WO2005102148A1 - Einrichtung zur beleuchtung organischer objekte - Google Patents

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Thomas Mohr
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Carl Zeiss Meditec AG
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Definitions

  • the invention relates to a device for illuminating organic objects, in particular the eye. It can preferably be used in an ophthalmic diagnostic or therapeutic device.
  • light is often used for diagnosis and therapy. This is particularly useful because the eye is largely transparent and can therefore be reached in its entirety by light rays.
  • the entire spectrum from ultraviolet to infrared is referred to below as light.
  • So-called slit lamps, fundus cameras and laser scan ophthalmoscopes are known as diagnostic devices which work with light.
  • a variable light section is generated in the eye to be examined by means of a slit image projection, from the shape, position and intensity of the scattered light of the slice image conclusions can be drawn about the state of the individual media of the eye.
  • the slit images are usually generated mechanically by means of gaps which are variable in width and position.
  • DMDs Digital Mirror Device
  • LEDs Light Emitting Diode
  • LCDs Liquid Crystal Display
  • OLEDs Organic Light Emitting Diodes
  • a fundus camera In the case of a fundus camera, as is known, for example, from DE 298 08 351 UI, the background of the eye is illuminated with a classic light source such as a halogen or mercury vapor lamp and then photographic or digital images of the retina are produced. It is also known to take these recordings only in certain spectral regions in order to detect the fluorescence of molecules of interest generated by means of appropriate illumination. Flash photos are also taken for special purposes in order to be able to recognize fast-moving processes. Additional flash lamps are required for this, which must be coupled into the beam path via corresponding additional optics. These flash light lamps are also limited in their frame rate.
  • a laser scan ophthalmoscope As is known for example from DE 198 35 967 C2, the inside of the eye is scanned by means of a laser beam positioned in 2 or 3 dimensions by a mechanical scanner and any fluorescence that occurs is detected. Because of the mechanical movement of the scanners, the image recording frequency is limited here, so that fast processes cannot be tracked, and because of the involuntary eye movements there are geometric disturbances in the content of the result image.
  • Therapy devices working with light are also known in ophthalmology. In order to treat visual defects using laser radiation, material is specifically removed from the cornea. Such a device is described, for example, in WO 01/66029, the entire contents of which are hereby incorporated by reference.
  • the beam of a treatment laser is directed over the treatment area by means of a mechanical scanner that has moving mirrors.
  • the mechanics of the scanner are the limiting factor for increasing the treatment speed and thus reducing the treatment time.
  • the invention is applicable to confocal microscopy.
  • a confocal microscope which uses an LED or an LCD array to illuminate the sample and analyzes the light influenced by the sample by means of a detector array.
  • This microscope is therefore not suitable for examining fast processes.
  • the laser scanning microscopes known from DE 197 33 195 AI for example, also use steering the laser beam used to illuminate the sample mechanical scanner and are therefore also not suitable for examining very fast processes. In recent years, however, interest in studying the extremely fast-moving molecular interactions in biology has increased significantly.
  • the object of the invention is to circumvent the disadvantages of the prior art and to provide extremely rapidly changing lighting.
  • an array of miniaturized light sources is arranged in a spatially defined manner in such a way that it is arranged on a plane or curved surface
  • Light sources achieve the highest possible packing density and can be individually electronically controlled very quickly.
  • the arrangement of the individual light sources can be both regular, e.g. as a tightly packed rectangle, as well as in any other, e.g. one
  • This light source array is imaged on the biological object by means of an optical system.
  • Device further comprises a detector, which registers the reflected, scattered or fluorescent radiation components of the diagnostic object and feeds them to an evaluation unit, which detector itself can also selectively detect wavelengths.
  • the advantage of the invention is that a spatially high-resolution structured lighting can be implemented very quickly and spectrally variably without moving parts.
  • the eye position can be determined almost online using fast individual detectors, since the spatial resolution is already given by the light source array shown
  • Figure can be adapted to the object.
  • it is advantageous to e.g. calibrate over a homogeneous object.
  • the therapy device if the emitted radiation is homogenized by means of a homogenizing intermediate optics (for example based on micro-optical elements). Due to the possibility of spatially structured intensity selection and color / wavelength selection of the individual light sources, temporally and spectrally variable intensity profiles can be generated, which are adapted to the respective application tasks. It is advantageous if the device for lighting consists of a miniaturized light source array consisting of compact light-emitting semiconductor diodes or semiconductor diode lasers with the lowest possible emission divergence and fast switching times, the emission intensity of which can be regulated electronically. which are known, for example, from the literature KJ Ebeling “Integrated Optoelectronics”, Springer-Verlag Berlin 1992.
  • EP 905 835 AI describes a two-dimensional array of VCSEL light sources which can be individually addressed or controlled.
  • US Pat. No. 6,174,749 a manufacturing process for VCSELs emitting in different wavelengths / colors is specified, from the literature Connie J. Chag-Hasnain "Tunable VCSEL", IEEE J. Selected Topics in Quantum Electronics Vol. 6 (2000) No. 6, p. 978 ff also known as tunable VCSELs.
