DE60204678T2

DE60204678T2 - Netzhautfunktionskamera

Info

Publication number: DE60204678T2
Application number: DE60204678T
Authority: DE
Inventors: Patrick Reigate Kerr; Jonathan Exeter WATTS
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2001-04-09
Filing date: 2002-04-03
Publication date: 2006-05-04
Anticipated expiration: 2022-04-04
Also published as: JP2005500870A; EP1379164A2; US7134754B2; WO2002080759A3; EP1379164B1; WO2002080759A2; GB0206577D0; GB2375679A; ATE297687T1; AU2002251229B2; US20040156016A1; DE60204678D1; JP4197953B2

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Netzhautfunktionskamera.
Die altersbedingte Makulaatrophie kann den Verlust der Makulafunktiion eines Auges durch das Absterben von Fotorezeptorzellen und Netzhaut-Pigmentepithel bewirken. Dies führt zu einem allmählichen Verlust des detaillierten zentralen Sehens. Darüber hinaus sind in den frühen Stadien der Makulaatrophie in der Mitte der Netzhaut kleine gelbliche Ablagerungen erkennbar, die als Drusen bekannt sind. Bei Personen im Alter von über 50 Jahren mit Drusen besteht die Gefahr des Entstehens der chorioidalen Neovaskularisation. Diese betrifft kleine neue anomale Blutgefäße, die sich anscheinend als Reaktion auf Gewebehypoxie bilden. Bei einer derartigen altersbedingten neovaskularen Makulaatrophie wachsen und wuchern die anomalen neuen Blutgefäße aus der chorioidalen Schicht mit Fasergewebe in dem Drusenmaterial. Diese chorioidale Neovaskularisatiion kann einen akuten Verlust des Sehvermögens bewirken, wenn sich Transsudat oder Blutungen in oder unter der Netzhaut sammeln. Das Transsudat, die Blutung oder das Narbengewebe können durch Ophthalmoskopie sichtbar gemacht werden, wobei jedoch eine Fluoreszein-Angiographie erforderlich sein kann, um die anomalen Blutgefäße zu visualisieren. Der Bereich der chorioidalen Neovaskularisation kann entweder durch Lichtkoagulation behandelt werden oder durch eine fotodynamische Therapie, wenn sich die neuen Gefäße unter der Netzhautmitte erstrecken.
Es kann jedoch sein, dass die neuen Blutgefäße nur schwer sichtbar sind. Eine Untersuchung auf chorioidale neue Gefäße und deren Komplikationen, die sich über einen kurzen Zeitraum entwickeln können, wird zurzeit durch eine Erkennung des Verlusts des Sehvermögens vorgenommen. Die Diagnose und Beurteilung erfordert eine Untersuchung durch einen Augenarzt, der unter Umständen die Fluoreszein-Angiographie einsetzen muss, um die neuen chorioidalen Gefäße sichtbar zu machen. Bei der aktuellen Untersuchung in Bezug auf die chorioidale Neovaskularisation betrachtet ein Patient gerade Linien auf einem Stück Millimeterpapier und meldet jede Verzerrung der Linien oder die Entstehung von Leerstellen.
Alternativ kann jede Veränderung des Netzhautstoffwechsels wie etwa eine Makulaatrophie und eine diabetische Retinopathie durch Untersuchungen der Sauerstoffanlagerung des Bluts in der Netzhaut beurteilt werden. Arterielles Blut ist besonders sauerstoffreich, während venöses Blut deoxygeniert ist. Bereiche eine Netzhautgewebehypoxie können vor der Entstehung neuer Gefäße erkannt werden.
Die Sauerstoffanlagerung von Blut in der Netzhaut kann durch Bestrahlung des Bluts mit Infrarotlicht verschiedener Wellenlängen aufgrund der unterschiedlichen Absorption verschiedener Wellenlängen durch oxygeniertes und deoxygeniertes Blut bestimmt werden. Deoxygeniertes Blut, das mit 760 nm bestrahlt wird, erscheint dunkler als bei einer Bestrahlung mit 1000 nm. Im Gegensatz dazu erscheint mit 760 nm bestrahltes oxygeniertes bzw. sauerstoffangereichertes Blut heller als bei einer Bestrahlung mit 1000 nm. Bei einer Bestrahlung mit 760 nm und 1000 nm erscheint teilweise deoxygeniertes Blut als eine Graustufe.
Aus dem U.S. Patent US-A-4.877.322 ist der Einsatz dieser Eigenschaft zum Messen der relativen Sauerstoffsättigung von chorioidalem Blut des Augenhintergrunds bekannt, und im Besonderen das Ausführen derartiger Messungen in speziell ausgesuchten Bereichen der Augenhintergründe zur Untersuchung von Glaukom bzw. dem grünen Star und der Makulaatrophie. In dieser dem Stand der Technik entsprechenden Offenbarung wird die Netzhaut gleichzeitig mit weißem, rotem und Infrarotlicht bestrahlt und die relative Absorption von rotem und Infrarotlicht wird zur Bestimmung der Sauerstoffanreicherung und somit der Konzentration von Kapillargefäßen in Netzhautbereichen eingesetzt. Da die Netzhaut jedoch gleichzeitig mit allen drei Wellenlängen bestrahlt wird, ist es nicht möglich, eine detaillierte Ansicht der Netzhautfunktion zu erhalten.
