WO2009106298A1 - Ophthalmologisches gerät und verfahren zur beobachtung, untersuchung, diagnose und/oder therapie eines auges - Google Patents

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illumination
scanning
laser
illumination source
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Detlef Biernat
Daniel Bublitz
Andreas Brodschelm
Thomas Mohr
Stefan Richter
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Carl Zeiss Meditec Ag
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Definitions

  • the present invention relates to an ophthalmological apparatus and a method for non-contact and non-contact observation, examination, therapy and / or diagnosis of an eye.
  • the device is based on a fundus camera or an ophthalmoscope.
  • Images of the topology of the fundus are an important tool for the diagnosis of many diseases of the eye. Many diseases of the retina can be examined in more detail by the precise use of diagnostic lasers or treated by the precise application of therapeutic lasers.
  • Fundus cameras are one of the most important diagnostic instruments in ophthalmology. With their help, it is possible to record wide field images of the fundus and derive diagnoses.
  • US Pat. No. 7,134,754 B2 describes a retinal function camera which provides for the use of two laser light sources with different wavelengths.
  • the wavelength bands are chosen so that the light absorption capacity of the first wavelength band at oxygen Enriched blood and that of the second wavelength band is larger in deoxygenated blood, so that corresponding images can be generated and evaluated. This makes it possible to diagnose early stages of macular atrophy, which causes the death of photoreceptor cells and retinal pigment epithelium due to age and leads to the gradual loss of detailed central vision.
  • choroidal neovascularization in early stages can be detected. These small, new, abnormal blood vessels grow and proliferate from the choroidal layer and can cause an acute loss of vision as blood collects in or under the retina.
  • the diseased sites visualized with the described solution can be treated either by photocoagulation or by photodynamic therapy.
  • a fundus camera which also provides for the use of two laser light sources with different wavelengths, is described in US Pat. No. 7,198,367 B2. In this case, however, the wavelength bands are chosen so that fluorescence images of the fundus can be recorded and evaluated both in the visible and in the infrared range.
  • laser scanning ophthalmoscopes have also been established in ophthalmology.
  • a laser beam is usually confocal imaged on the retina via a mechanical scanner, such as a galvanometer scanner or a polygon mirror.
  • the light reflected from the retina at the point shown is from a sensor in the device detected.
  • the information about the topography of the retina is obtained by scanning with the aid of the scanner.
  • the laser scanning ophthalmoscopes it is possible to carry out a precise therapy or diagnostics on the retina.
  • the laser serves as a light source for both imaging and diagnosis and / or therapy.
  • EP 1 308 124 A2 describes an objective system for use with a laser scanning ophthalmoscope.
  • the described objective system realizes a very wide field so that the laser scanning ophthalmoscope can examine regions of the eye which are normally inaccessible.
  • Another laser scanning ophthalmoscope is described in US 6,337,920 B1.
  • the laser scanning ophthalmoscope (LSO) comprising a laser beam generating laser light source, a first scanning means for generating an oscillating beam deflection in a first direction and a second scanning means for generating an oscillating beam deflection in a second direction further comprises detection means for detecting the from the eye reflected light.
  • the individual scanning means are pivotable independently of each other via the drive motors controllable by a drive unit.
  • DE 38 36 860 C2 describes an ophthalmological device with laser beam scanning. Also in this solution two wavelengths are used. While one laser beam is used to coagulate / excite the fundus, the other laser beam is used to scan the fundus, using both laser beams in parallel and simultaneously. With this solution, a laser beam scanning ophthalmic apparatus is provided, with which a designated location of the fundus can be marked on the screen and a satisfactory image of that location can be generated.
  • a third possibility for the simultaneous imaging of the ocular fundus and for the application of therapeutic lasers on the retina is the use of slit lamps.
  • a fixation of the eye is necessary.
  • a fixation is usually achieved by a contact glass.
  • the contact glass is used to compensate for the refractive power of the eye.
  • the disadvantage here is that the laser coagulation with a slit lamp requires a contact glass and its reproducibility is extremely low. Furthermore, the accuracy of the positioning of the laser spot on the retina depends heavily on the operator, since a spot-on therapy or diagnosis can only be performed if the scanner is just aligned so that the laser spot exactly covers the desired point on the retina. An elaborate synchronization between the scanner and the therapy or diagnostic laser is absolutely necessary for this. In order that the maximum permissible pulse energies are not exceeded during the treatment, it is necessary to control the dwell time of the scanning laser beam at the point of interest as a function of its intensity by means of elaborate positioning devices and intensity monitoring.
  • the method described in WO 2007/035855 A2 and the corresponding device are based on the principle of a slit lamp which has been expanded by a scanning unit in order to perform pattern-based laser photocoagulation on the retina of the patient's eye. For this, however, it is necessary to position a contact lens on the patient's eye, with which compensates the refractive power of the eye or a Strahlform ⁇ ng the laser is performed for coagulation. Furthermore, due to the very small observation area compared to the fundus camera, only a local therapy of the retina is possible. This is due to the basic structure of a slit lamp. To treat larger areas of the retina, either the eye of the patient must be moved or special contact lenses are used.
  • the present invention has for its object to develop an ophthalmological device and a method for non-contact and non-contact observation, examination, diagnosis and / or therapy of an eye. It should be possible with the device, which is preferably based in its construction on a fundus camera or an ophthalmoscope, an observation or image acquisition regardless of a diagnosis and / or therapy. In particular, the solution to be developed should enable a high degree of reproducibility and automatic documentation from the examination to the diagnosis and the course of therapy.
  • the ophthalmic device has a beam path for scanning illumination, which leads from a second illumination source to the eye and in addition to the imaging optics on a scanning unit, an objective and a beam splitter has. Both the imaging optics and the entire beam path are designed so that they are free from internal reflections.
  • the scanning unit arranged in the beam path for scanning illumination is designed as an electrostatically or / and galvanometrically driven bidirectional tilting mirror or as two electrostatically or / and galvanometrically driven, unidirectional tilting mirrors.
  • an intermediate image of the mirrors is preferably carried out on one another.
  • the eye is illuminated independently of one another for observation and examination of a first illumination source and for diagnosis and / or therapy of a second illumination source.
  • the light emanating from the eye, initiated by both the first and the second illumination source, is imaged, recorded, processed, evaluated, documented and stored on a detector via imaging optics and through a perforated mirror.
  • the laser is used as a light source for both imaging and diagnosis / therapy.
  • the image field on the retina is scanned with a laser via a scanner operated in resonance (galvanometer scanner, polygon).
  • the image is captured by a wide-field illumination and a camera, whereby all image information is available as part of the temporal resolution of the camera.
  • the image is captured by a wide field illumination and a camera, so that all image information is available within the temporal resolution of the camera.
  • the imaging is thus decoupled from the diagnosis and / or therapy.
  • the diagnosis and / or therapy can take place at any time and not only at discrete times when the laser spot within the imaging grid has reached the position to be treated or diagnosed.
  • the limitations in the positioning time of the laser scanner are limited only by the moment of inertia of the mirror and the electrostatic and / or galvanometric and mechanical restoring forces. Since a complex synchronization of the laser light source with the scanning unit can be dispensed with, eliminates this potential source of error.
  • the problem that is solved by the proposed solution is to combine the image of the ocular fundus with the pinpoint application of therapy or diagnostic lasers. This is necessary because the location of the application of the diagnostic or therapy laser must be specified and monitored during the application.
  • an in-depth, point-specific diagnostic option can be useful during the examination of the topography of the fundus, for example, to investigate more thoroughly tumorous tissue.
  • This diagnostic or therapeutic option is carried out without a fixation of the eye.
  • Non-contact work reduces the specific risk of infection.
  • a target beam that indicates this position can be used.
  • the present invention provides a solution in the form of an ophthalmological device and a method for contactless and non-contact observation, examination, diagnosis and / or therapy of an eye.
  • the device which is preferably based on a fundus camera or an ophthalmoscope, is the observation or image acquisition independent of a diagnosis and / or therapy possible. It therefore offers the possibility to carry out numerous examinations, diagnoses and even treatments on one eye with only one device.
  • the high degree of reproducibility and the possibility of automatic documentation from the examination to the diagnosis and the course of therapy also offer a significant advantage over separate individual devices.
  • FIG. 1 shows the schematic structure of a fundus camera according to the known prior art
  • FIG. 2 shows the schematic structure of the ophthalmological apparatus according to the invention with a tilting mirror in the beam path for scanning illumination
  • Figure 3 the schematic structure of the ophthalmic device according to the invention with two tilting mirrors in the beam path for scanning illumination and
  • Figure 4 a variant for coupling two laser sources in the beam path for scanning illumination.
  • 1 shows the schematic structure of a known fundus camera.
  • the illuminating light BL emanating from an illumination source BQ is imaged through a pupil P and onto the retina R of the eye via a perforated mirror LS and an imaging optic AO.
  • the light reflected from the retina R of the eye is imaged onto a detector D for imaging through the pupil P of the eye via the imaging optics AO and through the perforated mirror LS.
  • an intermediate image Z is generated from the image of the retina R between imaging optics AO and perforated mirror LS and imaged through the aperture of the perforated mirror LS on the detector D in the form of a CCD camera.
  • white or infrared illumination light BL is generated by the illumination source.
  • the white light can be emitted as a continuous spectrum of conventional light sources, such as incandescent or halogen lamps, or can be mixed additively from a plurality of light sources (eg LEDs) with spectrally different emission (eg red, green, blue) ,
  • the illumination is annular up to the eye lens, so that in the center of the cornea an unlit area remains, through which the observation takes place.
  • fundus cameras are one of the most important diagnostic instruments in ophthalmology. With their help, it is possible to record wide field images of the fundus and derive diagnoses, but coagulation therapy is not possible with this system.
  • the scanning unit arranged in the beam path for scanning illumination is designed as an electrostatically or / and galvanometrically driven bidirectional tilting mirror or as two electrostatically or / and galvanometrically driven, unidirectional tilting mirrors.
  • an intermediate imaging of the mirrors onto one another preferably takes place.
  • the reflection-free design of the entire beam path and in particular of the imaging optics represents an essential prerequisite for the function of the proposed technical solution, since otherwise in the imaging lens reflected laser light leads to the irradiation of the illumination used for imaging on the camera.
  • the scanning unit is designed in MEMS technology and is used in quasi-static operation.
  • the scanning unit is able to compensate for lateral chromatic aberration of the laser light source or the imaging optics. This compensation can preferably take place sequentially for different wavelengths.
  • the position of the laser spot on the retina can be ensured even at different laser wavelengths especially with optical aberrations with high reproducibility.
  • Another possibility for correcting the lateral chromatic aberration of the imaging optics and thus the position of the laser spots of different wavelengths. on the retina is the use of a chromatically pre-corrected scan lens.
  • At least one optical unit is displaceably arranged to compensate for the refractive error of the eye.
  • This can be either the objective arranged in the beam path for scanning illumination or the collimation optics present for collimation of the laser on the scanning unit. If several lasers are used, one or more collimating optics can be displaceable.
  • the defective vision with the values for sphere and optionally also cylinder or the higher order error is preferably automatically determined by the ophthalmological device, as in a fundus camera, and taken into account when imaging the laser on the retina.
  • ophthalmological apparatus has means for displaying marks, as well as for its variation with regard to shape, wavelength, intensity and pulse duration and sequence.
  • An existing control unit varies the light emitted by the illumination light sources in terms of shape, wavelength, intensity and pulse duration and sequence, and monitors their threshold value.
  • the diagnosis or therapy can be interrupted by the control unit via various safety-relevant modules by the laser source is turned off. This is done by the spreader also a position control of the laser spot on the retina to reduce possible errors to a vanishing minimum.
  • the existing safety mechanisms have to work with an accuracy and speed that specifically reduce the laser energy of the target and therapy beam in the event of a fault to a non-critical minimum.
  • the existing security mechanisms should work independently of each other and also possible operator errors.
  • the existing in the beam path for scanning illumination dichroic or polarization-dependent running beam splitter is arranged so that the second illumination source is imaged via the scan unit and the lens centrally in the eye pupil.
  • FIG. 2 shows the schematic structure of the ophthalmological apparatus according to the invention with a beam path for scanning illumination of the eye.
  • the illumination light BL emanating from an illumination source BQ is imaged through a pupil P onto the retina R of the eye via a perforated mirror LS and an imaging optic AO, and the light reflected from the retina R of the eye is imaged by the pupil P of the eye over the eye Imaging optics AO with the formation of an intermediate image Z through the aperture of the hole mirror LS imaged on a detector D.
  • a CCD camera or CMOS camera is also used here as usual.
  • the ophthalmic apparatus according to the invention for observation, examination, diagnosis and / or therapy of an eye has a beam path for scanning illumination.
  • the laser light LL of a laser source LQ is imaged via a collimating optics KO, the scanning unit SE with the individual electrostatically or / and galvanometrically driven bidirectional tilting mirror KS, the objective O and a beam splitter ST onto the retina R of the eye.
  • the dichroic or polarization-dependent executed beam splitter ST is arranged so that the laser light LL of the laser source LQ is imaged centrally in the pupil P of the eye.
  • a movement of the scanning unit SE and the associated change in the deflection angle of the laser LL corresponds to an angle change of the laser light LL in the pupil P of the eye and thus a change in position of the laser spot on the retina R.
