RU2560902C2 - Одноволоконный многоточечный лазерный зонд для офтальмологической эндоиллюминации - Google Patents

Одноволоконный многоточечный лазерный зонд для офтальмологической эндоиллюминации Download PDF

Info

Publication number
RU2560902C2
RU2560902C2 RU2012126091/14A RU2012126091A RU2560902C2 RU 2560902 C2 RU2560902 C2 RU 2560902C2 RU 2012126091/14 A RU2012126091/14 A RU 2012126091/14A RU 2012126091 A RU2012126091 A RU 2012126091A RU 2560902 C2 RU2560902 C2 RU 2560902C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
optical
lattice
light
grating
optic
Prior art date
Application number
RU2012126091/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2012126091A (ru
Inventor
Рональд Т. СМИТ
Original Assignee
Алькон Рисерч, Лтд.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Алькон Рисерч, Лтд. filed Critical Алькон Рисерч, Лтд.
Publication of RU2012126091A publication Critical patent/RU2012126091A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2560902C2 publication Critical patent/RU2560902C2/ru

Links

Images

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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/313—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor for introducing through surgical openings, e.g. laparoscopes
    • 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
    • A61B3/0008—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes provided with illuminating means
    • 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
    • A61F9/009—Auxiliary devices making contact with the eyeball and coupling in laser light, e.g. goniolenses
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/24—Coupling light guides
    • G02B6/26—Optical coupling means
    • G02B6/262—Optical details of coupling light into, or out of, or between fibre ends, e.g. special fibre end shapes or associated optical elements
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/24—Coupling light guides
    • G02B6/26—Optical coupling means
    • G02B6/34—Optical coupling means utilising prism or grating
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/24—Coupling light guides
    • G02B6/36—Mechanical coupling means
    • G02B6/3616—Holders, macro size fixtures for mechanically holding or positioning fibres, e.g. on an optical bench
    • G02B6/3624—Fibre head, e.g. fibre probe termination
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/0001—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings specially adapted for lighting devices or systems
    • G02B6/0005—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings specially adapted for lighting devices or systems the light guides being of the fibre type
    • G02B6/0006—Coupling light into the fibre