Aus dem U.S. Patent US-A-5.219.400 ist die Bestimmung des Grades der Hämoglobin-Oxygenation in Blutgefäßen der Netzhaut unter Bedingungen der Dunkelanpassung und der Hell- bzw. Lichtanpassung bekannt, wobei ein Strahl von nahem Infrarotlicht mit einem Wellenlängenbereich von 700 bis 1000 nm auf ein Blutgefäß in der Netzhaut gerichtet wird., wobei die Intensität in dem zurückgestreuten Licht von dem Blutgefäß in dem Bereich von 700 bis 800 nm in regelmäßig beabstandeten Wellenlängenintervallen wie etwa von 2 nm gemessen wird, und wobei der Grad der Hämoglobin-Oxygenation durch Verweis auf eine Korrelation zwischen dem Hämoglobinsauerstoff und der Lichtabsorption in dem Nahinfrarotspektralbereich bestimmt wird. Ferner offenbart wird ein künstliches Augenmodell zur Kalibrierung der Hämoglobin-Sauerstoffsättigung und der Reflexionsspektraldaten im nahen Infrarotbereich. Offenbart wird jedoch keine Bildung bzw. Erzeugung eines Bildes bzw. Abbilds der Netzhautfunktion.
Das U.S. Patent US-A-5.400.791 offenbart den Einsatz von Infrarotlaserlicht zwischen 795 nm und 815 nm für die Angiographie.
Das U.S. Patent US-A-6.244.712 offenbart den Einsatz sequenzieller Abtastzeilen, die mit wechselnden Lasern bestrahlt werden, so dass ein verschachteltes Datenbild erzeugt wird, und wobei ferner der Einsatz einer R-Welle eines Elektrokardiogramms zur Auslösung der Laserbestrahlung einer Netzhaut offenbart wird.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die vorstehenden Probleme bzw. Schwierigkeiten zumindest abzuschwächen.
Vorgesehen ist gemäß der vorliegenden Erfindung eine Netzhautfunktionskamera, die folgendes umfasst: eine erste Lichtquelle mit einem ersten Wellenlängenband; eine zweite Lichtquelle mit einem zweiten Wellenlängenband; wobei das Lichtabsorptionsvermögen des ersten Wellenlängenbands durch sauerstoffangereichertes Blut größer ist als das Lichtabsorptionsvermögen des zweiten Wellenlängenbands, und wobei das Lichtabsorptionsvermögen des ersten Wellenlängenbands durch deoxygeniertes Blut geringer ist als das Lichtabsorptionsvermögen des zweiten Wellenlängenbands; eine Einrichtung zur selektiven Fokussierung von Licht von den ersten und zweiten Quellen auf einen Netzhautabschnitt eines Auges; eine Bilddarstellungseinrichtung zum Erzeugen entsprechender Bilder eines mit den entsprechenden Wellenlängenbändern bestrahlten Netzhautabschnitts; und eine Verarbeitungseinrichtung, die entsprechende durch die Bilddarstellungseinrichtung erhaltene Bilder verarbeiten kann, um isoreflektierende Punkte der entsprechenden Bilder zu bestimmen, an denen die Lichtabsorption der ersten Wellenlänge im Wesentlichen der Lichtabsorption der zweiten Wellenlänge entspricht, und wobei Bereiche der entsprechenden Bilder für die ersten und zweiten Wellenlängen unterschiedliche Absorptionsvermögen aufweisen, um auf der Basis der Sauerstoffanlagerung von Hämoglobin ein Netzhautfunktionsbild zu erhalten.
Praktischerweise umfasst die Verarbeitungseinrichtung eine Einrichtung zum wechselnden Anzeigen der entsprechenden Bilder mit einer vorbestimmten Frequenz, so dass die Bereiche der entsprechenden Bilder auf den ersten und zweiten Wellenlängen ein unterschiedliches Absorptionsvermögen aufweisen, Flickern.
Vorzugsweise entspricht die vorbestimmte Frequenz 12 Hz.
In vorteilhafter Weise werden die ersten und zweiten Wellenlängenbänder zwischen 488 nm und 1000 nm so ausgewählt, dass ein Funktionsbild erzeugt wird.
Praktischerweise ist das erste Wellenlängenband im Wesentlichen um 800 nm zentriert, und das zweite Wellenlängenband ist im Wesentlichen um 635 nm, 670 nm oder 760 nm zentriert; oder das erste Wellenlängenband ist im Wesentlichen um 910 nm zentriert, und das zweite Wellenlängenband ist im Wesentlichen um 635 nm, 670 nm oder 760 nm zentriert.
Vorzugsweise ist eine Anordnung von Superlumineszenzdioden. vorgesehen, die Licht in dem Wellenlängenband von 550 nm bis 650 nm erzeugen, so dass ein herkömmliches Bild erzeugt wird, und wobei das zweite Wellenlängenband zwischen 700 nm und 805 nm liegt, und wobei das erste Wellenlängenband zwischen 805 nm und 1000 nm liegt, so dass ein Funktionsbild erzeugt wird.
