EP1988816A2 - Ophthalmologisches gerät - Google Patents

Ophthalmologisches gerät

Info

Publication number
EP1988816A2
EP1988816A2 EP07722902A EP07722902A EP1988816A2 EP 1988816 A2 EP1988816 A2 EP 1988816A2 EP 07722902 A EP07722902 A EP 07722902A EP 07722902 A EP07722902 A EP 07722902A EP 1988816 A2 EP1988816 A2 EP 1988816A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
ophthalmological
illumination
eye
unit
radiation
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP07722902A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Egon Luther
Ingo Koschmieder
Joachim Winter
Uwe Mohrholz
Manfred Dick
Thomas Mohr
Daniel Bublitz
Enrico Geissler
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Carl Zeiss Meditec AG
Original Assignee
Carl Zeiss Meditec AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carl Zeiss Meditec AG filed Critical Carl Zeiss Meditec AG
Publication of EP1988816A2 publication Critical patent/EP1988816A2/de
Withdrawn legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/14—Arrangements specially adapted for eye photography
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B27/00—Optical systems or apparatus not provided for by any of the groups G02B1/00 - G02B26/00, G02B30/00
    • G02B27/09—Beam shaping, e.g. changing the cross-sectional area, not otherwise provided for
    • G02B27/0927—Systems for changing the beam intensity distribution, e.g. Gaussian to top-hat
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B27/00—Optical systems or apparatus not provided for by any of the groups G02B1/00 - G02B26/00, G02B30/00
    • G02B27/09—Beam shaping, e.g. changing the cross-sectional area, not otherwise provided for
    • G02B27/0938—Using specific optical elements
    • G02B27/095—Refractive optical elements
    • G02B27/0955—Lenses
    • G02B27/0961—Lens arrays
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B27/00—Optical systems or apparatus not provided for by any of the groups G02B1/00 - G02B26/00, G02B30/00
    • G02B27/09—Beam shaping, e.g. changing the cross-sectional area, not otherwise provided for
    • G02B27/0938—Using specific optical elements
    • G02B27/0994—Fibers, light pipes

