WO2012059236A1 - Funduskamera mit streifenförmiger pupillenteilung und verfahren zur aufzeichnung artefaktfreier, hochaufgelöster fundusaufnahmen - Google Patents

Funduskamera mit streifenförmiger pupillenteilung und verfahren zur aufzeichnung artefaktfreier, hochaufgelöster fundusaufnahmen Download PDF

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WO2012059236A1
WO2012059236A1 PCT/EP2011/005558 EP2011005558W WO2012059236A1 WO 2012059236 A1 WO2012059236 A1 WO 2012059236A1 EP 2011005558 W EP2011005558 W EP 2011005558W WO 2012059236 A1 WO2012059236 A1 WO 2012059236A1
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WO
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fundus
image
detector
light
illumination source
Prior art date
Application number
PCT/EP2011/005558
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French (fr)
Inventor
Daniel Bublitz
Lothar Müller
Uwe Mohrholz
Thomas Mohr
Frank Teige
Original Assignee
Carl Zeiss Meditec Ag
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Publication date
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    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/12—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes
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    • A61B3/15—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing
    • A61B3/156—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing for blocking
    • A61B3/158—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing for blocking of corneal reflection

Definitions

  • the present invention relates to a fundus camera with stripe-shaped pupil division, for recording high-resolution, color images of the fundus of non-dark-adapted eyes and without the use of a Mydriatikums.
  • the known according to the prior art fundus cameras with which artifacts of undesirable eye interfaces can be suppressed can be essentially divided into three optical device classes.
  • the first group can be counted classic wide field fundus cameras, which use an annular pupil division as the most important feature. While the fundus of the eye is illuminated by an external illumination ring, the detection of the light scattered back from the fundus is performed by the circular, zone of the pupil of the eye that is free from illumination light. To delimit the outer illumination ring from the detection area in the center of the pupil of the eye, there is an approximately 1 mm wide transition zone between both areas in which neither illumination nor detection is achieved. This transition zone is necessary in order to achieve a complete separation of illumination and detection beams not only in the corneal plane, but in the entire anterior chamber of the eye, ie from the front of the cornea to the back of the eye lens.
  • a second group of fundus recorders are the ophthalmoscopes, which are mainly confocal scanning laser ophthalmoscopes (English: confocal scanning laser ophthalmoscope, CSLO for short) and line scanning laser ophthalmoscopes (English: line-scanning laser ophthalmoscope , or LSLO for short).
  • the ocular fundus is scanned with a focused laser beam, whereby the light scattered back from the retina is imaged by a detection aperture onto an image sensor.
  • Confocal detection suppresses reflections and scattered light from various levels of the eye, such as the cornea or the lens of the eye, and images of artifact-free images of the fundus can be recorded.
  • LSLOs line scanning laser ophthalmoscope
  • CSLOs linear scanning laser ophthalmoscope
  • the eye fundus at LSLOs is scanned with a laser line instead of a laser spot.
  • noise suppression is generally not as good as with CSLOs.
  • LSLOs are technically less complex, cheaper and easier to adjust to the eye to be examined.
  • a disadvantage of scanning laser ophthalmoscopes also has the effect that the recording of a colored fundus recording by the scanning process takes much longer than with wide-field systems. The thus in particular at Aggressive patient resulting movement artifacts complicate and / or worsen the recordings in addition.
  • Another limitation with the use of CSLOs is their high technical complexity and the resulting higher acquisition costs, which is why they are hardly used in the "low end" area.
  • the third group includes wide field fundus cameras with transscieral illumination.
  • the retina is imaged using a full eye pupil on a camera sensor.
  • the lighting is done by the sclera of the eye. In this way, a complete separation of illumination and detection beam path can be ensured.
  • fundus cameras with transcendental illumination have not gained acceptance in the market since their development by Pomeratzeff (1974).
  • an illuminating light fiber is placed directly on the sclera (in the area of the pars plana) in these fundus cameras. This direct contact between the illumination fiber and the eye results in considerable applicative restrictions. For example, the lighting fiber must be cleaned and sterilized before each diagnosis.
  • the present invention is therefore based on the object to develop a special type of illumination for a fundus camera, with the help of which it is possible to record high-resolution color fundus images without visible artifacts.
  • the fundus camera must be able to image a fundus angle of 45 ° in the absence of a Mydriatikum and in non-dark-adapted eyes, ie with a pupil diameter of about 2mm.
  • a fundus angle of 45 ° in the absence of a Mydriatikum and in non-dark-adapted eyes, ie with a pupil diameter of about 2mm.
  • the fundus camera or its boundary facing the eye should not fall below a distance of about 10-20mm from the eye.
  • the fundus camera should achieve resolutions of 60lp / mm in the center of the field of view despite low production costs, a simple structure and easy adjustability to the eye to be examined.
  • the fundus camera according to the invention with stripe-shaped pupil division, comprising an illumination source with illumination optics, a deflection mirror and an ophthalmoscope lens for illumination of the eye, detection optics and a detector for imaging the light reflected from the eye, and a control and evaluation unit solved that an incoherent illumination source is present, the deflecting mirror has a stripe shape, the detector with a spatially resolving characteristic sector-wise activatable and readable and the control and evaluation unit is able to sectorwise read data from the detector in the form of a bright image to a resulting fundus image to connect.
  • the eye is illuminated by an illumination source via an illumination optics, a deflection mirror and an ophthalmoscope lens, and the light reflected by the eye is illuminated via the ophthalmoscope lens and detection optics onto a detector imaged and read out, recorded and evaluated by a central control and evaluation unit.
  • the illumination source emits incoherent radiation, which is limited to a gap shape and is scanned over the ocular fundus.
  • the reflected light from the eye fall as an image of the gap on corresponding Sectors of a spatially resolving detector and are read by the control and evaluation unit as data sector by sector and connected to a resulting fundus image.
  • the present fundus camera with stripe-shaped pupil division is intended for recording high-resolution, color images of the fundus, the eyes being not dark-adapted for this purpose and no mydriatic being used.
  • the proposed solution represents an alternative which, due to its simple structure and low production costs, is likely to find wide application.
  • FIG. 1 shows a schematic illustration of the striped pupil division
  • FIG. 3 shows a schematic representation of the detector surface with the light portions reflected thereon and reflected by the eye
  • 4a shows the schematic structure of a fundus camera with strip-shaped and concentric pupil division with two illumination units
  • FIG. 4b shows the schematic structure of a fundus camera with strip-shaped and concentric pupil division with only one lighting unit and
  • FIG. 5 shows a possible configuration for a fundus camera with strip-shaped and concentric pupil division.
  • the fundus camera according to the invention with stripe-shaped pupil division consists of an illumination source with illumination optics, a deflection mirror and an ophthalmoscope lens for illuminating the eye, detection optics and a detector for imaging the light reflected by the eye, and a control and evaluation unit.
  • a coherent or incoherent illumination source is present here.
  • the deflection mirror has a strip shape and the detector, with a spatially resolving characteristic, can be activated and read sector-by-sector.
  • the control and evaluation unit is able to connect the data read sector by sector from the detector in the form of a light image to a resulting fundus image.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of the strip-shaped pupil division of the eye to be examined. While the bright, vertical bar marks the illumination zone 2, the two gray, circle segments 3 and 3 'represent the detection zones in the pupil 1.
  • the first advantageous embodiments relate to the incoherent illumination source in the form of a wide field light source.
  • LEDs are particularly preferably used.
  • an area is illuminated which corresponds to the eye fundus area to be measured (eg approximately 45 ° to 100 °).
  • the incoherent illumination source has an additional slit diaphragm, whose gap in the width corresponds approximately to a range of 1/5 to 1/100 and in length to the entire fundus region to be measured and is aligned perpendicular to the strip-shaped deflection mirror.
  • the slit diaphragm of the illumination source for scanning movement of the illumination radiation on the eye to be examined, slidably form.
  • This translational displacement is preferably realized by a motor.
  • the incoherent illumination source may consist of a plurality of wide-field light sources and for its superposition and homogenization, its radiation to have corresponding optical components.
  • the incoherent illumination source consisting of several wide-field light sources represents a virtual illumination source which images its superimposed and homogenized radiation into the so-called source plane.
  • the light of several colored LEDs for example: infrared, green, blue and red
  • the second advantageous embodiments relate to the strip-shaped deflection mirror, which is designed such that it has a width of 0.3 to 2 mm and a length of 2 to 8 mm in the pupil plane of the eye.
  • the strip-shaped deflecting mirror for scanning movement form.
  • the strip-shaped deflecting mirror preferably has a galvanometer drive.
  • the streak mirror fulfills two functions. First, he cuts the illumination bundle strip-wise. mig, where he divides illumination and detection beam path and secondly he scans the detection field with the illumination strip. It is possible to carry out these two functions by means of two elements, a strip-shaped mirror or prism for splitting the illumination and detection beam path and a second adjacent, full-surface, preferably motorized rotatable mirror for scanning the illumination pattern in the ocular fundus.
  • This second embodiment represents an alternative to the translational movement of the slit diaphragm.
  • the illumination slit is scanned over the fundus area to be measured.
  • either the slit diaphragm arranged in front of the illumination source can be moved by motor or the angular position of the strip-shaped deflection mirror can be changed by a motor.
  • the strip-shaped deflection mirror and the slit diaphragm are aligned perpendicular to each other.
  • the third advantageous embodiments relate to the spatially resolving detector, which has different versions depending on the incoherent illumination source used.
  • the incoherent illumination source is a white light source
  • a color detector is used, which is also activatable and readable sector by sector.
  • a monochromatic detector In contrast, with an incoherent illumination source capable of emitting monochromatic light sequentially, preferably in the colors “red”, “green”, “blue” and possibly also "IR”, a monochromatic detector is used.
  • CMOS detectors are more preferably used, which have more than one megapixel resolution.
  • the advantage of the CMOS detectors is that they allow a readout method called "rolling shutter". In this readout method, the rows of the detector are successively switched to be sensitive to light. After the lighting ting time then the lines are read in the same sequence and speed.
  • the detector is activated and read out sector by sector using the rolling shutter method, the sectors corresponding to the width of the illumination slit and whose movement is synchronized with the readout If one tolerates loss of speed or sensitivity, the entire spatially resolved detector can be used, in which case only the sector values are used or evaluated from the overall image.
