檢眼鏡的製作方法

2023-07-22 07:45:46 1

專利名稱：檢眼鏡的製作方法
檢眼鏡
本發明涉及一種用於檢查患者眼睛的檢眼鏡。
這種光學設備特別是用於觀察患者眼底，例如用於視網膜檢查。檢眼 鏡必須以連續的順序提供高解析度的彩色圖像或黑白圖像，以便能夠用於 對眼睛進fr珍斷以及用於執行和記錄治療手術。在此，眼底的成像、例如 視網膜的成像在光學上是一挑戰，因為眼底的照明以及觀察都必須通過眼 睛的比較小的入瞳來進行。此外，眼底通常僅僅具有對紅色顏色成分佔支 配地位的弱的反射性，使得眼底的反差明顯的彩色圖傳逸常只能藉助具有 強的藍色和綠色成分的光源來產生。
此夕卜，由於在角膜的界面上的不希望的進一步反射以及由於例如在玻 璃體混濁物上的不希望的光散射，使得藉助照明射束對眼底進行的光學檢 查變得困難，其中該照明射束例如在視網膜上反射之後被作為觀察射束來 檢查。在下面，可以包含於觀察射束中但並不歸因於照明射束在眼睛的要 檢查的部分上所希望的反射的所有這些幹擾性光束被總稱為"散射光"。
為了解決該散射光問題，EP1389943 Bl公開了 一種用於檢查患者眼 睛的檢眼鏡，其包括
用於產生照明射束的照明裝置；
用於將照明射束成〗象到眼睛上的照明成像光學系統；和 用於在眼睛上對照明射束進行掃描的裝置；以及
一種觀察裝置，其包括帶有感光像素區的電子傳感器，這些感光像素 可以分別按行地激活和/或讀取；
一種觀察成像光學系統，用於將通過照明射束在眼睛上的反射而產生 的觀察射束成像到觀察裝置上；以及
用於減弱觀察射束中的散射光的裝置。
在此，特別是使用卣素燈作為照明裝置，該照明裝置的光藉助聚光器 準直並且通過照明成像光學系統聚焦到患者的眼底上。在眼底上反射的觀 察射束通過觀察成像光學系統成像到像平面上，CCD (電荷耦合器件) 傳感器作為觀察裝置位於該像平面中。在這種類型的檢眼鏡中，用於在眼睛上對照明射束進行掃描的裝置通
過隙縫光闌(Schlitzblende)形成，該隙縫光闌在卣素燈之前在聚光器準 直的照明射束中擺動。該光闌由不透光的材料(例如扁平金屬片材料)制 ，二並且讓照:明射束中的，過隙縫光e闌的大小限一定的線形部分通過，該，
掃描o
在這種類型的檢眼鏡中，用於減弱觀察射束中的嘲:射光的裝置也通過 機械擺動的隙縫光闌形成。特別地，EP1389943 Bl提出在卣素燈之前 擺動的隙縫光闌和在CCD傳感器之前擺動的隙縫光闌構建為共同的扁平 金屬片中的光闌間隙對，其中上述兩個光闌出於成像的原因總歸必須彼此 同步。
在實踐中，在此已證明特別是在傳感器之前來回搖擺的、帶有隙縫 光闌的金屬片的選擇導致一些問題。因為一方面用於金屬片的M擺動器 的搖擺只能不充分地與設備的殼體去耦，使得通常在操作這種類型的檢眼 鏡時出現困難，特別是由於傳感器的一同震動而導致影響圖像清晰度。
另一方面，為了實現檢眼鏡的儘可能緊湊的實施形式，光闌在觀g 束中應當儘可能準確地位於觀察裝置的像平面中並且由此位於傳感器上。
然而機械上來回搖擺的金屬片與傳感器必須保持一定的最小距離，這必然 導致對幹擾性的散射光的較差的抑制。
因此本發明的任務是，進一步改進這種類型的檢眼鏡，使得特別是在
觀察裝置附近減小機械搖擺的部件的數目。
根據本發明，在這種類型的檢眼鏡中該任務通過以下方式解決用於 減弱觀察射束中的散射光的裝置包括用於讀取傳感器的至少一個像素行 的電子驅動電路，並且檢眼鏡包括電子控制單元，該電子控制單元設計用 於控制用於進行掃描的裝置和電子驅動電路，使得照明射束在眼睛上的掃 描與當前要讀取的像素行的變化同步地進行。
這種電子傳感器、特別是CMOS傳感器在現有技術中已公開，例如 參見WO 99/05853。在檢眼鏡中使用這種電子傳感器現在首次允許好^if 過電子光闌("滾動快門，rolling shutter")來替代現有技術中使用的M 光闌。因為藉助電子驅動電路可以有針對性地激活、去激活和讀取這種傳 感器的所有像素行。在像素的激活狀態中，i^射導致連續產生電荷，這 些電荷在CMOS傳感器中通過與相應像素關聯的放大電子設備轉換為電壓信號。而在去激活狀態中不發生這種電壓建立，像素或者整個像素* 像"關斷"。
通過有針對性地激活光敏像素區的某一區域中的至少 一個像素行，並 且同時去激活所有其他像素行，由此能夠以電子方式實現與藉助機械隙縫 光闌相同的結果。在根據本發明的檢眼鏡中，由此可以減弱觀察射束中的 散射光，而對此在觀察裝置之前無需帶有隙縫光闌的^搖擺的金屬片。 此外，相對於機械光闌，根據本發明設計的電子光闌在這種類型的檢眼鏡 中並非位於觀察裝置的像平面之前，而是位於相平面中，這改進了散射光 抑制。
合乎目的的是，電子驅動電路設計為分別讀取單個的像素行。通過這 種方式，可以實現電子傳感器的極其精細的解析度，該解析度在典型的
CMOS傳感器中對應於大約5|tm的高度。然而基本上也可以設想的是， 藉助電子驅動電路來聯合多個像素行，特別是相鄰的像素行，即始終共同 激活、去激活或者讀取，並且由此在解析度劣化的情況下改進光產出。
合乎目的的是，電子驅動電路設計為分別在可調節的時間延遲(At) 到期之後改變當前要讀取的像素行，特別是從一像素行改變到相鄰的像素 行。在其中直接相鄰的像素WM目繼讀取的優選的實施變形方案中，電子 驅動電路由此針對完整的過程、即針對完整地讀取帶有N個像素行的電 子傳感器總共需要持續時間T = Nx厶t。在此，描述傳感器的像素行數目 的^ N可以從通過傳感器的結構類型預先給定的上限出發通過上面描 述的相鄰像素行的電子結合而減小，而同時時間延遲^lt A t可以由根據 本發明的檢眼鏡的操作者自由設置。通過這種方式，可以對應於這種類型
置來調節對於整個讀取it程所需的總持續-時間。 一
