DE102006010105A1

DE102006010105A1 - Ophthalmologisches Gerät

Info

Publication number: DE102006010105A1
Application number: DE102006010105A
Authority: DE
Inventors: Egon Luther; Ingo Koschmieder; Joachim Winter; Uwe Mohrholz; Manfred Dr. Dick; Thomas Dr. Mohr; Daniel Dr. Bublitz; Enrico Geissler
Original assignee: VEB Carl Zeiss Jena GmbH; Carl Zeiss Meditec AG; Carl Zeiss Jena GmbH
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG; Jenoptik AG; Carl Zeiss Jena GmbH
Priority date: 2006-02-28
Filing date: 2006-02-28
Publication date: 2007-08-30
Also published as: JP2009528101A; EP1988816A2; JP5227811B2; CN101389263A; US20090257024A1; WO2007098882A3; US7871164B2; WO2007098882A2

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Lösung zur Beobachtung, Dokumentation und/oder Diagnose am Auge, insbesondere des vorderen Augenabschnitts, der Iris, der Linse, des Glaskörpers sowie des Augenhintergrundes. Bei dem erfindungsgemäßen ophthalmologischen Gerät mit homogener Beleuchtung, bestehend aus einer Beleuchtungseinrichtung mit einer Beleuchtungsquelle, einer Homogenisierungseinheit und einer Projektionseinrichtung, werden als Beleuchtungsquelle, eine oder mehrere, spektralselektiv emittierende Strahlungsquellen auf organischer oder anorganischer Basis verwendet. Die so erzeugte Beleuchtung ermöglicht über eine Visualisierungseinheit eine entsprechend angepassste visuelle und/oder digitale Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe der untersuchten Bereiche des Auges. Zur Homogenisierung wird das von den Strahlungsquellen 1 kommende Licht mit einer Kondensorlinse 2 kollimiert und auf das Mikrolinsenarray 3 abgebildet, welches aus jeweils gegenüberliegenden sphärischen Flächen 3.1 und 3.2 mit einem Abstand 3.3, der der Brennweite der Mikrolinsen entspricht, besteht. Mit dem erfindungsgemäßen ophthalmologischen Gerät sind Beobachtung und/oder Dokumentation bestimmter Bereiche eines Auges insbesondere im UV-nahen Bereich > 400 nm, indem die okulären Medien das größte Streuvermögen aufweisen, möglich.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Einrichtung zur Beobachtung, Dokumentation und/oder Diagnose am Auge, insbesondere des vorderen Augenabschnitts, der Iris, der Linse, des Glaskörpers sowie des Augenhintergrundes.

Nach dem bekannten Stand der Technik werden bei klassischen ophthalmologischen Geräten zur Untersuchung des Auges konventionelle Weißlichtquellen zur Beleuchtung eingesetzt, um für den Beobachter ein möglichst natürliches Bild des Augeninneren zu erzeugen. Um Untersuchungen in speziellen Spektralbereichen zu ermöglichen setzt man im Strahlengang nach der Weißlichtquelle entsprechende Spektralfilter ein.

Von Nachteil ist bei diesen konventionellen Weißlichtquellen, wie beispielsweise Halogenlampen, dass aus energetischer als auch wirtschaftlicher Sicht das Licht nur mit einem relativ niedrigen Wirkungsgrad von 8–12% erzeugt wird. Ein erheblicher Teil des Spektrums liegt zudem außerhalb des sichtbaren Bereiches, wobei die UV- und IR-Anteile auszufiltern sind, um eine Schädigung des Auges durch die Beleuchtung zu verhindern.

Dieser Nachteil wird noch verstärkt, wenn nur sehr enge Spektralbereiche, beispielsweise aus dem UV-Bereich benutzt werden, um Fluoreszenzuntersuchungen durchzuführen. Dementsprechend ist bei dieser konventionellen Beleuchtung ein hoher gerätetechnischer Aufwand für die mechanisch beweglichen optische Filter und zur Kühlung des Systems notwendig.

Ein weiterer Nachteil konventioneller Weißlichtquellen ist das Ein- und Ausschaltverhalten, welches zum einen durch relativ lange Schaltzeiten (im Bereich >100ms) und zum anderen durch Variation der spektralen Zusammensetzung des Lichtes in der Einschaltphase gekennzeichnet ist. Außerdem verfügen Halogenlampen über eine relativ lange Aufwärmphase.