  • the fourth advantageous embodiments relate to the control and evaluation unit, which is able to connect the sector-wise read data from the detector in the form of a light image to a resulting fundus image.
  • control and evaluation unit is designed such that, in addition to the sector-by-image read-out light image, at least one dark image is also read sector by sector, with the same exposure time of the respective sectors and used to correct the resulting fundus image.
  • the dark image is recorded with the same exposure time as the light image, whereby the detector is also activated and read sector by sector according to the "rolling shutter” method and the movement of the illumination gap is synchronized with the read-out process.
  • the so-called dark image recorded for each light image contains no signals from the retina, but only the glitches that are inevitably contained in the light image, resulting from the optical arrangement and the eye. These disturbing reflections can be further reduced significantly in the resulting fundus image by subtracting the dark image from the bright image.
  • the Dark image can also be used with known prior art algorithms such. B. for smoothing and filtering are pre-processed before it is subtracted from the light image.
  • ROI region of interest.
  • two sectors of the camera are read out, so that it is possible to record the light and dark images with one scan pass, whereby the measuring time can be significantly reduced.
  • FIG. 2 shows the schematic structure of the fundus camera according to the invention with pupil division.
  • the fundus camera consists of an incoherent illumination source 4 with a slit diaphragm 5 and an illumination optics 6, a strip-shaped deflection mirror 7 and an ophthalmoscope lens 8 for illuminating the eye 9, a detection optics 10 and a spatially resolving detector 11 for imaging the light reflected by the eye 9, and a (not shown) control and evaluation.
  • the arrangement is in this case designed such that the incoherent illumination source 4, the fundus 12 and the spatially resolving detector 11 lie in conjugate planes. This also applies to the mirror plane of the strip-shaped deflecting mirror 7 and the cornea front side 13 of the eye 9.
  • the fundus camera according to the invention for a concentric pupil division additionally has a ring illumination, a perforated mirror and a further detector, wherein the strip-shaped deflecting mirror is designed so that it can be moved into the opening of the perforated mirror.
  • the movement can take place here mechanically, electrically, magnetically o. ⁇ . Linear or circular.
  • a further embodiment provides that only one lighting unit is present, which has corresponding devices for designing a ring and slit illumination, with at least one additional shutter being present to prevent both ring and slit illumination from being active.
  • FIGS. 4a and 4b show schematic representations of the illumination beam paths of the fundus camera according to the invention with a strip-shaped and a concentric pupil division.
  • FIG. 4b shows a fundus camera with only one illumination unit, which is suitable for illumination in both stripe-shaped and concentric pupil division.
  • the recordings of the eye 9 are recorded with a fundus camera with concentric pupil division.
  • the strip-shaped deflection mirror 7 is extended from the beam path 20, in particular the opening of the hole mirror 27.
  • the illumination of the eye 9 takes place, starting from the ring illumination 24, via the illumination optics 26 and the perforated mirror 27, the light source 4 being inactive.
  • the recording of images of the eye 9 with a fundus camera in stripe-shaped pupil division is retracted into the beam path 20, in particular into the opening of the hole mirror 27.
  • the illumination of the eye 9 takes place, starting from the light source 4, via the slit 5, the illumination optics 6 and the strip-shaped mirror 7.
  • a rotatable shutter 30 prevents light from the light source 4 from being coupled into the fiber bundle 31 and its output as bark light 34 serves.
  • the advantageous embodiment proposed here describes a fundus camera in which three basic types of fundus cameras are combined to form a hybrid fundus camera.
  • classic wide-field fundus cameras which operate on the mydriatic or non-mydriatic principle, have a fixed hole mirror through which the diameter of the observation aperture and the diameter of the illumination ring are fixed.
  • Mydriatic fundus cameras in which the eye pupil is widened for examination by means of certain drugs, offer the advantage of a large observation aperture and an associated high sensitivity with very good image quality.
  • studies with non-mydriatic fundus cameras can already be performed with pupil diameters of about 3mm, which, however, also leads to the fact that due to the small observation aperture with a lower sensitivity with reduced image quality is to be expected.
  • a combination of the advantages of both principles is possible only with considerable technical expenditure and reduced image quality.
  • a mydriatic fundus camera with antireflection points and an observation aperture of at least 2.3 mm diameter, an inner diameter of the illumination ring of at least 4.5 mm and an inner diameter of the perforated mirror of at least 6.5 mm (values in the eye pupil) by a Breitlinienscanner supplemented with a strip-shaped deflection mirror, which is in the opening of the hole mirror and retracted or swung-or, with the wide-line scanner has a separate illumination beam path.
  • FIG. 5 shows a configuration for a fundus camera according to the invention with strip-shaped and concentric pupil division.
  • the dimensions of the ring illumination 24, the hole mirror 27, and the strip shaped mirror 7 opposite.
  • the strip-shaped mirror 7 has, for example, a dimension of 6 mm.
  • the eye is illuminated by an illumination source via an illumination optics, a deflection mirror and an ophthalmoscope lens and the light reflected by the eye is illuminated via the ophthalmoscope lens and a detection optics onto a detector imaged and read out, recorded and evaluated by a central control and evaluation unit.
  • the illumination source emits coherent or incoherent radiation, which is limited to a gap shape and passed over the fundus in a scanning manner.
  • the slit illumination is designed so that the resulting slit image on the detector is significantly wider than the resolution to be achieved in this direction in the detector image.
  • the reflected light from the fundus falls as an image of the gap on corresponding sectors of a spatially resolving detector and is selected by the control and evaluation unit sector by sector and synchronized with the moving illumination pattern so that a light and a dark image recorded and both images are charged to a resulting fundus image ,
  • illumination sources in the form of LEDs are particularly preferably used.
  • an area is illuminated that corresponds to the eye fundus area to be measured (from approximately 45 ° to 100 °).
  • the incoherent radiation emitted by the illumination source is limited primarily by an additional slit diaphragm and finally by a strip-shaped deflection mirror on the beam of the illumination zone 2.
  • the slit diaphragm provided for the priority limitation of the incoherent radiation is dimensioned so that its width corresponds approximately to a range of 1/5 to 1/100 and its length to the entire fundus area to be measured.
  • it is advantageous to change the width of the gap preferably by motor.
  • the strip-shaped deflection mirror provided for the final confinement of the incoherent radiation is dimensioned such that it has a width of approximately 0.3 to 2 mm and a length of 2 to 8 mm shown in the eye pupil.
  • the strip-shaped deflecting mirror and the slit are aligned perpendicular to each other.
  • the incoherent illumination source 4, the fundus 12 and the spatially resolving detector 11 lie in conjugate planes, which also applies to the mirror plane of the strip-shaped deflection mirror 7 and the corneal front side 13 of the eye 9.
  • the eye 9 is illuminated by an illumination source 4 via a slit 5, an illumination optics 6, a strip-shaped deflection mirror 7 and an ophthalmoscope lens 8 with incoherent radiation.
  • the light reflected by the eye 9 is imaged via the ophthalmoscope lens 8 and a detection optics 10 on the spatially resolving detector 11 and read by a (not shown) central control and evaluation, recorded and evaluated.
  • the incoherent radiation emitted by the illumination source 4 and limited by the slit diaphragm 5 and the strip-shaped deflecting mirror 7 is scanned over the fundus 12 for the measurement.
  • the scanning movement of the slit illumination is preferably realized by a translational movement of the slit diaphragm 5 or by a rotational movement of the strip-shaped deflection mirror 7.
  • the scanning movement realized by a translational movement of the slit 5 in a first embodiment of the method is preferably carried out by a motor.
  • the reflected light from the fundus falls as an image of the gap on corresponding sectors of a spatially resolving detector and is read sector by sector by the control and evaluation and connected to a resulting fundus image.
  • the spatially resolving detector may have different designs.
  • the incoherent illumination source is a white light source
  • a color detector is used.
  • an incoherent illumination source capable of emitting monochromatic light sequentially preferably in the colors “red”, “green”, “blue” and possibly also "IR”
  • a monochromatic detector is used.
  • CMOS detectors are more preferably used, which have more than one megapixel resolution.
  • the CMOS Detectors have the advantage that they allow a called "rolling shutter" readout. In this readout method, the rows of the detector are successively switched to be sensitive to light. After the exposure time, the lines are then read out in the same sequence and speed.
  • the detector is activated and read sector by sector using the rolling shutter method, the sectors corresponding to the width of the illumination slit and its movement being synchronized with the readout If one tolerates loss of speed or sensitivity, the entire spatially resolved detector can be used, in which case only the sector values are used or evaluated from the overall image.
  • the respective sector is activated by the control and evaluation unit for recording the light image for the time in which the image of the gap reflected by the fundus completely covers the sector.
  • the detector is activated and read sector-by-sector according to the "rolling shutter” method, the sectors corresponding to the width of the illumination slit and whose movement is synchronized with the read-out.
  • FIG. 3 shows a schematic representation of the detector surface with the light portions reflected thereon and imaged thereon.
  • the illustrated detector surface 14 in this case corresponds to the image field to be measured on the fundus. While the vertical bar characterizes the corneal flex 15 originating from the slit illumination, the two horizontal bars represent, by way of example, two sectors 16 and 16 'of the detector area 14 divided into 5 to 100 sectors. The dashed bar representing the overlay. For clarity, protrudes beyond the detector surface 14, here represents the image of the gap 17 reflected from the fundus, wherein the arrow shows the direction of movement 18 of the gap 17 on the detector surface 14. Since the used, resolving detector preferably has a resolution of more than one megapixel, the individual sectors include several lines of the detector, which should represent the arrows 19.
  • the synchronization between exposure and readout is designed so that the first (top) line of the sector 16 is activated as soon as the first (lower) boundary of the illumination gap 17 hits this line. This first (top) line of the sector 16 is not deactivated again until the last (uppermost) limit of the illumination gap 17 no longer hits this line. Since the control and evaluation unit also carries out the corresponding read-out for this time of the exposure, the entire image of the slit reflected by the fundus of the eye is detected.
  • a second image the so-called dark image
  • the dark image contains no signals from the retina but only glitches from the optics and the eye. To further reduce the glitches clearly the dark image is subtracted from the light image.