  • the entry conditions of the laser correspond to the eye , such as beam diameter and numerical aperture on the cornea, those at the exit of the contact lens of a slit lamp, under which the therapeutic procedures are performed on the retina.
  • no contact lens is used to compensate for the refractive power of the eye.
  • the diagnostic or therapeutic use of a laser requires the free positioning of the laser spot on the retina R within the accessible scan area. Due to the image of the scanning unit SE in the pupil P of the eye, it is advantageous to use a single scan mirror.
  • An electrostatic and / or galvanometric driven bidirectional tilting mirror realized in MEMS technology has the advantage that it can be tilted in quasi-static mode by a pivot point in two axes.
  • two unidirectional tilting mirrors can be used as a scanning unit SE. It proves to be advantageous to image the first tilting mirror by means of an intermediate optics on the second tilting mirror, since otherwise the subsequent image of the scanning unit SE can be optimally carried out only for a maximum of one of the mirrors.
  • the laser light LL of a laser source LQ via a collimation lens KO 1 is operated, the scanning unit SE with two electrostatic and / or galvanometer, unidirectional tilt mirrors KS1 and KS2, and the lens O and Beam splitter ST imaged on the retina R of the eye.
  • the dichroic or polarizing tion-dependent executed beam splitter ST is arranged so that the laser light LL of the laser source LQ is mapped centrally into the pupil P of the eye.
  • an intermediate optical system ZO is arranged in order to image the first tilting mirror KS1 onto the second tilting mirror KS2.
  • the objective O together with the beam splitter ST and the imaging optics AO, ensures the imaging of the scanning unit SE into the pupil P of the eye.
  • the tilting mirrors have the property of tilting at a DC voltage U applied to the electrostatic drive by an angle ⁇ proportional thereto and of holding this position until the value of the DC voltage U changes. This allows a defined static positioning of the deflected laser.
  • the mirror In the case of a galvanometric drive, the mirror is statically deflected by means of a direct current I 1, which flows through a coil connected to the mirror, by an angle ⁇ proportional to the current.
  • the second illumination source consists of a plurality of individual light sources in the form of laser light sources and the necessary for simultaneous simultaneous coupling of the individual beams beam splitter and collimating optics, which are present in front of the scanning unit in the beam path to the scanning illumination.
  • FIG. 4 shows a variant for the coupling of two laser sources into the beam path for scanning illumination.
  • the laser source LQ here consists of two laser sources LQ1 and LQ2 whose collimated laser light beams LL1 and LL2 are coupled via the collimating optics KO1 and KO2, and the beam splitter ST1 in front of the scanning unit SE and the lens O in the beam path for scanning illumination.
  • the objective O together with the beam splitter ST and the imaging optics AO ensures the emission Formation of the scanning unit SE, ie all there simultaneously imaged laser light beams LL, in the pupil P of the eye.
  • the laser source LQ can in this case also consist of more than two laser sources LQ whose laser light beams LL are coupled via collimation optics KO and beam splitter ST in front of the scanning unit SE into the beam path for scanning illumination.
  • this variant of the arrangement can be used in addition to a therapy or excitation beam for fluorescence studies o. to project an additional aiming beam into the eye in the visible spectral range.
  • the ophthalmic device for ocular observation of the eye has eyepieces and / or a monitor or a display.
  • this is an arithmetic unit available that supports the user in the preparation of diagnostic statements and therapy planning. Furthermore, the arithmetic unit of the determination of all control data and the monitoring of the entire application.
  • the scanning unit SE present in the beam path for scanning illumination is controlled by the control unit such that the light of the second illumination source BQ is imaged by the pupil P of the eye onto the relevant areas of the retina R.
  • the laser light focused on the retina By means of the laser light focused on the retina, meaningful diagnoses can be made, for example, based on the emitted light of the tissue (backscatter, autofluorescence) or fluorescence injected by contrast agent.
  • the laser light focused on the retina can also be used for therapeutic purposes, such as mechanical fixation of the retina or the influencing of metabolic processes.
  • the intensity of the second illumination source can be attenuated, so that in addition to the photocoagulation and other types of laser therapy, such.
  • the bio-stimulation by local heating of areas of the retina are possible.
  • the advantage here is the use of a Weitfeldbelehtung, since the decoupling of diagnosis / therapy and imaging online monitoring of diagnostic and / or therapeutic processes is possible. During diagnosis and therapy, this allows a permanent control of the position of the laser spot on the retina. In addition, it is possible to monitor the optical response of the activated laser spot on the retina, to determine the associated measured value and to cause the shutdown of the illumination light source upon reaching a predetermined threshold.
  • the second illumination source can be used to project light in the form of a mark into the eye. This is a targeted alignment of the line of sight of the patient, by fixation of the eye on this mark, possible to examine peripheral areas of the eye.
  • a further advantageous embodiment results from the fact that temporally and locally variable light marks and / or light fields are projected into the eye from the second illumination source, the recognizability of which will be confirmed by the patient via suitable means.
  • the ophthalmic device according to the invention can even be used for perimetric examination, ie. H. be used to determine the image field of the patient.
  • the data of the temporally and locally variable light marks and / or light fields as well as the patient-confirmed / unacknowledged recognizability are documented and stored.
  • marks for this purpose, in the case of wide-field illumination (first illumination source), marks (second illumination source) with variable XY deflection are projected onto the retina.
  • the spots have advantageously different geometries, such. As crosses, rings, points o. ⁇ ., At different intensities (a few ⁇ W up to limit values for laser class 1) as well as temporal modulation (eg flashing with different pulse widths and frequencies) on.
  • the subjective feedback of the recognizability of the brands for example by pressing a button, is recorded, documented and evaluated.
  • the arrangement according to the invention can be used for fluorescence imaging of the eye.
  • the fluorescence Zenzanregung in the eye by means of the second illumination source, which emits an ultraviolet, visible or infrared spectrum.
  • the eye-initiated fluorescence signals are then preferably acquired by a wavelength-selective detector.
  • the use of a laser emitting ultrashort pulses as the illumination source for scanning illumination has a particularly advantageous effect.
  • the fluorescence excitation in the eye is also here with an ultraviolet, visible or infrared spectrum, wherein the pulse lengths are in the range of ns, ps or fs.
  • a detector of high temporal resolution for example a detector operating according to the TCSPC principle (time correlated single photon counting), is used here.
  • the use of a target laser offers, which during the treatment (diagnosis or therapy) of the treatment laser is tracked. This makes it easier to observe the treatment.
  • the use of an eye tracker can monitor the movement of the retina so that treatment errors due to movement of the eye are reduced.
  • An eye-tracker can monitor both the position of the eye and its orientation (line of sight).
  • the eye is illuminated for observation and examination by a first illumination source via an existing hole mirror and an imaging optic, and the light emanating from the eye is illuminated via the imaging optics through the perforated mirror to one Detector imaged.
  • the eye is used for diagnosis and / or therapy a second illumination source via a scanning unit, a lens, a beam splitter and the imaging optics illuminated, wherein the scanning unit in the form of one or more tilting mirrors electrostatically or / and galvanometrically, bidirectionally driven.
  • the imaging optics as well as the entire beam path are designed so that no internal reflections occur.
  • the reflection-free design of the entire beam path and in particular of the imaging optics represents an essential prerequisite for the function of the proposed technical solution, since otherwise in the imaging lens reflected laser light leads to the irradiation of the illumination used for imaging on the camera.
  • the scanning unit is designed in the form of a bidirectional or two unidirectional, electrostatically or / and galvanometrically driven tilting mirror in MEMS technology and is operated quasi-statically.
  • the scanning unit is able to compensate for lateral chromatic aberration of the laser light source or the imaging optics. This compensation can preferably take place sequentially for different wavelengths.
  • Another possibility for correcting the lateral chromatic aberration of the imaging optics and thus the position of the laser spots of different wavelengths on the retina is the use of a chromatically pre-corrected scan objective.
  • the position of the laser spot on the retina can be ensured even at different laser wavelengths especially with optical aberrations with high reproducibility.
  • an existing defective vision of the eye in the case of the scanning illumination can be compensated by the fact that at least one optical unit is arranged displaceably in the beam path for scanning illumination.
  • This can be either the objective arranged in the beam path for scanning illumination or the collimation optics present for collimation of the laser on the scanning unit.
  • the refractive error with the values for sphere and optionally also cylinders or the higher-order errors is preferably automatically determined by the ophthalmological device, as in a fundus camera, and taken into account when imaging the laser on the retina.
  • the latter is able to image spots or marks on the retina which, in terms of their shape, wavelength, intensity and their pulse duration and sequence are varied and their thresholds are monitored.
  • the diagnosis or therapy can be interrupted by the control unit via various safety-relevant modules by the laser source is turned off. This is done by the control unit and a position control of the laser spot on the retina to reduce possible errors to a vanishing minimum.
  • the existing safety mechanisms have to work with an accuracy and speed that specifically reduce the laser energy of the target and therapy beam in the event of a fault to a non-critical minimum.
  • the existing security mechanisms should work independently of each other and also possible operator errors.
  • Another method step essential to the invention is the coupling of the scanning illumination.
  • the existing in the beam path for scanning illumination dichroic or polarization dependent executed Beam splitter arranged so that the second illumination source is imaged via the scan unit and the lens centrally in the eye pupil.
  • the light emanating from a first illumination source is imaged through a pupil onto the retina of the eye via a perforated mirror and imaging optics, and the light reflected by the retina of the eye is transferred through the pupil of the eye for imaging the imaging optics are imaged onto a detector by forming an intermediate image through the aperture of the hole mirror.
  • a detector a CCD camera or a CMOS camera is also commonly used here.
  • the light of a second illumination source is imaged onto the retina of the eye via a scanning unit, an objective and a beam splitter.
  • the dichroic or polarization-dependent designed beam splitter is arranged so that the light of the second illumination source is imaged centrally in the pupil of the eye.
  • the second illumination source consists of at least one, but preferably a plurality of laser sources whose collimated beams are coupled via beam splitters in front of the scanning unit and the lens in the beam path for scanning illumination.
  • the movement of the scanning unit and the associated change in the deflection angle of the light correspond to an angle change of the light in the pupil of the eye and thus a change in position of the light spot on the retina.
  • the conditions of the laser entering the eye such as beam diameter and numerical aperture on the cornea, correspond to those at the exit of a contact lens when using a slit lamp, under which the therapeutic procedures on the retina are performed. In contrast, however, no contact lens is used to compensate for the refractive power of the eye.
  • the diagnostic or therapeutic use of a laser requires the free positioning of the laser spot on the retina within the accessible scan area. Due to the image of the scan unit in the pupil of the eye, it is advantageous to use a single scan mirror.
  • An electrostatic and / or galvanometric driven bidirectional tilting mirror realized in MEMS technology has the advantage that it can be tilted in quasi-static mode by a pivot point in two axes.
  • two unidirectional tilting mirrors can also be used as the scanning unit. It proves to be advantageous to image the first tilting mirror by means of an intermediate optics on the second tilting mirror, since otherwise the subsequent image of the scanning unit can be optimally carried out only for a maximum of one of the mirrors. They have the property of tilting at a voltage applied to the electrostatic drive DC voltage U to a proportional angle ⁇ and hold this position until the value of the DC voltage U changes.
  • the mirror is deflected by means of a direct current I, which flows through a coil connected to the mirror, statically by an angle proportional to the current ⁇ . This allows a defined static positioning of the deflected laser.
  • the second illumination source consists of a plurality of individual light sources in the form of laser light sources whose individual beams can be coupled via beam splitters and collimating optics into the beam path for scanning illumination and at the same time can be projected into the eye via the scanning unit.
  • this variant of the arrangement can be used to project an additional aiming beam in the visible spectral range into the eye in addition to a therapy or excitation beam for fluorescence examinations or the like.
  • a computing unit is used, which also supports the user in the preparation of diagnoses and therapy planning.
  • the arithmetic unit of the determination of all control data and the monitoring of the entire application.
  • eyepieces and / or a monitor or a display are available for online observation of the eye.
  • the scanning unit present in the beam path for scanning illumination is controlled by the control unit such that the light from the second illumination source is imaged by the pupil of the eye onto the relevant areas of the retina.
  • the laser light focused on the retina By means of the laser light focused on the retina, meaningful diagnoses can be made, for example, based on the emitted light of the tissue (backscatter, autofluorescence) or fluorescence injected by contrast agent.
  • the laser light focused on the retina with a sufficiently high energy density, can also be used for therapeutic purposes, such as chanical fixation of the retina or the influence of metabolic processes.
  • the intensity of the second illumination source can be attenuated, so that in addition to the photocoagulation and other types of laser therapy, such.
  • the bio-stimulation by local heating of areas of the retina are possible.
  • the advantage here is the use of a wide-field illumination, since the decoupling of DiagnoserTherapie and Schmgeb ⁇ ng online monitoring of diagnostic and / or therapeutic processes is possible. During diagnosis and therapy, this allows a permanent control of the position of the laser spot on the retina. In addition, it is possible to monitor the optical response of the activated laser spot on the retina, to determine the associated measured value and to cause the shutdown of the illumination light source upon reaching a predetermined threshold.
