls 2010 in eine Eingangsebene 2017 des nächsten divergenzvariierenden Moduls abgebildet. Dies zeigt Fig. 4. Die Abbildung erfolgt mittels eines 4-f-Systems umfassend zwei Positivlinsen 2018 und 2019. Der Abstand der beiden Positivlinsen des 4-f-Systems voneinander beträgt stets die Summe der beiden Linsenbrennweiten. Die Ebene konstanten Strahlquerschnittes 2016 bzw. 2017 befinden sich
jeweils an den außen liegenden Brennpunkten der beiden Linsen 2018 und 2019. So bleibt die numerische Apertur im realen Zwischenbild 2020 im Inneren des 4-f-Systems während der Fokussierung unverändert, steigt also insbesondere nicht an. Sie kann dann so ausgelegt werden, dass bei Kurzpuls-Laserstrahlung kein optischer Durchbruch im realen Zwischenbild, d. h. Zwischenfokus 2020 entsteht. So kann gezielt die unerwünschte Luftionisierung über den gesamten Fokusverstellbereich verhindert werden. Having adjustment and accordingly allows rapid adjustment, whereas the other divergence-varying element performs a z-direction long-stroke relatively slower adjustment. To maintain a constant beam cross-section, the output plane of the one divergence-varying module 2010 is mapped into an input plane 2017 of the next divergence-varying module. This is shown in FIG. 4. The image is formed by means of a 4 f system comprising two positive lenses 2018 and 2019. The distance between the two positive lenses of the 4 f system is always the sum of the two lens focal lengths. The plane of constant beam cross-section 2016 or 2017 are located in each case at the outer foci of the two lenses 2018 and 2019. Thus, the numerical aperture in the real intermediate image 2020 remains unchanged in the interior of the 4 f system during the focusing, ie in particular does not increase. It can then be designed so that no optical breakthrough occurs in the real intermediate image, ie intermediate focus 2020, with short-pulse laser radiation. Thus, the undesirable Luftionisierung over the entire Fokusverstellbereich can be specifically prevented.
In Fig. 10 wurde als Ebene konstanten Strahlquerschnittes die hintere Brennebene 2006 des Hauptobjektivs 225 eingetragen. Dies ist lediglich exemplarisch, um die Funktion des divergenzvariierenden Moduls zu erläutern. Um nahe des Patienten möglichst wenig bewegte Teile, insbesondere nicht die bewegte Negativlinse 201 1 anordnen zu müssen, wird man die Ebene konstanten Strahlquerschnittes, die sich ausgangsseitig des divergenzvariierenden Moduls 2010 ergibt, über eine Übertragungsabbildung in die hintere Brennebene des Objektivs 225 übertragen. Auf diese Weise können die mechanischen Fokussierbewegungen, also die mechanischen Schwingungen vom Applikator-Kopf 320, welcher sich in Kontakt mit demIn FIG. 10, the rear focal plane 2006 of the main objective 225 was entered as a plane of constant beam cross-section. This is merely exemplary in order to explain the function of the divergence-varying module. In order to arrange as few moving parts near the patient as possible, in particular not the moving negative lens 201 1, one transmits the plane constant beam cross-section, the output side of the divergence-varying module 2010, via a transfer image in the rear focal plane of the lens 225. In this way, the mechanical focusing movements, so the mechanical vibrations of the applicator head 320, which is in contact with the
Patientenauge befindet, entkoppelt werden und man kann die divergenzvariierenden Module im Gehäuse 1 10 und insbesondere auf der erwähnten Optik anordnen. Diese Übertragung wird durch einen Strahlengang mittels mindestens einem 4-f-System durch den Gelenkarm 130 durchgeführt. Fig. 13 zeigt diesen übertragenden Strahlengang in zwei verschiedenen Patient eye is located, are decoupled and you can arrange the Divergenzvariierenden modules in the housing 1 10 and in particular on the aforementioned optics. This transmission is performed by a beam path by means of at least a 4-f system by the articulated arm 130. Fig. 13 shows this transmitting beam path in two different
Stellungen des divergenzvariierenden Elementes 2010, wobei zur Vereinfachung nur ein Galilei-Teleskop eingezeichnet ist. Der übertragende Strahlengang überträgt Ebenen 2016 konstanten Strahlquerschnitts in die hintere Brennebene 2006 des Hauptobjektivs 225, das den Fokus im Auge 900 bildet. Die Lage dieses Fokus im Auge 900 hängt von der Einstellung des divergenzvariierenden Elementes 2010 ab. Bei einer Nullstellung ergibt sich eine Nullebene 2030, um die herum der Fokus in eine maximale vordere Ebene 2031 bzw. eine maximale hintere Ebene 2032 verstellt werden kann. Der maximale Abstand von der Nullebene 2030 stellt einen maximalen Schärfetiefenbereich STMAX dar. Fig. 13 zeigt den Strahlengang für die beiden Extremstellungen des divergenzvariierenden optischen Elementes 2010, das in der konkreten Ausführungsform, wie sie anhand der vorherigen Figuren erläutert wurde, durch zwei Module realisiert ist, die in Fig. 13 jedoch nicht dargestellt sind. Die Ebene 2013 konstanten Positions of the divergence-varying element 2010, wherein for simplicity only a Galilean telescope is located. The transmitting beam path transmits planes 2016 of constant beam cross-section into the rear focal plane 2006 of the main objective 225, which forms the focus in the eye 900. The location of this focus in the eye 900 depends on the setting of the divergence-varying element 2010. A zero position results in a zero plane 2030, around which the focus can be adjusted into a maximum front plane 2031 and a maximum rear plane 2032, respectively. The maximum distance from the zero plane 2030 represents a maximum depth of field STMAX. FIG. 13 shows the beam path for the two extreme positions of the divergence-varying optical element 2010, which in the specific embodiment, as explained with reference to the previous figures, is realized by two modules , which are not shown in Fig. 13, however. The level 2013 constant
Strahlquerschnitts, welche am Ausgang des divergenzvariierenden Elementes 2010 vorliegt, wird durch mindestens ein 4-f-System, in Fig. 13 sind zwei gezeigt, in die hintere Brennebene 2003 des Hauptobjektivs 225 übertragen. Ein erstes 4-f-System 2022 weist zwei Positivlinsen 2023 und 2024 gleicher Brennweite auf, die in der bekannten 4-f-Konfiguration liegen, so dass zwischen ihnen ein Zwischenfokus 2025 gebildet ist. Gleiches gilt für ein zweites 4-f-System 2026, das zwei Positivlinsen 2027 und 2028 sowie einen Zwischenfokus 2029 hat. Die Ebenen konstanten Strahlquerschnittes 2016 sowie die hintere Brennebene 2006 liegen jeweils in der Brennebene des zugeordneten 4-f-Systems bzw. der entsprechenden Positivlinse. Aufgrund der
großen Fokusverstellung, welche das divergenzvariierende Element 2010 erzeugt, bewegen sich die Zwischenfoki 2025 und 2029 über vergleichsweise weite axiale Strecken. Die entsprechenden Um lenkspiegel entlang des Gelenkarms 130 liegen zwischen der letzten Linse des divergenzverändernden Elementes 2010 und der ersten Linse 2023 des ersten 4-f-Systems bzw. der letzten Linse 2024 des ersten 4-f-Elementes 2022 und der ersten Linse des folgenden 4-f-Elementes. Allgemein gesprochen befinden sich die Umlenkspiegel jeweils außerhalb der jeweiligen 4-f-Systeme. Die Strecken zwischen den 4-f-Systemen, d. h. zwischen den Linsen 2023 und 2024 bzw. 2027 und 2028 sind Abschnitte des übertragenden Strahlengangs, die innerhalb eines starren Gliedes des Gelenkarmes liegen. Auf diese Weise ist verhindert, dass die über einen Weitenbereich wandernden Zwischenfoki 2025 und 2029 auf optischen Beam cross-section, which is present at the output of the divergence-varying element 2010 is transmitted through at least one 4-f system, two shown in Fig. 13, in the rear focal plane 2003 of the main objective 225. A first 4 f system 2022 has two positive lenses 2023 and 2024 of the same focal length, which are in the known 4-f configuration, so that an intermediate focus 2025 is formed between them. The same applies to a second 4 f system 2026, which has two positive lenses 2027 and 2028 and an intermediate focus 2029. The planes of constant beam cross-section 2016 as well as the rear focal plane 2006 lie in each case in the focal plane of the assigned 4-f system or the corresponding positive lens. Due to the With the large focus adjustment produced by the divergence varying element 2010, the intermediate foci 2025 and 2029 move over comparatively wide axial distances. The respective deflecting mirrors along the articulated arm 130 lie between the last lens of the divergence changing element 2010 and the first lens 2023 of the first 4-f system and the last lens 2024 of the first 4-f element 2022 and the first lens of the following FIG -f element. Generally speaking, the deflection mirrors are each outside the respective 4-f systems. The distances between the 4-f systems, ie between the lenses 2023 and 2024 and 2027 and 2028, respectively, are portions of the transmitting beam path that lie within a rigid member of the articulated arm. In this way, the intermediate foci 2025 and 2029 traveling over a distance range are prevented from being exposed to optical
Elementen des übertragenden Strahlenganges liegen. Für die Brennweiten und Elements of the transmitting beam path lie. For the focal lengths and
Strahldurchmesser der 4-f-Systeme gelten die im allgemeinen Teil der Beschreibung genannten Gleichungen und Brennweitenangaben. Gleiches gilt für die Abmessungen der starren Glieder bzw. die Abstände der Gelenke. Beam diameters of the 4-f systems apply the equations and focal length data given in the general part of the description. The same applies to the dimensions of the rigid members or the distances between the joints.