  • the respective sector is activated by the control and evaluation unit for the same time in which the image of the gap reflected from the fundus would completely cover the sector.
  • the dark image is thus recorded with the same exposure time as the light image and also synchronized with the rolling shutter.
  • the dark image can be recorded both before and after the light image.
  • Two dark images before and after the light image can also be recorded in the evaluation unit and then subtracted from the light image.
  • the (uppermost) first line of the sector 16 ' is activated as soon as the first (lower) boundary of the illumination slit 17 strikes the first (uppermost) line of the sector 16.
  • This first (top) line of the sector 16 ' is not deactivated again until the last (uppermost) limit of the illumination gap 17 no longer hits the first (uppermost) line of the sector 16. Since the gap 17 moves according to the direction of movement 18 from top to bottom over the detector surface 14, the dark image for the sector 16 'is recorded in front of the corresponding light image.
  • the recording of the dark images can be done before and / or after the capture of the bright image.
  • a color detector should be used.
  • a monochromatic detector is required in a sequential, monochromatic irradiation of the eye, for example with light of the colors "red”, “green” and “blue”.
  • the light reflected from the fundus is imaged as an image of the gap on corresponding sectors of a spatially resolving detector, read by the control and evaluation unit sector by sector and connected to a resulting fundus image.
  • at least one dark image is taken in addition to the light image and used to correct the resulting fundus image.
  • the eye is illuminated by the incoherent illumination source with monochromatic light sequentially, preferably in the colors "red", “green”, “blue” and "IR", so that a spatially resolving, monochromatic detector must be used. From the color sequential images of the fundus a resulting color fundus image is determined.
  • at least one dark image is taken in addition to the light image and used to correct the resulting fundus image.
  • Color-sequential images offer the advantage, with somewhat greater technical complexity, that they enable more sensitive measurements and reduce chromatic aberrations by synchronously refocussing the illumination optics and the detection optics.
  • color sequential images provide higher resolutions and better color contrasts, since color interpolations can be dispensed with.
  • color sequential images offer the advantage that the number of dark images to be realized can be reduced.
  • only one third of a dark image is recorded and added to each color in addition to a light image a complete dark image, which can greatly speed up the entire recording process.
  • a further embodiment of the method provides that for recording recordings with a fundus camera, which illuminates the eye of an illumination source via an illumination optics, a deflection mirror and an ophthalmoscope lens and the reflected light from the eye on the ophthalmoscope lens and a detection optics on a detector and is read out, recorded and evaluated by a central control and evaluation unit, for which a strip-shaped or a concentric pupil division is selected. This is done by activating the illumination source limited to a gap shape with a selected strip-shaped pupil division and scanning it over the ocular fundus with the aid of the strip-shaped deflecting mirror, which is displaced into the opening of the existing perforated mirror for this purpose.
  • the light reflected by the eye falls as an image of the gap onto corresponding sectors of a spatially resolving detector, the data of which are read by the control and evaluation unit on a sector-by-sector basis and connected to form a resulting fundus image.
  • the ring illumination is activated and the fundus is illuminated via the hole mirror.
  • the light reflected by the eye then falls through the opening of the perforated mirror onto a detector whose data the control and evaluation unit reads out and connects to a resulting fundus image.
  • the present solution offers a very good interference suppression because the confusion of light components is partly confocally suppressed and secondly the non-suppressed residual interference components are measured in the form of a dark image and subtracted from the light image.
  • the process offers a significantly increased (10 ... 100 times) light conductance compared to the LSLO and thus allows the use of incoherent light sources.
  • the method provides a significantly improved Störlichtunterd Wegung by recording and accounting for a dark image.
  • the recording of a light and a dark image and the calculation of the two images to a resulting fundus image can also be clear in this case be distinguished from a classic line scanner, in which on the one hand always the resolution and the illuminated slit width substantially match and on the other hand no dark image correction is performed.
  • These two modifications can increase the effective illumination time achieved at a fundus point and thus decouple it from the image acquisition time, whereby a significantly increased recording sensitivity can be achieved, in particular if the illumination intensity is limited by the 60825 laser standard.
  • the second essential advantage of the method is the more specific detection of fluorescence signals from the focal plane of the detection arrangement achieved by the subtraction of the dark image.
  • a fundus camera and a method for recording fundus images are made available by means of which it is possible to record color fundus images of high resolution without visible artifacts.
  • the fundus camera can be used on non-dark-adapted eyes, d. H. with a pupil diameter of about 2mm, depict a fundus angle of 45 °.
  • the fundus camera according to the invention is characterized by a simple construction with low production costs.
  • a problem-free adjustability to the eye to be examined can be ensured, this also applies to untrained doctors and critical patients. It can be completely dispensed with a patient assistance.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Funduskamera zur Aufzeichnung hochauflösender, farbiger Aufnahmen des Fundus nicht dunkeladaptierter Augen und ohne die Verwendung eines Mydriatikums. Die erfindungsgemäße Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung besteht aus einer kohärenten oder inkohärenten Beleuchtungsquelle mit einer Beleuchtungsoptik, einem Umlenkspiegel und einer Ophthalmoskoplinse zur Beleuchtung des Auges, einer Detektionsoptik und einem Detektor zur Abbildung des vom Auge reflektierten Lichtes, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit. Weiterhin weist der Umlenkspiegel eine Streifenform auf und der ortsauflösende Detektor ist sektorweise aktivierund auslesbar. Die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage, die sektorweise aus dem Detektor ausgelesenen Daten in Form eines Hellbildes zu einem resultierenden Fundusbild zu verbinden. Die vorliegende Funduskamera ist zur Aufzeichnung von Aufnahmen des Fundus vorgesehen, wobei die Augen dafür nicht dunkeladaptiert sind und kein Mydriatikum verwendet wurde.

Description

Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung und Verfahren zur Aufzeichnung artefaktfreier, hochaufgelöster Fundusaufnahmen
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung, zur Aufzeichnung hochauflösender, farbiger Aufnahmen des Fundus nicht dunkeladaptierter Augen und ohne die Verwendung eines Mydriatikums.
Die nach dem Stand der Technik bekannten Funduskameras mit denen Artefakte von nicht erwünschten Augengrenzflächen unterdrückt werden können, lassen sich im Wesentlichen in drei optische Geräteklassen einteilen.
Zur ersten Gruppe können klassische Weitfeldfunduskameras gezählt werden, die als wichtigstes Merkmal eine ringförmige Pupillenteilung verwenden. Während durch einen äußeren Beleuchtungsring der Augenhintergrund beleuchtet wird, erfolgt durch die kreisförmige, von Beleuchtungslicht freie, mittlere Zone der Augenpupille die Detektion des vom Fundus zurück gestreuten Lichtes. Zur Abgrenzung des äußeren Beleuchtungsringes vom Detektionsbereich im Zentrum der Augenpupille befindet sich zwischen beiden Bereichen eine zirka 1 mm breite Übergangszone in der weder beleuchtet noch detektiert wird. Diese Übergangszone ist notwendig, um eine vollständige Trennung von Beleuch- tungs- und Detektionsstrahlen nicht nur in der Korneaebene, sondern in der gesamten Augenvorderkammer, d. h. von der Frontseite der Kornea bis zur Rückseite der Augenlinse zu erreichen. Mit Weitfeldfunduskameras lassen sich zwar aufgrund der sicheren Trennung von Beleuchtung und Detektion reflexfrei Bilder vom Augenhintergrund aufzeichnen, allerdings wird dabei der erreichbare Funduswinkel durch die ringförmige Pupillenteilung begrenzt und erreicht maximal Werte von zirka 45 Grad bei Pupillendurchmessern von zirka 4...5mm. Pupillendurchmesser von 2mm wie sie bei nicht dunkeladaptierten Augen auftreten sind hierbei unmöglich. Eine zweite Gruppe von Fundusaufnahmegeräten bilden die Ophthalmoskope, bei denen sich hauptsächlich konfokale Scanning-Laser-Ophthalmoskope (engl.: confocal scanning laser ophthalmoscope, oder kurz: CSLO) und Linien- Scanning-Laser-Ophthalmoskope (engl.: line-scanning laser ophthalmoscope, oder kurz: LSLO) durchgesetzt haben. Bei einem Scanning-Laser-Ophthalmos- kop wird der Augenhintergrund mit einem fokussierten Laserstrahl abgescannt, wobei das von der Retina zurück gestreute Licht durch eine Detektionsblende auf einen Bildsensor abgebildet wird. Durch die konfokale Detektion werden Reflexe und Streulicht aus verschiedensten Ebenen des Auges, wie beispielsweise von der Kornea oder der Augenlinse, unterdrückt und es können artefaktfreie Bilder des Augenhintergrundes aufgezeichnet werden.
Da LSLOs (line scanning laser ophthalmoscope) ähnlich wie CSLOs aufgebaut sind, gelten diese Eigenschaften entsprechend. Im unterscheid zu CSLOs wird der Augenhintergrund bei LSLOs anstelle eines Laserpunktes mit einer Laserlinie abgescannt. Allerdings ist die Unterdrückung von Störsignalen im Allgemeinen nicht so gut wie bei CSLOs. Dafür sind LSLOs technisch weniger komplex, preiswerter und einfacher auf das zu untersuchende Auge einzustellen.
Wird das CSLO allerdings nicht optimal auf das zu untersuchende Auge ausgerichtet oder weicht das zu messende Auge von einem mittleren Auge, für das das CSLO optimiert wurde ab, so werden bei der Unterdrückung des unerwünschten Streulichtes auch Teile des von der Retina zurück gestreuten und zur Detektion bestimmten Lichtes unterdrückt. Aus diesem Grund werden die in der Regel recht teuren CSLO hauptsächlich als "high end"-Geräte eingesetzt, die sehr hochwertige Fundusaufnahmen ermöglichen, aber in der Einsteilbarkeit auf das zu messende Auge deutlich komplizierter sind als beispielsweise die in der ersten Gruppe genannten Weitfeldfunduskameras.
Nachteilig bei Scanning-Laser-Ophthalmoskopen wirkt sich zudem aus, dass die Aufzeichnung einer farbigen Fundusaufnahme durch den Scannprozess deutlich länger dauert als bei Weitfeldsystemen. Die dadurch insbesondere bei unruhigen Patienten entstehenden Bewegungsartefakte erschweren und/oder verschlechtern die Aufnahmen zusätzlich. Eine weiterer Einschränkung beim Einsatz von CSLOs stellt ihre hohe technische Komplexität und ihre dadurch verursachten höheren Anschaffungskosten dar, weshalb sie im„low end"- Bereich kaum zum Einsatz kommen.
