DE102018118352A1

DE102018118352A1 - Ophthalmologisches Operationsmikroskop

Info

Publication number: DE102018118352A1
Application number: DE102018118352.6A
Authority: DE
Inventors: Markus Seesselberg; Christoph Hauger; Artur Högele; Joachim Steffen
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2018-07-30
Filing date: 2018-07-30
Publication date: 2020-01-30
Also published as: US11147447B2; US20200029805A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Operationsmikroskop, mit einem Hauptobjektiv (20), das von einem Beobachtungsstrahlengang (18) durchsetzt wird, und mit einem konfokalen optischen System (40), das als Refraktometer zur Bestimmung der Refraktion eines Auges (12) eines Patienten ausgelegt ist, wobei das optische System (40) eine Messlichtquelle (52) zur Erzeugung eines Messlichtstrahls (44), ein Messmodul (54), das einen Lichtdetektor (56) zur Messung einer Intensität von Messlicht aufweist, und weiterhin eine von einem Messstrahlengang (42) durchsetzte Optik (60) aufweist, um den Messlichtstrahl (44) auf die Retina (16) des Auges (12) zu richten und an der Retina (16) rückreflektiertes Messlicht (48) dem Lichtdetektor (56) zuzuführen, wobei der Messstrahlengang (42) insgesamt konfokal ist, wobei die Optik (60) ein adaptives optisches Modul (AOM) aufweist, wobei durch Einstellen des adaptiven optischen Moduls (AOM) eine Wellenfront des Messstrahlengangs (42) verändert werden kann, so dass sich die vom Lichtdetektor (56) gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes (48) verändert, wobei das Messmodul (54) dazu ausgelegt ist, anhand einer Einstellung des adaptiven optischen Moduls (AOM), bei der die gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes (48) ein Maximum aufweist, das sphärische Äquivalent (SE) der Ametropie des Auges (12) zu ermitteln. Das adaptive optische Modul (AOM) weist eine adaptive Komponente (74) auf, die dazu ausgelegt ist, durch Einstellen der adaptiven Komponente (74) einen Astigmatismus in der Wellenfront des Messlichtstrahlengangs (42) zu kompensieren, und wobei das Messmodul (54) dazu ausgelegt ist, aus einer Einstellung der adaptiven Komponente (74), bei der die gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes (48) ein Maximum aufweist, den Astigmatismus (C) des Auges und die Achslage (φ) des Astigmatismus zu ermitteln.

Description

Die Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Operationsmikroskop, mit einem Hauptobjektiv, das von einem Beobachtungsstrahlengang durchsetzt wird, und mit einem konfokalen optischen System, das als Refraktometer zur Bestimmung der Refraktion eines Auges eines Patienten ausgelegt ist, gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
Ein derartiges ophthalmologisches Operationsmikroskop ist aus US 2015/0109580 A1 bekannt.
Im Stand der Technik sind Geräte zur Bestimmung der Refraktion eines Auges eines Patienten bekannt, mit denen simultan das sphärische Äquivalent der Ametropie, der Astigmatismus und die Achslage des Astigmatismus vermessen werden können. Diese Geräte verfügen über einen Wellenfrontsensor, beispielsweise einen Hartmann-Shack-Sensor, einen Talbot-Moire-Sensor oder dergleichen. Solche Refraktometer können verschiebbare Linsenelemente beinhalten, um die Krümmung der auf den Wellenfrontsensor auftreffenden Wellenfront so zu verringern, dass auch Augen mit starker Ametropie vermessen werden können.
Ein solches Refraktometer mit Wellenfrontsensor ist aus US 6,550,917 B1 bekannt. Dieses Refraktometer weist verschiebbare Optikkomponenten auf, um je nach Ametropie des Patientenauges die Krümmung der auf den Wellenfrontsensor auftreffenden Wellenfront zu reduzieren. Dabei können auch variable Linsen als adaptive optische Elemente zum Einsatz kommen, die in einer konjugierten Ebene zu Oberflächen des Auges positioniert sein können.
Das aus dem oben genannten Dokument US 2015/0109580 A1 bekannte ophthalmologische Operationsmikroskop weist ein konfokales Refraktometer auf, das keinen Wellenfrontsensor aufweist, was vorteilhaft ist, da Wellenfrontsensoren empfindlich gegenüber Streulicht sind, das beispielsweise an der Cornea, der Augenlinse oder Linsenoberflächen entsteht, und Wellenfrontsensoren außerdem kostspielige optische Komponenten sind.
Ein Nachteil dieses bekannten Operationsmikroskopes ist jedoch, das es lediglich die Messung des sphärischen Äquivalents der Ametropie ermöglicht, nicht aber die Vermessung des Astigmatismus und dessen Achslage. Eine quantitative Bestimmung des Astigmatismus und dessen zugehöriger Achslage ist mit diesem bekannten Refraktometer nicht möglich, auch wenn dort der Einsatz von Zylinderlinsen genannt wird. Dieses Operationsmikroskop ist somit beispielsweise nicht zur intraoperativen Überprüfung geeignet, ob eine in das Patientenauge eingesetzte torische intraokulare Linse zur Kompensation des Astigmatismus richtig orientiert ist.
Aus dem Dokument US 8 049 873 B2 ist ein ophthalmologisches Operationsmikroskop bekannt, das über ein integriertes Refraktometer sowie ein OCT-System verfügt. Das Refraktometer basiert auf Wellenfrontsensoren, wie beispielsweise einem Hartmann-Shack-Sensor, mit den oben genannten Nachteilen. Durch Einschwenken eines Fundusabbildungssystems unterhalb des Hauptobjektivs kann sowohl die Retina abgebildet werden als auch ein OCT-Scan der Retina erzeugt werden. Das Refraktometer dieses Operationsmikroskops beruht nicht auf dem konfokalen Prinzip, so dass das Refraktometer sensitiv gegenüber Streulicht ist, das beispielsweise an der Cornea und anderen Grenzflächen im Patientenauge entsteht oder auch durch Reflexe an Linsenoberflächen im Gerät selbst verursacht wird.
US 9 615 740 B2 offenbart ein Operationsmikroskop mit einer konfokalen Messvorrichtung zur Bestimmung des sphärischen Äquivalents sowie optional mit einem OCT-System. Das Refraktometer dieses Operationsmikroskops erlaubt die Messung des sphärischen Äquivalents der Ametropie, der Astigmatismus und die Achslage des Astigmatismus können jedoch nicht gemessen werden. Somit ist auch dieses Operationsmikroskop nicht zur intraoperativen Überprüfung geeignet, ob eine in das Patientenauge eingesetzte torische intraokulare Linse zur Kompensation des Astigmatismus richtig orientiert ist.
DE 10 2013 021 974 B3 offenbart eine Vorrichtung zur Bestimmung der Ametropie eines Auges, die eine Messlichtquelle und eine Strahlformungsoptik sowie ein Analysemodul mit einem Detektor und einer Analyseoptik aufweist. Die Analyseoptik ist dazu konfiguriert, einen durch die optische Schnittstelle eintretenden parallelen Lichtstrahl entlang einer vorbestimmten, ausgedehnten und sich quer zu einer Richtung des Analysestrahlengangs erstreckenden Linie zu fokussieren. Der Detektor ist ein ortsauflösender Detektor, wobei ein spitzer Winkel zwischen einer Flächennormalen der Detektionsfläche und der vorbestimmten Linie kleiner als 80° ist. Eine Steuerung ist dazu konfiguriert, von dem Detektor detektierte Lichtintensitätsdaten zu erhalten, und aus den Lichtintensitätsdaten Ametropie-Daten zu ermitteln, die die Ametropie des Auges repräsentieren. Diese Vorrichtung beruht ebenfalls nicht auf dem konfokalen Prinzip.
US 2014/0176904 A1 offenbart ein ophthalmologisches Aberrometer, das auf Wellenfrontsensoren beruht, mit den oben genannten Nachteilen.
Weiterhin sind Vorrichtungen für die optische Kohärenztomographie (OCT) bekannt, mittels der Messungen an einem Auge eines Patienten vorgenommen werden können, um beispielsweise Strukturen der Vorderkammer des Auges oder der Retina des Auges dreidimensional zu vermessen und darzustellen. Eine solche OCT-Vorrichtung umfasst üblicherweise ein Interferometer, das einen Referenzarm und einen Messarm aufweist, der bis zu dem mit OCT-Licht zu untersuchenden Bereich des Auges reicht. Eine solche OCT-Vorrichtung ist in dem Artikel von Y. Jian, J. Xu, M. A. Gradowski, S. Bonora, R. J. Zawadzki, M. V. Sarunic: „Wavefront sensorless adaptive optics optical coherence tomography for in-vivo retinal imaging in mice“, Biomedical Optics Express 2014, Seiten 547-559, DOI: 10.1364/BOE.5.00547, beschrieben. Bei dieser OCT-Vorrichtung wird das Faserende eines Lichtleiters auf die Retina eines Säugetier-Auges abgebildet. Das von der Retina gestreute Messlicht durchleuchtet die Optik ein zweites Mal und wird in das Faserende eingekoppelt, das gleichzeitig eine konfokale Blende darstellt. Die Vorrichtung verfügt über einen adaptiven Spiegel als adaptives optisches Element, mit dem Aberrationen des untersuchten Auges kompensiert werden können. In dem Artikel wird des Weiteren ein Algorithmus beschrieben, wie das adaptive optische Element angesteuert werden kann, so dass das in die Faser zurückgekoppelte Messlicht möglichst hohe Intensität aufweist. Diese OCT-Vorrichtung ist jedoch kein Refraktometer, sondern erfüllt die Aufgabe, ein OCT-Bild der Retina in möglichst hoher Qualität zu erzeugen. Das OCT-Bild hat gemäß dem Artikel nämlich dann eine besonders gute Qualität, wenn die Intensität des in die Faser zurückgekoppelten Lichtes hoch ist. Diese bekannte OCT-Vorrichtung ist zur Verwendung als Refraktometer ungeeignet, und zwar aus folgenden Gründen: Der adaptive Spiegel weist eine sehr geringe Auslenkung von nur 5 µm auf. Dies ist deutlich zu wenig, um einen Astigmatismus der Cornea zu kompensieren und das in die Faser zurückgekoppelte Signal zu maximieren. Um die Signalhöhe dennoch zu maximieren, wird ein Kontaktglas verwendet, das auf das Auge aufgesetzt wird. Somit wird ein möglicherweise vorhandener Astigmatismus kompensiert und ein hochwertiges OCT-Bild erzeugt. Das Kontaktglas verhindert aber eine Messung des Astigmatismus, der insbesondere durch eine Asymmetrie der Cornea hervorgerufen wird. Durch Verwendung eines Kontaktglases ist davon auszugehen, dass auch die mittlere sphärische Brechkraft der Cornea beeinflusst wird. Somit kann auch das sphärische Äquivalent der Ametropie mit diesem Aufbau nicht vermessen werden. Die Verwendung eines Kontaktglases stellt einen erheblichen Eingriff dar und ist für den Patienten unangenehm, so dass die Verwendung eines Kontaktglases nach Möglichkeit vermieden werden sollte.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein ophthalmologisches Operationsmikroskop mit integriertem konfokalem Refraktometer zur Bestimmung der Refraktion eines Auges eines Patienten dahingehend weiterzubilden, dass mit geringem konstruktivem Aufwand ein Astigmatismus und dessen Achslage am Patientenauge bestimmt werden kann.
Hinsichtlich des eingangs genannten ophthalmologischen Operationsmikroskops wird diese Aufgabe durch die kennzeichnenden Merkmale des Patentanspruchs 1 gelöst.
Das erfindungsgemäße ophthalmologische Operationsmikroskop ist mit einem integrierten konfokalen Refraktometer zur Bestimmung der Refraktion eines Auges eines Patienten ausgestattet, das nicht nur die Vermessung des sphärischen Äquivalents der Ametropie, sondern auch des Astigmatismus sowie dessen Achslage für das untersuchte Patientenauge erlaubt. Das erfindungsgemäße Operationsmikroskop ermöglicht somit beispielsweise eine intraoperative Überprüfung, ob eine in das Patientenauge eingesetzte torische intraokulare Linse zur Kompensation des Astigmatismus richtig orientiert ist.
Das konfokale Refraktometer des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops benötigt keinen Wellenfrontsensor, wodurch das konfokale Refraktometer unempfindlich gegenüber Streulicht ist und auch in der Gestehung kostengünstiger ist. Die Messung der Größen sphärisches Äquivalent der Ametropie, Astigmatismus und Achslage erfolgt vielmehr durch eine Messung oder Detektion maximaler Intensität des rückreflektierten Messlichtes mittels des Lichtdetektors.
Nachfolgend werden in der vorliegenden Offenbarung verwendete Begriffe erläutert. Das sphärische Äquivalent SE als auch der Astigmatismus C werden üblicherweise in Dioptrien (D) angegeben. Üblicherweise werden Augen mit sphärischem Äquivalent SE < 0 D als kurzsichtig oder myop bezeichnet, während Augen mit SE > 0 D als fernsichtig oder hyperop bezeichnet werden. Patientenaugen mit SE ≈ 0 D werden als sphärisch rechtsichtig oder emmetrop bezeichnet. Der Astigmatismus C gibt die Differenz der Brechkräfte des Auges in zwei zueinander senkrecht stehenden Hauptschnitten an. Die Achslage φ spezifiziert die Lage dieser Hauptschnitte, stellt einen Winkel dar und wird in der Einheit Grad (°) angegeben. Das konfokale Refraktometer des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops erlaubt die Messung der Größen SE, C und φ auf einfache und genaue Weise ohne Wellenfrontsensor.
Bei der Beschreibung der vorliegenden Erfindung wird folgende Konvention verwendet: Der Astigmatismus C ist stets positiv und erfüllt C > 0 D. In den beiden Hauptschnitten wird die Fehlsichtigkeit des Patientenauges beschrieben durch SE ± (1/2) C. Die Achslage φ beschreibt die Lage desjenigen Hauptschnitts mit der Fehlsichtigkeit SE + (1/2) C. Es können auch anderen Konventionen zur Beschreibung der Fehlsichtigkeit verwendet werden, die jedoch stets in die oben angegebene Konvention umgerechnet werden können.
Als „konfokal“ wird im Rahmen der vorliegenden Erfindung ein optisches System verstanden, mit dem eine „Punkt-zu-Punkt“-Abbildung ermöglicht wird. Im Rahmen einer Refraktionsmessung mittels des Operationsmikroskops kann dabei eine von der Messlichtquelle mit Messlicht ausgeleuchtete Lochblende als Messlichtstrahl auf die Retina des Patientenauges abgebildet werden, so dass auf der Retina ein Lichtfleck erzeugt wird. Der Messlichtstrahl wird dazu von einer Fokussieroptik auf die Retina fokussiert, so dass der Lichtfleck auf der Retina möglichst klein gewählt werden kann. Messlicht, das im Bereich des Lichtflecks auftrifft, wird von der Retina teilweise zurückgestreut, so dass Lichtenergie als rückreflektiertes Messlicht aus dem Auge austritt. Eine konfokale Blende kann in einer zur Retina konjugierten Ebene positioniert sein, die das von dem Auge rückreflektierte Messlicht zumindest teilweise hindurchlässt, wobei die Intensität des von der Blende durchgelassenen rückreflektierten Messlichts von dem Messmodul mit Lichtdetektor gemessen wird. Vorzugsweise kann anstelle einer physikalischen Lochblende auch das Ende einer Lichtfaser als die lichtquellenseitige konfokale Blende und als lichtdetektorseitige konfokale Blende verwendet werden.
Das konfokale Refraktometer des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops weist ein adaptives optisches Modul auf, das eine adaptive Komponente aufweist, die dazu ausgelegt ist, durch Einstellen der adaptiven Komponente einen Astigmatismus mit beliebiger Achslage in der Wellenfront des Messlichtes zu kompensieren. Mit anderen Worten dient die adaptive Komponente dazu, einen Astigmatismus des untersuchten Auges und dessen Achslage zu kompensieren. Das adaptive optische Modul kann zumindest ein bewegliches optisches Element und/oder zumindest ein optisches Element aufweisen, dessen optische Eigenschaften, insbesondere dessen zylindrische Brechkraft variierbar ist. Es versteht sich, dass das adaptive optische Modul mehrere adaptive Komponenten aufweisen kann und auch, dass die Optik des Refraktometers mehrere adaptive optische Module aufweisen kann. Das adaptive optische Modul des konfokalen Refraktometers des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops ist einstellbar, um das sphärische Äquivalent der Ametropie des Auges in der Wellenfront des Messlichtes zu kompensieren, und außerdem ist die adaptive Komponente des adaptiven optischen Moduls dazu ausgelegt, durch Einstellung einen Astigmatismus mit beliebiger Achslage in der Wellenfront des Messlichtes zumindest teilweise zu kompensieren. Es versteht sich, dass die adaptive Komponente auch dazu ausgelegt sein kann, das sphärische Äquivalent der Ametropie des Auges und einen Astigmatismus mit beliebiger Achslage zu kompensieren, wobei in diesem Fall das adaptive optische Modul lediglich die adaptive Komponente aufweisen kann.