  • the method according to the invention can also be used for targeted alignment of the viewing direction of the patient when light from the second illumination source is projected into the eye in the form of a mark which the patient uses to orient his viewing direction. Fixing the eye to this mark makes it possible to examine peripheral areas of the eye.
  • a further refinement essential to the invention results when temporally and locally variable light marks and / or light fields are projected into the eye from the second illumination source, the recognizability of which is confirmed by the patient via suitable means.
  • the ophthalmological method according to the invention can even be used for perimetric examination, ie for determining the image field of the patient.
  • the data of the temporally and locally variable light marks and / or light fields as well as the patient-confirmed / unacknowledged recognizability are documented and stored.
  • marks (second illumination source) with variable XY deflection are projected onto the retina.
  • the spots have advantageously different geometries, such.
  • rings points o. ⁇ ., At different intensities (a few ⁇ W up to limit values for laser class 1) as well as temporal modulation (eg flashing with different pulse widths and frequencies) and different wavelengths (ultraviolet, visible and infrared Light).
  • the fundus can be illuminated with special wavelengths by means of the wide field illumination (first light source).
  • a further advantageous embodiment is the gaze of the patient with an internal fixation target to z. B. to examine peripheral areas of the eye.
  • the subjective feedback of the recognizability of the brands for example by pressing a button, is recorded, documented and evaluated.
  • the use of wide field illumination allows for permanent control of the position of the marks on the retina during perimetric examination.
  • online monitoring allows the operator to easily check the plausibility of patient feedback and, if necessary, adjust the stimulus in terms of geometry, intensity, wavelength, and temporal modulation.
  • the use of a target laser offers, which during the treatment (diagnosis or therapy) of the treatment laser is tracked. This makes it easier to observe the treatment.
  • an eye tracker By using an eye tracker, the movement of the retina can be monitored so that treatment errors due to movement of the eye are reduced.
  • An eye-tracker can monitor both the position of the eye and its orientation (line of sight).
  • one or more images are taken of the fundus under different illumination conditions in order to produce as precise a diagnosis as possible.
  • existing fundus images stored in the device which have been taken at an earlier point in time but can also come from another ophthalmological device, for the purpose of establishing a diagnosis.
  • a treatment plan is drawn up on the basis of the present diagnosis.
  • the positions of the laser spots to be applied on the retina and the parameters for the therapy laser such as, for example, wavelength, energy, pulse duration, pulse sequences, spot profile and spot diameter, are defined here.
  • the settings for the positions and parameters for the therapy laser generate the control data for the MEMS mirror, the observation and imaging, as well as the data for the safety devices. If a target beam is to be used, then the data is also generated for it.
  • the defective vision of the eye to be treated can be taken into account.
  • an ophthalmological apparatus and a method are made available with which not only observations and examinations but also diagnoses and / or therapies of an eye are possible.
  • the inventive arrangement for fluorescence imaging of the eye can be used.
  • the fluorescence excitation in the eye takes place by means of the second illumination source, which emits an ultraviolet, visible or infrared spectrum.
  • the eye-initiated fluorescence signals are then preferably acquired by a wavelength-selective detector.
  • the use of a laser emitting ultrashort pulses as the illumination source for scanning illumination has a particularly advantageous effect.
  • the fluorescence excitation in the eye is also here with an ultraviolet, visible or infrared spectrum, wherein the pulse lengths are in the range of ns, ps or fs.
  • a time-high-resolution detector for example, using a TCSPC principle (time-correlated single photon counting) working detector uses.
  • the proposed solution also offers the possibility of online monitoring and documentation of the course of therapy, so that the evaluation of the therapeutic success is improved and simplified.
  • the proposed solution offers the advantages that the physician is given the opportunity, on the one hand through online monitoring and especially through the online retina image, to directly adapt the treatment.
  • a perimetric examination can verify the plausibility of patient-perceived brand recognition.
  • a targeted microperimetry in medically conspicuous areas of the retina is possible, whereby the doctor can check and / or change the brand at any time.
  • the brand may be adaptively adjusted by the physician for intensity, geometry or wavelength.
  • the ophthalmological device for observation, examination, diagnosis and / or therapy of an eye also offers the possibility to combine any diagnostic and therapeutic procedures, especially as at any time a diagnosis and treatment plan can be created.
  • both previous diagnostic and therapy data can be viewed and new fundus images can be recorded.
  • spectral analyzes of the light reflected from the fundus can be carried out.
  • Spectrometers, detectors as well as interferometers can be integrated into the described beam path both via the existing observation beam path and via the scan unit.
  • optical coherence tomography can be performed to obtain depth information about the tissue of the retina.
  • the thickness of periodically arranged structures on the fundus (such as nerve fibers) can be determined.
  • a laser is coupled via a defined polarization plane via the scanning unit in the beam path as the second light source.
  • the advantage of the scanning unit used in the form of a single electrostatically or / and galvanometrically driven, bidirectional tilting mirror, which is embodied in MEMS technology and operated quasi-statically, is that the beam deflection is preferably carried out simultaneously in one ne in the x and y direction, whereby the beam path is imaged exactly in the system aperture, ie in the human iris.

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Abstract

Ophthalmologisches Gerät und ein Verfahren zur kontakt- und berührungslosen Beobachtung, Untersuchung, Therapie und/oder Diagnose eines Auges. Das Gerät basiert in seinem Aufbau auf einer Funduskamera bzw. einem Ophthalmoskop. Die Anordnung besteht aus einem Beleuchtungsstrahlengang, der ausgehend von einer ersten Beleuchtungsquelle (BQ) bis zum Auge führt und über einen Lochspiegel (LS) und eine Abbildungsoptik (AO) verfügt und einem Beobachtungsstrahlengang, der ausgehend vom Auge über die Abbildungsoptik (AO) und durch den Lochspiegel (LS) bis zu einem Detektor (D) führt. Zusätzlich verfügt die Anordnung über einen Strahlengang zur scannenden Beleuchtung, der ausgehend von einer zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) bis zum Auge führt und neben der Abbildungsoptik (AO) über eine Scan-Einheit (SE), ein Objektiv (O) und einen Strahlteiler (ST) verfügt. Die im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung angeordnete Scan-Einheit (SE) ist/sind als elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebene, bi- oder unidirektionale Kippspiegel (KS) ausgebildet.

Description

Ophthalmologisches Gerät und Verfahren zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges
Die vorliegende Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Gerät und ein Verfahren zur kontakt- und berührungslosen Beobachtung, Untersuchung, Therapie und/oder Diagnose eines Auges. Das Gerät basiert in seinem Aufbau auf einer Funduskamera bzw. einem Ophthalmoskop.
Abbildungen der Topologie des Augenhintergrunds (Retina oder Fundus) stellen ein wichtiges Mittel zur Diagnose vieler Erkrankungen am Auge dar. Viele Erkrankungen auf der Retina können durch den punktgenauen Einsatz von Diagnoselasern genauer untersucht oder durch punktgenaue Applikation von Therapielasern behandelt werden.
Zur Beobachtung, Diagnose und Therapie des Auges sind nach dem Stand der Technik zahlreiche, unterschiedliche Lösungen bekannt. Die dafür erforderlichen Abbildungen werden beispielsweise mit Handophthalmoskopen, Spaltlampen, Funduskameras oder auch Laser-Scanning-Ophthalmoskopen angefertigt.
Funduskameras stellen dabei eines der wichtigsten Diagnoseinstrumente in der Ophthalmologie dar. Mit deren Hilfe ist es möglich, Weitfeldbilder des Augenhintergrundes aufzunehmen und daraus Diagnosen abzuleiten.
Von R. F. Spaide werden in [1] spezielle Ausführungsformen' beschrieben, mit denen es sogar möglich, über die reine Beurteilung des RGB-Bildes (Rot-Grün- Blau) hinaus funktionale Diagnoseformen anzuwenden.
So wird in der US 7,134,754 B2 beispielsweise eine Netzhautfunktionskamera beschrieben, die die Verwendung zweier Laserlichtquellen mit unterschiedlicher Wellenlänge vorsieht. Dabei werden die Wellenlängenbänder so gewählt, dass das Lichtabsorptionsvermögen des ersten Wellenlängenbands bei Sauerstoff- angereichertem Blut und das des zweiten Wellenlängenbands bei deoxygenier- tem Blut größer ist, so dass entsprechende Bilder erzeugt und ausgewertet werden können. Dadurch ist es möglich bereits frühe Stadien der Makula- Atrophie, bei der es altersbedingt zum Absterben von Fotorezeptorzellen und Netzhaut-Pigmentepithel kommt und zum allmählichen Verlust des detaillierten zentralen Sehens führt, zu diagnostizieren.
Mit der beschriebenen Lösung kann aber auch das Entstehen der chorioidalen Neovaskularisation in frühen Stadien erkannt werden. Diese kleinen, neuen, anomalen Blutgefäße wachsen und wuchern aus der chorioidalen Schicht und können einen akuten Verlust des Sehvermögens bewirken, wenn sich Blut in oder unter der Netzhaut sammelt. Die mit der beschriebenen Lösung sichtbar gemachten, erkrankten Stellen können entweder durch Lichtkoagulation oder durch eine fotodynamische Therapie behandelt werden.
Eine Funduskamera, die ebenfalls die Verwendung zweier Laserlichtquellen mit unterschiedlicher Wellenlänge vorsieht, wird in der US 7,198,367 B2 beschrieben. Hierbei werden allerdings die Wellenlängenbänder so gewählt, dass Fluoreszenzbilder des Fundus sowohl im sichtbaren als auch im infraroten Bereich aufgenommen und ausgewertet werden können.
Die an Funduskameras bislang bekannten funktionalen Diagnoseformen basieren aber weiterhin auf den Prinzipien der Weitfeldbeleuchtung. Eine komplexere Diagnose, die in einzelnen Punkten auf der Retina stattfindet, wie beispielsweise Perimetrie, optische Kohärenz-Tomographie oder eine punkgenaue Therapie durch Koagulation ist mit diesem System jedoch nicht möglich.
Weiterhin haben sich Laser-Scanning-Ophthalmoskope ebenfalls in der Ophthalmologie etabliert. Hierbei wird ein Laserstrahl meist konfokal über einen mechanischen Scanner, wie beispielsweise ein Galvanometer-Scanner oder ein Polygon-Spiegel, auf die Retina abgebildet. Das von der Retina in dem abgebildeten Punkt remittierte Licht wird von einem im Gerät befindlichen Sensor detektiert. Die Information über die Topographie der Retina wird mit Hilfe des Scanners durch Abrasterung gewonnen. Bei Laser-Scanning- Ophthalmoskopen ist es möglich, eine punktgenaue Therapie oder Diagnostik auf der Retina durchzuführen. Bei einem konventionellen Laser-Scanning- Ophthalmoscope dient der Laser als Lichtquelle sowohl zur Bildgebung als auch zur Diagnose und/oder Therapie.
Da sich aber das Auge eines Patienten während der Beobachtung relativ zum Ophthalmoskop bewegen kann, ist es notwendig die Topographie des Augenhintergrunds ständig zu beobachten. Aus diesem Grund werden in allen bekannten Laser-Scanning-Ophthalmoskopen resonant betriebene Scanner eingesetzt, die die Retina fortlaufend abrastern. Eine punktgenaue Therapie oder Diagnose kann nur dann durchgeführt werden, wenn der Scanner gerade so ausgerichtet ist, dass der Laserpunkt genau den gewünschten Punkt auf der Retina überstreicht. Eine aufwändige Synchronisation zwischen dem Scanner und dem Therapie- oder Diagnoselaser ist also notwendig.
Damit bei der Behandlung die maximal zulässigen Impulsenergien nicht überschritten werden, ist es erforderlich die Verweildauer des abrasternden Laserstrahls in Abhängigkeit von dessen Intensität durch eine aufwändige Positioniervorrichtungen und eine Intensitätsüberwachung zu kontrollieren. In der WO 2004/043234 A1 wird beispielsweise ein optimiertes Laser-Scanning- Ophthalmoskop beschrieben, bei dem ein konfokales Laser-Scanning-Laser- Ophthalmoskop und externen Laserquellen kombiniert werden, um den gleichen Punkt auf der Retina gleichzeitig beobachten und behandeln zu können.
Hierzu beschreibt die EP 1 308 124 A2 ein Objektiv-System für die Verwendung mit einem Laser-Scanning-Ophthalmoskop. Das beschriebene Objektiv- System realisiert ein sehr breites Weitfeld, so dass vom Laser-Scanning- Ophthalmoskop Regionen des Auges untersucht werden können, die normalerweise nicht zugänglich sind. Ein weiteres Laser-Scanning-Ophthalmoskop wird in der US 6,337, 920 B1 beschrieben. Das aus einer, einen Laserstrahl erzeugenden Laserlichtquelle, einem ersten Scanmittel zur Erzeugung einer oszillierenden Strahlablenkung in einer ersten Richtung und einem zweiten Scanmittel zur Erzeugung einer oszillierenden Strahlablenkung in einer zweiten Richtung bestehende Laser- Scanning-Ophthalmoskop (LSO) verfügt weiterhin über Detektionsmitteln zur Erfassung des vom Auge rückgestrahlten Lichtes.