  • the emission profiles of the individual beam sources can be selected accordingly in order to achieve the most uniform / structured intensity profile possible in the projected overlap. Gaussian intensity profiles are favorable for homogeneous illumination.
  • a temporal and / or intensity-dependent modulation of individual for. B. neighboring light sources of the light source array.
  • Fig. 1 shows the basic principle of the invention
  • Fig. 2 shows the application of the invention as an ultra-fast scanner
  • an array 1 of individual light sources 2, which can be VCSEL elements, for example, is arranged in such a way that it is directed onto a biological sample 4 via projection optics 3 is mapped.
  • the individual light sources 2 of the array 1 can be controlled by means of a computer 5, and their intensity, color (wavelength) and / or lighting duration can be controlled. A control circuit required for this is not shown here.
  • the light reflected, scattered, otherwise influenced or emanating from the fluorescence of the sample is imaged by means of imaging optics 6 on a detector 7, which in turn is connected to the computer 5.
  • the information received by the detector 7 can then be evaluated in the computer 5 according to methods known per se and adapted to the intended use.
  • a sequence of light sources 2 is switched on or off again under control of the computer 5 on the array 1 in succession and at ultra-short time intervals (for example a few ns to ⁇ s).
  • this sample is scanned accordingly quickly and without mechanical elements having to be moved.
  • the light emitted by the sample 4 is collected by the detector 7 and analyzed in the computer 5.
  • Such an embodiment can be used, for example, as an eye tracker, digital slit lamp, in pupillometry or a scanning fundus camera.
  • a laser scanning microscope can also be realized according to this basic structure. 3 shows an application in which the individual light sources 2, 2 ', 2 "of the array 1 emit different wavelengths.
  • a wavelength profile of the sample 4 can thus be detected, as is also used in scanning fundus cameras, for example .4 shows the application of the device according to the invention in confocal microscopy, in that the scanned laser beam through the light source array and the confocal detector through a microscope array with a coupled receiver chip, for example a CCD chip (analog Shack-Hartmann sensor)
  • the radiation emitted from the xy-VCSEL array 1 is projected through a 50% splitter mirror (beam splitter cube 8) via a projection lens 3 into an image plane on the retina 9 of an eye 10.
  • a first embodiment of the sensor array 1 can be a microlens array adapted to the spatial structure of the VCSEL array in coupling with a CCD chip. Each individual miniature lens of the microlens array takes on the function of the imaging optics 6.
  • the aperture function of the conventional detector with pinhole is realized in that, for example, with respect to the reflected intensity, only the one in the middle of the upstream one Microlens lying pixels of the sensor array 11 evaluates, and the others are not detected.
  • the eccentric pixels can be used to smooth the rasterization specified by the structure of the device according to the invention.
  • a second embodiment can also use a shadow mask and associated individual receiving diodes, the structure and rasterization by the light source array 1 again having to be observed here.
  • Each of these arrangements can also be used in conjunction with a microscope to examine biological specimens.
  • this arrangement and corresponding evaluation algorithms can also be used to implement a Hartmann-Shack wavefront sensor.
  • This new type of confocal scanning microscope can be designed in a very compact and robust design without moving parts and can therefore be used for example in the eye with less effort than before.
  • the scanning function can be clarified by switching neighboring VCSELs on and off one after the other and thus scanning according to the conventional principle.
  • this imitation is no longer absolutely necessary if the sensor array 11 has a correspondingly high evaluation capacity, in that the light sources 2 are all switched on at the same time and the received signals are evaluated at the same time.
  • the duty cycle can be adjusted to the optimal reception intensity.
  • the pulsating operating mode of the system also enables extremely fast dynamic processes to be investigated.
  • FIG. 5 shows the use of the device according to the invention in an aberrometer, the optical structure largely corresponding to that shown in FIG. 4.
  • the radiation emitted from the xy-VCSEL array 1 is projected onto the retina 9 of an eye 10 by, for example, a 50% splitter mirror (beam splitter cube 8) via projection optics 3.
  • the resulting grid of secondary light sources is in turn projected via the splitter mirror (beam splitter cube 8) onto a sensor array 11, for example with microlenses 12 and electronic evaluation.
  • the eye lens shapes for a normal-sighted (emmetropic) eye (reference number 13) and for a defective (ametropic) eye (reference number 14) are shown schematically.
  • a light beam 16 emanating from the VCSEL array 1 strikes different points of the retina 9 due to the different refraction at the eye lens 13 or 14.
  • the reflection at the retina 9 leads to the reflected beam 16 which is from the divider mirror of the divider cube 8 is directed onto the sensor element 18 of the sensor array 11. This is done for the defective eye Reflection in the beam 17, which strikes another sensor element 19.