Das Messmodul des konfokalen Refraktometers des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops ist dazu ausgelegt, aus einer Einstellung der adaptiven Komponente, bei der die gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes ein Maximum aufweist, den Astigmatismus des Auges und dessen Achslage zu bestimmen.
Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen ophthalmologischen Operationsmikroskops werden nachfolgend beschrieben.
Vorteilhaft ist es, wenn die adaptive Komponente in eine Neutraleinstellung einstellbar ist, in der die adaptive Komponente keine oder nahezu keine astigmatische Wirkung aufweist.
Hierbei ist von Vorteil, dass bei der Refraktionsbestimmung des Auges des Patienten mittels des Operationsmikroskops zunächst eine näherungsweise Vermessung des sphärischen Äquivalents in der Neutraleinstellung der adaptiven Komponente durchgeführt werden kann, ohne dass die adaptive Komponente aus dem Messstrahlengang entfernt werden muss, was den konstruktiven Aufwand weiter verringert. Anschließend kann durch Einstellen der adaptiven Komponente aus der Neutraleinstellung der Astigmatismus und dessen Achslage vermessen werden.
Dabei ist die astigmatische Wirkung der adaptiven Komponente vorzugsweise stufenlos einstellbar.
Eine vorteilhaft einfache Ausgestaltung der adaptiven Komponente kann dadurch realisiert werden, dass die adaptive Komponente zwei gegeneinander verdrehbare Zylinderlinsen aufweist, von denen die eine Zylinderlinse eine positive zylindrische Brechkraft und die andere Zylinderlinse eine negative zylindrische Brechkraft aufweist, wobei die positive und die negative Brechkraft betragsmäßig gleich sind.
Eine solche, auch als Stokes-Linse bezeichnete adaptive Komponente hat den Vorteil, dass sie in eine Neutraleinstellung eingestellt werden kann, in der die adaptive Komponente keine astigmatische Wirkung aufweist, da sich die betragsmäßig gleiche positive Brechkraft und negative Brechkraft gegenseitig aufheben, und durch Verdrehen der Zylinderlinsen aus der Neutraleinstellung gegeneinander kann dann eine astigmatische Wirkung eingestellt werden, die den Astigmatismus des Patientenauges kompensiert. Durch weiteres, gemeinsames Verdrehen beider Linsen kann dann die Achslage des Astigmatismus kompensiert werden.
Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung der adaptiven Komponente besteht darin, dass die adaptive Komponente sowohl eine einstellbare sphärische Brechkraft zur Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie als auch eine einstellbare astigmatische Brechkraft zur Kompensation des Astigmatismus bereitstellt.
Eine solche adaptive Komponente, die sowohl das sphärische Äquivalent als auch den Astigmatismus mit beliebiger Achslage kompensieren kann, hat den Vorteil, dass das adaptive optische Modul insgesamt aus weniger optischen Komponenten aufgebaut werden kann, und außerdem auch die Bestimmung der drei Parameter sphärisches Äquivalent, Astigmatismus und Achslage aus der Einstellung der adaptiven Komponente einfach möglich ist.
Eine mögliche Ausführungsform einer solchen adaptiven Komponente besteht darin, dass die adaptive Komponente zwei Platten aufweist, die jeweils eine Oberflächenkontur aufweisen, wobei die beiden Oberflächenkonturen zueinander komplementär sind, und wobei die Platten gemeinsam und/oder relativ zueinander translatorisch verschiebbar und/oder verdrehbar sind.
Ein solches optisches Bauteil wird auch als Alvarez-Manipulator bezeichnet. Bei einer Verschiebung in einer ersten Richtung senkrecht zur optischen Achse der beiden Platten relativ zueinander kann eine variable sphärische Brechkraft erzeugt werden, und bei Verschiebung in einer zweiten Richtung senkrecht zur optischen Achse, die auch zur ersten Richtung senkrecht ist, kann eine variable zylindrische Brechkraft erzeugt werden. Zur Variation der Achslage sind dann die beiden Platten gemeinsam um die optische Achse zu drehen.
Weitere Beispiele für adaptive Komponenten, mit denen sowohl eine sphärische Brechkraft als auch eine astigmatische Brechkraft einstellbar ist, sind flüssigkeitsgefüllte Membranlinsen, Flüssiglinsen, etc. die eine sphärische Brechkraft und eine astigmatische Brechkraft in beliebigen Achslagen erzeugen können, ohne dass eine mechanische Bewegung notwendig ist.
Weiterhin ist es vorteilhaft, wenn die adaptive Komponente in einer Ebene positioniert ist, die im Gebrauch des Operationsmikroskops zu einer Pupille des Auges konjugiert ist.
Ein Vorteil dieser Maßnahme besteht darin, dass der Messlichtstrahl im Bereich der Augenpupille unabhängig vom eingestellten Astigmatismus der adaptiven Komponente einen runden Querschnitt aufweist. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass der von der adaptiven Komponente kompensierte Astigmatismus des Patientenauges eine Dioptrienzahl aufweist, die nahezu unabhängig von der Kompensation des sphärischen Äquivalents ist, insbesondere wenn das adaptive optische Modul für die Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie ein verstellbares afokales Teleskop aufweist.
Wenn sich die adaptive Komponente in einer zur Ebene der Pupille des Auges des Patienten konjugierten Ebene befindet, ist dies gleichbedeutend damit, dass die adaptive Komponente, genauer gesagt ein von der adaptiven Komponente ausgehendes Lichtstrahlenbündel auf die Pupille des Auges fokussiert wird. Im Gebrauch eines Operationsmikroskops zur Untersuchung des Auges des Patienten befindet sich die Pupille des Auges des Patienten üblicherweise nahe der Brennebene des Hauptobjektivs des Operationsmikroskops. Damit ergibt sich, dass die adaptive Komponente in dieser Ausgestaltung auch in einer konjugierten Ebene zur augenseitigen Brennebene des Hauptobjektivs positioniert ist.
In einer vorteilhaften Realisierung des konfokalen Refraktometers sind die Messlichtquelle und der Lichtdetektor mit einer Lichtfaser verbunden sind, deren freies Ende ein Austrittsende für den Messlichtstrahl und ein Eintrittsende für das rückreflektierte Messlicht bildet, wobei das Austrittsende und das Eintrittsende konfokal sind.
Hierbei ist von Vorteil, dass auf eine messlichtquellenseitige Lochblende sowie eine detektorseitige Lochblende verzichtet werden kann, wodurch der Aufbau des Refraktometers weiter vereinfacht wird, indem die Konfokalität des über ein einzelnes Lichtfaserende erreicht wird.
Weiterhin ist es vorteilhaft, insbesondere in Verbindung mit der zuvor genannten Maßnahme, wenn im Messstrahlengang ein Kollimator nachgeordnet ist, der zoombar ist.
Hierbei ist von Vorteil, dass der Strahldurchmesser des Messlichtstrahls am Auge variiert werden kann. Eine Variation des Strahldurchmessers des Messlichtstrahls am Auge kann zwar auch dadurch realisiert werden, dass im Messstrahlengang eine Blende mit einstellbarer Öffnung angeordnet ist, die aber den Nachteil hat, dass durch Zuziehen der Blende, um den Strahldurchmesser am Auge zu verkleinern, Messlicht verlorengeht. Durch die vorstehend genannte Ausgestaltung hingegen wird ein solcher Verlust an Lichtleistung vermieden, d.h. das von der Retina zurückreflektierte Messlicht kann optimal in die Lichtfaser zurückgekoppelt werden, so dass am Lichtdetektor ein höheres Nutzsignal gemessen werden kann. Der Kollimator berfindet sich vorzugsweise in Nähe zur adaptiven Komponente vor oder hinter dieser.
Weiter vorteilhaft, insbesondere im Zusammenhang mit der Verwendung einer Lichtfaser für die Abstrahlung des Messlichtstrahls und zum Empfangen des rückreflektierten Messlichtes, ist es, wenn das optische System einen Lock-In-Verstärker aufweist, der insbesondere ein Chopper-Rad aufweist, der im Messstrahlengang angeordnet ist.
Mit Hilfe des Lock-In-Verstärkers, insbesondere eines schnell drehenden Chopper-Rades wird der Lichtweg zwischen Lichtfaser und Auge mit hoher Frequenz blockiert und wieder freigegeben. Aus der Modulation des Lichtdetektorsignals lässt sich dann ein eventuell vorhandenes Untergrundsignal eliminieren, das beispielsweise entstehen kann, wenn Licht der Messlichtquelle im Faserkoppler direkt in Richtung des Lichtdetektors ausgekoppelt wird, ohne den Messstrahlengang zu durchlaufen.
Weiter vorteilhaft ist es, wenn im Messstrahlengang ein Ablenkelement angeordnet ist, das den Messlichtstrahl periodisch ablenkt, derart, dass der Messlichtstrahl auf der Retina des Auges periodisch bewegt wird.
Diese Maßnahme hat den Vorteil, dass der Einfluss von Speckle-Effekten oder von Inhomogenitäten der Retina unterdrückt oder zumindest reduziert werden kann. Hierbei wird der Lichtfleck auf der Retina vorzugsweise mit hoher Geschwindigkeit um kleine Entfernungen bewegt. Somit kann über unterschiedliche Signalhöhen, die aufgrund von Inhomogenitäten der Retina oder von Speckle-Effekten entstehen, gemittelt werden. Das Ablenkelement kann beispielsweise eine in Rotation versetzbare schräggestellte Planplatte im nicht-parallelen Strahlengang sein. Alternativ ist es möglich, andere Arten zur variablen Strahlablenkung zu verwenden, wie beispielsweise Scanspiegel, wie sie bei OCT-Systemen eingesetzt werden. Alternativ und ebenso vorteilhaft kann eine periodische Ablenkung des Messlichtstrahls auf der Retina des Auges dadurch erreicht werden, dass das Austrittsende der oben genannten Lichtfaser quer zur Abstrahlrichtung des Messlichtstrahls periodisch bewegt wird, wobei diese Bewegung sehr schnell erfolgen kann. Die Bewegung des Lichtfaserendes kann beispielsweise durch einen Piezo-Aktuator erzeugt werden.
Alternativ oder zusätzlich zu einem Lock-In-Verstärker zur Unterdrückung von Streulicht und damit zur Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses am Lichtdetektor kann ein lineares Polarisationsfilter in Kombination mit einem λ/4-Piättchen im Messstrahlengang verwendet werden. Um den Anteil an Nutzlicht des von der Retina zurückreflektierten Messlichtes durch das λ/4-Piättchen nicht zu reduzieren, kann ein zweites λ/4-Piättchen vorgesehen werden, das so positioniert wird, dass sich möglichst viele optische Flächen zwischen den beiden A/4-Plättchen befinden.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung weist das adaptive optische Modul ein afokales Teleskop auf. Insbesondere kann das adaptive optische Modul ein afokales Teleskop aufweisen, das zur Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie des Auges verstellbar ist.
Ein afokales Teleskop zur Verwendung in der Optik des Refraktometers des Operationsmikroskops kann als Keppler-System oder Galilei-System ausgeführt sein, wobei ein Galilei-System bevorzugt sein kann, da es kompakter ist als ein Keppler-System.
In der vorstehend genannten Ausgestaltung weist das adaptive optische Modul für die Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie somit ein verstellbares Teleskop und für die Kompensation des Astigmatismus und dessen Achslage eine adaptive Komponente auf. Wie bereits oben beschrieben, kann die Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie jedoch auch durch die adaptive Komponente selbst realisiert werden, indem diese eine verstellbare sphärische Brechkraft erzeugen kann.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der vorstehend genannten Maßnahme weist die Optik eine erste optische Anordnung auf, die von dem Messstrahlengang durchsetzt wird, wobei die adaptive Komponente nahe einer messlichtquellenseitigen Brennebene der ersten optischen Anordnung angeordnet ist.
Die erste optische Anordnung kann eine oder mehrere Linsen oder Linsengruppen aufweisen. Durch die Anordnung der adaptiven Komponente nahe einer messlichtquellenseitigen Brennebene der optischen Anordnung kann ein von der adaptiven Komponente ausgehender Lichtstrahl auf die Pupille des Auges des Patienten abgebildet werden. Letzteres hat wiederum den Vorteil, dass sich der Astigmatismus des Auges des Patienten unabhängig von der Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie kompensieren lässt, wodurch die Bestimmung des Astigmatismus des Patientenauges anhand der Einstellung der adaptiven Komponente einfacher ist.
Weiterhin kann vorteilhafterweise, von der Messlichtquelle aus gesehen, der ersten optischen Anordnung eine zweite optische Anordnung nachgeordnet sein, die den Messstrahlengang in einen parallelen Strahlengang überführt.
Diese Maßnahme ist vorteilhaft, wenn der Messstrahlengang durch das Hauptobjektiv des Operationsmikroskops geführt wird. Üblicherweise ist der Beobachtungsstrahlengang eines Operationsmikroskops, von der Objektebene aus gesehen, nach Durchtritt durch das Hauptobjektiv parallel. Wenn der Messlichtstrahl, von der Messlichtquelle aus gesehen, als paralleler Strahlengang in das Hauptobjektiv eintritt, kann, wie oben beschrieben wurde, die adaptive Komponente in die Pupillenebene abgebildet werden.
Das erfindungsgemäße Operationsmikroskop kann weiterhin einen Separationsspiegel zur Separation von Beobachtungslichtstrahlengang und Messstrahlengang aufweisen.
Die Separation von Beobachtungslicht und Messlicht kann in Richtung zum Auge des Patienten gesehen vor (oberhalb) dem Hauptobjektiv des Operationsmikroskops oder hinter (unterhalb) dem Hauptobjektiv erfolgen. Der Messlichtstrahlengang kann dem Beobachtungslichtstrahlengang im Hauptobjektiv koaxial überlagert sein, oder die beiden können dezentriert zueinander sein.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung durchsetzt der Messstrahlengang das Hauptobjektiv. In diesem Fall befindet sich der Separationsspiegel in Richtung zum Auge des Patienten hin gesehen vor dem Hauptobjektiv.
Der Vorteil hierbei ist, dass der Separationsspiegel den Arbeitsabstand zwischen dem Operationsmikroskop und dem Auge nicht verringert, so dass der Operateur keine Einschränkung bei einer Operation am Auge erfährt.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung durchsetzt der Messstrahlengang das Hauptobjektiv dezentral zu einer optischen Achse des Hauptobjektivs.
Erreicht werden kann dies durch eine entsprechende dezentrierte Anordnung des Separationsspiegels in Bezug auf die optische Achse des Hauptobjektivs. Dies ermöglicht es, dass ein oder mehrere Strahlengänge zur Beobachtung des Patientenauges den Separationsspiegel vollständig durchsetzen, während andere Strahlengänge zur Beobachtung des Patientenauges den Separationsspiegel nicht durchsetzen, sondern vollständig seitlich vorbeilaufen.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung durchsetzt ein Beleuchtungsstrahlengang für die Ausleuchtung eines Beobachtungsareals einen Teil der Optik des Refraktometers.
Diese Ausgestaltung trägt vorteilhafterweise weiter zur Kompaktheit des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops bei, indem zumindest ein Teil der optischen Elemente sowohl für die Refraktionsmessung als auch für die Beleuchtung für die Beobachtung gemeinsam genutzt werden. Beleuchtungslicht kann beispielsweise über einen Teilerspiegel in den Messstrahlengang des Refraktometers eingekoppelt werden.
Dieser Teilerspiegel kann im visuellen Spektrum des Lichts transmissiv sein, während er für Messlicht für die Refraktionsmessung, das im nicht-visuellen Spektrum liegen kann, reflektierend ist. Ebenso kann über einen solchen Teilerspiegel vorteilhafterweise ein Fixierlicht in Richtung des Patientenauges eingekoppelt werden, das vom Patienten gesehen werden kann, so dass der Patient in diejenige Richtung blicken kann, die durch das Fixierlicht vorgegeben ist. Damit kann sichergestellt werden, dass der Patient bei der Refraktionsmessung sein Auge richtig ausrichtet.