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Optical Couplings Of Light Guides (AREA)
  • Laser Surgery Devices (AREA)
  • Radiation-Therapy Devices (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)
  • Optical Fibers, Optical Fiber Cores, And Optical Fiber Bundles (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к области медицины. Офтальмологический эндоиллюминатор содержит: источник света, выполненный с возможностью излучения света; первый оптический узел, соединенный с источником света, причем первый оптический узел выполнен с возможностью приема и коллимирования света от источника света; оптический соединительный элемент, причем оптический соединительный элемент выполнен с возможностью приема коллимированного белого света из первого оптического узла; оптическое волокно, оптически соединенное с оптическим соединительным элементом, причем оптическое волокно выполнено с возможностью проведения белого света в глаз; и оптическую решетку, соединенную с дистальным концом оптического волокна. Оптическая решетка содержит: решетку с рельефной поверхностью; и покрывающий слой, оптически соединенный с решеткой с рельефной поверхностью. Оптическая решетка выполнена с возможностью дифракции падающего света на N дифракционных порядков. N дифракционных порядков имеют равномерную интенсивность. В частном случае равномерная интенсивность достигается при погружении оптической решетки в воздух или солевой раствор. Способ освещения внутренней области глаза содержит этапы: генерирование света источником света; коллимирование света; оптический ввод белого света в оптическое волокно для получения оптического выходного сигнала; оптическое соединение оптического выходного сигнала с волокном офтальмологического эндоиллюминатора оптическим соединительным элементом; и проведение оптического выходного сигнала волокном офтальмологического эндоиллюминатора для освещения внутренней области глаза. Применение данной группы изобретений обеспечит структурированное освещение. 3 н. и 17 з.п. ф-лы, 13 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к осветителю для использования в офтальмологической хирургии, а конкретнее, к офтальмологическому эндоиллюминатору для излучения света, подходящего для освещения внутренних структур глаза.
ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Анатомически, глаз разделен на две отчетливые части - передний сегмент и задний сегмент. Передний сегмент включает хрусталик и простирается от самого наружного слоя роговицы (роговичного эндотелия) до задней поверхности капсулы хрусталика. Задний сегмент включает часть глаза, находящуюся позади капсулы хрусталика. Задний сегмент простирается от передней гиалоидной поверхности сетчатки, с которой непосредственно контактирует задняя гиалоидная поверхность стекловидного тела. Задний сегмент гораздо больше чем передний сегмент.
Задний сегмент включает стекловидное тело - прозрачное, бесцветное, подобное гелю вещество. Оно составляет приблизительно две трети объема глаза, придавая ему форму и профиль до рождения. Оно состоит из 1% коллагена и гиалуроната натрия и 99% воды. Передней границей стекловидного тела является передняя гиалоидная поверхность, которая касается задней капсулы хрусталика, тогда как задняя гиалоидная поверхность образует заднюю границу и контактирует с сетчаткой. Стекловидное тело не является свободно текучим как водянистая влага и в норме имеет анатомические участки прикрепления. Одним из этих участков является основание стекловидного тела, представляющее собой связку шириной 3-4 мм, которая лежит на зубчатой линии (граница между зрительной и слепой частями сетчатки). Головка зрительного нерва, желтое пятно, и серия сосудистых дуг также представляют собой участки прикрепления. Основными функциями стекловидного тела являются: удерживание сетчатки на месте, поддержание целостности и формы шара, амортизация сотрясения вследствие движения и обеспечение поддержки хрусталика сзади. В отличие от водянистой влаги, стекловидное тело постоянно не замещается. Стекловидное тело с возрастом становится более жидким в процессе, известном как синерезис. Синерезис приводит к сморщиванию стекловидного тела, которое может оказывать давление или тягу на нормальные участки прикрепления. Если прикладывается достаточная тяга, то стекловидное тело может вытянуться из его сетчаточного прикрепления и создать надрыв или отверстие в сетчатке.
В заднем сегменте глаза обычно выполняются такие хирургические процедуры на стекловидном теле как витреоретинальные хирургические вмешательства. Витреоретинальные хирургические вмешательства целесообразны для лечения многих тяжелых состояний заднего сегмента. Витреоретинальные хирургические вмешательства предназначены для лечения таких состояний как возрастная дегенерация желтого пятна (AMD), диабетическая ретинопатия и диабетическая микроангиопатия с кровоизлиянием в стекловидное тело, макулодистрофия, отслойка сетчатки, эпиретинальная мембрана, CMV (цитомегаловирусный) ретинит и многие другие офтальмологические состояния.
Хирург выполняет витреоретинальные вмешательства под микроскопом и со специальными предназначенными для этого линзами для обеспечения четкого изображения заднего сегмента. Несколько очень маленьких разрезов делают в склере плоской части. Хирург через разрезы вводит микрохирургические инструменты, такие как оптоволоконный источник света для освещения внутренних структур глаза, инфузионную магистраль для поддержания формы глаза во время хирургического вмешательства и инструменты для иссечения и удаления стекловидного тела.
Во время таких хирургических процедур, важно обеспечить должное освещение внутренних структур глаза. Обычно, тонкое оптическое волокно вводится в глаз для обеспечения освещения. Источник света, такой как металлогалогенная лампа, галогеновая лампа, ксеноновая лампа или ртутнопаровая лампа, часто используется для подачи света, переносимого оптическим волокном в глаз. Свет проходит через несколько оптических элементов (обычно, линз, зеркал и аттенюаторов) и подается в оптическое волокно, которое несет свет в глаз. Качество этого света зависит от нескольких факторов, включая типы выбранных оптических элементов.
Методики, которые обычно используются для освещения внутренних структур глаза, представляют собой светлопольное изображение, изображение на темном фоне и изображение в градиентном поле. Изображение в градиентном поле создается освещением элемента (детали) частичным перекрытием пятна освещения с тем, чтобы части элемента были хорошо освещены прямым освещением, а части элемента были тусклыми или освещались задней подсветкой рассеянным светом или посредством динамического контраста путем перемещения освещающего луча по элементу сетчатки. Ввиду того, что эндоскопическое освещение обеспечивается введением кончика зонда через маленький разрез, то, что может понадобиться шарнирное соединение зонда через точку разреза, и что зонд освещения находится под ограниченным углом падения относительно обозревающего микроскопа, при этом обеспечение желательного контраста трудноосуществимо в контексте практической хирургии.
Шаблонное (структурированное) освещение может использоваться для обеспечения контраста, по которому хирург может визуализировать глазные структуры, такие как структуры сетчатки. Для получения желательного контрастного освещения, предпочтительно создание регулярной картины освещения (нерегулярные картины освещения, такие как спирально-кольцевые картины или тороидальные картины, не обеспечивают благоприятного контраста). Однако неизвестны иллюминирующие зонды, которые могут эффективно обеспечивать структурированное освещение, и безопасные для использования при офтальмологических вмешательствах.
КРАТКОЕ ИЗЛОЖЕНИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение относится к офтальмологическому эндоиллюминатору, который по существу устраняет или уменьшает недостатки и проблемы, связанные с ранее разработанными системами. Конкретнее, настоящее изобретение относится к источнику света офтальмологического эндоиллюминатора, который имеет волоконное соединение с волокном офтальмологического эндоиллюминатора для освещения внутренних областей глаза. В одном варианте осуществления, офтальмологический эндоиллюминатор включает источник света, первый оптический узел, оптический соединительный элемент и оптическое волокно, имеющее оптическую дифракционную решетку, расположенную дистально (на периферии) на оптическом волокне; оптическое волокно оптически соединено с оптическим соединительным элементом. Первый оптический узел принимает и по существу коллимирует белый свет. Затем оптический соединительный элемент принимает по существу коллимированный белый свет из первого оптического узла и направляет свет в оптическое волокно. Оптическая дифракционная решетка соединяется с дистальным концом оптического волокна, причем оптическая дифракционная решетка имеет решетку с рельефной поверхностью и покрывающий слой, оптически соединенный с решеткой с рельефной поверхностью. Оптическая дифракционная решетка выполнена с возможностью по существу для дифракции падающего света на N дифракционных порядков, причем N дифракционные порядки имеют по существу одинаковую интенсивность.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Для более полного понимания настоящего изобретения и его преимуществ, теперь делается ссылка на следующее описание, взятое в сочетании с сопровождающими чертежами, на которых одинаковые позиции обозначают одинаковые детали, и где:
Фиг.1 иллюстрирует анатомическую структуру глаза, в которую может быть помещен офтальмологический эндоиллюминатор в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения;
Фиг.2 иллюстрирует офтальмологический эндоиллюминатор, освещающий внутреннюю структуру глаза, в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения;
Фиг.3 представляет собой чертеж в разрезе офтальмологического эндоиллюминатора 300 в виде LED (светоизлучающего диода), в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения;
На фиг.4A и 4B изображен стандартный расщепитель пучка в виде дифракционной решетки на воздухе и в солевом растворе;
На фиг.5A и 5B изображен расщепитель пучка в виде дифракционной решетки в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения на воздухе и в солевом растворе;
На фиг.6 изображен одноволоконный многоточечный лазерный зонд предшествующего уровня техники;
На фиг.7A изображен расщепитель пучка в виде дифракционной решетки с дифрактивной поверхностью подложки расщепителя пучка в виде дифракционной решетки, обращенной дистально в направлении к сетчатке;
На фиг.7B изображен расщепитель пучка в виде дифракционной решетки с дифрактивной поверхностью подложки расщепителя пучка в виде дифракционной решетки, обращенной проксимально в направлении к источнику пучка;
На фиг.8 указаны проблемы, связанные с наличием сверхтонкой подложки дифракционной решетки;
На фиг.9 и 10 изображены способы, которые могут комбинироваться для создания структуры решетки, показанной на фиг.11, в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения;
На фиг.11 изображена решетка, изготовленная из отвержденного УФ излучением связывающего вещества с очень высоким показателем преломления с диэлектрическим покрывающим слоем, изготовленным из отвержденного УФ излучением связывающего вещества с более низким показателем преломления, в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения;
На фиг.12 изображена решетка, имеющая два слоя связывающего материала на дистальной поверхности градиентной линзы (GRIN), в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения; и
На фиг.13 представлена логическая схема последовательности операций, связанных со способом освещения внутренних областей стекловидного тела глаза с использованием офтальмологического эндоиллюминатора, в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения.
ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения иллюстрируются на чертежах, причем одинаковые позиции используются для обозначения одинаковых и соответствующих частей различных чертежей.
Варианты осуществления настоящего изобретения по существу обращены к проблемам, связанным с освещением внутренних структур глаза. Конкретнее, изобретение относится к офтальмологическому эндоиллюминатору, который включает источник света, первый оптический узел, оптический соединительный элемент и оптическое волокно, имеющее оптическую дифракционную решетку, расположенную дистальнее на оптическом волокне, при этом оптическое волокно, оптически связано с оптическим соединительным элементом. Первый оптический узел принимает и по существу коллимирует белый свет. Затем оптический соединительный элемент принимает по существу коллимированный белый свет из первого оптического узла и направляет свет в оптическое волокно. Оптическая дифракционная решетка соединяется с дистальным концом оптического волокна, причем оптическая дифракционная решетка имеет решетку с рельефной поверхностью и покрывающий слой, оптически соединенный с решеткой с рельефной поверхностью. Оптическая дифракционная решетка функционирует по существу для дифракции падающего света на N дифракционных порядков, причем N дифракционных порядков имеют по существу одинаковую интенсивность. Оптическое волокно/оптическая дифракционная решетка проводит свет во внутреннюю область глаза.