Zur dritten Gruppe gehören Weitfeldfunduskameras mit transscieraler Beleuchtung. Bei diesen Funduskameras wird die Retina unter Ausnutzung der vollen Augenpupille auf einen Kamerasensor abgebildet. Die Beleuchtung erfolgt durch die Sclera des Auges. Auf diese Art und Weise kann auch eine vollständige Trennung von Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang sichergestellt werden. Trotz dieser eklatanten Vorteile haben sich Funduskameras mit transscieraler Beleuchtung seit ihrer Entwicklung durch Pomeratzeff (1974) im Markt nicht durchgesetzt.
Um ein artefaktfreies Bild zu erreichen wird bei diesen Funduskameras eine Beleuchtungslichtfaser direkt auf die Sclera (im Bereich der pars plana) aufgesetzt. Durch diesen direkten Kontakt zwischen Beleuchtungsfaser und Auge ergeben sich erhebliche applikative Einschränkungen. So muss die Beleuchtungsfaser beispielsweise vor jeder Diagnose gereinigt und sterilisiert werden.
Jede dieser drei Gruppen von Fundusaufnahmegeräten hat spezifische Vor- und auch Nachteile, ist aber nicht in der Lage alle geforderten Spezifikationen zu erreichen.
Der vorliegenden Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde eine spezielle Beleuchtungsart für eine Funduskamera zu entwickeln, mir deren Hilfe es möglich ist, hochauflösende farbige Fundusaufnahmen ohne sichtbare Artefakte aufzuzeichnen. Die Funduskamera muss bei dem Verzicht auf ein Mydriatikum und bei nicht dunkeladaptierten Augen, d. h. bei einem Pupillendurchmesser von etwa 2mm, einen Funduswinkel von 45° abbilden können. Um bei der Einstellung der Funduskamera einen möglichen Kontakt mit dem Auge sicher aus- zuschließen, sollte die Funduskamera bzw. ihre dem Auge zugewandte Grenze einen Abstand zum Auge von zirka 10-20mm nicht unterschreiten. Die Funduskamera sollte trotz geringer Herstellkosten, eines einfachen Aufbaus und einer problemlosen Einstellbarkeit auf das zu untersuchende Auge im Zentrum des Bildfeldes Auflösungen von 60lp/mm erreichen.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Diese Aufgabe wird mit der erfindungsgemäßen Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung, bestehend aus einer Beleuchtungsquelle mit einer Beleuchtungsoptik, einem Umlenkspiegel und einer Ophthalmoskoplinse zur Beleuchtung des Auges, einer Detektionsoptik und einem Detektor zur Abbildung des vom Auge reflektierten Lichtes, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit, dadurch gelöst, dass eine inkohärente Beleuchtungsquelle vorhanden ist, der Umlenkspiegel eine Streifenform aufweist, der Detektor mit einer ortsauflösenden Charakteristik sektorweise aktivier- und auslesbar ist und die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage ist, sektorweise aus dem Detektors ausgelesenen Daten in Form eines Hellbildes zu einem resultierenden Fundusbild zu verbinden.
Bei dem erfindungsgemäßen, auf einer Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung basierendem Verfahren zur Aufzeichnung artefaktfreier, hochaufgelöster Aufnahmen, wird das Auge von einer Beleuchtungsquelle über eine Beleuchtungsoptik, einen Umlenkspiegel und eine Ophthalmoskoplinse beleuchtet und das vom Auge reflektierte Licht über die Ophthalmoskoplinse und eine Detektionsoptik auf einen Detektor abgebildet und von einer zentralen Steuer- und Auswerteeinheit ausgelesen, aufgezeichnet und ausgewertet. Hierbei sendet die Beleuchtungsquelle eine inkohärente Strahlung aus, die auf eine Spaltform begrenzt und scannend über den Augenhintergrund geführt wird. Das vom Auge reflektierte Licht fallen als Abbild des Spaltes auf entsprechende Sektoren eines ortsauflösenden Detektor und werden von der Steuer- und Auswerteeinheit als Daten sektorweise ausgelesen und zu einem resultierenden Fundusbild verbunden.
Die vorliegende Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung ist zur Aufzeichnung hochauflösender, farbiger Aufnahmen des Fundus vorgesehen, wobei die Augen dafür nicht dunkeladaptiert sind und kein Mydriatikum verwendet wurde. Neben dem nach dem Stand der Technik bekannten und zuvor beschriebenen Funduskameras stellt die vorgeschlagene Lösung eine Alternative dar, die aufgrund ihres einfachen Aufbaus und der geringen Herstellkosten eine breite Anwendung finden dürfte.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen:
Figur 1 : eine Prinzipdarstellung zur streifenförmigen Pupillenteilung,
Figur 2: den schematischen Aufbau der Funduskamera mit Pupillenteilung,
Figur 3: eine schematische Darstellung der Detektorfläche mit den darauf abgebildeten, vom Auge reflektierten Lichtanteilen,
Figur 4a: den schematischen Aufbau einer Funduskamera mit streifenförmiger und konzentrischer Pupillenteilung mit zwei Beleuchtungseinheiten,
Figur 4b: den schematischen Aufbau einer Funduskamera mit streifenförmiger und konzentrischer Pupillenteilung mit nur einer Beleuchtungseinheit und Figur 5: eine mögliche Konfiguration für eine Funduskamera mit streifenförmiger und konzentrischer Pupillenteilung.
Die erfindungsgemäße Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung besteht aus einer Beleuchtungsquelle mit einer Beleuchtungsoptik, einem Umlenkspiegel und einer Ophthalmoskoplinse zur Beleuchtung des Auges, einer Detektionsoptik und einem Detektor zur Abbildung des vom Auge reflektierten Lichtes, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit. Insbesondere ist hierbei eine kohärente oder inkohärente Beleuchtungsquelle vorhanden. Weiterhin weist der Umlenkspiegel eine Streifenform auf und der Detektor, mit einer ortsauflösenden Charakteristik, ist sektorweise aktivier- und auslesbar. Dazu ist die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage, die sektorweise aus dem Detektor ausgelesenen Daten in Form eines Hellbildes zu einem resultierenden Fundusbild zu verbinden.
Hierzu zeigt die Figur 1 eine Prinzipdarstellung zur streifenförmigen Pupillenteilung des zu untersuchenden Auges. Während der helle, senkrechte Balken die Beleuchtungszone 2 kennzeichnet, stellen die beiden grauen, Kreissegmente 3 und 3' die Detektionszonen in der Pupille 1 dar.
Die ersten vorteilhaften Ausgestaltungen betreffen die inkohärente Beleuchtungsquelle in Form einer Weitfeldlichtquelle. Neben Halogen- und Blitzlampen kommen besonders bevorzugt LEDs zum Einsatz. In der Quellebene wird eine Fläche ausgeleuchtet, die dem zu messenden Augenhintergrundsbereich (z. B. zirka 45°...100°) entspricht.
Weiterhin verfügt die inkohärente Beleuchtungsquelle über eine zusätzliche Spaltblende, deren Spalt in der Breite etwa einem Bereich von 1/5 bis 1/100 und in der Länge dem gesamten, zu messenden Fundusbereich entspricht und senkrecht zum streifenförmigen Umlenkspiegel ausgerichtet ist. Um den Aufbau besser an verschiedene Augen und Kataraktstärken anpassen zu können ist es vorteilhaft die Breite des Spaltes zu verändern, wozu vorzugsweise ein Motor Verwendung findet.
Weiterhin ist es in einer ersten Ausführung möglich die Spaltblende der Beleuchtungsquelle zur scannenden Bewegung der Beleuchtungsstrahlung über das zu untersuchende Auge, verschiebbar auszubilden. Diese translatorische Verschiebung wird vorzugsweise durch einen Motor realisiert.
Hierbei kann es weiterhin vorteilhaft sein, dass die inkohärente Beleuchtungsquelle aus mehreren Weitfeldlichtquellen besteht und zur Überlagerung und Homogenisierung deren Strahlung über entsprechende optische Bauelemente verfügt.
Die aus mehreren Weitfeldlichtquellen bestehende inkohärente Beleuchtungsquelle stellt hierbei eine virtuelle Beleuchtungsquelle dar, die ihre überlagerte und homogenisierte Strahlung in die sogenannte Quellebene abbildet. In einer bevorzugten Variante wird das Licht mehrerer farbiger LEDs (z. B.: infrarot, grün, blau und rot) mittels Asphären kollimiert, über dichroitische Spiegel überlagert und mit einer weiteren Linse in die Quellebene der Beleuchtungsquelle abgebildet. Hierbei ist es besonders vorteilhaft einen zusätzlichen Strahlhomogenisator zu verwenden, dessen Ausgang dann die Quellebene bilden würde.
Die zweiten vorteilhaften Ausgestaltungen betreffen den streifenförmigen Umlenkspiegel, der so ausgebildet ist, dass er abgebildet in die Pupillenebene des Auges eine Breite von 0,3 bis 2mm und eine Länge von 2 bis 8mm aufweist.
Hierzu ist es in einer zweiten Ausführung möglich den streifenförmigen Umlenkspiegel zur scannenden Bewegung drehbar auszubilden. Zur Realisierung der Scanbewegung verfügt der streifenförmige Umlenkspiegel vorzugsweise über einen Galvanometerantrieb. In dieser Variante erfüllt der Streifenspiegel zwei Funktionen. Ersten beschneidet er das Beleuchtungsbündel streifenför- mig, wobei er Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang teilt und zweitens scannt er das Detektionsfeld mit dem Beleuchtungsstreifen. Es ist möglich diese beiden Funktionalitäten mittels zweier Elementen auszuführen, einem streifenförmigen Spiegel oder Prisma zum Teilen des Beleuchtungs- und Detekti- onsstrahlenganges und einem zweiten benachbarten, vollflächigen, vorzugsweise motorisiert drehbaren Spiegel zum Scannen des Beleuchtungsmusters im Augenhintergrund. Diese zweite Ausführung stellt eine Alternative zur translatorischen Bewegung der Spaltblende dar.