In vorteilhafter Weise umfasst die Verarbeitungseinrichtung eine Einrichtung, um den entsprechenden mit dem ersten Wellenlängenband und dem zweiten Wellenlängenband erzeugten Bildern und dem herkömmlichen Bild entsprechende unechte Farben zuzuweisen und zur Verknüpfung der drei Bilder, so dass ein kombiniertes Farbbild erzeugt wird.
Praktischerweise handelt es sich bei der ersten Lichtquelle um einen Laser.
In vorteilhafter Weise handelt es sich bei der zweiten Lichtquelle um einen Laser.
Praktischerweise handelt es sich bei den ersten und zweiten Lichtquellen um Superlumineszenzdioden, die mit Schmalbandfilter vorgesehen sind, um das Wellenband des emittierten Lichts einzuschränken.
Alternativ ist eine Breitbandlichtquelle vorgesehen, die Wellenlängen aus dem nahen Infarot- bis zu dem sichtbaren Spektrum emittiert, und wobei die ersten und zweiten Lichtquellen erzeugt werden, indem Breitspektrumlicht durch Schmalbandfilter geleitet wird.
Praktischerweise umfasst die Einrichtung zum selektiven Fokussieren von Licht von der ersten Quelle und der zweiten Quelle eine Einrichtung zum Fokussieren von Licht von den ersten und zweiten Quellen sowie zum wechselnden sequentiellen ein- und ausschalten der ersten und zweiten Quellen.
Alternativ umfasst die Einrichtung zum selektiven Fokussieren von Licht von der ersten Quelle und der zweiten Quelle eine Einrichtung zum Fokussieren von Licht von den ersten und zweiten Quellen und eine Blendeneinrichtung zum wechselnden Unterbrechen des Lichts von den entsprechenden ersten und zweiten Quellen.
Praktischerweise weist die Verarbeitungseinrichtung eine Einrichtung zum Vergleichen eines Bilds mit einem zeitlich älteren Referenzbild auf.
Vorzugsweise weist die Verarbeitungseinrichtung eine Mustererkennungseinrichtung zur Ausrichtung des Bilds mit dem Referenzbild auf.
In vorteilhafter Weise weist die Verarbeitungseinrichtung eine Einrichtung auf, um ersten Bereichen der entsprechenden Bilder mit unterschiedlichem Absorptionsvermögen für die ersten und zweiten Wellenlängen, die Abschnitten der Netzhaut mit höherer Sauerstoffanlagerung als die isoreflektierenden Punkte entsprechen, eine erste unechte Farbe zuzuweisen, und um zweiten Bereichen der entsprechenden Bilder mit unterschiedlichem Absorptionsvermögen für die ersten und zweiten Wellenlängen, die Abschnitten der Netzhaut mit geringerer Sauerstoffanlagerung als die isoreflektierenden Punkte entsprechen, eine zweite unechte Farbe zuzuweisen, und um Intensitäten der unechten Farben an jedem Punkt in dem Bild proportional zu dem Unterschied der Sauerstoffanlagerung des entsprechenden Punkts von der Sauerstoffanlagerung der isoreflektierenden Punkte zu erzeugen.
Vorzugsweise ist die Wellenlänge oder die Leistung der ersten Quelle und/oder der zweiten Quelle zur Abstimmung des isoreflektierenden Punkts veränderlich.
Praktischerweise weist die Verarbeitungseinrichtung eine Einrichtung zur Kalibrierung der Sauerstoffanlagerung durch Identifizieren eines Abschnitts des Netzhautbilds mit maximaler Sauerstoffanlagerung und eines Abschnitts des Netzhautbilds mit maximaler Deoxydation auf.
In vorteilhafter Weise weist die Einrichtung zur Lichtfokussierung Abtasteinrichtungen zum Abtasten des fokussierten Lichts über zumindest einen Abschnitt der Netzhaut auf.
Praktischerweise weisen die Abtasteinrichtungen eine erste Abtasteinrichtung zum Abtasten des fokussierten Lichts horizontal über den mindestens einen Abschnitt der Netzhaut und eine zweite Abtasteinrichtung zum Abtasten des fokussierten Lichts vertikal über den mindestens einen Abschnitt der Netzhaut auf.
Vorzugsweise weist die erste Abtasteinrichtung einen drehbaren Polygonalspiegel und einen vibrierbaren Planspiegel auf.
In vorteilhafter Weise weist die zweite Abtasteinrichtung einen Galvanometer-Scanner auf.
Praktischerweise sind erste Synchronisierungseinrichtungen vorgesehen, um die ersten und zweiten Abtasteinrichtungen mit einer Auswahleinrichtung zu synchronisieren, um selektiv die erste Lichtquelle und die zweite Lichtquelle zu betreiben.
In vorteilhafter Weise sind zweite Synchronisierungseinrichtungen vorgesehen, um die ersten und zweiten Abtasteinrichtungen mit der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung zu synchronisieren.
Praktischerweise können die ersten und zweiten Abtasteinrichtungen für von der Netzhaut reflektiertes Licht eine Abtastrückverfolgung ausführen, und wobei Licht mit Abtastrückverfolgung zu der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung reflektiert wird.
In vorteilhafter Weise arbeiten die ersten und zweiten Abtasteinrichtungen mit Frequenzen, die Fernsehabtastfrequenzen entsprechen, so dass die Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung zur Gestaltung eines Fernsehbilds verwendet werden kann.
