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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Mikroskop. Insbesondere betrifft sie ein Operationsmikroskop, das in der Augenchirurgie für Eingriffe an der Vorder- und/oder Hinterkammer des Auges eingesetzt werden kann. Häufige Eingriffe an der Vorderkammer sind Katarakt- und Glaukom-Behandlungen. An der Hinterkammer können Eingriffe an der Retina, wie z.B. Membranpeeling und Makulaloch-Eingriffe durchgeführt werden.
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Bei diesen Eingriffen (insbesondere an der Retina) werden Behandlungslaser (die auch als therapeutische Laser bezeichnet werden können) zur Fotokoagulation eingesetzt. Neben diesen thermisch wirkenden Lasern sind in den letzten Jahren weiterhin Ultrakurzpulslaser mit Pulslängen im fs-Bereich für Eingriffe im Auge klinisch eingeführt worden. Insbesondere werden mit diesen Ultrakurzpulslasern refraktive Korrekturen in der Cornea oder eine Unterstützung einer Kataraktoperation in der Linse eingesetzt. Auch der Einsatz zur Glaskörper- und Retinachirurgie wurde bereits beschrieben.
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Ferner sind in den letzten Jahren im Bereich der Augenchirurgie die Wellenfrontmessung zur z.B. intraoperativen Messung der Refraktion des Auges und die optische Kohärenztomographie (OCT) zur z.B. intraoperativen Sichtbarmachung von Retinastrukturen eingeführt worden.
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Die
EP 3 005 938 A2 und die
DE 103 60 570 B4 beschreiben jeweils ein Mikroskop mit einer Wellenfrontmesseinrichtung und einer OCT-Einrichtung. Die WO 2015 / 017 375 A2 sowie die US 9 560 963 B2 beschreiben jeweils den Einsatz der optischen Kohärenztomographie (OCT) bei der Durchführung eines chirurgischen Eingriffs. Die US 2016 / 0 360 961 A1 beschreibt OCT-Systeme, die in ein Mikroskop integriert werden können.
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Ausgehend hiervon ist es daher Aufgabe der Erfindung, ein Mikroskop bereitzustellen, das die beschriebenen bekannten Technologien für ein Mikroskop mit verbesserten Eigenschaften nutzt.
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Die Erfindung ist im Anspruch 1 definiert. Vorteilhafte Weiterbildungen sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
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Das erfindungsgemäße Mikroskop kann einen Beobachtungsstrahlengang, über den ein zu untersuchendes Auges (bevorzugt vergrößert) beobachtbar ist, eine Wellenfrontmesseinrichtung zur Messung der Refraktion des zu untersuchenden Auges, eine OCT-Einrichtung, die einen OCT-Beleuchtungsstrahlengang aufweist, über den OCT-Beleuchtungsstrahlung in das zu untersuchende Auge als OCT-Spot fokussiert werden kann, und eine Steuereinheit, der mindestens ein Messwert der Wellenfrontmesseinrichtung zugeführt ist, aufweisen. Die Steuereinheit kann den Strahldurchmesser und/oder die Strahlform des OCT-Spots basierend auf dem mindestens einen zugeführten Messwert einstellen.
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Damit wird in vorteilhafter Weise die Messung der Wellenfrontmesseinrichtung genutzt, um Eigenschaften des OCT-Spots individuell auf das gerade zu untersuchende Auge einstellen zu können. Es wird damit eine äußerst hohe Genauigkeit erreicht, da die durch das individuelle zu untersuchende Auge bedingte Defokussierung und/oder Deformierung des OCT-Spots gut kompensiert werden kann.
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Die Wellenfrontmesseinrichtung kann die sphärische Aberration des zu untersuchenden Auges messen. Ferner kann die Wellenfrontmesseinrichtung den Astigmatismus des zu untersuchenden Auges messen. Dies ist mit der gewünschten Genauigkeit so schnell möglich, dass diese Messung in Echtzeit ausgewertet und für die Einstellung des Strahldurchmessers und/oder der Strahlform des OCT-Spots genutzt werden kann.