Definitions

  • the present invention relates to a device for observing, documenting and / or diagnosing the eye, in particular the anterior segment of the eye, the iris, the lens, the vitreous body and the fundus of the eye.
  • conventional white light sources are used for illumination in conventional ophthalmological devices for examining the eye, in order to produce the most natural possible image of the interior of the eye for the observer.
  • appropriate spectral filters are used in the beam path after the white light source.
  • halogen lamps have a relatively long warm-up phase.
  • the light of the halogen lamp is parallelized with a condenser lens and then illuminates a gap that is adjustable in width. The light that passes through the gap is then imaged by an optical system sharp into the anterior chamber of the eye to be examined. The light backscattered by the eye is imaged on a camera with a second detection optics and / or allows the visual observation of the eye.
  • the illumination beam path is angled in front of the eye by a prism.
  • This deflecting prism is located approximately in the pupil plane in front of the eye. Since all illumination beams must transmit through the prism exit surface, this deflection prism limits the light conductance of the illumination source. It is important that the light passing through the slit in the illumination source is as homogeneous as possible, since this homogeneity is transmitted through the image into the eye as far as the focal plane of the slit lamp.
  • the gap is in the pupil plane of the incandescent filament of the halogen lamp, so that the homogeneity in the cleavage plane thus corresponds to the intensity homogeneity in the angular spectrum of the incandescent filament of the halogen lamp.
  • the document EP 1 114 608 B1 describes an ophthalmic irradiation system which uses illumination based on LEDs in a subcomponent of the overall system. det.
  • the device essentially serves to emit certain quantities of red, green and blue light in order to generate substantially white light.
  • the individual light regulation serves to maintain the color shade when the protective filter is swiveled in and out.
  • the document EP 1 114 608 B1 thus describes in a special sub-construction an illumination system based on LEDs, which serves to maintain the color neutrality in combination with an optical protection filter.
  • Document EP 1 602 323 A1 describes the use of a white LED as illumination source in a classic slit lamp.
  • the homogeneity in the cleavage plane corresponds to the intensity homogeneity in the angular spectrum of the chip area of the LED.
  • this also has negative effects on the achievable homogeneity.
  • an incandescent filament emits approximately a spherical wave with homogeneous intensity in the angular spectrum due to the curved shape of the filament, a lambertian angle spectrum is emitted to a good approximation by an LED chip functioning as a surface radiator.
  • the present invention has for its object to provide a solution to an energetically economical and applicatively improved lighting device for an ophthalmological device, which in particular by a spectrally selective, very homogeneous, multi-channel light generation with short switching times and high spectral stability in the switch-on and short-term Emission is marked.
  • a particularly advantageous applicative property of this novel illumination device is, for example, the possibility of providing high spectrally selective intensities in the UV-near range> 400 nm.
  • the ocular media have the highest scattering power in the visible range and can make the most sensitive diagnoses.
  • Figure 1 an arrangement for homogenizing the light of the radiation sources on the basis of a microlens array
  • FIG. 2 shows an arrangement for homogenizing the light of the radiation sources on the basis of a hollow integrator.
  • the ophthalmic apparatus with homogeneous illumination for observing and / or documenting an eye, comprising an illumination device with an illumination source, a homogenization unit and a projection device, one or more, spectrally selectively emitting radiation sources on an organic or inorganic basis are used as the illumination source.
  • these radiation sources generate continuous and / or pulsed spatial illumination in order to enable a correspondingly adapted visual and / or digital observation, recording or output of the examined regions of the eye via a digital camera unit.
  • LEDs, SLDs, lasers or O-LEDs are used singly or in combination as spectrally selectively emitting radiation sources on an organic or inorganic basis.
  • the illumination source preferably has a plurality of spectrally selectively emitting beams. sources with equal and / or different intensity distributions as a function of their wavelength.
  • the intensity distribution of the radiation sources are broadband, narrowband or monochromatic or are formed by combinations thereof.
  • radiation sources in the visible spectral range predominantly have a broadband intensity distribution
  • the illumination device has for emitting a broadband spectrum of preferably 400 to 700 nm via one or more radiation sources, which preferably emit a monochromatic (blue) spectrum of 400 to 490 nm and are coated with a luminescent dye for color conversion. This ensures that the vast majority of the emitted white spectrum is in the blue region.
  • a radiation source which preferably emit a monochromatic (blue) spectrum of 400 to 490 nm and are coated with a luminescent dye for color conversion.
  • Such LEDs which emit light in the blue region of the white spectrum, have the advantage that in the shorter wavelength range, a higher scattering occurs on the media of the eye, which enables an improved diagnosis.
  • an LED which emits a monochromatic spectrum in the UV range ( ⁇ 400 nm) and is coated with a luminescence dye for color conversion.
  • a luminescence dye for color conversion.
  • Such an LED has the advantage that no emission of the excitation wavelength ( ⁇ 400 nm) takes place in the visible range (400-750 nm).
  • the color conversion luminescent dye may preferably be designed so that the resulting
  • Narrow-band illumination allows diagnosis in special spectral ranges.
  • the observation can take place in the visible range directly or with illumination in the non-visible range by means of an electronic camera and the conversion / transmission of information in the visible range, for example by means of false color representation on a display.
  • certain intensity values in the non-visible range can each be assigned colors in the range 400-700 nm and displayed on the display.
  • the selection of desired wavelengths can take place via the actuation of selected monochromatic radiation sources.
  • illumination devices for emitting a broadband spectrum are also suitable for a spectral range of preferably 700 to 1100 nm
  • a digital camera unit sensitive in this spectral range is to be used here.
  • wavelengths in the UV range starting at approximately 180 nm are suitable for documenting the fluorescence images excited by an excimer laser
  • wavelengths in the IR range up to approximately 2 ⁇ m are used for images with little scattering of the radiation in the tissue and even more adequately To document water absorption. From a wavelength greater than 2 ⁇ m, the penetration depth is only sufficient for the cornea and thus no longer suitable for imaging.
  • OSRAM SFH4230 LEDs are used which emit radiation in the range of 700 to 1100 nm, with a half-width of 40 nm and a peak wavelength of 850 nm, in a Gaussian distribution.
  • This embodiment variant is particularly advantageous because no or only very little irritation of the eye takes place here and no mydriatics is required, which results in a narrowing of the pupil.
  • diagnoses are in the IR range, by transmission / conversion of information the IR range in the visible range, for example by means of false color representation on the display, possible.
  • reliable diagnoses are possible.
  • a broadband radiation source and monochromatic radiation sources in order to generate special intensity distributions.
  • the combination of radiation sources which do not overlap in the spectrum can preferably be effected by means of dichroic mirrors, which are imaged onto a common aperture.
  • dichroic mirrors which are imaged onto a common aperture.
  • the combination of different radiation sources is to ensure that the beams generated by the individual radiation sources match at the coupling point to the ophthalmological examination device in aperture and aperture angle.
  • a plurality of laser sources are used for the illumination.
  • the colinear imaging of the individual laser beams can preferably be effected by means of an optical grating or a prism.
  • the narrow-band spectra with a typical half-value width of, for example, +/- 3 nm can be widened to a half-value width of +/- 20 nm using optical conversion signals.
  • fluorescent dyes can be used as optical conversion coatings.
  • the illumination device has a homogenization unit in the form of a light integrator or light mixer, which is arranged in front of the radiation sources.
  • a hollow integrator or microlens array is used here as the homogenization unit.
  • the homogenization unit With the homogenization unit, the light emitted by the radiation sources is homogenized in terms of intensity, color and angle spectrum. The light homogenization should take place by the adaptation of the light conductance of the radiation sources to the illumination optics with the highest possible light efficiency.
  • - 9 - 1 shows an arrangement for homogenizing the light of the radiation sources on the basis of a microlens array.
  • the light coming from the radiation sources 1 is collimated with a condenser lens 2 and imaged onto the microlens array 3.
  • the microlens array 3 consists of respective opposing spherical surfaces 3.1 (input plane) and 3.2 (output plane) with a distance 3.3 corresponding to the focal length of the microlenses.
  • the radiation source 1 consisting, for example, of individual LEDs, is imaged as far as possible into the imaging lens 5 arranged behind the microlens array 3.
  • a slit diaphragm can be arranged in the image plane 6 with which the slit illumination required for a slit lamp is generated.
  • the gap thus generated is projected via the projection device 7 and a deflecting prism 8 in the eye 9, wherein the angle of incidence of the illumination can be varied.
  • the homogenization of the illumination radiation achieved in this way can be illustrated as follows:
  • the pupil of the radiation sources 1 is located exactly in the input plane 3.1 of the microlens array 3, wherein the light distribution through the microlenses in exactly as many channels as there are microlenses.
  • the light of each channel is then imaged via the imaging lens 5 in the image plane 6 and superimposed there with the light of all other channels.
  • LEDs with Lambertian radiation profile as the radiation source 1
  • a cosinusoidal intensity distribution in the input plane 3.1 of the microlens array 3 can be observed.
  • the light of each microlens is imaged by the associated second microlens and the imaging lens 5 on the entire image field, an almost perfect homogenization in the image plane 6 can be achieved
  • the use of microlens arrays with honeycomb cross-sections of the individual lenses is provided. This is particularly advantageous for the generation of a slit illumination.
  • one or more white LEDs has the advantage that the illumination of the gap in the image plane and in the Forderhunt of the eye is substantially homogeneous than in classic "geköhlerten" lighting and has almost no edge drop more, which in particular for the realization of higher quality Measurements are crucial.
  • the measurement of the turbidity of the eye lens in cataracts called.
  • This also makes it possible, for example, for the adaptation of contact lenses, to use the brightness of a fluorescence contrast agent as a measure of the gap size between the eye and the contact lens.
  • LED arrays with an RGB structure Even greater improvements in illumination can be achieved by using LED arrays with an RGB structure.
  • FIG. 2 shows an arrangement for homogenizing the light of the radiation sources on the basis of a hollow integrator.
  • the light coming from the radiation sources 1 is collimated with a condenser lens 2 and imaged into the hollow integrator 4.
  • the light of the radiation sources 1 is homogenized and in the image plane 6 in which a slit diaphragm can also be arranged in order to produce the slit illumination required for a slit lamp.
  • the gap thus generated is projected via the projection device 7 and a deflecting prism 8 in the eye 9, wherein the angle of incidence of the illumination can be varied.
  • the result of this advantageous embodiment is an improved efficiency and the reduction of temperature-dependent effects.
  • the much more even light field also improves the variety of possible diagnoses and their reliability.
  • the control unit will control and monitor the timing, duration and intensity of the radiation sources individually, collectively or in groups to generate specific illumination spectra.
  • control of the one or more camera units can be tuned to the wavelengths of the light emitted by the lighting module and synchronized with their lighting duration.
  • At least one but preferably several images may be recorded in different colored lighting conditions with an exposure time of a few milliseconds. These monochromatic images can then be combined to form a colored image. Targeted differences in monochromatic images can also be evaluated.
  • An advantage of this embodiment is that no mechanically moving filters are required that different diagnoses can be carried out with only one device, that by temporal modulation of the radiation source and synchronous, assigned recording several monochromatic recordings can be realized, which evaluated defined or even to a chromatic Mixed image are summarized without thereby increasing the radiation exposure of the patient.
  • control unit determines, monitors and corrects the optical power and / or the geometry of the light emitted by the radiation sources to keep the radiation exposure of the eye as low as possible and within acceptable limits.
  • control unit should monitor important setting values of the ophthalmological device, such as, for example, currents and / or voltages for determining the radiation dose.
  • important setting values of the ophthalmological device such as, for example, currents and / or voltages for determining the radiation dose.
  • wavelength-specific hazards such as thermal and photochemical hazards to the eye.
  • control unit should have means for reducing or shutting off the supply of the radiation source.
  • such radiation sources are distinguished by a good dimming capability with an almost constant color temperature, with only a very slight color shift (of ⁇ 0.02) in the standard color chart, which substantially improves the reproducibility of diagnostic results given different radiation powers of the radiation source. Even a heating of the radiation sources leads only to a very small shift of the color locus (of, for example, 0.0002 / 0 C) or the peak wavelength (of, for example, 0.04 nm / ° C).
  • these radiation sources are also characterized by very short on and off times (from 0% to 100% of the rated current), which are in the range of ms or even ⁇ s.
  • a specific operating point eg a specific current value
  • a brightness control can be performed with an identical operating point. This results in a further possibility for stabilizing the color temperature and thus for a better reproduction of diagnostic results at different radiation powers of the beam source.
  • the radiation sources offer the possibility of a short-term overload without damage, with the amount of overload depends on their duration.
  • the duration of a 3-times rated current overload is in the ms range for LEDs.
  • the radiation sources have a comparatively long service life, which is more than 10,000 hours depending on the type.
  • device design can be developed for the overall ophthalmic device that does not provide for the replacement of the radiation source during operation.
  • optical filters offer the possibility, in particular in the UV and IR ranges, to limit the emitted spectra in a defined manner by means of edge filters.
  • the edge wavelengths of the optical filters are typically 380, 400 or 420 nm in the UV range or 700 nm in the IR range.
  • the radiation sources used In order to ensure sufficient light output, it must be ensured that the radiation sources used have an optical minimum power and emit the light locally evenly from the emitting surface. Furthermore, the intensity of the radiation source should be continuously adjustable over a wide range and the color temperature over the entire range of intensity should be largely constant.
  • powers of 10 to 20 W are achieved in the visible spectral range (400 to 700 nm), which corresponds to about 1 W of optical power.
  • the illumination device consisting of an illumination source and a projection device additionally has devices for geometrical and / or spectral manipulation of the emitted light, which are used selectively.
  • the radiation source of the radiation generation the device for manipulating the generation of geometric and / or spectral illumination patterns and the focusing optics of the projection of the illumination pattern on and / or in the eye.
  • the filter preferably have wavelength-selective properties, such as high, low or band pass filter.
  • a suitable technical solution is that a centrally arranged, vertical gap (slit prism) is used for the illumination and the observation preferably takes place laterally past it.
  • the control unit can either be integrated into the ophthalmological examination apparatus or designed as a separate unit connected via data lines and serves both to control the radiation sources and manipulation means for generating a continuous and / or pulsed structured illumination, as well as to control the digital camera unit for visual inspection.
  • a separately formed control unit preferably has a user interface with an operating unit, a keyboard, a display and a data output unit, with standard PC interfaces preferably being used as data lines.
  • the data output preferably takes place via printers or standardized interfaces.
  • printers or standardized interfaces Of course it is also possible to save the data on different data carriers, such as floppy disk, CD-ROM, DVD, various memory cards or the like.
  • the device for the generation and manipulation of illumination patterns can optionally be controlled electronically in order to simplify the communication to the control unit.
  • the control unit controls the corresponding radiation sources via the switch-on time and duration, as well as current and voltage, so that the desired spectral illumination pattern is produced.
  • these can also be embodied as separate units, wherein the radiation is guided, for example via optical fibers, to the ophthalmological apparatus and coupled into its illumination beam path.
  • the advantage of such an embodiment is in addition to a very compact design of the ophthalmological device made possible by the possibility of a very individual adaptability of the lighting to the respective task to be solved.
  • the digital camera unit is designed so that it can be used as a device for visual observation, wherein the output of the image of the examined eye takes place on a display which is present on the camera or separately.
  • a contact glass can be used for increased observation.
  • the digital camera unit serves in particular to record and output these images.
  • the digital camera unit is controlled synchronously with the radiation sources used.
  • the digital camera unit consists of a commercially available consumer camera, which preferably stores the recordings digitally on a transportable storage medium, such as a compact flash card, SD card, memory stick or the like.
  • a transportable storage medium such as a compact flash card, SD card, memory stick or the like.
  • the control unit itself or a PC system connected via a data line serves to store the images of the examined eye, preferably in the form of a patient-related database.
  • the system should allow both data export and import of patient-related data using standardized file formats (eg DICOM), as well as post-processing and extraction of functional features from the digital camera recordings in order to obtain relevant information for optimal diagnostics.
  • the images evaluated in terms of quality and existing artifacts and optionally software in terms of image sharpness, contrast, pixel error, Marginal drop, distortion, color aberration, local offset or the like can be corrected.
  • the ophthalmological examination device has a device (eg, beam splitter) with which a preferably variably adjustable part of the radiation can be coupled out to an existing opto-electronic interface.
  • a device eg, beam splitter
  • Various applicators can be connected to this standardized interface. Furthermore, this electronic control and monitoring of the coupled applicator is present.
  • a flexible optical fiber configured as a stepped or gradient fiber for transmitting the optical radiation can then be connected to the standardized interface in order to provide a separate additional illumination.
  • the flexible light guide is used, for example, for scleral illumination, so that the eye can be "backlit” illuminated, in particular for observation / documentation of cornea, iris, lens, capsular bag or existing implants.
  • the or even more flexible light guide can also for a serve regrediente lighting.
  • a flexible light guide communicates with a lighting module, which is mounted on the head of the doctor.
  • the relatively high efficiency of the lighting unit also enables a time-limited, mobile operation.
  • the supply of the radiation sources takes place here by means of batteries.
  • an increase in the sharpness of the electronic images of the eye can be achieved by optical image stabilization, in
  • a mechanically movable, optical element is arranged, with which existing movements of the eye - especially at longer exposure times - can be compensated.
  • the same effect can be achieved if the electronic image sensor itself is mechanically movable.
  • An increase in the sharpness of the electronic images can also be achieved by using shorter exposure times in combination with higher light intensities of the radiation source and / or methods of electronic amplification or post-processing of the image data for image acquisition.
  • the electronic camera used as a visualization unit has several sensors.
  • each monochromatic radiation source of illumination is assigned a sensor in the observation beam path. The assignment can be made in the observation beam path z. Example by means of dichroic filters or a beam splitter filter combination. Thus, the exact same time recording of multiple monochromatic images is possible.
  • the illumination takes place in the form of very narrow gaps which lie in the range of 10 ⁇ m to 1 mm, for which purpose a laser source with a very low light conductance and above all with very small divergence is used.
  • This type of illumination is used in slit lamps, which can be used to examine details in the front of the eye. With adjustable magnification and special lateral illumination with the so-called light gap numerous diseases are recognizable.
  • the laser source sends a short pulse in the range of ⁇ s up to a few milliseconds into the eye.
  • This radiation which is scattered on the media of the eye, is recorded by an electronic camera, whereby optionally an optical filter can be used, which is transparent only for the excitation wavelength of the laser.
  • the special slit illumination described here combines the advantages of a very good signal-to-noise ratio and a very high depth of focus.
  • the proposed illumination device provides spectrally selective spectra of high intensities in the UV-near range> 400 nm. Since the ocular media have the greatest scattering power in this range, very accurate diagnoses can be made.
  • the irritation of the eye is very low. Due to the possibility of a diagnosis in the IR range, there is no narrowing of the pupil during the observation. The diagnostic options are significantly improved and the radiation exposure of the patient is reduced.
  • the selection of desired wavelengths via the operation of selected monochromatic radiation sources take place, so that mechanically moving optical filters are no longer necessary and simplifies the device structure.
  • the advantage compared to existing solution is that only the wavelength necessary for the diagnosis is emitted by the radiation source, which also minimizes the radiation exposure of the patient
  • the LEDs used have a much more uniform light field, better efficiency, lower temperature-dependent effects, a stable color temperature, improved efficiency, lower heat load and better reproducibility of diagnostic results at different radiant powers of the radiation source.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)

Abstract

Die vorliegende Anmeldung betrifft eine Vorrichtung zur Beobachtung, Dokumentation und/oder Diagnose am Auge, insbesondere des vorderen Augenabschnitts, der Iris, der Linse, des Glaskörpers sowie des Augenhintergrundes. Bei dem ophthalmologisches Gerät mit homogener Beleuchtung, bestehend aus einer Beleuchtungseinrichtung mit einer Beleuchtungsquelle (1), einer Homogenisierungseinheit (2,3,5) und einer Projektionseinrichtung (7), werden als Beleuchtungsquelle, eine oder mehrere, spektralselektiv emittierende Strahlungsquellen auf organischer oder anorganischer Basis verwendet. Die so erzeugte Beleuchtung ermöglicht über eine Visualisierungseinheit eine entsprechend angepasste visuelle und/oder digitale Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe der untersuchten Bereiche des Auges. Zur Homogenisierung wird das von den Strahlungsquellen (1) kommende Licht mit einer Kondensorlinse (2) kollimiert und auf das Mikrolinsenarray (3) abgebildet, welches aus jeweils gegenüberliegenden sphärischen Flächen (3.1) und (3.2) mit einem Abstand (3.3), der der Brennweite der Mikrolinsen entspricht, besteht.