Praktischerweise ist mindestens ein konfokaler Filter vorgesehen, der oberhalb der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung platziert werden kann, um ein Netzhautoberflächenbild zu detektieren und um ein tieferes Aderhautbild detektieren zu können, und ein anti-konfokaler Filter, der oberhalb der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung platziert werden kann, um das Netzhautoberflächenbild zu blockieren und um das Detektieren eines tieferen chorioidalen Bilds zu ermöglichen.
In vorteilhafter Weise ist ein erster linearer Polarisationsfilter zwischen der Lichtquelle und dem Auge vorgesehen, und wobei ein zweiter linearer Polarisationsfilter orthogonal zu dem ersten linearen Polarisationsfilter zwischen dem Auge und der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung vorgesehen ist, so dass der zweite orthogonale Polarisationsfilter von einer Oberfläche des Auges reflektiertes Licht blockiert.
Praktischerweise ist eine Hinzufügungseinrichtung für einen optischen Strahl vorgesehen, die einem ersten Laserstrahl von der ersten Lichtquelle und einem zweiten Laserstrahl von der zweiten Lichtquelle den Zugang zu einer optischen Achse der Netzhautfunktionskamera ermöglicht.
Vorzugsweise weist die Verarbeitungseinrichtung eine Bilddarstellungsvorrichtung auf, die auf Licht anspricht, das von der ersten Lichtquelle und der zweiten Lichtquelle emittiert wird.
Praktischerweise handelt es sich bei der Bilddarstellungsvorrichtung um eine CMOS-Anordnung, eine CCD-Anordnung, einen Fotodetektor oder einen Infrarotbildsensor.
In vorteilhafter Weise sind Lichtwellenleiter- und Linseneinrichtungen vorgesehen, um aus dem Licht von der ersten Lichtquelle und dem Licht von der zweiten Lichtquelle eine Punktlichtquelle zu erzeugen.
Nachstehend werden besondere Ausführungsbeispiele der Erfindung beispielhaft in Bezug auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben. In den Zeichnungen zeigen:
1 ein erstes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung in schematischer Form;
1A eine Querschnittsansicht entlang der Doppelpfeillinie 1A-1A aus 1;
2 ein zweites Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung in schematischer Form;
2A eine Querschnittsansicht entlang der Doppelpfeillinien 2A-2A aus 2; und
3 ein drittes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung in schematischer Form.
In den Abbildungen sind die gleichen Teile mit den gleichen Bezugsziffern bezeichnet.
In Bezug auf die Abbildung aus 1 wird eine Netzhautkamera 101 zur Untersuchung eines Auges 10 verwendet. Die Kamera weist eine Lichtquelle 1 auf, die eine Integrationssphäre 20 mit ersten und zweiten Quellen 21, 22 aufweist, die im Wesentlichen in 120° zueinander angeordnet sind und entsprechend erste und zweite Infrarotwellenlängenbänder emittieren, und mit einer sichtbaren Lichtquelle 23, die dazu dient eine diffuse bzw. gestreute Beleuchtung bzw. Bestrahlung vorzusehen. Die primäre Funktion der integrierenden Sphäre ist es, alternierendes Infrarotlicht von der gleichen Punktquelle zu erzeugen, so dass die Netzhautbilder, die durch die beiden Infrarotquellen 21, 22 erzeugt werden, ausgerichtet werden. Die Quelle 23 für sichtbares Licht mit 600 nm eignet sich zur Unterscheidung von Venen und Arterien in dem Netzhautbild. Die Quelle ist vorhanden, um einen Vergleich eines in Verbindung mit den Infrarotquellen erhaltenen Bilds mit einem herkömmlichen Bild zu ermöglichen.
Das Funktionsbild kann durch eine Kontrastierung der Bilder erzeugt werden, die aus den Spektren des sichtbaren Lichts (450 bis 700 nm) und des Infrarotlichts (700 bis 1000 nm) erhalten werden. Die Infrarotlichtabsorption der Hämoglobin-Sauerstoffsättigung ist zwischen 700 bis 805 nm und 805 bis 1000 nm gut definiert. Das sichtbare Spektrum weist ein komplexes Hämoglobin-Lichtabsorptionsverhältnis auf, wie dies in Spectrophotometry of haemoglobin derivatives, Van Assendelft OW, Royal Vangorcum, Assen, Niederlande: Thomas, 1970 offenbart wird. Blaues Licht zwischen 450 nm und 500 nm kann mit rotem Licht zwischen 600 nm und 700 nm kontrastiert werden, um ein Funktionsbild bzw. ein funktionales Bild zu erzeugen. Das blaue Licht im Bereich von 450 bis 500 nm kann auch mit dem Licht im nahen Infrarotbereich von 700 bis 805 nm kontrastiert werden.
Somit kann Licht zwischen 450 nm und 1000 nm verwendet werden. Geeignete Wellenlängenpaare sind: 488 nm und 600 nm oder 635 nm oder 670 nm oder 760 nm; oder 635 nm und 830 nm oder 910 nm; oder 670 nm und 830 nm oder 910 nm; oder 760 nm und 830 nm oder 910 nm.