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Insbesondere steuert die Steuereinheit die OCT-Einrichtung so an, dass der OCT-Beleuchtungsstrahlung eine Defokussierung und/oder eine Deformierung eingeprägt wird, die entgegengesetzt ist zu der durch das zu untersuchende Auge bedingten Defokussierung und/oder Deformierung.
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Die OCT-Einrichtung kann eine Kollimationsoptik zur Kollimation der OCT-Beleuchtungsstrahlung aufweisen, wobei die Steuereinheit die Kollimationsoptik zur Einstellung des Strahldurchmessers und/oder der Strahlform des OCT-Spots ansteuert.
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Insbesondere kann die Kollimationsoptik eine axial verschiebbare Linse aufweisen. Die Steuereinheit kann zur Einstellung des Strahldurchmessers des OCT-Spots die axiale Position der Linse einstellen.
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Ferner kann die Kollimationsoptik eine Flüssiglinse aufweisen, die von der Steuereinheit zur Einstellung des Strahldurchmessers und/oder der Strahlform des OCT-Spots entsprechend angesteuert wird.
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Des Weiteren kann die Kollimationsoptik einen adaptiven Spiegel aufweisen, den die Steuereinheit zur Einstellung des Strahldurchmessers und/oder der Strahlform des OCT-Spots ansteuert.
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Der Beobachtungsstrahlengang kann ein Hauptobjektiv aufweisen. Ferner kann das Hauptobjektiv Teil des OCT-Beleuchtungsstrahlengangs und/oder Teil eines Detektionsstrahlengangs der Wellenfrontmesseinrichtung sein. Da der OCT-Messstrahlengang entgegensetzt zum OCT-Beleuchtungsstrahlengang verläuft, kann das Hauptobjektiv auch Teil des OCT-Messstrahlengangs sein. Des Weiteren kann das Hauptobjektiv Teil des Beleuchtungsstrahlengangs der Wellenfrontmesseinrichtung sein.
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Das Mikroskop kann eine Beleuchtungseinrichtung aufweisen. Die Beleuchtungseinrichtung umfasst einen Beleuchtungsstrahlengang, der das Hauptobjektiv aufweisen kann. Die Beleuchtungseinrichtung kann als koaxiale Beleuchtung und insbesondere als koaxiale Stereobeleuchtung (SCI = Stereo Coaxial Illumination) ausgebildet sein. Insbesondere kann sie in gleicher Weise wie die Beleuchtungseinrichtung
120 der
EP 1 918 756 B1 ausgebildet sein. Es wird hier insbesondere auf
1 bis
5 mit zugehöriger Beschreibung verwiesen.
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Das Mikroskop kann als Stereomikroskop mit zwei Beobachtungsstrahlengängen (z.B. optischen Beobachtungsstrahlengängen) ausgebildet sein. Beide Beobachtungsstrahlengänge können als Objektiv das Hauptobjektiv enthalten. Das Mikroskop kann ferner im Beobachtungsstrahlengang (bzw. in jedem Beobachtungsstrahlengang) ein Okular aufweisen. Das Mikroskop ist insbesondere als Operationsmikroskop ausgebildet.
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Ferner kann das Mikroskop eine Behandlungslasereinrichtung umfassen, über die gepulste Laserstrahlung (z. B. ps- oder fs-Pulse) in das zu untersuchende und gegebenenfalls zu behandelnde Auge abgegeben werden können. Die Behandlungslasereinrichtung kann einen entsprechenden Behandlungslaser (z. B. fs-/ps-Behandlungslaser) aufweisen. Zur Anbindung des Behandlungslasers bzw. zur Übertragung der Laserstrahlung des Behandlungslasers zum Mikroskop kann eine flexible Faser vorgesehen sein, die insbesondere als Hohlkernfaser oder photonische Kristallfaser ausgebildet ist. Mit einer solchen Faser können die hohen Impulsspitzenleistungen der vom Behandlungslaser abgegebenen Laserpulse problemlos übertragen werden. Mit der flexiblen Faser kann die (gepulste) Behandlungslaserstrahlung zu einem Freistrahlengang des Mikroskops geführt werden.