  • the imaging behavior of the eye 10 can thus be determined from the different location of the impact of the reflected beam on the sensor array 11, which is electronically detected and transmitted to the computer 5.
  • FIG. 6 shows the device according to the invention in a perimeter, which is used to determine the visual field of a patient.
  • the radiation emitted from the xy-VCSEL array 1 is projected onto the retina 9 of an eye 10 via projection optics 3, with rays S1, S2, S3 from different elements of the VCSEL array 1 at different locations R1, R2, R3 Impact Retina 9.
  • An additional target point 20, the z. B. can be a yellow LED or a specific, represented by the VCSEL array 1, serves to align the eye.
  • the sensation, which is caused by the impingement of the rays S1, S2, S3 on the retina, can then be determined in a manner known per se either subjectively by the patient's interaction or objectively by evaluating nerve impulses, brain waves or the like.
  • FIG. 6 shows the device according to the invention in a fluorescence camera.
  • the radiation emitted from the xy-VCSEL array 1 with a specific excitation wavelength ⁇ i is projected onto the retina 9 of an eye 10 by, for example, a 50% divider mirror (SfraM divider cube 8) via projection optics 3 and the tissue located there, possibly by means of an introduced fluorescent dye excited to fluorescence with the wavelength ⁇ 2 .
  • the fluorescent light passes through the beam splitter 8 to a receiver 11 which is electrically connected to the computer 5.
  • a blocking filter 21 for the wavelength ⁇ i is connected upstream thereof.
  • tissue properties for example, can be reliably detected. If the VCSEL array 1 according to the exemplary embodiment shown in FIG. 2 can emit a plurality of wavelengths, different fluorescences can also be excited and detected accordingly. In the same way, the cornea or the eye lens can also be spectrally examined with the device according to the invention.
  • each light source can be assigned an immediately adjacent detector for monitoring the intensity and / or color, as described in EP 829 933 A2.
  • the term VCSEL light source can be understood to mean all diode lasers whose radiation direction is perpendicular to the surface of the array or its active zone.
  • NECSEL Novalux extended-cavity surface-emitting laser
  • diode lasers the resonator of which is essentially parallel to the active zone and which are provided with a diffractive or reflective structure which perpendicularly emits the laser radiation from the array or the active zone.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte, insbesondere des Auges. Sie ist bevorzugt einsetzbar in einem Ophthalmologischen Diagnose- oder Therapiegerät. Erfindungsgemäß wird ein Array (1) von miniaturisierten Lichtquellen (2) räumlich definiert geordnet derart auf einer Ebene oder gekrümmten Fläche zusammengestellt, dass diese Lichtquellen eine möglichst hohe Packungsdichte erreichen und einzeln sehr schnell elektronisch ansteuerbar sind. Dieses Lichtquellenarray wird mittels eines optischen Systems (3) auf das biologische Objekt (10) abgebildet.

Description

Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte
Die Erfindung betrifft eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte, insbesondere des Auges. Sie ist bevorzugt einsetzbar in einem Ophthalmologisches Diagnose- oder Therapiegerät.
In der Augenheilkunde wird sowohl bei der Diagnose als auch bei der Therapie häufig mit Licht gearbeitet. Dieses bietet sich insbesondere deswegen an, da das Auge weitgehend transparent ist und damit praktisch in seiner Gesamtheit für Lichtstrahlen erreichbar ist. Als Licht wird im Folgenden das gesamte Spektrum von Ultraviolett bis Infrarot bezeichnet.
Als Diagnosegeräte, welche mit Licht arbeiten, sind insbesondere sogenannte Spaltlampen, Funduskameras und Laser-Scan-Ophthalmoskope bekannt.
Bei einer Spaltlampe wird mittels einer Spaltbildprojektion in dem zu untersuchenden Auge ein veränderlicher Lichtschnitt erzeugt, aus der Form, Lage und Intensität des Streulichtes des Schnittbildes können Rückschlüsse auf den Zustand der einzelnen Medien des Auges gezogen werden. Üblicherweise werden die Spaltbilder mechanisch mittels in der Breite und Lage veränderlicher Spalte erzeugt. Aus der DE 101 51 314, auf deren gesamte Offenbarung hiermit Bezug genommen wird, ist es auch bekannt, den Lichtschnitt durch eine entsprechende Lichtverteilung mittels eines aus DMDs (Digital Mirror Device), LEDs (Light Emitting Diode), LCDs (Liquid Crystal Display) oder OLEDs (Organic Light Emitting Diodes) aufgebauten Microdisplays zu erzeugen. Allen diesen Lichtquellen ist gemeinsam, dass sie nur eine relativ geringe Bildfrequenz erlauben, da sie entweder über mechanisch bewegte Teile (DMD) oder eine lange Nachleuchtdauer aufweisen.