Um den Arbeitsablauf für den Bediener möglichst einfach zu gestalten, ist - für die aus optischen Gründen notwenige Patientenschnittstelle 600, die ein Kontaktglas 610 enthält - der in Fig. 4 und 15 gezeigte Aufbau zur Bearbeitung des Auges 900 mittels eines Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 gezeigt. Der hier gezeigte Aufbau beinhaltet eine Patienten- Schnittstelle 600, einen Applikator-Kopf 220 des Systems für die Kurzpuls-Laser- Augenchirurgie 100, wobei die Patienten-Schnittstelle 600 in Fig. 14 sowohl am Auge 900 des Patienten als auch am Applikator-Kopf 220 des Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 fixiert ist und som it die relative Lage des Auges 900 zum Systems für die Kurzpuls-Laser- Augenchirurgie 100 und folglich auch zum Strahlengang der Kurzpuls-Laserstrahlung fixiert. In order to make the operation as easy as possible for the operator, for the optically necessary patient interface 600, which contains a contact lens 610, the construction shown in FIGS. 4 and 15 for processing the eye 900 by means of a system for the short-pulse laser Eye Surgery 100 shown. The design shown here includes a patient interface 600, an applicator head 220 of the system for short pulse laser ophthalmic surgery 100, where the patient interface 600 in FIG. 14 is attached to both the patient's 900 eye and the applicator head 220 of the system for the short-pulse laser ophthalmic surgery 100 and thus fixes the relative position of the eye 900 to the system for the short-pulse laser eye surgery 100 and consequently also to the beam path of the short-pulse laser radiation.
Die Patienten-Schnittstelle 600 enthält ein Kontaktglas 610, das im hier gezeigten The patient interface 600 includes a contact lens 610, shown in FIG
Ausführungsbeispiel als Flüssigkeits-Interface ausgestaltet ist. Das Kontaktglas 610 ist einteilig, aus einem vorzugsweise einheitlichen , transparenten Material gefertigt und enthält einen Saugring 612, einem Mantel 61 1 und ein optisches Element 620 an der Oberseite des Mantels 61 1 . Es umfasst weiterhin zwei Öffnungen 613,614, an die zwei Zuleitungen über Embodiment designed as a liquid interface. The contact glass 610 is in one piece, made of a preferably uniform, transparent material and includes a suction ring 612, a jacket 61 1 and an optical element 620 on the upper side of the jacket 61 1. It further comprises two openings 613,614, to the two leads via
Fixierungshilfen angeschlossen sind bzw. den Anschluss von zwei Zuleitungen erlauben, wobei je eine Zuleitung an eine der Öffnungen 613, 614 angeschlossen ist oder wird . Fixing aids are connected or allow the connection of two leads, with one lead is connected to one of the openings 613, 614 or is.
Ein einteiliges Kontaktglas 610, bei dem alle Funktionselemente integriert sind, erlaubt eine einfachere Handhabung als mehrkomponentige Kontaktgläser 610, die erst auf dem A one-piece contact glass 610, in which all functional elements are integrated, allows easier handling than multi-component contact glasses 610, which are only on the
Patientenauge 900 zusammengesetzt werden. Solche mehrkomponentigen Kontaktgläser 610 sind z. B. in den Dokumenten US 7955324 B2, US 8500723 B2, US 2013/053837 A1 , Patient eye 900 are assembled. Such multi-component contact glasses 610 are z. In documents US 7955324 B2, US 8500723 B2, US 2013/053837 A1,
WO 2012/041347 A1 beschrieben.
Die beiden Zuleitungen dienen zum Einen der Applikation von Unterdruck, hier über die untere Öffnung 613, und zum Anderen dem Zu-oder Abführen von Flüssigkeit in das Kontaktglas 610, wenn das Kontaktglas 61 0 an das Auge 900 angedockt ist, über die obere Öffnung 614. WO 2012/041347 A1 describes. The two supply lines serve on the one hand the application of negative pressure, here via the lower opening 613, and on the other hand the supply or discharge of liquid into the contact glass 610, when the contact glass 61 0 is docked to the eye 900, via the upper opening 614 ,
In einer bevorzugten Variante ist weiter ein Überlaufaustritt 615 im oberen, dem Auge 900 fernen Mantelbereich des Kontaktglases 610 vorgesehen, über den überschüssige Flüssigkeit oder Luft beim Befüllen aus dem Kontaktglas 610 austreten kann. Bevorzugt enthält die Patienten-Schnittstelle 600 ein mechanisch lösbares Koppelelement 651 zur mechanischen Fixation des Kontaktglases 610 am Applikator- Kopf 220. Alternativ ist es möglich, dass die Patienten-Schnittstelle 600 anstelle einer mechanischen Schnittstelle m it mechanisch lösbarem Koppelelement 651 , ein Kontaktglas 610 m it einer weiteren Saugstruktur enthält, die aus dem gleichen Material wie das Kontaktglas 610 gefertigt ist. Diese weitere Saugstruktur hält bei Applikation von Unterdruck das Kontaktglas 610 am Applikator-Kopf 220. Da es sich um eine Alternativlösung handelt, ist dies nicht in Fig. 14 gezeigt. In a preferred variant, an overflow outlet 615 is furthermore provided in the upper jacket region of the contact glass 610 remote from the eye 900, via which excess liquid or air can escape from the contact glass 610 during filling. Preferably, the patient interface 600 includes a mechanically releasable coupling element 651 for mechanical fixation of the contact lens 610 on the applicator head 220. Alternatively, it is possible that the patient interface 600 instead of a mechanical interface with mechanically detachable coupling element 651, a contact glass 610 m it contains a further suction structure, which is made of the same material as the contact glass 610. This further suction structure holds the contact glass 610 on the applicator head 220 when negative pressure is applied. Since this is an alternative solution, this is not shown in FIG. 14.
Insbesondere für die Sterilität ist eine Patienten-Schnittstelle 600, die zusätzlich einen In particular for sterility is a patient interface 600, which in addition a
Applikator-Kopf-Schutz 650 enthält, der vorzugsweise m ittig eine Aussparung aufweist, von Vorteil. Dieser Applikator-Kopf-Schutz 650 kann über die dem Auge 900 zugewandten Seite des dem Applikator-Kopfs 220 aufgesetzt und m it fixiert werden , wie in der Fig. 14 gezeigt. Dieser Applikator-Kopf-Schutz verhindert, dass der Applikator-Kopf 220 während der Operation z.B. durch Flüssigkeiten verunreinigt wird . Die Aussparung erlaubt es die Patienten-Schnittstelle 600 mit dem Kontaktglas 610 direkt an dem Applikator-Kopf 220 zu befestigen, so dass der Applikator-Kopf-Schutz 650 kein Hindernis im Strahlengang der Kurzpuls-Laserstrahlung zwischen dem System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 und dem optischen Element 620 des Kontaktglases 610 darstellt. Ist die Aussparung dabei m ittig im Applikator-Kopf-SchutzApplicator head protection 650, which preferably has a recess mit mittig, beneficial. This applicator head protection 650 can be placed over the eye 900 side facing the applicator head 220 and fixed with it, as shown in Fig. 14. This applicator head protection prevents the applicator head 220 during operation, e.g. contaminated by liquids. The recess allows the patient interface 600 to be attached directly to the applicator head 220 with the contact lens 610 such that the applicator head protector 650 does not obstruct the beam path of the short pulse laser radiation between the system for the short pulse laser eye surgery 100 and the optical element 620 of the contact glass 610 represents. If the recess is meager in the applicator head protection
650 realisiert, wird ein räum lich gleichmäßiger Schutz des Applikator-Kopfes 220 erreicht. Vorteilhaft wird der Applikator-Kopf-Schutz 650 durch ein mechanisch lösbares Koppelelement650 realized, a spatial Lich uniform protection of the applicator head 220 is achieved. Advantageously, the applicator head protection 650 by a mechanically releasable coupling element
651 mit dem Applikator-Kopf 220 verbunden. 651 connected to the applicator head 220.
Um das Andocken und insbesondere die laterale Ausrichtung des Applikations-Kopfes 220 zu unterstützen, wird in Fig. 14 und 15 ein für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie besonders geeignetes Beleuchtungssystem offenbart: In den Mantel 61 1 des Kontaktglases 610 ist eine lichtleitende Struktur 635 eingelassen. In den Applikator-Kopf 220 eines des Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 wiederum ist eine Lichtquelle 630-1 , die sichtbares Licht em ittiert und/oder eine Lichtquelle 630-2, die Licht einer bestimmten Spektralzusammensetzung
em ittiert, integriert. Insbesondere während des chirurgischen Eingriffs unter Einsatz einer Kurzpuls-Laserstrahlung im Auge 900, bei der die Kurzpuls-Laserstrahlung über optische Elemente des Applikator-Kopfs 220 in das Auge 900 geleitet wird und dadurch der optische Weg in einen darüber befindlichen Mikroskop-Kopf 320 versperrt oder beeinträchtigt wird, kann das Auge 900 beispielsweise m it Licht 630-2 beleuchtet werden, und das vom Auge 900 reflektierte Licht über ein Strahlteiler-Prisma 350, das z. B. selektiv infrarotes und grünes bzw. gelbes Licht reflektiert, in eine Kamera 360, die dieses Licht detektieren kann, geleitet werden. Das Prisma 350 reflektiert bevorzugt Wellenlängen, die von der Kurzpuls-Laserquelle 210 oder von der OCT-Lichtquelle 405 genutzt werden. Licht dieser nicht vom Prisma 350 reflektierten Wellenlängen verläuft ohne Störung durch das Prisma 350 hindurch. In order to support the docking and in particular the lateral alignment of the application head 220, FIGS. 14 and 15 disclose a lighting system which is particularly suitable for short-pulse laser eye surgery. A light-conducting structure 635 is embedded in the jacket 61 1 of the contact lens 610 , In turn, in the applicator head 220 of the system for the short pulse laser eye surgery 100, a light source 630-1 that emits visible light and / or a light source 630-2 is the light of a particular spectral composition emited, integrated. In particular, during the surgical procedure using short-pulse laser radiation in the eye 900, in which the short-pulse laser radiation is guided via optical elements of the applicator head 220 in the eye 900 and thereby blocks the optical path in a microscope head 320 above or is impaired, for example, the eye 900 may be illuminated with light 630-2, and the light reflected from the eye 900 may be transmitted through a beam splitter prism 350, e.g. B. selectively reflected infrared and green or yellow light, in a camera 360, which can detect this light, are passed. The prism 350 preferably reflects wavelengths used by the short pulse laser source 210 or the OCT light source 405. Light from this wavelength, which is not reflected by the prism 350, passes through the prism 350 without interference.