Фиг.1 иллюстрирует анатомическую структуру глаза, в которую может помещаться усовершенствованная конструкция для глазного имплантата в соответствии с настоящим изобретением. Глаз 100 включает роговицу 102, радужную оболочку 104, зрачок 106, хрусталик 108, капсулу 110 хрусталика, пояски 124, ресничное тело 122, роговицу 112, стекловидный гель 114, сетчатку 116, желтое пятно 120 и зрительный нерв 118. Роговица 102 представляет собой прозрачную, куполообразную структуру на поверхности глаза, которая действует в качестве окна, обеспечивающего доступ света в глаз. Радужная оболочка 104 представляет собой цветную часть глаза, мышцу, окружающую зрачок 106, которая расслабляется и сокращается для регулирования количества света, входящего в глаз. Зрачок 106 представляет собой круглое, центральное отверстие радужной оболочки 104. Хрусталик 108 представляет собой структуру внутри глаза, которая в первую очередь помогает фокусировать свет на сетчатку 116. Капсула 110 хрусталика представляет собой эластичный мешок, который охватывает хрусталик 108, помогая регулировать форму хрусталика, когда глаз фокусируется на объекте на различных расстояниях. Пояски 124 представляют собой тонкие связки, которые прикрепляют капсулу 110 хрусталика к внутренней структуре глаза, удерживая хрусталик 108 на месте. Ресничное тело 122 представляет собой прикрепленный к хрусталику 108 мышечный участок, который сокращается и расслабляется для регулирования размера хрусталика 108 для фокусировки. Склера 112 представляет собой жесткий, самый наружный слой глаза, который поддерживает форму глаза. Стекловидный гель 114 заполняет большой отдел глаза, который расположен по направлению к задней части глазного яблока и содействует поддержанию кривизны глаза. Сетчатка 116 представляет собой расположенный в задней части глаза чувствительный к свету нервный слой, который принимает свет и преобразует его в сигналы, посылаемые в мозг. Желтое пятно 120 представляет собой область в задней части глаза, которая выполняет функции видения мелких деталей. Зрительный нерв 118 соединяет и передает сигналы из глаза в мозг.
Ресничное тело 122 лежит непосредственно позади радужной оболочки 104. К ресничному телу 122 прикреплены тонкие волоконные «проводники», называемые поясками 124. Хрусталик 108 подвешен внутри глаза волокнами поясков 124. Питание ресничного тела 122 поступает из кровеносных сосудов, которые также снабжают радужную оболочку 104. Одной функцией ресничного тела 122 является регулирование аккомодации путем изменения формы хрусталика 108. Когда ресничное тело 122 сокращается, то пояски 124 расслабляются. Это обеспечивает возможность утолщения хрусталика 108, увеличивая способность глаза к близкой фокусировке. При взгляде на удаленный объект, ресничное тело 122 расслабляется, вызывая сокращение поясков 124. Затем хрусталик 108 становится тоньше, приспосабливая фокус глаза для дистанционного зрения.
Офтальмологические эндоиллюминаторы ранее основывались или на галогеново-вольфрамовых лампах, или на дуговых лампах высокого давления (металлогалогены, ксенон). Преимуществами дуговых ламп являются небольшая светоизлучающая область (<1 мм), цветовая температура, близкая к дневному свету, и более длительный срок службы, чем галогеновых ламп - например, примерно 400 часов, в сравнении с примерно 50 часами. Недостатком дуговых ламп является дороговизна, снижение мощности, сложность систем и необходимость замены ламп несколько раз в течение срока службы системы.
Осветитель на основе LED, предоставляемый вариантами осуществления по настоящему изобретению, может обеспечить значительно более низкие затраты и меньшую сложность и характерные сроки службы от 50000 до 100000 часов, что позволило бы эксплуатировать офтальмологический волоконный осветитель в течение всего срока службы инструмента с очень небольшим падением производительности и без необходимости замены LED.
Свет от обычного белого СИД (LED) создается использованием ультрафиолетового (УФ)/фиолетово/синего света для возбуждения насадки из белого люминофора, который испускает белый свет. В настоящее время, все белые LED могут считаться пространственно протяженными источниками освещения (люминофорные участки диаметром 3 мм или около того) с высокой числовой апертурой. Таким образом, современные белые LED недостаточно подходят для соединения в одно оптическое волокно. В доступных гибких осветителях на основе белых LED используется волокно, состыкованное с LED люминофором. В этих осветителях, только небольшая часть испускаемого света может соединяться в низкую числовую апертуру и оптическое волокно маленького диаметра. Поэтому, доступные гибкие белые LED источники доставляют низкие уровни света. Варианты осуществления настоящего изобретения генерируют дополнительные белые световые оптические сигналы без необходимости перевозбуждения LED освещением наружной поверхности слоя люминофора белого LED УФ/фиолетовым/синим светом.
Фиг.2 представляет собой вид в разрезе офтальмологического эндоиллюминатора 160, расположенного в глазу, в соответствии с одним вариантом осуществления настоящего изобретения. На фиг.2 изображена рукоятка 164 и зонд 162 при использовании. Зонд 162 введен в глаз 100 через разрез в области плоской части. Зонд 162 освещает внутреннюю часть или области стекловидного тела 114 глаза 100. В данной конфигурации, зонд 162 может использоваться для освещения внутренней части или области стекловидного тела 114 во время витреоретинального хирургического вмешательства.
Мощность соединенных с волокном осветителей зависит от яркости источника света и эффективности ввода света в волоконную оптику. По мере того как физический размер и/или числовая апертура волоконной оптики уменьшается, уровень яркости источника должен увеличиваться пропорционально для поддержания желательного выхода через более маленькие волокна. Это приводит к требуемым уровням яркости источника, которые выше чем могут обеспечить LED. Следовательно, оптоволоконные хирургические осветители прошлого основывались на источниках с высокой яркостью (таких как ксеноновые дуговые лампы, ртутнопаровые лампы или металлогалогенные лампы) для достижения достаточной освещенности у выхода из волоконного зонда для хирургического вмешательства. Белые LED имеют преимущества для связанных с волоконной оптикой видов применения с целью освещения. Однако современные безоболоченные белые LED не обеспечивают уровней яркости, достаточно высоких для конкурирования с указанными ламповыми источниками без использования усилителей яркости. В вариантах осуществления настоящего изобретения описывается оптический способ усиления яркости, который может улучшить яркость LED за пределы порога, требуемого для современных белых LED с высокой мощностью для конкурирования с ламповыми источниками для применения с целью освещения при офтальмологических применениях.
Самым простым и наиболее эффективным способом усиления яркости для белого LED является перевозбуждение LED путем увеличения тока возбуждения к соединению LED за пределы его номинального тока возбуждения для достижения более высокой яркости. Срок службы LED зависит (в первую очередь) от двух основных рабочих параметров: рабочих температур и плотности тока, где увеличение любого из них или обоих параметров приводит к уменьшению срока службы LED. Следовательно, перевозбуждение LED для достижения более высоких уровней яркости, даже при адекватном охлаждении, связано с укорочением срока службы LED.
Преобразованные люминофором белые LED создают белый свет путем покрытия цоколя синего LED слоем люминофора. Часть синего света накачивает люминофор, который обеспечивает широкополосную флуоресценцию, преимущественно имеющую желтый цвет. Толщина слоя люминофора подбирается так, чтобы часть синего света передавалась через слой люминофора для создания белого света. LED люминофоры работают в условиях ненасыщения и следовательно, если на люминофор подается больше синего света, независимо от того, исходит ли он из лежащего ниже LED, или из другого источника, яркость LED увеличится. Использование второго источника накачки, сфокусированного на LED с передней стороны, увеличивает яркость LED, обеспечивая возможность работы первоначального LED при более низких токах возбуждения, посредством этого, приводя к увеличению срока службы LED, в то же время, достигая того же уровня яркости как одного перевозбужденного белого LED.
В одном примере, как будет обсуждено со ссылкой на фиг.3, выход из белого LED оптически активизируется, по существу коллимируется и направляется в оптическое волокно конденсирующей оптикой. Выход из белого LED продуцируется из (1) цоколя LED, освещая внутреннюю поверхность слоя люминофора белого LED в пределах полосы поглощения фосфоресцирующего материала люминофора; и (2) внешнего источник света, освещающего наружную поверхность слоя люминофора белого LED в пределах полосы поглощения фосфоресцирующего материала люминофора. Результатом является увеличенная мощность оптического излучения из люминофора без необходимости перевозбуждения цоколя LED. Затем мощное оптическое излучение легко подается в стандартное оптическое волокно офтальмологического эндоиллюминатора через шаровую линзу или другое оптическое устройство. Следует отметить, что диаметр сердцевины и числовая апертура могут быть выбраны равными или меньшими, чем диаметр сердцевины и числовая апертура волокна эндоиллюминатора.
Фиг.3 представляет собой чертеж в разрезе офтальмологического эндоиллюминатора 300 в виде LED в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения. Офтальмологический эндоиллюминатор включает LED 302, покрытие из люминофора 304, источник 306 вторичной накачки (т.е. синий или УФ LED или лазер, другой LED, ламповый источник и т.д.), оптическое коллимирующее устройство 308, оптическое конденсирующее устройство 310 и оптическое волокно 312. Источник 306 вторичной накачки облучает слой 304 люминофора белого LED 302 светом в пределах полосы поглощения фосфоресцирующего материала. Вспомогательная накачка слоя люминофора увеличивает яркость белого света из белого LED источника. Кроме того, оптическое волокно 312 может представлять собой сцинтилляционное оптоволокно, в котором оболочка и/или сердцевина является люминесцентной. Такое волокно может использоваться для преобразования освещения УФ/фиолетовым/синим светом (накачкой) в широкополосный или белый свет посредством люминесценции. Часть повторно излучаемого белого света распространяется через сцинтилляционное волокно и может быть введено в обычное оптическое волокно или непосредственно доставлено в устройство освещения.
Оптическое волокно 312 может оптически соединяться с волокном 314 офтальмологического эндоиллюминатора через шаровую линзу 316 или другую сопоставимую оптическую систему. Диаметр сердцевины и числовая апертура оптического волокна 312 могут быть выбраны так, чтобы быть равными или меньше чем таковые оптического волокна 314 внутри зонда эндоиллюминатора 324. Излучаемый белый свет 322 направляется через оптический элемент 316 и оптическое волокно 314, например, в зонд 324/162, где он освещает внутреннюю часть глаза 100. В вариантах осуществления настоящего изобретения могут использоваться один или более LED для получения постоянного и устойчивого светового излучения 322. Как известно, существует много типов LED с различными характеристиками мощности и световым излучением, которые могут быть выбраны в качестве источника 302.
Опциональное зеркало может использоваться в качестве дихроичного отражателя, который отражает свет с длиной волны видимой части спектра и передает только свет инфракрасного и ультрафиолетового спектра для получения пучка, отфильтрованного от вредных инфракрасных и ультрафиолетовых лучей. Такое зеркало отражает свет длинноволнового инфракрасного спектра и коротковолнового ультрафиолетового спектра, в то же время передавая свет видимого спектра. Естественный хрусталик глаза фильтрует свет, который поступает в глаз. В частности, естественный хрусталик поглощает синий и ультрафиолетовый свет, который может повредить сетчатку. Обеспечение света должного диапазона длины волн видимого спектра при отфильтровывании вредного коротковолнового и длинноволнового светового излучения может в значительной степени снизить риск повреждения сетчатки вследствие афакической опасности, фотохимического повреждения сетчатки синим светом и повреждения вследствие нагревания инфракрасным светом, и аналогичных опасностей токсического воздействия светового излучения. Обычно, световое излучение в диапазоне примерно от 430 до 700 нанометров предпочтительно для снижения рисков указанных опасностей. Опциональные зеркала могут быть выбраны для обеспечения возможности излучения в глаз света подходящей длины волн. Другие фильтры и/или дихроические расщепители пучка могут также использоваться для получения света в данном подходящем диапазоне длины волн.