Bei einer Funduskamera, wie z.B. aus DE 298 08 351 UI bekannt ist, wird der Augenhinter- grund mit einer klassischen Lichtquelle wie einer Halogen- oder Quecksilberdampflampe ausgeleuchtet und anschließend fotografische oder digitale Aufnehmen der Retina erzeugt. Dabei ist es auch bekannt, diese Aufiiahmen nur in bestimmten Spektralgebieten anzufertigen, um die mittels entsprechender Beleuchtung erzeugte Fluoreszenz interessierender Moleküle nachzuweisen. Zu besonderen Zwecken werden auch Blitzlichtaufhahmen durchgeführt, um schnell ablaufende Vorgänge erkennen zu können. Dafür sind zusätzliche Blitzlampen notwendig, die über entsprechende zusätzliche Optiken in den Strahlengang eingekoppelt werden müssen. Auch sind diese Blitzlichtlampen in ihrer Bildfolgefrequenz limitiert. Bei einem Laser-Scan-Ophthalmoskop, wie es beispielsweise aus der DE 198 35 967 C2 bekannt ist, wird das Augeninnere mittels eines von einem mechanischen Scanner in 2 oder 3 Dimensionen positionierten Laserstrahl abgetastet und auftretende Fluoreszenzen delektiert. Wegen der mechanischen Bewegung der Scanner ist hier die Bildaufiiahmefrequenz begrenzt, so dass schnelle Vorgänge nicht verfolgt werden können, außerdem kommt es wegen der unwillkürlichen Augenbewegungen zu geometrischen Störungen im Inhalt des Ergebnisbildes. Mit Licht arbeitende Therapiegeräte sind in der Augenheilkunde ebenfalls bekannt. So wird zur Behandlung von Sehfehlern mittels Laserstrahlung gezielt Material aus der Cornea abgetragen, Ein solches Gerät ist z.B. in der WO 01/66029 beschrieben, auf deren kompletten Inhalt hiermit Bezug genommen wird. Dabei wird der Strahl eines Behandlungslasers mittels eines mechanischen Scanners, welcher über bewegte Spiegel verfügt, gezielt über das Behandlungsgebiet geführt. Auch hier ist die Mechanik des Scanners der limitierende Faktor für die Erhöhung der Behandlungsgeschwindigkeit und damit der Verringerung der Behandlungszeit.
Die während der Behandlung auftretenden unwillkürlichen Augenbewegungen führen dazu, dass es zu Abweichungen zwischen dem vorgesehenen und dem tatsächlichen Ort des Materialabtrags kommt. Um die daraus resultierenden Fehler zu vermeiden wird in dieser Schrift ein Eye-Tracker eingesetzt, welcher die momentane Position/Blickrichtung des Auges detek- tiert und damit diese Bewegungen erkennen kann. Diese Bewegungen werden dann bei der Steuerung des Materialabtrags berücksichtigt und damit ausgeglichen. In der US 6,179,422, auf deren gesamten Inhalt hiermit verwiesen wird, ist ein solcher Eye- Tracker beschrieben, welcher seinerseits mittels eines solchen Scanners einen IR-Laserstrahl schnell über Pupille und Limbus des Auges führt. Die reflektierte Strahlung wird mittels einer schnellen Photodiode detektiert und aus den Verschiebungen der Kontrastflanken von Pupille und Limbus zwischen den einzelnen Abtastungen lässt sich die Bewegung des Auges bestimmen. Auch diese Lösung ist durch die Geschwindigkeit des mechanischen Scanners in ihrer Genauigkeit limitiert.
Auch bei anderen Verfahren zur Untersuchung biologischer Objekte wie z.B. der konfokalen Mikroskopie ist die Erfindung anwendbar.
Aus der EP 485 803 Bl, auf deren gesamten Inhalt hiermit Bezug genommen wird, ist ein konfokales Mikroskop bekannt, welches zur Beleuchtung der Probe ein LED- oder ein LCD- Array benutzt und das von der Probe beeinflusste Licht mittels eines Detektorarrays analysiert. Dieses Mikroskop ist damit nicht zur Untersuchung schneller Vorgänge geeignet. Auch die z.B. aus der DE 197 33 195 AI bekannten Laser Scanning Mikroskope benutzen zur Ab- lenkung des zur Beleuchtung der Probe dienenden Laserstrahlen mechanische Scanner und sind deshalb ebenfalls nicht zur Untersuchung sehr schneller Vorgänge geeignet. Gerade in den letzten Jahren ist aber das Interesse an der Untersuchung der extrem schnell ablaufenden molekularen Wechselwirkungen in der Biologie wesentlich gestiegen.
Aufgabe der Erfindung ist es, die Nachteile des Standes der Technik zu umgehen und eine extrem schnell veränderliche Beleuchtung anzugeben.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die unabhängigen Ansprüche gelöst, vorteilhafte
Weiterentwicklungen sind in den abhängigen Ansprüchen beschrieben.
