EP1993432A1 - Vorrichtung zur fotografischen aufnahme des augenhintergrunds (fundus oculi) - Google Patents

Vorrichtung zur fotografischen aufnahme des augenhintergrunds (fundus oculi)

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EP1993432A1
EP1993432A1 EP06705387A EP06705387A EP1993432A1 EP 1993432 A1 EP1993432 A1 EP 1993432A1 EP 06705387 A EP06705387 A EP 06705387A EP 06705387 A EP06705387 A EP 06705387A EP 1993432 A1 EP1993432 A1 EP 1993432A1
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fundus
frequency bands
image
images
light
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Withdrawn
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EP06705387A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Yves Robert
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OPHTHAMETRICS AG
Original Assignee
OPHTHAMETRICS AG
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Publication date
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    • 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
    • A61B3/15—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing
    • A61B3/156—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing for blocking
    • 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
    • A61B3/117—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for examining the anterior chamber or the anterior chamber angle, e.g. gonioscopes
    • A61B3/1173—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for examining the anterior chamber or the anterior chamber angle, e.g. gonioscopes for examining the eye lens
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A61B5/14555—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases specially adapted for the eye fundus

Definitions

  • the invention relates to a device for photographing the ocular fundus (Fundus oculi) according to the preamble of patent claim 1.
  • the invention aims to remedy this situation.
  • the invention has for its object to provide a device (fundus camera), which allows, with low illuminance and without medical dilation of the pupil of the patient, on the one hand color images of high quality and on the other hand to record spectrally resolved images.
  • the device according to the invention should make it possible to determine different blood values, in particular the concentration of hemoglobin, as well as the turbidity of the eye lens.
  • the invention achieves the stated object with a device having the features of claim 1.
  • the device according to the invention is characterized in that narrow-band light (preferably low intensity) is used to illuminate the fundus in several, but at least 2 frequency bands, the light of the different frequency bands being applied successively in time and an image of the fundus being stored by each spectral range. Thanks to the low momentary light intensity, the pupillary reflex is largely avoided. Since the patient is not blinded, the measurement can be repeated briefly in succession. It is a feature of the present invention that the spectral splitting already takes place during the illumination of the fundus and that the individual frequency bands are applied separately in time. This makes it possible to keep the momentary intensity of the light low.
  • narrow-band light preferably low intensity
  • the color of the light passes through from one end of the visible spectrum to the other and thereby registers the fundus images of the individual frequency bands, these can subsequently be combined to form a color image which is practically very close to a recording with white light.
  • a spectral distribution of the light is necessary and already given by the illumination method in the present invention.
  • the blue light is advantageous for determining lens opacity: in this procedure, the contrast between fovea and papilla is evaluated, which works best in the blue region.
  • a black and white CCD camera can be used.
  • black and white CCDs are much more sensitive than color CCDs.
  • the device In order to carry out fundus recordings on a non-dilated pupil with the device according to the invention, it should be functional with a pupil diameter of preferably not more than 3-4 mm. Relative movements of the eye to the image-taking camera limit the usable aperture to about 2 mm. Through this opening, both the lighting and the image must be made. Due to internal reflexes, especially on the cornea and the eye lens itself, the illumination and imaging beam path must be spatially separated. For this purpose, the available aperture is divided concentrically into an outer ring for illumination and an inner circle for imaging. The imaging circle should be as large as possible, as this maximizes the diffraction-limited resolution and the light output. On the other hand, the concentric lighting ring should not be chosen too thin, otherwise, in order to couple a certain energy, the light intensity is too large. A preferred choice is provide the same illumination and imaging surfaces, possibly a slightly larger central imaging surface.
  • the image capture camera can be a black and white CCD camera.
  • the fundus camera has a positioning device with the help of which the optical axis of the eye and the image-recording camera and the distance imaging optics (2; 3; 14; 15; 16) - Cornea can be set exactly and reproducibly.
  • This process is described in US Pat. No. 5,474,451 (Robert et al.).