Description

Ophthalmologisches Gerät
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Einrichtung zur Beobachtung, Dokumentation und/oder Diagnose am Auge, insbesondere des vorderen Augenabschnitts, der Iris, der Linse, des Glaskörpers sowie des Augenhintergrundes.
Nach dem bekannten Stand der Technik werden bei klassischen ophthalmologischen Geräten zur Untersuchung des Auges konventionelle Weißlichtquellen zur Beleuchtung eingesetzt, um für den Beobachter ein möglichst natürliches Bild des Augeninneren zu erzeugen. Um Untersuchungen in speziellen Spektralbereichen zu ermöglichen setzt man im Strahlengang nach der Weißlichtquelle entsprechende Spektralfilter ein.
Von Nachteil ist bei diesen konventionellen Weißlichtquellen, wie beispielsweise Halogenlampen, dass aus energetischer als auch wirtschaftlicher Sicht das Licht nur mit einem relativ niedrigen Wirkungsgrad von 8 -12% erzeugt wird. Ein erheblicher Teil des Spektrums liegt zudem außerhalb des sichtbaren Bereiches, wobei die UV- und IR-Anteile auszufiltern sind, um eine Schädigung des Auges durch die Beleuchtung zu verhindern.
Dieser Nachteil wird noch verstärkt, wenn nur sehr enge Spektralbereiche, beispielsweise aus dem UV-Bereich benutzt werden, um Fluoreszenzuntersuchungen durchzuführen. Dementsprechend ist bei dieser konventionellen Beleuchtung ein hoher gerätetechnischer Aufwand für die mechanisch beweglichen optische Filter und zur Kühlung des Systems notwendig.
Ein weiterer Nachteil konventioneller Weißlichtquellen ist das Ein- und Ausschaltverhalten, welches zum einen durch relativ lange Schaltzeiten (im Bereich >100ms) und zum anderen durch Variation der spektralen Zusammensetzung des Lichtes in der Einschaltphase gekennzeichnet ist. Außerdem verfügen Halogenlampen über eine relativ lange Aufwärmphase. Bei den im Stand der Technik bekannten, Halogenlampen verwendenden Spaltlampen wird das Licht der Halogenlampe mit einer Kondensorlinse paralle- lisiert und beleuchtet dann einen Spalt, der in seiner Breite einstellbar ist. Das Licht das durch den Spalt tritt, wird dann durch eine Optik scharf in die Vorderkammer des zu untersuchenden Auges abgebildet. Das vom Auge zurückgestreute Licht wird mit einer zweiten Detektionsoptik auf eine Kamera abgebildet und/oder ermöglicht die visuelle Beobachtung des Auges. Um den Winkel zwischen Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang variieren zu können, wird der Beleuchtungsstrahlengang vor dem Auge durch ein Prisma abgewinkelt. Dieses Umlenkprisma befindet sich etwa in der Pupillenebene vor dem Auge. Da alle Beleuchtungsstrahlen durch die Prismenaustrittsfläche transmittieren müssen, begrenzt dieses Umlenkprisma den Lichtleitwert der Beleuchtungsquelle. Dabei ist es wichtig, dass das durch die Spaltblende in der Beleuchtungsquelle tretende Licht möglichst homogen ist, da sich diese Homogenität durch die Abbildung ins Auge bis in die Scharfebene der Spaltlampe überträgt.
Da die homogene Spaltausleuchtung im Stand der Technik durch eine vorder Halogenlampe angeordnete Kondensorlinse erreicht wird, befindet sich der Spalt in der Pupillenebene der Glühwendel der Halogenlampe, so dass die Homogenität in der Spaltebene somit der Intensitätshomogenität im Winkelspektrum der Glühwendel der Halogenlampe entspricht.
Durch die relativ langen Schaltzeiten ist insbesondere für kurze Belichtungszeiten ein zusätzlicher schneller Shutter erforderlich, der das Licht einer „eingebrannten" Lampe der eigentlichen Nutzung zuführt. Dies ist insbesondere bei beweglichen Untersuchungsobjekten, wie dem Auge von Nachteil, da man hier sehr kurze Belichtungszeiten im ms Bereich benötigt, um bei der Dokumentation des Auges Bewegungseinflüsse auszuschließen.
In einer bekannten Ausführung wird in der Schrift EP 1 114 608 B1 ein ophthalmologisches Bestrahlungssystem beschrieben, das in einer Teilkomponente des Gesamtsystems eine Beleuchtung auf der Basis von LEDs verwen- det. In den Unteransprüchen wird ausgeführt, dass die Einrichtung im wesentlichen dazu dient, bestimmte Mengen aus rotem, grünem und blauem Licht zu emittieren, um im wesentlichen weißes Licht zu erzeugen. Die individuelle Lichtregulierung dient der Erhaltung der Farbtönung bei ein- bzw. ausgeschwenktem Schutzfilter. Die Schrift EP 1 114 608 B1 beschreibt somit in einer speziellen Unterausführung ein Beleuchtungssystem auf Basis von LEDs, das der Erhaltung der Farbneutralität in Kombination mit einem optischen Schutzfilter dient.
Die Schrift EP 1 602 323 A1 beschreibt die Verwendung einer weißen LED als Beleuchtungsquelle in einer klassischen Spaltlampe. Im Unterschied zu der bereits beschriebenen klassischen Spaltlampenbeleuchtung entspricht die Homogenität in der Spaltebene hierbei der Intensitätshomogenität im Winkelspektrum der Chipfläche der LED. Da sich aber die optischen Eigenschaften der Lichtemission einer Glühwendel und einer LED-Chipfläche deutlich unterscheiden, hat das auch negative Auswirkungen auf die erreichbare Homogenität. Während eine Glühwendel durch die gekrümmte Form des Glühdrahtes näherungsweise eine Kugelwelle mit homogener Intensität im Winkelspektrum emittiert, wird von einem, als Flächenstrahler fungierenden LED-Chip hingegen in guter Näherung eine Lambert'sches Winkelspektrum abgegeben. Das bedeutet, das die Lichtintensität mit dem Kosinus zur LED-Chipflächennormale abnimmt. Dadurch kommt es in der Spaltebene zu einem systematischen Randabfall, der von der Apertur der Kondensorlinse abhängt, wobei eine Apertur von NA=1 einem Randabfall von 100% entspricht. Dieser Randabfall lässt sich bei einer „geköhlerten" Beleuchtung nicht vollständig verhindern, sondern nur dadurch verringern, das man die Apertur der Kondensorlinse einschränkt, was aber auf der anderen Seite die Energieeffizienz der Beleuchtungsquelle stark verringert. Ein besonderer Vorteil dieser Vorrichtung - im Vergleich zu Spaltlampen auf der Basis von Halogenbeleuchtungen - ist die hohe Farbkonstanz des Lichtes bei unterschiedlichen Intensitäten. In der EP 1 602 323 A1 wird somit eine klassische Spaltlampe beschrieben, die als Strahlungsquelle eine weiße LED bzw. rote, grüne und blaue LEDs zur Erzeugung weißen Lichtes verwendet.
- 3 - In der Schrift US 5,997,141 A wird ein System beschrieben, dass Arrays von LEDs für die Beleuchtung am Auge verwendet. In der Schrift US 4,699,482 A wird eine Beleuchtungseinrichtung beschrieben, die zur Beleuchtung des Auges LEDs in Kombination mit Lichtleitfasern verwendet.
Alle diese Schriften mit örtlich verteilten Emittern haben - ohne spezielle Vorrichtungen zur Homogenisierung - den Nachteil, das die Intensität im Feld der Beleuchtung nicht ausreichend homogen ist und für eine empfindliche Diagnose nicht ausreicht.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Lösung zu einer energetisch wirtschaftlichen und applikativ verbesserten Beleuchtungseinrichtung für ein ophthalmologisches Gerät anzugeben, welche insbesondere durch eine spektralselektiv, sehr homogene, mehrkanalfähige Lichterzeugung mit kurzen Schaltzeiten und mit hoher spektraler Stabilität in der Einschalt- und Kurzzeit-Emission gekennzeichnet ist.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Eine besonders vorteilhafte applikative Eigenschaft dieser neuartigen Beleuchtungseinrichtung ist zum Beispiel die Möglichkeit hohe spektral selektive Intensitäten im UV-nahen Bereich >400 nm bereitzustellen. Dort besitzen die okulären Medien das größte Streuvermögen im sichtbaren Bereich und es lassen sich empfindlichste Diagnosen stellen.
Andererseits bietet der Einsatz von LED's bei 1065 oder 1300 nm im Bereich der geringsten Streuung okulärer Medien und noch geringer Wasserabsorption z. B. durch Katarakt-Linsen hindurch deren Hinterseite und die hintere Kapselsackmembran zu untersuchen.
- A - Der Gedanke der Erfindung beschreibt somit die Verwendung ganz spezieller Spektren in Kombination mit sehr kurzen Ein- bzw. Ausschaltzeiten bei hoher Farbkonstanz, zum Zwecke der Steigerung der Empfindlichkeit der Diagnose am Auge.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen:
Figur 1 : eine Anordnung zur Homogenisierung des Lichtes der Strahlungsquellen auf der Basis eines Mikrolinsenarrays und
Figur 2: eine Anordnung zur Homogenisierung des Lichtes der Strahlungsquellen auf der Basis eines Hohlintegrators.
Bei dem erfindungsgemäßen ophthalmologisches Gerät mit homogener Beleuchtung zur Beobachtung und/oder Dokumentation eines Auges, bestehend aus einer Beleuchtungseinrichtung mit einer Beleuchtungsquelle, einer Homogenisierungseinheit und einer Projektionseinrichtung, werden als Beleuchtungsquelle, eine oder mehrere, spektralselektiv emittierende Strahlungsquellen auf organischer oder anorganischer Basis verwendet.
Diese Strahlungsquellen erzeugen in Abhängigkeit von einer Steuereinheit eine kontinuierliche und/oder gepulsten räumliche Beleuchtung, um über eine digitale Kameraeinheit eine entsprechend angepasste visuelle und/oder digitale Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe der untersuchten Bereiche des Auges zu ermöglichen.
Als spektralselektiv emittierende Strahlungsquellen auf organischer oder anorganischer Basis werden hierbei insbesondere LED's, SLD's, Laser oder O- LED's einzeln oder auch in Kombination verwendet. Vorzugsweise verfügt die Beleuchtungsquelle dabei über mehrere, spektralselektiv emittierende Strah- lungsquellen mit gleichen und/oder unterschiedlichen Intensitätsverteilungen als Funktion ihrer Wellenlänge. Die Intensitätsverteilung der Strahlungsquellen sind breitbandig, schmalbandig oder monochromatisch bzw. werden durch Kombinationen daraus gebildet.
Während Strahlungsquellen im sichtbaren Spektralbereich (Weißlicht) vorwiegend eine breitbandigen Intensitätsverteilung aufweisen, verfügen Strahlungsquellen zur Anregung von Fluoreszenz über eine möglichst schmalbandige, monochromatische Intensitätsverteilung mit einer Halbwertsbreite <= 50nm bei einem vorzugsweise gaußförmigen Verlauf mit zentralem Peak.
Die Beleuchtungseinrichtung verfügt zur Abstrahlung eines breitbandiges Spektrums von vorzugsweise 400 bis 700nm über ein oder mehrere Strahlungsquellen, die vorzugsweise ein monochromatisches (blaues) Spektrum von 400 bis 490nm emittieren und mit einem Lumineszenzfarbstoff zur Farbkonvertierung beschichtet sind. Dadurch wird erreicht, das sich der überwiegende Teil des emittierten, weißen Spektrums im blauen Bereich befindet. Einen solchen Intensitätsverlauf weisen beispielsweise LED's der Firma OSRAM vom Typ Dragon LW W5SG auf. Der Farbort liegt auf der Weißkurve in der Normfarbtafel, allerdings im blauen Bereich.