Erfindungsgemäß wird ein Array von miniaturisierten Lichtquellen räumlich definiert geordnet derart auf einer Ebene oder gekrümmten Fläche zusammengestellt, dass diese
Lichtquellen eine möglichst hohe Packungsdichte erreichen und einzeln sehr schnell elektronisch ansteuerbar sind. Dabei kann die Anordnung der einzelnen Lichtquellen sowohl regelmäßig, z.B. als dicht gepacktes Rechteck, als auch in beliebigen anderen, z.B. einer
Auswertung angepassten Formen erfolgen.
Dieses Lichtquellenarray wird mittels eines optischen Systems auf das biologische Objekt abgebildet.
Im Falle einer Diagnose- Vorrichtung oder eines Mikroskopes besteht die erfindungsgemäße
Einrichtung weiterhin aus einem Detektor, der die reflektierten, gestreuten oder fluoreszierenden Strahlungsanteile des Diagnoseobjektes registriert und einer Auswerteeinheit zufuhrt, wobei dieser Detektor selbst ggf. auch wellenlängenselektiv detektieren kann.
Der Vorteil der Erfindung ist, dass ohne bewegte Teile sehr schnell und spektral variabel eine räumlich hochaufgelöste strukturierte Beleuchtung realisierbar ist. Bei einem Eye-Tracker kann mittels schneller Einzeldetektoren nahezu online die Augenposition bestimmt werden, da die räumliche Auflösung bereits durch das abgebildete Lichtquellenarray gegeben, die
Benutzung von bildverarbeitenden CCD-Sensoren ist nicht notwendig.
Wenn die durch die räumliche Anordnung der Lichtquellen gegebene Auflösung nicht ausreicht, kann diese in der erfindungsgemäßen Vorrichtung durch eine verkleinernde
Abbildung auf das Objekt angepasst werden. Bei einer Diagnosevorrichtung ist es vorteilhaft, die Beleuchtungseinrichtung z.B. über ein homogenes Objekt zu kalibrieren. Bei einer
Therapievorrichtung ist es von Vorteil wenn die abgegebene Strahhlung durch eine homogenisierende Zwischenoptik (z.B. auf der Basis mikrooptischer Elemente) homogenisiert wird. Durch die Möglichkeit der räumlich strukturierten Intensitätswahl und Farb/Wellenlängenwahl der einzelnen Lichtquellen, lassen sich zeitlich und spektral variable Intensitätsprofile generieren, die den jeweiligen Anwendungsaufgaben angepasst sind. Es ist von Vorteil, wenn die Einrichtung zur Beleuchtung ein ininiaturisiertes Lichtquellenarray aus kompakten lichtemittierenden Halbleiterdioden oder Halbleiterdiodenlasern möglichst geringer Emissionsdivergenz und schnellen Schaltzeiten besteht, deren Emissionsintensität elektronisch regelbar ist Eine besonders geeignete Bauform der Lichtquellen stellen die Vertical Cavitiy Surface Emitting Laser (VCSEL) dar, welche z.B. aus der Literatur K.J. Ebeling „Integrierte Optoelektronik", Springer- Verlag Berlin 1992, bekannt sind. Beispielsweise wird in der EP 905 835 AI ein zweidimensionales Array aus VCSEL-Lichtquellen beschrieben, welche einzeln adressierbar oder ansteuerbar sind. In der US 6,174,749 ist ein Herstellverfahren für in verschiedenen Wellenlängen/Farben abstrahlende VCSELs angegeben, aus der Literatur Connie J. Chag-Hasnain „Tunable VCSEL", IEEE J. Selected Topics in Quantum Electronics Vol. 6(2000) Nr. 6, S. 978 ff. sind auch durchstimmbare VCSELs bekannt.
Zur Steigerung der Homogenität oder Struktur der Objektbeleuchtung können die Emissionsprofile der einzelnen Strahlquellen entsprechend ausgewählt sein, um in der projezierten Überlappung ein möglichst gleichförmiges/strukturiertes Intensitätsprofil zu erzielen. Dabei sind gaußformige Intensitätsprofile günstig für eine homogene Ausleuchtung. Zur Erhöhung des Auflösungsvermögens der erfindungsgemäßen Einrichtung kann eine zeitliche und/oder intensitätsabhängige Modulation einzelner, z. B. benachbarter Lichtquellen des Lichtquellenarrays durchgeführt werden.
Die Erfindung wird im Folgenden an Hand der schematischen Zeichnungen näher erläutert.