在本發明的一種優選的實施形式中，電子驅動電路此外設計用於在讀 取每個像素行之前在可調節的曝光時間(tiNT)期間激活該像素行。通過 將該啄光時間t^T設置為時間延遲At的多倍，由此可以實現每個像素行 在較長的時間t^T期間被曝光，在該時間期間當前要讀取的像素行接近該 像素行。通過這種方式，可以靈活地設置電子隙縫光闌的有效寬度。
合乎目的的是，電子驅動電路設計為由於外部的觸發信號而啟動讀取 過程。通過這種方式，可以藉助用於對照明射束進行掃描的裝置來保證在 根據本發明的檢眼鏡中釺對觀察裝置所需的光闌同步。例如，用於根據本 發明的檢B艮鏡的中央控制計算機一方面可以藉助該觸發信號來控制電子傳感器的電子驅動電路，並且另一方面可以控制照明射束中的機械隙縫光 闌的驅動裝置。
原則上，藉助這種中央控制計算機可以毫無問題地實現觀察射束中的 電子光闌與照明射束中的 光闌的同步。中央控制計算機當然也可以是 電子傳感器的一部分或者照明裝置的一部分。
然而現在為了在照明射束中也使得;^搖擺的隙縫光闌變得多餘，在 根據本發明的檢眼鏡的一個有利的改進方案中可以設計的是，用於在眼睛 上對照明射束進行掃描的裝置包括帶有掃描裝置的可樞轉地安置的反射 器。為了保證射到可樞轉地安置的反射器上的照明射束已經具有所希望的 線形，在根據本發明的檢眼鏡中可以設計的是，該檢眼鏡還包括固定的隙 縫光闌用於將線形的照明射束耦合輸出，或者該檢眼鏡還包括用於將照明 射束聚焦成線的線聚焦光學系統，其中在該後一種情況中，合乎目的的是 線聚焦光學系統包括圓柱形透鏡。使用這種可樞轉地安置的反射器(該反 射器藉助電流計驅動裝置來驅動並且使用在檢眼鏡中)來掃描線形聚焦光
學系統所提供的照明射束基本上由US 6,758,564 B2公開，其內容通過引 用結合於此。
為了中央地控制根據本發明的檢B艮鏡的主要部件，合乎目的的是，電 子控制單元設計用於控制電子傳感器的電子驅動電路以及可樞轉的反射 器的掃描裝置。於是，電子控制單元可以通過將上面提及的觸發信號發送 給電子傳感器的電子驅動電路來保證在例如正弦形搖擺的>^射器情況下， 電子傳感器中的讀取過程在合適的時刻開始，例如一旦搖擺的>^射器達到 其上部的轉折點時就讀取電子傳感器的上面的像素行。
在根據本發明的檢眼鏡的該改進方案中，電子控制單元設計為控制掃 描裝置和電子驅動電路,使得在眼睛上的照明射束的掃描與當前要讀取的 像素行的變化同步地進行。例如，掃描裝置的電子控制單元可以預先給定 鋸齒形軌跡，該鋸齒形軌跡準確地對應於電子傳感器中的電子間隙的運 動。
為了以特別高的位置解析度來特別精確^查患者眼睛，設計了所聚 焦的照明射束的線的強度對應於電子傳感器的像素行的高度。由此實現了 眼睛的共焦成像，由此可以獲得關於所觀察的對象的三維信息。
在使用所提及的線聚焦光學系統時，照明裝置可以合乎目的地是雷射 器。替代地，可以使用主要為點狀的照明裝置的任何其他形狀，例如被照
9明的光波導的一端。
在本發明的一個改進方案中，設計了觀察裝置包括兩個傳感器用於立 體地檢查眼睛。在這種實施形式中，本發明的優點特別清楚，因為對於帶 有兩個觀察裝置的立體觀測在現有技術中一共甚至需要三個來回擺動的 隙縫光闌，而根據本發明很大程度上或者在使用線聚焦光學系統的情況下 甚至可以完全省去這些隙縫光闌。
此外，在本發明的另一實施形式中設計了檢眼鏡包括分離的光源和 分離的圖像傳感器用於檢查眼睛。特別地，在此可以藉助照明裝置、照明 成像光學系統、觀察成像光學系統和觀察裝置來檢查眼底，例如眼睛的視 網膜，而附加的成像單元用於檢查眼睛前部。這可以用於醫學上檢查眼睛 前部本身，也可以自動定位患者眼睛，以及藉助例如通過光束在眼睛前部 上的反射獲得的信息來跟蹤整個眼睛的眼睛運動(Tracking),特別地， 在血管造影術中在歸總眼底圖像時有意義的是,藉助眼睛前部的這種同時 觀察可以確定在眼底的各圖像之間所發生的眼睛運動。
有利的是，根據本發明的檢眼鏡可以擴展治療功能，如下面所闡述的 那樣
在眼睛醫學中， 一種用於治療疾病(如糖尿病視網膜症或由於年齡而 引起的黃斑變性)的重要治療形式是通過至要處理的組織區域上的光的熱 作用，例如光動力療法(PDT)、組織的光凝固，或者新方法如選擇性視 網膜療法(SRT)和凝固閾值之下的療法(亞閾值療法，STT)。在所有 這些治療形式中，強烈的光脈衝集束地引導至視網膜的特殊區域上。在使 用該療法時，要注意不會無意中傷害眼底的重要區域(例如黃斑)。
因此，在這種類型的治療手術中，進行治療的醫生除了需要眼底的實 況圖像之外還需要對於治療光束的位置極為精確的控制。作為用於定位治 療光束的輔助裝置，典型的是目標射束與治療光束同軸地重合。該目標射 束對於醫生是始終可見的，然而具有不同的波長以及遠小於治療光束的強 度，並且因此不導致眼底的變化。然而眼睛的不同界面的反射顯著地使得 控制困難，其中這些反射通過用於照明眼底的光源以及通過目標射束產 生。
產生眼底的無反射的實況圖像並且同時將治療射束投影到眼底的檢 眼鏡是用於眼科學的一種重要器具，其中所述治療射束通常與其他波長的 目標射束重合。該檢眼鏡能夠通過計算機例如在眼底上的導航中輔助醫生定位光凝固點。這種計算機輔助在醫學的其他領域(例如微創外科或者神 經外科)中已經是現有技術。在眼科學中，其實施迄今由於缺少觀察器具 和處理器具而失敗。本發明可以彌補這一技術空白。
通過計算機輔助，此外可以客觀地記錄治療手術。目前，這只是近似 可能的，其方式是例如在光凝固中，視網膜通過光脈衝被強烈地加熱，使
得形成組織的持久和明顯可見的變化。這導致在治療之後^L破壞的組織區 域以及由此視力的損失遠大於醫學所需。現代處理方法如PDT、 SRT和 STT目標恰恰在於避免視網膜的可見損傷。在沒有藉助本發明所實現的 記錄方法的情況下，在這些治療中的質量保證是不可能的。
典型的是，為了以強烈的光脈衝處理視網膜而使用了縫燈，帶有相應 的耦合輸入光學系統的光凝固雷射器被與該縫燈匹配。縫燈是帶有可變的 間隙照明裝置的立體顯微鏡，其中該顯棉t鏡以及照明裝置圍繞平面中的共 同的軸線可旋轉地設置。