  • the reproducibility of the positioning is important in order, on the one hand, to always be able to set the unavoidable reflections and losses due to lens opacity when measuring absolute blood values.
  • the reproducibility for the time-sequential recording of fundus images of different spectral regions is important, so that as identical as possible sections are sharply reproduced, so that they can subsequently be compiled with minimal effort to form a color image.
  • the optical design of the fundus camera is such that under the mentioned boundary conditions, the light output is as large as possible.
  • the frequency bands can each have a bandwidth of 5 to 50 nm, preferably 10 to 30 nm.
  • the light directed to the fundus may be in the visible range (preferably with a wavelength between 400-800 nm) or in the infrared range
  • the images generated can be stored in digitized form.
  • the time intervals between the individual frequency bands should expediently be kept as small as possible, preferably less than 100 ms and typically less than 20 ms.
  • the following method for photographing the ocular fundus can be carried out: a) temporally successive illumination of the fundus with spectrally limited light comprising at least two different frequency bands, b) photographic recordings of the temporally successive with different frequency bands illuminated fundus by means of a photographic image-taking camera.
  • the time-sequentially obtained, photographic images of the fundus to a total image (color image) are superposed.
  • the total power radiated into the eye is 30 to 100 ⁇ W.
  • the exposure time of the fundus in each of the individual frequency bands is preferably in the range of 10 - 30 ms.
  • Fig. 1 the schematic layout of an inventive device
  • the inventive device consists essentially of an illumination source (1), an imaging optics and a lighting optics.
  • the two beam paths are coupled by a first beam splitter 2.
  • the first beam splitter 2 is selected such that the light reflected from the fundus falls to about 95% on the image-taking camera 3. Accordingly, only about 5% of the illumination energy comes to the eye, but this is not a problem because there are enough strong sources of illumination available. This in a straight line through the first Beam splitter 2 reaching illumination light is almost completely absorbed in a beam absorber 4.
  • Positioning beam 6 according to US Patent No. 5474451 (Robert) coupled. Furthermore, a light point for guiding the eye of the patient is present via a second beam splitter 7.
  • the necessary light is e.g. from a cold light source via a fiber bundle coupled (top of Fig. 1).
  • a fiber bundle coupled top of Fig. 1.
  • an IR LED can be used to generate
  • Illumination optics (1; 2; 4,8; 9; 10):
  • a tunable or mechanically rapidly exchangeable interference filter 8 generates narrow-band light with a bandwidth of typically 10 to 30 nm.
  • the illumination beam lens 10 ensures a uniform illumination of the
  • the first beam splitter 2 reflects about 5% of the light in the direction of the eye 20, the transmitted part is rendered harmless by the beam absorber 4.
  • the second beam splitter 7 below the illumination source 1 in the form of a
  • Lighting fiber bundle serves to show a small point of light. This is generated by a LED 11 with subsequent pinhole 17. The patient is fixated
  • the IR illumination 12 for patient positioning generated together with the
  • Conveying lens 13 and the annular mirror 5 is a converging light beam from the
  • the annular mirror 5 is shown in the form of an elliptical mirror with an elliptical hole in the middle.
  • the major axes of the ellipses are chosen so that the mirror in a 45 ° projection as a circle with a circular
  • the fundus is imaged by an aspherical ophthalmoscopic lens 16.
  • the light reflected from the fundus passes through the first beam splitter 2 through 95% is projected enlarged by the first imaging lens 14 and the second imaging lens 15 on the CCD chip.
  • the image pickup camera 3 used is a CCD camera, which has a
  • Interface is connected to a PC, so that the captured image can be digitized, stored and processed further.
  • the beam path is shielded from foreign and stray light by a blackened housing.
  • An x, y cross table makes it possible to finely adjust the device with respect to the patient's eye, wherein the adjustment can also be done automatically either by hand or by evaluating the above-mentioned positioning beam 6 and by means of suitable actuators.

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Abstract

Die Vorrichtung dient der fotografischen Aufnahme des Augenhintergrunds (Fundus oculi). Sie umfasst A) eine Beleuchtungsquelle (1 ); B) eine Beleuchtungsoptik (1 ; 2; 4; 8; 9; 10), welche Licht in mindestens zwei verschiedenen Frequenzbändern erzeugen und zeitlich nacheinander auf den Fundus richten kann; C) eine Abbildungsoptik ( 2; 3; 14; 15; 16), welche zeitlich nacheinander Bilder des mit verschiedenen Frequenzbändern beleuchteten Fundus erzeugen kann; und D) eine fotografische Bildaufnahme-Kamera (3), welche die erzeugten Bilder festhalten kann. Die Vorrichtung erlaubt, mit geringer Beleuchtungsstärke und ohne medikamentöse Aufweitung der Pupille des Patienten, einerseits Farbbilder hoher Qualität und andererseits spektral aufgelöste Bilder aufzunehmen. Darüber hinaus ermöglicht die Vorrichtung, verschiedene Blutwerte, insbesondere die Konzentration des Hämoglobins, sowie die Trübung der Augenlinse zu bestimmen.