Dieser Aufbau hat den Vorteil, dass gegenüber der alternativen Lösung der Beleuchtung durch eine im Operations-Mikroskop 300 vorhandene Beleuchtung, keine Reflexe durch die zusätzlichen im Beleuchtungsstrahlengang befindlichen optischen Elemente des Applikator- Kopfs 220 hinzukommen und das Bild beeinträchtigen. This construction has the advantage that, in contrast to the alternative solution of illumination by means of illumination present in the operating microscope 300, no reflections are added by the additional optical elements of the applicator head 220 located in the illumination beam path and impair the image.
Weiter ist es von Vorteil , wenn im Applikator-Kopf 220 ein Kraftsensor 655 integriert ist, der bei einem Andocken der Patienten-Schnittstelle 600 in Kontakt m it dem Kontaktglas 610 steht. Der Kraftsensor 655 und sowohl die sichtbares Licht emittierende Lichtquelle 630-1 als auch die das Licht der bestimmten Spektralzusammensetzung emittierende Lichtquelle 630-2 sind vorteilhaft mit einem Steuergerät 500 verbunden, das auch das System für die Kurzpuls-Laser- Augenchirurgie 100 steuert, oder aber m it einer zusätzlichen Steuereinheit 500', die mit dem Steuergerät des Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 1 00 über It is also advantageous if a force sensor 655, which is in contact with the contact glass 610 when the patient interface 600 is docked, is integrated in the applicator head 220. The force sensor 655 and both the visible light emitting light source 630-1 and the light source of the particular spectral composition emitting light source 630-2 are advantageously connected to a controller 500 which also controls the system for the short pulse laser ophthalmic surgery 100, or with an additional control unit 500 'connected to the control unit of the system for the short-pulse laser ophthalmic surgery 1 00 over
Kommunikationswege in Kontakt steht. Communication channels in contact.
Um die Übertragung von präoperativ gemessenen Daten z. B. die Achslage des präoperativ gemessenen Astigmatism us des Auges 900 bzw. der Hornhaut 910 oder die Soll-Lage von Zugangsschnitten oder Relaxationsschnitten gegenüber den präoperativ gemessenen To the transmission of preoperatively measured data z. B. the axial position of the preoperatively measured astigmatism us the eye 900 or the cornea 910 or the target position of access incisions or relaxation sections compared to the preoperatively measured
Astigmatism us-Achsen des Auges 900 bzw. der Hornhaut 910 korrekt auch während der Operation auf das Auge ausrichten zu können, werden im Stand der Technik die präoperativen Daten oder gewünschten Soll-Lagen relativ zu präoperativ gewonnenen Referenzmarken festgelegt bzw. referenziert. Als Referenzmarken werden natürlich vorhandene Marken wie Gefäßstrukturen in der Sklera oder Irisstrukturen oder einfach nur ein Gesamtbild des Auges 900 mit seinen vorhandenen Strukturen verwendet. Astigmatism us axes of the eye 900 and the cornea 910 correctly during surgery to the eye to align, in the prior art, the preoperative data or desired target positions relative to preoperative reference marks established or referenced. Of course, existing reference marks such as vascular structures in the sclera or iris structures, or simply an overall image of the eye 900 with its existing structures are used as reference marks.
Um diese Gefäßstrukturen in der Sklera besonders gut zu erkennen, ist es vorgesehen , grüne bzw. gelbe Beleuchtungsquellen 3000 vorzusehen, die das Auge in einem Spektralbereich beleuchten, in dem das Hämoglobin des Blutes besonders gut absorbiert. Auf diese Weise wird
ein besonders kontrastreiches Bild erhalten, das beispielsweise auf der Kamera 360 aufgenommen wird. Entsprechende Beispiele für mögliche Orte der Beleuchtungsquelle 3000 sind in den Figuren 4, 14 und 15 eingetragen. Die grüne Beleuchtung 3000 ist so ausgebildet, dass sie den Limbus 3001 und Teile der Sklera des Auges 900 beleuchtet. Auf diese Weise wird ein kontrastreiches Bild der Gefäßstruktur in der Sklera erhalten. In order to recognize these vascular structures particularly well in the sclera, it is provided to provide green or yellow illumination sources 3000, which illuminate the eye in a spectral range in which the hemoglobin of the blood absorbs particularly well. This way will receive a particularly high-contrast image that is recorded on the camera 360, for example. Corresponding examples of possible locations of the illumination source 3000 are shown in FIGS. 4, 14 and 15. The green illumination 3000 is designed to illuminate the limbus 3001 and parts of the eye 900 sclera. In this way, a high-contrast image of the vascular structure in the sclera is obtained.
Diese Gefäßstruktur wird zur Referenzierung auf ein zuvor erzeugtes Referenzbild verwendet, das bei der Biometrie des Auges vor der aktuell stattfindenden Augenbeobachtung oder dem zu erfolgenden Therapieeingriff, beispielsweise der Kataraktoperation, erhalten wurde. Dieses Referenzbild kann beispielsweise mit demselben System 100 oder 200 erzeugt worden sein. Es gibt zusätzlich zur Wiedergabe der Referenzstrukturen, beispielsweise der Blutäderchen in der Sklera, auch die darauf bezogene Lage von Strukturmerkmalen des Auges, beispielsweise einer Astigmatismusachse an. Auch bei der biometrischen Vermessung, die präoperativ durchgeführt wird, wird das Auge grün beleuchtet. Somit stehen sowohl im Referenzbild als auch im aktuellen Bild kontrastreiche Abbilder derselben Referenzstrukturen zur Verfügung, so dass die Referenzierung der aktuellen Lage des Auges auf das Referenzbild und damit die korrekte Angabe der Augenstrukturen, beispielsweise einer Astigmatismusachse, im aktuellen Bild problemlos möglich ist. Alternativen zur Verwendung grüner oder gelber Beleuchtung sind natürlich die Beleuchtung mit Weißlicht und eine entsprechende Spektralfilterung des Referenzbildes bzw. des aktuellen Bildes oder die Beleuchtung mit auf seinem Weg spektralgefilterten Weißlicht, so dass eine einzige Beleuchtungsquelle für mehrere Zwecke genutzt werden kann. Die Verwendung grüner Beleuchtung hat jedoch den Vorteil, dass mit einer bereits ohnehin vorhandenen Kamera 360 das kontrastreiche Bild erzeugt werden kann. Hierfür ist es dann bevorzugt, dass die Teilerschicht im Strahlteiler 350 geeignet dichroitisch ausgebildet ist, um die grüne Beleuchtung auf den Limbus und die Sklera einzukoppeln und eine im grünen bzw. gelben Bereich empfindliche Kamera 360 einzusetzen. This vascular structure is used to refer to a previously generated reference image obtained in the biometry of the eye prior to the actual eye observation or the therapeutic intervention to be performed, for example cataract surgery. This reference image may have been generated, for example, with the same system 100 or 200. In addition to the reproduction of the reference structures, for example the blood vessels in the sclera, there is also the related position of structural features of the eye, for example an astigmatism axis. Also in the biometric measurement, which is carried out preoperatively, the eye is illuminated green. Thus, high-contrast images of the same reference structures are available both in the reference image and in the current image, so that the referencing of the current position of the eye to the reference image and thus the correct indication of the eye structures, for example an astigmatism axis, is easily possible in the current image. Alternatives to the use of green or yellow illumination are, of course, the illumination with white light and a corresponding spectral filtering of the reference image or the current image or the illumination with white light spectrally filtered on its way, so that a single illumination source can be used for several purposes. The use of green lighting, however, has the advantage that the high-contrast image can be generated with a camera 360, which already exists anyway. For this purpose, it is then preferred that the splitter layer is suitably dichroic in the beam splitter 350 in order to couple the green illumination to the limbus and the sclera and to use a camera 360 which is sensitive in the green or yellow region.