Das erfindungsgemäße Operationsmikroskop kann nicht nur ein integriertes Refraktometer, wie oben beschrieben, integriert enthalten, sondern auch ein OCT-System für die optische kohärenztomographische Untersuchung des Auges. Vorteilhaft ist es dabei, wenn das optische System auch für die kohärenztomographische Untersuchung des Auges ausgelegt ist, so dass für beide Funktionen (Refraktionsmessung und OCT-Aufnahme) keine oder nur unwesentlich wenige zusätzliche optische Elemente benötigt werden. Insgesamt kann somit ein kompaktes Operationsmikroskop bereitgestellt werden, das eine visuelle Beobachtung des Auges (einschließlich einer Kameraaufnahme), eine Messung der Refraktion des Auges und eine optische kohärenztomographische Untersuchung, d.h. eine 3D-Datenerfassung, des Auges ermöglicht.
Wenn das erfindungsgemäße Operationsmikroskop neben dem Refraktometer ein OCT-System aufweist, ist es mittels eines OCT-Scan der Vorderkammer möglich, den Abstand des Auges des Patienten relativ zum Operationsmikroskop zu messen. Dann kann entweder das Auge des Patienten relativ zum Operationsmikroskop so positioniert werden, dass sich das Auge in seiner Sollposition befindet. Alternativ kann auch die gemessene Refraktion des Auges rechnerisch so korrigiert werden, dass die Ablage des Patientenauges von seiner Sollposition berücksichtigt wird. Dies ist insbesondere bei großen Werten für das sphärische Äquivalent der Ametropie wichtig, wie sie beispielsweise bei der Vermessung aphaker, d.h. linsenloser Augen auftreten.
Weiter vorteilhaft ist es, wenn als OCT-Lichtquelle des OCT-Systems und als Messlichtquelle des Refraktometers dieselbe Lichtquelle verwendet wird, und/oder wenn als OCT-Detektor des OCT-Systems und als Lichtdetektor des Refraktometers derselbe Detektor verwendet wird.
Diese Ausgestaltungen sind im Sinne einer besonders kompakten Bauweise des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops für die zwei Funktionen OCT-Messung und Refraktionsmessung besonders vorteilhaft.
Weiter vorteilhaft im Sinne einer besonders kompakten Bauweise des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops ist es, wenn ein OCT-Messstrahlengang für die Aufnahme eines OCT-Scans dieselben optischen Elemente durchsetzt wie der Messstrahlengang für Refraktionsmessung, oder wenn der Messstrahlengang für die Refraktionsmessung dieselben optischen Elemente durchsetzt wie ein OCT-Strahlengang für die Aufnahme eines OCT-Scans.
Insgesamt werden vorteilhaft für die OCT-Messung und die Refraktionsmessung nur eine Lichtquelle und/oder nur ein Detektor benötigt, und auch alle oder nahezu alle optischen Elemente der Optik des optischen Systems werden vom Messstrahlengang für die Refraktionsmessung als auch vom OCT-Messstrahlengang für die Aufnahme eines OCT-Scans genutzt.
Mit dem OCT-System kann ein OCT-Scan der Vorderkammer des Auges des Patienten aufgenommen werden, oder es kann ein OCT-Scan der Retina des Auges des Patienten aufgenommen werden. Im letzteren Fall kann zwischen dem Hauptobjektiv und dem Auge des Patienten ein Fundusabbildungssystem eingeschwenkt werden, um das OCT-Messlicht auf die Retina zu fokussieren. Wenn die Optik des Refraktometers ein verstellbares Teleskop aufweist, wie in einer der oben genannten Ausgestaltungen vorgesehen ist, kann eine Fokussierung des OCT-Messlichts auf die Retina auch durch eine entsprechende Einstellung des Teleskops erfolgen.
In einer weiteren Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops mit integriertem Refraktometer und OCT-System kann ein optisches Element, beispielsweise eine Linse, vorhanden sein, das zum Umschalten zwischen einer Refraktionsmessung und einer OCT-Messung in den Messstrahlengang der Refraktionsmessung oder in den OCT-Messstrahlengang einbringbar, oder aus dem Messstrahlengang der Refraktionsmessung oder aus dem OCT-Messstrahlengang entfernbar ist.
Vorteilhafterweise ist nur ein optisches Element, vorzugsweise eine Linse vorhanden, die zum Umschalten zwischen Refraktionsmessung und OCT-Messung in den Messstrahlengang der Refraktionsmessung oder in den OCT-Messstrahlengang einbringbar bzw. aus dem Messstrahlengang der Refraktionsmessung oder aus dem OCT-Messstrahlengang entfernbar ist. In diesem Fall durchsetzen der OCT-Messstrahlengang und der Refraktionsmessstrahlengang bis auf ein einziges optisches Element nur gemeinsam genutzte optische Elemente, wodurch die Kompaktheit des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops bei gleichzeitig erhöhter Funktionalität optimiert.
Die Optik des optischen Systems kann eine Scanspiegelanordnung aufweisen, wie sie bei OCT-Systemen üblich ist, um den OCT-Messstrahl für einen Scan zweidimensional abzulenken. Die Scanspiegel können aber für eine Refraktionsmessung in der Optik verbleiben, d.h. die Scanspiegelanordnung wird auch vom Messstrahlengang für die Refraktionsmessung durchsetzt. Die Scanspiegel können dabei vorteilhafterweise dazu genutzt werden, den Messlichtstrahl für die Refraktionsmessung auf der Retina des Auges des Patienten schnell zu bewegen, wie bereits oben beschrieben wurde.
Ein weiterer Vorteil der Nutzung derselben Optik für Refraktionsmessung und OCT-Messung besteht darin, dass die adaptive Komponente dazu verwendet werden kann, den Astigmatismus des Auges während eines OCT-Scans der Retina zu kompensieren. Dies wird vorzugsweise dadurch erreicht, dass die adaptive Komponente auch beim OCT-Scan der Retina auf die Patientenpupille abgebildet wird. Die adaptive Komponente wird dabei so eingestellt, dass der Astigmatismus des Auges des Patienten kompensiert ist. Somit kann im Falle eines astigmatischen Auges des Patienten die Güte des OCT-Scans der Retina verbessert werden, da detailreichere Informationen über die Retina mittels des OCT-Scans gewonnen werden können.
In Verbindung mit einer oben genannten Ausgestaltung, wonach das Refraktometer einen zoombaren Kollimator aufweist, kann bei der Aufnahme eines OCT-Scans mithilfe des zoombaren Kollimators die Apertur des OCT-Messstrahls und somit dessen Rayleigh-Range im Objektraum vorteilhaft variiert werden. Der Rayleigh-Range ist ein Maß für die optische Schärfentiefe. Wenn der Rayleigh-Range variiert werden kann, so ermöglicht dies die Anpassung der optischen Schärfentiefe an die OCT-Scantiefe, die beispielsweise durch die spektrale Breite des OCT-Messlichts vorgegeben ist.
Insgesamt lässt sich als Vorteil der Nutzung der Optik für die Refraktionsmessung als auch für eine OCT-Messung festhalten, dass die Funktionalität des OCT-Systems und die Güte der OCT-Bildgebung positiv beeinflusst werden kann.
Die oben genannte einbringbare Linse kann eine negative oder vorteilhaft eine positive Brechkraft aufweisen und so angeordnet sein, dass sich ihre Brennebene in der Nähe der Scanspiegelanordnung, vorzugsweise zwischen den beiden Scanspiegeln, befindet, so dass bei einer OCT-Messung die adaptive Komponente in die Ebene der Pupille des Auges abgebildet wird. Bei einer OCT-Messung kann dabei ein Fundusabbildungssystem mit einer Reduzieroptik und einer Ophthalmoskopierlupe im OCT-Strahlengang angeordnet sein. Bei einer Refraktionsmessung ist die einbringbare Linse aus dem Messstrahlengang entfernt, ebenso das optionale Fundusabbildungssystem, so dass die adaptive Komponente bei einer Refraktionsmessung ebenfalls in die Pupillenebene des untersuchten Auges abgebildet werden kann.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung weist das Refraktometer eine Steuereinheit zum Einstellen des adaptiven optischen Moduls auf.
Die Steuereinheit kann dabei, insbesondere im Zusammenwirken mit dem Messmodul des Refraktometers, dazu eingerichtet sein, das adaptive optische Modul so einzustellen, dass die am Lichtdetektor gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes ein Maximum aufweist.
Die Steuereinheit kann vollständig automatisiert ausgestaltet sein, insbesondere kann eine Rückkopplung der vom Lichtdetektor erfassten Intensität des rückreflektierten Messlichts auf die Steuereinheit vorgesehen sein, derart, dass die Steuereinheit das adaptive optische Modul solange einstellt, bis die am Lichtdetektor gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes ein Maximum aufweist.
Die Steuereinheit kann vorteilhaft dazu eingerichtet sein, das adaptive optische Modul zunächst während einer Neutraleinstellung der adaptiven Komponente, in der die adaptive Komponente keine astigmatische Wirkung hat, einzustellen, bis die am Lichtdetektor gemessene Intensität ein Maximum aufweist.
Wenn aufgrund eines vorhandenen Astigmatismus des Patientenauges am Lichtdetektor ein erstes und zweites Maximum detektiert wird, kann das Messmodul vorteilhaft aus der jeweiligen Einstellung des adaptiven optischen Moduls das sphärische Äquivalent ermitteln, und der Astigmatismus kann aus den beiden Maxima zumindest näherungsweise ermittelt werden.
Das Messmodul kann des Weiteren dazu eingerichtet sein, aus der Einstellung des adaptiven optischen Moduls, wenn am Lichtdetektor nur ein Maximum detektiert wird, das sphärische Äquivalent zu ermitteln und den Astigmatismus als zumindest näherungsweise 0 zu bestimmen.
Weiterhin ist die Steuereinheit vorteilhaft dazu eingerichtet, die adaptive Komponente aus der Neutraleinstellung heraus so einzustellen, dass die adaptive Komponente den Astigmatismus ohne Rücksicht auf dessen Achslage kompensiert, und die adaptive Komponente weiter einzustellen, bis die am Lichtdetektor detektierte Intensität sich nicht weiter erhöht, wobei das Messmodul dazu eingerichtet ist, aus der resultierenden Einstellung der adaptiven Komponente die Achslage des Astigmatismus zu ermitteln.
Die vorstehend genannten Algorithmen zum Ermitteln des sphärischen Äquivalents der Ametropie, des Astigmatismus und dessen Achslage können vorteilhaft als Computerprogramm in der Steuereinheit und/oder in dem Messmodul gespeichert sein.
Weitere Vorteile und Merkmale ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung und der beigefügten Zeichnung. Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeichnung dargestellt und werden mit Bezug auf diese hiernach näher beschrieben. Es zeigen:

1 ein ophthalmologisches Operationsmikroskop in einer schematischen Darstellung mit einem als Block gezeigten optischen System, das als Refraktometer und optional als OCT-System ausgelegt ist, wobei ein Strahlengang des optischen Systems das Hauptobjektiv des Operationsmikroskops durchsetzt;
2 ein ophthalmologisches Operationsmikroskop in einer schematischen Darstellung mit einem als Block dargestellten gezeigten optischen System, das als Refraktometer und optional als OCT-System ausgelegt ist, wobei ein Strahlengang des optischen Systems das Hauptobjektiv des Operationsmikroskops nicht durchsetzt;
3 ein Ausführungsbeispiel des Operationsmikroskops in 1 mit einem optischen System für die Refraktionsmessung, wobei von den übrigen Komponenten des Operationsmikroskops nur das Hauptobjektiv gezeigt ist;
4 drei Diagramme von Strahlengängen eines als Refraktometer ausgelegten optischen Systems des Operationsmikroskops, wobei das optische System ähnlich zu dem optischen System in 3 aufgebaut ist, wobei die drei Diagramme veranschaulichen, wie eine adaptive Komponente für die Kompensation eines Astigmatismus in eine Pupillenebene eines Patientenauges abgebildet wird, und ein unteres Diagramm, das einen vergrößerten Ausschnitt des Strahlengangs zeigt;
5 sechs Diagramme von Messstrahlengängen des Refraktometers in 4 für Refraktionsmessungen an Patientenaugen mit unterschiedlichen sphärischen Äquivalenten der Ametropie;
6 ein gegenüber 3 abgewandeltes Ausführungsbeispiel des Operationsmikroskops mit optischem System, wobei von den übrigen Komponenten des Operationsmikroskops nur das Hauptobjektiv gezeigt ist;
7 ein weiteres gegenüber 3 abgewandeltes Ausführungsbeispiel des Operationsmikroskops mit optischem System, wobei von den übrigen Komponenten des Operationsmikroskops nur das Hauptobjektiv gezeigt ist;
8 ein weiteres Ausführungsbeispiel eines ophthalmologischen Operationsmikroskops mit einem optischen System, das für eine Refraktionsmessung und für die Aufnahme eines OCT-Scans ausgelegt ist, in zwei Teilbildern, die unterschiedliche Betriebsarten des optischen System zeigen, und zwar wobei das linke Teilbild einen Messstrahlengang für die Refraktionsmessung und das rechte Teilbild einen OCT-Strahlengang für die Aufnahme eines OCT-Scans zeigt, wobei von den übrigen Komponenten des Operationsmikroskops nur das Hauptobjektiv gezeigt ist;
9 das Ausführungsbeispiel in 8, wobei die drei Teilbilder drei Betriebsarten des Operationsmikroskops zeigen, und zwar wobei das linke Teilbild einen Messstrahlengang durch das optische System für die Refraktionsmessung, das mittlere Teilbild einen OCT-Strahlengang durch das optische System für die Aufnahme eines OCT-Scans der Retina, und das rechte Teilbild einen OCT-Strahlengang durch das optische System für die Aufnahme eines OCT-Scans der Vorderkammer des Auges des Patienten zeigt;
10 sechs Diagramme von Messstrahlengängen für die Refraktionsmessung mit dem optischen System in 8 für Patientenaugen mit unterschiedlichem sphärischem Äquivalent der Ametropie;
11 ein weiteres Ausführungsbeispiel eines ophthalmologischen Operationsmikroskops mit einem optischen System, das für eine Refraktionsmessung ausgelegt ist, wobei von den übrigen Komponenten des Operationsmikroskops nur das Hauptobjektiv gezeigt ist;
12 ein weiteres Ausführungsbeispiel eines ophthalmologischen Operationsmikroskops mit einem optischen System, das für eine Refraktionsmessung und für die Aufnahme eines OCT-Scans ausgelegt ist, in zwei Teilbildern, die unterschiedliche Betriebsarten des Operationsmikroskops zeigen, und zwar wobei das linke Teilbild einen Messstrahlengang für die Refraktionsmessung und das rechte Teilbild einen OCT-Strahlengang für die Aufnahme eines OCT-Scans zeigt, wobei von den übrigen Komponenten des Operationsmikroskops nur das Hauptobjektiv gezeigt ist;
13 eine schematische Darstellung eines zoombaren Kollimators des optischen Systems des Operationsmikroskops in 12, wobei die vier Teilbilder Strahlengänge durch den Kollimator in vier unterschiedlichen Zoom-Stellungen des Kollimators zeigen;
14 das Ausführungsbeispiel in 12 in drei Teilbildern, die unterschiedliche Betriebsarten des Operationsmikroskops zeigen, wobei das linke Teilbild einen Messstrahlengang zur Refraktionsmessung, das mittlere Teilbild einen OCT-Strahlengang zur Aufnahme eines OCT-Scans der Retina und das rechte Teilbild einen OCT-Strahlengang zur Aufnahme eines OCT-Scans der Vorderkammer zeigt;
15 das linke Teilbild in 14 mit einem Strahlengang zur Veranschaulichung, wie eine adaptive Komponente für die Kompensation eines Astigmatismus in eine Pupillenebene eines Patientenauges abgebildet wird;
16 in einem linken Teilbild das mittlere Teilbild in 14, wobei ein Strahlengang zur Veranschaulichung gezeigt ist, wie die adaptive Komponente für die Kompensation eines Astigmatismus während eines OCT-Scans in eine Pupillenebene des Patientenauges abgebildet wird; wobei das mittlere Teilbild einen vergrößerten Ausschnitt des linken Teilbilds und das rechte Teilbild einen noch weiter vergrößerten Ausschnitt des linken Teilbilds zeigt;
17 fünf Diagramme mit Messstrahlengängen für die Refraktionsmessung mit dem Ausführungsbeispiel in 12 für Patientenaugen mit unterschiedlichem sphärischem Äquivalent der Ametropie und mit großem Strahldurchmesser des Messlichtstrahls am Patientenauge;
18 fünf Diagramme mit Messstrahlengängen für die Refraktionsmessung mit dem Ausführungsbeispiel in 12 für Patientenaugen mit unterschiedlichem sphärischem Äquivalent der Ametropie und mit kleinem Strahldurchmesser des Messlichtstrahls am Patientenauge;
19 ein weiteres Ausführungsbeispiel eines ophthalmologischen Operationsmikroskops mit einem optischen System, das für eine Refraktionsmessung und für die Aufnahme eines OCT-Scans ausgelegt ist, in zwei Teilbildern, die unterschiedliche Betriebsarten des Operationsmikroskops zeigen, und zwar wobei das linke Teilbild einen Messstrahlengang für die Refraktionsmessung und das rechte Teilbild einen OCT-Strahlengang für die Aufnahme eines OCT-Scans zeigt, wobei von den übrigen Komponenten des Operationsmikroskops nur das Hauptobjektiv gezeigt ist;
20 die zwei Teilbilder in 19 mit vollständigen Strahlengängen bis zum Auge des Patienten zeigen; und
21 fünf Diagramme mit Messstrahlengängen für die Refraktionsmessung mit dem Ausführungsbeispiel in 19 für Patientenaugen mit unterschiedlichem sphärischem Äquivalent der Ametropie.