Derartige LED's, die Licht im blauen Bereich des weißen Spektrums emittieren, haben den Vorteil, dass im kürzeren Wellenlängenbereich eine höhere Streuung an den Medien des Auges auftritt, was eine verbesserte Diagnose ermöglicht.
In einer weiteren Ausführung wird eine LED verwendet, die ein monochromatisches Spektrum im UV-Bereich (< 400nm) emittiert und mit einem Lumineszenzfarbstoff zur Farbkonvertierung beschichtet ist. Eine solche LED hat den Vorteil, dass im sichtbaren Bereich (400 - 750nm) keine Emission der Anregungswellenlänge (<400nm) erfolgt. Vorzugsweise kann der Lumineszenzfarbstoff zur Farbkonvertierung hierbei so ausgelegt werden, dass das resultie-
- R - rende Emissionsspektrum dem Verlauf der V(λ) - Kurve, die den Verlauf der spektralen Empfindlichkeit des menschlichen Auges beschreibt, angenähert ist und somit vom menschlichen Auge als nahezu „perfekt weiß" empfunden wird.
Prinzipiell ist es auch möglich Weißlicht durch eine Kombination von monochromatischen Strahlungsquellen, wie beispielsweise roter, grüner und blauer LED's zu erzeugen. Hierbei lassen sich durch geeignete Kombinationen ganz spezielle Verteilungsfunktion des Weißlichtes erzeugen.
Als schmalbandige, monochromatische LEDs mit einer Halbwertsbreite von <= 50nm, bei einer vorzugsweise gaußförmigen Verteilung mit zentralem Peak, werden hierzu beispielsweise LEDs von OSRAM, Typ LB W5SG (blau), LV W5SG (verde / blaugrün), LT W5SG (green) oder LE R A2A (red) verwendet.
Mit einer schmalbandigen Beleuchtung ist die Diagnose in speziellen Spektralbereichen möglich. Die Beobachtung kann im sichtbaren Bereich direkt oder bei einer Beleuchtung im nicht-sichtbaren Bereich mittels einer elektronischen Kamera und der Umwandlung/Übertragung von Informationen in den sichtbaren Bereich, beispielsweise mittels Falschfarbendarstellung auf einem Display, erfolgen. Beispielsweise können bestimmten Intensitätswerten im nichtsichtbaren Bereich jeweils Farben im Bereich 400 - 700nm zugeordnet und auf dem Display dargestellt werden.
Vorteilhaft kann hierbei die Selektion gewünschter Wellenlängen über die Betätigung ausgewählter monochromatischer Strahlungsquellen erfolgen.
Dadurch wird eine wesentlich vereinfachte und verbesserte Bedienung erreicht, da auf mechanisch bewegte optische Filter verzichtet werden kann.
Beleuchtungseinrichtung zur Abstrahlung eines breitbandiges Spektrums sind allerdings auch für einen Spektralbereich von vorzugsweise 700 bis 1100nm
- 7 - möglich, wobei ein oder mehrere Strahlungsquellen mit einer Halbwertsbreite von mindestens 20nm verwendet werden.
Zur visuellen und/oder digitalen Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe ist hierbei eine in diesem Spektralbereich empfindliche digitale Kameraeinheit zu verwenden.
Die möglichst schmalbandigen, monochromatischen Intensitätsverteilungen der Strahlungsquellen zur Anregung von Fluoreszenz reichen hierbei vom UV- bis in den IR-Bereich.
Während Wellenlängen im UV-Bereich ab ca. 180 nm dazu geeignet sind die von einem Excimer-Laser angeregten Fluoreszenzbilder zu dokumentieren, werden Wellenlängen im IR-Bereich bis ca. 2 μm dazu verwendet, Bilder bei geringer Streuung der Strahlung im Gewebe und noch ausreichender Wasserabsorption zu dokumentieren. Ab einer Wellenlänge größer 2μm ist die Eindringtiefe nur noch für die Kornea ausreichend und somit nicht mehr für Bildge- bung geeignet.
Als Strahlungsquellen zur Emission von IR-Spektren werden beispielsweise LED's vom Typ OSRAM SFH4230 verwendet, die Strahlung im Bereich 700 bis 1100nm, mit einer Halbwertsbreite von 40nm und einer Peakwellenlänge von 850nm, bei einer gaußförmigen Verteilung emittieren.
Da auch hier die Beleuchtung im nicht-sichtbaren Spektralbereich erfolgt, ist für die Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe eine in diesem Spektralbereich empfindliche digitale Kameraeinheit erforderlich.
Diese Ausgestaltungsvariante ist besonders vorteilhaft, da hierbei keine oder eine nur sehr geringe Reizung des Auges erfolgt und kein Mydriatikum erforderlich ist, welches eine Verengung der Pupille zur Folge hat. Dadurch sind Diagnosen im IR-Bereich, durch Übertragung/Umwandlung von Informationen aus dem IR-Bereich in den sichtbaren Bereich, beispielsweise mittels Falschfarbendarstellung auf dem Display, möglich. Trotz einer Verringerung der Strahlungsbelastung des Patienten sind zuverlässige Diagnosen möglich.
In einer weiteren Ausgestaltung sind auch Kombination breitbandiger Strahlungsquelle und monochromatischer Strahlungsquellen möglich, um spezielle Intensitätsverteilungen zu erzeugen. Die Kombination von Strahlungsquellen die sich im Spektrum nicht überlagern, kann vorzugsweise mittels dichroitischen Spiegeln erfolgen, die auf eine gemeinsame Apertur abgebildet werden. Insbesondere bei der Kombination verschiedener Strahlungsquellen ist sicher zu stellen, dass die von den einzelnen Strahlungsquellen erzeugten Strahlenbündel an der Koppelstelle zum ophthalmologischen Untersuchungsgerät in Apertur und Öffnungswinkel übereinstimmen.
In einer anderen vorteilhaften Ausführung werden mehrere Laserquellen für die Beleuchtung eingesetzt. Die kolineare Abbildung der einzelnen Laserstrahlen kann vorzugsweise mittels einem optischen Gitter oder einem Prisma erfolgen. Optional können die schmalbandigen Spektren mit einer typischen Halbwertsbreite von beispielsweise +/- 3nm unter Verwendung von optischen Konversi- onsschichen auf eine Halbwertsbreite von +/-20nm verbreitert werden. Als optische Konversionsschichen können hierbei Fluoreszenzfarbstoffe verwendet werden.
Zur Erzeugung einer möglichst gleichmäßigen Intensitätsverteilung verfügt die Beleuchtungseinrichtung über eine Homogenisierungseinheit in Form eines Lichtintegrators oder Lichtmischers, der vor den Strahlungsquellen angeordnet ist. Insbesondere wird hierbei als Homogenisierungseinheit ein Hohlintegrator oder Mikrolinsenarray verwendet. Mit der Homogenisierungseinheit wird das von den Strahlungsquellen emittierte Licht hinsichtlich Intensität, Farbe und Winkelspektrum homogenisiert. Dabei soll die Lichthomogenisierung durch die Anpassung der Lichtleitwerte der Strahlungsquellen an die Beleuchtungsoptik bei einer möglichst hohen Lichteffizienz erfolgen.
- 9 - Dazu zeigt Figur 1 eine Anordnung zur Homogenisierung des Lichtes der Strahlungsquellen auf der Basis eines Mikrolinsenarrays. Das von den Strahlungsquellen 1 kommende Licht wird mit einer Kondensorlinse 2 kollimiert und auf das Mikrolinsenarray 3 abgebildet. Das Mikrolinsenarray 3 besteht aus jeweils gegenüberliegenden sphärischen Flächen 3.1 (Eingangsebene) und 3.2 (Ausgangsebene) mit einem Abstand 3.3, der der Brennweite der Mikrolinsen entspricht. Durch dass Zusammenwirken der Kondensorlinse 2 und des Mikrolinsenarrays 3 wird die beispielsweise aus einzelnen LEDs bestehende Strahlungsquelle 1 möglichst flächenfüllend in die, hinter dem Mikrolinsenarray 3 angeordnete Abbildungslinse 5 abgebildet.
Hinter dieser Abbildungslinse 5 kann beispielsweise in der Bildebene 6 eine Spaltblende angeordnet sein, mit der die für eine Spaltlampe erforderliche Spaltbeleuchtung erzeugt wird. Der so erzeugte Spalt wird über die Projektionseinrichtung 7 und ein Umlenkprisma 8 in das Auge 9 projiziert, wobei der Einstrahlwinkel der Beleuchtung variiert werden kann.
Die so erreichte Homogenisierung der Beleuchtungsstrahlung kann wie folgt verdeutlicht werden:
Die Pupille der Strahlungsquellen 1 befindet sich genau in der Eingangsebene 3.1 des Mikrolinsenarrays 3, wobei die Lichtverteilung durch die Mikrolinsen in genau so viele Kanäle erfolgt wie Mikrolinsen vorhanden sind. Das Licht jedes Kanals wird dann über die Abbildungslinse 5 in die Bildebene 6 abgebildet und dort mit dem Licht aller anderen Kanäle überlagert. Bei Verwendung von LEDs mit lambertschen Strahlungsprofil als Strahlungsquelle 1 ist eine kosinusförmi- ge Intensitätsverteilung in der Eingangseben 3.1 des Mikrolinsenarrays 3 zu beobachten. Da aber das Licht jeder Mikrolinse durch die zugehörige zweite Mikrolinse und die Abbildungslinse 5 auf das gesamte Bildfeld abgebildet wird, kann eine annähernd perfekte Homogenisierung in der Bildebene 6 erreicht
- 10 - werden. Auch das Winkelspektrum hinter der Bildebene 6 ist deutlich homogener als bei der klassischen Beleuchtung.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung ist die Verwendung von Mikrolinsenarrays mit wabenförmigen Querschnitten der Einzellinsen vorgesehen. Dies ist insbesondere für die Erzeugung einer Spaltbeleuchtung vorteilhaft. Bei der Verwendung einer oder mehrerer weißer LEDs hat man den Vorteil, dass die Ausleuchtung des Spaltes in der Bildebene und in der Forderkammer des Auges wesentlich homogen ist als bei klassischen „geköhlerten" Beleuchtungen und annähernd keinen Randabfall mehr aufweist, was insbesondere zur Realisierung quantitativ hochwertiger Messungen entscheidend ist.
Hierzu sei die Messung der Trübung der Augenlinse beim grauen Star genannt. Auch wird es dadurch wird es beispielsweise erst möglich für die Anpassung von Kontaktlinsen die Helligkeit eines Fluoreszenzkontrastmittels als Maß für die Spaltgröße zwischen Auge und Kontaktlinse zu benutzen.
Noch wesentlich größere Verbesserungen in der Ausleuchtung kann man beim Verwenden von LED-Arrays mit einer RGB-Struktur erreichen. Bei derartigen LED-Arrays sind die drei Grundfarben (Rot, Grün, Blau) z. B. in einer quadratischen Struktur angeordnet, wobei die Farbe Grün doppelt vorhanden ist und sich diagonal gegenübersteht. Wird ein solches LED-Array mit einer klassischen Optik ins Auge abgebildet, so kann es durch Abschneidefehler im Umlenkprisma zu Farbverfälschungen kommen und eine weiße spaltförmige Beleuchtung somit nur in der Fokusebene der Spaltabbildung erzeugt wird. Da jedoch bei einer Spaltlampe Schnittbilder der Augenforderkammer in verschiedenen Tiefen gleichzeitig aufgezeichnet werden sollen, darf es auch in vor und hinter der Fokusebene nicht zu Farbartefakten kommen. Derartige Farbartefakte werden durch die hier beschriebene Homogenisierung mit Mikrolinsenarray verhindert.
- 11 - Aus diesen Gründen ist die Verwendung einer Homogenisiereinrichtung für die Spaltlampenbeleuchtung ein entscheidender Vorteil und eine entscheidende Neuerung die über den Stand der Technik bei der Verwendung von LEDs in der Spaltlampenbeleuchtung hinaus geht.