Зонд 324 эндоиллюминатора, которым манипулирует офтальмохирург, включает оптическое соединение 316, оптическое волокно 314, рукоятку 326 и наконечник зонда 328. Оптическое соединение 316 предназначено для соединения оптического волокна 314 с основной консолью (не показана), содержащей источник 300 светового излучения. Оптическое соединение 316 должным образом совмещает оптическое волокно 314 с пучком светового излучения, который подлежит передаче в глаз. Оптическое волокно 314 обычно представляет собой волокно небольшого диаметра, которое может быть или может не быть конусообразно сужено. Рукоятка 326 удерживается хирургом и обеспечивает возможность манипулирования наконечником зонда 328 в глазу. Наконечник 328 зонда вводится в глаз и несет оптическое волокно 314, которое может заканчиваться на конце наконечника зонда 328. Таким образом, зонд 328 обеспечивает освещение из оптического волокна 314 в глазу.
В вариантах осуществления настоящего изобретения могут также использоваться одно или более флюоресцентных волокон, которые легированы красным, зеленым и синим (RGB) органическими красителями. Данные органические красители и способ УФ прокачки LED уже известен специалистам в данной области. Например, три спирали таких RGB волокон, помещенные в интегрирующую сферу, и освещенные УФ LED, создадут сильное RGB световое излучение. Затем отдельные порции RGB светового излучения могут объединяться в одном волокне. Это может быть сделано множеством путей, таких как без ограничения RGB X призмой, дисперсионной призмой или дифракционной решеткой.
На фиг.4A и 4B изображен стандартный расщепитель пучка в виде дифракционной решетки на воздухе и в солевом растворе. Расщепитель пучка в виде дифракционной решетки, используемый в стандартном одноволоконном многоточечном лазерном зонде, представляет собой решетку с рельефной поверхностью, такую как решетка, показанная на фиг.4A и 4B. Решетка предназначена для сильной дифракции падающего света на N дифракционных порядков, где распределение мощности среди N порядков является очень равномерным. Эта характеристика основывается на том обстоятельстве, что решетка с рельефной поверхностью погружена в воздух (см. фиг. 4А). Однако во время витреоретинального хирургического вмешательства, глаз обычно заполнен не воздухом, а солевым раствором или маслом. Если решетка находится на дистальной стороне подложки решетки, то она будет погружена в жидкость во время витреоретинального хирургического вмешательства. Результатом будет резкое ослабление эффективности дифракции решетки до не нулевых порядков дифракции, как иллюстрируется на фиг. 4В, например до N=2 порядков дифракции.
На фиг. 5А и 5В изображен расщепитель пучка в виде дифракционной решетки в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения на воздухе и в солевом растворе. Путем получения более толстой структуры рельефа поверхности (см. Фиг. 5А и 5В) и заполнения структуры рельефа поверхности слоем диэлектрического материала, полученная решетка имела сильную, равномерную дифракцию на N дифракционных порядков, независимо от того, погружена ли решетка в воздух или солевой раствор.
Известный из уровня техники одноволоконный, многоточечный лазерный зонд иллюстрируется на фиг. 6. Дифракционный расщепитель пучка, показанный на фиг. 6, представляет собой решетку с рельефной поверхностью, предназначенную для погружения в воздух. Стандартная конфигурация, иллюстрируемая на фиг. 7А, должна иметь дифрактивную поверхность подложки дифракционного расщепителя пучка, обращенную дистально по направлению к сетчатке. Данная конфигурация уязвима для погружения в солевой раствор во время витреоретинального хирургического вмешательства, что нарушит желательную работу дифракционного расщепителя пучка.
Альтернативный подход, иллюстрируемый на фиг.7B, должен иметь дифракционную поверхность подложки дифракционного расщепителя пучка, обращенную прокисмально по направлению к источнику излучения. В данной конфигурации, решетка защищена от воздействия солевого раствора и поэтому сохраняет желательные свойства эффективности дифракции. Однако как видно на фиг.7B, внеосевые дифрагированные лучи частично виньетируются канюлей. Это является проблемой по нескольким причинам:
Цель получения неоднородности <10% мощности дифрагированных лучей между дифрагированными лучами и лучами нулевого порядка не достигается; и
Внеосевые дифрагированные лучи имеют меньшую лазерную мощность, чем желательно, и поэтому требуют более длительного времени воздействия для создания желательного типа лазерного ожога на сетчатке.
Фиг.8 иллюстрирует проблемы, связанные с наличием сверхтонкой подложки дифракционной решетки. Для минимизации данного эффекта виньетирования, подложка дифракционной решетки должна быть изготовлена как можно более тонкой. Однако такая тонкая подложка имела бы незначительную структурную целостность и требовала бы оптической связи с градиентной линзой (GRIN). Однако нежелательно связывать решетку с рельефной поверхностью с градиентной линзой (GRIN), потому что связывающее клеящее вещество по существу совпадало бы по показателю преломления с показателем преломления градиентной линзы (GRIN) и подложки дифракционного расщепителя пучка, и характеристики эффективности решетки были бы нарушены. Вместо этого, требовалась бы фиксация подложки решетки связыванием цилиндрической боковой стенки подложки расщепителя пучка с канюлей. Необходимо, чтобы данная адгезивная связь полностью герметизировала периферию подложки решетки с канюлей для предотвращения доступа солевого раствора в воздушное пространство позади подложки решетки. Однако очень трудно избежать наползания клеящего вещества на дифракционную поверхность решетки, как показано на фиг.8.
Модифицированный дифракционный расщепитель пучка, иллюстрируемый на фиг.5A и 5B, имеет следующие преимущества перед дифракционными расщепителями пучка предшествующего уровня техники, используемыми в одноволоконном, многоточечном зонде. Решетка с рельефной поверхностью может находиться на дистальной стороне подложки решетки, посредством этого избегая виньетирования луча (и проблем, возникающих в его результате), когда решетка находится на проксимальной стороне поверхности решетки. Тонкая подложка решетки не требуется, поскольку решетка может продолжаться на дистальной стороне подложки решетки. Это устраняет проблемы, такие как поступление клеящего вещества или поступление солевого раствора на заднюю сторону подложки решетки, что может произойти, когда используется тонкая подложка. Решетка имеет сильную, равномерную дифракцию в каждом из N дифракционных порядков, независимо от того, погружена ли решетка в воздух или в жидкость, такую как солевой раствор или масло.
Эффективная дифракция от стандартной решетки на фиг.4A и 4B основана на большом несоответствии показателя преломления Δn между материалом подложки решетки (обычно - 1,45-1,55) и окружающим воздухом (показатель = 1). Эффективная дифракция основывается на глубине d структуры решетки. В первую очередь, эффективность дифракции решетки зависит от произведения Δn∙d.
Аналогичным образом, модифицированная решетка на фиг.5A и 5B требует значительного несоответствия показателя преломления Δnmod между материалом подложки решетки и диэлектрическим материалом, в который погружена поверхность решетки. Она также основывается на глубине d структуры решетки. В первую очередь, эффективность дифракции решетки зависит от произведения Δn∙d. Модуляция показателя Δnmod обычно гораздо меньше, чем Δn, потому что показатель преломления погружаемого диэлектрического материала, вероятно, гораздо выше, чем показатель преломления воздуха (~1,0) и гораздо ближе к показателю преломления подложки решетки. Для компенсации, глубина элементов дифракционной решетки должна пропорционально увеличиваться в соответствии с формулой:
Figure 00000001
Например, если Δnmod=1/3 Δn, то для достижения грубо эквивалентной высокой эффективности, dmod должна быть в три раза глубже, чем d. В модифицированной дифракционной решетке, если показатель преломления погружаемого диэлектрического материала составляет примерно 1,5, то для достижения значительного Δnmod подложка решетки должна быть исполнена из стекла с высоким показателем преломления, который гораздо выше, чем 1,5.
Погружаемый диэлектрический слой на фиг.5A и 5B должен иметь плоскую отражающую дистальную поверхность во избежание искажения или аберрации дифрагированных лучей при их выходе из диэлектрического слоя в окружающую среду и направлении в сторону сетчатки. Практический способ создания диэлектрического слоя с использованием синего или УФ света, отверждающего оптическое клеящее вещество, иллюстрируется на фиг.9.
Стандартное выполнение вариантов осуществления настоящего изобретения может быть аналогично конфигурации, показанной на фиг.6, где обращенная дистально дифракционная поверхность представляет собой структуру дифракционной решетки, показанную на фиг.5A и 5B. Эта решетка обычно создается в подложке решетки прямой записью лазерным лучом или записью электронно-лучевым методом на фоторезистивном слое структуры решетки, который в последующем вытравливается в стеклянной подложке решетки с использованием стандартных литографических способов.
Альтернативный подход мог бы использоваться для создания эталона решетки, которая представляет собой точную обращенную копию подлежащей репликации решетки, и затем создания копии решетки в слое оптического клеящего вещества, как показано на фиг.10.
Способы, иллюстрируемые на фиг.9 и 10, могут комбинироваться для создания структуры дифракционной решетки, показанной на фиг.11, которая комбинирует решетку, исполненную из отвержденного УФ излучением клеящего вещества с высоким показателем преломления, с покровным диэлектрическим слоем, выполненным из отвержденного УФ излучением клеящего вещества с более низким показателем преломления.
На фиг.12 изображена решетка, имеющая два слоя адгезивного материала на дистальной поверхности градиентной линзы (GRIN), в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения. Возможно также создание двухслойной структуры решетки из адгезивного материала на поверхности дистального конца цилиндрической линзы GRIN (как иллюстрируется на фиг.12), посредством этого, избегая потребности в отдельной стеклянной подложке для решетки.
На фиг.13 представлена логическая схема последовательности операций, связанных со способом освещения внутренних областей стекловидного тела глаза с использованием офтальмологического эндоиллюминатора, в соответствии с вариантами осуществления настоящего изобретения. Операция 900 начинается с блока 902, где свет генерируется, по меньшей мере, одним белым LED. В блоке 904 может генерироваться дополнительный свет. Свет по существу коллимируется в блоке 906. Блок 908 оптически соединяет данный белый свет с офтальмологическим эндоиллюминатором, который в блоке 910 может использоваться для освещения внутренних областей глаза. Это обеспечивает возможность офтальмологическому эндоиллюминатору проводить свет для освещения внутренних областей глаза в блоке 910.
В итоге, варианты осуществления изобретения относятся к офтальмологическому эндоиллюминатору. Из представленного выше описания, можно понять, что настоящее изобретение предоставляет усовершенствованную систему для освещения внутренней среды глаза. Офтальмологический эндоиллюминатор включает источник света, первый оптический узел, оптический соединительный элемент и оптическое волокно, имеющее оптическую решетку, оптически соединенную с оптическим соединительным элементом. Первый оптический узел принимает и по существу коллимирует белый свет. Оптический соединительный элемент принимает по существу коллимированный белый свет из первого оптического узла и направляет свет в оптическое волокно. Оптическая решетка соединяет дистальный конец оптического волокна, причем оптическая решетка имеет решетку с рельефной поверхностью, покровный слой, оптически соединенный с решеткой с рельефной поверхностью. Оптическая решетка выполнена с возможностью дифракции падающего света на N дифракционных порядков, причем N дифракционные порядки имеют по существу одинаковую интенсивность. Затем оптическое волокно/оптическая решетка используется для проведения белого света в глаз.
Настоящее изобретение иллюстрируется в представленном описании в качестве примера, и средний специалист в данной области может внести в него различные модификации. Хотя настоящее изобретение описано в подробностях, следует понимать, что в него могут быть внесены различные изменения, замещения и модификации без отхода от сущности и объема описанного изобретения.