Während der Aufnahme wird der Beleuchtungsspalt über den zu messenden Fundusbereich scannend verschoben. Dazu kann wie bereits ausgeführt, entweder die vor der Beleuchtungsquelle angeordnete Spaltblende motorisch verschoben oder die Winkellage des streifenförmigen Umlenkspiegels motorisch verändert werden. Der streifenförmige Umlenkspiegel und die Spaltblende sind hierbei senkrecht zueinander ausgerichtet.
Die dritten vorteilhaften Ausgestaltungen betreffen den ortsauflösenden Detektor, der in Abhängigkeit der verwendeten inkohärenten Beleuchtungsquelle verschiedene Ausführungen aufweist. Für den Fall, dass die inkohärente Beleuchtungsquelle eine Weißlichtquelle ist, wird ein Farb-Detektor verwendet, der ebenfalls sektorweise aktivier- und auslesbar ist.
Im Gegensatz dazu findet bei einer inkohärenten Beleuchtungsquelle, die in der Lage ist, monochromatisches Licht sequentiell, vorzugsweise in den Farben „Rot",„Grün",„Blau" und eventuell auch„IR" auszustrahlen, ein monochromatischer Detektor Anwendung.
Als ortsauflösenden Detektor werden besonders bevorzugt CMOS-Detektoren verwendet, die über mehr als ein Megapixel Auflösung verfügen. Die CMOS- Detektoren haben den Vorteil, dass sie ein als "rolling shutter" bezeichnetes Ausleseverfahren ermöglichen. Bei diesem Ausleseverfahren werden die Zeilen des Detektors nacheinander für Licht empfindlich geschaltet. Nach der Belich- tungszeit werden dann die Zeilen in gleicher Reihenfolge und Geschwindigkeit ausgelesen. Für die spezielle Anwendung in dieser erfinderischen Lösung wird der Detektor nach dem "rolling shutter' -Verfahren sektorweise aktiviert und ausgelesen, wobei die Sektoren der Breite des Beleuchtungsspaltes entsprechen und dessen Bewegung mit dem Auslesen synchronisiert wird. Auf diese Art und Weise kann die Helligkeit des vom Augenhintergrund zurück gestreuten Lichtes mit optimaler Empfindlichkeit und Geschwindigkeit vollständig registriert werden. Toleriert man Einbusen an Geschwindigkeit oder Empfindlichkeit, so kann auch der gesamte ortsauflösende Detektor verwendet werden. In diesem Fall werden dann aus dem Gesamtbild nur die Sektorwerte weiter benutzt bzw. ausgewertet.
Die vierten vorteilhaften Ausgestaltungen betreffen die Steuer- und Auswerteeinheit, die in der Lage ist, die sektorweise aus dem Detektor ausgelesenen Daten in Form eines Hellbildes zu einem resultierenden Fundusbild zu verbinden.
Weiterhin ist die Steuer- und Auswerteeinheit so ausgebildet, dass zusätzlich zu dem sektorweise ausgelesenen Hellbild mindestens ein Dunkelbild ebenfalls sektorweise, bei gleicher Belichtungszeit der jeweiligen Sektoren ausgelesen und zur Korrektur des resultierenden Fundusbildes verwendet wird.
Das Dunkelbild wird mit der selben Belichtungszeit aufgenommen wie das Hellbild, wobei der Detektor ebenfalls nach dem "rolling shutter' -Verfahren sektorweise aktiviert und ausgelesen wird und die Bewegung des Beleuchtungsspaltes mit dem Auslesevorgang synchronisiert ist.
Das zu jedem Hellbild aufgenommene, sogenannte Dunkelbild enthält jedoch keine Signale von der Retina, sondern nur die zwangsläufig auch im Hellbild enthaltenen, aus der optischen Anordnung und dem Auge resultierenden Störreflexe. Diese Störreflexe können im resultierenden Fundusbild weiter deutlich reduziert werden, indem das Dunkelbild vom Hellbild abgezogen wird. Das Dunkelbild kann auch mit nach dem Stand der Technik bekannten Algorithmen wie z. B. zur Glättung und Filterung vorbearbeitet werden, bevor es vom Hellbild abgezogen wird.
Eine technische Alternative ist mit CMOS-Sensoren der neuesten Generation möglich. Diese bieten die Möglichkeit eines multi-ROI-Scanns (ROI = region of interest). Dabei werden zeitgleich zwei Sektoren der Kamera ausgelesen, so dass es möglich wird, das Hell- und das Dunkelbild mit einem Scanndurchlauf aufzunehmen, wodurch die Messzeit deutlich reduziert werden kann.
Figur 2 zeigt den schematischen Aufbau der erfindungsgemäßen Funduskamera mit Pupillenteilung. Die Funduskamera besteht aus einer inkohärenten Beleuchtungsquelle 4 mit einer Spaltblende 5 und einer Beleuchtungsoptik 6, einem streifenförmigen Umlenkspiegel 7 und einer Ophthalmoskoplinse 8 zur Beleuchtung des Auges 9, einer Detektionsoptik 10 und einem ortsauflösenden Detektor 11 zur Abbildung des vom Auge 9 reflektierten Lichtes, sowie einer (nicht dargestellten) Steuer- und Auswerteeinheit.
Die Anordnung ist hierbei so ausgebildet, dass die inkohärente Beleuchtungsquelle 4, der Augenhintergrund 12 und der ortsauflösende Detektors 11 in konjugierten Ebenen liegen. Dies trifft ebenfalls auf die Spiegelebene des streifenförmigen Umlenkspiegels 7 und die Korneafrontseite 13 des Auges 9 zu.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung verfügt die erfindungsgemäße Funduskamera für eine konzentrische Pupillenteilung zusätzlich über eine Ringbeleuchtung, ein Lochspiegel und einen weiteren Detektor, wobei der streifenförmige Umlenkspiegel so ausgebildet ist, dass er in die Öffnung des Lochspiegels bewegt werden kann. Die Bewegung kann hierbei mechanisch, elektrisch, magnetisch o. ä. linear oder kreisförmig erfolgen.
Eine weitere Ausgestaltung sieht vor, dass nur eine Beleuchtungseinheit vorhanden ist, die über entsprechende Vorrichtungen zur Gestaltung einer Ring- und einer Spaltbeleuchtung verfügt, wobei zusätzlich mindestens ein Shutter vorhanden ist, der verhindert, dass sowohl die Ring- als auch die Spaltbeleuchtung aktiv sind.
Hierzu zeigen die Figuren 4a und 4b schematische Darstellungen der Beleuchtungsstrahlengänge der erfindungsgemäßen Funduskamera mit einer streifenförmigen und einer konzentrische Pupillenteilung.
Während die Funduskamera in Figuren 4a über getrennte Beleuchtungseinheiten verfügt, zeigt die Figur 4b eine Funduskamera mit nur einer Beleuchtungseinheit, die für die Beleuchtung sowohl bei streifenförmiger als auch bei konzentrischer Pupillenteilung geeignet ist.
Gemäß der Figuren 4a erfolgt die Aufzeichnung von Aufnahmen des Auges 9 mit einer Funduskamera mit konzentrischer Pupillenteilung. Hierfür ist der streifenförmige Umlenkspiegel 7 aus dem Strahlengang 20, insbesondere der Öffnung des Lochspiegels 27 ausgefahren. Die Beleuchtung des Auges 9 erfolgt, ausgehend von der Ringbeleuchtung 24, über die Beleuchtungsoptik 26 und den Lochspiegel 27, wobei die Lichtquelle 4 inaktiv ist.
Im Gegensatz dazu erfolgt gemäß der Figuren 4a die Aufzeichnung von Aufnahmen des Auges 9 mit einer Funduskamera bei streifenförmiger Pupillenteilung. Hierfür ist der streifenförmige Umlenkspiegel 7 in den Strahlengang 20, insbesondere in die Öffnung des Lochspiegels 27 eingefahren. Die Beleuchtung des Auges 9 erfolgt, ausgehend von der Lichtquelle 4, über die Spaltblende 5, die Beleuchtungsoptik 6 und den streifenförmigen Spiegel 7. Ein drehbarer Shutter 30 verhindert, dass Licht der Lichtquelle 4 in das Faserbündel 31 eingekoppelt wird und deren Ausgang als Rindlicht 34 dient.
Die hier vorgeschlagene, vorteilhafte Ausgestaltung beschreibt eine Funduskamera, in der drei Grundtypen von Funduskameras zu einer Hybrid - Funduskamera kombiniert sind. So verfügen klassische Weitfeld-Funduskameras, die nach dem mydriatischen oder non-mydriatischen Prinzip arbeiten, über einen festen Lochspiegel durch den der Durchmesser der Beobachtungsapertur und der Durchmesser des Beleuchtungsrings festgelegt sind. Mydriatische Funduskameras, bei denen die Augenpupille für die Untersuchung mittels bestimmter Pharmaka geweitet wird, bieten den Vorteil einer großen Beobachtungsapertur und einer damit verbundenen hohen Empfindlichkeit mit sehr guter Bildqualität. Im Gegensatz dazu können Untersuchungen mit non-mydriatischen Funduskameras bereits bei Pupillendurchmessern von ca. 3mm durchgeführt werden, was allerdings auch dazu führt, dass aufgrund der kleinen Beobachtungsapertur mit einer geringeren Empfindlichkeit bei verminderter Bildqualität zu rechnen ist. Eine Kombination der Vorteile beider Prinzipien ist nur mit erheblichen technischen Aufwendungen und verminderter Bildqualität möglich.
Weiterhin ist zu beachten, dass sehr kleine Patientenpupille (von < 3mm) mit einer klassischen Weitfeld-Funduskamera und Bildwinkeln > 30°, die über eine ringförmige geometrisch geteilte Pupille verfügt, nicht mehr reflexfrei ausgeleuchtet werden können.
Gemäß der hier vorgeschlagenen, vorteilhaften Ausgestaltung wird eine mydriatische Funduskamera mit Antireflexpunkten und einer Beobachtungsapertur von mindestens 2,3mm Durchmesser, einem Innendurchmesser des Beleuchtungsringes von mindestens 4,5mm und einem Innendurchmesser des Lochspiegels von mindestens 6,5mm (Werte in der Augenpupille) durch einen Breitlinienscanner mit einem streifenförmigen Umlenkspiegel ergänzt, der in die Öffnung des Lochspiegels ein- und ausgefahren oder -geschwenkt wird, wobei der Breitlinienscanner über einen separaten Beleuchtungsstrahlengang verfügt.