In einer anderen Ausgestaltung zeigt Figur 2 eine Anordnung zur Homogenisierung des Lichtes der Strahlungsquellen auf der Basis eines Hohlintegrators.
Das von den Strahlungsquellen 1 kommende Licht wird mit einer Kondensorlinse 2 kollimiert und in den Hohlintegrator 4 abgebildet. Durch Reflexionen innerhalb des Hohlintegrators 4 wird das Licht der Strahlungsquellen 1 homogenisiert und in der Bildebene 6 in der auch hier eine Spaltblende angeordnet sein kann, um die für eine Spaltlampe erforderliche Spaltbeleuchtung zu erzeugen. Der so erzeugte Spalt wird über die Projektionseinrichtung 7 und ein Umlenkprisma 8 in das Auge 9 projiziert, wobei der Einstrahlwinkel der Beleuchtung variiert werden kann.
Die beiden genannten Ausgestaltungsvariante zur Homogenisierung, die besonders kompakt und kostengünstig zu realisieren sind, haben optisch gesehen ähnliche Eigenschaften.
Somit wird gewährleistet, dass die gesamte emittierte Strahlung durch die Projektionseinrichtung in das ophthalmologisches Untersuchungsgerät weitergeleitet wird. Durch die Verwendung digitaler Kameraeinheiten sind Strahlungsquellen mit einer flächigen, rechteckigen Abstrahlfläche optimal.
Ergebnis dieser vorteilhaften Ausgestaltung ist ein verbesserter Wirkungsgrad und die Verringerung von temperaturabhängigen Effekten. Durch das deutlich gleichmäßigere Leuchtfeld verbessert sich zudem die Vielzahl der möglichen Diagnosen und deren Zuverlässigkeit.
. 10 . Von der Steuereinheit wird die zeitliche Abfolge, Dauer und Intensität der Strahlungsquellen einzeln, gemeinsam oder in Gruppen gesteuert und überwacht werden, um spezielle Beleuchtungsspektren zu erzeugen.
Hierbei kann die Steuerung der einen oder der mehreren Kameraeinheiten auf die Wellenlängen des vom Beleuchtungsmoduls emittierten Lichtes abgestimmt und mit deren Leuchtdauer synchronisiert werden.
Beispielsweise können mindestens ein aber vorzugsweise mehrere Bilder bei verschiedenfarbigen Beleuchtungszuständen mit einer Belichtungszeit von einigen Millisekunden aufgezeichnet werden. Diese monochromatischen Aufnahmen lassen sich dann zu einem farbigen Bild kombinieren. Gezielt können auch Differenzen in monochromatischen Aufnahmen ausgewertet werden.
Vorteilhaft bei dieser Ausgestaltung ist, dass keine mechanisch bewegten Filter erforderlich sind, dass verschiedene Diagnosen mit nur einem Gerät durchführbar sind, dass durch zeitliche Modulation der Strahlungsquelle und synchrone, zugeordnete Aufnahme mehrere monochromatische Aufnahmen realisiert werden können, die definiert ausgewertet oder auch zu einem chromatischen Mischbild zusammengefasst werden, ohne dass sich dabei die Strahlungsbelastung des Patienten erhöht.
Zusätzlich dazu wird von der Steuereinheit die optische Leistung und/oder die Geometrie des von den Strahlungsquellen emittierten Lichtes ermittelt, überwacht und korrigiert, um die Strahlenbelastung des Auges so gering wie möglich und innerhalb der zulässigen Grenzen zu halten.
Dadurch ergibt sich weiterhin die Möglichkeit bei Veränderung der Beleuchtungsmuster die Strahlungsleistung automatisch anzupassen, typbedingte Schwankungen in den Eigenschaften der Strahlungsquelle, insbesondere Intensitätsschwankungen, die auch alterungsbedingt sein können, nachzuregeln.
_ Λ 'X _ Von der Steuereinheit sollten im Rahmen der Einhaltung der zulässigen Strahlenbelastung des Auges wichtige Einstellwerte des ophthalmologischen Gerätes, wie beispielsweise Strömen und/oder Spannungen zur Ermittlung der Strahlendosis, überwacht werden. Dabei sollte zwischen wellenlängenspezifisch Gefährdungen, wie thermischer und photochemischer Gefährdung des Auges unterschieden werden.
Im sicherheitskritischen Fall sollte die Steuereinheit über Mittel zur Reduzierung bzw. Abschaltung der Versorgung der Strahlungsquelle verfügen.
Mit der Verwendung spektralselektiv emittierender Strahlungsquellen auf organischer oder anorganischer Basis ergeben sich weiterhin wesentliche Vorteile.
Zum einen zeichnen sich derartige Strahlungsquellen durch eine gute Dimm- barkeit bei fast konstanter Farbtemperatur, mit nur äußerst geringfügiger Farbortverschiebung (von < 0,02) in der Normfarbtafel, aus, wodurch sich die Reproduzierbarkeit von Diagnoseergebnissen bei unterschiedlichen Strahlungsleistungen der Strahlungsquelle wesentlich verbessert. Selbst eine Erwärmung der Strahlungsquellen führt nur zu einer sehr geringen Verschiebung des Farborts (von beispielsweise 0,0002/0C) bzw. der Peakwellenlänge (von beispielsweise 0,04 nm/°C).
Zum anderen zeichnen sich diese Strahlungsquellen auch durch sehr kurze Ein- und Ausschaltzeiten (von 0% auf 100% des Nennstromes), die im Bereich von ms oder sogar μs liegen. Somit kann über eine Pulsbreiten-Modulation ein bestimmter Arbeitspunkt (z. B. ein spezieller Stromwert) im μs-Bereich ein- und auch wieder ausgeschaltet werden und eine Helligkeitsregelung mit identischem Arbeitspunkt erfolgen. Dadurch ergibt sich eine weitere Möglichkeit zur Stabilisierung der Farbtemperatur und somit zur besseren Reproduktion von Diagnoseergebnissen bei unterschiedlichen Strahlungsleistungen der Strahlquelle.
. Λ A _ Außerdem wird ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis erreicht, wobei die Lichtdosis durch die nur kurzfristige erhöhte Strahlungsbelastung möglichst gering gehalten werden kann.
Weiterhin bieten die Strahlungsquellen die Möglichkeit einer kurzzeitigen Überlastung ohne Schäden, wobei sich die Höhe der Überlastung nach deren Dauer richtet. Die Dauer einer Überlastung mit 3-fachem Nennstrom liegt für LED's im ms-Bereich.
Nicht zuletzt verfügen die Strahlungsquellen über eine vergleichsweise lange Lebensdauer, die typabhängig bei über 10.000h liegt. Somit lassen sich für das ophthalmologische Gesamtgerät Gerätedesign entwickeln, das den Austausch der Strahlungsquelle während des Betriebes nicht vorsieht.
Obwohl mechanisch bewegte Filter nicht erforderlich sind, bieten insbesondere im UV- und IR-Bereich optische Filter die Möglichkeit, durch Kantenfilter die abgestrahlten Spektren definiert einzuschränken. Die Kantenwellenlängen der optischen Filter liegen typischerweise bei 380, 400 oder 420 nm im UV-Bereich oder bei 700nm im IR-Bereich.
Um eine ausreichende Lichtleistung zu gewährleisten ist sicher zu stellen, dass die eingesetzten Strahlungsquellen über eine optische Mindestleistung verfügen und das Licht örtlich gleichmäßig von der emittierenden Fläche abstrahlen. Weiterhin sollte die Intensität der Strahlungsquelle über einen großen Bereich kontinuierlich einstellbar und die Farbtemperatur über den gesamten Einstellbereich der Intensität weitestgehend konstant sein.
Bei den heute üblichen ophthalmologischen Geräten werden im sichtbaren Spektralbereich (400 - 700nm) Leistungen von 10 bis 20 W, was in etwa 1W optischer Leistung entspricht erreicht.
- 15 - Im nichtsichtbaren, infraroten Spektralbereich (700 - 1100nm) sowie bei monochromatischen Strahlungsquellen werden hingegen nur optische Leistungen von etwa 0,1 W erreicht.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung verfügt die aus einer Beleuchtungsquelle und einer Projektionseinrichtung bestehende Beleuchtungseinrichtung zusätzlich über Einrichtungen zur geometrische und/oder spektralen Manipulation des emittierten Lichtes, die wahlweise verwendet werden.
Dabei dient die Strahlungsquelle der Strahlungserzeugung, die Einrichtung zur Manipulation der Erzeugung von geometrische und/oder spektralen Beleuchtungsmustern und die Fokussieroptik der Projektion der Beleuchtungsmuster auf und/oder in das Auge.
Dadurch können spezielle Lichtmuster, wie Spaltbeleuchtung, o. a. erzeugt werden. Es ist aber auch möglich optional optische Filter, die wahlweise ein- und ausgeschwenkt werden können im Strahlengang anzuordnen, wobei die Filter vorzugsweise wellenlängenselektive Eigenschaften, wie beispielsweise Hoch-, Tief- oder Bandpassfilter haben.
Um störende Lichteinflüsse während der visuellen und/oder digitalen Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe zu vermeiden, ist es üblich den Beleuchtungsstrahlengang und den Beobachtungsstrahlengang vorzugsweise geometrisch zu teilen. Eine geeignete technische Lösung besteht darin, dass ein mittig angeordneter, senkrechter Spalt (Spaltprisma) für die Beleuchtung verwendet wird und die Beobachtung vorzugsweise seitlich daran vorbei erfolgt.
Die Steuereinheit kann sowohl in das ophthalmologische Untersuchungsgerät integriert oder als separate, über Datenleitungen verbundene Einheit ausgebildet sein und dient sowohl der Steuerung der Strahlungsquellen und Manipulationsmittel zur Erzeugung einer kontinuierlichen und/oder gepulsten strukturierten Beleuchtung, als auch der Steuerung der digitalen Kameraeinheit zur visu-
- 1 fi - eile und/oder digitale Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgäbe der Abbilder der untersuchten Bereiche des Auges.
Eine separat ausgebildete Steuereinheit verfügt dabei vorzugsweise über ein User Interface mit einer Betätigungseinheit, einer Tastatur, einem Display und einer Datenausgabeeinheit, wobei als Datenleitungen vorzugsweise Standard- PC-Schnittstellen verwendet werden. Die Datenausgabe erfolgt vorzugsweise über Drucker oder standardisierte Schnittstellen. Selbstverständlich ist es auch möglich die Daten auf verschiedenen Datenträgern, wie Diskette, CD-ROM, DVD, diverse Speicherkarten o. ä. zu speichern.
Die Einrichtung für die Erzeugung und Manipulation von Beleuchtungsmustern kann optional elektronisch angesteuert werden, um die Kommunikation zur Steuereinheit zu vereinfachen.
Von der Steuereinheit werden die entsprechenden Strahlungsquellen so über die Einschaltzeitpunkt und -dauer, sowie Strom und Spannung gesteuert, dass das gewünschte spektrale Beleuchtungsmuster entsteht.
Neben diesen integrierten Strahlungsquellen können diese auch als separate Einheiten ausgeführt sein, wobei die Strahlung beispielsweise über Lichtleitfasern zum ophthalmologischen Gerät geführt und in dessen Beleuchtungsstrahlengang eingekoppelt wird. Der Vorteil einer solchen Ausführung liegt neben einer dadurch ermöglichten sehr kompakten Bauweise der ophthalmologischen Gerätes, in der Möglichkeit einer sehr individuellen Anpassbarkeit der Beleuchtung an die jeweilige zu lösende Aufgabe.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung ist die digitale Kameraeinheit so ausgebildet, dass diese als Einrichtung zur visuellen Beobachtung genutzt werden kann, wobei die Ausgabe des Abbildes des untersuchten Auges auf einem Display erfolgt, welches an der Kamera oder separat vorhanden ist. Optional kann hierbei zur vergrößerten Beobachtung beispielsweise ein Kontaktglas Verwendung finden.