Aus dem durch einen ersten Scan der Retina erzeugten Fundusbild können Sub-Bereiche des Fundus selektiert werden, auf die ein zweiter Scan eingeschränkt, insbesondere verfeinert werden kann. Dazu sind die einzelnen Scanmittel über die von einer Ansteuereinheit steuerbaren Antriebsmotoren unabhängig voneinander verschwenkbar.
Die DE 38 36 860 C2 beschreibt ein ophthalmologisches Gerät mit Laserstrahlabtastung. Auch bei dieser Lösung werden zwei Wellenlängen verwendet. Während ein Laserstrahl zur Koagulation/Anregung des Fundus verwendet wird, dient der andere Laserstrahl zur scannenden Abbildung des Fundus, wobei beide Laserstrahlen parallel und gleichzeitig genutzt werden. Mit dieser Lösung wird ein ophthalmologisches Gerät mit Laserstrahlabtastung zur Verfügung gestellt, mit dem eine bezeichnete Stelle des Fundus auf dem Bildschirm markiert und ein zufriedenstellendes Bild dieser Stelle erzeugt werden kann.
Eine dritte Möglichkeit zur zeitgleichen Abbildung des Augenhintergrunds und zur Applikation von Therapielasern auf der Retina besteht in der Verwendung von Spaltlampen. Um diese aber punktgenau positionieren zu können, ist eine Fixation des Auges notwendig. Eine Fixation wird üblicherweise durch ein Kontaktglas erreicht. Weiterhin dient das Kontaktglas zur Kompensation der Brechkraft des Auges.
Nachteilig wirkt sich hierbei aus, dass die Laserkoagulation mit einer Spaltlampe ein Kontaktglas erfordert und deren Reproduzierbarkeit äußerst gering ist. Des Weiteren hängt die Genauigkeit der Positionierung des Laserspots auf der Retina stark vom Bediener ab, da eine punktgenaue Therapie oder Diagnose nur dann durchgeführt werden kann, wenn der Scanner gerade so ausgerichtet ist, dass der Laserpunkt genau den gewünschten Punkt auf der Retina überstreicht. Dazu ist eine aufwändige Synchronisation zwischen dem Scanner und dem Therapie- oder Diagnoselaser absolut notwendig. Damit bei der Behandlung die maximal zulässigen Impulsenergien nicht überschritten werden, ist es erforderlich die Verweildauer des abrasternden Laserstrahls auf dem interessierenden Punkt in Abhängigkeit von dessen Intensität durch eine aufwändige Positioniervorrichtungen und eine Intensitätsüberwachung zu kontrollieren.
Die in WO 2007/035855 A2 beschriebene Methode sowie das entsprechende Gerät basieren auf dem Prinzip einer Spaltlampe, welche um eine Scan-Einheit erweitert wurde, um eine mustergestützte Laserkoagulation an der Retina des Patientenauges durchzuführen. Dafür ist es allerdings erforderlich ein Kontaktglas auf dem Patientenauge zu positionieren, mit welchem die Brechkraft des Auges kompensiert bzw. eine Strahlformυng des Lasers zur Koagulation durchgeführt wird. Ferner ist durch den im Vergleich zur Funduskamera sehr kleinen Beobachtungsbereiches nur eine lokale Therapie der Retina möglich. Dies liegt im prinzipiellen Aufbau einer Spaltlampe begründet. Um größere Bereiche der Retina zu therapieren, muss entweder das Auge des Patienten bewegt werden oder spezielle Kontaktgläser mit eingesetzt werden.
Des Weiteren ist es nicht möglich eine Fundusbild-basierte Positionierung des Koagulationslasers durchzuführen sowie die gesetzten Koagulationspunkte zu dokumentieren. Diagnostische Verfahren wie etwa Perimetrie, Fluoreszenz- bildgebung, spektroskopische Analysen oder optische Kohärenztomographie sind ebenfalls nicht möglich
Literatur:
[1] Spaide, R. F., "Fundus autofluorescence and age-related macular degeneration", Ophthalmology 110(2), Februar 2003, p. 392-399 Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein ophthalmologisches Gerät und ein Verfahren zur kontakt- und berührungslosen Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges zu entwickeln. Dabei soll mit dem Gerät, welches vorzugsweise in seinem Aufbau auf einer Funduskamera bzw. einem Ophthalmoskop basiert, eine Beobachtung bzw. Bilderfassung unabhängig von einer Diagnose und/oder Therapie möglich sein. Insbesondere soll die zu entwickelnden Lösung eine hohe Reproduzierbarkeit und eine automatischer Dokumentation von der Untersuchung, über die Diagnose bis zum Therapieverlauf ermöglichen.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Das erfindungsgemäße ophthalmologische Gerät zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges besteht aus einem Beleuchtungsstrahlengang, der ausgehend von einer ersten Beleuchtungsquelle bis zum Auge führt und über einen Lochspiegel und eine Abbildungsoptik verfügt und einem Beobachtungsstrahlengang, der ausgehend vom Auge über die Abbildungsoptik und durch den Lochspiegel bis zu einem Detektor führt. Zusätzlich verfügt das ophthalmologische Gerät über einen Strahlengang zur scannenden Beleuchtung, der ausgehend von einer zweiten Beleuchtungsquelle bis zum Auge führt und neben der Abbildungsoptik über eine Scan-Einheit, ein Objektiv und einen Strahlteiler verfügt. Dabei sind sowohl die Abbildungsoptik als auch der gesamte Strahlengang so ausgeführt, dass sie frei von internen Reflexionen sind. Die im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung angeordnete Scan-Einheit ist als ein elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebener, bidirektionaler Kippspiegel oder als zwei elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebene, unidirektionale Kippspiegel ausgebildet. Bei der Verwendung von zwei elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebenen, unidi- rektionalen Kippspiegeln erfolgt vorzugsweise eine Zwischenabbildung der Spiegel aufeinander.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges wird das Auge zur Beobachtung und Untersuchung von einer ersten Beleuchtungsquelle und zur Diagnose und/oder Therapie von einer zweiten Beleuchtungsquelle unabhängig voneinander beleuchtet. Das vom Auge ausgehende, sowohl von der ersten als auch von der zweiten Beleuchtungsquelle initiierte, Licht wird über eine Abbildungsoptik und durch einen Lochspiegel auf einen Detektor abgebildet, aufgenommenen, verarbeitet, ausgewertet, dokumentiert und gespeichert.
Bei einem konventionellen Laser-Scanning-Ophthalmoskop wird der Laser beispielsweise als Lichtquelle sowohl zur Bildgebung als auch zur Diagnose/Therapie verwendet. Dazu wird das Bildfeld auf der Retina über einen in Resonanz betriebenen Scanner (Galvanometer-Scanner, Polygon) mit einem Laser abgerastert. Im Gegensatz dazu erfolgt bei der von uns beanspruchten Lösung die Bildaufnahme durch eine Weitfeldbeleuchtung und eine Kamera, wodurch im Rahmen der zeitlichen Auflösung der Kamera alle Bildinformationen zur Verfügung stehen.
Bei der erfindungsgemäßen Lösung erfolgt die Bildaufnahme durch eine Weitfeldbeleuchtung und eine Kamera, so dass im Rahmen der zeitlichen Auflösung der Kamera alle Bildinformationen zur Verfügung stehen. Die Bildgebung ist somit von der Diagnose und/oder Therapie entkoppelt.
Dies bedeutet, dass die Diagnose und/oder Therapie zu jedem beliebigen Zeitpunkt und nicht nur zu diskreten Zeitpunkten erfolgen kann, wenn der Laserspot innerhalb des Rasters zur Bildgebung die zu behandelnde bzw. zu diagnostizierende Position erreicht hat. Die Einschränkungen in der Stellzeit des Laser-Scanners sind lediglich durch das Trägheitsmoment des Spiegels sowie die elektrostatischen oder/und galvanometrischen und mechanischen Stellkräfte beschränkt. Da auf eine aufwendige Synchronisation der Laserlichtquelle mit der Scan-Einheit verzichtet werden kann, entfällt diese potentielle Fehlerquelle.
Das Problem, welches durch die vorgeschlagene Lösung gelöst wird besteht darin, die Abbildung des Augenhintergrunds mit der punktgenauen Applikation von Therapie- bzw. Diagnoselasern zu kombinieren. Dies ist notwendig, da der Ort der Applikation des Diagnose- bzw. Therapielasers festgelegt und während der Applikation überwacht werden muss. Außerdem kann eine eingehende punktgenaue Diagnosemöglichkeit noch während der Untersuchung der Topo- logie des Augenhintergrunds sinnvoll sein um etwa tumoröses Gewebe eingehender zu untersuchen.
Diese Diagnose- bzw. Therapiemöglichkeit erfolgen hierbei ohne eine Fixation des Auges. Durch das berührungslos arbeiten wird das spezielle Risiko von Infektionen verringert. Zur Überwachung der Position des Therapie- bzw. Diagnosepunkts auf der Retina kann ein Zielstrahl, der diese Position indiziert zum Einsatz kommen.
Weiterhin ist es wichtig, dass in der kombinierten Applikation aus Therapie- und Diagnoselaser und einer Funduskamera alle vorhandenen Tools und Einstellhilfen wie zum Beispiel Positionierhilfe, Fokussierhilfe und Fixierhilfe der Funduskamera für den einfachen und schnellen Einsatz zur Verfügung stehen.
Aufgrund des optischen Aufbaus von Funduskameras ist eine einfache Ein- kopplung eines Laserscanners in den Strahlengang einer Funduskamera nicht ohne weiteres möglich. Der Laserscanner muss auf der optischen Achse eingekoppelt werden, um eine gleichmäßige Abbildung des Diagnose- bzw. Therapielasers in alle Bereiche der Retina zu gewährleisten. Hierbei tritt jedoch das Problem auf, dass Rückreflexe im Zentrum der eingesetzten Linsen unver- meidbar sind. Aufgrund der geringen Intensität des von der Retina remittierten Signals überstrahlt dieser Rückreflex das Nutzsignal erheblich.
Die vorliegende Erfindung stellt eine Lösung in Form eines ophthalmologischen Gerätes und eines Verfahrens zur kontakt- und berührungslosen Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges dar. Mit dem Gerät, welches vorzugsweise in seinem Aufbau auf einer Funduskamera bzw. einem Ophthalmoskop basiert, ist die Beobachtung bzw. Bilderfassung unabhängig von einer Diagnose und/oder Therapie möglich. Es bietet somit die Möglichkeit zahlreiche Untersuchungen, Diagnosen und sogar Behandlungen an einem Auge mit nur einem Gerät durchzuführen. Die hohe Reproduzierbarkeit und die Möglichkeit einer automatischen Dokumentation von der Untersuchung, über die Diagnose bis zum Therapieverlauf bieten zudem einen wesentlichen Vorteil gegenüber separaten Einzelgeräten.
Die erfinderische Lösung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen:
Figur 1 : den schematischen Aufbau einer Funduskamera nach dem bekannten Stand der Technik,
Figur 2: den schematischen Aufbau des erfindungsgemäßen ophthalmologischen Gerätes mit einem Kippspiegel im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung,
Figur 3: den schematischen Aufbau des erfindungsgemäßen ophthalmologischen Gerätes mit zwei Kippspiegeln im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung und
Figur 4: eine Variante zur Einkopplung zweier Laserquellen in den Strahlengang zur scannenden Beleuchtung. Zur besseren Veranschaulichung der von vorgeschlagenen, technischen Lösung wird zunächst noch einmal auf den bekannten Stand der Technik eingegangen. Dazu zeigt Figur 1 den schematischen Aufbau einer bekannten Funduskamera.
Bei der Funduskamera nach dem Stand der Technik wird das von einer Beleuchtungsquelle BQ ausgehende Beleuchtungslicht BL über einen Lochspiegel LS und eine Abbildungsoptik AO durch die Pupille P auf die Retina R des Auges abgebildet. Das von der Retina R des Auges reflektierte Licht wird zur Bildgebung durch die Pupille P des Auges über die Abbildungsoptik AO und durch den Lochspiegel LS auf einen Detektor D abgebildet. Dabei wird vom Abbild der Retina R zwischen Abbildungsoptik AO und Lochspiegel LS ein Zwischenbild Z erzeugt und durch die Apertur des Lochspiegels LS auf den Detektor D in Form einer CCD-Kamera abgebildet.
Von der Beleuchtungsquelle wird hierbei weißes oder infrarotes Beleuchtungslicht BL erzeugt. Das weiße Licht kann dabei zum einen als kontinuierliches Spektrum konventioneller Lichtquellen, wie Glüh- oder Halogenlampen emittiert oder zum anderen aus mehreren Lichtquellen (z. B. LED's) mit spektral unterschiedlicher Emission (z. B. rot, grün, blau) additiv gemischt werden. Dabei ist die Beleuchtung bis zur Augenlinse ringförmig, so dass im Zentrum der Kornea ein unbeleuchteter Bereich verbleibt, durch welchen die Beobachtung erfolgt.
Wie bereits erwähnt stellen Funduskameras eines der wichtigsten Diagnoseinstrumente in der Ophthalmologie dar. Mit deren Hilfe ist es zwar möglich, Weitfeldbilder des Augenhintergrundes aufzunehmen und daraus Diagnosen abzuleiten, eine Therapie durch Koagulation ist mit diesem System jedoch nicht möglich.