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Die OCT-Einrichtung kann eine Ablenkeinheit (bzw. Scaneinheit) aufweisen, um die OCT-Beleuchtungsstrahlung im Auge zu bewegen. Das Mikroskop kann insbesondere so ausgebildet sein, dass die Laserstrahlung des Behandlungslasers über dieselbe Scaneinheit abgelenkt und bewegt wird.
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Das Mikroskop kann eine Behandlungslasereinrichtung, die einen Behandlungslaserstrahlengang, über den Behandlungslaserstrahlung in das zu untersuchende und gegebenenfalls zu behandelnde Auge als Behandlungslaserspot fokussiert werden kann, aufweist, umfassen. Die Steuereinheit kann den Strahldurchmesser und/oder die Strahlform des Behandlungslaserspots basierend auf dem mindestens einen zugeführten Messwert einstellen. Dabei kann die Wellenfrontmesseinrichtung die sphärische Aberration und/oder den Astigmatismus des zu behandelnden Auges messen.
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Die Steuereinheit kann die Behandlungslasereinrichtung so ansteuern, dass der Behandlungslaserstrahlung eine Defokussierung und/oder eine Deformierung eingeprägt wird, die entgegengesetzt ist zu der durch das zu behandelnde Auge bedingte Defokussierung und/oder Deformierung.
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Die Behandlungslasereinrichtung kann eine Kollimationsoptik zur Kollimation der Behandlungslaserstrahlung aufweisen, wobei die Steuereinheit die Kollimationsoptik zur Einstellung des Strahldurchmessers und/oder der Strahlform des Behandlungslaserspots ansteuert. Dabei kann die Kollimationsoptik der Behandlungslasereinrichtung eine axial verschiebbare Linse aufweisen, deren axiale Position mittels der Steuereinheit zur Einstellung des Strahldurchmessers des Behandlungslaserspots eingestellt wird.
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Ferner kann die Kollimationsoptik der Behandlungslasereinrichtung eine Flüssiglinse aufweisen, die von der Steuereinheit zur Einstellung des Strahldurchmessers und/oder der Strahlform des Behandlungslaserspots angesteuert wird.
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Die Kollimationsoptik der Behandlungslasereinrichtung kann einen adaptiven Spiegel aufweisen, den die Steuereinheit zur Einstellung des Strahldurchmessers und/oder der Strahlform des Behandlungslaserspots ansteuert.
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Das Hauptobjektiv des Beobachtungsstrahlengangs kann auch Teil des Behandlungslaserstrahlengangs sein.
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Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
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Nachfolgend wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beigefügte 1, die eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Mikroskops ist und die ebenfalls erfindungswesentliche Merkmale offenbart, noch näher erläutert. Diese Ausführungsbeispiele dienen lediglich der Veranschaulichung und sind nicht als einschränkend auszulegen. Beispielsweise ist eine Beschreibung eines Ausführungsbeispiels mit einer Vielzahl von Elementen oder Komponenten nicht dahingehend auszulegen, dass alle diese Elemente oder Komponenten zur Implementierung notwendig sind. Vielmehr können andere Ausführungsbeispiele auch alternative Elemente und Komponenten, weniger Elemente oder Komponenten oder zusätzliche Elemente oder Komponenten enthalten. Elemente oder Komponenten verschiedener Ausführungsbespiele können miteinander kombiniert werden, sofern nichts anderes angegeben ist. Modifikationen und Abwandlungen, welche für eines der Ausführungsbeispiele beschrieben werden, können auch auf andere Ausführungsbeispiele anwendbar sein.