為了觀察B艮底，用戶用手將檢眼鏡的透鏡或者接觸玻璃保持在患者眼 睛之前或者眼睛上。治療雷射系統通常由目標射束和治療射束的同軸組合 構成，為了容易區分，目標射束和治療射束合乎目的地具有不同波長。治 療射束通常在顯微鏡和檢眼鏡的透鏡之間與觀察光路同軸地耦合輸入。
因此不可避免的是，特別是目標射^縫燈和眼底之間的不同界面上 產生強烈的反射，這些反射被觀察者作為幹擾而感知。這些反射比眼底反 射的光亮得多，並且只能費力地通過觀察者有技巧地移動/對準顯微鏡和 檢眼鏡的透鏡或者接觸玻璃來置於圖像區域的邊緣，或者它們必須簡單地 被觀察者所容忍。在人眼的邊界層上的反射在技術上(即通it^面的鍍膜) 基本上不可避免。
然而，所提及的目標射束的反射不僅妨礙了通過顯微鏡的目鏡觀察的 用戶的工作，而且也可能使得使用系統變得困難或者阻止了使用系統，其 中這些系統藉助電子傳感器來採集眼底的圖像並且應當在治療期間通過 計算機輔助的分析來輔助用戶。
本發明克服了現有技術存在的限制/缺點，其方式是本發明在另 一 實 施形式中提供了一種用於投影目標射束和治療射束的裝置，並且本發明能 夠實現藉助投影到眼底上的目標射束來無反射地觀察眼底。使用了不必被 偏振的目標射束，這降低了光源和所使用的光學系統的成本。會通過目標 射束引起的反射被完全抑制。在此，僅僅需要唯一的檢測器用於跟蹤對象上的目標射束。
在本發明中，治療射束連同與其重合的目標射束一同藉助分束器耦合 輸入到根據本發明的器具的光路中。這可以以多種方式和方法進行，並且
部分地在EP1389943 Bl (圖3-5)中公開。在此，治療射束可以與照明 光路同軸地設置，或者與主器具軸線同軸地設置。然而，治療射束不允許 與觀察光路同軸，因為這逸良了所使用的用於抑制反射的原則，該原則基 於眼睛的瞳孔平面中的光路分離。光路的分離導致了在傳感器平面和對象 平面之間的光學邊界層上通過目標射束引起的反射的圖像不會與對象(在 此為眼底)上產生的目標射束斑的圖像出現在傳感器的相同位置上。
合乎目的的是，分束器可以對於治療射束的波長是高反射性的，然而 對於目標射束的波長是部分透射的。由此，僅僅目標射束的光而沒有治療
射束的光到*測器。替代地，分束器可以與波長無相關地實施，並且在 觀察光路中使用附加的選擇性的濾光器，該濾光器抑制治療射束的光。根 據本發明，通過目標射束引起的不希望的反射和散射光被通過以下方式來 抑制目標射束以一種方式脈衝地驅動，該方式在下面進行描述。
如果考慮對象上的目標射束所指向的固定點，則根據本發明當共焦成 像系統的觀察光闌恰好掃過該目標點時，目標射束僅僅'^在時刻T2接 通持續時間Tp。根據本發明，目標射束的激活與共焦光闌裝置的同步通 過控制單元來建立。該控制單元擁有關於目標射束斑在對象上的相應位置 的信息以及關於光闌運動的起始時刻的信息。優選的是，該控制單元與建 立照明光闌運動和觀察光闌運動的同步的控制單元一致。
這例如可以如下地實現控制單元接收目標射束的控制反射器的模擬 或數字位置信號以及光闌運動的同步脈衝。目標輻射斑在對象上的位置例 如可以通過一個或更多個偏轉^Jt器的位置被先驗地已知，其中所述偏轉 反射器確定目標射束的角度偏向。由目標射束斑的位置(x, y)以及光闌 運動的速度v，可以計算光闌運動的起始時刻和目標射束的激活之間的時 間延遲ty/v (在光闌在y方向運動的情況下)，並且轉換為相應的合乎目 的的矩形脈衝序列。如果目標射束在對象上運動，則該時間延&目應於位 置而被匹酉己。
根據本發明的裝置對所使用的治療射束源和目標射束源提出了最低
的要求。所使用的源不必一定被偏振，並且根據本發明以100ns.....10ms
的時間標度進行的脈衝工作方式已被公開。在本發明的另 一種有利的實施形式中使用了控制單元，該控制單元特 別是實時分析通過根據本發明的器具藉助傳感器採集的圖像。該控制單元
執行以下功能中的一個或更多個
*根據在根據本發明的裝置中或者被根據本發明的裝置所釆集的圖 像上的結構或者根據用其他裝置所採集的相同對象的圖像上的結 構，識別或確定在對象上位置固定的、因此與對^目關的坐標系，
*確定目標射束在該對象有關的坐標系中的位置，
*根據用戶通過合適的接口 (例如控制杆)的預先給定，通過一個或 更多個合適的通過控制單元可改變的偏轉反射器將目標射束斑定 位到眼底上，
*無需用戶直接作用地通過一個或更多個合適的、通過控制單元可改 變的偏轉反射器來定位目標射束斑，
*釋放或阻止引發治療光脈衝，
*控制治療光脈衝的參數(例如在光凝固中的脈衝持續時間、脈衝重 復率、光功率等等)，
*測量治療光脈衝的持續時間、強度和頻率，
*存儲治療光脈衝的控制參數和存儲所測量的值。
通過執行這些功能，結合以合適的顯示裝置(例如屏幕)，以下的方 法是可能的
用戶限定對象上的與對象有關的坐標系的範圍(區域)，在這些範 圍中，通過控制單元通常允許或者通常禁止施加治療光脈衝。這可 以根據藉助根據本發明的設備事先採集的單個圖像或者通過使用 根據現有技術的其他設備的圖像來進行。為此目的，控制單元實時 確定目標射束在與對象關聯的坐標系中的位置，並且將該位置與預 先給定的範圍比較，並且必要時給予釋放或者禁止觸發治療光脈 衝。在另一實施形式中，控制單元通過分析圖像自動進行上述區域 的限定。
*控制單元將信息在實況圖像的顯示裝置上疊加，其中所疊加的關於 實況圖像的信息的位置變換被補償，即所疊加的信息的位置以及實 況圖像基於相同的與對象有關的坐標系。疊加可以通過快速的圖像 切換或者通過基於對比度的勻滑轉換(tJberblenden)來進行。信息例如可以由對象的圖像(這些圖像在較早的時刻記錄或者通過使 用其他圖像生成方法藉助另 一器具記錄)或者由用戶在另 一時刻在 對象坐標系中建立的圖形表示構成.