Fig. 16 zeigt schematisch den Strahlengang eines fs-Lasersystem für die Augenheilkunde, insbesondere für die Kataraktchirurgie. Dabei kann es sich insbesondere um eines der zuvor beschriebenen Systeme handeln. Lichtpulse gepulster Laserstrahlung 5002, werden von einer Fokussieroptik 5008 in das Auge 900 fokussiert. Über ein divergenzvariierendes Modul, das einen z-Scanner 5004 realisiert, erfolgt eine gesteuerte z-Verschiebung des Fokus der gepulsten Laserstrahlung 5002. Ein xy-Scanner 5006, der z. B. einen x-Spiegel-Scanner und einen y-Spiegel-Scanner umfasst oder alternativ über einen kardanisch aufgehängten Spiegel- Scanner oder alternativ über einen x-Spiegel-Scanner mit nachgeschaltetem Element zur
Rotationsdrehung um die optische Achse, gelangt die Strahlung zu einem Fokus 5018 am oder im Auge 900. Ein Steuergerät 500 steuert die Scanner 5004, 5006. 16 schematically shows the beam path of an fs laser system for ophthalmology, in particular for cataract surgery. This may in particular be one of the systems described above. Pulses of pulsed laser radiation 5002 are focused into the eye 900 by focusing optics 5008. Via a divergence-varying module, which realizes a z-scanner 5004, there is a controlled z-shift of the focus of the pulsed laser radiation 5002. An xy-scanner 5006, z. B. comprises an x-mirror scanner and a y-mirror scanner or alternatively via a gimbal-mounted mirror scanner or alternatively via an x-mirror scanner with downstream element to Rotational rotation about the optical axis, the radiation passes to a focus 5018 on or in the eye 900. A controller 500 controls the scanners 5004, 5006.
Durch den z-Scanner 5004 wird die Divergenz der gepulsten Laserstrahlung 5002 beeinflusst, so dass über die Fokussieroptik 5008 die Fokuslage der gepulsten Laserstrahlung 5002 entlang der optischen Achse, also in z-Richtung, im Auge 900 geändert wird. The divergence of the pulsed laser radiation 5002 is influenced by the z-scanner 5004, so that the focal position of the pulsed laser radiation 5002 along the optical axis, ie in the z-direction, in the eye 900 is changed via the focusing optics 5008.
Durch den xy-Scanner 5006 wird die laterale Fokuslage der gepulsten Laserstrahlung 5002 senkrecht zur optischen Achse des Gerätes, also in x- und y-Richtung, eingestellt. Die The xy scanner 5006 sets the lateral focus position of the pulsed laser radiation 5002 perpendicular to the optical axis of the device, ie in the x and y directions. The
Femtosekunden-Laser-Pulse werden auf einen lateral ca. 5 μιη ausgedehnten Spot im Auge 900 fokussiert. Die Lage des Spots kann durch Scannen mittels der xy-Scanner 5006 innerhalb des Bildfeldes der Fokussieroptik 5008 im Auge 900 lateral eingestellt werden. Die Femtosecond laser pulses are focused on a lateral approximately 5 μιη extended spot in the eye 900. The location of the spot can be adjusted laterally by scanning by means of the xy scanner 5006 within the image field of the focusing optics 5008 in the eye 900. The
Tiefeneinstellung erzeugt der z-Scanner 5004. Er ist in Fig. 17 näher gezeigt. Der z-Scanner 5004 ist als Galilei-Teleskop gebildet und umfasst eine bewegliche Negativlinse 5010, die in einer Führung 5012 längs der optischen Achse OA längsverstellbar ist. Sie wirkt zusammen m it einer feststehenden Positivlinse 5014 und verstellt die Divergenz der Laserstrahlung 5002. Depth adjustment is produced by the z-scanner 5004. It is shown in more detail in FIG. The z-scanner 5004 is formed as a Galilean telescope and includes a movable negative lens 5010 which is longitudinally adjustable in a guide 5012 along the optical axis OA. It cooperates with a fixed positive lens 5014 and adjusts the divergence of the laser radiation 5002.
Fig. 18 zeigt schematisch die Verstellung der Laserstrahlung 5002 in der Kornea 5016 des Auges 900. Der xy-Scanner 5006 verstellt die Lage der optischen Achse OA lateral. Bei einer Verschiebung Axy aus der Ruhelage muss dabei aufgrund der Krümmung der Augenhornhaut 5016 zugleich eine Tiefenverstellung Δζ ausgeführt werden, um den Fokus 5018 auf einer gewünschten Bahn innerhalb der Cornea 501 6 zu halten. Die Krümm ung der Cornea 501 6 ist dabei durch ein Kontaktglas 600 auf ein bekanntes Maß eingestellt. Das Kontaktglas 600 fixiert das Auge 900. FIG. 18 schematically shows the adjustment of the laser radiation 5002 in the cornea 5016 of the eye 900. The xy scanner 5006 adjusts the position of the optical axis OA laterally. In the case of a displacement Axy from the rest position, due to the curvature of the cornea 5016, a depth adjustment Δζ must be carried out at the same time in order to keep the focus 5018 on a desired path within the cornea 501 6. The Krümm ung the cornea 501 6 is set by a contact glass 600 to a known level. The contact glass 600 fixes the eye 900.
Der z-Scanner 5006 kann z. B. als Galilei-Teleskop 2010 ausgeführt sein, das, wie in Fig. 10 zeigt, aus der Negativlinse 201 1 und der Positivlinse 2012 zusammengesetzt ist. Die The z-Scanner 5006 can be used eg. B. as Galilei telescope 2010, which, as shown in Fig. 10, from the negative lens 201 1 and the positive lens 2012 is composed. The
Negativlinse 201 1 wird verschoben, was in Fig. 10 und 17 durch einen Pfeil veranschaulicht wird, um die Divergenzvariation auszuführen und im Ergebnis die z-Position des Fokus 5018 zu verschieben . Alternativ zu einem Teleskop vom Galilei-Typ ist auch ein Teleskop vom Kepler- Typ möglich, das aus zwei Positivlinsen aufgebaut ist. Um einen realen Zwischenfokus zu vermeiden, der je nach Anwendung, insbesondere bei materialbearbeitender Kurzpuls- Laserstrahlung, nachteilig sein kann, da es dort bei Fällen großer numerischer Apertur zu optischen Durchbrüchen , d. h. Ionisierung der Luft, kommen kann, ist das Teleskop 2010 vom Galilei-Typ bevorzugt. Negative lens 201 1 is shifted, which is illustrated by an arrow in FIGS. 10 and 17, to perform the divergence variation and, as a result, to shift the z position of focus 5018. As an alternative to a telescope of the Galilei type, a telescope of the Kepler type is also possible, which is made up of two positive lenses. In order to avoid a real intermediate focus, which can be disadvantageous depending on the application, in particular in material-processing short-pulse laser radiation, since it there in cases of large numerical aperture to optical breakthroughs, d. H. Ionization of the air, the telescope 2010 is preferred by the Galilei type.
Um den Fokus möglichst ohne sphärische Aberrationen über einen weiten z-Verstellbereich in hoher Güte zu erzeugen, ist die Fokussieroptik 5008 so ausgebildet, dass sie für eine
bestimmte Stellung des z-Scanners 5004 hinsichtlich sphärischen Aberration korrigiert ist. Diese Stellung des z-Scanners 5004 entspricht einer Nullebene. Bevorzugt liegt sie mittig im abzudeckenden z-Bereich. Bei einer Verstellung des z-Scanners aus dieser Nullebene heraus verursacht die Fokussieroptik 5008 einen Öffnungsfehler (auch sphärische Aberration) , der linear m it der Entfernung von der Nullebene zunimmt. Dieser Zusammenhang ist in Fig. 5 gezeigt, welche eine Kurve 5016 für den Öffnungsfehler F der Fokussieroptik 5008 als Funktion der Verstellung der Tiefenlage des Fokus 5018 zeigt. Mit der Kurve 5016 alleine wäre das ophthalmologische Gerät 5000 unbrauchbar. Die feststehende Linsengruppe 5014 des z- Scanners ist jedoch so ausgebildet, dass sie bei Verstellung der Linsengruppe 5010 eine sphärische Aberration erzeugt, die der Kurve 5020 genügt. Sie wirkt damit als Korrekturoptik, die automatisch den Öffnungsfehler der Fokussieroptik 5008 kompensiert. Somit ist bei Ansteuerung durch das Steuergerät 500 zur Einstellung der z-Position des Fokus 5018 über einen weiten z-Bereich der Öffnungsfehler kompensiert. Die Korrektur in der Fokussieroptik 5008 ist hingegen nur für die Nullebene vorzunehmen, sodass der Korrekturaufwand in den Optikgliedern drastisch reduziert ist. In order to generate the focus as possible without spherical aberrations over a wide z-adjustment in high quality, the focusing optics 5008 is designed so that they are suitable for a certain position of the z-scanner 5004 is corrected for spherical aberration. This position of the z-scanner 5004 corresponds to a zero level. Preferably, it is centered in the z-area to be covered. Upon adjustment of the z-scanner from this null plane, the focusing optic 5008 causes an aperture error (also spherical aberration) which increases linearly with the distance from the zero plane. This relationship is shown in FIG. 5, which shows a curve 5016 for the aperture error F of the focusing optic 5008 as a function of the depth position adjustment of the focus 5018. With curve 5016 alone, the ophthalmic device 5000 would be unusable. However, the fixed lens group 5014 of the z-scanner is designed to produce a spherical aberration upon adjustment of the lens group 5010, which satisfies the curve 5020. It thus acts as a correction optic that automatically compensates for the aperture error of the focusing optic 5008. Thus, when driven by the controller 500 to adjust the z-position of the focus 5018 over a wide z-range, the aperture error is compensated. The correction in the focusing optics 5008, however, is to be made only for the zero level, so that the correction effort in the optical elements is drastically reduced.