Bei den im Stand der Technik bekannten, Halogenlampen verwendenden Spaltlampen wird das Licht der Halogenlampe mit einer Kondensorlinse parallelisiert und beleuchtet dann einen Spalt, der in seiner Breite einstellbar ist. Das Licht das durch den Spalt tritt, wird dann durch eine Optik schart in die Vorderkammer des zu untersuchenden Auges abgebildet. Das vom Auge zurückgestreute Licht wird mit einer zweiten Detektionsoptik auf eine Kamera abgebildet und/oder ermöglicht die visuelle Beobachtung des Auges. Um den Winkel zwischen Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang variieren zu können, wird der Beleuchtungsstrahlengang vor dem Auge durch ein Prisma abgewinkelt. Dieses Umlenkprisma befindet sich etwa in der Pupillenebene vor dem Auge. Da alle Beleuchtungsstrahlen durch die Prismenaustrittsfläche transmittieren müssen, begrenzt dieses Umlenkprisma den Lichtleitwert der Beleuchtungsquelle. Dabei ist es wichtig, dass das durch die Spaltblende in der Beleuchtungsquelle tretende Licht möglichst homogen ist, da sich diese Homogenität durch die Abbildung ins Auge bis in die Scharfebene der Spaltlampe überträgt.

Da die homogene Spaltausleuchtung im Stand der Technik durch eine vor der Halogenlampe angeordnete Kondensorlinse erreicht wird, befindet sich der Spalt in der Pupillenebene der Glühwendel der Halogenlampe, so dass die Homogenität in der Spaltebene somit der Intensitätshomogenität im Winkelspektrum der Glühwendel der Halogenlampe entspricht.

Durch die relativ langen Schaltzeiten ist insbesondere für kurze Belichtungszeiten ein zusätzlicher schneller Shutter erforderlich, der das Licht einer „eingebrannten" Lampe der eigentlichen Nutzung zuführt. Dies ist insbesondere bei beweglichen Untersuchungsobjekten, wie dem Auge von Nachteil, da man hier sehr kurze Belichtungszeiten im ms Bereich benötigt, um bei der Dokumentation des Auges Bewegungseinflüsse auszuschließen.

In einer bekannten Ausführung wird in der Schrift EP 1 114 608 B1 ein ophthalmologisches Bestrahlungssystem beschrieben, das in einer Teilkomponente des Gesamtsystems eine Beleuchtung auf der Basis von LEDs verwen det. In den Unteransprüchen wird ausgeführt, dass die Einrichtung im wesentlichen dazu dient, bestimmte Mengen aus rotem, grünem und blauem Licht zu emittieren, um im wesentlichen weißes Licht zu erzeugen. Die individuelle Lichtregulierung dient der Erhaltung der Farbtönung bei ein- bzw. ausgeschwenktem Schutzfilter. Die Schrift EP 1 114 608 B1 beschreibt somit in einer speziellen Unterausführung ein Beleuchtungssystem auf Basis von LEDs, das der Erhaltung der Farbneutralität in Kombination mit einem optischen Schutzfilter dient.

Die Schrift EP 1 602 323 A1 beschreibt die Verwendung einer weißen LED als Beleuchtungsquelle in einer klassischen Spaltlampe. Im Unterschied zu der bereits beschriebenen klassischen Spaltlampenbeleuchtung entspricht die Homogenität in der Spaltebene hierbei der Intensitätshomogenität im Winkelspektrum der Chipfläche der LED. Da sich aber die optischen Eigenschaften der Lichtemission einer Glühwendel und einer LED-Chipfläche deutlich unterscheiden, hat das auch negative Auswirkungen auf die erreichbare Homogenität. Während eine Glühwendel durch die gekrümmte Form des Glühdrahtes näherungsweise eine Kugelwelle mit homogener Intensität im Winkelspektrum emittiert, wird von einem, als Flächenstrahler fungierenden LED-Chip hingegen in guter Näherung eine Lambert'sches Winkelspektrum abgegeben. Das bedeutet, das die Lichtintensität mit dem Kosinus zur LED-Chipflächennormale abnimmt. Dadurch kommt es in der Spaltebene zu einem systematischen Randabfall, der von der Apertur der Kondensorlinse abhängt, wobei eine Apertur von NA = 1 einem Randabfall von 100% entspricht. Dieser Randabfall lässt sich bei einer „geköhlerten" Beleuchtung nicht vollständig verhindern, sondern nur dadurch verringern, das man die Apertur der Kondensorlinse einschränkt, was aber auf der anderen Seite die Energieeffizienz der Beleuchtungsquelle stark verringert. Ein besonderer Vorteil dieser Vorrichtung – im Vergleich zu Spaltlampen auf der Basis von Halogenbeleuchtungen – ist die hohe Farbkonstanz des Lichtes bei unterschiedlichen Intensitäten. In der EP 1 602 323 A1 wird somit eine klassische Spaltlampe beschrieben, die als Strahlungsquelle eine weiße LED bzw. rote, grüne und blaue LEDs zur Erzeugung weißen Lichtes verwendet.