Zu den möglichen Quellen für die Bestrahlung zählt eine Anordnung von Superlumineszenzdioden, die Licht im Bereich von 550 bis 650 nm und vorzugsweise von 600 nm erzeugen, so dass ein herkömmliches Bild erzeugt wird, und Superlumineszenzdioden, die sequenziell eine diffuse reflektierende Integratorsphäre mit Infrarotlicht im Bereich von 758 nm (700 nm bis 805 nm) und 910 nm (805 nm bis 1000 nm) beleuchten, um eine Bestrahlung für ein Funktionsbild vorzusehen. Schmalbandfilter können in Verbindung mit den Superlumineszenzdioden verwendet werden, um deren Bandbreite zu beschränken. Zu den alternativen optischen Anordnungen für die Lichtquelle zählt eine Strahlenteileranordnung für Superlumineszenzdioden im nahen Infrarotbereich. Die Superlumineszenzdioden können sich entweder sequenziell ein- und ausschalten oder ihr Licht kann sequenziell durch eine Blende blockiert bzw. gesperrt werden. Alternative Lichtquellen können ebenfalls verwendet werden. Zum Beispiel kann eine Breitspektrumquelle verwendet werden, die Strahlung aus dem nahen Infrarotbereich durch das sichtbare Spektrum emittiert, wie etwa mit anderen Gasen dotiertes Xenonlicht, um einen nahen Infrarotbereich zwischen 700 nm und 1000 nm in Verbindung mit Schmalbandfiltern vorzusehen. Alternativ können Laserdioden als Infrarotquellen verwendet werden, um in diesem Fall den gefleckten Effekt von Laserlicht zu verhindern, indem die integrierende Sphäre 20 parallel gerichtetes, kohärentes Schmalbandlicht von den Laserdioden in nicht parallel gerichtetes, inkohärentes Schmalbandlicht umwandelt. Hiermit wird festgestellt, dass auch eine alternative Vorrichtung zur Erzeugung einer Punktlichtquelle verwendet werden kann, die aus der ersten Lichtquelle und der zweiten Lichtquelle gebildet wird, wobei zum Beispiel eine Lichtwellenleiter- und Linsenvorrichtung die integrierende Sphäre ersetzen kann, und mit einem dichroitischem Strahlenverknüpfer oder einem halbdurchscheinenden Spiegel.
Das Licht von der Lichtquelle wird durch eine Kollektivlinse 30 parallel gerichtet und durch eine runde Ringmembran 40 geleitet, bevor es durch einen Spiegel 50 reflektiert wird und durch eine Zwischenlinse 60 verläuft. Die Abbildung aus 1A zeigt einen Querschnitt der runden bzw. kreisförmigen Ringmembran, in der ein ringförmiger transparenter Abschnitt 41 in einem opaken Träger 42 dargestellt ist. Ein aus der Ringmembran austretender Lichtkegel, der von dem Spiegel 50 reflektiert wird, wird danach durch einen perforierten Spiegel 80 mit einer zentralen Übertragungsöffnung 81 durch eine Objektivlinse 90 in das Auge 10 reflektiert, so dass ein gleichmäßig ausgeleuchteter bzw. bestrahlter Bereich an einer Fokalebene bzw. einer Brennfläche des Auges 10 erzeugt wird. Ein inneres Fixierungsziel 70 ist zwischen der Zwischenlinse 60 und dem perforierten Spiegel 80 vorgesehen, und zwar auf einer dadurch definierten optischen Achse. Ein inneres Fixierungsziel 70 kann ein kleines bestrahltes Objekt darstellt, wie etwa Fadendiopter, auf denen das Auge 10 fokussiert werden kann. Nach der Absorption in der Netzhaut wird das Licht von der Netzhaut aus dem Auge zurück durch die Objektivlinse 90 reflektiert, und ein Teil des reflektierten Lichts verläuft durch die zentrale Öffnung 81 des perforierten Spiegels 80 und sequenziell durch eine verschließende Membran 110, eine Fokussierungslinse 120 und eine Bilddarstellungslinse 130, so dass in einer Bildaufzeichnungs- und Verarbeitungseinheit 140 ein Bild erzeugt wird. Die kreisförmige Ringmembran 40 und die Pupille des Auges 10 sind in zugeordneten Positionen in dem beleuchtenden bzw. bestrahlenden optischen System angeordnet, und die Pupille des Auges 10, die Übertragungsöffnung 81 des Spiegels 80 und die Öffnung 11 der verschließenden Membran 110 sind in zugeordneten Positionen des gegenständlichen optischen Systems angeordnet.
Die Abbildung aus 2 veranschaulicht ein weiteres Ausführungsbeispiel 102 der vorliegenden Erfindung, wobei die integrierende Sphäre aus dem ersten Ausführungsbeispiel aus 1 durch einen halbdurchscheinenden Spiegel 24 ersetzt wird, und wobei zwei Superlumineszenzdioden 21', 22' so angeordnet sind, dass Infrarotlicht eines ersten Wellenbands von der ersten Superlumineszenzdiode 21' durch den Spiegel entlang der optischen Achse 11 verläuft, und wobei Infrarotlicht eines zweiten Wellenbands von der Superlumineszenzdiode 22' durch den halbdurchscheinenden Spiegel 24 reflektiert wird, so dass es entlang der optischen Achse 11 verläuft. Andere Bestandteile des Ausführungsbeispiels sind für das in der Abbildung aus 1 veranschaulichte erste Ausführungsbeispiel beschrieben.