Fig. 1 zeigt das Grundprinzip der Erfindung
Fig. 2 zeigt die Anwendung der Erfindung als ultraschneller Scanner
Fig. 3 zeigt eine multispektrale Beleuchtung
Fig. 4 zeigt eine Ausführungsform eines konfokalen Detektors
Fig. 5 zeigt eine Ausführungsform eines Aberrometers
Fig. 6 zeigt eine Ausführungsform eines Perimeters
Fig. 7 zeigt eine Ausführungsform einer Fluoreszenzkamera
In Fig. 1 ist ein Array 1 aus einzelnen Lichtquellen 2, welche z.B. VCSEL-Elemente sein können so angeordnet, dass es über eine Projektionsoptik 3 auf eine biologische Probe 4 abgebildet wird. Die einzelnen Lichtquellen 2 des Arrays 1 sind mittels eines Computers 5 ansteuerbar, wobei sie in ihrer Intensität, Farbe (Wellenlänge) und/oder Leuchtdauer gesteuert werden können. Eine hierzu notwendige Ansteuerschaltung ist hier nicht dargestellt. Das von der Probe zurückgeworfene, gestreute, anderweitig beeinflusste oder von einer Fluoreszenz der Probe ausgehende Licht wird mittels einer Abbildungsoptik 6 auf einen Detektor 7 abgebildet, welcher wiederum mit dem Computer 5 verbunden ist. Die Auswertung der vom Detektor 7 empfangenen Informationen kann dann im Computer 5 nach an sich bekannten und dem vorgesehenen Einsatzzweck angepassten Verfahren erfolgen. In Fig. 2 wird unter Steuerung des Computers 5 auf dem Array 1 nacheinander und in ultrakurzen Zeitabständen (z.B. einige ns bis μs) eine Folge von Lichtquellen 2 ein- bzw. wieder ausgeschaltet. Durch die Projektion auf die Probe 4 wird dadurch diese Probe entsprechend schnell und ohne dass mechanische Elemente bewegt werden müssen gescannt. Von dem Detektor 7 wird das von der Probe 4 abgestrahlte Licht aufgefangen und im Computer 5 analysiert. Eine solche Auslührungsform ist z.B. als Eye-Tracker, Digitale Spaltlampe, in der Pupillometrie oder einer Scanning Funduskamera anwendbar. Ebenfalls lässt sich ein Laser Scanning Mikroskop nach diesem Grundaufbau realisieren. In Fig. 3 ist eine Anwendung dargestellt, bei der die einzelnen Lichtquellen 2, 2', 2" des Arrays 1 unterschiedliche Wellenlängen abstrahlen. Damit lässt sich ein Wellenlängenprofil der Probe 4 detektieren, wie es z.B. auch in Scanning Funduskameras angewendet wird. In Fig.4 ist die Anwendung der erfindungsgemäße Vorrichtung in der konfokalen Mikroskopie gezeigt, indem der gescannte Laserstrahl durch das Lichtquellen- Array und den konfokalen Detektor durch ein Mikroslinsen- Array mit gekoppeltem Empfanger-Chip, z.B. CCD-Chip (analog Shack-Hartmann-Sensor) ersetzt wird. Dabei wird die aus dem x-y- VCSEL- Array 1 emittierte Strahlung durch einen z.B. 50% Teilerspiegel (Strahlteilerwürfel 8) über eine Projektionsoptik 3 in eine Bildebene auf der Retina 9 eines Auges 10 projiziert. Das dort entstehende Raster sekundärer Lichtquellen wird wiederum über den Teilerspiegel (SfraMteilervvürfel 8) auf ein Sensor- Array 11 z.B. mit Mikrolinsen 12 und elektronischer Auswertung projiziert. Dabei nimmt das Sensorarray die Funktion des konventionellen Detektors mit Lochblende in einer vervielfachten Airayausführung wahr. Eine 1. Ausführungsform des Sensor-Arrays 1 kann ein der räumlichen Struktur des VCSEL-Arrays angepasstes Mikrolinsen-Array in Kopplung mit einem CCD-Chip sein. Dabei übernimmt jede einzelne Miniaturlinse des Mikrolinsenarrays die Funktion der Abbildungsoptik 6. Die Blendenfunktion des konventionellen Detektors mit Lochblende wird dadurch realisiert, dass z.B. bezüglich der reflektierten Intensität nur das jeweils mittig zur jeweils vorgeschalteten Mikrolinse liegende Pixel des Sensorrrays 11 auswertet, und die anderen nicht detektiert. Dabei können jedoch die jeweils außermittigen Pixel benutzt werden um den durch die Struktur der erfindungsgemäßen Vorrichtung vorgegebene Rasterung zu glätten. Eine 2. Ausführungsform kann auch eine Lochmaske und zugehörige einzelne Empfangsdioden verwenden, wobei hier wiederum die Struktur und Rasterung durch das Lichtquellenarray 1 zu beachten ist.
Jede dieser Anordnungen kann auch in Verbindung mit einem Mikroskop zur Untersuchung biologischer Präparate genutzt werden. Außerdem lässt sich mit dieser Anordnung und entsprechenden Auswertealgorithmen auch ein Wellenfrontsensor nach Hartmann-Shack realisieren.