Claims (20)

1. Офтальмологический эндоиллюминатор, содержащий:
источник света, выполненный с возможностью излучения света;
первый оптический узел, соединенный с источником света, причем первый оптический узел выполнен с возможностью приема и по существу коллимирования света от источника света;
оптический соединительный элемент, причем оптический соединительный элемент выполнен с возможностью приема по существу коллимированного белого света из первого оптического узла;
оптическое волокно, оптически соединенное с оптическим соединительным элементом, причем оптическое волокно выполнено с возможностью проведения белого света в глаз; и
оптическую решетку, соединенную с дистальным концом оптического волокна, причем оптическая решетка содержит:
решетку с рельефной поверхностью; и
покрывающий слой, оптически соединенный с решеткой с рельефной поверхностью, причем оптическая решетка выполнена с возможностью по существу дифракции падающего света на N дифракционных порядков, причем N дифракционных порядков имеют по существу равномерную интенсивность.
2. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.1, в котором покрывающий слой содержит слой диэлектрического материала.
3. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.1, в котором оптическая решетка дифрагирует свет на N дифракционных порядков, имеющих по существу равномерную интенсивность, при погружении решетки в воздух или солевой раствор.
4. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.1, в котором существует несоответствие между показателем преломления решетки с рельефной поверхностью и показателем преломления покрывающего слоя.
5. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.1, в котором показатель преломления решетки с рельефной поверхностью больше, чем показатель преломления покрывающего слоя.
6. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.1, в котором покрывающий слой содержит плоскую отражающую дистальную поверхность, выполненную с возможностью исключения искажения или аберрации лучей N дифракционных порядков при их выходе из покрывающего слоя в окружающую среду.
7. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.1, в котором глубина элементов оптической решетки определяется по формуле
Figure 00000002
,
где Δn - несоответствие между показателями преломления подложки решетки с рельефной поверхностью и воздуха;
Δnmod - несоответствие между показателями преломления подложки решетки с рельефной поверхностью и покрывающего слоя, и
d - глубина структуры решетки.
8. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.1, в котором покрывающий слой создается в результате отверждения оптического клеящего вещества.
9. Офтальмологический эндоиллюминатор, содержащий:
источник света, выполненный с возможностью излучения света;
первый оптический узел, соединенный с источником света, причем первый оптический узел выполнен с возможностью приема и по существу коллимации света от источника света;
оптический соединительный элемент, причем оптический соединительный элемент выполнен с возможностью приема по существу коллимированного белого света из первого оптического узла;
оптическое волокно, оптически соединенное с оптическим соединительным элементом, причем оптическое волокно выполнено с возможностью проведения белого света в глаз; и
оптическую решетку, соединенную с дистальным концом оптического волокна, причем оптическая решетка содержит:
решетку с рельефной поверхностью; и
покрывающий слой, оптически соединенный с решеткой с рельефной поверхностью, где существует несоответствие между показателем преломления решетки с рельефной поверхностью и показателем преломления покрывающего слоя, причем оптическая решетка выполнена с возможностью по существу дифракции падающего света на N дифракционных порядков, причем N дифракционных порядков имеют по существу равномерную интенсивность, при погружении оптической решетки в воздух или солевой раствор.
10. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.9, в котором покрывающий слой содержит слой диэлектрического материала.
11. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.9, в котором показатель преломления решетки с рельефной поверхностью больше, чем показатель преломления покрывающего слоя.
12. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.9, в котором покрывающий слой содержит плоскую отражающую дистальную поверхность, выполненную с возможностью исключения искажения или аберрации лучей N дифракционных порядков при их выходе из покрывающего слоя в окружающую среду.
13. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.9, в котором глубина элементов оптической решетки определяется по формуле:
Figure 00000003
,
где Δn - несоответствие между показателями преломления подложки решетки с рельефной поверхностью и воздуха;
Δnmod - несоответствие между показателями преломления подложки решетки с рельефной поверхностью и покрывающего слоя, и
d - глубина структуры решетки.
14. Офтальмологический эндоиллюминатор по п.9, в котором покрывающий слой создается в результате отверждения оптического клеящего вещества.
15. Способ освещения внутренней области глаза, содержащий этапы, на которых:
осуществляют генерирование света источником света;
осуществляют по существу коллимирование света;
осуществляют оптический ввод белого света по меньшей мере в одно оптическое волокно для получения по меньшей мере одного оптического выходного сигнала;
осуществляют оптическое соединение по меньшей мере одного оптического выходного сигнала с волокном офтальмологического эндоиллюминатора оптическим соединительным элементом; и
осуществляют проведение оптического выходного сигнала волокном офтальмологического эндоиллюминатора для освещения внутренней области глаза, причем волокно офтальмологического эндоиллюминатора имеет оптическую решетку, соединенную с дистальным концом волокна офтальмологического эндоиллюминатора, оптическая решетка выполнена с возможностью по существу дифракции падающего света на N дифракционных порядков, причем N дифракционные порядки имеют по существу равномерную интенсивность, при погружении оптической решетки в воздух или солевой раствор.
16. Способ по п.15, в котором оптическая решетка содержит:
решетку с рельефной поверхностью; и
покрывающий слой, оптически соединенный с решеткой с рельефной поверхностью.
17. Способ по п.16, в котором существует несоответствие показателя преломления между показателем преломления решетки с рельефной поверхностью и показателем преломления покрывающего слоя.
18. Способ по п.16, в котором покрывающий слой содержит плоскую отражающую дистальную поверхность, выполненную с возможностью исключения искажения или аберрации лучей N дифракционных порядков при их выходе из покрывающего слоя в окружающую среду.
19. Способ по п.16, в котором глубина элементов оптической решетки определяется по формуле:
Figure 00000004
,
где Δn - несоответствие между показателями преломления подложки решетки с рельефной поверхностью и воздуха;
Δnmod - несоответствие между показателями преломления подложки решетки с рельефной поверхностью и покрывающего слоя, и
d - глубина структуры решетки.
20. Способ по п.15, в котором покрывающий слой содержит слой диэлектрического материала.
RU2012126091/14A 2009-11-24 2010-11-02 Одноволоконный многоточечный лазерный зонд для офтальмологической эндоиллюминации RU2560902C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US26395709P 2009-11-24 2009-11-24
US61/263,957 2009-11-24
PCT/US2010/055099 WO2011066065A1 (en) 2009-11-24 2010-11-02 Single-fiber multi-spot laser probe for ophthalmic endoillumination