Das erfindungsgemäße ophthalmologisches Gerät zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges besteht aus einem Beleuchtungsstrahlengang, der ausgehend von einer ersten Beleuchtungsquelle bis zum Auge führt und über einen Lochspiegel und eine Abbildungsoptik verfügt und einem Beobachtungsstrahlengang, der ausgehend vom Auge über die Abbildungsoptik und durch den Lochspiegel bis zu einem Detektor führt. Weiterhin verfügt das ophthalmologische Gerät über einen Strahlengang zur scannenden Beleuchtung, der ausgehend von einer zweiten Beleuchtungsquelle bis zum Auge führt und neben der Abbildungsoptik über eine Scan-Einheit, ein Objektiv und einen Strahlteiler verfügt. Dabei sind sowohl die Abbildungsoptik als auch der gesamte Strahlengang so ausgeführt, dass sie frei von internen Reflexionen sind. Die im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung angeordnete Scan-Einheit ist als ein elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebener, bidirektionaler Kippspiegel oder als zwei elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebene, unidirektionale Kippspiegel ausgebildet. Bei der Verwendung von zwei elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebenen, unidi- rektionalen Kippspiegeln erfolgt vorzugsweise eine Zwischenabbildung der Spiegel aufeinander.
Die reflexionsfreie Ausführung des gesamte Strahlenganges und insbesondere der Abbildungsoptik stellt eine wesentliche Vorraussetzung für die Funktion der vorgeschlagenen, technischen Lösung dar, da andernfalls im Abbildungsobjektiv reflektiertes Laser-Licht zur Überstrahlung der zur Bildgebung verwendeten Beleuchtung auf der Kamera führt.
In einer ersten vorteilhaften Ausgestaltung ist die Scan-Einheit in MEMS- Technologie ausgeführt und wird im quasistatischen Betrieb eingesetzt. Dabei ist die Scan-Einheit in der Lage Farbquerfehler der Laserlichtquelle bzw. der abbildenden Optik auszugleichen. Dieser Ausgleich kann dabei vorzugsweise für verschiedene Wellenlänge sequentiell erfolgen. Somit kann die Position des Laserspots auf der Retina auch bei verschiedenen Laserwellenlängen speziell bei optischen Abbildungsfehlern mit hoher Reproduzierbarkeit sichergestellt werden. Eine weitere Möglichkeit zur Korrektur des Farbquerfehlers der abbildenden Optik und somit der Lage der Laser-Spots unterschiedlicher Wellenlän- gen auf der Retina ist der Einsatz eines chromatisch vorkorrigierten Scan- Objektives.
In einer zweiten vorteilhaften Ausgestaltung ist zum Ausgleich der Fehlsichtigkeit des Auges zumindest eine optische Baueinheit verschiebbar angeordnet. Dies kann entweder das im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung angeordnete Objektiv oder die zur Kollimation des Lasers auf die Scan-Einheit vorhandene Kollimationsoptik sein. Bei Verwendung mehrerer Laser können dabei ein oder mehrere Kollimationsoptiken verschiebbar sein.
Dabei wird gewährleistet, dass trotz einer vorhandenen Fehlsichtigkeit eine punktgenaue Abbildung des Laserspots auf der Retina erfolgt. Dazu wird vorzugsweise die Fehlsichtigkeit mit den Werten für Sphäre und optional auch Zylinder bzw. den Fehlem höherer Ordnung von dem ophthalmologischen Gerät, wie bei einer Funduskamera, automatisch ermittelt und bei der Abbildung des Lasers auf die Retina berücksichtigt.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung verfügt ophthalmologisches Gerät über Mittel zum Darstellen von Marken, sowie zu dessen Variation hinsichtlich Form, Wellenlänge, Intensität sowie Impulsdauer und -folge. Von einer vorhandenen Steuereinheit wird das von den Beleuchtungslichtquellen abgegebenen Lichtes hinsichtlich Form, Wellenlänge, Intensität sowie Impulsdauer und -folge Variiert und deren Schwellwert überwacht.
Bei Erreichen dieses Schwellwertes bzw. bei anderen, unvorhersehbaren Ereignissen kann von der Steuereinheit über verschieden sicherheitsrelevante Baugruppen die Diagnose bzw. Therapie unterbrochen werden, indem die Laserquelle ausgeschalten wird. Dazu erfolgt von der Streuereinheit auch eine Positionskontrolle des Laserspots auf der Retina, um mögliche Fehlerfälle auf ein verschwindendes Minimum zu reduzieren. Die vorhandenen Sicherheitsmechanismen müssen dabei mit einer Genauigkeit und Geschwindigkeit arbeiten, die speziell die Laserenergie von Ziel- und Therapiestrahl im Fehlerfall auf ein nicht kritisches Minimum reduzieren. Außerdem sollten die vorhandenen Sicherheitsmechanismen unabhängig von einander und auch von möglichen Fehlbedienungen durch den Anwender arbeiten.
Ein weiteres erfindungswesentliches Merkmal ist in der Einkopplung der scannenden Beleuchtung zu sehen. Dazu ist der im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhandene, dichroitisch oder polarisationsabhängig ausgeführte Strahlteiler so angeordnet, dass die zweite Beleuchtungsquelle über die Scan- Einheit und das Objektiv zentral in die Augenpupille abgebildet wird.
Hierzu zeigt Figur 2 den schematischen Aufbau des erfindungsgemäßen ophthalmologischen Gerätes mit einem Strahlengang zur scannenden Beleuchtung des Auges. Auch hier wird das von einer Beleuchtungsquelle BQ ausgehende Beleuchtungslicht BL über einen Lochspiegel LS und eine Abbildungsoptik AO durch die Pupille P auf die Retina R des Auges abgebildet und das von der Retina R des Auges reflektierte Licht zur Bildgebung durch die Pupille P des Auges über die Abbildungsoptik AO unter Bildung eines Zwischenbildes Z durch die Apertur des Lochspiegels LS auf einen Detektor D abgebildet. Als Detektor D wird auch hier üblicher Weise eine CCD-Kamera oder CMOS- Kamera verwendet.
Zusätzlich zu dieser bekannten Anordnung verfügt das erfindungsgemäße, ophthalmologische Gerät zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges über einen Strahlengang zur scannenden Beleuchtung. Das Laserlicht LL einer Laserquelle LQ wird über eine Kollimationsoptik KO, die Scan-Einheit SE mit dem einzelnen elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebenen, bidirektionaler Kippspiegel KS, das Objektiv O und einen Strahlteiler ST auf die Retina R des Auges abgebildet. Der dichroitisch oder polarisationsabhängig ausgeführte Strahlteiler ST ist dabei so angeordnet, dass das Laserlicht LL der Laserquelle LQ zentral in die Pupille P des Auges abgebildet wird.
Eine Bewegung der Scan-Einheit SE und der damit verbundenen Veränderung des Ablenkwinkels des Laser LL entspricht einer Winkeländerung des Laserlichtes LL in der Pupille P des Auges und damit einer Positionsänderung des Laser-Spots auf der Retina R. Dabei entsprechen die Eintrittsbedingungen des Lasers ins Auge, wie beispielsweise Strahldurchmesser und numerische Apertur auf der Kornea, denen am Austritt des Kontaktglases einer Spaltlampe, unter welchen die therapeutischen Eingriffe an der Retina durchgeführt werden. Im Unterschied dazu wird jedoch kein Kontaktglas verwendet, um die Brechkraft des Auges zu kompensieren.
Der diagnostische bzw. therapeutische Einsatz eines Lasers erfordert die freie Positionierbarkeit des Laser-Spots auf der Retina R innerhalb des zugänglichen Scan-Bereiches. Aufgrund der Abbildung der Scan-Einheit SE in die Pupille P des Auges, ist es vorteilhaft einen einzelnen Scan-Spiegel einzusetzen. Ein in MEMS-Technologie ausgeführter, elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebener, bidirektionaler Kippspiegel hat den Vorteil, dass er im quasistatischen Betrieb um einen Pivot- Punkt in zwei Achsen gekippt werden kann.
Alternativ können auch, wie in Figur 3 dargestellt, zwei unidirektionale Kippspiegel als Scan-Einheit SE verwendet werden. Dabei erweist es sich als vorteilhaft, den ersten Kippspiegel mittels einer Zwischenoptik auf den zweiten Kippspiegel abzubilden, da ansonsten die darauf folgende Abbildung der Scan- Einheit SE nur für maximal einen der Spiegel optimal erfolgen kann.
Zusätzlich zu der bereits beschriebenen Anordnung (nach Figur 2) wird das Laserlicht LL einer Laserquelle LQ über eine Kollimationsoptik KO1 die Scan- Einheit SE mit zwei elektrostatisch oder/und galvanometrisch betriebenen, uni- direktionalen Kippspiegeln KS1 und KS2 und das Objektiv O und einen Strahlteiler ST auf die Retina R des Auges abgebildet. Der dichroitisch oder polarisa- tionsabhängig ausgeführte Strahlteiler ST ist dabei so angeordnet, dass das Laserlicht LL der Laserquelle LQ zentral in die Pupille P des Auges abgebildet wird. Zwischen den beiden Kippspiegeln KS1 und KS2 ist eine Zwischenoptik ZO angeordnet, um den ersten Kippspiegel KS1 auf den zweiten Kippspiegel KS2 abzubilden. Auch hier gewährleistet das Objektiv O zusammen mit dem Strahlteiler ST und der Abbildungsoptik AO, die Abbildung der Scan-Einheit SE in die Pupille P des Auges.
Die Kippspiegel besitzen die Eigenschaft, bei einer am elektrostatischen Antrieb anliegenden Gleichspannung U um einen dazu proportionalen Winkel θ zu kippen und diese Position so lange zu halten, bis sich der Wert der Gleichspannung U ändert. Dadurch wird eine definierte statische Positionierung des abgelenkten Lasers ermöglicht. Im Falle eines galvanometrischen Antriebes wird der Spiegel mittels eines Gleichstromes I1 welcher durch eine mit dem Spiegel verbundene Spule fließt, statisch um einen zum Strom proportionalen Winkel θ ausgelenkt.
Mit der erfindungsgemäßen Anordnung ist es weiterhin möglich gleichzeitig mehrere Einzellichtstrahlen der zweiten Beleuchtungsquelle scannend auf das Auge zu projizieren. Dazu besteht die zweite Beleuchtungsquelle aus mehreren Einzellichtquellen in Form von Laserlichtquellen sowie den zur möglichen, gleichzeitigen Einkopplung der Einzelstrahlen erforderlichen Strahlteiler und Kollimationsoptiken, die jeweils vor der Scan-Einheit im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhanden sind.
Figur 4 zeigt dazu eine Variante zur Einkopplung zweier Laserquellen in den Strahlengang zur scannenden Beleuchtung. Die Laserquelle LQ besteht hierbei aus zwei Laserquellen LQ1 und LQ2, deren kollimierte Laserlichtstrahlen LL1 und LL2 über die Kollimationsoptiken KO1 und KO2, sowie den Strahlteiler ST1 vor der Scan-Einheit SE und dem Objektiv O in den Strahlengang zur scannenden Beleuchtung eingekoppelt werden. Dabei gewährleistet das Objektiv O zusammen mit dem Strahlteiler ST und der Abbildungsoptik AO, die Ab- bildung der Scan-Einheit SE, d. h. aller dort gleichzeitig abgebildeten Laserlichtstrahlen LL, in die Pupille P des Auges.
Die Laserquelle LQ kann hierbei auch aus mehr als zwei Laserquellen LQ bestehen, deren Laserlichtstrahlen LL über Kollimationsoptiken KO und Strahlteiler ST vor der Scan-Einheit SE in den Strahlengang zur scannenden Beleuchtung eingekoppelt werden.
Beispielsweise kann diese Variante der Anordnung dazu verwendet werden, neben einem Therapie- oder Anregungsstrahl für Fluoreszenzuntersuchungen o. a. einem zusätzlichen Zielstrahl im sichtbaren Spektralbereich in das Auge zu projizieren.
Es wirkt sich vorteilhaft aus, dass die Lichtstrahlen beider Beleuchtungslichtquellen an den optischen Grenzflächen des Auges aufgeweitet werden, so dass ein Reflex in Richtung des Detektors im Vergleich zum Abbild des Laserspots auf der Retina eine geringe Intensität aufweist. Somit ist sichergestellt, dass trotz hoher Strahlungsintensität des Lasers eine elektronische Beobachtung von Ziel- und Therapielaser ohne Überstrahlung möglich ist. Unter Umständen ist es dabei vorteilhaft vor dem Detektor eine Abschwächυng durch Filter vorzunehmen.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung sind Mittel zur Bildverarbeitung und -auswertung sowie zur Dokumentation und Speicherung der Bild- und Patientendaten vorhanden. Dabei verfügt das ophthalmologische Gerät zur Online- Beobachtung des Auges über Okulare und/oder ein Monitor bzw. ein Display.
Vorzugsweise ist hierfür eine Recheneinheit vorhanden, die den Anwender bei der Anfertigung auch bei Diagnoseaussagen und der Therapieplanung unterstützt. Weiterhin dient die Recheneinheit der Ermittlung aller Ansteuerdaten und der Überwachung der gesamten Applikation. Zur Durchführung einer Diagnose und/oder Therapie wird die im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhandene Scan-Einheit SE so von der Steuereinheit gesteuert, dass das Licht der zweiten Beleuchtungsquelle BQ durch die Pupille P des Auges auf die betreffenden Bereiche der Retina R abgebildet wird.