Der Kurvenverlauf der Fig. 19 stellt einen besonders steuerungsgeringen Mechanism us bereit. Allerdings m üssen dazu die Fokussieroptik 5008 und das Kompensierelement, in dieser Ausführungsform das Optikglied 5014, möglichst präzise aufeinander angepasst werden. Diese Anpassung kann auf Kosten eines größeren Steuerungsaufwandes reduziert werden, wenn eine vom z-Scanner unabhängige Korrekturoptik eingesetzt wird, die eine einstellbare, bekannte sphärische Aberration verursacht. Das Steuergerät 500 steuert diese Korrekturoptik dann so an, dass der Öffnungsfehler, welcher z-positionsabhängig von der Fokussieroptik 5008 erzeugt wird, ausgeglichen wird. Die Fokussieroptik 5008 hat auch in dieser Ausführungsform in einer Nullebene keine sphärische Aberration. Dieser Nullebene entspricht eine Nulleinstellung der Korrekturoptik, in welcher diese ebenfalls keine sphärische Aberration erzeugt. In der Ausführungsform der Fig. 1 wäre diese Nulleinstellung zweckmäßigerweise die Mittellage des z- Scanners. Mit einer separaten Korrekturoptik ist es möglich, auch einen nicht-linearen Verlauf, wie er beispielsweise punktiert als Kurve 5022 eingezeichnet ist, auszugleichen. Auch muss der Kurvenverlauf für Korrekturoptik und Fokussieroptik 5008 dann nicht zwingend gegengleich sein. Es ist lediglich erforderlich, dass die entsprechenden Verläufe der sphärischen Aberration bekannt und als Funktion der z-Position im Steuergerät 500 hinterlegt sind.
The curve of FIG. 19 provides a particularly low control mechanism. However, the focusing optics 5008 and the compensating element, in this embodiment the optical element 5014, must be adapted to one another as precisely as possible. This adjustment can be reduced at the expense of greater control overhead when using z-scanner independent correction optics that cause adjustable, known spherical aberration. The control unit 500 then controls this correction optics such that the aperture error, which is generated z-position-dependent by the focusing optics 5008, is compensated. The focusing optics 5008 also has no spherical aberration in a null plane in this embodiment. This zero level corresponds to a zero adjustment of the correction optics in which this likewise does not produce a spherical aberration. In the embodiment of FIG. 1, this zero setting would expediently be the center position of the z-scanner. With a separate correction optics, it is also possible to compensate for a non-linear course, such as, for example, dotted as curve 5022. Also, the curve for correction optics and focusing optics 5008 then need not necessarily be equal to each other. It is only necessary that the corresponding curves of the spherical aberration are known and stored as a function of the z-position in the control unit 500.
Claims
1. System zur Augenbeobachtung oder -therapie, das aufweist: A system for eye observation or therapy comprising:
- ein Strahlungsquelle, die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung bereitstellt, und a radiation source that provides illumination or therapy radiation, and
eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung in einen Fokus in einem Beobachtungs- oder a focusing device that focuses the radiation into a focus in an observation or observation field
Therapievolumen bündelt, wobei die Fokussiereinrichtung mind. ein fokussierendes Objektiv und ein diesem vorgeordnetes, variables, divergenzvariierendes optisches Element aufweist, das eine z-Lage des Fokus verstellt, wobei Therapy volume bundles, wherein the focusing device has at least. A focusing lens and this upstream, variable, divergence-varying optical element, which adjusts a z-position of the focus, wherein
- das divergenzvariierende optische Element ein erstes divergenzvariierendes optischesthe divergence-varying optical element is a first divergence-varying optical
Modul mit einer ersten z-Lagenverstellgeschwindigkeit und einem ersten z-Lagenverstellweg und ein zweites divergenzvariierendes optisches Modul mit einer langsameren zweiten z-Module having a first z-position adjustment speed and a first z-position adjustment path and a second divergence-varying optical module having a slower second z-position
Lagenverstellgeschwindigkeit und einem größeren zweiten z-Lagenverstellweg aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass Lagenverstellgeschwindigkeit and a larger second z-Lagenverstellweg has, characterized in that
- jedes divergenzvariierende optische Modul eine Ebene konstanten Strahlquerschnitts bei variabler optischer Schnittweite erzeugt und - Each divergencevariierende optical module generates a plane of constant beam cross-section with variable optical focal length and
eine 4-f-Optik die Ebene des einen divergenzvariierenden optischen Moduls in eine a 4-f optic is the plane of the one divergence-varying optical module in one
Eingangsebene des anderen divergenzvariierenden optischen Moduls abbildet und somit dieImaged input plane of the other divergencevariierenden optical module and thus the
Schnittweitenvariation zwischen den Modulen überträgt. Intersection variation between the modules transmits.
2. System nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass beide divergenzvariierende optische Module als Teleskop mit einer feststehenden Sammellinse und einer vorgeordneten weiteren beweglichen Linse ausgebildet, wobei insbesondere die Strahlungsquelle Kurzpuls- Therapie-Strahlung bereitstellt und das Teleskop vom Galilei-Typ ist. 2. System according to claim 1, characterized in that both divergencevariierende optical modules designed as a telescope with a fixed converging lens and a further upstream movable lens, in particular, the radiation source provides short-pulse therapy radiation and the telescope is of the Galilean type.
3. System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach Anspruch 1 , das aufweist: 3. Eye monitoring or therapy system, in particular according to claim 1, comprising:
einen Gelenkarm mit mind. zwei starren Gliedern, die durch in verschiedene An articulated arm with at least two rigid links that go through in different
Gelenkstellungen einstellbare Gelenke gelenkig miteinander verbundenen sind, Joint positions adjustable joints are hinged together,
- einen Übertragungsstrahlengang, der ein Optiksystem aufweist, welches Strahlung als Freistahl mit einem maximalen Strahldurchmesser längs des Gelenkarms führt, wobei das Optiksystem in den Gelenken Umlenkspiegel aufweist, die entsprechend der aktuellen a transmission beam path comprising an optical system which guides radiation as a free-stream with a maximum beam diameter along the articulated arm, the optical system having deflecting mirrors in the joints corresponding to the current one
Gelenkstellung Strahlung umlenken, Joint position divert radiation,
wobei das Optiksystem im Übertragungsstrahlengang mehrere aufeinander folgende Ebenen gleichen Strahlquerschnitts erzeugt und jede Ebene durch eine 4-f-Optik in die folgende
Ebene abbildet, dadurch gekennzeichnet, dass vor einem Eingang des Gelenkarmes ein variables, divergenzvariierendes optisches Element und nach dem Ausgang des Gelenkarms ein Objektiv, das die Strahlung in einen Fokus bündelt, angeordnet ist, wobei das wherein the optical system generates in the transmission beam path a plurality of successive planes of the same beam cross section and each plane by a 4-f optics in the following Plane maps, characterized in that in front of an input of the articulated arm, a variable, divergencevariierendes optical element and after the output of the articulated arm is a lens which focuses the radiation into a focus, said the
divergenzvariierende optische Element eine z-Lage des Fokus verstellt. divergence-varying optical element adjusts a z-position of the focus.
4. System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass für eine numerische Apertur NA im Zwischenbild jeder 4-f-Optik gilt: 0,1 >= NA >= 2,2 * (A*STMAX) / D, wobei λ die Wellenlänge oder mittlere Wellenlänge der Strahlung, D der Strahldurchmesser und STMAX ein maximaler Verstellweg der z-Lage des Fokus durch das divergenzvariierende optische Element ist. 4. System according to claim 3, characterized in that for a numerical aperture NA in the intermediate image of each 4-f optics applies: 0.1> = NA> = 2.2 * (A * STMAX) / D, where λ is the wavelength or the average wavelength of the radiation, D is the beam diameter, and STMAX is a maximum displacement of the z-position of the focus by the divergence-varying optical element.
5. System nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass eine numerische Apertur NA im Zwischenbild jeder 4-f-Optik zwischen 0,1 und 0,03 liegt, wobei die Wellenlänge oder mittlere Wellenlänge der Strahlung 1 μιη ± 0,1 μιη und der Strahldurchmesser kleiner 20 mm und größer 5 mm, bevorzugt größer als 10 mm ist, wobei bevorzugt die starren Glieder mind. 100 mm, bevorzugt mind. 200 mm, lang sind und eine kleinste Teilbrennweite der 4-f-Optik über 50 mm, bevorzugt über 100 mm, beträgt. 5. System according to claim 3 or 4, characterized in that a numerical aperture NA in the intermediate image of each 4-f optics is between 0.1 and 0.03, wherein the wavelength or average wavelength of the radiation 1 μιη ± 0.1 μιη and the beam diameter is less than 20 mm and greater than 5 mm, preferably greater than 10 mm, wherein the rigid members are preferably at least 100 mm, preferably at least 200 mm, long and a smallest partial focal length of the 4 f optics is greater than 50 mm, preferably over 100 mm.