In der Schrift US 5,997,141 A wird ein System beschrieben, dass Arrays von LEDs für die Beleuchtung am Auge verwendet. In der Schrift US 4,699,482 A wird eine Beleuchtungseinrichtung beschrieben, die zur Beleuchtung des Auges LEDs in Kombination mit Lichtleitfasern verwendet.

Alle diese Schriften mit örtlich verteilten Emittern haben – ohne spezielle Vorrichtungen zur Homogenisierung – den Nachteil, das die Intensität im Feld der Beleuchtung nicht ausreichend homogen ist und für eine empfindliche Diagnose nicht ausreicht.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Lösung zu einer energetisch wirtschaftlichen und applikativ verbesserten Beleuchtungseinrichtung für ein ophthalmologisches Gerät anzugeben, welche insbesondere durch eine spektralselektiv, sehr homogene, mehrkanalfähige Lichterzeugung mit kurzen Schaltzeiten und mit hoher spektraler Stabilität in der Einschalt- und Kurzzeit-Emission gekennzeichnet ist.

Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.

Eine besonders vorteilhafte applikative Eigenschaft dieser neuartigen Beleuchtungseinrichtung ist zum Beispiel die Möglichkeit hohe spektral selektive Intensitäten im UV-nahen Bereich >400 nm bereitzustellen. Dort besitzen die okulären Medien das größte Streuvermögen im sichtbaren Bereich und es lassen sich empfindlichste Diagnosen stellen.

Andererseits bietet der Einsatz von LED's bei 1065 oder 1300 nm im Bereich der geringsten Streuung okulärer Medien und noch geringer Wasserabsorption z. B. durch Katarakt-Linsen hindurch deren Hinterseite und die hintere Kapselsackmembran zu untersuchen.

Der Gedanke der Erfindung beschreibt somit die Verwendung ganz spezieller Spektren in Kombination mit sehr kurzen Ein- bzw. Ausschaltzeiten bei hoher Farbkonstanz, zum Zwecke der Steigerung der Empfindlichkeit der Diagnose am Auge.