Durch das auf die Retina fokussierte Laserlicht können beispielsweise, anhand des emittierten Lichtes des Gewebes (Rückstreuung, Autofluoreszenz) oder einer durch Kontrastmittel injizierter Fluoreszenz aussagekräftige Diagnosen gestellt werden. Andererseits kann das auf die Retina fokussierte Laserlicht, bei hinreichend hoher Energiedichte auch zu therapeutischen Zwecken, wie mechanischer Fixierung der Retina oder der Beeinflussung von Stoffwechselprozessen genutzt werden.
Dazu ist es vorteilhaft, wenn die Intensität der zweiten Beleuchtungsquelle abgeschwächt werden kann, so dass neben der Photokoagulation auch andere Laser-Therapiearten, wie z. B. die Bio-Stimulation durch lokale Erwärmung von Bereichen der Retina möglich sind.
Vorteilhaft ist hierbei die Verwendung einer Weitfeldbeleυchtung, da durch die Entkopplung von Diagnose/Therapie und Bildgebung eine Online-Überwachung der diagnostischen und/oder therapeutischen Prozesse möglich ist. Während der Diagnose und Therapie kann dadurch eine permanente Kontrolle der Position des Laser-Spots auf der Retina erfolgen. Außerdem ist es so möglich, die optische Reaktion des aktivierten Laserspots auf der Retina zu überwachen, den zugehöriger Messwert zu ermitteln und die Abschaltung der Beleuchtungslichtquell bei Erreichen eines vorgegebenen Schwellwertes zu veranlassen.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die zweite Beleuchtungsquelle dazu verwendet werden, Licht in Form einer Marke in das Auge zu projizieren. Dadurch ist eine gezielte Ausrichtung der Blickrichtung des Patienten, durch Fixation des Auges auf diese Marke, möglich, um periphere Gebiete des Auges zu untersuchen.
Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung ergibt sich dadurch, dass von der zweiten Beleuchtungsquelle zeitlich und örtlich variable Lichtmarken und/oder Leuchtfelder in das Auge projiziert werden, deren Erkennbarkeit vom Patienten über geeignete Mittel bestätigen werden. Dadurch kann das erfindungsgemäße, ophthalmologische Gerät sogar zur perimetrischen Untersuchung, d. h. zur Bestimmung des Bildfeldes des Patienten genutzt werden. Dazu werden die Daten der zeitlich und örtlich variable Lichtmarken und/oder Leuchtfelder sowie die vom Patienten bestätigte/nichtbestätigte Erkennbarkeit dokumentieren und speichern.
Dazu werden bei einer Weitfeldbeleuchtung (erste Beleuchtungsquelle) Marken (zweiten Beleuchtungsquelle) mit variabler XY-Auslenkung auf Retina projiziert. Die Spots weisen dabei vorteilhafter Weise verschiedenen Geometrien, wie z. B. Kreuze, Ringe, Punkte o. ä., bei verschiedenen Intensitäten (wenige μW bis hin zu Grenzwerten für Laserklasse 1) sowie zeitlicher Modulation (z. B. Blinken mit verschiedenen Pulsbreiten und Frequenzen) auf.
Die vom Patienten subjektive Rückmeldung der Erkennbarkeit der Marken beispielsweise durch Knopfdruck wird aufgenommen, dokumentiert und ausgewertet.
Auch hier ist durch die Verwendung einer Weitfeldbeleuchtung eine permanente Kontrolle der Position der Marken auf der Retina während der perimetrischen Untersuchung möglich. So kann durch Online-Überwachung vom Bediener eine einfache Prüfung der Plausibilität der Rückmeldung der Erkennbarkeit durch den Patienten erfolgen.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die erfindungsgemäße Anordnung zum Fluoreszenzimaging des Auges benutzt werden. Die Fluores- zenzanregung im Auge erfolgt mittels der zweiten Beleuchtungsquelle, die dazu ein ultraviolettes, sichtbares oder infrarotes Spektrum aussendet. Die im Auge initiierten Fluoreszenzsignale werden dann vorzugsweise von einem wellenlängenselektiven Detektor aufgenommen.
Besonders vorteilhaft wirkt sich hierbei die Verwendung eines, ultrakurze Pulse aussendender Lasers als Beleuchtungsquelle zur scannenden Beleuchtung aus. Die Fluoreszenzanregung im Auge erfolgt auch hier mit einem ultravioletten, sichtbaren oder infraroten Spektrum, wobei die Pulslängen im Bereich von ns, ps oder fs liegen. Zur Aufzeichnung der im Auge initiierten Fluoreszenz wird hierbei jedoch ein zeitlich hochauflösender Detektor, beispielsweise ein nach dem TCSPC-Prinzip (time correlated Single photon counting) arbeitender Detektor erwendet. Mit dieser besonderen Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Anordnung ist es möglich ein Fluoreszenz-Lifetime-Imaging des Auges durchzuführen.
Als eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung des ophthalmologischen Gerätes zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges bietet sich zum einen die Verwendung eines Ziellasers an, dem während der Behandlung (Diagnose oder Therapie) der Behandlungslaser nachgeführt wird. Dadurch ist eine einfachere Beobachtung der Behandlung möglich. Zum anderen kann durch die Verwendung eines Eye-Trackers die Bewegung der Retina überwacht werden, so dass Behandlungsfehler durch Bewegung des Auges vermindert werden. Von einem Eye-Tracker kann sowohl die Lage des Auges als auch dessen Ausrichtung (Blickrichtung) überwacht werden.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges wird das Auge zur Beobachtung und Untersuchung von einer ersten Beleuchtungsquelle über einen vorhandenen Lochspiegel und eine Abbildungsoptik beleuchtet und das vom Auge ausgehende Licht über die Abbildungsoptik, durch den Lochspiegel auf einen Detektor abgebildet. Zusätzlich wird das Auge zur Diagnose und/oder Therapie von einer zweiten Beleuchtungsquelle über eine Scan-Einheit, ein Objektiv, einen Strahlteiler und die Abbildungsoptik beleuchtet, wobei die Scan-Einheit in Form eines oder mehrerer Kippspiegel elektrostatisch oder/und galvanometrisch, bidirektional angetrieben wird. Die Abbildungsoptik als auch der gesamte Strahlengang sind dabei so ausgeführt, dass keine internen Reflexionen auftreten.
Die reflexionsfreie Ausführung des gesamte Strahlenganges und insbesondere der Abbildungsoptik stellt eine wesentliche Vorraussetzung für die Funktion der vorgeschlagenen, technischen Lösung dar, da andernfalls im Abbildungsobjektiv reflektiertes Laser-Licht zur Überstrahlung der zur Bildgebung verwendeten Beleuchtung auf der Kamera führt.
Für die Diagnose und/oder Therapie wirkt sich hierbei besonders vorteilhaft aus, dass die Scan-Einheit in Form eines, bidirektionalen oder zweier unidirek- tionaler, elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebener Kippspiegels in MEMS-Technologie ausgeführt ist und quasistatisch betrieben wird. Dadurch ist die Scan-Einheit in der Lage Farbquerfehler der Laserlichtquelle bzw. der abbildenden Optik auszugleichen. Dieser Ausgleich kann dabei vorzugsweise für verschiedene Wellenlänge sequentiell erfolgen. Eine weitere Möglichkeit zur Korrektur des Farbquerfehlers der abbildenden Optik und somit der Lage der Laser-Spots unterschiedlicher Wellenlängen auf der Retina ist der Einsatz eines chromatisch vorkorrigierten Scan-Objektives. Somit kann die Position des Laserspots auf der Retina auch bei verschiedenen Laserwellenlängen speziell bei optischen Abbildungsfehlern mit hoher Reproduzierbarkeit sichergestellt werden.
Des Weiteren kann eine vorhandene Fehlsichtigkeit des Auges bei der scannenden Beleuchtung dadurch ausgeglichen werden, dass das im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung mindestens eine optische Baueinheit verschiebbar angeordnet ist. Dies kann entweder das im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung angeordnete Objektiv oder die zur Kollimation des Lasers auf die Scan-Einheit vorhandene Kollimationsoptik sein. Bei Verwendung mehrerer Laser können dabei ei oder mehrere Kollimationsoptiken verschiebbar sein. Dadurch wird gewährleistet, dass trotz einer vorhandenen Fehlsichtigkeit eine punktgenaue Abbildung des Laserspots auf der Retina erfolgt. Dazu wird vorzugsweise die Fehlsichtigkeit mit den Werten für Sphäre und optional auch Zylinder bzw. den Fehlern höherer Ordnung von dem ophthalmologischen Gerät, wie bei einer Funduskamera, automatisch ermittelt und bei der Abbildung des Lasers auf die Retina berücksichtigt.
Um die zweite Beleuchtungslichtquelle für die unterschiedlichen Aufgaben bei der Beobachtung und Untersuchung bzw. die Diagnose und/oder Therapie Behandlung des Auges optimieren zu können, ist diese in der Lage Spots oder auch Marken auf die Retina abzubilden, die hinsichtlich ihrer Form, Wellenlänge, Intensität sowie deren Impulsdauer und -folge variiert und deren Schwellwerte überwacht werden.
Bei Erreichen dieses Schwellwertes bzw. bei anderen, unvorhersehbaren Ereignissen kann von der Steuereinheit über verschieden sicherheitsrelevante Baugruppen die Diagnose bzw. Therapie unterbrochen werden, indem die Laserquelle ausgeschalten wird. Dazu erfolgt von der Steuereinheit auch eine Positionskontrolle des Laserspots auf der Retina, um mögliche Fehlerfälle auf ein verschwindendes Minimum zu reduzieren.
Die vorhandenen Sicherheitsmechanismen müssen dabei mit einer Genauigkeit und Geschwindigkeit arbeiten, die speziell die Laserenergie von Ziel- und Therapiestrahl im Fehlerfall auf ein nicht kritisches Minimum reduzieren. Außerdem sollten die vorhandenen Sicherheitsmechanismen unabhängig von einander und auch von möglichen Fehlbedienungen durch den Anwender arbeiten.
Ein weiterer erfindungswesentlicher Verfahrensschritt ist die Einkopplung der scannenden Beleuchtung. Dazu ist der im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhandene, dichroitisch oder polarisationsabhängig ausgeführte Strahlteiler so angeordnet, dass die zweite Beleuchtungsquelle über die Scan- Einheit und das Objektiv zentral in die Augenpupille abgebildet wird.
Wie bereits beschrieben wird bei dem erfindungsgemäßen ophthalmologischen Verfahren das von einer ersten Beleuchtungsquelle ausgehende Licht über einen Lochspiegel und eine Abbildungsoptik durch die Pupille auf die Retina des Auges abgebildet und das von der Retina des Auges reflektierte Licht zur Bild- gebung durch die Pupille des Auges über die Abbildungsoptik unter Bildung eines Zwischenbildes durch die Apertur des Lochspiegels auf einen Detektor abgebildet. Als Detektor wird auch hier üblicher Weise eine CCD-Kamera bzw. eine CMOS-Kamera verwendet. Zusätzlich zu dieser bekannten Verfahrensweise wird zur Diagnose und/oder Therapie eines Auges über einen Strahlengang zur scannenden Beleuchtung das Licht einer zweiten Beleuchtungsquelle über eine Scan-Einheit, ein Objektiv und einen Strahlteiler auf die Retina des Auges abgebildet. Der dichroitisch oder- polarisationsabhängig ausgeführte Strahlteiler ist dabei so angeordnet, dass das Licht der zweiten Beleuchtungsquelle zentral in die Pupille des Auges abgebildet wird. Dabei besteht die zweite Beleuchtungsquelle aus mindestens einer, aber vorzugsweise mehreren Laserquellen, deren kollimierte Strahlen über Strahlteiler vor der Scan-Einheit und dem Objektiv in den Strahlengang zur scannenden Beleuchtung eingekoppelt werden.