6. System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach Anspruch 1 und/oder 3 und insbesondere als Gerät (5000) zur lasergestützten Augenchirurgie, wobei das System aufweist: 6. System for eye observation or therapy, in particular according to claim 1 and / or 3 and in particular as a device (5000) for laser-assisted eye surgery, the system comprising:
eine Strahlungsquelle (L), die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung (5002) bereitstellt, eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung (5002) in einen max. 50 μιη ausgedehnten Fokus (5018) in einem Beobachtungs- oder Therapievolumen bündelt, a radiation source (L) providing illumination or therapy radiation (5002); a focusing device which converts the radiation (5002) into a max. 50 μιη concentrated focus (5018) in an observation or therapy volume,
einen xy-Scanner (5006) zur lateralen Ablenkung des Fokus (5018) im Beobachtungs- oder Therapievolumen, an xy scanner (5006) for laterally deflecting the focus (5018) in the observation or therapy volume;
wobei die Fokussiereinrichtung aufweist eine dem xy-Scanner (5006) nachgeordnete Fokussieroptik (5008) und einen dem xy-Scanner (5006) vorgeordneten z-Scanner, der eine Tiefenlage des Fokus (5018) verstellt, wherein the focusing device has a focusing optics (5008) arranged downstream of the xy scanner (5006) and a z scanner which precedes the xy scanner (5006) and adjusts a depth position of the focus (5018),
eine Steuereinrichtung, welche den z-Scanner zur Einstellung der Tiefenlage des Fokus ansteuert, a control device which controls the z-scanner for setting the depth position of the focus,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
das System eine verstellbare, von der Steuereinrichtung angesteuerte Korrekturoptik aufweist, wobei die Verstellung eine Änderung der sphärischen Aberration im Beobachtungsoder Therapievolumen bewirkt, the system has an adjustable correction optics controlled by the control device, wherein the adjustment causes a change of the spherical aberration in the observation or therapy volume,
- die Fokussieroptik (5008) derart aberrationskorrigiert ist, dass die sphärische Aberration für eine bestimmte Einstellung der verstellbaren Korrekturoptik und eine bestimmte Einstellung des z-Scanners und damit Tiefenlage des Fokus (5018) korrigiert ist, wobei die bestimmte Einstellung der verstellbaren Korrekturoptik eine Nulleinstellung darstellt und die bestimmte
Einstellung des z-Scanners eine Nullebene darstellt und wobei die Fokussieroptik so ausgebildet ist, dass sie bei Einstellung des z-Scanners außerhalb der Nullebene eine - The focusing optics (5008) is aberration corrected such that the spherical aberration for a particular adjustment of the adjustable correction optics and a certain setting of the z-scanner and thus the depth of focus (5018) is corrected, wherein the particular setting of the adjustable correction optics is a zero setting and the specific one Setting the z-scanner represents a zero level and wherein the focusing optics is designed so that when setting the z-scanner outside the zero level a
Änderung der sphärischen Aberration im Beobachtungs- oder Therapievolumen verursacht, die Steuereinrichtung zur Einstellung der Tiefenlage des Fokus (5018) den z-Scanner aus der Nullebene heraus stellt und die Korrekturoptik die Änderung der sphärischen Changing the spherical aberration causes in the observation or therapy volume, the control device for adjusting the depth of focus (5018), the z-scanner from the zero level out and the correction optics, the change of the spherical
Aberration, welche durch die Fokussieroptik (5008) verursacht ist, kompensiert. Aberration, which is caused by the focusing optics (5008) compensated.
7. System nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Fokussieroptik (5008) so ausgebildet ist, dass sie bei Verstellung des z-Scanners aus der Nullebene eine dazu proportionale Änderung der sphärischen Aberration im Beobachtungs- oder Therapievolumen verursacht. 7. System according to claim 6, characterized in that the focusing optics (5008) is designed so that it causes a proportional change in the spherical aberration in the observation or therapy volume on adjustment of the z-scanner from the zero level.
8. System nach einem der Ansprüche 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass der z- Scanner ein dem xy-Scanner vorgeordnetes, divergenzvariierendes optisches Element (5010) umfasst, das die Divergenz der Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung einstellbar verändert. 8. System according to any one of claims 6 or 7, characterized in that the z-scanner comprises a xy-scanner upstream, divergence-varying optical element (5010), which changes the divergence of the illumination or therapy radiation adjustable.
9. System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der z-Scanner als Teleskop mit einer feststehenden Linsenoptik (5014) und einer beweglichen Linsenoptik (5010) ausgebildet ist, wobei die Korrekturoptik in der feststehenden Linsenoptik (5014) enthalten oder realisiert ist, so dass die Verstellung des z-Scanner aus der Nullebene und die von der Nulleinstellung abweichende Einstellung der Korrekturoptik (5014) automatisch gekoppelt sind, wobei insbesondere die Strahlungsquelle (L) Kurzpuls-Therapie-Strahlung bereitstellt und das Teleskop vom Galilei-Typ ist. 9. System according to claim 8, characterized in that the z-scanner as a telescope with a fixed lens optic (5014) and a movable lens optics (5010) is formed, wherein the correction optics in the fixed lens system (5014) is included or realized, so in that the adjustment of the z-scanner from the zero level and the adjustment of the correction optics (5014) deviating from the zero setting are automatically coupled, wherein in particular the radiation source (L) provides short-pulse therapy radiation and the telescope is of the Galilean type.
10. System nach einem der Ansprüche 6 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die 10. System according to one of claims 6 to 9, characterized in that the
Korrekturoptik in einer Pupille, insbesondere vor dem xy-Scanner, angeordnet ist und dass die Korrekturoptik von der Steuereinrichtung (500) angesteuert ist. Correction optics in a pupil, in particular in front of the xy scanner, is arranged and that the correction optics is controlled by the control device (500).
11 . System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach Anspruch 1 und/oder 3 und/oder 6, das aufweist: 11. Eye monitoring or therapy system, in particular according to claim 1 and / or 3 and / or 6, comprising:
ein Strahlungsquelle, die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung bereitstellt, und eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung in einen Fokus in einem Beobachtungs- oder a radiation source that provides illumination or therapy radiation, and a focusing device that focuses the radiation into a focus in an observation or observation field
Therapievolumen bündelt, wobei die Fokussiereinrichtung mind. ein fokussierendes Objektiv und ein diesem vorgeordnetes, variables, divergenzvariierendes optisches Element aufweist, das eine z-Lage des Fokus verstellt, Therapy volume bundles, wherein the focusing device has at least one focusing objective and a variable, divergence-varying optical element arranged upstream of it, which adjusts a z-position of the focus,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
die Fokussiereinrichtung im Beobachtungs- oder Therapievolumen eine numerische the focusing device in the observation or therapy volume a numerical
Apertur unter 0,1 realisiert,
das variable, divergenzvariierende optische Element zu Verstellung der z-Lage des Fokus über eine Bereich zwischen 10 und bis 15 mm ausgebildet ist und Aperture below 0.1 realized, the variable, divergence-varying optical element is adapted to adjust the z-position of the focus over a range between 10 and 15 mm, and
die Brennweite des Objektivs zwischen 20 und 40 mm, bevorzugt zwischen 25 und 35 mm beträgt. the focal length of the objective is between 20 and 40 mm, preferably between 25 and 35 mm.
12. System nach Anspruch 1 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlungsquelle Kurzpuls- Laserstrahlung bereitstellt und das Objektiv als Kombination aus einer Positivlinse und einer Negativlinse ausgeführt ist. 12. System according to claim 1 1, characterized in that the radiation source provides short-pulse laser radiation and the lens is designed as a combination of a positive lens and a negative lens.
13. System nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Positivlinse und/oder die Negativlinse mind. eine asphärische Fläche aufweist, die ausgelegt ist, Abbildungsfehler zu reduzieren. 13. System according to claim 12, characterized in that the positive lens and / or the negative lens min. Has an aspherical surface which is designed to reduce aberrations.
14. System nach einem der Ansprüche 12 oder 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Positivlinse aus Kronglas mit einer Abbezahl von nicht unter 50 und einer Brechzahl von nicht unter 1 ,6 gefertigt ist. 14. System according to any one of claims 12 or 13, characterized in that the positive lens made of crown glass with a Abbe number of not less than 50 and a refractive index of not less than 1, 6 is made.
15. System nach einem der Ansprüche 12, 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Negativlinse als Kombinationslinse aus einem Negativlinsenglied und einem Positivlinsenglied aufgebaut ist, wobei das Positivlinsenglied aus Kronglas mit einer Abbezahl von nicht unter 50 und einer Brechzahl von nicht unter 1 ,6 und das Negativlinsenglied aus Flintglas mit einer Abbezahl von nicht über 40 und einer Brechzahl von nicht unter 1 ,7 gefertigt ist, wobei insbesondere das Negativlinsenglied mit dem Positivlinsenglied verkittet ist. 15. System according to any one of claims 12, 13 or 14, characterized in that the negative lens is constructed as a combination lens of a negative lens member and a positive lens member, wherein the positive lens member of crown glass having a Abbe number of not less than 50 and a refractive index of not less than 1, 6 and the negative lens member is made of flint glass with a Abbe number of not more than 40 and a refractive index of not less than 1, 7, wherein in particular the negative lens member is cemented to the positive lens member.
16. System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 , 3, 6 und 1 1 , das aufweist: 16. Eye monitoring or therapy system, in particular according to one or more of claims 1, 3, 6 and 11, comprising:
eine Biometrieeinrichtung, die mind. ein Referenz-Bild des Auges, welche mind. eine Referenzstruktur des Auges enthält, erzeugt, mind. einen Strukturparameter des Auges, bevorzugt eine Astigmatismusachse, bestimmt und dessen Relativlage zur Referenzstruktur ermittelt, a biometric device, which generates at least one reference image of the eye, which contains at least one reference structure of the eye, at least one structural parameter of the eye, preferably an astigmatism axis, and determines its relative position to the reference structure,
eine Beobachtungs- oder Therapieeinrichtung, die eine Abbildungseinrichtung zum Erzeugen eines aktuellen Bildes des Auges, welches ebenfalls die Referenzstruktur des Auges enthält, und eine Bildverarbeitungseinrichtung zum Identifizieren der Referenzstruktur des Auges und Bestimmen deren aktuellen Lage und Ermitteln der aktuellen Lage des an observation or therapy device comprising an imaging device for generating a current image of the eye, which also contains the reference structure of the eye, and an image processing device for identifying the reference structure of the eye and determining its current position and determining the current position of the eye
Strukturparameters anhand des aktuellen Bildes und des Referenz-Bildes aufweist, Has structure parameters based on the current image and the reference image,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
die Biometrieeinrichtung das Referenz-Bild des Auges in einem Spektralkanal erzeugt, in dem ein Absorptionsfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera ein Absorptionsmaximum hat, oder in
einem Spektralkanal erzeugt, in dem ein Fluoreszenzfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera fluoresziert, und the biometric device generates the reference image of the eye in a spectral channel in which an absorption dye in blood vessels of the sclera has an absorption maximum, or in a spectral channel in which fluoresces a fluorescent dye in blood vessels of the sclera, and
die Abbildungseinrichtung das aktuelle Bild des Auges im selben Spektralkanal erzeugt. the imaging device generates the current image of the eye in the same spectral channel.