Die Funktionsweisen der beiden Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung sind ähnlich. Zum Beispiel in Bezug auf das zweite Ausführungsbeispiel aus 2, in dem der Patient das zu untersuchende Auge 10 auf das Fixierungsziel 70 richtet, ist die Pupille des Auges angrenzend an die asphärische ophthalmische Objektivlinse 90 angeordnet. Diese richtet die Pupille und die Faveola aus, um sicherzustellen, dass wenn die Lichtquelle zur Beleuchtung der Netzhaut aktiviert wird, Licht durch die Pupille übertragen anstatt von der Iris reflektiert wird. Ohne ein beleuchtetes bzw. bestrahltes Objekt würde das Auge wandern, während es in einen schwarzen leeren Raum blickt. Das bestrahlte Objekt weist eine schwache Intensität auf, um eine Pupillenverengung zu verhindern. Ein kennzeichnendes bestrahltes Objekt ist ein feines Kreuz oder ein konzentrischer Kreis, der aus einem opaken Schirm vor einer Lumineszenzdiode mit geringer Leistung ausgeschnitten ist. Eine alternative wären bestrahlte Fadendiopter.
Zur Realisierung eines herkömmlichen Bilds wird entweder sichtbares Licht mit 600 nm von einer Superlumineszenzdiode oder einer Xenonlichtquelle (nicht abgebildet) verwendet. Eine alternierende Infrarotbestrahlung im Bereich von 758 nm bis 910 nm wird durch die Superlumineszenzdioden 21', 22' vorgesehen, um Infrarotlichtstrahlen auf die Netzhaut zu projizieren, um ein Funktionsbild zu erzeugen.
Die Bildaufzeichnungs- und Verarbeitungseinheit 140 umfasst eine Bilddarstellungsvorrichtung, die in Bezug auf Licht in dem bezeichneten Spektrum empfindlich ist, wie zum Beispiel eine CMOS- oder eine CCD-Anordnung, ein Fotodetektor, ein Sensor für Infrarotlicht oder sichtbares Licht oder ein anderer Infarotbildsensor.
Zum Analysieren der Bilder muss die interne Restreflexion in dem optischen System berücksichtigt werden. Diese wird durch eine schwarze, absorbierende innere Oberfläche und den Einsatz von Rippen oder internen Ablenkflächen minimiert. Darüber hinaus kann die Lichtausbeute der Lichtquelle variabel sein, und Licht wird von den Beschichtungen der vorderen Oberfläche der Spiegel und der Linsen absorbiert. Ferner kann Licht aus der Umgebung um eine Augenabdeckung in das System eindringen, wobei ein Störlicht erzeugt wird und bei einigen Patienten kann eine durch Arzneimittel und Rauchen bewirkte Vasokonstriktion bzw. Gefäßverengung die Sauerstoffanreicherung der Netzhaut verändern. Diese Probleme können großteils durch einen Vergleich der Bilder gelöst werden, die unter Bestrahlungen mit unterschiedlicher Wellenlänge oder zu unterschiedlichen Zeitpunkten erzeugt werden.
Eine Visualisierung der veränderten Netzhautfunktion oder -struktur kann durch einen Vergleich der einzelnen Netzhautfeldbilder mit ursprünglichen Netzhautfeldbildern erreicht werden, um eine etwaige Veränderung zu detektieren. Dies umfasst den Einsatz einer Mustererkennungssoftware, um eine Überlagerung zwischen dem Referenzbild und dem neuen Bild mit "optimaler Passgenauigkeit" zu erreichen. Danach wird das Referenzbild von dem neuen Bild subtrahiert, wobei die Komponenten verbleiben, die sich verändert haben. Danach werden die Komponenten, die sich verändert haben, über das neue Bild gelegt und zum Beispiel durch eine Farbveränderung oder ein blinkendes Bild identifiziert. Alternativ können die durch die Wellenlänge des sichtbaren Lichts und die beiden Infrarotwellenlängen durch die sequenzielle Bestrahlung der Superlumineszenzdiode erhaltenen drei Bilder übereinander gelegt werden, nachdem jedem Bild eine unechte Farbe (zum Beispiel rot, grün und blau) zugewiesen worden ist, um ein Farbbild zu erzeugen.
Wie dies bereits vorstehend im Text beschrieben worden ist, erscheint mit 760 nm bestrahltes deoxygeniertes Blut dunkler als bei einer Bestrahlung mit 1000 nm. Im Gegensatz dazu erscheint mit 760 nm bestrahltes oxygeniertes Blut heller als bei einer Bestrahlung mit 1000 nm. In beiden Fällen würde teilweise deoxygeniertes Blut als Graustufe erscheinen.