Description

Vorrichtung zur fotografischen Aufnahme des Augenhintergrunds (Fundus oculi)
Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur fotografischen Aufnahme des Augenhintergrunds (Fundus oculi) gemäss dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
Nach dem Stand der Technik wird zur Abbildung des Augenhintergrundes entweder weisses Licht (Blitzlicht) verwendet, oder es wird schmalbandiges Licht einiger weniger Frequenzbänder benutzt, die gleichzeitig eingestrahlt werden. Die spektrale Aufteilung erfolgt - falls es das Messverfahren erfordert - erst in der Abbildungsoptik bei der Bildaufnahme. Da das Licht der verschiedenen Frequenzbänder gleichzeitig oder aber das ganze sichtbare Spektrum zur Beleuchtung benutzt wird muss die momentane Intensität des Lichtes entsprechend hoch gewählt werden, was zum bekannten Pupillenreflex führt. Um diesen unerwünschten Effekt zu eliminieren, ist es deshalb nötig die Pupille des Patienten vorgängig medikamentös aufzuweiten.
Hier will die Erfindung Abhilfe schaffen. Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde eine Vorrichtung (Funduskamera) zu schaffen, die es erlaubt, mit geringer Beleuchtungsstärke und ohne medikamentöse Aufweitung der Pupille des Patienten, einerseits Farbbilder hoher Qualität und andererseits spektral aufgelöste Bilder aufzunehmen. Darüber hinaus soll die erfindungsgemässe Vorrichtung (Funduskamera) ermöglichen, verschiedene Blutwerte, insbesondere die Konzentration des Hämoglobins, sowie die Trübung der Augenlinse zu bestimmen.
Die Erfindung löst die gestellte Aufgabe mit einer Vorrichtung, welche die Merkmale des Anspruchs 1 aufweist.
Die erfindungsgemässe Vorrichtung zeichnet sich dadurch aus, dass zur Beleuchtung des Fundus schmalbandiges Licht (vorzugsweise niedriger Intensität) in mehreren, mindestens aber 2 Frequenzbändern verwendet wird, wobei das Licht der verschiedenen Frequenzbänder zeitlich nacheinander angewendet und von jedem Spektralbereich ein Bild des Fundus gespeichert wird. Dank der geringen momentanen Lichtintensität wird der Pupillenreflex weitgehend vermieden. Da der Patient nicht geblendet wird, kann die Messung kurzzeitig nacheinander wiederholt werden. Es ist ein Merkmal der vorliegenden Erfindung, dass die spektrale Aufteilung bereits bei der Beleuchtung des Fundus erfolgt und dass die einzelnen Frequenzbänder zeitlich getrennt angewendet werden. Damit ist es möglich, die momentane Intensität des Lichtes niedrig zu halten. Wird die Farbe des Lichtes vom einen Ende des sichtbaren Spektrums zum anderen durchlaufen und dabei die Fundusbilder der einzelnen Frequenzbänder registriert, so können diese nachträglich zu einem Farbbild zusammengesetzt werden, welches einer Aufnahme mit weissem Licht praktisch sehr nahe kommt. Sowohl zur Bestimmung von Blutwerten wie auch zur Messung der Linsentrübung ist eine spektrale Aufteilung des Lichtes notwendig und bei der vorliegenden Erfindung bereits durch die Beleuchtungsmethode gegeben. So ist zur Bestimmung der Hämoglobinkonzentration vor allem das rote Licht von Interessen, da dieses vom Blut bevorzugt reflektiert wird. Andererseits ist zur Bestimmung der Linsentrübung das blaue Licht vorteilhaft: Bei diesem Verfahren wird der Kontrast zwischen Fovea und Papille ausgewertet, was im blauen Bereich am besten gelingt.
Es ist ein weiteres Merkmal der Erfindung, dass Dank der zeitsequentiellen spektralen Aufteilung des beleuchtenden Lichts zur Bildaufnahme eine schwarz/weiss CCD Kamera verwendet werden kann. Technisch bedingt sind schwarz/weiss CCDs wesentlich empfindlicher als Farb-CCDs.