17. System nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Spektralkanal den grünen bis gelben Spektralbereich zwischen 600 und 500 nm umfasst. 17. System according to claim 16, characterized in that the spectral channel comprises the green to yellow spectral range between 600 and 500 nm.
18. System nach Anspruch 16 oder 17, dadurch gekennzeichnet, dass die 18. System according to claim 16 or 17, characterized in that the
Biometrieeinrichtung und/oder die Abbildungseinrichtung das Auge mit Licht in dem Biometric device and / or the imaging device the eye with light in the
Spektralkanal beleuchten, bevorzugt mit grünem bis gelbem Licht. Illuminate the spectral channel, preferably with green to yellow light.
19. System nach Anspruch 16 oder 17, dadurch gekennzeichnet, dass die 19. System according to claim 16 or 17, characterized in that the
Biometrieeinrichtung und/oder die Abbildungseinrichtung das Auge mit Weißlicht beleuchten und bei der Aufnahme des Bildes die Abbildung des Auges auf den Spektralkanal filtern. Biometric device and / or the imaging device to illuminate the eye with white light and filter the image of the eye on the spectral channel when taking the image.
20. System nach 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Biometrieeinrichtung und/oder die Abbildungseinrichtung eine Farbfilterschicht oder Teilerschicht aufweist, die lediglich Strahlung im Spektralkanal zu einem Bildaufnahmeelement zur Aufnahme des Bildes leitet. 20. The system according to 19, characterized in that the biometric device and / or the imaging device has a color filter layer or splitter layer, which directs only radiation in the spectral channel to an image pickup element for recording the image.
21 . System nach einem der Ansprüche 16 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass die21. System according to one of claims 16 to 20, characterized in that the
Biometrieeinrichtung und die Abbildungseinrichtung die Sklera des Auges im Bild abbilden. Biometric device and imaging device image the sclera of the eye in the image.
22. Verfahren zur Augenbeobachtung oder -therapievorbereitung oder -therapie, das folgende Schritte aufweist: 22. A method of eye observation or therapy preparation or therapy, comprising the steps of:
- Erzeugen eines Referenz-Bildes des Auges enthaltend eine Referenzstruktur des Auges, Bestimmen mind. eines Strukturparameter des Auges, bevorzugt einer Generating a reference image of the eye containing a reference structure of the eye, determining at least one structural parameter of the eye, preferably one
Astigmatismusachse, und Ermitteln einer Relativlage des mind. einen Strukturparameter des Auges zur Referenzstruktur, Astigmatism axis, and determining a relative position of the at least one structural parameter of the eye to the reference structure,
Erzeugen eines aktuellen Bildes des Auges, welches ebenfalls die Referenzstruktur des Auges enthält, Generating a current image of the eye, which also contains the reference structure of the eye,
Identifizieren der Referenzstruktur des Auges und Bestimmen deren aktuellen Lage und Ermitteln der aktuellen Lage des Strukturparameters anhand des aktuellen Bildes und des Referenz-Bildes, Identifying the reference structure of the eye and determining its current position and determining the current position of the structure parameter based on the current image and the reference image,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
- das Referenz-Bild des Auges in einem Spektralkanal erzeugt wird, in dem ein - The reference image of the eye is generated in a spectral channel in which a
Absorptionsfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera ein Absorptionsmaximum hat, oder in einem Spektralkanal erzeugt wird, in dem ein Fluoreszenzfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera fluoresziert, und
das aktuelle Bild des Auges im selben Spektralkanal erzeugt wird. Absorption dye in blood vessels of the sclera has an absorption maximum, or is produced in a spectral channel in which fluoresces a fluorescent dye in the blood vessels of the sclera, and the current image of the eye is generated in the same spectral channel.
23. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass der Spektralkanal den grünen bis gelben Spektralbereich zwischen 600 und 500 nm umfasst. 23. The method according to claim 22, characterized in that the spectral channel comprises the green to yellow spectral range between 600 and 500 nm.
24. Verfahren nach Anspruch 22 oder 23, dadurch gekennzeichnet, dass zum Erzeugen des Bildes das Auge mit Licht in dem Spektralkanal beleuchtet wird, bevorzugt mit grünem bis gelbem Licht. 24. The method according to claim 22 or 23, characterized in that for generating the image, the eye is illuminated with light in the spectral channel, preferably with green to yellow light.
25. Verfahren nach Anspruch 22 oder 23, dadurch gekennzeichnet, dass zum Erzeugen des Bildes das Auge mit Weißlicht mit Licht beleuchtet wird und bei der Aufnahme des Bildes die Abbildung des Auges auf den Spektralkanal gefiltert wird. 25. The method according to claim 22 or 23, characterized in that for generating the image, the eye is illuminated with white light with light and the image of the eye is filtered onto the spectral channel when taking the image.
26. Verfahren nach einem der Ansprüche 22 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Sklera des Auges im Bild abgebildet wird und Adern als Referenzstruktur verwendet werden. 26. The method according to any one of claims 22 to 25, characterized in that the sclera of the eye is imaged in the image and wires are used as a reference structure.
27. System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 , 3, 6, 1 1 und 16, das aufweist: 27. Eye monitoring or therapy system, in particular according to one or more of claims 1, 3, 6, 11 and 16, comprising:
einen zum Auge führenden ersten Strahlengang für erste Therapie- oder a leading to the eye first beam path for first therapy or
Beobachtungsstrahlung, der längs einer optischen Hauptachse zum Auge verläuft, Observation radiation that runs along a major optical axis to the eye,
einen zweiten Strahlengang für zweite Beobachtungsstrahlung, der längs einer optischen Nebenachse verläuft, und a second beam path for second observation radiation, which runs along an optical minor axis, and
einen Prismateiler, der zum Auge hin gesehen den zweiten Strahlengang in den ersten Strahlengang einkoppelt und vom Auge weg gesehen eine Eintrittsfläche und eine erste und eine zweite Austrittsfläche aufweist, wobei der Prismateiler den ersten Strahlengang längs der optischen Hauptachse zwischen der Eintrittsfläche und der ersten Austrittsfläche führt, und die optischen Nebenachse von der zweiten Austrittsfläche weg verläuft, a prism splitter, which, viewed in the direction of the eye, couples the second beam path into the first beam path and has an entrance surface and a first and a second exit surface viewed from the eye, wherein the prism splitter guides the first beam path along the main optical axis between the entry surface and the first exit surface , and the minor optical axis is away from the second exit surface,
dadurch gekennzeichnet, dass characterized in that
die optische Nebenachse um ± 20° parallel zur optischen Hauptachse liegt und the minor optical axis is ± 20 ° parallel to the main optical axis and
- der Prismateiler als Kombination aus einem Leman-Prisma und einem mit dem Leman- Prisma verkitteten Zusatzprisma ausgebildet ist, wobei - The prism separator is formed as a combination of a Leman prism and a cemented with the Leman prism additional prism, wherein
-- das Leman-Prisma vom Auge weg gesehen den zweiten Strahlengang an einer der Eintrittsfläche folgenden ersten Umlenkfläche aus dem ersten Strahlengang auskoppelt, an mind. zwei Umlenkflächen nochmals umlenkt und zur optischen Hauptachse parallel versetzt zur zweite Austrittsfläche führt, the Leman prism seen from the eye decouples the second beam path from the first beam path at a first deflection surface following the entry surface, redirects at least two deflection surfaces and leads parallel to the second exit surface parallel to the main optical axis,
- das Zusatzprisma an der ersten Umlenkfläche angekittet ist und eine zur - The additional prism is cemented to the first deflection and one for
Eintrittsfläche parallele Fläche aufweist, welche die erste Austrittsfläche bildet, und
-- zwischen dem Zusatzprisma und der ersten Umlenkfläche eine dichroitische oder Intensitäts-Teilerschicht ausgebildet ist. Has entrance surface parallel surface, which forms the first exit surface, and - Is formed between the additional prism and the first deflection a dichroic or intensity divider layer.
28. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Strahlengang unter einem Winkel von max. 30 Grad zur Normalen auf die Teilerschicht einfällt. 28. System according to claim 27, characterized in that the second beam path at an angle of max. 30 degrees to the normal incident on the splitter layer.
29. System nach Anspruch 27 oder 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Teilerschicht dichroitisch ist und Strahlung im Wellenlängenbereich von 750 bis 950 nm oder 600 bis 500 nm in den zweiten Strahlengang reflektiert und Strahlung im sichtbaren Wellenlängenbereich und im Wellenlängenbereich von 1000 bis 1 1 00 nm für den ersten Strahlengang transm ittiert. 29. System according to claim 27 or 28, characterized in that the splitter layer is dichroic and reflects radiation in the wavelength range of 750 to 950 nm or 600 to 500 nm in the second beam path and radiation in the visible wavelength range and in the wavelength range of 1000 to 1 00 nm transmits for the first beam path.