Wenn somit wechselweise Bilder auf einem Bildschirm angezeigt werden, wie zum Beispiel mit 12 Hz, flackern bzw. flimmern die misten Bilder von Blutgefäßen, wobei es aber auch Bereiche von Blutgefäßen gibt, die in der Lichtintensität nicht flimmern. Diese nicht flimmernden Blutgefäße an dem isoreflektierenden Punkt für eine gleichmäßige Energieausleuchtung bilden einen Deoxygenations-Referenzpunkt. Die nicht flimmernden bzw. flimmerfreien isoreflektierenden Bereiche können in Gelb angezeigt werden. Flimmernde Bereiche weisen einen signifikanten Oxygenationsunterschied in Bezug auf den isoreflektierenden Punkt auf. Je höher der Kontrast des Flimmerns ist, desto gesättigter oder weniger gesättigt ist das Blut mit Sauerstoff. Das ungesättigte Blut kann in Blau angezeigt werden sowie in der dem Flimmerkontrast zugeordneten Farbintensität. Das sauerstoffangereicherte Blut kann in Rot angezeigt werden und die Farbintensität im Verhältnis zu dem Flimmerkontrast. Dies erzeugt ein subjektives Bild der Netzhautfunktion mit einem isoreflektierenden Punkt.
Der isoreflektierende Punkt eines zusammengesetzten Bilds, das durch die ersten und zweiten Lichtquellen gebildet wird, kann durch Regelung der Wellenlänge oder der Leistung einer oder beider Lichtquellen angepasst werden.
Zur Bestimmung des Absolutwerts der Oxygenation ist eine Kalibrierung des Bilds erforderlich. Untersucht wird eine Netzhautarterie mit maximalem Flicker- bzw. Flimmerkontrast bei einer Bestrahlung mit Nahinfrarotlicht von 900 nm bis 1000 nm. Eine inspirierte Sauerstoffkonzentration FiO₂ wird zum Beispiel von 21% auf 50% erhöht, um sicherzustellen, dass das Netzhautarterienblut zu 100% gesättigt ist. Dadurch wird eine Referenz für eine 100-prozentige Sauerstoffsättigung des Netzhautbluts vorgesehen. Untersucht wird eine Netzhautblutung mit maximalem Flimmerkontrast bei einer Bestrahlung mit Nahinfrarotlicht im Bereich von 760 nm. Die Netzhautblutung besteht aus deoxygeniertem Blut. Die inspirierte Sauerstoffkonzentration FiO₂ kann von 21% auf 10% reduziert werden, um sicherzustellen, dass keine Zunahme des Flimmerkontrasts vorhanden ist, oder die FiO₂ kann auf 50% erhöht werden, um sicherzustellen, dass keine Reduzierung des Flimmerkontrasts vorhanden ist. Dies sieht eine Referenz für deoxygeniertes Netzhautblut vor. Eine alternative Kalibrierung kann durch Perfusion entweder eines Tierauges oder eines künstlichen Augenmodells mit Hämoglobin mit bekannter Sauerstoffsättigung und das Aufzeichnen von Infrarotbildern erreicht werden. Diese Technik kann dazu eingesetzt werden, einen Hämoglobin-Sauerstoffsättigungswert für den isoreflektierenden Punkt zu erhalten. Die ausgeführten Netzhautfunktions-Kalibrierungstechniken können für Cytochrom a,a₃ mit Infrarotlicht im Bereich von 700 nm bis 1300 nm wiederholt werden, um einen weiteren isoreflektierenden Punkt und eine zusätzliche Kalibrierung zu erreichen. Cytochrom a,a₃ wird zusätzlich zur Hämoglobin-Sauerstoffsättigung eingesetzt, um die Sauerstoffanlagerungszustände von Gewebe zu bewerten. Die verwendeten längeren Wellenlängen würden jedoch eine größere Gewebepenetration vorsehen und eine möglicherweise schlechtere Bildqualität.
Alternativ kann für die Hamöglobin-Sauerstoffkalibrierung ein künstliches Augenmodell mit drei Blutkanälen verwendet werden. Das Augenmodell weist einen ersten Referenzkanal mit 50% sauerstoffgesättigtem Blut auf, einen zweiten Referenzkanal mit 100% sauerstoffgesättigtem Blut und einen dritten Bewertungskanal mit Blut mit variabler Hämoglobin-Sauerstoffsättigung.
Die Abbildung aus 3 veranschaulicht eine abtastende Laser-Netzhautfunktionskamera als ein drittes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Die Kamera erzeugt sequenzielle Bilder des Augenhintergrunds über zwei Laser 26, 27. Die abtastende Laser-Netzhautfunktionskamera 103 erzeugt sequenzielle Nahinfrarotbilder des Augenhintergrunds, die erforderlich sind, um das Funktionsbild zu erzeugen. Die Kamera umfasst eine Mehrfach-Nahinfrarotlaserquelle, die einen schmalen Strahl von Infrarotlaserlicht in dem Bereich von 758 nm (700 nm bis 805 nm) über ein Spiegelsystem führen und das Licht auf den Hintergrund fokussieren kann. Das von dem Hintergrund reflektierte Licht wird zu einem Infrarotdetektor geleitet, der eine elektrische Ausgabe bzw. Leistung erzeugt, die proportional ist zu der Intensität des detektierten Infrarotlichts. Durch rasterartiges Bewegen des Spiegelsystems in Übereinstimmung mit einer Abtastsequenz und das Synchronisieren des Detektors auf die Abtastsequenz ist es möglich, ein Bild des Hintergrunds zu erzeugen. Die elektrische Leistung des Infrarotdetektors wird verarbeitet, um ein Bild eines Abschnitts des Hintergrunds anzuzeigen. Das Laserlicht im Bereich von 758 nm (700 nm bis 805 nm) wird danach abgeschaltet, und ein schmaler Strahl Infrarotlicht im Bereich von 910 nm (805 nm bis 1000 nm) wird über das Spiegelsystem auf den Hintergrund fokussiert. Das Infrarotlicht im Bereich von 910 nm, das von dem Hintergrund reflektiert wird, wird auf den Infrarotdetektor gerichtet, der eine elektrische Ausgabe erzeugt, die proportional ist zu der Intensität des detektierten Lichts. Die elektrische Ausgabe wird verarbeitet, um ein Bild eines Abschnitts des Hintergrunds anzuzeigen.