用戶在參考圖像上確定對象有關的坐標系中的一個或更多個位置 (目標位置)，其中治療光脈衝應當施加到所述位置上。控制單元 於是輔助將治療光脈衝施加到對象的與對象有關的坐標系中的預 先給定的位置。
o在用戶手動改變目標射束的位置期間，控制單元將對象有關
的坐標系中的目標位置顯示為實況圖像中的疊加的信息。
o 當用戶以先驗地確定的精度將目標射束控制到目標位置上
時，控制單元於是'^#放治療光脈衝的觸發。
o 當控制單元自動地將目標射束控制到目標有關的坐標系中的
目標位置上時，控制單元於是'1^自動觸發光脈衝。
*控制單元在眼底上產生兩個或者更多個目標射束斑構成的圖案，其 方式是將目標射束以對觀察光闌的移動適合的同步的方式移動和 激活.在眼底上的圖案的位置由用戶通過接口確定，或者通過控制 單元無需用戶影響地自動i殳置。治療光脈衝的觸發隨後在通過目標 射束產生的圖案的位置上進行。以這種圖案施加治療光脈衝提高了
在眼底上脈衝放置(Implus - Plazienmg)的規則性，並且由此提 高了治療結果的可重複性。在本發明的另一構型中，圖案並非真實 地產生在眼底上，而是僅僅虛擬地與所顯示的實況圖疊加。虛擬圖 案的運動在此與眼底上的目標射束斑的運動相關聯。
*控制單元實現實況圖像關於對象的坐標系以及顯示裝置的穩定，即 對象坐標系參照顯示裝置的坐標系被固定。
控制單元實現目標射束斑在對象坐標系中的穩定，即控制單元以合 適的方式移動目標射束，使得該目標射束實施與對^目同的相對運 動。
*控制單元同時實現實況圖傳^目對於顯示裝置的坐標系的穩定以及 目標射束斑在對象坐標系中的穩定。
*在藉助治療光束實施治療措施期間，控制單元進行作用位置(在與 對象有關的坐標系中的坐標，其中光脈衝施加到這些坐標上)的存 儲以及治療光脈衝的參數(如脈沖持續時間、光功率等等)的存儲，使得這些信息也可以在對象上沒有可見的光作用痕跡的情況下在 任何時候通過所存儲的信息的疊加又在實況圖像或靜態圖像上可 見。
*在應用治療光脈衝之後，控制單元藉助圖像處理或者另一測量量 (該測量量與治療光脈衝作用期間組織的溫度相關，並且由此與治 療效^目關)來分析組織在治療光作用的位置上的反射性，並且以 合適的方式改變下一治療光脈衝的治療光源的參數。在另一實施形 式中，該分析在應用治療光脈衝期間藉助圖像處理或者分析合適的 測量量來進行，並且一旦達到所追求的組織狀態時就結束治療光脈 衝作用。
附加於或者替代上面描述的治療功能，根據本發明的檢眼鏡也可以關
於執行螢光領'J量(Fluoreszenzmessung)方面進行擴展，如下面所闡述的 那樣。
除了產生視網膜的簡單彩色圖像之外，檢眼鏡也用於更複雜的圖像生 成方法，例如用於在視網膜的脈管中定性地證明引入患者的血管中的色素 的螢光性。在該領域中的特別的挑戰在於藉助一種光學系統證明弱的螢光 性，其中該光學系統的光電導率受到觀察眼底時的特殊情況限制。 一個特 別的挑戰在於，證明自然存在於人眼中的色素(例如脂褐質)的螢光性及 其空間分布，其濃度以及由此其光強在螢光^L之後通常非常小。
通常，針對帶有寬帶的光源的螢光測量^^用兩個濾光器用於照明的 激勵濾光器以及用於觀察的抑止濾光器.在使用窄帶光源(例如雷射器、 LED)的情況下，可以省去激勵濾光器。濾光器的透射曲線實施為4吏得其 最大透射率與色素的吸收曲線或發射曲線的最大值一致。然而同時，抑止 濾光器必須有效地抑制所有激勵光，以便得到高的信噪比。
對象的螢光信號通常比例如被對象根據朗伯定律(Lambertschen Gesetz)散射的激勵光小若干量級。弱的測量信號要求昂貴的、靈敏的傳 感器，這些傳感器由此有條件地具有低的解析度。另一方面，恰恰在眼科 學的領域中不能任意提高至對象上的光入射，確切地說，恰是在可見的短 波長情況下有在敏感性上低的邊^IHi。因此，不能通過這種方式來改進測 量結果。
在圖像處理中常用的、通過多個圖像(測量)的平均來提高信噪比的 方法通常不能應用在眼科學中，因為對象(人眼)在觀察期間運動。相繼記錄多個圖像、即確定在圖像系列的各圖像之間已進行的變換可以實現形 成平均值。然而在人眼中螢光測量的特殊應用中，這種技術是不可能的， 因為螢光圖像由於弱的信號而被較差地提供並且具有強烈的噪聲。
在此所提出的本發明的改進方案特別適合於建立眼底的螢光測量，因 為其能夠以合適的方式實現移動對象的可能具有強烈噪聲的圖^象的平均。 在根據現有技術的用於螢光測量的裝置中，在抑止濾光器上吸收或^^射來 自要觀察的對象的光的大部分。
在本發明的 一種有利的實施形式中，激勵光源的光用於改善測量信 號。為此，將二色性的分束器引入到觀察光路中，該分束器將來自對象的
光劃分為激勵光的短波部分和熒;^射的長波部分。#^_射的光在此成像 到附加的傳感器上。
傳感器在時間上被同步地驅動，即它們以相同的圖像重複頻率工作， 並且在相同的時刻開始圖4象的積分時間。通過這種方式可以記錄時間上同 步的圖像對。在此，螢光圖像通常被較差地提供，而散射後的激勵光的圖 像被明顯更好地提供。因此比較容易的是，根據激勵光的圖像來計算幾何 上的變換，其中該變換是由於對象在圖像序列的各圖像之間的運動而出現 的。逆變換於是應用到焚光圖像上，使得它們可以通it^目加來平均。在理 想情況下通過這種方法，藉助每個圖像對可以將信噪比改善因子V^ 。
在本發明的另一有利的實施形式中，4吏用附加光源的光，該光源在位 於發螢光的對象的吸收帶和發射帶之外的波長範圍中進行發射。合乎目的 的是，該附加的光源耦合輸入到照明光路中。在觀察光路中，現在引入二 色性的分束器，其將來自對象的光一方面分為激勵光的短波部分以及附加 光源的光，並且另一方面分為螢光發射的長波部分。
使用附加的光源的優點是，可以與螢光測量的要求無關地自由選擇吸 收帶和發射帶之外的波長，並且更為有利地在允許更強地照射眼睛的波長 範圍中進行選擇。通過更高的光強度，更好地提供用於確定幾何變換的圖 4象，由此可以更為準確地將螢光測量平均。
本發明的優選的實施形式在下面藉助純粹示例性的並且絕非限制性 的附圖來進行闡述。其中


圖1示出了現有技術的檢眼鏡的示意圖2示出了根據本發明的檢眼鏡的第一實施形式的與圖1類似的圖； 圖3a至3c示出了在讀取過程期間在三個不同的時刻的電子傳感器的光^W象素區的三個簡化視圖4a示出了簡化的時間圖，用於說明像素行的瀑光時間tINT的含義；
圖4b示出了觸發信號的簡化的時間圖，其中該觸發信號用於啟動電 子傳感器的讀取過程；
圖5示出了才艮據本發明的帶有線聚焦光學系統和在照明射束中可樞 轉地安置的反射器的檢眼鏡的另一實施形式的示意圖6示出了根據本發明的帶有兩個用於顯微成像的觀M束的檢眼 鏡的另一實施形式的示意圖7示出了根據本發明的用於同時檢查眼睛前部的檢眼鏡的另一實 施形式的示意圖8示出了根據本發明的檢眼鏡的擴展了治療功能的實施形式；
圖9a和b示出了在使用圖8中的檢眼鏡的情況下人眼的瞳孔平面的 兩個橫截面圖10示出了時間圖，該時間圖說明了圖8的檢眼鏡中，目標射束的 時間上激活的工作原理；
圖ll示出了示意性視圖，其在像場中示出了圖IO的時間圖中說明的 流程j
圖12示出了用於同時測量熒;^射的根據本發明的檢眼鏡的一種實
施形式；並且