1 zeigt ein mit dem allgemeinen Bezugszeichen 10 versehenes ophthalmologisches Operationsmikroskop zur Untersuchung eines Auges 12 eines Patienten. Das Auge 12 weist eine Augenlinse 14 und eine Retina 16 auf.
Das Operationsmikroskop 10 stellt einen Beobachtungsstrahlengang 18 bereit, um Abschnitte des Auges 12 zu beobachten bzw. abzubilden. Das Mikroskop 10 weist ein Hauptobjektiv 20 auf, das von dem Beobachtungsstrahlengang 18 durchsetzt wird. Der Abschnitt des Auges 12, der mittels des Beobachtungsstrahlengangs abgebildet werden soll, ist in einer Objektebene 22 anzuordnen. Das Operationsmikroskop 10 weist weiterhin ein Zoomsystem 24 auf, um die Vergrößerung der Abbildung zu verändern. Der Beobachtungsstrahlengang 18 durchsetzt das Zoomsystem 24 sowie eine Tubuslinse 26 und ein Okular 28. Die Tubuslinse 26 und das Okulare 28 erzeugt ein Bild der Objektebene 22, das von einem Benutzer des Operationsmikroskops 10 mit seinem Auge 30 beobachtet werden kann. Ebenso kann die Objektebene 22 über einen Strahlteiler 31 auf eine Kamera 32 abgebildet werden, die ein Bild der Objektebene aufnimmt.
Das Operationsmikroskop 10 weist in der gezeigten schematischen Ausführung ein Paar Zoomsysteme, ein Paar Tubuslinsen und ein Paar Okulare auf, um stereoskopische Bilder des Auges 12 zu erzeugen, was jedoch nur beispielhaft und für die vorliegende Erfindung nicht zwingend ist.
Das Operationsmikroskop 10 ist weiterhin mit einem konfokalen optischen System 40 ausgestattet, das als konfokales Refraktometer zur Bestimmung der Refraktion des Auges 12 des Patienten ausgelegt ist. In 1 ist das optische System 40 schematisch als Block dargestellt. Das Refraktometer 40 stellt einen Messstrahlengang 42 für die Refraktionsmessung bereit, der einen Messlichtstrahl 44, der von einer später noch zu beschreibenden Messlichtquelle zum Patientenauge 12 hin propagiert und auf einen kleinen Lichtfleck 46 auf der Retina 16 des Auges 12 fokussiert wird, und von der Retina 16 rückreflektiertes Messlicht 48 aufweist. Der Messlichtstrahl 44 und das rückreflektierte Messlicht 48 sind einander überlagert. Der Messlichtstrahl 44 und das rückreflektierte Messlicht 48 sind als Strahlenbündel zu verstehen.
Der Messstrahlengang 42 ist in dem gezeigten Ausführungsbeispiel dem Beobachtungsstrahlengang 18 beim Durchtritt durch das Hauptobjektiv 20 konzentrisch überlagert, wobei dies jedoch nicht zwingend ist. Der Messstrahlengang 42 wird von dem Beobachtungsstrahlengang 18 über einen Separationsspiegel 50 separiert. In dem Ausführungsbeispiel in 1 befindet sich der Separationsspiegel 50 von dem Okular 28 aus gesehen vor dem Hauptobjektiv 20 oder oberhalb desselben, so dass der Messstrahlengang 42 das Hauptobjektiv 20 durchsetzt.
2 zeigt ein gegenüber dem Ausführungsbeispiel in 1 abgewandeltes Ausführungsbeispiel des Operationsmikroskops 10, bei dem der Messstrahlengang 42 für die Refraktionsmessung das Hauptobjektiv 20 des Operationsmikroskops 10 nicht durchsetzt. Der Separationsspiegel 50 ist entsprechend, von den Okularen 28 des Operationsmikroskops 10 aus gesehen, hinter dem Hauptobjektiv 20 oder unterhalb desselben angeordnet.
In 1 und 2 ist der Separationsspiegel 50 beispielsweise so ausgestaltet, dass er für Beobachtungslicht im visuellen Spektrum durchlässig ist und für Messlicht, das beispielsweise im infraroten Spektralbereich liegt, reflektierend ist. Das vom Refraktometer 40 genutzte Messlicht weist beispielsweise eine Wellenlänge in einem Wellenlängenbereich um 1050 nm auf.
Mit Bezug auf 3 wird ein erstes Ausführungsbeispiel des Operationsmikroskops 10 in Bezug auf die Ausgestaltung des Refraktometers 40 beschrieben. Von den übrigen Komponenten des Operationsmikroskops 10 in 1 ist in 3 aus Gründen der Übersichtlichkeit lediglich das Hauptobjektiv 20 gezeigt. Dies gilt auch für die weiteren noch zu beschreibenden Ausführungsbeispiele.
In dem in 3 gezeigten Ausführungsbeispiel durchsetzt der Messstrahlengang 42 das Hauptobjektiv 20, wie für das Operationsmikroskop 10 in 1 gezeigt ist.
Das Refraktometer 40 weist eine Messlichtquelle 52 zur Erzeugung des Messlichtstrahls 44 auf. Als Messlichtquelle 52 kann beispielsweise eine schmalbandige Lichtquelle verwendet werden, die Licht im Wellenlängenbereich um 1050 nm erzeugt. Als Lichtquelle kann aber auch eine durchstimmbare Lichtquelle beispielsweise im Spektralbereich 1050 nm ± 60 nm verwendet werden, wie sie für optische kohärenztomografische (OCT-) Systeme gebräuchlich sind.
Das Refraktometer 40 weist weiterhin ein Messmodul 54 auf, das einen Lichtdetektor 56 zur Messung einer Intensität von rückreflektiertem Messlicht 48 aufweist.
Das optische System 40, das hier als konfokales Refraktometer ausgelegt ist, weist eine vom Messstrahlengang 42 durchsetzte Optik 60 auf, um den Messlichtstrahl 44 auf die Retina 16 (1) des Auges 12 (1) zu richten und an der Retina 16 rückreflektiertes Messlicht 48 dem Lichtdetektor 56 zuzuführen.
Die Messlichtquelle 52 ist mit einer ersten Lichtfaser 62 verbunden, und der Lichtdetektor 56 ist mit einer zweiten Lichtfaser 64 verbunden. Die erste Lichtfaser 62 und die zweite Lichtfaser 64 sind über einen Faserkoppler 66 mit einer dritten Lichtfaser 68 verbunden bzw. gehen in diese über. Ein freies Ende 70 der dritten Lichtfaser 68 bildet ein Austrittsende für den Messlichtstrahl 44 und ein Eintrittsende für das rückreflektierte Messlicht 48.
Der Messstrahlengang 42 ist insgesamt konfokal. Unter „konfokal“ ist bei dem optischen System 40 zu verstehen, dass der aus dem freien Ende 70 der Lichtfaser 68 austretende Messlichtstrahl 44 auf die Retina 16 so abgebildet wird, dass auf der Retina 16 der kleine Lichtfleck 46 (1) erzeugt wird, so dass insgesamt eine „Punkt-zu-Punkt“-Abbildung des freien Endes 70 der Lichtfaser 68 auf den Lichtfleck 46 auf der Retina 16 erfolgt, und dass das von dem Lichtfleck 46 auf der Retina 16 rückreflektierte Messlicht 48 wiederum auf das freie Ende 70 der Lichtfaser 68 abgebildet wird. Dabei durchläuft das rückreflektierte Messlicht 48 die gleichen optischen Elemente wie der Messlichtstrahl 44.
Die Optik 60 des Refraktometers 40 weist ein adaptives optisches Modul AOM auf, das einstellbar ist, um eine Wellenfront des Messstrahlengangs 42 so zu verändern, dass ein sphärisches Äquivalent der Ametropie des Auges 12 sowie ein Astigmatismus einschließlich seiner Achslage in der Wellenfront des Messlichtstrahlengangs kompensiert werden kann. Durch Einstellen des Modul AOM, dessen Komponenten noch beschrieben werden, kann die Intensität des rückreflektierten Messlichts 48, die vom Lichtdetektor 56 gemessen bzw. detektiert werden, variiert werden, bis eine maximale Intensität des von der Retina 16 rückreflektierten Messlichts 46 gemessen wird. Wenn das Modul AOM so eingestellt wird, dass das sphärische Äquivalent der Ametropie und der Astigmatismus einschließlich seiner Achslage kompensiert sind, ist die Intensität des rückreflektierten Messlichts 48 am Lichtdetektor 56 maximal. Das Messmodul 54 kann eine Steuereinheit 72 aufweisen, die einerseits mit dem Lichtdetektor 56 und andererseits mit dem Modul AOM in Verbindung steht, um dieses in Abhängigkeit der gemessenen Intensität einzustellen, bis die Intensität maximal wird. Die Steuereinheit 72 kann vom Lichtdetektor 56 empfangene Signale zur Steuerung des Moduls AOM verwenden.
Das Modul AOM weist in dem gezeigten Ausführungsbeispiel eine adaptive Komponente 74 zur Kompensation eines Astigmatismus des Auges 12 des Patienten auf, wobei die adaptive Komponente 74 dazu ausgelegt ist, einen Astigmatismus mit beliebiger Achslage zu kompensieren. Das Modul AOM weist weiterhin einstellbare optische Komponenten zur Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie des Auges 12 des Patienten auf, wobei diese Komponenten in dem hier gezeigten Ausführungsbeispiel durch ein verstellbares afokales Teleskop 76 gebildet sind. Das afokale Teleskop 76 weist hier zwei Linsen oder Linsengruppen 76a und 76b auf, die gemeinsam und/oder relativ zueinander in Richtung der optischen Achse des Teleskops 76 gemäß einem Doppelpfeil 78 verfahrbar sind.
Die adaptive Komponente 74 kann in dem Ausführungsbeispiel als Stokes-Linse ausgebildet sein, die zwei um die optische Achse gegeneinander drehbare Zylinderlinsen aufweist, von denen die eine eine positive zylindrische Brechkraft und die andere eine negative zylindrische Brechkraft, wobei die negative und die positive Brechkraft betragsmäßig gleich sind. Andere mögliche Realisierungen der adaptiven Komponente 74 werden später noch beschrieben.
Die adaptive Komponente 74 ist in dem gezeigten Ausführungsbeispiel nahe des Brennpunkts einer ersten optischen Anordnung 80 angeordnet, wobei die erste optische Anordnung einen Kollimator 82, ein optionales Halbwürfelprisma 84 und eine Linsengruppe 86 aufweist.
Bevorzugt ist es, wenn die adaptive Komponente 74 in eine Neutraleinstellung einstellbar ist, in der sie keine oder nahezu keine astigmatische Wirkung aufweist. Die adaptive Komponente 74 kann in ihrer Neutralstellung Aberrationen erzeugen, die bei geeigneter Auslegung der Optik 60 die optische Qualität der Refraktionsmessung nur unwesentlich beeinträchtigen. Allgemein gilt, dass solche Restaberrationen geringer sind, wenn sich die adaptive Komponente 74 für die Kompensation des Astigmatismus im parallelen Strahlengang befindet.
Das Teleskop 76 des Moduls AOM zur Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie ist ein afokales optisches System, bei dem parallel einfallende Lichtstrahlen nach Durchsetzen des Teleskops 78 in guter Näherung parallel wieder ausfallen. Das Teleskop 76 kann beispielsweise als Kepler-System oder Galilei-System ausgeführt sein. Ein Galilei-System hat den Vorteil, dass es kompakter ist als ein Kepler-System. Das Teleskop 76 kann zur Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie entlang seiner optischen Achse gemäß dem Doppelpfeil 78 verschoben werden.
Die Optik 60 weist weiterhin eine zweite optische Anordnung 81 auf, die zwei Linsengruppen 88 und 90 aufweist, die gemeinsam ein weiteres afokales Teleskop darstellen, das beispielsweise als Kepler-System oder Galilei-System ausgeführt sein kann. Aufgrund der kompakteren Ausführung eines Galilei-Systems wird hier vorzugsweise ein Galilei-System verwendet.
Die Linsengruppe 88 hat beispielsweise eine Brennweite von -10,7 mm, und die Linsengruppe 90 hat beispielsweise eine Brennweite von 54 mm, und das Hauptobjektiv 20 des Operationsmikroskops 10 eine Brennweite von 200 mm.
Die Optik 60 weist optional einen Faltspiegel 92 auf, der im visuellen Spektrum des Lichtes transmissiv ist, so dass von einer Beleuchtungslichtquelle 94 emittiertes Licht durch den Faltspiegel 92 hindurchtreten kann und durch die Linsengruppe 90 und das Hauptobjektiv 20 zum Patientenauge gelangen kann. Auf diese Weise ist es möglich, dass der Beleuchtungsstrahlengang des Operationsmikroskops für die Ausleuchtung eines Beobachtungsareals, das mit dem Operationsmikroskop 10 beobachtet wird, einen Teil der Optik 60 des Refraktometers 40 durchsetzt, so dass für die Funktionen Beleuchtung und Refraktionsmessung ein kompakter Aufbau des Operationsmikroskops 10 ermöglicht wird.
Es kann hierbei auch die sogenannte „Red-Reflex-Beleuchtung“ realisiert werden, wie sie bei Augenuntersuchungen eingesetzt wird.
Ebenso kann über den Faltspiegel 92 ein Fixierlicht in Richtung des Patientenauges eingekoppelt werden, das vom Patienten gesehen werden kann, so dass der Patient in diejenige Richtung blicken kann, die durch das Fixierlicht vorgegeben ist. Damit kann sichergestellt werden, dass der Patient bei der Refraktionsmessung sein Auge richtig ausrichtet.
Die adaptive Komponente 74 ist im Messstrahlengang 42 an einer Position angeordnet, bzw. in einer Ebene, die zur Ebene der Pupille P des Patientenauges, die sich geringfügig vor der Augenlinse 14 befindet, konjugiert ist. Bei einer Untersuchung eines Auges mittels eines ophthalmologischen Operationsmikroskops ist es üblich, dass sich die Pupille des Patientenauges 12 nahe der objekt- bzw. augenseitigen Brennebene des Hauptobjektivs 20 befindet. Wenn die adaptive Komponente 74 nahe einer konjugierten Ebene zur Pupille P des Patientenauges angeordnet ist, bedeutet dies anders ausgedrückt, dass ein von der adaptiven Komponente 74 ausgehendes Strahlenbündel auf die Pupille P fokussiert wird, wie in 4 gezeigt ist. Diese Eigenschaft ist insbesondere unabhängig von der Position des verstellbaren Teleskops 76 zur Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie erfüllt, wie ebenfalls in 4 gezeigt ist.
Es ist anzumerken, dass sich das optische System 40 (Refraktometer) in 4 von dem System 40 in 3 dadurch unterscheidet, dass die Linsengruppe 88 vor dem Faltspiegel 94 positioniert ist und der optionale Faltspiegel 92 hier nicht vorhanden ist. Aus Gründen der Vereinfachung wurden für Elemente in 4, die mit Elementen in 3 identisch, ähnlich oder vergleichbar sind, die gleichen Bezugszeichen verwendet wie in 3.
4 zeigt in den oberen drei Teilbildern das Teleskop 76 in drei verschiedenen Schiebepositionen, und unabhängig von der jeweiligen Schiebeposition wird ein Punkt Z (unterstes Teilbild von 4) auf die Pupille P abgebildet. Das oberste Teilbild in 4 zeigt die Einstellung des Teleskops 76 zur Kompensation eines sphärischen Äquivalents eines hyperopen Auges, mit einem sphärischen Äquivalent SE = +20 D. Das zweite Teilbild in 4 zeigt eine Einstellung des Teleskops 76 für ein emmetropes Auge, d.h. ein rechtsichtiges Auge mit SE = 0 D. Das dritte Teilbild in 4 zeigt die Stellung des Teleskops 76 zur Kompensation eines sphärischen Äquivalents eines myopen Auges mit einem sphärischen Äquivalent SE = -15 D.