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Bei dem in 1 gezeigten Ausführungsbeispiel ist das erfindungsgemäße Mikroskop 1 als Stereo-Operationsmikroskop 1 mit zwei optischen Beobachtungsstrahlengängen ausgebildet, von den in 1 nur ein Beobachtungsstrahlengang 2 schematisch darstellt ist. Der Strahlengang 2 verläuft von einem zu beobachtenden Objekt 4 durch ein Hauptobjektiv 5, dann durch einen ersten Strahlteiler 6, eine Zoomoptik 7 und ein Okular 8, so dass ein Beobachter mit seinem Auge A das zu beobachtende Objekt 4 vergrößert wahrnehmen kann.
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Das Mikroskop 1 umfasst ferner eine OCT-Einrichtung 10 (OCT = optische Kohärenztomographie), eine Wellenfrontmesseinrichtung 11, eine Beleuchtungseinrichtung 12 sowie eine Behandlungslasereinrichtung 13.
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Wie nachfolgend im Detail beschrieben wird, werden die Strahlengänge dieser Einrichtungen 10-13 überlagert und mittels des ersten Strahlteilers 6 zum Objektiv 4 hin umgelenkt. Dazu sind ein zweiter, dritter, vierter und fünfter Strahlteiler 15, 16, 17, 18, ein Umlenkspeigel 19, eine Scaneinheit 20 mit einem ersten und zweiten Ablenkspiegel 21, 22 vorgesehen. Die OCT-Einrichtung 10 umfasst eine erste Kollimatoroptik 23, einen ersten Lichtleiter 24 und ein OCT-Modul 25. Im Betrieb erzeugt das OCT-Modul 25 die notwendige kohärente Beleuchtungsstrahlung, die beispielsweise eine Wellenlänge von 1060 nm aufweisen kann. Die kohärente Beleuchtungsstrahlung wird durch den ersten Lichtleiter 24 geleitet und mittels der ersten Kollimatoroptik 23 kollimiert. Die Scaneinheit 20 führt mittels des ersten und zweiten Ablenkspiegels 21, 22 die gewünschte Ablenkung in x-Richtung und y-Richtung durch, so dass von der Scaneinheit 20 kohärente Beleuchtungsstrahlung über den dritten, zweiten und ersten Strahlteiler 16, 15, 6 zum Objektiv 4 gelenkt und mittels des Objektives 5 an die gewünschte Stelle im Objekt 4 fokussiert wird, um dadurch Detektionsstrahlung zu erzeugen, die entgegengesetzt zur kohärenter Beleuchtungsstrahlung zum OCT-Modul geleitet wird. Zur Vereinfachung der Darstellung sind weitere, dem Fachmann bekannte optisch abbildende Elemente zwischen der ersten Kollimatoroptik 23 und dem Objektiv 5, um die beschriebene Fokussierung der gescannten kohärenten Beleuchtungsstrahlung zu realisieren, nicht eingezeichnet.
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Die erzeugte Detektionsstrahlung durchläuft den Beleuchtungsstrahlengang der OCT-Einrichtung 10 in entgegengesetzter Richtung und wird über den ersten Lichtleiter 24 zum OCT-Modul 25 geleitet, in dem die Detektion in bekannter Art und Weise erfolgt.
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Die Behandlungslasereinrichtung 13 umfasst einen zweiten Lichtleiter 26 und eine zweite Kollimatoroptik 27. Die Laserstrahlung der Beleuchtungslasereinrichtung 13 zur Behandlung des Objektes 4, das zum Beispiel ein Auge (insbesondere ein menschliches Auge) sein kann, wird in den zweiten Lichtleiter 26 eingekoppelt und bis zur zweiten Kollimatoroptik 27 geleitet, die die Laserstrahlung kollimiert, die dann über den vierten Strahlteiler 17 zur Scaneinheit 20 gelenkt wird und somit dann den selben Strahlengang durchläuft wie die Beleuchtungsstrahlung der OCT-Einrichtung 10. Ein die Laserstrahlung abgebender Behandlungslaser 28 kann Teil der Behandlungslasereinrichtung 13 sein. Der Behandlungslaser 28 gibt insbesondere gepulste Laserstrahlung im Femtosekunden- oder Pikosekundenbereich ab und kann daher als fs-Laser oder als ps-Laser bezeichnet werden. Die Wellenlänge der abgebenden Laserstrahlung kann im Infrarotbereich, z. B. im Bereich von 800-900 nm oder im Bereich von 1000-1100 nm, oder auch im sichtbaren Wellenlängenbereich liegen. Typische Wellenlängen sind hier 532, 561, 577, 660 oder 670 nm.