圖13示出了圖12中的實施形式的一種擴展構型，其中使用了附加的 光源用於改善螢光測量結果。
圖1示出了現有技術的用於檢查患者眼睛12的檢眼鏡10的示意圖。
由照明裝置14發出的光藉助聚光器16準直並且射到隙縫光闌18上， 該隙縫光闌18來回擺動，確切地i兌在圖1的示意圖中在圖平面中在垂直 於檢眼鏡10的光軸A的方向上擺動。隙縫光闌18垂直於圖平面取向。
通過這種方式，平面的光斑(該光斑由聚光器16將照明裝置14的光 準直形成)耦合輸出線，該線的長度和強度由隙縫光闌18的形狀限定， 並且其位置取決於擺動的隙縫光闌的當前位置。
通過另外的透鏡20、 22將照明射束19聚焦到中間4象平面B中，該 照明射束通過檢眼鏡的透鏡24成像到眼睛12上。圖1的示意圖在此示出了在眼底上的成像，例如用於視網膜檢查。
由照明射束19在眼底的反射引起的觀M束將眼底通過檢眼鏡的透 鏡24成像到中間像平面B中。該中間像藉助其他透鏡22、 28聚焦到CCD 傳感器30上。接近到達CCD傳感器30之前，觀察射束26在此必須通 過另一隙縫光闌32，該隙縫光闌在CCD傳感器之前與隙縫光闌18同步 地在照明射束19的M中擺動。
通過這種方式，藉助隙縫光闌32保證了，基本上只有希望的觀g 束26到達CCD傳感器30，而散射光被減弱。這種^t射光例如可以歸因 於在眼睛前側的^^射或者在眼睛12的玻璃體混濁物上的"ft射。
在圖1中可以看出的是，擺動的隙縫光闌32比較接近CCD傳感器 30地設置。這是必要的，因為隨著隙縫光闌32和CCD傳感器30之間增 大的距離，對幹擾的嘲:射光的抑制變差。然而該接近也導致了擺動的隙縫 光闌32的震動會傳遞到CCD傳感器30上，例如通過圖中未示出的檢眼 鏡10的殼體來傳遞。這導致了在操作檢眼鏡10時的根本問題，特別是劣 化了 CCD傳感器30提供的眼睛12的圖像的清晰度。
圖2示出了與圖1相似的、才艮據本發明的檢眼鏡10的示意圖，其中 避免了這些問題。圖2中相應的部件具有與圖1中相同的參考標記。根據 圖2中所示的實施形式，根據本發明的檢眼鏡10與現有技術中的檢眼鏡 的不同之處在於，替代CCD傳感器30和在傳感器之前來回搖擺的隙縫 光闌32，在觀察射束26中設置了電子傳感器34，該電子傳感器包括相應 的可按行激活和/或讀取的光敏像素的區域，其中這些像素可以藉助電子 驅動電路單個地激勵。電子驅動電路設置在電子傳感器34中並且在圖中 未被示出。
通過電子驅動電路控制的電子傳感器34的工作原理在下面藉助圖3a 至3c來闡述。
圖3a至3c示出了簡化地示出的電子傳感器34的光敏4象素區的示意 性前視圖。在所示的簡化的實施形式中，該光敏像素區一共包括10個像
素行，它們用1、 2..... IO連續編號。在圖3a至3c中，每個像素行包
括24個像素，它們藉助光敏元件根據入射的光量產生電荷。每個像素36 與專用的放大電子設備關聯，該放大電子設M像素36中產生的電荷轉 換為相應的電壓信號。這種帶有所謂"有源像素，，的電子傳感器、特別是 CMOS傳感器的工作原理已^L^Hf，在此不再予以闡述。藉助設置在電子傳感器34中的電子驅動電路，每個像素行可以切換 為三種工作狀態之一
a) 去激活模式，其中像素行雖然有^射但是不聚集電荷，並且由
此不產生電壓信號；在圖3a中，像素行2、 3.....7處於該去激活模式
中，這通過在這些像素行中的空像素36來表明。
b) 激活模式，其中光入射導致產生連續增大的電壓信號；在圖3a 中，像素行8、 9和10處於該工作狀態中，這通過這些像素行的簡單的陰 影來示出。
c) 讀取模式，其中像素行被讀取，即在確定的先前曝光時段中建立 的電壓信號被電子驅動電路調用；像素行隨後被擦除，即電壓信號又被復 位到零值。在圖3a中，只有4象素行1處於該讀M式中，這通過密的陰 影表明。
通過電子驅動電路控制的電子傳感器34的讀取過程在下面藉助圖3a 至3c、 4a和4b來闡述。
在圖4a和4b的時間圖中所表明的起始時刻^，電子驅動電路從電子 控制單元38 (例如中央控制計算機)接收觸發信號，例如TTL信號。圖 4b中所示的觸發信號的上升沿啟動電子傳感器34的全部讀取流程，其方 式是編號1的像素行從不活動狀態首先切換到讀取狀態並且隨後切換到 活動狀態中，即光入射導致在第一像素行的每個像素中建立電壓信號。在 曝光持續時間tINT期間，第 一像素行保持在該激活狀態中，並且在下一個 讀取流程的相應時刻^被電子驅動電路讀取。
在起始時刻^之後的可設置的時間延遲At到期後，也讀取第二像素 行並且切換到活動狀態中，並且在另一時間延遲At之後也讀取第三像素 行。在圖4a所示的情況中，選擇tjNT-3xAt,使得在讀取和激活第四像 素行的時刻t4 = t + tINT = h + 3 x At，當前第二和第三4象素行也處於激活模 式中，如圖3a所示，而第一像素行',被去激活。
在時刻^讀取第一像素行之後，該像素行故激活，並且另一時間延遲 At之後，即在時刻t2-^ + At，讀取第二像素行，該第二像素行從前面流 程的時刻t2開始在持續時間tmi期間被膝光。通過這種方式，讀取過程分 別在對應於時間延遲At的時間距離中前進電子傳感器34的一個像素行， 在圖3a至3c所示的例子中從編號1的像素行直到編號10的像素行。選 擇tINT = 3 x At導致在讀取第n像素行的時刻，三個相鄰的像素行活動，即像素行n-l、 n-2和n-3。這限定了電子隙縫光闌的有效寬度，其中該電 子隙縫光闌在圖3a至3c中好^^上向下運動通過光敏像素36的區。注 意到的是，當像素##:切換到讀^式中時，該像素行中在時段tn^中建 立的電壓在電子讀取的下一流程中才被詢問。
對於完整的流程所需的總時間T對應於像素行的數目N(在圖3a至 3c的例子中N = 10)和時間延遲At的乘積，即T-NxAt。通過選擇三 個^At、 tnvT和N，由此與根據圖1中的現有技術中的^擺動的隙縫 光闌32的相應^相比，可以更靈活地設置電子隙縫光闌的有效寬度以 及圖像重複率1/T。
電子控制單元38設計用於將圖4b中示出的觸發信號用於將各活動的 像素行與隙縫光闌18在照明射束中的運動同步。在時刻t例如(參見圖 3a) ^f象素行8、 9和10活動。因此時刻^必須選擇為使得其對應於如下時 刻隙縫光闌18在該時刻位於其搖擺運動的下部轉折點。在圖3a至3c 和4a中所示的從上(在圖3a中讀取編號1的像素行並且l^被直接激活) 向下(在圖3c中讀取像素行10並且隨後被直接激活)的像素行激活過程 的順序與圖2中隙縫光闌18從上向下的運動同步地進行。
因為如圖3a至3c以及4a所示在該"滾動快門"的原理中，好像電 子光闌始終從上向下通過像素區，所以允許僅僅處理電子傳感器34的如 下圖像這些圖像對應於與此同步的照明射束19的向下運動。其中在圖 2中隙縫光闌18向上運動的搖擺階段不可用。出於該原因，在電子傳感 器34的完整的讀取流程之後(在該讀取流程中讀取先前的流程中在各像 素行中建立的電壓信號)，接下來的觸發信號的發出通過電子控制單元38 延遲，直到隙縫光闌18又到達其上部的轉折點。