Um mit der erfind ungsgemässen Vorrichtung Fundusaufnahmen bei nicht dilatierter Pupille durchzuführen, sollte sie mit einem Pupillendurchmesser von vorzugsweise maximal 3 - 4 mm funktionstüchtig sein. Relativbewegungen des Auges zur Bildaufnahme-Kamera schränken die nutzbare Apertur auf etwa 2 mm ein. Durch diese Öffnung muss sowohl die Beleuchtung als auch die Abbildung vorgenommen werden. Auf Grund interner Reflexe, vor allem an der Cornea und der Augenlinse selber, muss der Beleuchtungs- und Abbildungsstrahlengang räumlich getrennt werden. Dazu wird die zur Verfügung stehende Apertur konzentrisch aufgeteilt, in einen äusseren Ring zur Beleuchtung und einen inneren Kreis zur Abbildung. Der Abbildungskreis sollte so gross wie möglich sein, da dadurch das beugungslimitierte Auflösungsvermögen und die Lichtausbeute maximiert werden. Andererseits sollte der konzentrische Beleuchtungsring nicht zu dünn gewählt werden, da sonst, um eine bestimme Energie einzukoppeln, die Lichtintensität zu gross wird. Eine bevorzugte Wahl besteht darin gleiche Beleuchtungs- und Abbildungs-Flächen vorzusehen, allenfalls eine etwas grossere zentrale Abbildungsfläche.
Die Bildaufnahme-Kamera kann eine schwarz/weiss CCD Kamera sein.
Bei einer besonderen Ausführungsform verfügt die Funduskamera über eine Positioniervorrichtung, mit deren Hilfe die optische Achse des Auges und der Bildaufnahme-Kamera sowie der Abstand Abbildungsoptik (2;3;14;15;16) - Cornea exakt und reproduzierbar eingestellt werden können. Dieses Verfahren ist im US Patent Nr. 5474451 (Robert et al.) beschrieben. Die Reproduzierbarkeit der Positionierung ist wichtig, um einerseits bei der Messung von absoluten Blutwerten die unvermeidlichen Reflexionen und Verluste durch die Linsentrübung immer gleich einstellen zu können. Andererseits ist die Reproduzierbarkeit für die zeitsequenziellen Aufnahme von Fundusbildern verschiedener Spektralbereiche wichtig, damit möglichst identische Ausschnitte scharf abgebildet werden, so dass sie nachher mit minimalem Aufwand rechnerisch zu einem Farbbild zusammengesetzt werden können. Das optische Design der Funduskamera ist derart, dass unter den erwähnten Randbedingungen die Lichtausbeute möglichst gross ist.
Die Frequenzbänder können je eine Bandbreite von 5 - 50 nm, vorzugsweise von 10 - 30 nm aufweisen.
Das auf den Fundus gerichtete Licht kann im sichtbaren Bereich (vorzugsweise mit einer Wellenlänge zwischen 400 - 800 nm) oder im Infrarot-Bereich, liegen
Bei einer besonderen Ausführungsform sind die erzeugten Bilder in digitalisierter Form speicherbar .
Die Zeitintervalle zwischen den einzelnen Frequenzbändern sollten zweckmässigerweise so klein als möglich gehalten werden, vorzugsweise kleiner als 100 ms und typischerweise kleiner als 20 ms. Um ein Gesamtbild des Fundus aus den mittels der erfindungsgemässen Vorrichtung erhaltenen Bildern erzeugen zu können wird vorzugsweise ein Rechner eingesetzt, in welchem die einzelnen Bilder rechnerisch überlagerbar sind.
Mit der erfindungsgemässen Vorrichtung lässt sich das folgende Verfahren zur fotografischen Aufnahme des Augenhintergrunds (Fundus oculi) durchführen: a) zeitlich nacheinander erfolgende Beleuchtung des Fundus mit spektral eingegrenztem Licht, welches mindestens zwei verschiedene Frequenzbänder umfasst, b) fotografische Aufnahmen des zeitlich nacheinander mit verschiedenen Frequenzbändern beleuchteten Fundus mittels einer fotografischen Bildaufnahme- Kamera.
Vorzugsweise werden die zeitlich nacheinander erhaltenen, fotografischen Aufnahmen des Fundus zu einem Gesamtbild (Farbbild) superponiert.
Bei einer besonderen Ausführungsform dieses Verfahren beträgt die gesamte ins Auge eingestrahlte Leistung 30 bis 100 μW.
Die Belichtungsdauer des Fundus in jedem der einzelnen Frequenzbänder liegt vorzugsweise im Bereich von 10 - 30 ms.
Die Erfindung und Weiterbildungen der Erfindung werden im folgenden anhand einer teilweise schematischen Darstellung eines Ausführungsbeispiels noch näher erläutert.