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Die Wellenfrontmesseinrichtung 11 umfasst einen Beleuchtungslaser 29, der zum Beispiel Laserstrahlung mit einer Wellenlänge aus dem Bereich von 750-850 nm abgibt, die über den fünften und zweiten sowie ersten Strahlteiler 18, 15, 6 zum Objektiv 5 hin gelenkt wird. Ferner umfasst die Wellenfrontmesseinrichtung 11 einen Wellenfrontsensor 30 (z. B. eine Shack-Hartmann Kamera 23) zur Detektion, wobei die zu detektierende Strahlung über das Hauptobjektiv 5, den ersten, zweiten und dritten Strahlteiler 6, 15 und 16 zum Wellenfrontsensor 30 hin gelenkt wird.
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Die Beleuchtungseinrichtung 12 umfasst eine Lichtquelle 31, die Beleuchtungsstrahlung im Bereich vom 400-700 nm abgibt, die über den Umlenkspiegel 19 sowie über den fünften, zweiten und ersten Strahlteiler 18, 15, 6 zum Hauptobjektiv 5 hin gelenkt wird.
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Zur Vereinfachung der Darstellung sind neben dem Hauptobjektiv 5 weitere optisch abbildenden Elemente der Wellenfrontmesseinrichtung 11 und Beleuchtungseinrichtung 12 nicht dargestellt, da diese dem Fachmann bekannt sind.
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Ferner ist eine Steuereinheit 32 vorgesehen, die unter anderem mit dem Wellenfrontsensor 30, der Scaneinheit 20, dem Behandlungslaser 28, dem OCT-Modul 25 sowie den beiden Kollimatoroptiken 23 und 27 verbunden ist und das Mikroskop 1, wie nachfolgend noch beschrieben wird, steuern kann.
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Um die beschriebene Überlagerung der Strahlengänge der Einrichtungen
10-
13 zu realisieren, sind der erste bis fünfte Strahlteiler 6,15-18 als dichroitische Strahlteiler ausgebildet. Die Reflexions-und Transmissionwerte für die Strahlteiler
6,
15-
18 sind als Prozentwerte in den nachfolgenden Tabellen 1 bis 5 angegeben. In gleicher Weise sind die Werte für den ersten und zweiten Ablenkspiegel
21 und
22 sowie für den Umlenksiegel
19 in den nachfolgenden Tabellen 6 und 7 angegeben. Dabei steht SCI für die Strahlung der Lichtquelle
31, OCT für die Strahlung des OCT-Moduls, WFS für die Strahlung des Beleuchtungslasers und LASER für die Strahlung des Behandlungslasers
28.