30. System nach einem der Ansprüche 27 bis 29, dadurch gekennzeichnet, dass das Leman- Prisma dachflächenlos und folglich die erste Umlenkfläche eben ist. 30. System according to any one of claims 27 to 29, characterized in that the Lemane prism roof surface and consequently the first deflection surface is flat.
31 . System nach einem der Ansprüche 27 bis 30, dadurch gekennzeichnet, dass der31. System according to one of claims 27 to 30, characterized in that the
Prismateiler im ersten Strahlengang um einen Winkel von 0,5 bis 3 Grad verkippt ist, so dass die Eintrittsfläche und die erste Austrittsfläche um den Winkel von Rechtwinkligkeit abweichend zur optischen Hauptachse liegen. Prismateiler in the first beam path is tilted by an angle of 0.5 to 3 degrees, so that the entrance surface and the first exit surface by the angle of perpendicularity deviate from the main optical axis.
32. System nach Anspruch 31 , dadurch gekennzeichnet, dass dem Prismateiler im ersten Strahlengang ein planparalleler Glasblock vor- oder nachgeordnet ist, der ebenfalls im ersten Strahlengang um einen Winkel von 0,5 bis 3 Grad verkippt, wobei ein Azim ut um 90 Grad gegenüber der Verkippung des Prismateilers verdreht ist, wobei der Glasblock bevorzugt zum Auge hin gesehen dem Prismateiler nachgeordnet ist. 32. System according to claim 31, characterized in that the prism splitter in the first beam path is a plane-parallel glass block upstream or downstream, which also tilted in the first beam path by an angle of 0.5 to 3 degrees, with an azimuth ut by 90 degrees the tilting of the prism filter is twisted, wherein the glass block is preferably arranged downstream of the prism splitter to the eye.
33. System nach einem der Ansprüche 31 oder 32, dadurch gekennzeichnet, dass im ersten Strahlengang zwischen Prismateiler und Auge ein Objektiv zur Bündelung der ersten 33. System according to one of claims 31 or 32, characterized in that in the first beam path between prism splitter and eye, a lens for focusing the first
Behandlungs- oder Beobachtungsstrahlung in oder auf das Auge angeordnet ist, das ein optisches Komakompensationselement, um durch die Verkippung des Prismateilers verursachte Achskoma zu kompensieren, aufweist, insbesondere eine lateral verschiebbare Linse oder ein Freiformelement in einer Pupille. Treatment or observation radiation is arranged in or on the eye, which has an optical Komacompensationselement to compensate for caused by the tilting of the prism filter Achskoma has, in particular a laterally displaceable lens or a free-form element in a pupil.
34. System nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass das Objektiv als Kombination aus einer Positivlinse und einer Negativlinse ausgeführt ist, wobei die Negativlinse lateral justierbar ist und dam it das optische Komakompensationselement realisiert.
34. System according to claim 22, characterized in that the lens is designed as a combination of a positive lens and a negative lens, wherein the negative lens is laterally adjustable and dam it realizes the optical Komacompensationselement.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
CH01268/18A CH713869B1 (en) | 2016-04-19 | 2017-04-12 | System for eye observation or therapy and methods for eye observation or therapy preparation, in particular device for laser-assisted cataract surgery. |
Applications Claiming Priority (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE102016107225.7A DE102016107225A1 (en) | 2016-04-19 | 2016-04-19 | Method and system for eye observation and therapy, in particular apparatus for laser-assisted cataract surgery |
DE102016107225.7 | 2016-04-19 | ||
DE102016213098 | 2016-07-18 | ||
DE102016213098.6 | 2016-07-18 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
WO2017182360A1 true WO2017182360A1 (en) | 2017-10-26 |
Family
ID=60116597
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
PCT/EP2017/058779 WO2017182360A1 (en) | 2016-04-19 | 2017-04-12 | Method and system for eye observation and eye therapy, in particular apparatus for laser-assisted cataract surgery |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
CH (1) | CH713869B1 (en) |
WO (1) | WO2017182360A1 (en) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN111588602A (en) * | 2020-05-29 | 2020-08-28 | 哈尔滨市全科医疗技术发展有限责任公司 | Adjustable treatment chair |
CN115429216A (en) * | 2022-11-08 | 2022-12-06 | 图湃(北京)医疗科技有限公司 | Folded piece, folding mechanism, ophthalmoscope module and operating microscope |
DE102022123426A1 (en) | 2022-08-25 | 2024-03-07 | Heidelberg Engineering Gmbh | Device for measuring the length of an object |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20110118713A1 (en) * | 2009-11-16 | 2011-05-19 | Lensx Lasers, Inc. | Variable Stage Optical System For Ophthalmic Surgical Laser |
US20110211162A1 (en) * | 2008-07-10 | 2011-09-01 | Thibos Larry N | Opthalmic apparatuses, systems and methods |
US20140104618A1 (en) * | 2012-10-12 | 2014-04-17 | Thorlabs, Inc. | Compact, low dispersion, and low aberration adaptive optics scanning system |
US20150051591A1 (en) * | 2013-08-17 | 2015-02-19 | Nidek Co., Ltd. | Ophthalmic laser surgical apparatus |
-
2017
- 2017-04-12 WO PCT/EP2017/058779 patent/WO2017182360A1/en active Application Filing
- 2017-04-12 CH CH01268/18A patent/CH713869B1/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20110211162A1 (en) * | 2008-07-10 | 2011-09-01 | Thibos Larry N | Opthalmic apparatuses, systems and methods |
US20110118713A1 (en) * | 2009-11-16 | 2011-05-19 | Lensx Lasers, Inc. | Variable Stage Optical System For Ophthalmic Surgical Laser |
US20140104618A1 (en) * | 2012-10-12 | 2014-04-17 | Thorlabs, Inc. | Compact, low dispersion, and low aberration adaptive optics scanning system |
US20150051591A1 (en) * | 2013-08-17 | 2015-02-19 | Nidek Co., Ltd. | Ophthalmic laser surgical apparatus |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN111588602A (en) * | 2020-05-29 | 2020-08-28 | 哈尔滨市全科医疗技术发展有限责任公司 | Adjustable treatment chair |
CN111588602B (en) * | 2020-05-29 | 2022-03-15 | 哈尔滨市全科医疗技术发展有限责任公司 | Adjustable treatment chair |
DE102022123426A1 (en) | 2022-08-25 | 2024-03-07 | Heidelberg Engineering Gmbh | Device for measuring the length of an object |
CN115429216A (en) * | 2022-11-08 | 2022-12-06 | 图湃(北京)医疗科技有限公司 | Folded piece, folding mechanism, ophthalmoscope module and operating microscope |
CN115429216B (en) * | 2022-11-08 | 2023-03-10 | 图湃(北京)医疗科技有限公司 | Folded piece, folding mechanism, ophthalmoscope module and operating microscope |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CH713869B1 (en) | 2022-04-29 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
EP3206643B1 (en) | Systems for short-pulse-laser eye surgery | |
EP1494575B1 (en) | Measurement of optical properties | |
EP1232377B1 (en) | Method and device for measuring the optical properties of at least two regions located at a distance from one another in a transparent and/or diffuse object | |
US11471328B2 (en) | Full depth laser ophthalmic surgical system, methods of calibrating the surgical system and treatment methods using the same | |
US10092179B2 (en) | System for optical coherence tomography, comprising a zoomable kepler system | |
DE112008002448B4 (en) | Effective laser photodisruptive surgery in a gravitational field | |
DE60030995T2 (en) | Iris recognition and tracking to treat visual irregularities of the eye | |
EP1210042B1 (en) | Device for the photoablation of the cornea with a laser beam | |
DE102016001659B4 (en) | Eye surgery microscope and eye surgery accessory | |
DE102010008146B4 (en) | Measuring system and method for determining the intraocular pressure and method and system for adjusting the intraocular pressure | |
DE112008002446T5 (en) | Devices, systems and techniques for coupling with an eye in laser surgery | |
DE102010055966B4 (en) | Device for processing material of a workpiece and method for calibrating such a device | |
DE112008002511T5 (en) | Methods and devices for integrated cataract surgery | |
DE19950792A1 (en) | Ophthalmic wavefront aberration diagnostic tool, has camera that aids in focusing aerial image from lenslet array, on wavefront sensor | |
DE102008062658A1 (en) | Ophthalmic laser system and operating procedures | |
WO2006000423A1 (en) | Process and device for sensing the position in space of the optical axis of an eye | |
DE102005031496A1 (en) | Device for determination of wave front of light and microscope with integrated device, works with two different sources of lighting and optical arrangements | |
WO2017182360A1 (en) | Method and system for eye observation and eye therapy, in particular apparatus for laser-assisted cataract surgery | |
CH670372A5 (en) | ||
DE102018118352A1 (en) | Ophthalmic surgical microscope | |
DE102020208676A1 (en) | UV laser based system for ametropia correction | |
DE102016107225A1 (en) | Method and system for eye observation and therapy, in particular apparatus for laser-assisted cataract surgery | |
DE102014012631A1 (en) | Eye surgery system | |
WO2013057176A1 (en) | Ophthalmic laser system and method for laser-surgical treatment of the cornea | |
DE102017117925A1 (en) | Confocal refractometer for determining the refraction of a patient's eye |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
NENP | Non-entry into the national phase |
Ref country code: DE |
|
121 | Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application |
Ref document number: 17717679 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |
|
122 | Ep: pct application non-entry in european phase |
Ref document number: 17717679 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |