МНОГОТОЧЕЧНЫЙ ОФТАЛЬМОЛОГИЧЕСКИЙ ЛАЗЕРНЫЙ ЗОНД
MULTIPOINT OPHTHALMOLOGICAL LASER PROBE

Уровень техники изобретения
Изобретение относится к лазерному зонду для использования при офтальмологических манипуляциях, а конкретнее к многоточечному лазерному зонду для использования при фотокоагуляции.
С анатомической точки зрения глаз разделяется на две четко выраженные части - передний сегмент и задний сегмент. Передний сегмент включает в себя хрусталик и продолжается от самого наружного слоя роговой оболочки (роговичного эндотелия) до задней части капсулы хрусталика. Задний сегмент включает в себя участок глаза позади капсулы хрусталика. Задний сегмент продолжается от передней гиалоидной мембраны до сетчатки, в непосредственном контакте с которой находится задняя гиалоидная мембрана стекловидного тела. Задний сегмент по размерам значительно больше, чем передний сегмент.
Задний сегмент включает в себя стекловидное тело - прозрачное бесцветное гелеобразное вещество. Оно занимает приблизительно две трети объема глаза, определяя его очертание и форму еще до рождения. Оно состоит на 1% из коллагена и гиалуроната натрия и на 99% из воды. Передней границей стекловидного тела служит передняя гиалоидная мембрана, которая соприкасается с задней капсулой хрусталика, в то время как задняя гиалоидная мембрана образует его заднюю границу и находится в контакте с сетчаткой.
Дегенерация желтого пятна - это заболевание, наблюдаемое главным образом у пожилых людей, при котором центральная часть внутренней оболочки глаза, известная как область макулы, претерпевает утончение, атрофию, а в некоторых случаях кровоточит. Это может привести к потере центрального зрения, что влечет за собой неспособность видеть мелкие предметы, читать или распознавать лица. По данным Американской академии офтальмологии это является главной причиной потери центрального зрения, и сегодня в США этим заболеванием страдают те, чей возраст превышает пятьдесят лет.
Когда кровеносные сосуды под сетчаткой кровоточат, это приводит к форме макулярной дегенерации, называемой влажной макулодистрофией. В некоторых случаях такое кровотечение можно остановить или замедлить, используя процедуру, известную как фотокоагуляция. Фотокоагуляция представляет собой технический прием, используемый хирургами, оперирующими сетчатку, для лечения ряда глазных заболеваний, одно из которых - экссудативная (влажная) форма макулярной дегенерации. В ходе такого лечения лазерные пучки направляют в глаз, фокусируя на обладающих патологией кровеносных сосудах, расположенных под сетчаткой. Лазер приводит к каутеризации сосудов, запаивая их и предотвращая дальнейшую "протечку", что дает надежду предотвратить дальнейшую потерю зрения.
Используя стандартный лазерный зонд с одноточечным излучаемым пучком, хирург-офтальмолог обычно выключает и включает лазерный пучок с чередованием в "скорострельном" режиме, используя ножную педаль, по мере того как он сканирует пучком поверхность сетчатки для образования на сетчатке одномерного или двумерного массива пятен прижигания, образуемых лазерной фотокоагуляцией. Используя однопучковый лазерный зонд, покрытие желаемой области сетчатки точками, в которых проведена фотокоагуляция, может занять много времени.
Многоточечный лазерный зонд потенциально может уменьшить время, требуемое для образования желаемого множества точек прижигания лазером. Однако если использовать лазер с ограниченной мощностью излучения, который уже работает на своей предельной мощности, многоточечный лазерный зонд может не привести к снижению времени, требуемого для образования желаемого множества точек прижигания лазером. Это объясняется тем, что фиксированная мощность P лазера делится между N точками попадания пучка и, таким образом, энергия в заданной точке в среднем составит лишь P/N. Следовательно, для обеспечения равноценного прижигания требуемое время экспозиции должно быть примерно в N раз больше, чем время экспозиции при использовании однопучкового лазерного зонда. Следовательно, несмотря на то что следует выполнить только 1/N требуемого числа прижиганий лазером, выполняемых однопучковым зондом, время экспозиции, которое приходится на одно прижигание пучком, в N раз больше, чем при использовании однопучкового зонда. Таким образом, общее время формирования массива точек прижигания остается тем же.
Однако в настоящее время доступны новые лазеры для фотокоагуляции, такие как "лазеры следующего поколения" (NGL) Alcon Laboratories, Inc., желаемая интенсивность пучка которых, необходимая для обеспечения идеальной точечной коагуляции, составляет малую часть f максимально возможной интенсивности пучка. Если величина f равна 1/N, то можно использовать многоточечный лазерный пучок с N числом излучаемых пучков при максимальном уровне мощности лазерного пучка, и тогда время для образования желаемого множества точек, в которых проводится коагуляция, составит лишь 1/N от времени, которое потребовалось бы при использовании одноточечного лазерного зонда. Это снижает общее время проведения каждой операции и дает возможность выполнить большее число операций в один день, что снижает общую стоимость операции. Таким образом, желательно иметь многоточечный лазерный зонд для выполнения фотокоагуляции.
Сущность изобретения
В одном варианте осуществления, согласующемся с принципами настоящего изобретения, настоящее изобретение представляет собой лазерный зонд, содержащий излучающее оптическое волокно, оптическую систему и два или более принимающих оптических волокон. Излучающее оптическое волокно излучает пучок лазерного света. Оптическая система обеспечивает дифракцию светового пучка, излучаемого излучающим оптическим волокном. Каждое из принимающих оптических волокон принимает световой пучок, дифрагированный оптической системой.
В другом варианте осуществления, согласующемся с принципами настоящего изобретения, настоящее изобретение представляет собой соединение для лазерного зонда, которое содержит корпус, оптическую систему, расположенную в корпусе, а также два соединительных звена - по одному на каждой стороне оптической системы. Оптическая система осуществляет дифракцию пучка падающего света.
В другом варианте осуществления, согласующемся с принципами настоящего изобретения, настоящее изобретение представляет собой офтальмологический лазерный зонд, содержащий излучающее оптическое волокно и оптическую систему. Оптическая система осуществляет дифракцию светового пучка, излучаемого излучающим оптическим волокном, на два или более дифрагированных световых пучков.
Следует понимать, что как вышеизложенное общее описание, так и последующее подробное описание являются лишь показательными и поясняющими и рассчитаны на то, чтобы обеспечить дополнительное объяснение изобретения по формуле изобретения. В последующем описании так же, как и в практическом аспекте изобретения, изложены и предложены дополнительные преимущества и цели изобретения.
Краткое описание чертежей
Прилагаемые чертежи, которые включены в настоящее описание и составляют его часть, иллюстрируют несколько вариантов осуществления изобретения и совместно с описанием используются для пояснения принципов изобретения.
На фиг.1 показан вид в сечении простой системы формирования изображения с переходом от волокна к волокну согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.2 показан вид в сечении системы формирования изображения с переходом от волокна к волокну, в которой используется линза с дифракционной решеткой согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.3 показан вид в сечении дистального конца лазерного зонда, включающего в себя рукоятку и присоединенную канюлю согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.4 представлена дифракционная решетка, которая создает массив 2×2 пятен согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.5 показана система формирования изображения, в которой используется дифракционная решетка согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.6А и 6B показан соответственно вид в сечении сбоку и вид спереди гибридного мультиплексного узла решетки на основе поверхностной решетки/объемной голограммы.
На фиг.7 показан вид в сечении сбоку схемы расположения пучков, образованных гибридным мультиплексным узлом решетки на основе поверхностной решетки/объемной голограммы, представленным на фиг.6.
На фиг.8 показан вид в сечении соединительной конструкции согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.9 показан частичный вид лазерного зонда согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.10 изображено соединение между лазерным зондом, представленным на фиг.9, и соединительной конструкцией, представленной на фиг.8.
На фиг.11 и 12 показаны виды с торца охватывающего и охватываемого соединительных звеньев соответственно согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.13 показан вид в сечении лазерного зонда.
На фиг.14 показан вид в сечении лазерного зонда с дифракционной решеткой согласно принципам настоящего изобретения.
На фиг.15 показан покомпонентный вид в сечении дистального наконечника лазерного зонда, представленного на фиг.14.
На фиг.16 показан покомпонентный вид в сечении дистального наконечника лазерного зонда, в котором дифракционная решетка наделена оптической силой.
Подробное описание предпочтительных вариантов осуществления
Будут сделаны подробные ссылки на примеры вариантов осуществления изобретения, сами же примеры показаны на прилагаемых чертежах. Где это возможно, на чертежах используются единые ссылочные позиции для одинаковых или схожих частей.
На фиг.1 показан вид в сечении простой системы формирования изображения с переходом от волокна к волокну согласно принципам настоящего изобретения. В варианте осуществления, представленном на фиг.1, система имеет два волокна 110, 120 и две линзы 130, 140. Волокно 110 излучает расходящийся пучок света, который исходит от лазерного источника (не показан). Расходящийся пучок коллимируется линзой 130. Как известно, коллимированный свет представляет собой свет, лучи которого параллельны и образуют плоский волновой фронт. Этот коллимированный пучок фокусируется линзой 140 в пятно малого диаметра на входной торцевой поверхности принимающего волокна 120. В данном случае каждая из линз 130, 140 представляет собой плоско-выпуклую асферическую линзу. В плоско-выпуклой асферической линзе одна поверхность является плоской, а другая поверхность - выпуклой, с высокоточной асферической поверхностью для фокусировки света в пятно минимального диаметра. Такая схема дает наименьшую аберрацию пучка и может позволить получить практически идеальное дифракционно-ограниченное лазерное пятно на принимающем волокне 120.
В одном варианте осуществления настоящего изобретения каждое из волокон 110, 120 представляет собой 50-микронное волокно, NA=0,15. Размер линз соответствующим образом подобран для точного вхождения в стандартную рукоятку офтальмологического инструмента с внутренним диаметром 0,035 дюйма, такую как выпускает и реализует на рынке Alcon Laboratories, Inc.
На фиг.2 показан вид в сечении системы формирования изображения с переходом от волокна к волокну, в которой используется линза с дифракционной решеткой. На фиг.2 система включает в себя излучающее волокно 110, линзу 130, линзу 140 с дифракционной решеткой 205, а также три принимающих волокна 220, 230, 240. В варианте осуществления, представленном на фиг.2, дифракционная решетка 205 расположена на плоской стороне плоско-выпуклой линзы 140. Такая дифракционная решетка способна осуществлять дифракцию падающего пучка с получением множества пучков на выходе, которые фокусируются в индивидуальные пятна, как показано на чертеже. В данном случае узел 210 линзы/решетки осуществляет дифракцию падающего пучка и фокусирует его в два различных дискретных пятна пучка. Толщины элементов поверхностной дифракционной решетки рассчитаны так, что примерно одна треть света дифрагируется в каждое дифрагированное пятно, а одна треть света остается в пятне нулевого порядка недифрагированного пучка. В этом случае каждое из трех принимающих волокон 220, 230, 240 несет в себе примерно одну треть лазерного света от падающего пучка.
При такой схеме образуется множество лазерных пятен от одного единственного падающего лазерного пучка. Дифракционная решетка 205 на узле 210 линзы/решетки может быть рассчитана так, чтобы образовывать множество дифрагированных пятен пучка, которые могут быть связаны с множеством принимающих волокон 220, 230, 240. В одном примере дифракционная решетка может быть выполнена с возможностью дифракции падающего пучка таким образом, чтобы почти 100% света направлялось в дифрагированные пучки (а пучок нулевого порядка был бы исключен). В общем случае такие решетки могут быть выполнены с возможностью образования дифракционных схем расположения пучков по одной прямой или в двумерной области (как показано на фиг.4). Дифракционная решетка 205, представленная на фиг.2, может физически напрямую контактировать с линзой 140 или может быть отделена от нее. В этом случае дифракционная решетка может быть выполнена с использованием полимерной или стеклянной конструкции, которая отделена от линзы. Дифракционная решетка 205, которая отделена от собирающей линзы 140, может располагаться позади собирающей линзы 140, между собирающей линзой 140 и коллимирующей линзой 130, а также впереди коллимирующей линзы 130.
На фиг.3 показан дистальный конец лазерного зонда, включающего в себя рукоятку и присоединенную канюлю согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.3 узел 300 лазерного зонда включает в себя излучающее волокно 110, линзу 130, линзу с дифракционной решеткой 210, три принимающих волокна 220, 230, 240, рукоятку 310 и канюлю 320. Каждое из трех принимающих волокон 220, 230, 240 имеет изогнутый дистальный конец. Эти изогнутые концы направляют дифрагированные лазерные пятна на различные участки, формируя тем самым схему расположения пятен. При использовании узла 300 лазерного зонда для фотокоагуляции кровеносных сосудов сетчатки изогнутые концы принимающих волокон 220, 230, 240 образуют схему расположения пятен, которая может быть использована для более быстрой и эффективной коагуляции кровеносных сосудов. При каждом включении лазера на сетчатку может быть спроецировано множество пятен, покрывая более значительный участок ее поверхности.
На фиг.4 представлена дифракционная решетка, которая создает массив 2×2 пятен согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.4 дифракционная решетка 410 образует 4 пятна в двумерной области. Каждое из четырех пятен совпадает с принимающим волокном 420, 430, 440, 450. Используя различные конструктивные решения дифракционной решетки 410, можно получить произвольное количество схем расположения пятен.
На фиг.5 показана система формирования изображения, в которой используется дифракционная решетка согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.5 система включает в себя излучающее волокно 510, два принимающих волокна 520, 530 и дифракционную решетку 540. На фиг.5 преломляющие линзы были удалены и заменены на дифракционную решетку 540. В этом случае на кромке решетки 540 требуется обеспечить угол преломления, составляющий около 17 градусов (для оптической системы с увеличением 1:1, NA=0,15). Решетки с поверхностным рельефом способны обеспечить практически 100-процентную эффективность дифракции при малых углах преломления, однако с увеличением угла преломления эффективность дифракции резко снижается. В этом случае в качестве дифракционной решетки можно использовать объемную голограмму.
На фиг.6А и 6B показан соответственно вид в сечении сбоку и вид спереди гибридного мультиплексного узла дифракционной решетки на основе поверхностной решетки/объемной голограммы. На фиг.6А узел 600 решетки включает в себя слой 610 решетки с поверхностным рельефом, клеевой слой 620, слой 630 объемной голограммы, а также стеклянную подложку 640. Узел 600 решетки имеет центральную область 615 (дифракции на поверхностной решетке) и периферийную область 625 (дифракции на объемной голограмме). Узел 600 решетки, в общем, имеет круглую форму, как показано на фиг.6B.
Периферийная область 625 (дифракции на объемной голограмме) реализует объемную голограмму. В случае объемной голограммы дифракционная решетка находится внутри объема материала голограммы. Объемная голограмма обладает от средней до низкой дифракционной эффективностью для малых углов преломления (например, менее 10 градусов) и потенциально 100-процентной дифракционной эффективностью для увеличенных углов преломления (например, превышающих 10 градусов).
Таким образом, дифракционный узел 600 эффективно обеспечивает дифракцию с использованием центральной области 615 (дифракции на поверхностной решетке) для малых углов преломления. Узел 600 также эффективно обеспечивает дифракцию для увеличенных углов преломления с использованием периферийной области 625 (дифракции на объемной голограмме). Использование подобного узла 600 может обеспечить практически 100-процентную дифракционную эффективность в ограниченном объеме, заключенном в рукоятку зонда. Пример формы пучка для узла 600 показан на фиг.7.
На фиг.8-10 показана конструкция соединения волокон согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.8 показано соединение. Оптическая система расположена в корпусе 830, который соединяет лазерную консоль с имеющимся в распоряжении лазерным зондом. На фиг.8 оптическая система (в данном случае линза 130 и линза с дифракционной решеткой 210, хотя могут быть использованы и другие оптические элементы) расположена в корпусе 830. Охватываемое соединительное звено 810 расположено на одном конце корпуса 830, а охватывающее соединительное звено 820 расположено на другом конце корпуса 830. В одном варианте осуществления соединительные звенья представляют собой стандартные соединительные звенья SMA, однако могут быть использованы и другие соединительные звенья.
На фиг.9 показан частичный вид лазерного зонда согласно принципам настоящего изобретения. Имеющийся в распоряжении многоточечный лазерный зонд включает в себя охватываемое соединительное звено 910, оболочку 920, которая несет в себе одно или несколько оптических волокон, рукоятку 930, а также канюлю 940, которая оканчивается тремя оптическими волокнами 220, 230, 240 (каждое из которых имеет изогнутый конец).
На фиг.10 изображено соединение между лазерным зондом, представленным на фиг.9, и соединительной конструкцией, представленной на фиг.8. На фиг.10 охватываемое соединительное звено 910 входит в зацепление с охватывающим соединительным звеном 820, присоединяя, таким образом, лазерный зонд к лазерному генератору. Оптическая система, помещенная в корпус 830, осуществляет дифракцию падающего пучка, преобразуя во множество пучков, проходящих по оптическим волокнам 220, 230, 240.
На фиг.11 и 12 показаны виды с торца конструкции соединительных звеньев согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.11 показан вид с торца охватывающего соединительного звена, а на фиг.12 - вид с торца охватываемого соединительного звена. Подпружиненный шарик 1110 входит в зацепление с пазом 1210 и обеспечивает соосное совмещение оптических волокон (изображенных в виде окружностей малого диаметра) в требуемом положении. Другие механические элементы для центровки, такие как пазы и сопрягаемые выступы, также можно использовать для соосного совмещения оптических волокон в требуемом положении.
На фиг.13 показан вид в сечении лазерного зонда. На фиг.13 лазерный зонд имеет оболочку 1310 из поливинилхлорида (PVC), рукоятку 1320, оптическое волокно 1330, а также канюлю 1340. Лазерный пучок излучается из дистального конца волокна 1330.
На фиг.14 показан вид в сечении лазерного зонда с дифракционной решеткой согласно принципам настоящего изобретения. На фиг.14 дифракционная решетка 1410 посажена на конец канюли 1340. Оптическое волокно 1330 оканчивается внутри канюли 1340 перед дифракционной решеткой 1340. Таким образом, лазерный пучок, излучаемый оптическим волокном 130, проходит через дифракционную решетку 1410. Как обсуждалось ранее, дифракционная решетка 1410 создает множество дифрагированных пятен пучка. На фиг.14 показаны два дифрагированных пучка, но в других вариантах осуществления настоящего изобретения при прохождении падающего пучка через дифракционную решетку может быть образовано произвольное число дифрагированных пучков. В различных вариантах настоящего изобретения могут использоваться поверхностная дифракционная решетка, объемная голограмма или их сочетание, как обсуждалось выше. В других вариантах осуществления дифракционная решетка 1410 может быть выполнена с возможностью создания различных схем расположения пятен, как обсуждалось ранее.
На фиг.15 показан покомпонентный вид в сечении дистального наконечника лазерного зонда, представленного на фиг.14. На этом чертеже более четко показана схема расположения компонентов и траектория пучков. Фиг.15 также включает в себя центрирующий цилиндр 1510, выполненный с возможностью центровки оптического волокна 1330 в канюле 1340. Дистальный конец оптического волокна 1330 расположен на расстоянии от дифракционной решетки 1410 так, чтобы пучок, излучаемый оптическим волокном 1330, мог расшириться и заполнить дифракционную решетку 1410, как показано. Дифракционная решетка 1410 осуществляет дифракцию пучка во множестве направлений, так что в плоскости излучающего волокна оказывается совокупность виртуальных изображений.
На фиг.16 показан покомпонентный вид в сечении дистального наконечника лазерного зонда, где дифракционная решетка наделена оптической силой. Дифракционная решетка 1610 выполнена с возможностью фокусировки дифрагированных пучков. Например, дифракционная решетка может быть выполнена с возможностью излучения множества коллимированных дифрагированных пучков. Коллимированные дифрагированные пучки приводят к образованию схемы с более концентрированным расположением пятен на сетчатке. В других вариантах осуществления дифракционная решетка 1610 выполнена с возможностью образования сходящихся дифрагированных пучков.
Из вышесказанного можно понять, что настоящее изобретение обеспечивает усовершенствованную систему для фотокоагуляции сетчатки. Используя дифракционную решетку или узел, единственный падающий лазерный пучок может быть дифрагирован с образованием схемы пятен, пригодной для фотокоагуляции кровеносных сосудов сетчатки. Настоящее изобретение показано здесь в виде примера, и средний специалист в данной области техники сможет осуществить различные изменения.
Другие варианты осуществления изобретения станут очевидны для специалистов в данной области техники из рассмотрения описания и практического аспекта изобретения, которые здесь изложены. Предполагается, что описание изобретения и примеры следует рассматривать лишь как иллюстративные, при этом истинная сущность и объем изобретения определяются последующей формулой изобретения.