Tabelle 1 (erster Strahlteiler 6; VIS= sichtbarer Wellenlängenbereich; IR= Infrarotbereich):
| | Reflexion [in %] | Transmission [in %] |
| SCI | 30 | 70 |
| OCT | 100 | 0 |
| WFS | 100 | 0 |
| LASER | 30 (VIS) / 100 (IR) | 70 (VIS) / 0 (IR) |
Tabelle 2 (zweiter Strahlteiler 15):
| | Reflexion [in %] | Transmission [in %] |
| SCI | 50 | 50 |
| OCT | 0 | 100 |
| WFS | 50 | 50 |
| LASER | 50 | 50 |
Tabelle 3 (dritter Strahlteiler 16):
| | Reflexion [in %] | Transmission [in %] |
| OCT | 0 | 100 |
| WFS | 100 | 0 |
| LASER | 0 | 100 |
Tabelle 4 (vierter Strahlteiler 17):
| | Reflexion [in %] | Transmission [in %] |
| OCT | 0 | 100 |
| LASER | 100 | 0 |
Tabelle 5 (fünfter Strahlteiler 18):
| | Reflexion [in %] | Transmission [in %] |
| SCI | 0 | 100 |
| WFS | 100 | 0 |
Tabelle 6 (erster und zweiter Ablenkspiegel 21, 22):
| | Reflexion [in %] | Transmission [in %] |
| OCT | 100 | 0 |
| LASER | 100 | 0 |
Tabelle 7 (Umlenkspiegel 19):
| | Reflexion [in %] | Transmission [in %] |
| SCI | 100 | 0 |
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Diese Spezifikationen beruhen auf folgenden Überlegungen. Der OCT-Strahlengang muss hinsichtlich Beleuchtung und die OCT-Detektion muss hinsichtlich Transmission optimiert sein, da eine Reduktion der Bildqualität unerwünscht ist. Der Wellenfrontstrahlengang ist hinsichtlich der Transmission nicht so kritisch wie der OCT-Strahlengang. Daher ist der Wellenfrontstrahlengang hinsichtlich Detektion optimiert, da Verluste in der Wellenfrontbeleuchtung über einen stärkeren Beleuchtungslaser 29 kompensiert werden können. Bei der Strahlung des Behandlungslasers 28 müssen Verluste am ersten und zweiten Strahlenteiler 6, 15 akzeptiert werden. Diese können jedoch mittels einer höheren Ausgangsleistung des Behandlungslasers 28 kompensiert werden. Gleiches gilt für die Lichtquelle 31 der Beleuchtungseinrichtung 12. Der zweite Strahlteiler 15 kann bezüglich der 50/50-Werte von Reflexion und Transmission für den Strahlengang der Beleuchtungseinrichtung 12, den Strahlengang der Wellenfrontmesseinrichtung 11 und den Strahlengang der Behandlungslasereinrichtung 13 an die jeweilige Lichtquelle angepasst werden.
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Bei der Anwendung des erfindungsgemäßen Mikroskops 1 im Bereich der Augenbehandlung ist die Qualität der OCT-Bilddaten vom lateralen Durchmesser des Beleuchtungsstrahls auf der Retina des aufzunehmenden (und gegebenenfalls zu behandelnden) Auges 4 abhängig. Ebenso hängt die Effizienz der Fotokoagulation, der Fotodisruption und/oder der Fotoablation vom Durchmesser des Laserspots der Laserstrahlung des Behandlungslasers 28 auf dem Fundus ab.
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Erfindungsgemäß wird beim Mikroskop 1 mittels der Wellenfrontmesseinrichtung 11 die Refraktion des Auges 4 gemessen. Parallel oder separat dazu kann dann der Spotdurchmesser der Laserstrahlung des OCT-Moduls und/oder der Spotdurchmesser der Laserstrahlung des Behandlungslasers 28 unter Berücksichtigung der gemessenen Refraktion eingestellt werden. Die Einstellung kann für den Spotdurchmesser der Laserstrahlung des OCT-Moduls 25 durch die erste Kollimationsoptik 23 durchgeführt werden. Die Einstellung des Spotdurchmessers der Laserstrahlung des Behandlungslasers 28 kann mittels der zweiten Kollimationsoptik 27 erfolgen. Dies kann beispielsweise durch axiale Verschiebung einer Linse der entsprechenden Kollimationsoptik 23, 27 durchgeführt werden. Es ist auch möglich, das die Kollimationsoptik 23, 27 einen adaptiven Spiegel und/oder eine Flüssiglinse mit elektrisch variierbarer Brennweite aufweisen.