Die Bewegung der Scan-Einheit und die damit verbundene Veränderung des Ablenkwinkels des Lichtes entsprechen einer Winkeländerung des Lichtes in der Pupille des Auges und damit einer Positionsänderung des Licht-Spots auf der Retina. Dabei entsprechen die Bedingungen des Lasers beim Eintritt ins Auge, wie beispielsweise Strahldurchmesser und numerische Apertur auf der Kornea, denen am Austritt eines Kontaktglases bei Verwendung einer Spaltlampe, unter welchen die therapeutischen Eingriffe an der Retina durchgeführt werden. Im Unterschied dazu wird jedoch kein Kontaktglas verwendet, um die Brechkraft des Auges zu kompensieren. Der diagnostische bzw. therapeutische Einsatz eines Lasers erfordert die freie Positionierbarkeit des Laser-Spots auf der Retina innerhalb des zugänglichen Scan-Bereiches. Aufgrund der Abbildung der Scan-Einheit in die Pupille des Auges, ist es vorteilhaft einen einzelnen Scan-Spiegel einzusetzen. Ein in MEMS-Technologie ausgeführter, elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebener, bidirektionaler Kippspiegel hat den Vorteil, dass er im quasistatischen Betrieb um einen Pivot- Punkt in zwei Achsen gekippt werden kann. Alternativ können auch zwei unidirektionale Kippspiegel als Scan-Einheit verwendet werden. Dabei erweist es sich als vorteilhaft, den ersten Kippspiegel mittels einer Zwischenoptik auf den zweiten Kippspiegel abzubilden, da ansonsten die darauf folgende Abbildung der Scan-Einheit nur für maximal einen der Spiegel optimal erfolgen kann. Sie besitzen die Eigenschaft, bei einer am elektrostatischen Antrieb anliegenden Gleichspannung U um einen dazu proportionalen Winkel θ zu kippen und diese Position so lange zu halten, bis sich der Wert der Gleichspannung U ändert. Im Falle eines galvanometrischen Antriebes wird der Spiegel mittels eines Gleichstromes I, welcher durch eine mit dem Spiegel verbundene Spule fließt, statisch um einen zum Strom proportionalen Winkel θ ausgelenkt. Dadurch wird eine definierte statische Positionierung des abgelenkten Lasers ermöglicht.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ist es weiterhin möglich, gleichzeitig mehrere Einzellichtstrahlen der zweiten Beleuchtungsquelle scannend auf das Auge zu projizieren. Dazu besteht die zweite Beleuchtungsquelle aus mehreren Einzellichtquellen in Form von Laserlichtquellen, deren Einzelstrahlen über Strahlteiler und Kollimationsoptiken in den Strahlengang zur scannenden Beleuchtung eingekoppelt und gleichzeitig über die Scan-Einheit in das Auge projiziert werden können.
Dabei wird gewährleistet, dass die Abbildung der Scan-Einheit, d. h. aller dort gleichzeitig abgebildeten Laserlichtstrahlen, in die Pupille des Auges scannend projiziert wird. Beispielsweise kann diese Variante der Anordnung dazu verwendet werden, neben einem Therapie- oder Anregungsstrahl für Fluoreszenzuntersuchungen o. ä. einem zusätzlichen Zielstrahl im sichtbaren Spektralbereich in das Auge zu projizieren.
Es wirkt sich vorteilhaft aus, dass die Lichtstrahlen beider Beleuchtungslichtquellen an den optischen Grenzflächen des Auges aufgeweitet werden, so dass ein Reflex in Richtung des Detektors im Vergleich zum Abbild des Laserspots auf der Retina eine geringe Intensität aufweist. Somit ist sichergestellt, dass trotz hoher Strahlungsintensität des Lasers eine elektronische Beobachtung von Ziel- und Therapielaser ohne Überstrahlung möglich ist.
Sowohl für die Beobachtung und Untersuchung als auch für die Behandlung ist es zweckmäßig, die vom Detektor aufgenommenen Bilder zu verarbeiten, auszuwerten, zu dokumentieren und zusammen mit Patientendaten zu speichern. Vorzugsweise wird hierfür eine Recheneinheit verwendet, die den Anwender auch bei der Anfertigung von Diagnosen und der Therapieplanung unterstützt. Weiterhin dient die Recheneinheit der Ermittlung aller Ansteuerdaten und der Überwachung der gesamten Applikation. Neben dieser Recheneinheit sind zur Online-Beobachtung des Auges Okulare und/oder ein Monitor bzw. ein Display vorhanden.
Zur Durchführung einer Diagnose und/oder Therapie wird die im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhandene Scan-Einheit so von der Steuereinheit gesteuert, dass das Licht der zweiten Beleuchtungsquelle durch die Pupille des Auges auf die betreffenden Bereiche der Retina abgebildet wird.
Durch das auf die Retina fokussierte Laserlicht können beispielsweise, anhand des emittierten Lichtes des Gewebes (Rückstreuung, Autofluoreszenz) oder einer durch Kontrastmittel injizierter Fluoreszenz aussagekräftige Diagnosen gestellt werden. Andererseits kann das auf die Retina fokussierte Laserlicht, bei hinreichend hoher Energiedichte auch zu therapeutischen Zwecken, wie me- chanischer Fixierung der Retina oder der Beeinflussung von Stoffwechselprozessen genutzt werden.
Dazu ist es vorteilhaft, wenn die Intensität der zweiten Beleuchtungsquelle abgeschwächt werden kann, so dass neben der Photokoagulation auch andere Laser-Therapiearten, wie z. B. die Bio-Stimulation durch lokale Erwärmung von Bereichen der Retina möglich sind.
Vorteilhaft ist hierbei die Verwendung einer Weitfeldbeleuchtung, da durch die Entkopplung von DiagnoserTherapie und Bildgebυng eine Online-Überwachung der diagnostischen und/oder therapeutischen Prozesse möglich ist. Während der Diagnose und Therapie kann dadurch eine permanente Kontrolle der Position des Laser-Spots auf der Retina erfolgen. Außerdem ist es so möglich, die optische Reaktion des aktivierten Laserspots auf der Retina zu überwachen, den zugehöriger Messwert zu ermitteln und die Abschaltung der Beleuchtungslichtquell bei Erreichen eines vorgegebenen Schwellwertes zu veranlassen.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann auch zur gezielte Ausrichtung der Blickrichtung des Patienten verwendet werden, wenn von der zweiten Beleuchtungsquelle Licht in Form einer Marke in das Auge projiziert wird, die der Patient zur Ausrichtung seiner Blickrichtung nutzt. Durch die Fixation des Auges auf diese Marke wird es möglich, periphere Gebiete des Auges zu untersuchen.
Eine weitere erfindungswesentliche Ausgestaltung ergibt sich, wenn von der zweiten Beleuchtungsquelle zeitlich und örtlich variable Lichtmarken und/oder Leuchtfelder in das Auge projiziert werden, deren Erkennbarkeit vom Patienten über geeignete Mittel bestätigen werden. Dadurch kann das erfindungsgemäße, ophthalmologische Verfahren sogar zur perimetrischen Untersuchung, d. h. zur Bestimmung des Bildfeldes des Patienten genutzt werden. Dazu werden die Daten der zeitlich und örtlich variable Lichtmarken und/oder Leuchtfelder sowie die vom Patienten bestätigte/nichtbestätigte Erkennbarkeit dokumentieren und speichern. Dazu werden bei einer Weitfeldbeleuchtung (erste Beleuchtungsquelle) Marken (zweiten Beleuchtungsquelle) mit variabler XY-Auslenkung auf Retina projiziert. Die Spots weisen dabei vorteilhafter Weise verschiedenen Geometrien, wie z. B. Kreuze, Ringe, Punkte o. ä., bei verschiedenen Intensitäten (wenige μW bis hin zu Grenzwerten für Laserklasse 1) sowie zeitlicher Modulation (z. B. Blinken mit verschiedenen Pulsbreiten und Frequenzen) und unterschiedlichen Wellenlängen (ultraviolettes, sichtbares und infrarotes Licht) auf.
Optional lässt sich der Fundus mittels der Weitfeldbeleuchtung (erste Lichtquelle) mit speziellen Wellenlängen ausleuchten.
Eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung ist die Blickführung des Patienten mit einem internen Fixationstarget, um z. B. periphere Gebiete des Auges zu untersuchen.
Die vom Patienten subjektive Rückmeldung der Erkennbarkeit der Marken beispielsweise durch Knopfdruck wird aufgenommen, dokumentiert und ausgewertet.
Auch hier ist durch die Verwendung einer Weitfeldbeleuchtung eine permanente Kontrolle der Position der Marken auf der Retina während der perimetrischen Untersuchung möglich. So kann durch Online-Überwachung vom Bediener eine einfache Prüfung der Plausibilität der Rückmeldung der Erkennbarkeit durch den Patienten und bei Bedarf eine Anpassung des Stimulus hinsichtlich Geometrie, Intensität, Wellenlänge und zeitlicher Modulation erfolgen.
Als eine weitere vorteilhafte Ausgestaltung des ophthalmologischen Gerätes zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges bietet sich zum einen die Verwendung eines Ziellasers an, dem während der Behandlung (Diagnose oder Therapie) der Behandlungslaser nachgeführt wird. Dadurch ist eine einfachere Beobachtung der Behandlung möglich. Zum ande- ren kann durch die Verwendung eines Eye-Trackers die Bewegung der Retina überwacht werden, so dass Behandlungsfehler durch Bewegung des Auges vermindert werden. Von einem Eye-Tracker kann sowohl die Lage des Auges als auch dessen Ausrichtung (Blickrichtung) überwacht werden.
Mit der folgenden Beschreibung soll das erfindungsgemäße Verfahren zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges kurz und beispielhaft beschrieben werden und gleichzeitig die Vielfalt dessen Variationen und deren breite Anwendung dokumentieren.
Nachdem zu Beginn des Verfahrens das zu untersuchende und/oder zu behandelnde Auge in eine definierte Position gebracht wurde, werden vom Fundus ein bzw. mehrere Aufnahmen bei unterschiedlichen Beleuchtungsbedingungen gemacht, um eine möglichst präzise Diagnose zu erstellen. Wie bereits beschrieben können zur Diagnoseerstellung optional auch bereits vorhandene und im Gerät gespeicherte Fundusaufnahmen, die zu einem früheren Zeitpunkt aufgenommen wurden sind, aber auch von einem anderen ophthalmologischen Gerät stammen können, verwendet werden.
Im Anschluss daran, d. h. nach Auswertung der Fundusaufnahmen wird auf Basis der vorliegenden Diagnose ein Therapieplan erstellt. Insbesondere werden hier die Positionen der zu applizierenden Laserspots auf der Retina und die Parameter für den Therapielaser, wie zum Beispiel Wellenlänge, Energie, Impulsdauer, Impulsfolgen, Spotprofil und Spotdurchmesser festgelegt.
Bei einer flächendeckenden Applikation der Laserspots ist es möglich den zu behandelnden Bereich zu markieren, und ein Behandlungsmuster von Laserspots automatisch zu generieren. Des Weiteren ist es möglich, bei einer Vielzahl von zu applizierenden Laserspots die Reihenfolge der Positionierung hinsichtlich minimaler Stellzeit der Kippspiegel zu optimieren. Anhand der Festlegungen der Positionen und der Parameter für den Therapielaser werden die Ansteuerdaten für den MEMS-Spiegel, die Beobachtung und Bildgebung, sowie die Daten für die Sicherheitseinrichtungen generiert. Falls ein Zielstrahl verwendet werden soll, so werden die Daten auch dafür erzeugt. Vorteilhafter Weise kann dabei die Fehlsichtigkeit des zu behandelnden Auges berücksichtigt werden.
Nach dem Auslösen der Therapie erfolgt während der gesamten Behandlung eine Online-Überwachung und Dokumentation aller relevanten Therapiedaten, so dass bei vorliegenden Abweichungen zwischen Therapievorgaben und Behandlungsergebnis ein sofortiger Abbruch eingeleitet werden kann. Nach Abschluss der Therapie werden alle Therapiedaten, insbesondere auch die Spotpositionen an der Retina mit den zugehörigen Laserdaten dokumentiert.
Mit der erfindungsgemäßen Lösung werden ein ophthalmologisches Gerät und ein Verfahren zur Verfügung gestellt mit denen neben Beobachtungen und Untersuchungen auch Diagnosen und/oder Therapien eines Auges möglich sind.
In einer werteren vorteilhaften Ausgestaltung kann die erfindungsgemäße Anordnung zum Fluoreszenzimaging des Auges benutzt werden. Die Fluoreszenzanregung im Auge erfolgt mittels der zweiten Beleuchtungsquelle, die dazu ein ultraviolettes, sichtbares oder infrarotes Spektrum aussendet. Die im Auge initiierten Fluoreszenzsignale werden dann vorzugsweise von einem wellenlängenselektiven Detektor aufgenommen.
Besonders vorteilhaft wirkt sich hierbei die Verwendung eines, ultrakurze Pulse aussendender Lasers als Beleuchtungsquelle zur scannenden Beleuchtung aus. Die Fluoreszenzanregung im Auge erfolgt auch hier mit einem ultravioletten, sichtbaren oder infraroten Spektrum, wobei die Pulslängen im Bereich von ns, ps oder fs liegen. Zur Aufzeichnung der im Auge initiierten Fluoreszenz wird hierbei jedoch ein zeitlich hochauflösender Detektor, beispielsweise ein nach dem TCSPC-Prinzip (time correlated Single photon counting) arbeitender Detektor erwendet. Mit dieser besonderen Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Anordnung ist es möglich ein Fluoreszenz-Lifetime-Imaging des Auges durchzuführen.
Die vorgeschlagene Lösung bietet zudem die Möglichkeit einer Online- Überwachung und Dokumentation des Therapieverlaufes, so dass die Bewertung des Therapieerfolges verbessert und vereinfacht wird.
Besonders vorteilhaft ist die völlig kontakt- und berührungslose Arbeitsweise, da eine Gefahr von Infektionen durch Kontaktgläser o. ä. nicht mehr besteht:
Gegenüber dem Stand der Technik bietet die vorgeschlagene Lösung die Vorteile, dass dem Arzt zum einen durch die Online-Überwachung und speziell durch das Online-Retinabild die Möglichkeit gegeben ist, die Behandlung direkt anzupassen. So kann bei einer perimetrischen Untersuchung die Plausibilität der vom Patienten bestätigten Erkennbarkeit der Marken kontrolliert werden. Durch Adaption der Marken ist eine gezielte Mikroperimetrie an medizinisch auffälligen Gebieten der Retina möglich, wobei der Arzt zu jedem Zeitpunkt die Marke überprüfen und/oder verändern kann. Zur weiteren Verbesserung der perimetrischen Untersuchung kann die Marke vom Arzt hinsichtlich Intensität, Geometrie oder Wellenlänge adaptiv angepasst werden.