Als besonders vorteilhaft erweist es sich, wenn auf dem Display neben der visuellen Ausgabe des Abbildes des untersuchten Auges auch wichtige Steuer- und Einstelldaten des ophthalmologischen Gesamtsystems dargestellt werden.
Neben einer visuellen Beobachtung der von der digitalen Kameraeinheit auf dem Display dargestellten Abbilder der untersuchten Bereiche des Auges dient die digitale Kameraeinheit insbesondere der Aufzeichnung und Ausgabe dieser Abbilder. Dazu wird die digitale Kameraeinheit synchron zu den genutzten Strahlungsquellen gesteuert.
In einer einfachen und preiswerten Ausführungsform besteht die digitale Kameraeinheit aus einer handelsüblichen Konsumer-Kamera, die die Aufnahmen vorzugsweise digital auf einen transportablen Speichermedium, wie Compact Flash Card, SD-Card, Memory Stick o. ä. gespeichert. Die Datenübernahme zur Weiterbearbeitung und/oder Archivierung kann zu einem späteren Zeitpunkt auf einem separaten PC mit spezieller Software erfolgen.
Die Steuereinheit selbst bzw. ein über eine Datenleitung verbundenes PC- System dient der Speicherung der Abbilder des untersuchten Auges, vorzugsweise in Form einer patientenbezogenen Datenbank. Das System sollte dabei sowohl den Datenexport und -import von patientenbezogenen Daten unter Verwendung standardisierter Dateiformate (z. B. DICOM), als auch eine Nachbearbeitung und Extraktion von funktionellen Merkmalen aus den digitalen Kameraaufnahmen ermöglichen, um relevante Informationen für eine optimale Diagnostik zu gewinnen.
Im Rahmen der Nachbearbeitung der Kameraaufnahmen ist es zweckmäßig, dass die Aufnahmen hinsichtlich Qualität und vorhandene Bildfehler bewertet und gegebenenfalls softwaremäßig bezüglich Bildschärfe, Kontrast, Pixelfehler, Randabfall, Verzeichnungen, Farbfehler, örtlichem Versatz o. ä. korrigiert werden können.
In einer ergänzenden Ausgestaltung verfügt das ophthalmologische Untersuchungsgerät über eine Einrichtung (z. B. Strahlteiler) mit der ein vorzugsweise variabel einstellbarer Teil der Strahlung auf eine vorhandene opto-elektronische Schnittstelle ausgekoppelt werden kann. An diese standardisierte Schnittstelle können verschiedene Applikatoren angekoppelt werden. Weiterhin ist hierbei eine elektronische Ansteuerung und Überwachung des angekoppelten Applikators vorhanden.
An die standardisierte Schnittstelle kann dann beispielsweise ein flexibler, als Stufen- oder Gradientenfaser ausgebildeter Lichtleiter zur Übertragung der optischen Strahlung angeschlossen werden, um eine separate Zusatzbeleuchtung zur Verfügung zu stellen. Der flexible Lichtleiter dient beispielsweise für die sklerale Beleuchtung, so dass das Auge „von hinten" beleuchtet werden kann, um insbesondere zur Beobachtung/Dokumentation von Hornhaut, Iris, Linse, Kapselsack oder vorhandene Implantate. Der oder auch mehrere flexible Lichtleiter können auch für eine regrediente Beleuchtung dienen.
Weiterhin ist möglich, dass ein flexibler Lichtleiter mit einem Beleuchtungsmodul in Verbindung steht, welches auf dem Kopf des Arztes befestigt ist.
Die relativ hohe Effizienz der Beleuchtungseinheit ermöglicht zudem einen zeitlich begrenzten, mobilen Betrieb. Die Versorgung der Strahlungsquellen erfolgt hierbei mittels Akkus.
Die vorgeschlagene technische Lösung bietet weitere vorteilhafte Ausgestaltungen.
So kann beispielsweise durch eine optische Bildstabilisierung eine Erhöhung der Bildschärfe der elektronischen Aufnahmen des Auges erreicht werden, in
- 1 Q - dem vor dem als Visualisierungseinheit verwendeten elektronischen Bildsensor ein mechanisch bewegliches, optisches Element angeordnet wird, mit welchem vorhandene Bewegungen des Auges - speziell bei längeren Belichtungszeiten - kompensiert werden können. Der gleiche Effekt kann erreicht werden, wenn der elektronische Bildsensor selbst mechanisch beweglich ausgeführt ist. Für diese beiden Lösungen der optischen Bildstabilisierung ist die Detektion von Bewegungen des Auges relativ zum elektronischen Bildsensor erforderlich. Die Detektion der Bewegung des Auges kann hierbei mittels eines Sensors mit einem entsprechenden Auswerte-Algorithmus erfolgen, wobei auch der Bildsensor der Visualisierungseinheit verwendet werden kann.
Eine Erhöhung der Bildschärfe der elektronischen Aufnahmen kann aber auch dadurch erreicht werden, dass zur Bildaufnahme kürzere Belichtungszeiten in Kombination mit höheren Lichtintensitäten der Strahlungsquelle und/oder Verfahren der elektronischen Nachverstärkung bzw. Nachbearbeitung der Bilddaten verwendet werden.
In einer weiteren Ausführung verfügt die als Visualisierungseinheit verwendeten elektronische Kamera über mehrere Sensoren. In einer Ausführung wird jeder monochromatischen Strahlungsquelle der Beleuchtung ein Sensor im Beobachtungsstrahlengang zugeordnet. Die Zuordnung kann im Beobachtungsstrahlengang z. B. mittels dichroitischer Filter oder eine Strahlteiler-Filter-Kombination erfolgen. Somit wird die exakt zeitgleiche Aufnahme mehrerer monochromatischer Bilder ermöglicht.
Der gleiche Effekt, bei dem exakt zeitgleich mehrerer monochromatische Bilder aufgenommen werden, kann durch die Verwendung eines Direkt-Bildsensors der Firma Foveon Inc., Santa Clara (USA) vom Typ Foveon X3™ erreicht werden.
Die Aufnahme zweier monochromatischer Aufnahmen mit einem sehr geringen zeitlichen Versatz von wenigen Millisekunden kann durch die Verwendung einer
_ on _ elektronischen Kamera mit Interline-Sensoren zur Zwischenspeicherung einer Aufnahme erfolgen, wobei von den Lichtquellen sequentiell sehr kurze Ein- und Ausschaltzeiten realisierbar sein müssen. Solche, zeitlich nur sehr gering versetzte Aufnahme werden erreicht, indem zunächst die erste monochromatische Lichtquelle betätigt wird und der elektronische Sensor eine zugeordnete Aufnahme anfertigt. Diese Aufnahme wird in den Interline-Registern der elektronischen Kamera zwischengespeichert. Sofort nach Abschalten der ersten Lichtquelle und dem Einschalten der zweiten Lichtquelle fertigt der elektronische Sensor die zweite monochromatische Aufnahme an. Danach werden beide Aufnahmen von der Kamera digitalisiert und zum PC übertragen.
Durch die Kombination eines Strahlteilers bzw. eines dichroitischen Spiegels mit zwei Kameras die über eine Interline-Sensoren verfügen, können mittels einer sequentiell betätigbaren Strahlquelle sogar vier monochromatische Aufnahmen mit einem sehr geringen zeitlichen Versatz im Bereich weniger Millisekunden angefertigt werden.
In einer weiteren speziellen Ausführung erfolgt die Beleuchtung in Form sehr schmaler Spalte die im Bereich von 10μm bis 1mm liegen, wofür eine Laserquelle mit sehr kleinem Lichtleitwert und vor allem mit sehr kleiner Divergenz verwendet wird. Diese Art von Beleuchtung wird bei Spaltlampen verwendet, mit der Details im vorderen Bereich des Auges untersucht werden können. Bei einstellbarer Vergrößerung und spezieller seitlicher Beleuchtung mit dem sogenannten Lichtspalt sind zahlreiche Erkrankungen erkennbar. Von der Laserquelle wird hierbei ein kurzer Impuls im Bereich von μs bis zu wenigen Millisekunden in das Auge gesendet. Diese, an den Medien des Auges gestreute Strahlung wird von einer elektronischen Kamera aufgezeichnet, wobei optional ein optisches Filter verwendet werden kann, welches nur für die Anregungswellenlänge des Lasers transparent ist.
Dabei besteht auch die Möglichkeit, mehrere Laser unterschiedlicher Wellenlänge zeitlich sequentiell oder gleichzeitig zu verwenden. Dabei erfolgt die Auf-
- 91 - nähme der unterschiedlichen Wellenlängen mittels elektronischer Bildsensoren den Strahlquellen zeitlich zugeordnet oder es wird eine einzige Aufnahme bei gleichzeitiger Beleuchtung mit mehreren Laserquellen angefertigt. Die aufgenommenen Streulicht-Aufnahmen können auch hier einer Nachbearbeitung mittels Software unterzogen werden.
Mit der hier beschriebenen speziellen Spaltbeleuchtung sind die Vorteile eines sehr guten Signal-Rausch-Verhältnisses und einer sehr hohen Tiefenschärfe verbunden.
Mit dem erfindungsgemäßen ophthalmologischen Untersuchungsgerät mit räumlich strukturierter Beleuchtung sind Beobachtung und/oder Dokumentation bestimmter Bereiche eines Auges möglich. Insbesondere liefert die vorgeschlagene Beleuchtungseinrichtung spektralselektive Spektren hoher Intensitäten im UV-nahen Bereich >400 nm. Da die okulären Medien in diesem Bereich das größte Streuvermögen aufweisen, lassen sich sehr genaue Diagnosen stellen.
Da bei der vorgeschlagenen Lösung auf ein Mydriatikum verzichtet werden kann, ist die Reizung des Auges sehr gering. Durch die Möglichkeit einer Diagnose im IR-Bereich erfolgt auch keine Verengung der Pupille während der Beobachtung. Die Diagnosemöglichkeiten werden wesentlich verbessert und die Strahlungsbelastung des Patienten verringert.
Vorteilhaft kann die Selektion gewünschter Wellenlängen über die Betätigung ausgewählter monochromatischer Strahlungsquellen erfolgen, so dass mechanisch bewegte optische Filter nicht mehr erforderlich sind und sich der Geräteaufbau vereinfacht.
Der Vorteil im Vergleich zu vorhandenen Lösung besteht darin, dass nur genau die für die Diagnose notwendige Wellenlänge von der Strahlungsquelle emittiert wird, was auch zu einer Minimierung der Strahlungsbelastung des Patienten
OO führt. Durch die Vielzahl der verschiedenen wählbaren Wellenlängen sind mehrere Diagnosen mit nur einem einem Gerät möglich.
Durch die schnellen Schaltzeiten der LED's ist eine einfache zeitliche Modulation der Strahlungsquelle und Synchronisation zur Kameraeinheit möglich.
Gegenüber herkömmlichen Strahlungsquellen weisen die verwendeten LED's ein deutlich gleichmäßigeres Leuchtfeld, einen besseren Wirkungsgrad, geringere temperaturabhängige Effekte, eine stabile Farbtemperatur, einen verbesserten Wirkungsgrad, eine geringere Wärmebelastung und eine bessere Reproduzierbarkeit von Diagnoseergebnissen bei unterschiedlichen Strahlungsleistungen der Strahlungsquelle auf.
All diese Vorteile führen dazu, dass sich die Diagnosemöglichkeiten durch ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis verbessern und die Sicherheit der getroffenen Diagnosen erhöht wird.
OT _