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Gerade bei der Messung und/oder Behandlung der Retina kann das Auge 4 den Laserspot der Laserstrahlung des OCT-Moduls 25 und/oder den Laserspot der Laserstrahlung des Behandlungslasers 28 defokussieren und/oder verformen (so dass er z. B. nicht mehr rund ist). Die Messung mittels der Wellenfrontmesseinrichtung 11 kann schnell und mit hoher Genauigkeit durchgeführt werden. Die Messergebnisse können dann, wie bereits beschrieben, dazu genutzt werden, um mittels der entsprechenden Kollimationsoptik 23, 27 eine Defokussierung durchzuführen, die genau entgegengesetzt ist zu der durch das Auge 4 bedingten Defokussierung. Natürlich kann man in gleicher Weise eine entgegen gesetzte Deformierung des Laserspots durchführen, um die durch das Auge 4 bedingte Verformung des Lasers zu kompensieren. Damit wird in vorteilhafter Weise erreichte, dass der Laserspot der Laserstrahlung des OCT-Moduls 25 und/oder der Laserspot des Behandlungslasers 28 im zu behandelnden Auge 4 zum Beispiel auf der Retina fokussiert und rund ist.
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Natürlich kann der Laserspot der Laserstrahlung des Behandlungslasers 28 nicht nur minimiert werden, es ist auch möglich, ihn auf einen gewünschten Durchmesser einzustellen. Dies kann insbesondere bei der Fotokoagulation und/oder der Fotodisruption von Vorteil sein.
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Beim erfindungsgemäßen Mikroskop 1 kann somit basierend auf der Messung mittels der Wellenfrontmesseinrichtung 11 der Durchmesser des Laserspots der Laserstrahlung des OCT-Moduls 25 und/oder des Durchmessers des Laserspots der Laserstrahlung des Behandlungslasers 28 gezielt hinsichtlich Durchmesser und/oder Form kontrolliert bzw. eingestellt werden.
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Ferner kann mit dem erfindungsgemäßen Mikroskop 1 ein Behandlungsmodus realisiert werden, bei dem mittels der OCT-Einrichtung 10 B-Scans und/oder Volumendaten (nachfolgend OCT-Daten genannt) erfasst werden. Die OCT-Daten können zum Beispiel Blutgefäße und andere Retinastrukturen enthalten. Diese Strukturen können durch Auswertung der OCT-Daten ermittelt werden. Diese Auswertung kann beispielsweise in Echtzeit (bzw. online) erfolgen. Auf Basis dieser Auswertung kann dann der Behandlungslaser 28 samt Scaneinheit 20 so angesteuert werden, dass gezielt die gewünschten Stellen koaguliert werden.
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Dieser Behandlungsmodus kann zum Beispiel als sequenzieller oder als paralleler Behandlungsmodus realisiert werden. Beim sequenziellen Behandlungsmodus werden zuerst die OCT-Daten gemessen und darauf basierend werden die gewünschten Stellen mit der Laserstrahlung des Behandlungslasers 28 koaguliert oder geschnitten. Beim parallelen Behandlungsmodus werden permanent beziehungsweise laufend die OCT-Daten vermessen und ausgewertet. Der Behandlungslaser 28 wird dann nur zu denjenigen Zeitpunkten eingeschaltet, an denen mittels der Scaneinheit 20 der Laserstrahl des OCT-Moduls 25 sowie der Laserstrahl des Behandlungslasers 28 die gewünschten Stellen überstreichen.