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2012126091A RU2012126091A (ru) 2013-12-27
RU2560902C2 true RU2560902C2 (ru) 2015-08-20

Family

ID=44061855

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2012126091/14A RU2560902C2 (ru) 2009-11-24 2010-11-02 Одноволоконный многоточечный лазерный зонд для офтальмологической эндоиллюминации

Country Status (12)

Country Link
US (1) US8398240B2 (ru)
EP (1) EP2503970B1 (ru)
JP (1) JP5902623B2 (ru)
KR (1) KR101610840B1 (ru)
CN (1) CN102665622B (ru)
AU (1) AU2010325048B2 (ru)
BR (1) BR112012012240A2 (ru)
CA (1) CA2779511C (ru)
ES (1) ES2552799T3 (ru)
MX (1) MX338267B (ru)
RU (1) RU2560902C2 (ru)
WO (1) WO2011066065A1 (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU169744U1 (ru) * 2016-04-28 2017-03-30 Общество с ограниченной ответственностью "Фабрика Света" (ООО "Фабрика Света") Одноволоконный эндоскопический иллюминатор (эндоиллюминатор)
RU2765743C2 (ru) * 2020-07-22 2022-02-02 Джассер Дорошенко Витреоретинальный осветитель

Families Citing this family (40)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100318074A1 (en) * 2009-06-10 2010-12-16 Bruno Dacquay Ophthalmic endoillumination using low-power laser light
US8292434B2 (en) * 2009-08-12 2012-10-23 Alcon Research, Ltd. White light emitting diode (LED) illuminator for ophthalmic endoillumination
CA2781677C (en) 2009-12-10 2017-07-11 Alcon Research Ltd. Multi-spot laser surgical probe using faceted optical elements
US8348430B2 (en) 2009-12-17 2013-01-08 Alcon Research, Ltd. Photonic lattice LEDs for ophthalmic illumination
US9314374B2 (en) 2010-03-19 2016-04-19 Alcon Research, Ltd. Stroboscopic ophthalmic illuminator
US8573801B2 (en) 2010-08-30 2013-11-05 Alcon Research, Ltd. LED illuminator
CN103380390B (zh) * 2011-01-28 2019-07-09 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于形状感测光纤的尖端反射减小
US8496331B2 (en) * 2011-08-12 2013-07-30 Alcon Research, Ltd. Portable pattern-generating ophthalmic probe
US9849034B2 (en) 2011-11-07 2017-12-26 Alcon Research, Ltd. Retinal laser surgery
US9207377B2 (en) * 2012-01-20 2015-12-08 Matthew Overturf Artificial lighting system
US9487700B2 (en) * 2012-09-11 2016-11-08 Dic Corporation Liquid crystal display device
US10245181B2 (en) * 2012-12-21 2019-04-02 Alcon Research, Ltd. Grin fiber multi-spot laser probe
US9308128B2 (en) * 2013-01-08 2016-04-12 Novartis Ag Multi-spot laser probe with micro-structured faceted proximal surface
US20140200566A1 (en) * 2013-01-15 2014-07-17 Alcon Research, Ltd. Multi-spot laser probe with micro-structured distal surface
WO2014145465A2 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Liolios Thomas Eye safe laser illumination in ophthalmic surgeries
EP2808056B1 (en) * 2013-05-29 2020-04-15 Imec VZW Optical stimulation device
US9517003B2 (en) 2013-07-19 2016-12-13 Meng-G Martin Lee Insertable lighting device
US10470656B2 (en) 2013-12-20 2019-11-12 Novartis Ag Imaging probes and associated devices, systems, and methods utilizing electroactive polymer actuators
CA2934944A1 (en) 2013-12-23 2015-07-02 Quantel Medical, Inc. System and device for multi spot photocoagulation
US10278785B2 (en) * 2015-12-18 2019-05-07 Novartis Ag Method of making diverging-light fiber optics illumination delivery system
DE102016108952B4 (de) * 2016-05-13 2022-01-27 Carl Zeiss Meditec Ag Chirurgisches Instrument für die Augenheilkunde
US10401610B2 (en) 2016-07-15 2019-09-03 Canon Usa, Inc. Spectrally encoded probe with multiple diffraction orders
US11172560B2 (en) 2016-08-25 2021-11-09 Alcon Inc. Ophthalmic illumination system with controlled chromaticity
US10898068B2 (en) 2016-11-01 2021-01-26 Canon U.S.A., Inc. Multi-bandwidth spectrally encoded endoscope
US10918522B2 (en) 2017-06-08 2021-02-16 Alcon Inc. Photodisruption-based vitrectomy system
EP3664732B1 (en) 2017-08-09 2024-05-29 Alcon Inc. Self-illuminating microsurgical cannula device
US11291470B2 (en) 2017-12-12 2022-04-05 Alcon Inc. Surgical probe with shape-memory material
WO2019116287A1 (en) 2017-12-12 2019-06-20 Novartis Ag Thermally robust laser probe assembly
WO2019116282A1 (en) 2017-12-12 2019-06-20 Novartis Ag Multiple-input-coupled illuminated multi-spot laser probe
EP3706681B1 (en) * 2017-12-12 2023-02-22 Alcon Inc. Laser probe
US11213426B2 (en) 2017-12-12 2022-01-04 Alcon Inc. Thermally robust multi-spot laser probe
WO2019135130A1 (en) 2018-01-05 2019-07-11 Novartis Ag Multiple illumination transmission through optical fiber
US20190239979A1 (en) * 2018-02-05 2019-08-08 Novartis Ag Illuminated cannula
WO2019197993A1 (en) 2018-04-11 2019-10-17 Alcon Inc. Illuminating ophthalmic endoprobe
US11213693B2 (en) * 2018-04-27 2022-01-04 Seoul Viosys Co., Ltd. Light source for eye therapy and light emitting device having the same
US11503995B2 (en) * 2019-04-24 2022-11-22 Topcon Corporation Ophthalmologic apparatus
WO2021034967A1 (en) * 2019-08-19 2021-02-25 Nanosurgery Technology Corporation Imaging needle system and apparatus with light engine
BR112022010756A2 (pt) 2019-12-04 2022-08-23 Alcon Inc Fibra óptica multinúcleos com formação de bolha reduzida
EP4106696A1 (en) 2020-02-18 2022-12-28 Alcon Inc. Multi-spot laser probe with multiple single-core fibers
US11877956B2 (en) 2021-08-06 2024-01-23 Alcon Inc. Vitreoretinal instruments for illumination, fluid aspiration, and photocoagulation