Claims

Patentansprüche
1. Ophthalmologisches Gerät mit homogener Beleuchtung zur Beobachtung und/oder Dokumentation eines Auges, dessen Beleuchtungseinrichtung aus einer Beleuchtungsquelle, einer Homogenisierungseinheit und einer Projektionseinrichtung besteht, wobei als Beleuchtungsquelle eine oder mehrere, spektralselektiv emittierende Strahlungsquellen (1 ) auf organischer oder anorganischer Basis verwendet werden, die in Abhängigkeit von einer Steuereinheit eine kontinuierliche und/oder gepulsten Beleuchtung mit sehr hoher Homogenität erzeugen, um über eine Visualisierungseinheit eine entsprechend angepasste visuelle und/oder digitale Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe der Abbilder des Auges (9) zu ermöglichen.
2. Ophthalmologisches Gerät nach Anspruch 1 , bei dem die aus einer Beleuchtungsquelle, einer Homogenisierungseinheit und einer Projektionseinrichtung bestehende Beleuchtungseinrichtung zusätzlich über Einrichtungen zur geometrische und/oder spektralen Manipulation des emittierten Lichtes verfügt, die wahlweise verwendet werden.
3. Ophthalmologisches Gerät nach Anspruch 1 und 2, bei dem als spektral selektiv emittierende Strahlungsquellen LED, SLD, Laser oder OLED einzeln oder auch in Kombination verwendet werden.
4. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Beleuchtungseinrichtung über mehrere, spektral selektiv emittierende Strahlungsquellen (1 ) mit gleichen und/oder unterschiedlichen Intensitätsverteilungen als Funktion der Wellenlänge verfügt, die mittels dichroitischer Spiegel auf eine gemeinsame Apertur abgebildet werden.
5. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Intensitätsverteilung der Strahlungsquellen (1) breit- bandig, schmalbandig oder monochromatisch bzw. Kombinationen daraus sind.
6. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Strahlungsquelle (1 ) über eine optische Mindestleistung verfügen und das Licht örtlich gleichmäßig von der emittierenden Fläche abstrahlt.
7. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Intensität der Strahlungsquelle (1 ) über einen großen Bereich kontinuierlich einstellbar und die Farbtemperatur über den gesamten Einstellbereich der Intensität weitestgehend konstant ist.
8. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Beleuchtungseinrichtung zur Abstrahlung eines breitbandigen Spektrums von vorzugsweise 400 bis 700nm, über eine oder mehrere Strahlungsquellen (1 ) verfügt, die ein monochromatisches Spektrum von 400 bis 490nm emittieren und mit einem Lumineszenzfarbstoff zur Farbkonvertierung beschichtet sind.
9. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Beleuchtungseinrichtung zur Abstrahlung eines breitbandigen Spektrums von vorzugsweise 700 bis 110Onm, über eine oder mehrere Strahlungsquellen (1 ) mit einer Halbwertsbreite von mindestens 20nm verfügt und zur visuellen und/oder digitalen Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe eine in diesem Spektralbereich empfindliche digitale Kameraeinheit vorhanden ist.
10. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Beleuchtungseinrichtung zur Anregung von Fluoreszenz über eine oder mehrere schmalbandige, ein monochromatisches Spektrum emittierende Strahlungsquelle (1 ) mit einer Halbwertsbreite von maximal 50nm und einem vorzugsweise gaußförmigen Verlauf mit zentralem Peak verfügt.
11. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem von der Steuereinheit die zeitliche Abfolge, Dauer und Intensität der Strahlungsquellen (1 ) einzeln, gemeinsam oder in Gruppen gesteuert und überwacht werden.
12. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die in der Beleuchtungseinrichtung vorhandene Homogenisierungseinheit ein vor den Strahlungsquellen (1 ) angeordneter Lichtintegrator oder Lichtmischer ist.
13. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Homogenisierungseinheit ein Hohlintegrator (4) oder Mikrolinsenarray (3) ist.
14. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem von der Steuereinheit die optische Leistung und/oder die Geometrie des von den Strahlungsquellen (1 ) emittierten Lichtes ermittelt, überwacht und korrigiert wird, um die Strahlenbelastung des Auges (9) so gering wie möglich und innerhalb der zulässigen Grenzen zu halten.
15. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die digitale Kameraeinheit so ausgebildet ist, dass diese als Einrichtung zur visuellen Beobachtung genutzt werden kann, wobei die Ausgabe des Abbildes des untersuchten Auges (9) auf einem Display erfolgt, welches an der Kamera oder separat vorhanden ist.
16. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Steuereinheit integriert oder als separate, über Datenleitungen verbundene Einheit ausgebildet ist.
17. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die separat ausgebildete Steuereinheit über ein User In- terface mit einer Betätigungseinheit, einer Tastatur, einem Display und einer Datenausgabeeinheit verfügt, wobei als Datenleitungen vorzugsweise Standard-PC-Schnittstellen verwendet werden.
18. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem das Display so ausgebildet ist, dass neben der visuellen Ausgabe des Abbildes des untersuchten Auges (9) auch Steuer- und Einstelldaten des Gesamtsystems darstellbar sind.
19. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Steuereinheit über Mittel zur Reduzierung bzw. Abschaltung der Versorgung der Strahlungsquelle (1 ) verfügen.
20. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem eine Einheit der spektralselektive Strahlungsquelle (1 ) aus einer Kombination einer schmalbandig emittierenden Halbleiterlichtquelle besteht, der zusätzlich eine optische Filtereinheit vorgeschaltet ist, um eine weitere spektrale Einengung der Emission vorzunehmen.
21. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem von der Steuereinheit die zeitliche Abfolge, Dauer und Intensität der Strahlungsquellen (1) einzeln, gemeinsam oder in Gruppen gesteuert und überwacht werden um die Einhaltung der zulässigen Strahlenbelastung des Auges (9) zu gewährleisten.
22. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem als Visualisierungseinheit mindestens eine digitale Kameraeinheit, ein Beobachtungstubus mit Einblick o. ä. Verwendung findet.
23. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur Verminderung von Unscharfen in den elektronischen Aufnahmen des Auges (9) ein optischer Bildstabilisator vorhanden ist.
24. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur Vermeidung von Unscharfen in den elektronischen Aufnahmen des Auges (9) von der Steuereinheit die Belichtungszeiten bei gleichzeitiger Erhöhung der Strahlungsleistung der Strahlungsquellen (1 ) verringert werden.
25. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur kolinearen Abbildung mehrerer als Strahlungsquellen (1 ) dienende Laserquellen ein optisches Gitter oder ein Prisma vorhanden ist.
26. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur exakt zeitgleiche Aufnahme mehrerer monochromatischer Abbilder des Auges mehreren Bildsensoren und entsprechende dich- roitische Filter oder Strahlteiler-Filter-Kombinationen vorhanden sind.
27. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur exakt zeitgleiche Aufnahme mehrerer monochromatischer Abbilder des Auges ein Bildsensoren vom Typ Foveon® X3™ vorhanden ist.
28. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur Aufnahme mehrerer monochromatischer Bilder mit sehr geringen zeitlichen Versatz eine elektronische Kameraeinheit vorhanden ist, die über Interline-Sensoren zur Zwischenspeicherung einer Aufnahme verfügt.
29. Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Beleuchtungseinrichtung als separate Einheit ausgeführt und zur Übertragung der erzeugten Strahlung ein Lichtleiter vorhanden ist.
EP07722902A 2006-02-28 2007-02-22 Ophthalmologisches gerät Withdrawn EP1988816A2 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102006010105A DE102006010105A1 (de) 2006-02-28 2006-02-28 Ophthalmologisches Gerät
PCT/EP2007/001527 WO2007098882A2 (de) 2006-02-28 2007-02-22 Ophthalmologisches gerät

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP1988816A2 true EP1988816A2 (de) 2008-11-12

Family

ID=38110458

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP07722902A Withdrawn EP1988816A2 (de) 2006-02-28 2007-02-22 Ophthalmologisches gerät

Country Status (6)

Country Link
US (1) US7871164B2 (de)
EP (1) EP1988816A2 (de)
JP (1) JP5227811B2 (de)
CN (1) CN101389263A (de)
DE (1) DE102006010105A1 (de)
WO (1) WO2007098882A2 (de)