Das untere Teilbild in 4 zeigt einen vergrößerten Ausschnitt des zweiten Teilbildes (SE = 0 D) im Bereich des Messstrahlengangs 42 von dem Ende 70 der Lichtfaser 68 über die adaptive Komponente 74 bis zum Teleskop 76.
Betrachtet man einen Punkt Z (unterstes Teilbild von 4) im Zentrum der adaptiven Komponente 74, das im Fall einer Stokes-Linse zwischen den beiden Zylinderlinsen auf der optischen Achse liegt, und betrachtet gedachte Lichtstrahlen, die von dem Punkt Z ausgehen, so sind diese nach Durchtritt durch den Kollimator 82 und der Linsengruppe 86 kollimiert, da die adaptive Komponente 74, wie oben beschrieben, sich in der Brennebene oder zumindest nahe der Brennebene der optischen Anordnung 80 aus Kollimator 82, Linsengruppe 86 und dem gegebenenfalls vorhandenen Halbwürfelprisma 84 befindet. Unabhängig von der Schiebeposition des Teleskops 76 zur Kompensation des sphärischen Äquivalents sind vom Punkt Z ausgehende gedachte Lichtstrahlen vor und hinter dem afokalen Teleskop 76 parallel. Ebenso sind die vom Punkt Z ausgehenden gedachten Lichtstrahlen zwischen der Linsengruppe 90 und dem Hauptobjektiv 20 parallel, da die Linsengruppen 88 und 90 wiederum ein afokales Teleskop darstellen. Folglich werden die vom Punkt Z ausgehenden gedachten Lichtstrahlen vom Hauptobjektiv 20 in dessen augenseitige Brennebene fokussiert. Dies ist aber gleichbedeutend damit, dass sich das Zentrum Z der adaptiven Komponente 74 für die Kompensation des Astigmatismus in einer zur augenseitigen Brennebene des Hauptobjektivs 20 konjugierten Ebene befindet, in der sich typischerweise die Pupille P des Patientenauges 12 befindet.
Der Vorteil einer Positionierung der adaptiven Komponente 74 in einer zur Pupille P des Patientenauges 12 konjugierten Ebene besteht darin, dass der Messlichtstrahl 44 im Bereich der Patientenpupille P einen runden Querschnitt hat, und zwar unabhängig von der Einstellung der adaptiven Komponente 74 zur Kompensation des Astigmatismus des Patientenauges 12. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass der von der adaptiven Komponente 74 kompensierte Astigmatismus C des Patientenauges eine Dioptrienzahl aufweist, die nahezu unabhängig von der Position des verstellbaren Teleskops 76 zur Kompensation des sphärischen Äquivalents ist.
5 zeigt das Refraktometer 40 in 4 bei fünf Refraktionsmessungen an Patientenaugen 12 mit unterschiedlichen sphärischen Äquivalenten der Ametropie mit entsprechend fünf verschiedenen Einstellungen des Teleskops 76 zur Kompensation eines jeweiligen sphärischen Äquivalents von SE = +20 D bis SE = -15 D. Da es erwünscht ist, mit dem Operationsmikroskop 10 auch stark hyperope Augen untersuchen zu können, beispielsweise aphake Augen, ist das Refraktometer 40 besonders vorteilhaft, da es sphärische Äquivalente im Bereich -15 D < SE< +20 D kompensieren kann.
In 5 ist auch zu erkennen, dass der Strahldurchmesser des Messlichtstrahls am Auge 12 von der Schiebeposition des Teleskops 76 zur Kompensation des sphärischen Äquivalents unabhängig ist. Grund hierfür ist der feste Strahldurchmesser an der adaptiven Komponente 74 für die Kompensation des Astigmatismus, und dass die adaptive Komponente 74 sich in einer zur Patientenpupille P konjugierten Ebene befindet. Somit ist der Strahldurchmesser am Auge 12 auch bei Verschiebung des Teleskops 76 konstant und beträgt in dem gezeigten Beispiel etwa 5 mm. Um den Strahldurchmesser am Auge 12 zu verkleinern, beispielsweise auf einen Durchmesser von 3 mm, kann im Messstrahlengang 42 eine Blende 96 angeordnet sein, deren Durchtrittsöffnung im Querschnitt veränderbar ist. Die Blende 96 kann, wie in 3 gezeigt ist, zwischen dem freien Ende 70 der Lichtfaser 68 und der adaptiven Komponente 74, oder, wie in 4 und 5 gezeigt, stromabwärts der adaptiven Komponente 74 innerhalb der optischen Anordnung 80 angeordnet sein. Durch Zuziehen oder Aufziehen der Blende 96 kann der Strahldurchmesser des Messlichtstrahls 44 am Auge 12 des Patienten verkleinert oder vergrößert werden.
In 6 ist das Refraktometer 40 in 3 in einer Abwandlung mit weiteren optionalen Komponenten gezeigt. Aus Gründen der Vereinfachung wurden für Elemente in 6, die mit Elementen in 3 identisch, ähnlich oder vergleichbar sind, die gleichen Bezugszeichen verwendet wie in 3.
In dem Ausführungsbeispiel in 6 ist das Ende 70 der Lichtfaser 68 in Richtung senkrecht zur Emissionsrichtung des Messlichtstrahls 44 periodisch hin und her bewegbar. Dies kann beispielsweise durch einen Piezo-Aktuator 98 realisiert werden, der das Ende 70 der Lichtfaser 68 um einen Abstand Δy senkrecht zur Lichtabstrahlrichtung des Endes 70 der Lichtfaser 68 sehr schnell hin und her bewegt. Dies führt dazu, dass sich der Lichtfleck 46 (1) auf der Retina 16 ebenfalls schnell bewegt. Beispielsweise kann der Abstand Δy so gewählt werden, dass sich der Lichtfleck auf der Retina um eine Entfernung Δ = 10 µm oder auch Δ = 50 µm bewegt.
Alternativ zu einer Bewegung des Endes 70 der Lichtfaser 68 kann auch eine planparallele Platte (nicht gezeigt) im nicht-parallelen Messstrahlengang angeordnet werden, die gegenüber einer optischen Achse eine Neigung aufweist und in Drehung versetzt wird. Durch die Neigung der planparallelen Platte zur optischen Achse wird der Messstrahlengang 42 entsprechend taumelartig bewegt.
Eine zusätzliche Einrichtung in dem Refraktometer 40 in 6 dient der Unterdrückung von Streulicht, das bei der Refraktionsmessung Probleme verursachen kann. Es ist allerdings hier anzumerken, dass das Refraktometer 40 aufgrund seiner Konfokalität bereits deutlich unempfindlicher gegenüber Streulicht ist als Refraktometer mit Wellenfrontsensoren. Streulichtquellen, wie beispielsweise der Cornea-Reflex, haben bei einem konfokalen Refraktometer im Unterschied zu Wellenfrontsensor-basierten Systemen keinerlei oder allenfalls geringe Auswirkungen.
Eine mögliche Quelle für störendes Streulicht im konfokalen Refraktometer 40 ist dasjenige Streulicht, das im Faserkoppler 66 (3) entsteht und von der Messlichtquelle 52 direkt zum Lichtdetektor 56 gelangt, ohne aus dem Ende 70 der Faser 68 ausgetreten zu sein. Dieses Licht verschlechtert das Signal-Rausch-Verhältnis. Eine weitere mögliche Quelle für störendes Streulicht sind Linsenoberflächen, die sich in der Nähe von Foki des Messlichtstrahlengangs 42 befinden. Ein solcher Fokus befindet sich beispielsweise in der Nähe der Linsengruppe 88, wenn sich das verschiebbare Teleskop 76 nahe der Position für ein Auge 12 mit sphärischem Äquivalent SE = 0 D befindet. Um hier Abhilfe zu schaffen, ist bei dem Refraktometer 40 in 6 ein Lock-in-Verstärker mit einem Chopper-Rad 100 vorgesehen, das von einem Motor M in Drehung versetzt wird, und das der Unterdrückung von Streulicht dient, das beispielsweise im Faserkoppler 66 verursacht wird, oder das im Messstrahlengang 42 zwischen dem Ende 70 der Lichtfaser 68 und dem Chopper-Rad 100 entsteht. In dem Ausführungsbeispiel in 6 befindet sich das Chopper-Rad 100 zwischen der Linsengruppe 88 und dem optional vorgesehenen Teilerspiegel 92 oder allgemeiner zwischen der Linsengruppe 88 und der Linsengruppe 90.
Die Empfindlichkeit gegenüber Streulicht kann noch weiter verringert werden, indem ein lineares Polarisationsfilter 102 in Kombination mit einem ersten λ/4-Piättchen 104 kombiniert wird. Wenn aus dem Ende 70 der Lichtfaser 68 polarisiertes Licht austritt, wie es beispielsweise bei der Verwendung einer Superlumineszenzdiode oder eines Lasers als Messlichtquelle 52 der Fall ist, dann wird das lineare Polarisationsfilter 102 sowie das erste λ/4-Piättchen 104 so gedreht, dass der Messlichtstrahl 44 nahezu vollständig durch das Polarisationsfilter 102 hindurchtreten kann und in zirkular polarisiertes Licht umgewandelt wird. Licht, das an Linsenoberflächen reflektiert wird, wird auf dem Rückweg Richtung Ende 70 der Lichtfaser 68 nahezu vollständig vom linearen Polarisationsfilter 102 geblockt. Um einen Verlust an nutzbarem rückreflektiertem Messlicht 48 zu vermeiden oder zumindest zu verringern, kann ein optionales zweites λ/4-Piättchen 106 so angeordnet werden, dass sich möglichst viele der optischen Flächen der Optik 60 zwischen den beiden Plättchen 104 und 106 befinden. Das zweite λ/4-Piättchen 106 erhöht das in die Lichtfaser 68 zurückgekoppelte reflektierte Messlicht 48 und damit das Messsignal, wenn die Retina 16 polarisiertes Licht zumindest teilweise polarisiert zurückstreut.
In 7 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel eines Operationsmikroskops 10 mit einem als konfokales Refraktometer ausgelegten optischen System 40 gezeigt, das gegenüber dem Ausführungsbeispiel von 3 bzw. 6 wie folgt abgewandelt ist. Das Chopper-Rad 100 für den Lock-in-Verstärker befindet sich hier nahe dem Ende 70 der Lichtfaser 68 und kann eine kompakte Bauform aufweisen, da der Strahlbündelquerschnitt in diesem Bereich klein ist. Weiterhin ist ein Umlenkspiegel 108 im Messlichtstrahlengang 42 angeordnet, der mittels eines Motors M in Drehung versetzbar ist, um den Lichtfleck 46 auf der Retina 16 (1) zu bewegen. Der Umlenkspiegel 108 weist eine einseitig verspiegelte Platte mit einem leichten Keilwinkel auf, an deren Rückseite eine Achse 110 angebracht ist, die senkrecht auf der Rückseite der Platte steht. Der Umlenkspiegel 108 wird mittels des Motors M um die Achse 110 rotiert. Da die Platte keilförmig und nicht planparallel ist, führt dies zu einer Ablenkung des Messstrahlengangs 42, der zu einer Rotation des Lichtflecks 46 auf der Retina 16 führt. Je nach Eigenschaft der Optik 60 kann der Keilwinkel der Platte nun so gewählt werden, dass sich der Lichtfleck 46 auf der Retina 16 auf einem Kreis mit einem Durchmesser von beispielsweise 10 µm oder auf 50 µm bewegt. 7 zeigt einen entsprechenden Messstrahlengang 42, wenn der Keilwinkel der Platte 0,5° beträgt und die Achse 110 so gedreht ist, dass der Normalenvektor der verspiegelten Seite des Umlenkspiegels 108 in der Zeichenebene liegt. Es ist zu erkennen, dass der Schwerstrahl des Strahlbündels nun nicht mehr entlang einer optischen Achse der Optik 60 verläuft.
Mit den Operationsmikroskopen 10 mit den konfokalen Refraktometern 40 gemäß 3 bis 7 kann das sphärische Äquivalent SE, der Astigmatismus C sowie die Achslage φ des Astigmatismus des untersuchten Auges 12 vermessen werden. Das sphärische Äquivalent SE ist eine Maßzahl für die Ametropie. Sowohl das sphärische Äquivalent SE als auch der Astigmatismus C werden üblicherweise in Dioptrien (D) angegeben. Üblicherweise werden Augen mit sphärischem Äquivalent SE < 0 D als kurzsichtig oder myop bezeichnet, während Augen mit SE > 0 D als fernsichtig oder hyperop bezeichnet werden. Patientenaugen mit SE ≈ 0 D werden als sphärisch rechtsichtig oder emmetrop bezeichnet. Der Astigmatismus C gibt die Differenz der Brechkräfte des Auges 12 in zwei zueinander senkrecht stehenden Hauptschnitten an. Die Achslage φ spezifiziert die Lage dieser Hauptschnitte, stellt einen Winkel dar und wird in der Einheit Grad (°) angegeben.
In der vorliegenden Beschreibung wird folgende Konvention verwendet. Der Astigmatismus C ist stets positiv und erfüllt C > 0 D. In den beiden Hauptschnitten wird die Fehlsichtigkeit des Patientenauges beschrieben durch SE ± (1/2) C. Die Achslage φ beschreibt die Lage desjenigen Hauptschnittes mit der Fehlsichtigkeit SE + (1/2) C. Es versteht sich, dass auch andere Konventionen zur Beschreibung der Fehlsichtigkeit verwendet werden können, die sich jedoch stets in oben angegebene Konventionen umrechnen lassen. Wie oben beschrieben, kann die adaptive Komponente 74 als Stokes-Linse mit zwei gegeneinander verdrehbaren Zylinderlinsen ausgebildet sein, von denen eine Zylinderlinse eine positive Brechkraft C_zyl und eine zweite Zylinderlinse eine betragsmäßig gleiche entgegengesetzte negative Brechkraft -C_zyl aufweist. Wird eine der Zylinderlinsen um einen Winkel θ gedreht und die andere um den Winkel -Θ, so ist die resultierende zylindrische Kraft durch C_SL = 2 C_zyl • sin (2θ) gegeben. Somit erlaubt eine Stokes-Linse die Erzeugung einer stufenlos verstellbaren zylindrischen Brechkraft C_SL. Werden beide Zylinderlinsen gemeinsam gedreht, kann die Achslage φ variiert werden. Andere mögliche Ausführungsformen der adaptiven Komponente 74 sind ebenfalls denkbar und werden später noch beschrieben.
Zur Bestimmung bzw. Messung der Refraktion des Auges 12, d.h. zur Ermittlung der Werte SE, C und φ werden die adaptive Komponente 74 und das verstellbare Teleskop 76 so eingestellt, dass die Intensität des rückreflektierten Messlichts 46 am Lichtdetektor 56 maximal ist. Aus den dazugehörigen Einstellungen der adaptiven Komponente 74 und des Teleskops 76 können dann die Werte SE, C und φ ermittelt werden.
Dabei kann schrittweise vorgegangen werden. Zunächst kann die adaptive Komponente 74 in ihre Neutralstellung eingestellt werden, in der sie keine astigmatische Wirkung entfaltet. Der von der adaptiven Komponente 74 erzeugte Astigmatismus C beträgt somit 0 D. In dieser Stellung der adaptiven Komponente 74 wird, vorzugsweise mittels der Steuereinheit 72, das Teleskop 76 solange verschoben, bis am Lichtdetektor 56 eine maximale Intensität des rückreflektierten Messlichtes gemessen wird. Hierbei wird eine Rückkopplung vom Lichtdetektor 76 zur Stelleinheit 72 genutzt, um die Steuereinheit 72 anhand des Intensitätssignals am Lichtdetektor 56 zur Verstellung des Teleskops 76 zu veranlassen, bis die gemessene Intensität maximal ist. Das Teleskop 76 kann auch über einen gesamten Verstellweg verschoben und eine Intensitätskurve als Funktion der Position des Teleskops 76 aufgenommen werden.
Wenn am Lichtdetektor 56 in der Intensitätskurve nur ein Maximum vorhanden ist, wird aus der Intensitätskurve in Abhängigkeit der Stellung des Teleskops 76 der Wert SE geschätzt und der Wert C auf einen kleinen Wert gesetzt. Wenn in der vom Lichtdetektor 56 gemessenen Intensitätskurve zwei Intensitätsmaxima vorhanden sind, wird aus der Intensitätskurve anhand der zugehörigen Stellungen des Teleskops 76 SE und C geschätzt.