Es zeigt:
Fig. 1 : das schematische Layout einer erfindungsgemässen Vorrichtung
Die erfindungsgemässe Vorrichtung besteht im wesentlichen aus einer Beleuchtungsquelle (1), einer Abbildungsoptik sowie einer Beleuchtungsoptik. Die beiden Strahlengänge sind durch einen ersten Strahlteiler 2 gekoppelt. Der erste Strahlteiler 2 ist so gewählt, dass das vom Fundus reflektierte Licht zu ca. 95% auf die Bildaufnahme-Kamera 3 fällt. Entsprechend gelangen nur etwa 5% der Beleuchtungsenergie zum Auge, was aber kein Problem darstellt, da genügend starke Beleuchtungsquellen zur Verfügung stehen. Das in gerader Richtung durch den ersten Strahlteiler 2 gelangende Beleuchtungslicht wird in einem Strahlabsorber 4 fast vollständig absorbiert.
Zusätzlich ist in den Beleuchtungsstrahlengang über einen Ringspiegel 5 ein
Positionierstrahl 6 gemäss US Patent Nr. 5474451 (Robert) eingekoppelt. Ferner ist über einen zweiten Strahlteiler 7 ein Lichtpunkt zur Führung des Auges des Patienten vorhanden.
Im Folgenden wird die Funktion der einzelnen Komponenten der Vorrichtung nach Fig.
1 erläutert:
Beleuchtungsquelle:
Das notwendige Licht wird z.B. von einer Kaltlichtquelle über ein Faserbündel eingekoppelt (oben in Fig. 1). Alternativ kann eine IR-LED zur Erzeugung von
Infrarotbildern installiert werden.
Beleuchtungsoptik (1 ;2;4,8;9;10):
Ein durchstimmbares oder mechanisch rasch wechselbares Interferenzfilter 8 erzeugt schmalbandiges Licht mit einer Bandbreite von typischerweise 10 - 30nm.
Durch eine Blende 9 mit zentralem Beamstop wird erreicht, dass der zentrale Teil der
Cornea nicht beleuchtet wird, so dass in der Bildaufnahme-Kamera 3 kein Reflex entsteht. Die Beleuchtungsstrahllinse 10 sorgt für eine gleichmässige Beleuchtung des
Fundus. Der erste Strahlteiler 2 reflektiert ca. 5% des Lichts Richtung Auge 20, der transmittierte Teil wird vom Strahlabsorber 4 unschädlich gemacht.
Der zweite Strahlteiler 7 unterhalb der Beleuchtungsquelle 1 in Form eines
Beleuchtungsfaserbündels dient dazu, einen kleinen Lichtpunkt einzublenden. Dieser wird durch eine LED 11 mit nachfolgendem Pinhole 17 erzeugt. Der Patient fixiert sein
Auge auf den Lichtpunkt, so dass der Augapfel eine definierte Position einnimmt.
Die IR-Beleuchtung 12 für die Patientenpositionierung erzeugt zusammen mit der
Sammellinse 13 und dem Ringspiegel 5 einen konvergierenden Lichtstrahl, der von der
Cornea bei richtiger Positionierung der Funduskamera parallel reflektiert wird. (Patent
Robert et al.). In der Figur 1 ist der Ringspiegel 5 im Form eines elliptischen Spiegels mit einem elliptischen Loch in der Mitte dargestellt. Die Hauptachsen der Ellipsen sind so gewählt, dass der Spiegel in einer 45°-Projektion als Kreis mit einem kreisrunden
Loch erscheint.
Abbildungsoptik (2;3;14;15,16):
Zur Abbildung des Fundus dient eine asphärische ophthalmoskopische Linse 16. Das vom Fundus reflektierte Licht geht zu 95% durch den ersten Strahlteiler 2 hindurch und wird von der ersten Abbildungslinse 14 und der zweite Abbildungslinse 15 vergrössert auf den CCD-Chip projiziert.
Bildaufnahme - Kamera:
Die verwendete Bildaufnahme-Kamera 3 ist eine CCD-Kamera, welche über eine
Schnittstelle mit einem PC verbunden ist, so dass das von ihr aufgenommene Bild digitalisiert, gespeichert und weiter verarbeitet werden kann.
Der Strahlenweg ist durch ein geschwärztes Gehäuse vor Fremd- und Streulicht abgeschirmt.
Positionierung der Vorrichtung:
Ein x,y-Kreuztisch erlaubt es, die Vorrichtung gegenüber dem Patientenauge fein zu justieren, wobei das Justieren entweder von Hand oder durch Auswerten des oben erwähnten Positionierstrahls 6 sowie mittels geeigneter Aktoren auch automatisch erfolgen kann.