Dieses neuartige konfokale Scanning-Mikroskop lässt sich in einer sehr kompakten und robusten Bauform ohne bewegliche Teile ausführen und daher in der beispielsweisen Anwendung am Auge mit geringerem Aufwand als bisher einsetzen. Dabei kann man sich die scannende Funktion dadurch verdeutlichen, dass man nacheinander benachbarte VCSEL's ein- und ausschaltet und somit zeitlich entsprechend des konventionellen Prinzips scanned. Allerdings ist diese Nachahmung nicht unbedingt mehr nötig, wenn das Sensor Array 11 eine entsprechend hohe Auswertekapazität besitzt, indem die Lichtquellen 2 alle gleichzeitig eingeschaltet werden und die Empfangssignale gleichzeitig ausgewertet werden. Dabei kann die Einschaltdauer der optimalen Empfangsintensität angepasst werden. Weiterhin lassen sich durch die pulsierende Betriebsweise des Systems auch extrem schnelle dynamische Vorgänge untersuchen.
In Fig.5 ist die Anwendung der erfindungsgemäße Vorrichtung in einem Aberrometer gezeigt, wobei der optische Aufbau weitgehend dem in Fig. 4 dargestellten entspricht. Dabei wird die aus dem x-y-VCSEL-Array 1 emittierte Strahlung durch einen z.B. 50% Teilerspiegel (Strahlteilerwürfel 8) über eine Projektionsoptik 3 auf die Retina 9 eines Auges 10 projiziert. Das dort entstehende Raster sekundärer Lichtquellen wird wiederum über den Teilerspiegel (Strahlteilerwürfel 8) auf ein S ensor- Array 11 z.B. mit Mikrolinsen 12 und elektronischer Auswertung projiziert. Schematisch sind die Augenlinsenformen für ein normalsichtiges (emmetropes) Auge (Bezugszeichen 13) und für ein fehlsichtiges (ametropes) Auge (Bezugszeichen 14) dargestellt. Ein von dem VCSEL- Array 1 ausgehender Lichtstrahl 16 trifft durch die unterschiedliche Brechung an der Augenlinse 13 bzw. 14 unterschiedliche Stellen der Retina 9. Die Reflexion an der Retina 9 führt im Fall des normalsichtigen Auges zum reflektierten Strahl 16, welcher vom Teilerspiegel des Teilerwürfels 8 auf das Sensorelement 18 des Sensorarrays 11 gelenkt wird. Für das fehlsichtige Auge erfolgt die Reflexion in den Strahl 17, welcher auf ein anderes Sensorelement 19 trifft. Aus dem unterschiedlichen Ort des Auftreffens des reflektierten Strahles auf das Sensor- Array 11, welcher elektronisch detektiert und an den Computer 5 übermittelt wird, lässt sich damit das Abbildungsverhalten des Auges 10 bestimmen.
In Fig. 6 ist die erfindungsgemäße Vorrichtung in einem Perimeter dargestellt, welches dazu dient, das Gesichtsfeld eines Patienten zu bestimmen.
Dabei wird die aus dem x-y- VCSEL- Array 1 emittierte Strahlung über eine Projektionsoptik 3 auf die Retina 9 eines Auges 10 projiziert, wobei Strahlen Sl, S2, S3 von unterschiedlichen Elementen des VCSEL- Arrays 1 an unterschiedlichen Stellen Rl, R2, R3 der Retina 9 auftreffen. Ein zusätzlich vorhandener Zielpunkt 20, der z. B. eine gelbe LED oder ein spezifisches, durch das VCSEL-Array 1 dargestelltes Muster sein kann, dient der Ausrichtung des Auges. Der Sinneseindruck, welcher durch das Auftreffen der Strahlen Sl, S2, S3 auf der Retina hervorgerufen wird, kann dann in an sich bekannter Art und Weise entweder durch Interaktion des Patienten subjektiv oder durch Auswertung von Nervenimpulsen, Hirnströmen o.a. objektiv bestimmt werden. Entsprechende Anordnungen und Auswerteverfahren sind beispielsweise in den Dokumenten DE 198 55 848, DE 199 61 323, DE 101 40 871 und DE 101 46 330 angegeben, deren gesamte Offenbarung hiermit eingeschlossen wird. In Fig. 6 ist die erfindungsgemäße Vorrichtung in einer Fluoreszenzkamera dargestellt. Dabei wird die aus dem x-y- VCSEL- Array 1 emittierte Strahlung mit einer bestimmten Anregungswellenlänge λi durch einen z.B. 50% Teilerspiegel (SfraMteilerwürfel 8) über eine Projektionsoptik 3 auf die Retina 9 eines Auges 10 projiziert und das dort befindliche Gewebe eventuell vermittels eines eingebrachten Fluoreszenzfarbstoffs zur Fluoreszenz mit der Wellenlänge λ2 angeregt. Das Fluoreszenzlicht gelangt über den Strahlteiler 8 auf einen Empfänger 11, welcher mit dem Computer 5 elektrisch verbunden ist. Um zu verhindern, dass das Anregungslicht auf den Empfänger trifft ist diesem ein Sperrfilter 21 für die Wellenlänge λi vorgeschaltet. Durch Auswertung der örtlichen Verteilung des Fluoreszenzlichtes lassen sich z.B. Gewebeeigenschaften zuverlässig detektieren. Wenn das VCSEL-Array 1 gemäß dem in Fig. 2 angegebenen Ausführungsbeispiel mehrere Wellenlängen emittieren kann lassen sich auch entsprechend verschiedene Fluoreszenzen anregen und detektieren. In gleicher Art lässt sich mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung auch die Cornea oder die Augenlinse spektral untersuchen.