Als Nächstes wird die adaptive Komponente 74 und das Teleskop 76 so eingestellt, dass die geschätzten Werte für SE und C kompensiert werden. Anschließend wird die Achslage der adaptiven Komponente 74 variiert und dabei die Intensität am Lichtdetektor 56 gemessen. Wenn die Intensität von der Achslage der adaptiven Komponente 74 abhängig ist, wird die Achslage φ als diejenige bestimmt, bei der die Intensität maximal ist. Anschließend wird das adaptive optische Modul, d.h. die adaptive Komponente 74 und das Teleskop 76 so eingestellt, dass SE, C und φ kompensiert werden. Anschließend kann optional durch Variation der Einstellungen der adaptiven Komponente 74 und des Teleskops 76 versucht werden, die am Lichtdetektor 56 gemessene Intensität noch weiter zu erhöhen, bis dies nicht weiter möglich ist. Aus den Einstellungen der adaptiven Komponente 74 und des Teleskops 76 werden dann die das Auge charakterisierten Parameter SE, C und φ bestimmt. Für die Bestimmung von SE und C werden die bekannten optischen Parameter wie Linsenabstände, Abbildungsmaßstab des Teleskops 76, zylindrische Brechkraft der adaptiven Komponente 74 genutzt.
Wieder mit Bezug auf 1 wird nachfolgend eine Ausbaustufe des Operationsmikroskops 10 beschrieben, bei der das in das Operationsmikroskop 10 integrierte konfokale optische System 40/120 nicht nur als Refraktometer 40, sondern auch als OCT-System 120 ausgelegt ist. Dabei wird aufgezeigt, dass für die Integration der Kombination der beiden Funktionen Refraktionsmessung und Aufnahme von OCT-Scans in das Operationsmikroskop nur ein Minimum an zusätzlichen optischen Elementen im optischen System erforderlich ist.
Dies wird zunächst anhand eines weiteren Ausführungsbeispiels eines Operationsmikroskops 10 beschrieben, das in 8 bis 10 gezeigt ist. In 8 bis 10 wurden für Elemente, die mit Elementen in 1 bis 7 identisch, ähnlich oder vergleichbar sind, aus Gründen der Vereinfachung die gleichen Bezugszeichen verwendet wie in 1 bis 7.
Das optische System 40/120 in 8 ist wie bei den vorhergehenden Ausführungsbeispielen in das Operationsmikroskop 10 in 1 integriert, von dem neben dem optischen System 40/120 nur das Hauptobjektiv 20 gezeigt ist. Bis auf geringfügige Modifikationen kann das optische System 40/120 als Refraktometer oder als OCT-System 120 in dem Operationsmikroskop 10 benutzt werden, wobei die geringfügigen Modifikationen nachfolgend noch beschrieben werden.
Die Optik 60 des optischen Systems 40/120 weist die adaptive Komponente 74, die erste optische Anordnung 80 mit dem Kollimator 82 und der Linsengruppe 86, das verstellbare Teleskop 76, die zweite optische Anordnung 80 mit den Linsengruppen 88 und 90 und dem Teiler- oder Faltspiegel 92 auf. Gegenüber dem Ausführungsbeispiel in 3 weist die Optik 60 in 8 das Halbwürfelprisma 84 nicht auf, und die Linsengruppe 88 weist hier vier statt zwei Linsen auf.
Das Teleskop 76 ist wiederum als afokales verstellbares Teleskop ausgebildet, das als Galilei-System oder Kepler-System ausgebildet sein kann.
Zwischen dem Teleskop 76 und der zweiten optischen Anordnung 81, genauer gesagt der Linsengruppe 88, ist eine Scanspiegelanordnung 124 im Messstrahlengang 42 angeordnet. Die Scanspiegelanordnung 124 weist zwei Scanspiegel 126, 128 auf. Die Scanspiegelanordnung 124 wird auch von dem Messstrahlengang 42 bei einer Refraktionsmessung durchsetzt. Die Scanspiegel 126 und 128 sind hier beide in der Zeichenebene gezeichnet, was jedoch nur der Vereinfachung dient. Tatsächlich ist einer der beiden Scanspiegel 126 oder 128 um 90° aus der Zeichenebene herausgedreht, um mit den beiden Scanspiegeln einen zweidimensionalen Scan ausführen zu können, wie dies bei einer Untersuchung des Auges 12 mittels der optischen Kohärenztomographie üblich ist.
Die zweite optische Anordnung 81 ist bei dem Ausführungsbeispiel in 8 wiederum als afokales Teleskop ausgebildet, jedoch hier als Kepler-Teleskop. Ein Kepler-Teleskop hat gegenüber einem Galilei-Teleskop die Eigenschaft, dass ein Punkt zwischen den Scanspiegeln 126, 128 in die Nähe des Separationsspiegels 50 abgebildet werden kann, so dass der Separationsspiegel 50 kompakt ausgeführt sein kann.
Das optische System 40/120 weist die Messlichtquelle 52 und den Lichtdetektor 56 gemäß 3 auf, die jedoch in 8 nicht gezeigt sind.
Die gesamte Optik 60, die Messlichtquelle 52 und der Lichtdetektor 56 des optischen Systems 40/120 werden sowohl bei einer Refraktionsmessung als auch bei der Aufnahme von OCT-Scans genutzt, d.h. ein OCT-Strahlengang 130 durchsetzt die gesamte Optik 60 des Refraktometers 40.
Für die grundsätzliche Beschreibung der Funktionsweise eines OCT-Systems, das in ein Operationsmikroskop integriert ist, wird beispielsweise auf das Dokument US 8 049 873 B2 verwiesen, so dass hier von einer solchen Beschreibung abgesehen wird.
In 8 ist im linken Teilbild das Bezugszeichen 120 in Klammern gesetzt, da das System 40/120 im linken Teilbild als Refraktometer 40 genutzt wird, während es im rechten Teilbild als OCT-System 120 genutzt wird, so dass im rechten Teilbild das Bezugszeichen 40 in Klammern gesetzt ist. Dies wird auch in weiteren Figuren beibehalten.
Das linke Teilbild in 8 zeigt die Optik 60, wie sie von einem Messstrahlengang 42 für eine Refraktionsmessung des Patientenauges durchsetzt wird. Das rechte Teilbild von 8 zeigt die Optik 60, wie sie von einem OCT-Strahlengang 130 zur Aufnahme eines OCT-Scans des Patientenauges 12 durchsetzt wird. Die Optik 60 weist ein zusätzliches optisches Element 132 auf, das im vorliegenden Fall als Linse ausgebildet ist, insbesondere als Negativlinse. Das zusätzliche optische Element 132 ist für die Aufnahme eines OCT-Scans in den OCT-Strahlengang 130 eingebracht, während es für eine Refraktionsmessung aus dem Messstrahlengang 42 entfernt ist. Das optische Element 132 kann beispielsweise über einen Schwenkmechanismus (nicht gezeigt) ein- und ausgeschwenkt oder über einen Schlitten ein- und ausgefahren werden.
In dem rechten Teilbild von 8 ist der OCT-Strahlengang 130 ab dem Scanspiegel 128 gemäß drei verschiedenen Scanspiegelstellungen des Scanspiegels 128 gezeigt.
Die adaptive Komponente 74 für die Kompensation des Astigmatismus befindet sich wie bei den bisherigen Ausführungsbeispielen nahe der Brennebene der optischen Anordnung 80 aus Kollimator 82 und Linsengruppe 86 und wird somit bei aus dem Messstrahlengang 42 entfernten optischen Element 132 vom verstellbaren Teleskop 76 für die Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie, der zweiten optischen Anordnung 81, das die Linsengruppen 88 und 90 in Form eines afokalen Teleskops aufweist, sowie dem Hauptobjektiv 20 auf die Pupille P des Auges 12 des Patienten abgebildet, wie im linken Teilbild von 9 gezeigt ist, und zwar unabhängig von der Schiebestellung des Teleskops 76.
Wie in 8 gezeigt ist, ist eine optische Achse OA des Hauptobjektivs 20 gegenüber einer optischen Achse zwischen dem Ende 70 der Lichtfaser 68 und der Linsengruppe 90 dezentriert, indem der Separationsspiegel 50 geeignet angeordnet ist. Dies ermöglicht es, das ein oder mehrere Strahlengänge zur Beobachtung des Patientenauges 12 mittels sichtbarem Licht den Separationsspiegel 50 vollständig durchsetzen, während andere Strahlengänge zur Beobachtung des Patientenauges 12 den Separationsspiegel 50 nicht durchsetzen, sondern vollständig seitlich vorbeilaufen.
Die Messlichtquelle 52 des Refraktometers 40 wird auch als OCT-Lichtquelle des OCT-Systems 120 verwendet, ebenso wird der Lichtdetektor 56 des Refraktometers 40 als OCT-Detektor des OCT-Systems 120 verwendet, so dass für die beiden Funktionen Refraktionsmessung und Aufnahme von OCT-Scans nur eine Lichtquelle und ein Detektor erforderlich sind.
9 zeigt in drei Teilbildern verschiedene Strahlengänge durch das System 40/120 gezeigt. Das linke Teilbild zeigt die Nutzung des Systems 40/120 als Refraktometer 40, bei der der Messstrahlengang 42 die Optik 60 einschließlich des Hauptobjektivs 20 des Operationsmikroskops 10 durchsetzt, wobei das optische Element 132 aus dem Strahlengang entfernt ist. Die Sollposition der Pupille P des Auges 12 des Patienten ist als gestrichelte Linie gezeigt. Das linke Teilbild in 9 zeigt das Teleskop 76 in einer Schiebeposition, die dem sphärischen Äquivalent SE = 0 D entspricht.
Das rechte Teilbild in 9 zeigt den OCT-Strahlengang 130 bei verschiedenen Stellungen des Scanspiegels 128 der Scanspiegelanordnung 124 für die Aufnahme eines OCT-Scans der Vorderkammer des Patientenauges 12. Die adaptive Komponente 74 für die Kompensation eines Astigmatismus, die von dem OCT-Strahlengang durchsetzt wird, befindet sich dabei in Neutralstellung. Mittels Scannen durch die Scanspiegelanordnung 124 kann ein 3D-Datenwürfel des Patientenauges 12 im Bereich der vorderen Augenkammer aufgenommen werden. Dabei kann das verstellbare Teleskop 76 auch zur Fokussierung des OCT-Strahlengangs im Bereich der vorderen Augenkammer verwendet werden.
Das mittlere Teilbild in 9 zeigt den OCT-Strahlengang 130 bei verschiedenen Stellungen des Scanspiegels 128 der Scanspiegelanordnung 124 zur Aufnahme eines OCT-Scans der Retina 16 des Patientenauges 12. Die adaptive Komponente 74 für die Kompensation eines Astigmatismus steht dabei in Neutralstellung. Der OCT-Strahlengang zwischen dem Ende 70 der Lichtfaser 68 und dem Hauptobjektiv 20 ist gegenüber dem rechten Teilbild unverändert, jedoch ist zwischen dem Hauptobjektiv 20 und dem Auge 12 ein Fundus-Abbildungssystem 138 in den OCT-Strahlengang eingebracht, das eine Reduzieroptik 140 und eine Ophthalmoskopierlupe 142 aufweist. Mit dem Fundus-Abbildungssystem 138 ist es möglich, das OCT-Messlicht auf die Retina 16 zu fokussieren. Ein Punkt zwischen den beiden Scanspiegeln 126 und 128 wird durch das Fundus-Abbildungssystem 138 in die Nähe der Iris des Patientenauges 12 abgebildet, so dass das OCT-Messlicht unabhängig von der Stellung der Scanspiegel 126, 128 ungeblockt durch die Patientenpupille P hindurchtreten kann. Eine Fokussierung des OCT-Strahlengangs 130 kann dann entweder mit dem verschiebbaren Teleskop 76 für die Kompensation des sphärischen Äquivalents oder mit dem Fundus-Abbildungssystem 138 erfolgen, falls dieses über eine verschiebbare Fokussierlinse verfügt.
10 zeigt das optische System 40/120 mit nicht im Messstrahlengang 42 befindlichem optischen Element 132 für Refraktionsmessungen an Patientenaugen mit unterschiedlichem sphärischem Äquivalent SE und entsprechend unterschiedlichen Einstellungen (Schiebepositionen) des Teleskops 76 für die Kompensation des sphärischen Äquivalents SE. Die entsprechenden zu kompensierenden sphärischen Äquivalente SE sind in dem jeweiligen Teilbild in 10 angegeben.
Einer der beiden Scanspiegel 126, 128 oder beide können optional um einen kleinen Winkel hin- und herschwingen, um eine Bewegung des Lichtflecks 46 (1) auf der Retina 16 zu erzeugen. Die Scanspiegelanordnung 124 kann somit anstatt der oben beschriebenen Maßnahmen zur Bewegung des Lichtflecks 46 auf der Retina vorteilhaft genutzt werden, so dass die oben beschriebenen Maßnahmen zur Bewegung des Lichtflecks 46 entfallen können.
Ein ophthalmologisches Operationsmikroskop 10 mit einem optischen System 40/120 gemäß dem Ausführungsbeispiel in 8 bis 10 kann kostengünstig in folgenden Ausbaustufen bereitgestellt werden:

Ausbaustufe 1: ein ophthalmologisches Operationsmikroskop 10 mit einem Refraktometer 40 gemäß Ausführungsbeispiel in 8 bis 10 ohne ein zusätzliches optisches Element 132, so dass das Operationsmikroskop 10 die Refraktionsmessung auf dem konfokalen Prinzip ermöglicht. Die beiden Scannerspiegel 126, 128 können dabei optional durch kostengünstigere Faltspiegel ersetzt werden oder komplett entfallen.
Ausbaustufe 2: ein ophthalmologisches Operationsmikroskop 10 mit einem OCT-System 120 gemäß dem Ausführungsbeispiel in 8 und 9, und zwar mit einem fest eingebauten zusätzlichen optischen Element 132, das die Aufnahme von OCT-Scans sowohl der Vorderkammer (rechtes Teilbild in 9) als auch der Retina 16 (mittleres Teilbild in 9) ermöglicht.
Ausbaustufe 3: ein ophthalmologisches Operationsmikroskop 10 mit einem Refraktometer 40/OCT-System 120 mit ein- und ausbringbarem optischem Element 132, das sowohl eine Refraktionsmessung als auch die Aufnahme von OCT-Scans ermöglicht.

Die vorstehend genannten Ausbaustufen 1 bis 3 können kostengünstig hergestellt werden, da sie über viele Wiederholteile verfügen und auch die gleiche Optomechanik (Linsenfassungen, Spiegelhalterungen etc.) verwenden.
11 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel eines Operationsmikroskops 10. In 11 wurden für Elemente, die mit Elementen in 1 bis 10 identisch, ähnlich oder vergleichbar sind, aus Gründen der Vereinfachung die gleichen Bezugszeichen verwendet wie in 1 bis 10. Das optische System 40 in 11 ist wie bei den vorhergehenden Ausführungsbeispielen in das Operationsmikroskop 10 in 1 integriert, von dem neben dem optischen System 40 nur das Hauptobjektiv 20 gezeigt ist. Das als konfokales Refraktometer ausgelegte optische System 40 eignet sich in dem Operationsmikroskop 10 gemäß 1 dann, wenn Letzteres nicht über ein OCT-System verfügen soll bzw. muss. Das zusätzliche einbring-und entfernbare optische Element 132 entfällt bei dem Ausführungsbispiel in 11.
Der Aufbau des Refraktometers 40 in 11 unterscheidet sich von dem Aufbau des Refraktometers 40 in 8, linkes Teilbild durch die Linsengruppe 88 der zweiten optischen Anordnung 81, die in dem Ausführungsbeispiel in 11 eine negative Brennweite aufweist und mit der Linsengruppe 90 ein Galilei-Teleskop bildet, um einen kompakteren Bauraum zu realisieren.
Das Ausführungsbeispiel des Refraktometers 40 in 11 zeigt, wie es möglich ist, kostengünstig ein Operationsmikroskop 10 in verschiedenen Varianten anzubieten, wobei die Variante ohne OCT-System besonders kompakt ist. Ein Operationsmikroskop 10 mit einem Refraktometer 40 gemäß 11 kann dabei die oben genannte Ausbaustufe 1 eines ophthalmologischen Operationsmikroskops 10 darstellen, wenn ein besonders kompakter Aufbau des Operationsmikroskops 10 mit Refraktometer 40 gewünscht ist.