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3584948A (en) * 1968-06-24 1971-06-15 Bell Telephone Labor Inc Apparatus and method for producing multiple images
US6562466B2 (en) * 2001-07-02 2003-05-13 Essilor International Compagnie Generale D'optique Process for transferring a coating onto a surface of a lens blank
RU51871U1 (ru) * 2005-08-31 2006-03-10 Федеральное государственное учреждение "Межотраслевой научно-технический комплекс "Микрохирургия глаза" имени академика С.Н. Федорова Федерального агентства по здравоохранению и социальному развитию" Временный кератопротез
US20070296094A1 (en) * 2003-12-31 2007-12-27 Essilor International Compagnie Generale D'optique Process for Making a Coated Optical Lens Free of Visible Fining Lines
US20080246919A1 (en) * 2007-04-09 2008-10-09 Ron Smith Ophthalmic Endoilluminator with Hybrid Lens

Family Cites Families (72)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2415046A1 (de) 1974-03-28 1975-10-02 Siemens Ag Vorrichtung zur verteilung von lichtsignalen auf mehrere empfaenger
US4111524A (en) 1977-04-14 1978-09-05 Bell Telephone Laboratories, Incorporated Wavelength division multiplexer
US4274706A (en) 1979-08-30 1981-06-23 Hughes Aircraft Company Wavelength multiplexer/demultiplexer for optical circuits
DE3303623A1 (de) 1983-02-03 1984-08-09 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg Optische phasengitteranordnung und schaltvorrichtungen mit einer solchen anordnung
CA1262757A (en) 1985-04-25 1989-11-07 Richard M. Dwyer Method and apparatus for laser surgery
US4865029A (en) 1986-04-24 1989-09-12 Eye Research Institute Of Retina Foundation Endophotocoagulation probe
US4986262A (en) 1987-03-31 1991-01-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Measuring endoscope
JP3035851B2 (ja) * 1988-08-02 2000-04-24 オムロン株式会社 光学装置
JPH02287311A (ja) 1989-04-28 1990-11-27 Toshiba Corp 計測機構付内視鏡装置
US5261904A (en) 1990-01-30 1993-11-16 C. R. Bard, Inc. Laser catheter having diffraction grating for beam shaping
IT1273288B (it) 1991-05-22 1997-07-08 Bonomelli Spa Dosatore volumetrico perfezionato, in particolare per fiori di camonilla da confezionare in bustine
JPH0567558A (ja) 1991-09-06 1993-03-19 Nikon Corp 露光方法
US5356407A (en) 1992-04-30 1994-10-18 Infinitech, Inc. Ophthalmic surgery probe assembly
US5275593A (en) 1992-04-30 1994-01-04 Surgical Technologies, Inc. Ophthalmic surgery probe assembly
US5373526A (en) 1992-05-12 1994-12-13 Hughes Aircraft Company Apparatus and method for optical energy amplification using two-beam coupling
WO1994010595A1 (en) 1992-10-23 1994-05-11 Monash University Confocal microscope and endoscope
JPH06317764A (ja) 1993-04-27 1994-11-15 Olympus Optical Co Ltd 光学的ローパスフィルター
US5396571A (en) 1993-05-21 1995-03-07 Trimedyne, Inc. Coupling device and method for improved transfer efficiency of light energy from a laser source into optical fibers
US5630809A (en) 1994-12-19 1997-05-20 Connor; Christopher S. Intraocular slit illuminator and method therefor
JP3618464B2 (ja) * 1995-08-29 2005-02-09 オリンパス株式会社 回折光学素子、およびそれを用いる光学装置
US20020133146A1 (en) 1995-10-27 2002-09-19 William B. Telfair Short pulse mid-infrared parametric generator for surgery
US6520956B1 (en) 1995-11-06 2003-02-18 David Huang Apparatus and method for performing laser thermal keratoplasty with minimized regression
US5921981A (en) 1995-11-09 1999-07-13 Alcon Laboratories, Inc. Multi-spot laser surgery
US5973779A (en) 1996-03-29 1999-10-26 Ansari; Rafat R. Fiber-optic imaging probe
DE19616934A1 (de) 1996-04-27 1997-10-30 Bosch Gmbh Robert Optische Schaltvorrichtung
US6421179B1 (en) 1997-05-02 2002-07-16 Interscience, Inc. Wavelength division multiplexing system and method using a reconfigurable diffraction grating
US6097025A (en) 1997-10-31 2000-08-01 Ljl Biosystems, Inc. Light detection device having an optical-path switching mechanism
US6071748A (en) 1997-07-16 2000-06-06 Ljl Biosystems, Inc. Light detection device
AU9102798A (en) 1997-08-14 1999-03-08 Mark G Fontenot Multi-channel transmyocardial laser revascularization
US5980454A (en) 1997-12-01 1999-11-09 Endonetics, Inc. Endoscopic imaging system employing diffractive optical elements
US6441934B1 (en) 1998-02-13 2002-08-27 Apa Optics, Inc. Multiplexer and demultiplexer for single mode optical fiber communication links
AU3102699A (en) 1998-03-19 1999-10-11 Board Of Regents, The University Of Texas System Fiber-optic confocal imaging apparatus and methods of use
US6241721B1 (en) 1998-10-09 2001-06-05 Colette Cozean Laser surgical procedures for treatment of glaucoma
WO2000046622A1 (en) * 1999-02-05 2000-08-10 Corning Incorporated Optical fiber component with shaped optical element and method of making same
US6687010B1 (en) 1999-09-09 2004-02-03 Olympus Corporation Rapid depth scanning optical imaging device
AU2001237168A1 (en) 2000-02-22 2001-09-03 Light Management Group Inc. Acousto-optical switch for fiber optic lines
ATE377404T1 (de) 2000-05-19 2007-11-15 Michael S Berlin Laserapplikationssystem und methode zur verwendung im auge
US6975898B2 (en) 2000-06-19 2005-12-13 University Of Washington Medical imaging, diagnosis, and therapy using a scanning single optical fiber system
US6563982B1 (en) 2000-07-22 2003-05-13 Finisar Corporation Method and apparatus for parallel optical processing
EP1191359A1 (en) 2000-09-22 2002-03-27 Fuji Electric Co., Ltd. Holographic beam splitter
ATE454845T1 (de) 2000-10-30 2010-01-15 Gen Hospital Corp Optische systeme zur gewebeanalyse
US9295391B1 (en) 2000-11-10 2016-03-29 The General Hospital Corporation Spectrally encoded miniature endoscopic imaging probe
MXPA03006394A (es) 2001-01-18 2003-10-15 Univ California Instrumento quirurgico paraglaucoma minimamente invasivo y metodo.
US6847454B2 (en) 2001-07-16 2005-01-25 Scimed Life Systems, Inc. Systems and methods for processing signals from an interferometer by an ultrasound console
US6943353B2 (en) 2001-10-01 2005-09-13 Ud Technology Corporation Simultaneous multi-beam planar array IR (pair) spectroscopy
US7006231B2 (en) 2001-10-18 2006-02-28 Scimed Life Systems, Inc. Diffraction grating based interferometric systems and methods
ATE425713T1 (de) 2001-12-10 2009-04-15 Inolase 2002 Ltd Gerat zur absaugung von luft und kondensiertem dampf aus der nahe eines hautzielgebiets
US7071460B2 (en) 2002-06-07 2006-07-04 Christopher Rush Optical non-contact measuring probe
US20040116909A1 (en) 2002-12-11 2004-06-17 Ceramoptec Industries Inc. Multipurpose diode laser system for ophthalmic laser treatments
US7766904B2 (en) 2003-01-31 2010-08-03 Iridex Corporation Adjustable laser probe for use in vitreoretinal surgery
US7297154B2 (en) 2003-02-24 2007-11-20 Maxwell Sensors Inc. Optical apparatus for detecting and treating vulnerable plaque
US7338169B2 (en) * 2003-08-01 2008-03-04 Visx, Incorporated Slit lamp for ophthalmic use
US20050078910A1 (en) * 2003-10-08 2005-04-14 Hickingbotham Dyson W. Surgical wide-angle illuminator
US7090670B2 (en) 2003-12-31 2006-08-15 Reliant Technologies, Inc. Multi-spot laser surgical apparatus and method
US7704246B2 (en) 2004-04-30 2010-04-27 Connor Christopher S Shielded intraocular probe for improved illumination or therapeutic application of light
US7252662B2 (en) 2004-11-02 2007-08-07 Lenticular Research Group Llc Apparatus and processes for preventing or delaying one or more symptoms of presbyopia
US8922781B2 (en) 2004-11-29 2014-12-30 The General Hospital Corporation Arrangements, devices, endoscopes, catheters and methods for performing optical imaging by simultaneously illuminating and detecting multiple points on a sample
US8394084B2 (en) 2005-01-10 2013-03-12 Optimedica Corporation Apparatus for patterned plasma-mediated laser trephination of the lens capsule and three dimensional phaco-segmentation
HU227859B1 (en) 2005-01-27 2012-05-02 E Szilveszter Vizi Real-time 3d nonlinear microscope measuring system and its application
WO2006084124A2 (en) * 2005-02-03 2006-08-10 Synergetics, Inc. Optic fiber instrument with microsphere diffraction surface
US7856985B2 (en) 2005-04-22 2010-12-28 Cynosure, Inc. Method of treatment body tissue using a non-uniform laser beam
WO2006127967A2 (en) 2005-05-25 2006-11-30 Massachusetts Institute Of Technology Multifocal scanning microscopy systems and methods
US7391520B2 (en) * 2005-07-01 2008-06-24 Carl Zeiss Meditec, Inc. Fourier domain optical coherence tomography employing a swept multi-wavelength laser and a multi-channel receiver
US20070121069A1 (en) 2005-11-16 2007-05-31 Andersen Dan E Multiple spot photomedical treatment using a laser indirect ophthalmoscope
CN102614045B (zh) 2005-12-16 2014-11-12 爱尔康公司 被照亮注射插管
WO2007084849A1 (en) 2006-01-18 2007-07-26 The General Hospital Corporation System and methods for generating data using one or more endoscopic microscopy techniques
US10098781B2 (en) 2006-03-24 2018-10-16 Topcon Medical Laser Systems Inc. Multi-spot optical fiber endophotocoagulation probe
JP2007263711A (ja) * 2006-03-28 2007-10-11 Tama Tlo Kk プレナー回折格子を含む合波干渉型光学装置および光エンコーダ
JP2007264555A (ja) * 2006-03-30 2007-10-11 Brother Ind Ltd 透過型回折素子及びこれを用いた眼球投影型表示装置
US8838213B2 (en) 2006-10-19 2014-09-16 The General Hospital Corporation Apparatus and method for obtaining and providing imaging information associated with at least one portion of a sample, and effecting such portion(s)
US7682027B2 (en) * 2007-04-09 2010-03-23 Alcon, Inc. Multi-LED ophthalmic illuminator
US7566173B2 (en) 2007-07-09 2009-07-28 Alcon, Inc. Multi-spot ophthalmic laser probe