Die Realisierung der Erfindung ist nicht an die dargestellten Ausführungsbeispiele gebunden, fachmännische Weiterentwicklungen führen nicht zu einem Verlassen des Schutzbereichs. So kann jeder Lichtquelle ein unmittelbar benachbarter Detektor zum Monitoring der Intensität und/oder Farbe zugeordnet sein, wie in EP 829 933 A2 beschrieben ist. Im Rahmen dieser Darstellung und der erfindungsgemäßen Einrichtung können unter dem Begriff einer VCSEL-Lichtquelle sämtliche Diodenlaser verstanden sein, deren Abstrahlungsrichtung senkrecht zur Fläche des Arrays oder ihrer aktiven Zone liegt. Es kann sich dabei insbesondere auch um NECSEL (Novalux extended-cavity surface-emitting laser) handeln oder um Diodenlaser, deren Resonator im Wesentlichen parallel zur aktiven Zone liegt und die mit einer beugenden oder reflektierenden Struktur versehen sind, welche die Laserstrahlung senkrecht aus dem Array oder der aktiven Zone auskoppelt.

Claims

Patentansprüche
1. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte, insbesondere des Auges, welche eine steuerbare Lichtquelle und eine Abbildungsoptik aufweist, wobei die steuerbare Lichtquelle aus einer Vielzahl einzelner Lichtquellen besteht, deren Intensität und/oder Farbe mit einer Frequenz, die größer als 100 Hertz ist, geändert werden kann.
2. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach Anspruch 1, wobei die Frequenz größer als 1000 Hertz ist.
3. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach Anspruch 1, wobei die Frequenz größer als 10.000 Hertz ist.
4. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach Ansprach 1 , wobei die Frequenz größer als 100.000 Hertz ist.
5. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach Anspruch 1, wobei die Frequenz größer als 1.000.000 Hertz ist.
6. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach Anspruch 1, wobei die Frequenz größer als 10.000.000 Hertz ist.
7. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach einem der vorigen Ansprüche, wobei die einzelnen Lichtquellen in einem vorzugsweise regelmäßigen ein- oder zweidimensionalen Array angeordnet sind.
8. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach Anspruch 7, wobei die einzelnen Lichtquellen in einer Ebene oder einer gekrümmten Fläche angeordnet sind.
9. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach Anspruch 7 oder 8, wobei das von der organischen Substanz reflektierte, gestreute oder anderweitig beeinflusste Licht von mindestens einem Detektor aufgefangen wird.
10. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach Anspruch 9, wobei das von dem Detektor aufgefangene Licht räumlich, zeitlich und/oder spektral analysiert wird.
11. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach einem der Ansprüche 7 bis 10, wobei die Lichtquellen aus lichtemittierenden Halbleiterdioden oder Halbleiterdiodenlasern bestehen, deren Intensität und/oder Farbe vorzugsweise elektronisch steuerbar ist.
12. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach einem der Ansprüche 7 bis 11, wobei vor den Lichtquellen ein oder mehrere mikrooptischen Elemente angeordnet sind.
13. Einrichtung zur Beleuchtung organischer Substanz nach einem der Ansprüche 7 bis 11, wobei mindestens einer der Lichtquellen ein Detektor zur Überwachung der Intensität und/oder Farbe der Lichtquelle zugeordnet ist.
14. Ophthalmologisches Diagnosegerät dadurch gekennzeichnet, dass das ophthalmologische Diagnosegerät wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
15. Ophthalmologisches Therapiegerät dadurch gekennzeichnet, dass das ophthalmologische Therapiegerät wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
16. Konfokales Mikroskop dadurch gekennzeichnet, dass das konfokale Mikroskop wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
17. Spaltlampe, dadurch gekennzeichnet, dass die Spaltlampe wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
18. Funduskamera, dadurch gekennzeichnet, dass die Funduskamera wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
19. Laserophthalmoskop, dadurch gekennzeichnet, dass das Laserophthalmoskop wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
20. Eye-Tracker, dadurch gekennzeichnet, dass der Eye-Tracker wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
21. Wellenfrontsensor, insbesondere Shack-Hartmann-Sensor, dadurch gekennzeichnet, dass der Wellenfrontsensor wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
22. Aberrometer, dadurch gekennzeichnet, dass das Aberrometer wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
23. Perimeter, dadurch gekennzeichnet, dass das Perimeter wenigstens eine Einrichtung zur Beleuchtung organischer Objekte nach einem der Ansprüche 1 bis 13 aufweist.
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