Mit Bezug auf 12 bis 18 wird ein gegenüber dem Ausführungsbeispiel in 8 bis 10 abgewandeltes Ausführungsbeispiel eines Operationsmikroskops 10 mit integriertem optischen System 40/120 beschrieben, das wahlweise als konfokales Refraktometer und als OCT-System betrieben werden kann. Neben dem optischen System 40/120 ist von dem Operationsmikroskop 10 nur das Hauptobjektiv 20 gezeigt. Für Elemente, die mit denjenigen des Ausführungsbeispiels in 8 bis 10 identisch, ähnlich oder vergleichbar sind, wurden die gleichen Bezugszeichen verwendet wie in 8 bis 10.
Das konfokale optische System 40/120 weist einen zoombaren Kollimator 150 auf. Der zoombare Kollimator 150, der den aus dem Ende 70 der Lichtfaser 68 austretenden Messlichtstrahl 44 kollimiert, weist eine variable Brennweite auf. In 13 ist der zoombare Kollimator 150 in Alleinstellung und gegenüber 12 vergrößert dargestellt. Der zoombare Kollimator 150 weist drei Linsen 152, 154, 156 auf, die in 13 idealisiert als Linien dargestellt sind. Die Brennweiten der Linsen 152, 154 und 156 betragen beispielsweise f₁ = +8,188 mm (Linse 152), f₂ = -4,067 mm (Linse 154) und f₃ = +19,15 mm (Linse 156). 13 zeigt den zoombaren Kollimator 150 in vier verschiedenen Zoomstellungen. Mittels des zoombaren Kollimators 150 kann, bei konstanter Apertur des aus der Lichtfaser 68 austretenden Messlichtstrahls 44, bei der Refraktionsmessung der Strahldurchmesser des Messlichtstrahls 44 am Auge 12 des Patienten variiert werden, wobei die am Auge 12 auftretende Lichtenergie jedoch konstant bleibt. Dies ist ein Vorteil gegenüber den Ausführungsbeispielen in 8 und 3, bei denen eine Blende 96 mit veränderlichem Öffnungsquerschnitt vorgesehen ist, um den Strahldurchmesser des Messlichtstrahls 44 am Auge 12 zu variieren, was aber mit einem gewissen Verlust an Lichtleistung einhergeht, wenn die Blende 96 zur Verringerung des Strahldurchmessers zugezogen wird. Außerdem hat das Ausführungsbeispiel des Operationsmikroskops 10 in 12 den Vorteil, dass das von der Retina 16 rückreflektierte Messlicht 46 optimal in die Lichtfaser 68 zurückgekoppelt werden kann, so dass ein höheres Nutzsignal gemessen werden kann.
Während in dem linken Teilbild in 12 das optische System 40/120 als konfokales Refraktometer 40 mit dem Messstrahlengang 42 zur Refraktionsmessung gezeigt ist, zeigt das rechte Teilbild in 12 das optische System 40/120 als OCT-System 120 mit einem OCT-Strahlengang 130 zur Aufnahme eines OCT-Scans, wobei hierzu in das System 40/120 ein zusätzliches optisches Element 132 in den OCT-Strahlengang eingebracht ist. Bei der Aufnahme von OCT-Scans kann mit Hilfe des zoombaren Kollimators 150 die Apertur des OCT-Messstrahls und somit dessen Rayleigh-Range im Objektraum (Auge 12) variiert werden. Der Rayleigh-Range ist ein Maß für die optische Schärfentiefe. Wenn der Rayleigh-Range variiert werden kann, so ermöglicht dies die Anpassung der optischen Schärfentiefe an die OCT-Scantiefe, die beispielsweise durch die spektrale Breite des OCT-Messlichts vorgegeben ist.
Ein weiterer Vorteil des Ausführungsbeispiels in 12 ist es, dass beim Zoomen des Kollimators 150 das Ende 70 der Lichtfaser 68 feststeht, so dass beim OCT-Scan die optische Weglänge vom Ende 70 der Lichtfaser 68 zum Patientenauge 12 unabhängig von der eingestellten Brennweite des zoombaren Kollimators 150 ist. Ein feststehendes Ende der Lichtfaser 68 ist außerdem von Vorteil, da bei Bewegung der Lichtfaser 68 diese beschädigt werden kann.
Ein weiterer Unterschied des Ausführungsbeispiels in 12 zu den bisherigen Ausführungsbeispielen besteht darin, dass die adaptive Komponente 74 für die Kompensation des Astigmatismus vom Ende 70 der Lichtfaser 68 aus gesehen hinter dem Kollimator 150 angeordnet ist, wodurch die adaptive Komponente 74 im parallelen Strahlengang angeordnet ist. Dies hat den Vorteil, dass auch in der Neutralstellung der adaptiven Komponente 74, in der Restaberrationen auftreten können, minimiert werden.
Die adaptive Komponente 74 befindet sich in der Brennebene der Linsengruppe 86, so dass sichergestellt ist, dass auch bei einer Verstellung des Teleskops 76 für die Kompensation des sphärischen Äquivalents die adaptive Komponente 74 stets in die Pupillenebene P des Auges 12 abgebildet wird.
In 14 sind für das Ausführungsbeispiel in 12 in drei Teilbildern verschiedene Mess- bzw. OCT-Strahlengänge 42 bzw. 130 gezeigt, ähnlich wie in 9. Das linke Teilbild von 14 zeigt das System 40/120 mit dem Messstrahlengang 42 für die Refraktionsmessung, wobei das zusätzliche optische Element 132 aus dem Messstrahlengang 42 entfernt ist. In dieser Konfiguration wird mittels des konfokalen Refraktometers 40 eine Refraktionsmessung des Auges 12 des Patienten durchgeführt.
Im mittleren Teilbild in 14 ist das zusätzliche optische Element 132 sowie das Fundusabbildungssystem 138 in den OCT-Strahlengang 130 eingebracht, so dass ein OCT-Scan der Retina 16 aufgenommen werden kann. Im rechten Teilbild ist das zusätzliche optische Element 132 in den OCT-Strahlengang 130 eingebracht, nicht jedoch das Fundusabbildungssystem 138, so dass ein OCT-Scan der Vorderkammer des Patientenauges 12 aufgenommen werden kann. Im mittleren und rechten Teilbild sind wie bisher für die Darstellung des OCT-Strahlengangs Strahlengänge bei verschiedenen Scanstellungen des Scanspiegels 128 eingezeichnet.
15 zeigt das linke Teilbild von 14 nochmals in Alleinstellung, wobei hier ein vom Zentrum Z der adaptiven Komponente 74 ausgehendes gedachtes Strahlenbündel gezeigt ist, wie dies oben mit Bezug auf 4 bereits beschrieben wurde. 15 zeigt, dass die adaptive Komponente 74 für die Kompensation des Astigmatismus in die Pupillenebene P des Patientenauges 12 abgebildet wird.
Mit Bezug auf 16 wird ein weiterer Aspekt der Nutzung des Systems 40/120 als OCT-System 120 beschrieben. Es ist bekannt, dass die Güte eines OCT-Scans der Retina 16 beeinträchtigt wird, wenn das Patientenauge 12 einen Astigmatismus aufweist. Grund hierfür ist, dass ein Astigmatismus des Patientenauges 12, der beispielsweise durch eine Verkrümmung der Cornea hervorgerufen wird, die Abbildung des Endes 70 der Lichtfaser 68 auf die Retina 16 verschlechtert und den zugehörigen Lichtfleck 46 auf der Retina 16 vergrößert. Das Ausführungsbeispiel in 12 hat den Vorteil, dass die adaptive Komponente 74 für den Astigmatismus auch dazu verwendet werden kann, den Astigmatismus des Patientenauges 12 bei der Aufnahme eines OCT-Scans der Retina 16 zu kompensieren. Dies wird dadurch erreicht, dass die adaptive Komponente 74 für den Astigmatismus auch bei der Aufnahme eines OCT-Scans der Retina 16 auf die Patientenpupille P abgebildet wird. Dies wiederum wird technisch dadurch erreicht, dass das zusätzliche optische Element 132 in diesem Ausführungsbeispiel eine positive Brechkraft bzw. Brennweite hat und derart angeordnet ist, dass ihre Brennebene in der Nähe der Scanspiegelanordnung 124, oder noch vorteilhafter, zwischen den Scanspiegeln 126, 128 liegt. Im linken Teilbild von 16 ist gezeigt, dass bei der Aufnahme eines OCT-Scans der Retina 16 ein Punkt Z auf der adaptiven Komponente 74 für den Astigmatismus von den Linsengruppen 88, 90, dem Hauptobjektiv 20 und dem Fundusabbildungssystem 138 auf die Patientenpupille P abgebildet wird. Somit ist es möglich, einen Astigmatismus des Patientenauges 12 bei der Aufnahme eines OCT-Scans der Retina 16 zu kompensieren, indem die adaptive Komponente 74 für den Astigmatismus hinsichtlich des zu kompensierenden Astigmatismus C und der Achslage φ des Patientenauges 12 geeignet eingestellt wird. Somit wird eine Verbesserung der Abbildung des Endes 70 der Lichtfaser 68 auf die Retina 16 bewirkt, wobei die Abbildung zu einem kleineren Lichtfleck 46 auf der Retina 16 führt. Dies erlaubt die Gewinnung detailreicherer Informationen über die Retina 16, die durch die Aufnahme des OCT-Scans der Retina 16 ermöglicht werden.
Das mittlere Teilbild in 16 zeigt einen vergrößerten Ausschnitt des linken Teilbilds in 16 im Bereich von der Lichtfaser 68 bis zur Scanspiegelanordnung 124, und das rechte Teilbild zeigt einen noch weiter vergrößerten Ausschnitt des linken Teilbilds im Bereich der Ophthalmoskopierlupe 142.
17 und 18 zeigen das System 40/120 in 12, wenn dieses als konfokales Refraktometer 40 für Refraktionsmessungen von Patientenaugen 12 mit verschiedenen sphärischen Äquivalenten der Ametropie verwendet wird. Die unterschiedlichen sphärischen Äquivalente SE sind in 17 und 18 angegeben. Für die Durchführung einer Refraktionsmessung befindet sich das zusätzliche optische Element 132 nicht im Messstrahlengang 42, wie bereits oben beschrieben wurde. In 17 wurde die Brennweite des zoombaren Kollimators 150 so eingestellt, dass für sphärische Äquivalente SE im Bereich -15 D < SE ≲ + 5D der Strahldurchmesser am Patientenauge 5 mm beträgt. Bei hyperopen Augen mit SE ≳ + 5 D kann der Messstrahlengang 42 an den Scanspiegeln der Scanspiegelanordnung vignettiert werden, da diese für die OCT-Messung eine möglichst hohe Scangeschwindigkeit aufweisen sollen und deshalb nicht zu groß gewählt werden können. Daher wird bei hyperopen Augen mit SE ≳ + 5D die Brennweite des zoombaren Kollimators 150 gemäß 18 so gewählt, dass das Lichtbündel des Messstrahlengangs grade noch unvignettiert die Scanspiegel 126, 128 durchläuft, so dass der Strahldurchmesser am Auge 12 bei SE = + 10 D bzw. SE = + 20 D kleiner ist und 4,2 mm bzw. 2,6 mm beträgt.
Mit Bezug auf 19 bis 21 wird ein noch weiteres Ausführungsbeispiel eines ophthalmologischen Operationsmikroskops 10 mit einem konfokalen optischen System 40/120 beschrieben, das als kombiniertes Refraktometer/OCT-System 40, 120 ausgelegt ist. Von dem Operationsmikroskop 10 ist neben dem optischen System 40/120 wiederum nur das Hauptobjektiv 20 gezeigt. Das linke Teilbild von 19 zeigt das kombinierte Refraktometer/OCT-System 40/120 in einer Nutzung zur Refraktionsmessung, und das rechte Teilbild in 19 zeigt das Refraktometer/OCT-System in einer Nutzung zur Aufnahme eines OCT-Scans.
Während bei den vorherigen Ausführungsbeispielen die adaptive Komponente 74 für den Astigmatismus und das verstellbare Teleskop 76 für das sphärische Äquivalent zusammen das adaptive optische Modul AOM bilden, bildet bei dem Ausführungsbeispiel in 19 bis 21 die adaptive Komponente 74 alleine das adaptive optische Modul. Hierzu erzeugt die adaptive Komponente 74 durch Einstellung ihrer optischen Eigenschaften nicht nur eine astigmatische Wirkung, sondern kann auch das sphärische Äquivalent der Ametropie des Auges 12 des Patienten kompensieren. Bezüglich des Astigmatismus kann die adaptive Komponente 74 eine zylindrische Brechkraft mit beliebiger Phasenlage erzeugen.
Das linke Teilbild von 19 zeigt den Messstrahlengang 42 für eine Refraktionsmessung mit einem eingestellten sphärischen Äquivalent SE = 0 D. Die adaptive Komponente 74 befindet sich nahe der Brennebene der Linsengruppe 86, so dass die adaptive Komponente 74 von der Linsengruppe 86 nach unendlich abgebildet wird. Die Linsengruppen 88 und 90 bilden ein Teleskop. Dieses muss aber nicht verstellbar sein, da das sphärische Äquivalent durch eine Einstellung der adaptiven Komponente 74 kompensiert werden kann.
Die Pupille P des Patientenauges 12 befindet sich wiederum nahe der Brennebene des Hauptobjektivs 20. Somit befindet sich die adaptive Komponente 74 nahezu in einer zur Pupille P (20) des Patientenauges 12 konjugierten Ebene, wobei der Abbildungsmaßstab β für die Abbildung der adaptiven Komponente 74 auf die Patientenpupille P ≈ 0,6 beträgt.
Die Linsengruppe 86 weist ein in den Strahlengang einbringbares - und wieder entfernbares optisches Element 132 auf, wobei dieses bei Nutzung des Systems als Refraktometer 40 in den Messstrahlengang 42 eingebracht ist, während es bei einer Nutzung des Systems als OCT-System 120 aus dem OCT-Strahlengang 130 entfernt ist. Der Teilerspiegel 92 ist optional vorgesehen, wobei auf die Beschreibung zu 3 verwiesen wird.
Das rechte Teilbild von 19 und das linke Teilbild von 20 zeigen die Nutzung des optischen Systems 40/120 als OCT-System 120 zur Aufnahme eines OCT-Scans der Vorderkammer des Auges. In dem gezeigten Fall der Aufnahme eines OCT-Scans beträgt die an der adaptiven Komponente 74 eingestellte sphärische Brechkraft etwa - 5,07 D, so dass das OCT-Licht, das aus dem Ende 70 der Lichtfaser 68 austritt, nahezu kollimiert auf die Scanspiegel 126, 128 der Scanspiegelanordnung 124 auftrifft. Durch Variation der sphärischen Brechkraft der adaptive Komponente 74 kann der OCT-Strahlengang 130 im Bereich der Vorderkammer des Patientenauges fokussiert werden. Die Linsengruppe 86 umfasst eine asphärische Einzellinse 152, die auch durch ein Kittglied ersetzt werden kann.
Das rechte Teilbild von 20 zeigt das System 40/120 in einer Nutzung zur Refraktionsmessung mit einem vollen Messstrahlengang 42 vom Ende 70 der Lichtfaser 68 bis zur Pupillenebene P des Patientenauges 12. 21 zeigt in mehreren Teilbildern verschiedene Messstrahlengänge 42 bei einer Nutzung des Systems 40/120 als Refraktometer 40. Die verschiedenen Messstrahlengänge 42 beziehen sich auf verschiedene sphärische Äquivalente SE von Patientenaugen 12 wobei die sphärischen Äquivalente SE in 21 angegeben sind.
Die an der adaptiven Komponente 74 eingestellten sphärischen Brechkräfte betragen dabei + 9,451 D (SE = + 20 D), + 4,740 D (SE = + 10 D), 0 D (SE = 0 D), - 4,769 D (SE = - 10 D), bzw. - 7,165 D (SE = - 15 D). Für den Zusammenhang des zu kompensierenden sphärischen Äquivalents SE bzw. des Astigmatismus C des Patientenauges und der sphärischen Brechkraft Φ und der zylindrischen Brechkraft C₇₄ der adaptiven Komponente 74 gilt näherungsweise der Zusammenhang Φ = β² • SE bzw. C₇₄ = β² • C, wobei C₇₄ die zylindrische Brechkraft der adaptive Komponente 74 in Dioptrien darstellt. Die genauen Zusammenhänge zwischen der Brechkraft Φ und dem sphärischen Äquivalent SE bzw. zwischen dem Astigmatismus C des Patientenauges und der zylindrischen Brechkraft C₇₄ der adaptive Komponente 74 können beispielsweise in einer Look-Up-Tabelle zusammengefasst werden. Zur Vermessung des Patientenauges 12 wird also die Brechkraft Φ, die zylindrische Brechkraft C₇₄ sowie die Achslage der adaptive Komponente 74 variiert, bis die Intensität des in die Lichtfaser 68 zurückgekoppelten reflektierten Messlichts 48 am Lichtdetektor 56 maximal ist. Anschließend kann aus der Look-Up-Tabelle die Fehlsichtigkeit des Patientenauges 12 entnommen werden.