通過電子傳感器34提供的眼睛12的圖像的進一 步改善可以通過如下 方式實現不但*僅讀^^起始時刻^與搖擺的隙縫光闌18的上部轉折點同 步，而且在圖3a至3c中的電子光闌的向下運動與照明射束19中的隙縫 光闌18的相應的向下運動協調。當例如隙縫光闌18正弦形地在照明射束 19中來回搖擺時，隙縫光闌以其通過照明射束19的iUL在搖擺的上部和 下部轉折點分別等於零，而它在兩個轉折點之間的中間達到最大值。這可 以在電子傳感器34中通過如下方式來考慮時間延遲At與圖4a不同地 選捧為並非恆定，而是作為相應像素行的函數在像素區的上邊緣和下邊緣
(例如像素行1和10的區域中)選擇得比像素區的中心(在像素行5和 6附近)更大。當想要將電子傳感器34的"滾動快門"的運動與M隙縫光闌18 的運動匹配時產生的附加的電子開銷可以在以下情況中被避免以相反的 方式保持圖3a至3c、 4a和4b中所示的電子光闌的時間流程並且將機械 隙縫光闌的運動與其匹配。例如電子控制單元38可以控制附圖中未示出 的隙縫光闌18的驅動機構，使得隙縫光闌18經過一種"鋸齒形軌跡"、 即以恆定的iUL從其上部轉折點向其下部轉折點運動，並且隨後明顯更快 地返回到其上部轉折點。
根據所希望的圖像重複頻率，然而隙縫光闌18設置於其中的伸展的 金屬片的這種鋸齒形運動^Si明是困難的。
在圖5所示的根據本發明的檢眼鏡10的優選實施形式中，因此在線 聚焦光學系統的形式中也相對於根據圖1的現有技術修改了照明射束19 的產生，以<更4吏得與電子傳感器34中的電子光闌的同步變得容易。
在圖5中與圖2中所示的實施形式中對應的部件設置有相同的參考標 記。特別地，在根據圖5的優選實施形式中，也使用具有上述特徵的電子 傳感器34用於檢測觀察射束。
然而在該實施形式中，^L用點狀的光源、例如雷射器或者光波導的端 部作為照明裝置14。由其發出的光通過聚光器40轉換成平行的射束並且 指向圓柱形透鏡42。在射束方向上在圓柱形透鏡42之後設置有可樞轉地 安置的>^射器44,該>^射器將照明射束19近似平行於圖5中的光軸A地 向左朝向透鏡22反射，該透鏡22位於圓柱形透鏡42的焦平面中。圓柱 形透鏡42在此定位為使得由其產生的線聚焦垂直於圖5的圖平面取向。
^Jt器44可樞轉地安置在掃描裝置46 Ji，該掃描裝置由電子控制單 元38控制，同時該電子控制單元38控制電子傳感器34的電子驅動電路。 電子控制單元38設計用於控制掃描裝置46，使得掃描裝置藉助反射器44 在圖5的圖平面中的轉動與電子傳感器34中的電子光闌的運動同步地將 照明射束19在眼睛12上掃描。在圖3a至3c中所示的電子光闌的連續的 線性向下過程中，反射器44可以經過鋸齒形軌跡，其方式A^射器例如 從圖5所示的位置出發逐步地逆時針轉動，並且最後一旦電子傳感器34 中的電子光闌到達下部的像素行(例如圖3c中的編號10的像素行)，則 突然地以順時針方式復位到梠^據圖5的其初始位置中。
這種可樞轉地安置的反射器實際上具有非常小的慣性力矩，使撙它不 僅在高頻率情況下而且通常可以在大的頻率範圍中使用。因此，這種反射器與根據圖5的"滾動快門"的結合允許眼睛12的照明與各希望的觀察最佳的匹配，其中該結合由此能夠藉助電子控制單元38實現自由選擇圖像重複率和外部同步。通過反射器44的小的慣性，幾乎完全避免了根據本發明的檢眼鏡IO中的震動。
使用相干光源(例如雷射器)允許產生非常窄的照明間隙。如果同時選擇與大約5fim的像素36的高度對應的單個像素行的最小電子間隙寬度，則可以實現垂直於間隙伸展的共焦成像並且由此進行眼睛12的三維檢查。
圖6示出了根據本發明的檢眼鏡10的另一實施形式的示意圖，其中該檢眼鏡帶有用於立體成像的兩個觀察射束26。照明光路在此位於圖平面之外並且在圖6中未被示出。在該實施形式中，設計了兩個相鄰的電子傳感器34，以l更進行立體眼睛12的立體拍攝。照明光路在此可以如圖2那樣地選擇，即帶有隙縫光闌18，其在照明裝置14之前來回擺動，或者如圖5那樣地選擇，即帶有照明射束19中的線聚焦光學系統。本發明的優點、即避免40^地來回擺動的隙縫光闌，在圖6的實施形式中特別明顯，因為在現有技術的具有立體觀察可能性的相應的檢眼鏡IO中， 一共需要三個來回擺動的隙縫光闌，即在照明射束19中的隙縫光闌和在兩個彼此基本上平行的觀察射束中的兩個隙縫光闌32。這恰恰在現有技術的立體檢眼鏡IO中導致明顯的震動問題，這些問題通過本發明而避免。
圖7示出了帶有附加成像單元的根據本發明的檢眼鏡10的另一實施形式，該成像單元將眼睛前部通過檢眼鏡的透鏡24和另 一透鏡48成傳剖分離的圖像傳感器50上。分離的圖像傳感器50優選同樣是帶有有源像素的電子傳感器，例如CMOS傳感器，如前面已經詳細描述過的那樣。
在該實施形式中，光路與眼底觀察及眼睛前部觀察的分離通過分束器52來進行，其中優選的是使用薄膜分束器(pellicle beam splitter )。
在該實施形式中，眼睛前部藉助圖7中未示出的分離光源照明，該光源直接定位在眼睛12之前，並且在理想的情況下在紅外中進行發射。
在其他方面，圖7的實施形式對應於圖2的實施形式，即帶有在照明射束19中;Wfe擺動的隙縫光闌18。然而在圖7的實施形式中當然也可以使用藉助圖5闡述的線聚焦光學系統。
圖8示出了根據本發明的檢B艮鏡的另 一實施形式，該實施形式基於圖2的實施形式擴展了治療功能。為此^L置了另一光源60，該光源產生治療光束，該治療光束藉助透鏡62準直並且通過分束器64與檢眼鏡的主軸線同軸地耦合輸入到光路中。在此，治療光束通過兩個《Jt器61被偏轉，所述>^射器分別可以圍繞垂直於圖8的圖平面和位於圖平面中的軸線樞轉地安置。電子控制單元38也包含控制單元，其基於額定值控制反射器61的樞轉運動，這些額定值可以由用戶藉助接口 63、例如藉助控制杆來輸入。
圖9a示出了在使用圖8的檢眼鏡的情況下患者眼睛的瞳孔平面的示意性截面圖。在此，參考數字53表示眼睛12的瞳孔，參考數字54表示照明光路的瞳孔，而參考數字56表示觀察光路的瞳孔。附加地藉助分束器64耦合輸入的治療光束的位置在圖9a中用虛線示出，並且用參考數字55表示。對應於圖8中的治療光束的耦合輸入，圖9a中的治療光束55位於中心，即位於根據本發明的檢眼鏡10的主軸線上。
替代地，治療光束可以藉助^^射器61和分束器64分布式地、例如與照明光路同軸地耦合輸入.在圖9b中示出了患者的瞳孔平面的相應的截面圖。
圖10示出了時間圖，其說明了時間上激活目標射束的工作原理。時刻Ti是在像場的端部上的光闌運動的起始點.合乎目的的是，該起始點對應於上面闡述的時刻t"在該時刻讀取電子傳感器34的第一〗象素行。由此，時刻1\也通過圖4b中示出的矩形脈沖的上升沿來限定。在時間上的延遲t之後，目標射束於是在時段Tp期間在時刻T2被激活，這在圖10中又通過矩形脈衝表明，其中上 _遲t可以如上所述的那樣由像場中的目標射束斑的位置(或者通過與其關聯的量)來計算。
圖ll示出了圖IO的時間圖中說明的、在像場中的流程。在時刻T"光闌位於其運動的起始點。在圖11中，起始點示出為位於像場的上邊緣。光闌的運動從時刻L開始向下經過l象場，如通逸逸動方向上的箭頭所表明的那樣。在時刻T"根據本發明的檢眼鏡10的光闌的下邊緣到達像場的、目標射束斑位於其中的位置(x, y)。在該時刻，接著將目標射束激活持續時間Tp。換言之，目標射束的入射限制在如下的短的時段中在這些時段中，檢眼鏡IO的光闌實際允許觀察所希望的眼睛區域。在這些短的時教:之外，目標射束被關斷，由此將幹擾的^JH"最小化。該脈衝式的目標射束與光闌的同步又藉助電子控制單元38來實現。