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Die Anbindung des Behandlungslasers 28 an das Mikroskop 1, das als bewegliches Operationsmikroskop 1 ausgebildet sein kann, ist schwierig, da der zweite Lichtleiter 26 nicht durch eine konventionelle Quarzglasfaser realisiert werden kann. So würde die hohe Impulsspitzenleistung der vom Behandlungslaser 28 abgegebenen Laserpulse zu einer Zerstörung der Einkoppelfläche des zweiten Lichtleiters führen. Daher wird als zweiter Lichtleiter eine photonische Kristallfaser (die auch mikrostrukturierte Hohlkernfaser genannt wird) verwendet. Der Hohlkerndurchmesser kann zum Beispiel circa 40 µm betragen, wobei eine sogenannte „Kagome“-Struktur eingesetzt wird (Benabid et al., Laser Focus World, Band 50, September 2014, „Fiber For Fiber Lasers: Kagome PC fiber goes to extremes for ultrashortpulse lasers"). In einer solchen Hohlkernfaser kann zum Beispiel die Ultrakurzpulstrahlung des Behandlungslasers 28 mit circa < 20 mrad Halbwinkel eingekoppelt werden. Die Transmissionsverluste sind mit einer derartigen Faser sehr gering (wenige Prozent) und die Strahlqualität am Ende der Faser 26 bleibt nahezu erhalten mit einem Strahlqualitätsparameterprodukt von M2 < 1,3. Weiterhin ist diese flexible Faser 26 in der Lage, auch größere Leistungen von circa 500 W problemlos zu übertragen. Da in der Medizin und insbesondere bei der Behandlung von Augen maximal circa 10 W benötigt werden, ist eine solche Faser sehr gut geeignet, um den Behandlungslaser 28 an das Mikroskop 1 anzubinden. Weiterhin treten bei photonischen Kristallfasern im Vergleich zu Quarzglasfasern keine bemerkenswerten Dispersionseffekte auf, die bezüglich der zeitlichen Pulsform ungewünschte Änderungen verursachen würden. Somit ist die beschriebene Hohlkernfaser eine flexible Faser, die insbesondere für die Übertragung beziehungsweise die Weiterleitung von fs- und ps-Laserpulsen geeignet ist.
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Für eine Fotodisruption im hinteren Augenabschnitt ist die Fokussierung der Ultrakurzpulslaserstrahlung mit vergleichsweise geringer Apertur notwendig. So werden fs-Laserimpulse mit Pulsenergien im nJ- und µJ-Bereich meist bei Aperturen von NA > 0,8 fokussiert, um ein Plasma im Fokuspunkt zu erzeugen, welches eine Fotodisruption und damit eine Bildung keiner Bläschen im meist transparenten Gewebe bewirkt. Diese Stellen der Fotodisruption können mittels der Scaneinheit 20 nebeneinander gesetzt werden, so dass dadurch das Gewebe perforiert und/oder geschnitten werden kann. Dies wird auch bei Aperturen NA > 0,25 noch im vorderen Augenabschnitt durchgeführt. Bei gescannter Ultrakurzpulslaserstrahlung mit einer numerischen Apertur von kleiner als 0,25 tritt mit fs-Laserpulsen zunehmend Selbstfokussierung auf, welche zu Filamentation des Laserstrahls und damit einen Jitter in der Fokusposition und damit ein ungenaues Schneiden durch Fotodisruption bewirkt. Daher sind für positionsgenaue Schnitte im hinteren Augenabschnitt und bei Aperturen von kleiner als 0,25 erfindungsgemäß insbesondere ps-Laserpulse (0,7-20 ps und insbesondere 1-3 ps) vorgesehen, die Pulsenergien im µJ-Bereich besitzen und im kHz-Bereich repetierend eingesetzt werden. Wenn der Behandlungslaser 28 im MHz-Bereich repetierend arbeitet, können auch kleinere Pulsenergien im unteren µJ-Bereich bzw. nJ-Bereich eingesetzt werden.
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Die erfindungsgemäße flexible Anbindung des Ultrakurzpuls-Behandlungslasers 28 an das Operationsmikroskop 1 mittels der mikrostrukturierten Hohlkernfaser 26 mit Erhaltung der Pulsqualität und Strahlqualität, die Transmission innerhalb des Mikroskops 1 bei vergleichsweise großem Strahldurchmesser ohne Zwischenfokuspunkten (insbesondere auf optischen Flächen zur Vermeidung von Laserschäden) und insbesondere der Einsatz von ps-Laserimpulsen ermöglicht damit eine Jitter-freie Fokussierung im hinteren Augenabschnitt zur exakten Schnittführung an Strukturen der Retina und des Glaskörpers des zu behandelnden Auges 4.
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In einer alternativen Ausführungsform können die Laserstrahlung des Behandlungslasers 28 und die Laserstrahlung des OCT-Moduls 25 in derselben Faser 24 oder 26 geführt werden, wenn dies aus Wellenlängengründen und Anforderungen an das Strahlenprofil der Laserstrahlungen toleriert werden kann.