Ein Vorteil des Ausführungsbeispiels in 19 bis 21 besteht darin, dass es kein verschiebbares Teleskop aufweist, dessen Position mit hoher Genauigkeit bestimmt werden muss, was Bauraum benötigt und höhere Kosten verursacht. Stattdessen wird bei dem Ausführungsbeispiel in 19 bis 21 eine adaptive Komponente 74 benötigt, mit der die drei Parameter sphärische Brechkraft, zylindrische Brechkraft und Zylinder-Achslage veränderbar sind.
Eine mögliche Ausgestaltung einer solchen adaptiven Komponente 74 besteht darin, dass die adaptive Komponente 74 drei dicht benachbarte flüssigkeitsgefüllte Membranlinsen aufweist, wobei eine Membranlinse sphärische Brechkraft und die beiden anderen Membranlinsen astigmatische Brechkraft in beliebigen Achslagen erzeugen können, ohne dass eine mechanische Bewegung notwendig ist.
Eine weitere Möglichkeit einer Ausgestaltung der adaptive Komponente 74 besteht darin, eine Flüssiglinse zu verwenden, wie sie beispielsweise unter der Handelsbezeichnung Visayan 80S0 von der Firma Varioptik vertrieben wird.
Eine noch weitere Möglichkeit einer Ausgestaltung einer adaptive Komponente 74, mit der sowohl sphärische Brechkraft als auch zylindrische Brechkraft und deren Achslage eingestellt werden kann, besteht in einer adaptiven Linse, die aus zwei dünnen Glasfenstern (mit einer Dicke von 150 µm) zusammengesetzt ist, wobei auf jeder dieser Glasfenster ein piezoelektrischer Aktuatorring angebracht ist. Der Raum zwischen den Fenstern ist mit einer transparenten Flüssigkeit, beispielsweise Mineralöl gefüllt. Das erste Fenster wird dazu verwendet, eine sphärische Brechkraft und einen Astigmatismus zu erzeugen, während das zweite Fenster Koma und sekundären Astigmatismus erzeugt.
Eine noch weitere Möglichkeit einer Ausgestaltung der adaptiven Komponente 74 besteht in der Kombination einer sphärischen Membranlinse mit variabler Brechkraft sowie einer dicht benachbarten Stokes-Linse, die aus zwei drehbaren Zylinderlinsen besteht, wie sie oben bereits beschrieben wurde.
Ein noch weiteres Ausführungsbeispiel einer adaptiven Komponente 74, mit der sowohl das sphärische Äquivalent der Ametropie als auch der Astigmatismus mit beliebiger Achslage kompensiert werden kann, besteht in einem Paar von Alvarez-Platten, das bei Verschiebung in einer ersten Richtung senkrecht zu einer optischen Achse eine variable sphärische Brechkraft erzeugt, und die bei Verschiebung in einer zweiten Richtung, die zur ersten Richtung und zur optischen Achse senkrecht ist, eine variable zylindrische Brechkraft erzeugt. Zur Variation der Achslage wird das Alvarez-Plattenpaar um die optische Achse gedreht.
In den oben beschriebenen Ausführungsbeispielen ist der Separationsspiegel 50 in räumlicher Nähe zum Hauptobjektiv 20 gezeigt, wobei der Beobachtungsstrahlengang 18 und der Messstrahlengang 42 für die Refraktionsmessung bzw. der OCT-Strahlengang für die OCT-Messung mit Hilfe des Separationsspiegels 50 voneinander separiert werden. Der Separationsspiegel 50 kann voll verspiegelt oder auch je nach Wellenlänge unterschiedliche Transmission bzw. Reflexion aufweisen. Der Separationsspiegel 50 kann beispielsweise für visuelles Licht eine Transmission T > 85% und für Licht einer Wellenlänge λ > 700 nm eine Reflexion R > 95% aufweisen. Der Separationsspiegel 50 kann auch unterhalb des Hauptobjektivs 20 angeordnet sein, wie in 2 gezeigt ist. Auch bei dieser Anordnung bleibt für den Operateur ausreichend Arbeitsraum oberhalb des Patientenauges 12 bestehen.
Während in dem gezeigten Ausführungsbeispiel der Separationsspiegel 50 als Spiegel für den Messstrahlengang 42 für die Refraktionsmessung bzw. für den OCT-Strahlengang 130 wirkt, während das Beobachtungslicht vom Separationsspiegel 50 transmittiert wird oder an diesem vorbeiläuft, könnten diese Strahlengänge jedoch genauso gut vertauscht sein, d.h. das Beobachtungslicht kann vom Separationsspiegel 50 reflektiert und der Messstrahlengang 42 bzw. der OCT-Strahlengang 130 vom Separationsspiegel transmittiert werden, oder letztere laufen seitlich an diesem vorbei.
In einer weiteren nicht dargestellten Ausgestaltung kann zur Erhöhung der Zuverlässigkeit der Refraktionsmessung dafür Sorge getragen werden, dass das Patientenauge 12 zu einer optischen Geräteachse des konfokalen optischen Systems 40 zentriert ist. Zur Kontrolle der Zentrierung kann der Operateur entweder durch die Okulare 28 blicken, oder es kann ein Kamerabild verwendet werden, das von der Kamera 32 im Beobachtungsstrahlengang kurz vor oder während der Refraktionsmessung aufgenommen wird. Dieses Bild der vorderen Augenkammer kann dazu genutzt werden, sicherzustellen, dass das Patientenauge 12 richtig zentriert ist. Mittels des erfindungsgemäßen Operationsmikroskops 10 ist es möglich zu bestimmen, an welchem Ort des Kamerabildes das Zentrum der Patientenpupille P liegen muss, damit der Hauptstrahl des Messstrahlengangs 42 der Refraktionsmessung zentral durch die Patientenpupille hindurchtritt. Beispielsweise könnte das Operationsmikroskop 10 nach Auswertung des Kamerabildes selbständig in diejenige Position verfahren, bei der die Pupille P des Patientenauges 12 in einer Ebene senkrecht zu einer optischen Achse des Hauptobjektivs 20 richtig positioniert ist.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

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DE 102013021974 B3 [0009]
US 2014/0176904 A1 [0010]

Claims

Ophthalmologisches Operationsmikroskop, mit einem Hauptobjektiv (20), das von einem Beobachtungsstrahlengang (18) durchsetzt wird, und mit einem konfokalen optischen System (40), das als Refraktometer zur Bestimmung der Refraktion eines Auges (12) eines Patienten ausgelegt ist, wobei das optische System (40) eine Messlichtquelle (52) zur Erzeugung eines Messlichtstrahls (44) , ein Messmodul (54), das einen Lichtdetektor (56) zur Messung einer Intensität von Messlicht aufweist, und weiterhin eine von einem Messstrahlengang (42) durchsetzte Optik (60) aufweist, um den Messlichtstrahl (44) auf die Retina (16) des Auges (12) zu richten und an der Retina (16) rückreflektiertes Messlicht (48) dem Lichtdetektor (56) zuzuführen, wobei der Messstrahlengang (42) insgesamt konfokal ist, wobei die Optik (60) ein adaptives optisches Modul (AOM) aufweist, wobei durch Einstellen des adaptiven optischen Moduls (AOM) eine Wellenfront des Messstrahlengangs (42) verändert werden kann, so dass sich die vom Lichtdetektor (56) gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes (48) verändert, wobei das Messmodul (54) dazu ausgelegt ist, anhand einer Einstellung des adaptiven optischen Moduls (AOM), bei der die gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes (48) ein Maximum aufweist, das sphärische Äquivalent (SE) der Ametropie des Auges (12) zu ermitteln, dadurch gekennzeichnet, dass das adaptive optische Modul (AOM) eine adaptive Komponente (74) aufweist, die dazu ausgelegt ist, durch Einstellen der adaptiven Komponente (74) einen Astigmatismus in der Wellenfront des Messlichtstrahlengangs (42) zu kompensieren, und wobei das Messmodul (54) dazu ausgelegt ist, aus einer Einstellung der adaptiven Komponente (74), bei der die gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes (48) ein Maximum aufweist, den Astigmatismus (C) des Auges und die Achslage (φ) des Astigmatismus zu ermitteln.
Operationsmikroskop nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die adaptive Komponente (74) in eine Neutraleinstellung einstellbar ist, in der die adaptive Komponente (74) keine oder nahezu keine astigmatische Wirkung aufweist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die adaptive Komponente (74) zwei gegeneinander verdrehbare Zylinderlinsen aufweist, von denen die eine Zylinderlinse eine positive Brechkraft und die andere Zylinderlinse eine negative Brechkraft aufweist, wobei die positive und die negative Brechkraft betragsmäßig gleich sind.
Operationsmikroskop nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die adaptive Komponente (74) zwei Platten aufweist, die jeweils eine Oberflächenkontur aufweisen, wobei die beiden Oberflächenkonturen zueinander komplementär sind, und wobei die Platten gemeinsam und/oder relativ zueinander translatorisch verschiebbar und/oder verdrehbar sind.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die adaptive Komponente (74) sowohl eine einstellbare sphärische Brechkraft zur Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie als auch eine einstellbare astigmatische Brechkraft zur Kompensation des Astigmatismus bereitstellt.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die adaptive Komponente (74) in einer Ebene positioniert ist, die im Gebrauch des Operationsmikroskops (10) zu einer Ebene einer Pupille (P) des Auges (12) konjugiert ist.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Messlichtquelle (52) und der Lichtdetektor (56) mit einer Lichtfaser (68) verbunden sind, deren freies Ende (70) ein Austrittsende für den Messlichtstrahl (44) und ein Eintrittsende für das rückreflektierte Messlicht (48) bildet, wobei das Austrittsende und das Eintrittsende konfokal sind.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass im Messstrahlengang (42) ein Kollimator (82; 150) angeordnet ist, der vorzugsweise zoombar ist.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekennzeichnet durch einen Lock-in-Verstärker, der insbesondere ein Chopper-Rad (100) aufweist, der im Messstrahlengang (42) angeordnet ist.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass im Messstrahlengang (42) ein Ablenkelement (126, 128) angeordnet ist, das den Messlichtstrahl (44) periodisch ablenkt, derart, dass der Messlichtstrahl (44) im Gebrauch des Operationsmikroskops (10) auf der Retina (16) des Auges (12) periodisch bewegt wird.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass das adaptive optische Modul (AOM) ein afokales Teleskop (76) aufweist, das zur Kompensation des sphärischen Äquivalents der Ametropie des Auges (12) verstellbar ist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Optik (60) eine erste optische Anordnung (80) aufweist, die von dem Messstrahlengang (42) durchsetzt wird, wobei die adaptive Komponente (74) nahe einer messlichtquellenseitigen Brennebene der ersten optischen Anordnung angeordnet ist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, dass, von der Messlichtquelle (52) aus gesehen, der ersten optischen Anordnung (80) eine zweite optische Anordnung (81) nachgeordnet ist, die den Messstrahlengang (42) in einen parallelen Strahlengang überführt.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 13, weiterhin mit einem Separationsspiegel (50) zur Separation von Beobachtungsstrahlengang (18) und Messstrahlengang (42).
Operationsmikroskop nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Separationsspiegel (50) von der Messlichtquelle (52) aus gesehen vor dem Hauptobjektiv (20) angeordnet ist und der Messstrahlengang (42) das Hauptobjektiv (20) durchsetzt.
Operationsmikroskop nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Messstrahlengang (42) das Hauptobjektiv (20) dezentral zu einer optischen Achse (OA) des Hauptobjektivs (20) durchsetzt.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 16, weiterhin mit einem Beleuchtungsstrahlengang für die Ausleuchtung eines Beobachtungsareals, dadurch gekennzeichnet, dass der Beleuchtungsstrahlengang einen Teil der Optik (60) des optischen Systems (40) durchsetzt.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass das optische System (40/120) zusätzlich als OCT-System (120) für die optische kohärenztomografische Untersuchung des Auges (12) ausgelegt ist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass eine OCT-Lichtquelle durch die Messlichtquelle (52) für die Refraktionsmessung gebildet ist, und/oder dass ein OCT-Detektor durch den Lichtdetektor (56) für die Refraktionsmessung gebildet ist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 18 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass ein OCT-Strahlengang (130) für die Aufnahme eines OCT-Scans dieselben optischen Elemente der Optik (60) durchsetzt wie der Messstrahlengang (42) für die Refraktionsmessung.
Operationsmikroskop nach Anspruch 18 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass der Messstrahlengang (42) für die Refraktionsmessung dieselben optischen Elemente durchsetzt wie ein OCT-Strahlengang (130) für die Aufnahme eines OCT-Scans.
Operationsmikroskop nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, dass ein optisches Element (132) vorhanden ist, das zum Umschalten zwischen einer Refraktionsmessung und einer Aufnahme eines OCT-Scans in den Messstrahlengang (42) der Refraktionsmessung oder in den OCT-Strahlengang (130) für die Aufnahme eines OCT-Scans einbringbar, oder aus dem Messstrahlengang (42) der Refraktionsmessung oder aus dem OCT-Strahlengang (130) für die Aufnahme eines OCT-Scans entfernbar ist.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 18 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass die Optik (60) des optischen Systems (40/120) eine Scanspiegelanordnung (124) aufweist, die vorzugsweise zwei Scanspiegel (126, 128) aufweist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 22 und 23, dadurch gekennzeichnet, dass die zumindest eine einbringbare bzw. entfernbare Linse (132) bei einer OCT-Messung im OCT-Strahlengang so angeordnet ist, dass sich ihre Brennebene in der Nähe der Scanspiegelanordnung (124), vorzugsweise zwischen den beiden Scanspiegeln (126, 128), befindet, so dass bei einer Aufnahme eines OCT-Scans die adaptive Komponente (74) in die Ebene der Pupille (P) des Auges (12) abgebildet wird.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 22 bis 24, dadurch gekennzeichnet, dass die zumindest eine einbringbare bzw. entfernbare Linse (132) bei einer Refraktionsmessung aus dem Messstrahlengang der Refraktionsmessung entfernt ist, und dass bei einer Refraktionsmessung die adaptive Komponente (74) in die Ebene der Pupille (P) des Auges (12) abgebildet wird.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass das optische System eine Steuereinheit (72) zum Einstellen des adaptiven optischen Moduls (AOM) aufweist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (72), insbesondere im Zusammenwirken mit dem Messmodul (54), dazu eingerichtet ist, das adaptive optische Modul (AOM) so einzustellen, dass die am Lichtdetektor (56) gemessene Intensität des rückreflektierten Messlichtes (48) ein Maximum aufweist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 26 oder 27, dadurch gekennzeichnet, das die Steuereinheit (72) dazu eingerichtet ist, das adaptive optische Modul (AOM) zunächst während einer Neutraleinstellung der adaptiven Komponente (74), in der die adaptive Komponente (74) keine oder nahezu keine astigmatische Wirkung hat, einzustellen, bis die am Lichtdetektor (56) gemessene Intensität ein Maximum aufweist.
Operationsmikroskop nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, dass das Messmodul (54) dazu eingerichtet ist, aus der jeweiligen Einstellung des adaptiven optischen Moduls (AOM), wenn am Lichtdetektor (56) ein erstes und zweites Maximum detektiert wird, das sphärische Äquivalent (SE) und den Astigmatismus (C) zumindest näherungsweise zu ermitteln.
Operationsmikroskop nach Anspruch 28 oder 29, dadurch gekennzeichnet, dass das Messmodul (54) dazu eingerichtet ist, aus der Einstellung des adaptiven optischen Moduls (AOM), wenn am Lichtdetektor (56) nur ein Maximum der Intensität detektiert wird, das sphärische Äquivalent (SE) zu ermitteln und den Astigmatismus (C) als zumindest näherungsweise null zu bestimmen.
Operationsmikroskop nach einem der Ansprüche 27 bis 30, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (72) dazu eingerichtet ist, die adaptive Komponente (74) so einzustellen, dass die adaptive Komponente (74) den Astigmatismus ohne Rücksicht auf dessen Achslage kompensiert, und die adaptive Komponente (74) weiter einzustellen, bis die am Lichtdetektor (56) detektierte Intensität sich nicht weiter erhöht, wobei das Messmodul (54) dazu eingerichtet ist, aus der resultierenden Einstellung der adaptiven Komponente (74) die Achslage (φ) des Astigmatismus zu ermitteln.