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3584948A (en) * 1968-06-24 1971-06-15 Bell Telephone Labor Inc Apparatus and method for producing multiple images
US6562466B2 (en) * 2001-07-02 2003-05-13 Essilor International Compagnie Generale D'optique Process for transferring a coating onto a surface of a lens blank
US20070296094A1 (en) * 2003-12-31 2007-12-27 Essilor International Compagnie Generale D'optique Process for Making a Coated Optical Lens Free of Visible Fining Lines
RU51871U1 (ru) * 2005-08-31 2006-03-10 Федеральное государственное учреждение "Межотраслевой научно-технический комплекс "Микрохирургия глаза" имени академика С.Н. Федорова Федерального агентства по здравоохранению и социальному развитию" Временный кератопротез
US20080246919A1 (en) * 2007-04-09 2008-10-09 Ron Smith Ophthalmic Endoilluminator with Hybrid Lens

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU169744U1 (ru) * 2016-04-28 2017-03-30 Общество с ограниченной ответственностью "Фабрика Света" (ООО "Фабрика Света") Одноволоконный эндоскопический иллюминатор (эндоиллюминатор)
RU2765743C2 (ru) * 2020-07-22 2022-02-02 Джассер Дорошенко Витреоретинальный осветитель

Also Published As

Publication number Publication date
BR112012012240A2 (pt) 2016-04-12
CA2779511A1 (en) 2011-06-03
WO2011066065A1 (en) 2011-06-03
KR20120095452A (ko) 2012-08-28
US8398240B2 (en) 2013-03-19
CN102665622B (zh) 2015-03-25
JP5902623B2 (ja) 2016-04-13
CA2779511C (en) 2018-01-02
JP2013512039A (ja) 2013-04-11
EP2503970A4 (en) 2013-07-31
CN102665622A (zh) 2012-09-12
AU2010325048A1 (en) 2012-05-31
EP2503970A1 (en) 2012-10-03
RU2012126091A (ru) 2013-12-27
KR101610840B1 (ko) 2016-04-08
MX338267B (es) 2016-04-11
AU2010325048B2 (en) 2015-04-02
ES2552799T3 (es) 2015-12-02
MX2012005502A (es) 2012-06-14
EP2503970B1 (en) 2015-09-16
US20110122366A1 (en) 2011-05-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2560902C2 (ru) Одноволоконный многоточечный лазерный зонд для офтальмологической эндоиллюминации
JP5457466B2 (ja) ファイバ生成光を使用する眼科用エンドイルミネーション
US8292434B2 (en) White light emitting diode (LED) illuminator for ophthalmic endoillumination
RU2569714C9 (ru) Белый когерентный лазерный свет, пропускаемый через нановолокна для хирургического освещения
US20080246920A1 (en) Multi-LED Ophthalmic Illuminator
US20100318074A1 (en) Ophthalmic endoillumination using low-power laser light
AU2008275551A1 (en) Ophthalmic endoilluminator with hybrid lens
US8333482B2 (en) Ophthalmic endoillumination with light collector for white phosphor

Legal Events

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

Effective date: 20201103