Families Citing this family (42)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102007027083A1 (de) * 2007-06-12 2008-12-18 Carl Zeiss Sms Gmbh Mikroskopbeleuchtung
WO2009052836A1 (en) * 2007-10-26 2009-04-30 Chemometec A/S A method and apparatus for illuminating a sample
US8005947B2 (en) * 2008-09-22 2011-08-23 Abbott Medical Optics Inc. Systems and methods for providing remote diagnostics and support for surgical systems
WO2010099289A1 (en) * 2009-02-25 2010-09-02 University Of Iowa Research Foundation Hybrid laser ophthalmoscope
US8310531B2 (en) * 2009-08-03 2012-11-13 Genetix Corporation Methods and apparatuses for processing fluorescence images
JP5424826B2 (ja) * 2009-11-12 2014-02-26 キヤノン株式会社 測定装置
DE102009059894B4 (de) * 2009-12-21 2013-03-28 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Optische Anordnung zum optischen Pumpen eines aktiven Mediums
ITTN20100008U1 (it) * 2010-05-27 2011-11-28 Gianfranco Passuello Lacrimoscopio con tecnologia leds
NL2005253C2 (en) * 2010-08-23 2012-02-27 Optics B V I Confocal line-scan ophthalmoscope.
WO2012078636A1 (en) 2010-12-07 2012-06-14 University Of Iowa Research Foundation Optimal, user-friendly, object background separation
US12367578B2 (en) 2010-12-07 2025-07-22 University Of Iowa Research Foundation Diagnosis of a disease condition using an automated diagnostic model
EP2665406B1 (de) 2011-01-20 2021-03-10 University of Iowa Research Foundation Automatische bestimmung des arteriovenösen verhältnisses in bildern von blutgefässen
CN103040434A (zh) * 2011-10-14 2013-04-17 上海美沃精密仪器有限公司 一种移轴断层眼睛扫描系统及其方法
DE102012201790A1 (de) * 2012-02-07 2013-08-08 Osram Gmbh Beleuchtungsvorrichtung mit einer pumplasermatrix und verfahren zum betreiben dieser beleuchtungsvorrichtung
US9545196B2 (en) 2012-05-04 2017-01-17 University Of Iowa Research Foundation Automated assessment of glaucoma loss from optical coherence tomography
US9788906B2 (en) 2013-03-15 2017-10-17 Synaptive Medical (Barbados) Inc. Context aware surgical systems for intraoperatively configuring imaging devices
US10292771B2 (en) 2013-03-15 2019-05-21 Synaptive Medical (Barbados) Inc. Surgical imaging systems
WO2014143891A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 University Of Iowa Research Foundation Automated separation of binary overlapping trees
US9237847B2 (en) 2014-02-11 2016-01-19 Welch Allyn, Inc. Ophthalmoscope device
US9211064B2 (en) 2014-02-11 2015-12-15 Welch Allyn, Inc. Fundus imaging system
US10410355B2 (en) 2014-03-21 2019-09-10 U.S. Department Of Veterans Affairs Methods and systems for image analysis using non-euclidean deformed graphs
CN104091234A (zh) * 2014-07-04 2014-10-08 上海集琛软件技术有限公司 一种眼科影像检查信息管理系统
CN104287692B (zh) * 2014-11-06 2017-12-19 苏州微清医疗器械有限公司 一种眼底照相装置
US10799115B2 (en) 2015-02-27 2020-10-13 Welch Allyn, Inc. Through focus retinal image capturing
US11045088B2 (en) 2015-02-27 2021-06-29 Welch Allyn, Inc. Through focus retinal image capturing
US10115194B2 (en) 2015-04-06 2018-10-30 IDx, LLC Systems and methods for feature detection in retinal images
US10136804B2 (en) 2015-07-24 2018-11-27 Welch Allyn, Inc. Automatic fundus image capture system
US10772495B2 (en) 2015-11-02 2020-09-15 Welch Allyn, Inc. Retinal image capturing
US10413179B2 (en) 2016-01-07 2019-09-17 Welch Allyn, Inc. Infrared fundus imaging system
DE102016216615A1 (de) 2016-09-02 2018-03-08 Carl Zeiss Meditec Ag Beleuchtungssystem für die Bestimmung der Topografie der Kornea eines Auges
CN107788947A (zh) * 2016-09-07 2018-03-13 爱博诺德（北京）医疗科技有限公司 眼科检查设备和方法
US10602926B2 (en) 2016-09-29 2020-03-31 Welch Allyn, Inc. Through focus retinal image capturing
US10285589B2 (en) 2016-09-30 2019-05-14 Welch Allyn, Inc. Fundus image capture system
CN106510614B (zh) * 2016-12-14 2018-11-23 广州优里卡光电科技有限公司 具有柔性彩屏的眼底图像检验系统
WO2018123266A1 (ja) * 2016-12-28 2018-07-05 株式会社Ｊｖｃケンウッド 視機能検査装置、視機能検査方法、及びコンピュータプログラム
CN106725284A (zh) * 2016-12-29 2017-05-31 吴中区穹窿山德毅新材料技术研究所 眼科器械
DE102017217200A1 (de) * 2017-09-27 2019-03-28 Carl Zeiss Meditec Ag Beleuchtungseinheit für eine Spaltlampe vom Turmtyp
US11096574B2 (en) 2018-05-24 2021-08-24 Welch Allyn, Inc. Retinal image capturing
DE102019209320A1 (de) 2018-12-20 2020-06-25 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur Optimierung der Beleuchtungsvarianten einer Beleuchtungseinheit für Geräte
FI131536B1 (en) * 2020-12-21 2025-06-16 Optomed Oyj Eye examination device and eye examination procedure
GB2603006B (en) * 2021-01-26 2024-07-03 Edinburgh Biosciences Ltd Apparatus and systems for monitoring and treating cataracts
EP4057053A1 (de) * 2021-03-08 2022-09-14 Essilor International Ophthalmisches set zur kontrolle der myopieprogression

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5938A (ja) 1982-06-23 1984-01-05 有限会社　宇津木光学研究所 眼内観察検診装置
JPS60236627A (ja) * 1984-05-10 1985-11-25 キヤノン株式会社 細隙灯顕微鏡
JPH01300924A (ja) * 1988-05-31 1989-12-05 Topcon Corp 眼科撮影装置
JPH06277179A (ja) * 1993-01-28 1994-10-04 Kowa Co 眼科測定装置
JPH0838430A (ja) * 1994-07-29 1996-02-13 Canon Inc 眼底カメラ
US5997141A (en) 1998-03-06 1999-12-07 Odyssey Optical Systems, Llc System for treating the fundus of an eye
US6142629A (en) * 1998-08-30 2000-11-07 Applied Spectral Imaging Ltd. Spectral imaging using illumination of preselected spectral content
JP4469044B2 (ja) 2000-01-07 2010-05-26 株式会社ニデック 眼科装置
EP1345656B1 (de) * 2000-12-21 2008-07-23 Orthoscopics Limited Apparat zur behandlung von symptomen unter verwendung von getöntem licht
JP4387195B2 (ja) * 2002-01-10 2009-12-16 カール ツアイス メディテック アクチエンゲゼルシャフト 人間の眼の水晶体を照明するための装置および方法
JP2003290143A (ja) * 2002-03-29 2003-10-14 Topcon Corp 細隙灯顕微鏡
JP2005245539A (ja) * 2004-03-01 2005-09-15 Ima Kogaku Kikai Seisakusho:Kk 照明装置、この照明装置を用いたスリットランプ、およびこの照明装置を用いた顕微鏡
DE102004020663A1 (de) * 2004-04-24 2005-11-10 Carl Zeiss Meditec Ag Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte
DE102005020695B4 (de) 2004-04-30 2006-06-22 Optotransmitter-Umweltschutz-Technologie E.V. Vorrichtung zur Emission von Strahlung mit einstellbarer Spektraleigenschaft
SI21782A (sl) * 2004-06-04 2005-12-31 Optotek D.O.O. Spranjska svetilka z belo svetleco diodo ali svetleco diodo z nastavljivo barvo
WO2006016366A2 (en) * 2004-08-12 2006-02-16 Elop Electro-Optical Industries Ltd. Integrated retinal imager and method
JP3107958U (ja) * 2004-09-28 2005-04-07 味の素トレーディング株式会社 細隙灯顕微鏡

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See references of WO2007098882A3 *

Also Published As

Publication number Publication date
US20090257024A1 (en) 2009-10-15
WO2007098882A2 (de) 2007-09-07
US7871164B2 (en) 2011-01-18
WO2007098882A3 (de) 2007-12-21
CN101389263A (zh) 2009-03-18
DE102006010105A1 (de) 2007-08-30
JP5227811B2 (ja) 2013-07-03
JP2009528101A (ja) 2009-08-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1988816A2 (de) Ophthalmologisches gerät
DE102008017481B4 (de) Vorrichtung und Verfahren zur optischen 3D-Vermessung und zur Farbmessung
DE102006004232B4 (de) Mikroskopiesystem
DE102007007797B4 (de) Fluoreszenzmikroskop mit Beleuchtungseinrichtung
DE10304267B4 (de) Augenchirurgie-Mikroskopiesystem
EP2904442B1 (de) Konfokales mikroskop mit frei einstellbarer probenabtastung
WO2010142466A1 (de) Beleuchtungsvorrichtung und medizinisch-optisches beobachtungsgerät
DE102020105459A1 (de) Medizinische bildgebungsvorrichtung mit mehreren bildgebungsmodi
DE102009025127A1 (de) Beleuchtungseinrichtung für ein optisches Beobachtungsgerät
EP1528421A1 (de) Leuchtdioden-Beleuchtung für ein optisches Beobachtungsgerät, insbesondere ein Stereo- oder ein Stereooperationsmikroskop
WO2013041658A1 (de) Vorrichtung und verfahren zum abbilden eines augenhintergrunds
EP3747348A1 (de) Lichtquelle und system für die und verfahren zur fluoreszenzdiagnose
DE102008017585B4 (de) Bildsensorsystem
EP2863209A1 (de) Endoskopische, exoskopische oder mikroskopische Vorrichtung zur Fluoreszenzdiagnose
EP4626297A1 (de) Beleuchtungsvorrichtung zur bereitstellung von beleuchtungslicht für ein bildgebungsinstrument, bildgebungsvorrichtung, verfahren zum einstellen einer beleuchtungsvorrichtung und verfahren zur erzeugung von beleuchtungslicht
WO2009059737A1 (de) Anordnung und verfahren zur automatischen ermittlung einer kataraktstärke eines auges sowie ophthalmologisches gerät und steuerverfahren für ein solches
DE20121698U1 (de) Dermatologie-Handlupe
DE102007007798A1 (de) Fluoreszenz-Beleuchtungseinrichtung
WO2024100117A1 (de) Beleuchtungsvorrichtung und bildgebungsvorrichtung mit einer beleuchtungsvorrichtung
WO2025181023A1 (de) Beleuchtungsvorrichtung für ein medizinisches bildgebungsgerät, insbesondere ein endoskop, exoskop und/oder mikroskop
DE102013021182A1 (de) Vorrichtung und Verfahren zur Scanning-Mikroskopie
DE102024132318A1 (de) Medizinische Lichtquellenvorrichtung, medizinisches Bildgebungssystem und Verfahren zum Betrieb einer medizinischen Lichtquellenvorrichtung und/oder eines medizinischen Bildgebungssystems
WO2024013303A1 (de) Beleuchtungsvorrichtung, bildgebungsvorrichtung mit einer beleuchtungsvorrichtung, bildgebungssystem, verfahren zur erzeugung von beleuchtungslicht und verfahren zum betrieb einer bildgebungsvorrichtung
WO2007098821A1 (de) Multispektrale beleuchtungsvorrichtung
DE102016218829A1 (de) Beleuchtungsvorrichtung für ein Operationsmikroskop

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

17P Request for examination filed

Effective date: 20080328

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A2

Designated state(s): AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HU IE IS IT LI LT LU LV MC NL PL PT RO SE SI SK TR

17Q First examination report despatched

Effective date: 20090819

DAX Request for extension of the european patent (deleted)
STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE APPLICATION IS DEEMED TO BE WITHDRAWN

18D Application deemed to be withdrawn

Effective date: 20150901