圖12示出了根據本發明的檢眼鏡的另一實施形式，用於測量熒M射。在此將分束器65引入觀察光路中，該分束器波W目關地將來自對象的光的一部分通itit鏡66反射到笫二傳感器68上。同時，分束器65在此作為用於螢光測量的抑止濾光器。分束器的過濾作用可以通itit:射裝置67和69中的附加的濾光器來改善。電子控制單元38在此包含控制單元，其保證了同步地讀取傳感器68和34並且由此在相同時刻記錄兩個圖像。
圖13示出了圖12的實施形式的一種改進方案，其中使用了附加的光源72用於改善螢光測量結果。該附加的光源72的光通過聚光器71準直並且通過分束器70耦合輸入到照明光路中。光源72發射位於螢光色素的吸收帶和發射帶之外的波長範圍中的光。
本發明並不局限於這些作為沒有限制作用的例子而介紹的實施形式中。例如可以理解的是，藉助圖3a至3c所闡述的電子傳感器34不僅具有在那裡出於簡單的原因而示出的IO個像素行，而是在實踐中具有超過1000個像素行。
此外可以理解的是，照明射束19以及觀察射束26的光路的具體走向在立體成像的情況中可以通過已知的光學元件來改變。同樣可以理解的是，其他光束可以耦合輸入到所介紹的光路中，例如為了治療目的或診斷目的，如從現有技術中基本上已公開的那樣。
在所有這些改進的實施形式中，本發明不僅僅提供了上述優點，即明顯減小或完全消除了由於來回搖擺的隙縫光闌而引起的機械震動，而且還具有多個其他優點
a) 如已經強調的那樣，在電子傳感器34的情況下電子光闌並非位於其像平面中，使得優化了^t射光的減弱。
b) 連續的圖像形成方法的前提^bUL夠高的、大於10Hz的圖4象重複頻率，以便在觀察者處產生流暢的運動印象。於是在現有技術中使用的隙縫光闌必須以高頻搖擺，這在實踐中只能藉助諧振中的M振蕩器來實現。這又以振蕩器的固有頻率與CCD傳感器30的圖像重複頻率的精確並且對於小的偏差極其敏感的協調為前提。由此，圖像重複頻率對於給定的振蕩器是固定的。而在根據本發明的檢眼鏡IO中，特別是在根據圖5的實施形式中(其中沒有相應的機械上來回搖擺的隙縫光闌)，沒有由於i皆振^Hf給出的這種限制。
c) 在現有技術的檢眼鏡中，對於給定的機械上搖擺的光闌的間隙寬度是不可改變的。然而許多應用要求精細分級地改變間隙寬度，並且由此 分級地改變有效的曝光時間。例如改變隙縫寬度或者圖像重複頻率並且由此改變有效的曝光時間是期望的，以便適合不同的應用情況在眼底的血管造影術中必須檢測色素的弱的熒M射，這需要儘可能長的曝光時間。這可通過設置電子傳感器34的^、特別是^N、 At和tjNT而毫無問題地實現。
d)在現有技術的檢眼鏡中，為了驅動隙縫光闌，振蕩器的頻率在實踐中為CCD傳感器的圖像重複頻率的多倍，因為具有低頻率的機械振蕩器一方面在其搖擺頻率方面不能精確地協調，並且另 一方面也導致整個i殳備的特別不舒服的震動。這導致在CCD傳感器30上的雙重曝光，並且由此由於眼睛12或其他被檢查的對象的快速運動而導致圖像不清晰以及運動贗像(Bewegungsartefakten )。使用以下的圖像傳感器已證實是特別不利的這些圖像傳感器按照常用的視頻標準(PAL， NTSC)將兩個不同時刻記錄的半圖像結合為完整圖像(隔行掃描)。其他計算機輔助的圖像的處理和分析(例如確定眼睛12中的血管的位置、大小、形狀等等)由於這種運動贗傳減隔行掃描贗^象而變得困難。根據本發明避免了傳感器之前的機械隙縫光闌則解決了所有這些問題。
振蕩器通常進行正弦形的運動。在一個時^'中通過搖擺的光闌完整地入射到眼睛12上的光量因此並不均勻地分布在眼睛12上，並且導致圖像中不均勻的對比度分布和亮度分布。然而為了得到圖像部分的均勻照亮，通常提高搖擺的幅度，使得只有光闌軌跡的近似線形部分處於視野中。然而由此只有入射到眼睛12上的光的一部分用於形成圖像，這導致降低了檢眼鏡10的靈敏度。而在根據本發明的檢眼鏡IO中，可用的光被明顯更好地利用。
f) 通過4吏用均勻照亮照明光路的光闌平面的傳統的白熾燈或卣素燈，照明裝置14的可用的光強只《_被不充分地利用。照明裝置14的熱輻射導致進一步影響設備的操縱。在圖5所示的帶有雷射器和線聚焦光學系統的實施形式可以避免這些問題。
g) 如在現有技術中使用的卣素燈發射寬的、熱學上的頻鐠，其最大值位於紅外範圍中，並且朝著更短的波長而減小。這種光源不適於產生眼底的高對比度的彩色圖像，因為眼底主要在紅色光譜範圍中反射。此夕卜，基於半導體的圖像傳感器在紅色和紅外光鐠範圍中比在較短的波長情況
下更敏感。因此，藉助卣素照明裝置拍攝的眼底的彩色圖像具有佔支配地位的紅色通道，然而只有微弱地被提供的綠色和藍色通道。因此圖像具有噪聲並且對比度低。使用濾光器來影響照明光鐠雖然改善了彩色印象，但
是強烈降低了光源的光強。為了已經談及的對熒itiL射的觀察，需要強烈地激勵在窄的光鐠範圍中的色素。根據圖5的實施形式中，現代的光源例如LED或者雷射器可以實現這一點。
權利要求
1.一種用於檢查患者的眼睛(12)的檢眼鏡(10)，其包括用於產生照明射束(19)的照明裝置(14)；用於將照明射束(19)成像到眼睛(12)上的照明成像光學系統；和用於在眼睛(12)上對照明射束(19)進行掃描的裝置；以及觀察裝置(30)，該觀察裝置包括帶有感光像素(36)的區域的電子傳感器(34)，這些感光像素能夠分別按行地被激活和/或讀取；觀察成像光學系統，該觀察成像光學系統用於將通過照明射束(19)在眼睛(12)上的反射而產生的觀察射束成像到觀察裝置(30)上；以及用於減弱觀察射束中的散射光的裝置(32)，其特徵在於，用於減弱觀察射束中的散射光的裝置(32)包括用於讀取傳感器的至少一個像素行的電子驅動電路，並且檢眼鏡(10)包括電子控制單元(38)，該電子控制單元設計用於控制用於進行掃描的裝置(18)和電子驅動電路，使得照明射束(19)在眼睛(12)上的掃描與當前要讀取的像素行的變化同步地進行。
2. 根據權利要求1所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，電子驅動電路 設計為分別讀取單個的像素行。
3. 根據權利要求2所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，電子驅動電路 設計為分別在可調節的時間延遲(At)到期之後改變當前要讀取的像素 行，特別是從一像素行改變到相鄰的像素行。
4. 根據權利要求1至3中的任一項所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於， 電子驅動電路還設計用於在讀取每個像素行之前在可調節的啄光時間(tINT)期間激活該《象素行。
5. 根據權利要求1至4中的任一項所述的檢眼鏡(10 ),其特徵在於， 電子驅動電路設計為由於外部的觸發信號而啟動讀取過程。
6. 根據上述權利要求中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵在於， 用於在眼睛(12)上對照明射束(19 )進行掃描的裝置(18 )包括帶有掃 描裝置的可樞轉地安置的^Jt器(44)。