Das ophthalmologische Gerät zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges bietet zudem die Möglichkeit, beliebige Diagnose- und Therapieverfahren zu kombinieren, zumal zu jedem Zeitpunkt eine Diagnose und ein Therapieplan erstellt werden kann. Dazu können sowohl vorherige Diagnose- und Therapiedaten eingesehen, als auch neue Fundusbilder aufgenommen werden. So lassen sich in Kombination mit einem diffraktiven bzw. refraktiven Spektro- meter sowie einem geeigneten Detektor (Photodiode, CCD-Kamera) oder aber einem Interferometer spektrale Analysen des vom Fundus remittierten Lichtes durchführen. Spektrometer, Detektor als auch Interferometer können dazu sowohl über den vorhandenen Beobachtungsstrahlengang als auch über die Scan-Einheit in den beschriebenen Strahlengang eingebunden werden.
Des Weiteren lässt sich mit einem solchen Aufbau optische Kohärenztomographie durchzuführen, um Tiefeninformation über das Gewebe der Retina zu gewinnen. Mittels Laser-Polarimetrie lässt sich die Dicke von periodisch angeordneten Strukturen am Augenhintergrund (wie etwa Nervenfasern) ermitteln. Dazu wird als zweite Lichtquelle ein Laser mittels definierter Polarisationsebene über die Scan-Einheit in den Strahlengang eingekoppelt.
Von einer regelmäßigen Struktur an bzw. in der Retina wird eine Doppelbrechung des Laserlichtes hervorgerufen. Die dabei auftretende Phasenverschiebung beider gebrochenen Komponenten ist somit ein Maß für die Dicke der regelmäßig angeordneten Struktur. Durch eine Kompensation der Doppelbrechung lassen sich für jeden Patienten individuell Aussagen zu regelmäßigen Strukturen der Retina gewinnen. Vorteile bestehen hierbei in der permanenten Überwachung durch den Arzt (anhand des Retinabildes) sowie die sehr schnelle örtliche Veränderung des Laser-Spots, wodurch individuelle Veränderungen an medizinisch auffälligen Gebieten der Retina direkt bestimmt werden können.
In Kombination mit adaptiven optischen Elementen (Membranspiegel, Spatial Light Modulator) lassen sich individuelle Augenfehler bestimmen und korrigieren bzw. allgemeine optische Fehler im Beobachtungsstrahlengang korrigieren.
Der Vorteil der verwendeten Scan-Einheit in Form eines einzelnen elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebenen, bidirektionaler Kippspiegels, der in MEMS-Technologie ausgeführt ist und quasistatisch betrieben wird, liegt darin begründet, dass die Strahlablenkung vorzugsweise gleichzeitig in einer Ebe- ne in x- und y-Richtung erfolgt, wodurch der Strahlengang exakt in die Systemapertur, d. h. in die menschliche Iris abgebildet wird.
Bezugszeichenliste
R Retina
P Pupille
AO Abbildungsoptik
Z Zwischenbild
LS Lochspiegel
D Detektor
BG Beleuchtungsquelle
BL Beleuchtungslicht
LQ Laserquelle
LL Laserlicht
KO Kollimationsoptik
SE Scan-Einheit
KS Kippspiegel
O Objektiv
ST Strahlteiler

Claims

Patentansprüche
1. Ophthalmologisches Gerät zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges, bestehend aus einem Beleuchtungsstrahlengang, der ausgehend von einer ersten Beleuchtungsquelle (BQ) bis zum Auge führt und über einen Lochspiegel (LS) und eine Abbildungsoptik (AO) verfügt und einem Beobachtungsstrahlengang, der ausgehend von der Retina (R) des Auges über die Abbildungsoptik (AO) und durch den Lochspiegel (LS) bis zu einem Detektor (D) führt, dadurch gekennzeichnet, dass ein Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhanden ist, der ausgehend von einer zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) bis zur Retina (R) des Auges führt und neben der Abbildungsoptik (AO) über eine Scan-Einheit (SE), ein Objektiv (O) und einen Strahlteiler (ST) verfügt, dass sowohl die Abbildungsoptik (AO) als auch der gesamte Strahlengang frei von internen Reflexionen ausgeführt sind und die-Scan-Einheit (SE) als einzelner elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebener, bidirektionaler Kippspiegel (KS) oder in Form mehrerer, elektrostatisch oder/und galvanometrisch betriebener, unidirektionaler Kippspiegel (KS) ausgebildet ist.
2. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die als elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebene, unidirektionale oder bidirektionale Kippspiegel (KS) ausgeführte Scan-Einheit (SE) in MEMS- Technologie ausgeführt ist und im quasistatischen Betrieb eingesetzt wird.
3. Anordnung nach den Anspruch 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, däss die in MEMS-Technologie ausgeführte Scan-Einheit (SE) in der Lage ist Farb- querfehler der Laserquelle (LQ) auszugleichen.
4. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass das im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung angeordnete Objektiv (O) und/oder vorhandene Kollimationsoptiken (KO) zur Kollimierung des Laserlichtes (LL) der Laserquelle (LQ) auf die Scan-Einheit (SE) zum Ausgleich der Fehlsichtigkeit des Auges verschiebbar angeordnet sind.
5. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass Mittel zum Darstellen von Marken, sowie zu dessen Variation hinsichtlich Form, Wellenlänge, Intensität sowie Impulsdauer und -folge vorhanden sind.
6. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass eine Steuereinheit zur Variation des von den Beleuchtungslichtquellen (BQ) abgegebenen Lichtes hinsichtlich Form, Wellenlänge, Intensität sowie Impulsdauer und -folge und zur Überwachung deren Schwellwerte vorhanden ist.
7. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Beleuchtungsquelle (BQ) aus mehreren Einzellichtquellen in Form von Laserlichtquellen (LQ) besteht und zur möglichen gleichzeitigen Einkopplung des Laserlichtes (LL) in den Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vor der Scan-Einheit (SE) Strahlteiler (ST) und Kollimationsoptiken (KO) vorhanden sind.
8. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Beleuchtungsquelle (BQ) zur Fluoreszenzanregung im Auge ein ultraviolettes, sichtbares oder infrarotes Spektrum aufweist und zur Aufnahme der korrelierten Fluoreszenzsignale des Auges ein wellenlängenselektiver Detektor (D) vorhanden ist.
9. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Beleuchtungsquelle (BQ) zur scannenden Beleuchtung ein ultrakurze Pulse aussendender Laser ist und zur Aufnahme der korrelierten Fluoreszenzsignale des Auges ein zeitlich hochauflösender Detektor (D) vorhanden ist.
10. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhandene, dichroitisch oder polari- sationsabhängig ausgeführte Strahlteiler (ST) so angeordnet ist, dass die zweite Beleuchtungsquelle (BQ) über die Scan-Einheit (SE) und das Objektiv (O) zentral in die Pupille (P) des Auges abgebildet wird.
11. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass Mittel zu Bildverarbeitung und -auswertung sowie zur Dokumentation und Speicherung der Bild- und Patientendaten vorhanden sind.
12. Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass als Mittel zur Online-Beobachtung des Auges Okulare und/oder ein Monitor bzw. ein Display vorhanden sind.
13. Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhandene Scan-Einheit (SE) zur Diagnose und/oder Therapie so von der Steuereinheit gesteuert wird, dass das Licht der zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) durch die Pupille (P) des Auges auf die betreffenden Bereiche der Retina (R) abgebildet wird.
14. Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das von der zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) in das Auge projizierte Licht in Form einer Marke zur gezielten Ausrichtung der Blickrichtung, durch Fixation des Auges auf diese Marke, verwendet wird.
15. Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel vorhanden sind, mit denen der Patient die Erkennbarkeit, der von der zweiten Beleuchtungsquelle in Form zeitlich und örtlich variabler Lichtmarken und/oder Leuchtfelder in das Auge projizierten Lichtes, bestätigen kann und die die Daten zur Bestimmung des Bildfeldes des Patienten dokumentieren und speichern.
6. Verfahren zur Beobachtung, Untersuchung, Diagnose und/oder Therapie eines Auges, bei dem das Auge zur Beobachtung und Untersuchung von einer ersten Beleuchtungsquelle (BQ) über einen vorhandenen Lochspiegel (LS) und eine Abbildungsoptik (AO) beleuchtet und das vom Auge ausgehende Licht über die Abbildungsoptik (AO), durch den Lochspiegel (LS) auf einen Detektor (D) abgebildet wird, dadurch gekennzeichnet, dass das Auge zur Diagnose und/oder Therapie von einer zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) über eine Scan-Einheit (SE), ein Objektiv (O), einen Strahlteiler (ST) und die Abbildungsoptik (AO) beleuchtet wird, die Abbildungsoptik (AO) als auch der gesamte Strahlengang so ausgeführt sind, dass keine internen Reflexionen auftreten und dass die Scan-Einheit (SE) in Form eines Kippspiegels (KS) elektrostatisch oder/und galvanometrisch, bidirektional oder in Form mehrerer Kippspiegel (KS), elektrostatisch oder/und galvanometrisch, unidirektional angetrieben wird.
17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Scan- Einheit (SE) in Form eines elektrostatisch oder/und galvanometrisch angetriebenen, bidirektionalen oder mehrerer unidirektionaler Kippspiegel (KS) in MEMS-Technologie ausgeführt sind und quasistatisch betrieben wird.
18. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass mit der in MEMS-Technologie ausgeführten Scan-Einheit (SE) Farbquerfehler der Laserlichtquelle (LQ) ausglichen werden können.
19. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass das im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung angeordnete Objektiv (O) und/oder vorhandene Kollimationsoptiken (KO) zur Kollimierung des Laserlichtes (LL) der Laserquelle (LQ) auf die Scan-Einheit (SE) zum Ausgleich der Fehlsichtigkeit des Auges verschoben werden.
20. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass das von der zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) mit mindestens einer Laserlichtquelle (LQ) ausgesendete Laserlicht (LL) zur Darstellen von Marken hinsichtlich seiner Form, Wellenlänge, Intensität sowie seiner Impulsdauer und -folge variiert werden kann.
21. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass von einer Steuereinheit das von den Beleuchtungslichtquellen (BQ) abgegebene Licht hinsichtlich Form, Wellenlänge, Intensität sowie Impulsdauer und - folge variiert und deren Schwellwerte überwacht werden.
22. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Beleuchtungsquelle (BQ) aus mehreren Einzellichtquellen in Form von La- seriichtquellen (LQ) besteht, deren Laserlicht (LL) über Strahlteiler (ST) und Kollimationsoptiken (KO) in den Strahlengang zur scannenden Beleuchtung eingekoppelt und gleichzeitig über die Scan-Einheit (SE) in das Auge projiziert werden können.
23. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Beleuchtungsquelle (BQ) zur Fluoreszenzanregung im Auge ein ultraviolettes, sichtbares oder infrarotes Spektrum ausstrahlt und die korrelierten Fluoreszenzsignale des Auges von einem wellenlängenselektiven Detektor (D) aufgenommen werden.
24. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass von der zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) zur scannenden Beleuchtung ultrakurze Pulse ausgesendet werden und die korrelierten Fluoreszenzsignale des Auges von einem zeitlich hochauflösenden Detektor (D) aufgenommen werden.
25. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung zwischen Abbildungsoptik (AO) und Lochspiegel (LS) vorhandene Strahlteiler (ST) dichroitisch oder polarisationsabhängig wirkt und die zweite Beleuchtungsquelle (BQ) über die Scan- Einheit (SE) und das Objektiv (O) zentral in die Pupille (P) des Auges abbildet.
26. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die vom Detektor (D) aufgenommenen Bilder verarbeitet, ausgewertet, dokumentiert und zusammen mit Patientendaten gespeichert werden.
27. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass über Okulare und/oder einen Monitor bzw. ein Display eine Online-Beobachtung des Auges erfolgt.
28. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 16 bis 27, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit die im Strahlengang zur scannenden Beleuchtung vorhandene Scan-Einheit (SE) zur Diagnose und/oder Therapie so steuert, dass das Licht der zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) durch die Pupille (P) des Auges auf die betreffenden Bereiche der Retina (R) abgebildet wird.
29. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 16 bis 28, dadurch gekennzeichnet, dass das von der zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) in das Auge projizierte Licht in Form einer Marke dazu verwendet wird, die Blickrichtung durch Fixation des Auges auf diese Marke gezielt auszurichten.
30. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 16 bis 29, dadurch gekennzeichnet, dass von der zweiten Beleuchtungsquelle (BQ) Licht in Form zeitlich und örtlich variabler Lichtmarken und/oder Leuchtfelder in das Auge projiziert werden, der Patient deren Erkennbarkeit bestätigt und die Daten zur Bestimmung des Bildfeldes des Patienten dokumentiert und gespeichert werden.
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