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

Claims

Ophthalmologisches Gerät mit homogener Beleuchtung zur Beobachtung und/oder Dokumentation eines Auges, dessen Beleuchtungseinrichtung aus einer Beleuchtungsquelle, einer Homogenisierungseinheit und einer Projektionseinrichtung besteht, wobei als Beleuchtungsquelle eine oder mehrere, spektralselektiv emittierende Strahlungsquellen (1) auf organischer oder anorganischer Basis verwendet werden, die in Abhängigkeit von einer Steuereinheit eine kontinuierliche und/oder gepulsten Beleuchtung mit sehr hoher Homogenität erzeugen, um über eine Visualisierungseinheit eine entsprechend angepasste visuelle und/oder digitale Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe der Abbilder des Auges (9) zu ermöglichen.
Ophthalmologisches Gerät nach Anspruch 1, bei dem die aus einer Beleuchtungsquelle, einer Homogenisierungseinheit und einer Projektionseinrichtung bestehende Beleuchtungseinrichtung zusätzlich über Einrichtungen zur geometrische und/oder spektralen Manipulation des emittierten Lichtes verfügt, die wahlweise verwendet werden.
Ophthalmologisches Gerät nach Anspruch 1 und 2, bei dem als spektral selektiv emittierende Strahlungsquellen LED, SLD, Laser oder OLED einzeln oder auch in Kombination verwendet werden.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Beleuchtungseinrichtung über mehrere, spektral selektiv emittierende Strahlungsquellen (1) mit gleichen und/oder unterschiedlichen Intensitätsverteilungen als Funktion der Wellenlänge verfügt, die mittels dichroitischer Spiegel auf eine gemeinsame Apertur abgebildet werden.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Intensitätsverteilung der Strahlungsquellen (1) breitbandig, schmalbandig oder monochromatisch bzw. Kombinationen daraus sind.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Strahlungsquelle (1) über eine optische Mindestleistung verfügen und das Licht örtlich gleichmäßig von der emittierenden Fläche abstrahlt.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Intensität der Strahlungsquelle (1) über einen großen Bereich kontinuierlich einstellbar und die Farbtemperatur über den gesamten Einstellbereich der Intensität weitestgehend konstant ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Beleuchtungseinrichtung zur Abstrahlung eines breitbandigen Spektrums von vorzugsweise 400 bis 700 nm, über eine oder mehrere Strahlungsquellen (1) verfügt, die ein monochromatisches Spektrum von 400 bis 490 nm emittieren und mit einem Lumineszenzfarbstoff zur Farbkonvertierung beschichtet sind.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Beleuchtungseinrichtung zur Abstrahlung eines breitbandigen Spektrums von vorzugsweise 700 bis 1100 nm, über eine oder mehrere Strahlungsquellen (1) mit einer Halbwertsbreite von mindestens 20 nm verfügt und zur visuellen und/oder digitalen Beobachtung, Aufzeichnung oder Ausgabe eine in diesem Spektralbereich empfindliche digitale Kameraeinheit vorhanden ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem die Beleuchtungseinrichtung zur Anregung von Fluoreszenz über eine oder mehrere schmalbandige, ein monochromatisches Spektrum emittierende Strahlungsquelle (1) mit einer Halbwertsbreite von maximal 50 nm und einem vorzugsweise gaußförmigen Verlauf mit zentralem Peak verfügt.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem von der Steuereinheit die zeitliche Abfolge, Dauer und Intensität der Strahlungsquellen (1) einzeln, gemeinsam oder in Gruppen gesteuert und überwacht werden.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die in der Beleuchtungseinrichtung vorhandene Homogenisierungseinheit ein vor den Strahlungsquellen (1) angeordneter Lichtintegrator oder Lichtmischer ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Homogenisierungseinheit ein Hohlintegrator (4) oder Mikrolinsenarray (3) ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem von der Steuereinheit die optische Leistung und/oder die Geometrie des von den Strahlungsquellen (1) emittierten Lichtes ermittelt, überwacht und korrigiert wird, um die Strahlenbelastung des Auges (9) so gering wie möglich und innerhalb der zulässigen Grenzen zu halten.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die digitale Kameraeinheit so ausgebildet ist, dass diese als Einrichtung zur visuellen Beobachtung genutzt werden kann, wobei die Ausgabe des Abbildes des untersuchten Auges (9) auf einem Display erfolgt, welches an der Kamera oder separat vorhanden ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Steuereinheit integriert oder als separate, über Datenleitungen verbundene Einheit ausgebildet ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die separat ausgebildete Steuereinheit über ein User In terface mit einer Betätigungseinheit, einer Tastatur, einem Display und einer Datenausgabeeinheit verfügt, wobei als Datenleitungen vorzugsweise Standard-PC-Schnittstellen verwendet werden.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem das Display so ausgebildet ist, dass neben der visuellen Ausgabe des Abbildes des untersuchten Auges (9) auch Steuer- und Einstelldaten des Gesamtsystems darstellbar sind.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Steuereinheit über Mittel zur Reduzierung bzw. Abschaltung der Versorgung der Strahlungsquelle (1) verfügen.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem eine Einheit der spektralselektive Strahlungsquelle (1) aus einer Kombination einer schmalbandig emittierenden Halbleiterlichtquelle besteht, der zusätzlich eine optische Filtereinheit vorgeschaltet ist, um eine weitere spektrale Einengung der Emission vorzunehmen.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem von der Steuereinheit die zeitliche Abfolge, Dauer und Intensität der Strahlungsquellen (1) einzeln, gemeinsam oder in Gruppen gesteuert und überwacht werden um die Einhaltung der zulässigen Strahlenbelastung des Auges (9) zu gewährleisten.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem als Visualisierungseinheit mindestens eine digitale Kameraeinheit, ein Beobachtungstubus mit Einblick o. ä. Verwendung findet.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur Verminderung von Unschärfen in den elektronischen Aufnahmen des Auges (9) ein optischer Bildstabilisator vorhanden ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur Vermeidung von Unschärfen in den elektronischen Aufnahmen des Auges (9) von der Steuereinheit die Belichtungszeiten bei gleichzeitiger Erhöhung der Strahlungsleistung der Strahlungsquellen (1) verringert werden.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur kolinearen Abbildung mehrerer als Strahlungsquellen (1) dienende Laserquellen ein optisches Gitter oder ein Prisma vorhanden ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur exakt zeitgleiche Aufnahme mehrerer monochromatischer Abbilder des Auges mehreren Bildsensoren und entsprechende dichroitische Filter oder Strahlteiler-Filter-Kombinationen vorhanden sind.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur exakt zeitgleiche Aufnahme mehrerer monochromatischer Abbilder des Auges ein Bildsensoren vom Typ Foveon^® X3^TM vorhanden ist.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem zur Aufnahme mehrerer monochromatischer Bilder mit sehr geringen zeitlichen Versatz eine elektronische Kameraeinheit vorhanden ist, die über Interline-Sensoren zur Zwischenspeicherung einer Aufnahme verfügt.
Ophthalmologisches Gerät nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, bei dem die Beleuchtungseinrichtung als separate Einheit ausgeführt und zur Übertragung der erzeugten Strahlung ein Lichtleiter vorhanden ist.