Hierzu zeigt die Figur 5 eine Konfiguration für eine erfindungsgemäße Funduskamera mit streifenförmiger und konzentrischer Pupillenteilung. Hierbei sind die Abmessungen der Ringbeleuchtung 24, des Lochspiegels 27, und des streifen- förmigen Spiegels 7 gegenüber gestellt. Bei einem Innendurchmesser des Lochspiegels 27 von 6,5mm hat der streifenförmige Spiegel 7 beispielsweise eine Abmessung von 6mm.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Aufzeichnung artefaktfreier, hochaufgelöster Aufnahmen mit einer Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung, wird das Auge von einer Beleuchtungsquelle über eine Beleuchtungsoptik, einen Umlenkspiegel und eine Ophthalmoskoplinse beleuchtet und das vom Auge reflektierte Licht über die Ophthalmoskoplinse und eine Detektion- soptik auf einen Detektor abgebildet und von einer zentralen Steuer- und Auswerteeinheit ausgelesen, aufgezeichnet und ausgewertet. Dabei sendet die Beleuchtungsquelle eine kohärente oder inkohärente Strahlung aus, die auf eine Spaltform begrenzt und scannend über den Augenhintergrund geführt wird. Dabei wird die Spaltbeleuchtung so ausgelegt, dass das resultierende Spaltbild auf dem Detektor deutlich breiter ist als die in dieser Richtung zu erreichende Auflösung im Detektorbild. Das vom Augenhintergrund reflektierte Licht fällt als Abbild des Spaltes auf entsprechende Sektoren eines ortsauflösenden Detektors und wird von der Steuer- und Auswerteeinheit sektorweise und synchronisiert zum bewegten Beleuchtungsmuster so ausgelesen, dass ein Hell- und ein Dunkelbild aufgezeichnet und beide Bilder zu einem resultierenden Fundusbild verrechnet werden.
Zur Erzeugung einer inkohärenten Strahlung werden neben Halogen- und Blitzlampen besonders bevorzugt Beleuchtungsquellen in Form von LEDs verwendet. In der Quellebene wird eine Fläche ausgeleuchtet, die dem zu messenden Augenhintergrundsbereich (von zirka 45°...100°) entspricht. Hierbei kann es weiterhin vorteilhaft sein, die inkohärente Strahlung aus mehreren Weitfeldlichtquellen zu gewinnen, indem deren Strahlung über entsprechende optische Bauelemente überlagert und homogenisiert wird.
Im Unterschied zu einer aus dem Stand der Technik bekannten Weitfeldfunduskamera, die in der Regel eine ringförmige Pupillenteilung verwenden, ba- siert die hier beschriebene Funduskamera gemäß der Figur 1 auf einer streifenförmigen Pupillenteilung, bei der der senkrecht über die Pupille 1 verlaufende, helle Balken die Beleuchtungszone 2 und die beiden grauen Kreissegmente 3 und 3' die Detektionszonen darstellen. Dazu wird die von der Beleuchtungsquelle ausgesendete inkohärente Strahlung vorrangig durch eine zusätzliche Spaltblende und abschließend durch einen streifenförmigen Umlenkspiegel auf den Balken der Beleuchtungszone 2 begrenzt.
Die für die vorrangige Begrenzung der inkohärenten Strahlung vorhandene Spaltblende wird so bemessen, dass deren Breite etwa einem Bereich von 1/5 bis 1/100 und deren Länge dem gesamten, zu messenden Fundusbereich entspricht. Um den Aufbau besser an verschiedene Augen und Kataraktstärken anpassen zu können ist es vorteilhaft die Breite des Spaltes, vorzugsweise motorisch zu verändern.
Im Gegensatz dazu wird der für die abschließende Begrenzung der inkohärenten Strahlung vorhandene, streifenförmige Umlenkspiegel so bemessen, dass er abgebildet in die Augenpupille eine Breite von zirka 0,3 bis 2mm und eine Länge von 2 bis 8mm aufweist.
Dabei werden der streifenförmige Umlenkspiegel und die Spaltblende senkrecht zueinander ausgerichtet. Gemäß der Figur 2 wird dadurch erreicht, dass die inkohärente Beleuchtungsquelle 4, der Augenhintergrund 12 und der ortsauflösende Detektor 11 in konjugierten Ebenen liegen, was auch auf die Spiegelebene des streifenförmigen Umlenkspiegels 7 und die Korneafrontseite 13 des Auges 9 zutrifft. Somit wird das Auge 9 von einer Beleuchtungsquelle 4 über eine Spaltblende 5, eine Beleuchtungsoptik 6, einen streifenförmigen Umlenkspiegel 7 und eine Ophthalmoskoplinse 8 mit inkohärenter Strahlung beleuchtet. Das vom Auge 9 reflektierte Licht wird über die Ophthalmoskoplinse 8 und eine Detektionsoptik 10 auf den ortsauflösenden Detektor 11 abgebildet und von einer (nicht dargestellten) zentralen Steuer- und Auswerteeinheit ausgelesen, aufgezeichnet und ausgewertet. Die von der Beleuchtungsquelle 4 ausgesendete und von der Spaltblende 5 und dem streifenförmigen Umlenkspiegel 7 begrenzte inkohärente Strahlung wird für die Messung scannend über den Augenhintergrund 12 geführt. Die scannende Bewegung der Spaltbeleuchtung wird bevorzugt durch eine translatorische Bewegung der Spaltblende 5 oder durch eine rotatorische Bewegung des streifenförmigen Umlenkspiegels 7 realisiert.
Die in einer ersten Ausgestaltung des Verfahrens durch eine translatorische Bewegung der Spaltblende 5 realisierte scannende Bewegung erfolgt vorzugsweise motorisch.
Bei der eine Alternative zur translatorischen Bewegung der Spaltblende darstellenden zweiten Ausführung wird der streifenförmigen Umlenkspiegel scannend bewegt, wozu er drehbar ausgebildet ist und vorzugsweise über einen Galvanometerantrieb verfügt oder als drehbarer Polygonspiegel ausgeführt ist.
Das vom Augenhintergrund reflektierte Licht fällt als Abbild des Spaltes auf entsprechende Sektoren eines ortsauflösenden Detektors und wird von der Steuer- und Auswerteeinheit sektorweise ausgelesen und zu einem resultierenden Fundusbild verbunden.
In Abhängigkeit von der verwendeten inkohärenten Beleuchtungsquelle kann der ortsauflösende Detektor verschiedene Ausführungen aufweisen. Für den Fall, dass die inkohärente Beleuchtungsquelle eine Weißlichtquelle ist, wird ein Farb-Detektor verwendet. Im Gegensatz dazu wird bei einer inkohärenten Beleuchtungsquelle, die in der Lage ist, monochromatisches Licht sequentiell, vorzugsweise in den Farben„Rot",„Grün",„Blau" und eventuell auch„IR" auszustrahlen, ein monochromatischer Detektor verwendet.
Als ortsauflösenden Detektor werden besonders bevorzugt CMOS-Detektoren verwendet, die über mehr als ein Megapixel Auflösung verfügen. Die CMOS- Detektoren haben den Vorteil, dass sie ein als "rolling shutter" bezeichnetes Ausleseverfahren ermöglichen. Bei diesem Ausleseverfahren werden die Zeilen des Detektors nacheinander für Licht empfindlich geschaltet. Nach der Belichtungszeit werden dann die Zeilen in gleicher Reihenfolge und Geschwindigkeit ausgelesen. Für die spezielle Anwendung in dieser erfinderischen Lösung wird der Detektor nach dem "rolling shutter'-Verfahren sektorweise aktiviert und ausgelesen, wobei die Sektoren der Breite des Beleuchtungsspaltes entsprechen und dessen Bewegung mit dem Auslesen synchronisiert wird. Auf diese Art und Weise kann die Helligkeit des vom Augenhintergrund zurück gestreuten Lichtes mit optimaler Empfindlichkeit und Geschwindigkeit vollständig registriert werden. Toleriert man Einbusen an Geschwindigkeit oder Empfindlichkeit, so kann auch der gesamte ortsauflösende Detektor verwendet werden. In diesem Fall werden dann aus dem Gesamtbild nur die Sektorwerte weiter benutzt bzw. ausgewertet.
Im weiteren Verfahren wird von der Steuer- und Auswerteeinheit zur Aufnahme des Hellbildes der jeweilige Sektor für die Zeit aktiviert wird, in der das vom Augenhintergrund reflektierte Abbild des Spaltes den Sektor vollständig überstreicht.
Wie bereits ausgeführt, wird der Detektor nach dem "rolling shutter"-Verfahren sektorweise aktiviert und ausgelesen, wobei die Sektoren der Breite des Beleuchtungsspaltes entsprechen und dessen Bewegung mit dem Auslesen synchronisiert wird.
Hierzu zeigt die Figur 3 eine schematische Darstellung der Detektorfläche mit den darauf abgebildeten, vom Auge reflektierten Lichtanteilen. Die dargestellte Detektorfläche 14 entspricht hierbei dem zu messenden Bildfeld am Augenhintergrund. Während der senkrechte Balken den von der Spaltbeleuchtung herrührenden Korneareflex 15 charakterisiert, stellen die beiden waagerechten Balken beispielhaft zwei Sektoren 16 und 16' der in 5 bis 100 Sektoren aufgeteilten Detektorfläche 14 dar. Der gestrichelt dargestellte Balken, der der Über- sichtlichkeit halber über die Detektorfläche 14 hinausragt, stellt hierbei das vom Augenhintergrund reflektierte Abbild des Spaltes 17 dar, wobei der Pfeil die Bewegungsrichtung 18 des Spaltes 17 über die Detektorfläche 14 zeigt. Da der verwendete, ortsauflösende Detektor bevorzugt über eine Auflösung von mehr als ein Megapixel verfügt, beinhalten die einzelnen Sektoren mehrere Zeile des Detektors, was die Pfeile 19 darstellen sollen.