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung zur fotografischen Aufnahme des Augenhintergrunds (Fundus oculi) mit
A) einer Beleuchtungsquelle (1);
B) einer Beleuchtungsoptik (1 ;2;4;8;9;10), welche Licht in mindestens zwei verschiedenen Frequenzbändern erzeugen und zeitlich nacheinander auf den Fundus richten kann;
C) einer Abbildungsoptik (2;3;14;15;16), welche zeitlich nacheinander Bilder des mit verschiedenen Frequenzbändern beleuchteten Fundus erzeugen kann; und
D) einer fotografischen Bildaufnahme-Kamera (3), welche die erzeugten Bilder festhalten kann.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Bildaufnahme- Kamera (3) eine schwarz/weiss CCD Kamera ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass sie über eine Positioniervorrichtung (5;12;13) verfügt, mit deren Hilfe die optische Achse des Auges (20) und der Bildaufnahme-Kamera (3) sowie der Abstand zwischen der Abbildungsoptik (2;3;14;15;16) und der Cornea einstellbar ist.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Frequenzbänder je eine Bandbreite von 5 - 50 nm, vorzugsweise 10 - 30 nm aufweisen.
5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das auf den Fundus gerichtete Licht im sichtbaren Bereich, vorzugsweise mit einer Wellenlänge zwischen 400 - 800 nm, liegt.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das auf den Fundus gerichtete Licht im Infrarot-Bereich, liegt.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die erzeugten Bilder in digitalisierter Form speicherbar sind.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Zeitintervalle zwischen den einzelnen Frequenzbändern kleiner als 100 ms, vorzugsweise kleiner als 20 ms sind.
9. Vorrichtung zur Erzeugung eines Gesamtbildes des Fundus aus den mittels der Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8 erhaltenen Bildern, dadurch gekennzeichnet, dass sie einen Rechner (18) umfasst, in welchem die einzelnen Bilder rechnerisch überlagerbar sind.
10. Verfahren zur fotografischen Aufnahme des Augenhintergrunds (Fundus oculi), gekennzeichnet durch folgende Schritte: a) zeitlich nacheinander erfolgende Beleuchtung des Fundus mit spektral eingegrenztem Licht, welches mindestens zwei verschiedene Frequenzbänder umfasst, b) fotografische Aufnahmen des zeitlich nacheinander mit verschiedenen Frequenzbändern beleuchteten Fundus mittels einer fotografischen Bildaufnahme- Kamera (3).
11.Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die zeitlich nacheinander erhaltenen, fotografischen Aufnahmen des Fundus zu einem Gesamtbild (Farbbild) superponiert werden.
12. Verfahren nach Anspruch 10 oder 11 , dadurch gekennzeichnet, dass die optische Achse des Auges (20) und der Bildaufnahme-Kamera (3) sowie der Abstand zwischen der Bildaufnahme-Kamera (3) und der Cornea reproduzierbar eingestellt wird.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die gesamte ins Auge eingestrahlte Leistung 30 bis 100 μW beträgt.
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass das auf den Fundus gerichtete Licht im sichtbaren Bereich, vorzugsweise mit einer Wellenlänge von 400 - 800 nm liegt.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass das auf den Fundus gerichtete Licht im Infrarot-Bereich liegt.
16. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Belichtungsdauer des Fundus in jedem der einzelnen Frequenzbänder im Bereich von 10 - 30 ms liegt.
17. Verwendung der Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, zur Bestimmung des Trübungsgrades der Augenlinse.
18. Verwendung der Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, zur Bestimmung von Blutwerten, vorzugsweise der Konzentration des Hämoglobins.
EP06705387A 2006-03-13 2006-03-13 Vorrichtung zur fotografischen aufnahme des augenhintergrunds (fundus oculi) Withdrawn EP1993432A1 (de)

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EP06705387A Withdrawn EP1993432A1 (de) 2006-03-13 2006-03-13 Vorrichtung zur fotografischen aufnahme des augenhintergrunds (fundus oculi)

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US (1) US20090079936A1 (de)
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WO (1) WO2007104165A1 (de)

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