7. 根據權利要求6所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，該檢眼鏡還包 括固定的隙縫光闌用於將線形的照明射束(19)耦合輸出。
8. 根據權利要求6所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，該檢眼鏡還包 括用於將照明射束(19)聚焦成線的線聚焦光學系統(40， 42)。
9. 根據權利要求8所述的檢B艮鏡(10 ),其特徵在於，線聚焦光學系 統(40， 42)包括圓柱形透鏡(42)。
10. 根據權利要求6至9中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵在 於，電子控制單元(38)設計用於控制電子傳感器(34)的電子驅動電路 以及可樞轉的反射器(44)的掃描裝置。
11. 根據權利要求10所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，所聚焦的照 明射束(19)的線的強度對應於電子傳感器(34)的像素行的高度。
12. 根據權利要求8至11中的任一項所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在 於，照明裝置(14)是雷射器。
13. 根據上述權利要求中的任一項所述的檢眼鏡(IO)，其特徵在於， 觀察裝置(30)包括兩個電子傳感器(34)用於立體M查眼睛(12)。
14. 根據上i^5l利要求中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵在於， 檢眼鏡還包括分離的光源和分離的圖像傳感器(50)用於檢查眼睛(12 )。
15. 根據上述權利要求中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵在於， 該檢眼鏡還包括用於在分離的光路中另外地成像到眼睛(12 )的後部上的 裝置。
16. 根據權利要求15所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，該檢眼鏡還 包括反射器，該反射器設置為使得附加的射束在分離的光路中的耦合輸入 並不與觀察射束(26)同軸地進行。
17. 根據權利要求16所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，該反射器設 置為使得附加的射束的耦合輸入並不與照明射束(19)同軸地進行。
18. 根據權利要求14至17中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵 在於，分離的光路與檢眼鏡(10)的主軸線同軸。
19. 根據權利要求15至18中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵 在於，該檢眼鏡包括波W目關的分束器(64)用於耦合輸入附加的射束。
20. 根據權利要求15至18中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵在於，該檢眼鏡在觀察射束(26)中包括抑止濾光器以及用於耦合輸入附 加的射束的波長無關的分束器。
21. 根據權利要求15至20中的任一項所述的檢眼鏡(10),其特徵 在於，該檢眼鏡包括偏振的光源(60)用於產生附加的光束，以及與偏振 相關的分束器(64)用於該附加的光束的耦合輸入。
22. 根據權利要求21所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，該檢眼鏡還 包括一個或更多個可樞轉的反射器(61),所述反射器設置在光源(60) 和分束器(64)之間，使得通過^Jt器(61)中的一個或更多個分別圍繞 一個或更多個軸線翻轉，能夠實現在眼睛(12)的後部上的成l^的平移。
23. 根據權利要求22所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，該檢B艮鏡包 括控制單元(38)用於控制反射器(61)。
24. 根據權利要求23所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，控制單元設 計為根據直接與通過附加的光束產生的斑在像場中的位置關聯的量以及 光闌運動的起始時刻(1\)來確定時間窗(Tp)，附加的光束在該時間窗 中被接通。
25. 根據權利要求22至24中的任一項所述的檢B艮鏡(10)，其特徵 在於，該檢眼鏡還包括與控制單元(38)相連的接口 (63)，用於由用戶 手動控制成像的位置。
26. 根據上述權利要求中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵在於， 該檢眼鏡包括設置在傳感器(34)之前的抑止濾光器，該抑止濾光器結合 照明光路(19)中的合適的光源能夠實現對眼睛(12)的後部的熒^JL射 進行觀察。
27. 根據權利要求1至25中的任一項所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在 於，該檢眼鏡包括二色性的分束器(65)和附加的傳感器(68)，該二色 性的分束器和該附加的傳感器結合照明光路(19 )中的合適的光源能夠實 現對眼睛(12)的後部的熒M射進行觀察。
28. 根據權利要求27所述的檢眼鏡(10 )，其特徵在於，該檢B艮鏡除 包括照明裝置(14)之外還包括另一光源(72)，所述另一光源的光被耦 合輸入到觀察光路(19)中以用於^L在眼睛(12)的後部的螢光發射。
29. 根據權利要求26至28中的任一項所述的檢眼鏡(10)，其特徵 在於，電子控制單元(38)設計為從藉助傳感器(34, 68)記錄的圖像 序列中計算各個圖像之間的變換，並且將這些變換應用到藉助傳感器(68，34)記錄的圖像上，並且將圖像平均,
全文摘要
本發明涉及一種用於檢查患者的眼睛(12)的檢眼鏡(10)，其包括用於產生照明射束(19)的照明裝置(14)；用於將照明射束成像到眼睛上的照明成像光學系統；和用於在眼睛上對照明射束進行掃描的裝置；以及一種觀察裝置(30)；觀察成像光學系統，用於將通過照明射束在眼睛上的反射而產生的觀察射束成像到觀察裝置上；以及用於減弱觀察射束中的散射光的裝置(32)，其中觀察裝置包括帶有感光像素(36)的區域的電子傳感器(34)，這些感光像素能夠分別按行地被激活和/或讀取；以及用於減弱觀察射束中的散射光的裝置包括用於讀取傳感器的至少一個像素行的電子驅動電路，其中檢眼鏡包括電子控制單元(38)，該電子控制單元設計用於控制用於進行掃描的裝置和電子驅動電路，使得照明射束在眼睛上的掃描與當前要讀取的像素行的變化同步地進行。
文檔編號A61B3/15GK101516254SQ200780025627
公開日2009年8月26日 申請日期2007年7月9日 優先權日2006年7月7日
發明者凱-烏韋·阿姆託爾, 本·利斯費爾德, 溫弗裡德·泰伊韋斯, 米夏埃爾·胡佩茨 申請人:奧德-奧斯有限公司