Die Synchronisation zwischen Belichtung und Auslesung ist so ausgebildet, dass die erste (oberste) Zeile des Sektors 16 aktiviert wird, sobald die erste (untere) Begrenzung des Beleuchtungsspaltes 17 auf diese Zeile trifft. Diese erste (oberste) Zeile des Sektors 16 wird erst wieder deaktiviert, wenn die letzte (oberste) Begrenzung des Beleuchtungsspaltes 17 diese Zeile nicht mehr trifft. Da von der Steuer- und Auswerteeinheit für diese Zeit der Belichtung auch das entsprechende Auslesen erfolgt, wird das gesamte vom Augenhintergrund reflektierte Abbild des Spaltes erfasst.
Wie der schematische Darstellung der Detektorfläche nach Figur 3 zu entnehmen ist, wird auf der Detektorfläche 14 nicht nur das vom Augenhintergrund reflektierte Abbild des Spaltes, sondern auch Störreflexe, beispielsweise in Form des Korneareflexes 15 abgebildet. Bei der Realisierung der resultierenden Fundusbilder sollte deshalb versucht werden, Störreflexe zu eliminieren. Die Reflexe von Kornearückseite und Augenlinse sind deutlich schwächer, haben aber ähnliche Eigenschaften wie der in Figur 3 dargestellte Korneareflex 15.
Neben optischen Einrichtungen zur Störlichtunterdrückung sind auch Verfahren unter dem Namen„strukturierte Beleuchtung" bekannt, die das Störlicht nicht unterdrückt sondern messen, um es aus der Aufnahme eliminieren zu können. Dazu werden beispielsweise 2 Aufnahmen mit inversen Blendenmustern aufgenommen, ein Hell- und ein Dunkelbild berechnet und als Ergebnis das Differenzbild aus Hell- und Dunkelbild bestimmt. Der abzuziehende Dunkeluntergrund weist ein bestimmtes Photonenrauschen auf, das sich zwischen Dunkel und Hellbild statistisch verändert. Damit kann zwar das Störlicht prinzipiell vollständig von den Messsignalen getrennt werden, die Messsignale werden aber vom Rauschen des abgezogenen Dunkelsignals überlagert. Dieser Effekt wird umso deutlicher sichtbar, je stärker der relative Anteil des Störlichtes ist, der aus der Aufnahme abgezogen wird. Beide Effekte, die Verschlechterung des Messbildes durch erstens einen additiven Störlichtanteils beim LSLO und zweitens einem additiven Störlichtrauschanteil bei der„strukturierten Beleuchtung" sind physikalisch unterschiedlich und ermöglichen so eine unabhängige Optimierung beider Effekte.
Deshalb wird bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zu jedem aufgenommenen Hellbild ein zweites Bild, das sogenannte Dunkelbild aufgenommen. Das Dunkelbild enthält keine Signale von der Retina sondern nur Störreflexe aus der Optik und dem Auge. Um die Störreflexe weiter deutlich zu reduzieren wird das Dunkelbild von dem Hellbild abgezogen.
Damit Störreflexe, beispielsweise in Form des in Figur 3 dargestellten Kornea- reflexes 15, möglichst vollständig aus den resultierenden Fundusbildern eliminiert werden können, ist es wichtig das die Störreflexe die das Hellbild überlagern und die Störreflexe die im Dunkelbild gemessen werden möglichst gleiche Intensitätsverteilungen haben. Das ist nicht automatisch der Fall, besonders dann nicht, wenn sich die Störreflexe im Bild räumlich schnell ändern.
Für die Aufnahme eines Dunkelbildes ist es wichtig, dass von der Steuer- und Auswerteeinheit der jeweilige Sektor für die gleiche Zeit aktiviert wird, in der das vom Augenhintergrund reflektierte Abbild des Spaltes den Sektor vollständig überstreichen würde. Das Dunkelbild wird somit mit derselben Belichtungszeit wie das Hellbild aufgenommen und ebenfalls mit dem rolling shutter synchronisiert. Das Dunkelbild kann hierbei sowohl vor als auch nach dem Hellbild aufgenommen werden. Es können auch zwei Dunkelbilder vor und nach dem Hellbild aufgezeichnet miteinander in der Auswerteeinheit verrechnet und dann vom Hellbild abgezogen werden. Entsprechend der Figur 3 wird für das Dunkelbild beispielsweise die (oberste) erste Zeile des Sektors 16' aktiviert, sobald die erste (untere) Begrenzung des Beleuchtungsspaltes 17 auf die erste (oberste) Zeile des Sektors 16 trifft. Diese erste (oberste) Zeile des Sektors 16' wird erst wieder deaktiviert, wenn die letzte (oberste) Begrenzung des Beleuchtungsspaltes 17 die erste (oberste) Zeile des Sektors 16 nicht mehr trifft. Da sich der Spalt 17 entsprechend der Bewegungsrichtung 18 von oben nach unten über die Detektorfläche 14 bewegt, wird das Dunkelbild für den Sektor 16' vor dem entsprechenden Hellbild aufgenommen.
Prinzipiell ist es jedoch auch möglich mehr als ein Dunkelbild aufzunehmen, die entsprechend gemittelt werden. Die Aufnahme der Dunkelbilder kann dabei vor und/oder nach der Aufnahme des Hellbildes erfolgen.
Um mit dem erfindungsgemäßen Verfahren vorzugsweise hochaufgelöste Farbaufnahmen des Fundus realisieren zu können, sind prinzipiell folgende zwei Varianten realisierbar:
Wird das Auge von der inkohärenten Beleuchtungsquelle mit Weißlicht beleuchtet, so ist ein Farb-Detektor zu verwenden. Im Gegensatz dazu ist bei einer sequentiellen, monochromatischen Bestrahlung des Auges, beispielsweise mit Licht der Farben„Rot",„Grün" und„Blau", monochromatischer Detektor erforderlich.
Auch bei der Verwendung eines ortsauflösender Farb-Detektors wird das vom Augenhintergrund reflektierte Licht als Abbild des Spaltes auf entsprechende Sektoren eines ortsauflösenden Detektors abgebildet, von der Steuer- und Auswerteeinheit sektorweise ausgelesen und zu einem resultierenden Fundusbild verbunden werden. Auch bei Beleuchtung mit inkohärentem Weißlicht wird neben dem Hellbild mindestens ein Dunkelbild aufgenommen und zur Korrektur des resultierenden Fundusbildes verwendet. Bevorzugt wird das Auge von der inkohärenten Beleuchtungsquelle jedoch mit monochromatischem Licht sequentiell, vorzugsweise in den Farben„Rot", „Grün",„Blau" und„IR" beleuchtet, so dass ein ortsauflösender, monochromatischer Detektor verwendet werden muss. Aus den farbsequentiellen Bildern des Augenhintergrundes wird ein resultierenden Farbfundusbild ermittelt. Auch hier wird neben dem Hellbild mindestens ein Dunkelbild aufgenommen und zur Korrektur des resultierenden Fundusbildes verwendet.
Farbsequentielle Aufnahmen bieten bei etwas erhöhter technischer Komplexität den Vorteil, dass sie empfindlichere Messungen ermöglichen und Farbfehler durch synchrones Nachfokussieren der Beleuchtungsoptik und der Detektion- soptik verringern. Außerdem liefern farbsequentielle Aufnahmen höhere Auflösungen und bessere Farbkontraste, da auf Farb-Interpolationen verzichtet werden kann.
Farbsequentielle Aufnahmen bieten weiterhin den Vorteil, dass sich die Anzahl der zu realisierenden Dunkelbilder reduzieren lässt. So ist es beispielsweise möglich, dass neben den monochromatischen Hellbildern, vorzugsweise in den Farben„Rot",„Grün" und„Blau", nur ein Dunkelbild aufgenommen wird. Hierbei wird für jede Farbe neben einem Hellbild nur ein Drittel eines Dunkelbildes aufgenommen und zu einem kompletten Dunkelbild verbunden. Dadurch kann das gesamte Aufnahmeverfahren wesentlich beschleunigt werden.
Eine weitere Ausgestaltung des Verfahrens sieht vor, dass zur Aufzeichnung von Aufnahmen mit einer Funduskamera, mit der das Auge von einer Beleuchtungsquelle über eine Beleuchtungsoptik, einen Umlenkspiegel und eine Ophthalmoskoplinse beleuchtet und das vom Auge reflektierte Licht über die Ophthalmoskoplinse und eine Detektionsoptik auf einen Detektor abgebildet und von einer zentralen Steuer- und Auswerteeinheit ausgelesen, aufgezeichnet und ausgewertet wird, wobei dafür eine streifenförmige oder eine konzentrische Pupillenteilung ausgewählt wird. Dies erfolgt dadurch, dass bei ausgewählter streifenförmiger Pupillenteilung die auf eine Spaltform begrenzte Beleuchtungsquelle aktiviert und mit Hilfe des streifenförmigen Umlenkspiegels, der dafür in die Öffnung des vorhandenen Lochspiegels verschoben wird, scannend über den Augenhintergrund geführt wird. Das vom Auge reflektierte Licht fällt als Abbild des Spaltes auf entsprechende Sektoren eines ortsauflösenden Detektor, dessen Daten von der Steuer- und Auswerteeinheit sektorweise ausgelesen und zu einem resultierenden Fundusbild verbunden werden.
Bei ausgewählter Konzentrischer Pupillenteilung wird die Ringbeleuchtung aktiviert und der Augenhintergrund über den Lochspiegel beleuchtet. Das vom Auge reflektierte Licht fällt dann durch die Öffnung des Lochspiegels auf einen Detektor, dessen Daten die Steuer- und Auswerteeinheit ausliest und zu einem resultierenden Fundusbild verbindet.
Die vorliegende Lösung bietet eine sehr gute Störlichtunterdrückung, da die Störlichtanteile zu einem Teil konfokal zu unterdrücken und zum zweiten die nichtUnterdrückten Reststörlichtanteile in Form eines Dunkelbildes gemessen und vom Hellbild abgezogen werden.
Durch die Verwendung eines breiten Beleuchtungsspaltes der deutlich breiter (10 ...100 mal) ist als die zu erreichende Auflösung, bietet das Verfahren einen im Vergleich zum LSLO deutlich erhöhten (10 ... 100 mal) Lichtleitwert und ermöglicht damit die Verwendung von inkohärenten Lichtquellen. Außerdem bietet das Verfahren durch das Aufnehmen und Verrechnen eines Dunkelbildes eine deutlich verbesserte Störlichtunterdrückung.
Für bestimmte zu diagnostizierende, hochspezifische Details des Fundusgewebes ist diese deutlich verbesserte Störlicht-/Streulichtunterdrückung und die damit verbundene Signaleffizienzsteigerung extrem wichtig. Werden zum Beispiel Autofluoreszenzaufnahmen vom Augenhintergrund angefertigt, so werden von dem im Fundusgewebe enthaltenen Fluorophoren nur sehr geringe Fluoreszenzlichtstärken reemittiert, die außerdem noch von Störlichtanteilen aus der Augenlinse überlagert werden können. In solchen Fällen kann die Beleuchtung auch mit kohärenten Quellen erfolgen. Durch das dargestellte Verfahren mit Beleuchtung eines breiten Spaltes (deutlich breiter als die in dieser Richtung zu erreichende Auflösung), der Aufnahme eines Hell- und eines Dunkelbildes und der Verrechnung der beiden Bilder zu einem resultierenden Fundusbild, kann das Verfahren aber auch in diesem Fall klar von einem klassischen Linienscanner abgegrenzt werden, bei dem zum einen immer die Auflösung und die beleuchtete Spaltbreite im wesentlichen übereinstimmen und zum anderen keine Dunkelbildkorrektur durchgeführt wird. Durch diese beiden Modifikationen kann die an einem Funduspunkt erreichte effektive Beleuchtungszeit vergrößert und damit von der Bildaufnahmezeit entkoppelt werden, wodurch eine deutlich gesteigerte Aufnahmeempfindlichkeit, insbesondere bei einer Beschränkung der Beleuchtungsintensität durch die Lasernorm 60825, erreicht werden kann. Der zweite wesentliche Vorteil des Verfahrens ist die durch den Abzug des Dunkelbildes erreichte, spezifischere Detektion von Fluoreszenzsignalen aus der Fokusebene der Detektionsanordnung.
Mit der erfindungsgemäßen Lösung werden eine Funduskamera und ein Verfahren zur Aufzeichnung von Fundusaufnahmen zur Verfügung gestellt, mit deren Hilfe es möglich ist, farbige Fundusaufnahmen hoher Auflösung ohne sichtbare Artefakte aufzuzeichnen. Die Funduskamera kann bei nicht dunkeladaptierten Augen, d. h. bei einem Pupillendurchmesser von etwa 2mm, einen Funduswinkel von 45° abbilden.
Bei der Einstellung der Funduskamera ist ein möglicher Kontakt mit dem Auge nahezu auszuschließen. Die erfindungsgemäße Funduskamera ist durch einen einfachen Aufbau bei geringen Herstellkosten charakterisiert. Zudem kann eine problemlose Einstellbarkeit auf das zu untersuchende Auge gewährleistet werden, dies gilt auch für ungeübte Ärzten und bei kritischen Patienten. Dabei kann auf eine Patientenmithilfe komplett verzichtet werden.

Claims

Patentansprüche
1. Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung, bestehend aus einer Beleuchtungsquelle mit einer Beleuchtungsoptik, einem Umlenkspiegel und einer Ophthalmoskoplinse zur Beleuchtung des Auges, einer Detektionsop- tik und einem Detektor zur Abbildung des vom Auge reflektierten Lichtes, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit, dadurch gekennzeichnet, dass eine kohärente oder inkohärente Beleuchtungsquelle vorhanden ist, der Umlenkspiegel eine Streifenform aufweist, der Detektor mit einer ortsauflösenden Charakteristik sektorweise aktivier- und auslesbar ist und die Steuer- und Auswerteeinheit in der Lage ist, sektorweise aus dem Detektors ausgelesenen Daten in Form eines Hellbildes zu einem resultierenden Fundusbild zu verbinden.
2. Funduskamera nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die inkohärente Beleuchtungsquelle eine Weitfeldlichtquelle in Form einer Halogenlampe, einer Blitzlampe oder bevorzugt mehrere LEDs ist.
3. Funduskamera nach Anspruch 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, dass die inkohärente Beleuchtungsquelle über eine zusätzliche Spaltblende verfügt, deren Spalt in der Breite etwa einem Bereich von 1/5 bis 1/100 und in der Länge dem gesamten, zu messenden Fundusbereich entspricht und senkrecht zum streifenförmigen Umlenkspiegel ausgerichtet ist.
4. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, das die Breite des Spaltes vorzugsweise über einen Motor veränderbar ist.
5. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Spaltblende der Beleuchtungsquelle zur scannenden Bewegung verschiebbar ausgebildet sein kann.
6. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Spaltblende der Beleuchtungsquelle zur scannenden Bewegung über einen Motorantrieb verfügt.
7. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Beleuchtungsquelle aus mehreren Weitfeldlichtquellen besteht und zur Überlagerung und Homogenisierung deren Strahlung über entsprechende optische Bauelemente verfügt.
8. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der streifenförmige Umlenkspiegel so ausgebildet ist, dass er abgebildet in die Pupillenebene des Auges eine Breite von 0,3 bis 2mm und eine Länge von 2 bis 8mm aufweist.
9. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der streifenförmige Umlenkspiegel zur scannenden Bewegung drehbar ausgebildet sein kann.
10. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der streifenförmige Umlenkspiegel zur scannenden Bewegung über einen Galvanometerantrieb verfügt oder als Polygonspiegel ausgeführt ist.
11. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der ortsauflösende Detektor ein Farb-Detektor ist, wenn die inkohärente Beleuchtungsquelle eine Weißlichtquelle ist.
12. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der ortsauflösende Detektor ein monochromatischer Detektor ist, wenn die inkohärente Beleuchtungsquelle in der Lage ist, monochromatisches Licht sequentiell, vorzugsweise in den Farben „Rot",„Grün",„Blau" und„IR" auszustrahlen.
13. Funduskamera nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuer- und Auswerteeinheit so ausgebildet ist, dass zusätzlich zu dem sektorweise ausgelesenen Hellbild mindestens ein Dunkelbild ebenfalls sektorweise, bei gleicher Belichtungszeit der jeweiligen Sektoren ausgelesen und zur Korrektur des resultierenden Fundusbildes verwendet wird.
14. Verfahren zur Aufzeichnung von Aufnahmen mit einer Funduskamera mit streifenförmiger Pupillenteilung, bei dem das Auge von einer Beleuchtungsquelle über eine Beleuchtungsoptik, einen Umlenkspiegel und eine Ophthalmoskoplinse beleuchtet und das vom Auge reflektierte Licht über die Ophthalmoskoplinse und eine Detektionsoptik auf einen Detektor abgebildet und von einer zentralen Steuer- und Auswerteeinheit ausgelesen, aufgezeichnet und ausgewertet wird, dadurch gekennzeichnet, dass die Beleuchtungsquelle eine kohärente oder inkohärente Strahlung aussendet, die auf eine Spaltform begrenzt und scannend über den Augenhintergrund geführt wird, wobei der Beleuchtungsspalt so ausgelegt wird, das das resultierende Spaltbild auf dem Detektor deutlich breiter als die in dieser Richtung zu erreichende Auflösung im Detektorbild, dass das vom Auge reflektierte Licht als Abbild des Spaltes auf entsprechende Sektoren eines ortsauflösenden Detektor fällt, und die Steuer- und Auswerteeinheit die Daten des Detektors sektorweise und synchronisiert zum bewegten Beleuchtungsmuster so ausliest, dass ein Hell- und ein Dunkelbild aufgezeichnet und beide Bilder zu einem resultierenden Fundusbild verrechnet werden.
15. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die inkohärente Strahlung der Beleuchtungsquelle vorrangig durch eine zusätzliche Spaltblende und abschließend durch den streifenförmigen Umlenkspiegel begrenzt wird.
16. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Breite der Spaltblende vorzugsweise motorisch variiert werden kann.
17. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüchen 18 und 19, dadurch gekennzeichnet, dass die scannende Bewegung der Spaltbeleuchtung durch eine rotatorische Bewegung des Umlenkspiegels oder durch eine translatorische Bewegung der Spaltblende realisiert wird.
18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, das von der Steuer- und Auswerteeinheit zur Aufnahme des Hellbildes der jeweilige Sektor für die Zeit aktiviert wird, in der das vom Augenhintergrund reflektierte Abbild des Spaltes den Sektor vollständig überstreicht.
19. Verfahren nach Anspruch 21 , dadurch gekennzeichnet, das von der Steuer- und Auswerteeinheit zur Aufnahme mindestens eines Dunkelbildes der jeweilige Sektor für die gleiche Zeit aktiviert wird, in der das vom Augenhintergrund reflektierte Abbild des Spaltes den Sektor vollständig überstreichen würde, wobei das Dunkelbild zur Korrektur des resultierenden Fundusbildes verwendet wird.
20. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, das die Aufnahme des oder der Dunkelbilder vor und/oder nach der Aufnahme des Hellbildes erfolgt, wobei mehrere Dunkelbilder entsprechend gemittelt werden.
21. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüchen 17 bis 23, dadurch gekennzeichnet, das ein ortsauflösender Farb-Detektor Verwendung findet, wenn die inkohärente Beleuchtungsquelle Weißlicht ausstrahlt und neben dem Hellbild mindestens ein Dunkelbild aufgenommen wird.
22. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüchen 17 bis 24, dadurch gekennzeichnet, das ein ortsauflösender, monochromatischer Detektor Ver- wendung findet, wenn die inkohärente Beleuchtungsquelle monochromatisches Licht sequentiell, vorzugsweise in den Farben„Rot",„Grün",„Blau" und„IR" ausstrahlt, wobei für jede Farbe ein Hellbild und mindestens ein Dunkelbild aufgenommen wird.
23. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüchen 17 bis 25, dadurch gekennzeichnet, das ein ortsauflösender, monochromatischer Detektor Verwendung findet, wenn die inkohärente Beleuchtungsquelle monochromatisches Licht sequentiell, vorzugsweise in den Farben„Rot",„Grün" und „Blau" ausstrahlt, wobei für jede Farbe neben einem Hellbild nur ein Drittel des Dunkelbildes aufgenommen und zu einem Dunkelbild verbunden wird.
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