Die beiden erhaltenen Bilder werden gespeichert und danach für eine wechselweise Anzeige mit einer vorbestimmten Frequenz verarbeitet, so dass ein zusammengesetztes Bild erzeugt wird, so dass Bereiche mit unterschiedlichem Absorptionsvermögen auf den Wellenlängen von 700 nm bis 805 nm und 805 nm bis 1000 nm flimmern bzw. flickern. Nicht flimmernde, isoreflektierende Blutgefäße weisen teilweise sauerstoffgesättigtes Hämoglobin auf, wobei die Lichtabsorption des Lasers mit 700 nm bis 805 nm der Lichtabsorption des Lasers von 805 nm bis 1000 nm entspricht. Die nicht flimmernden bzw. flimmerfreien Bereiche können in Gelb angezeigt werden. Flimmernde Blutgefäße weisen einen signifikanten Unterschied in Bezug auf die Sauerstoffanreicherung im Verhältnis zu dem isoreflektierenden Punkt auf. Je größer bzw. höher der Kontrast des Flimmerns ist, desto gesättigter oder ungesättigter ist das Blut mit Sauerstoff. Das entsättigte bzw. ungesättigte Blut kann. in Blau angezeigt werden und die Farbintensität kann im Verhältnis zu dem Flimmerkontrast angezeigt werden. Das sauerstoffangereicherte Blut kann in Rot und die Farbintensität im Verhältnis zu dem Flimmerkontrast angezeigt werden. Dies erzeugt ein subjektives Abtastlaserbild der Netzhautfunktion mit einem isoreflektierenden Punkt.
Nachstehend wird das dritte Ausführungsbeispiel näher beschrieben.
Die abtastende Laser-Netzhautfunktionskamera 103 weist zwei getrennte Laserstrahlquellen auf; eine erste Laserquelle 26, die Infrarotlaserlicht in dem Bereich von 758 nm (700 nm bis 805 nm) erzeugt, und eine zweite Laserquelle 27, die Infrarotlaserlicht in dem Bereich von 910 nm (805 nm bis 1000 nm) erzeugt. Infrarotlaserstrahlen von den ersten und zweiten Quellen verlaufen durch entsprechende elektrooptische Modulatoren 261, 271, die eine getrennte Intensitätsregelung der entsprechenden Infrarotstrahlen vorsehen. Eine Hinzufügungseinrichtung für einen optischen Strahl 28, die so angeordnet ist, dass sie aus den entsprechenden elektrooptischen Modulatoren austretende Laserstrahlen lokalisiert, ermöglicht beiden Infrarotlaserstrahlen einen Zugang zu einer optischen Achse der abtastenden Laser-Netzhautfunktionskamera. Dies ermöglicht es, dass die Laserquellen im Wesentlichen eine Netzhaut an der Fokalebene eines Auges 10 bestrahlen. Der Laserstrahl von der Hinzufügungseinrichtung 28 verläuft durch eine Fokuslinse 31, so dass der Laserstrahl auf die Netzhaut fokussiert werden kann. Das Licht von der Fokuslinse 31 wird durch einen Spiegel 50 reflektiert und verläuft durch eine zentrale Übertragungsöffnung 81 in einem perforierten Spiegel 80 auf einen sich drehenden Polygonalspiegel 150 mit achtzehn Facetten, der sich mit 52.100 U/Min. drehen kann. (Zur besseren Veranschaulichung ist ein Polygonalspiegel 150 mit zwölf Facetten dargestellt). Ein halbdurchscheinender Spiegel kann an Stelle des perforierten Spiegels 80 verwendet werden, und ein derartiger halbdurchscheinender Spiegel kann so konstruiert sein, dass er eine höhere Lichtfreflexion als Lichtübertragung aufweist. Der drehbare Polygonalspiegel 150 reflektiert den Infrarotlaserlichtstrahl auf einen konkaven Spiegel 160 als eine lineare, horizontale Abtastung mit einer Wiederholfrequenz von 15.625 Hz, was einem unterbrechungsfreien Fernsehstandard entspricht, in einer horizontalen Achse des Auges 10. Der konkave Spiegel 160 reflektiert und fokussiert den Infrarotlaserlichtstrahl auf einen beweglichen Galvanometerspiegel 170. Der Galvanometerspiegel 170 ist elektrisch beweglich, um den Reflexionswinkel zu verändern, um eine vertikale Abtastung mit einer Wiederholfrequenz von 50 Hz in einer vertikalen Achse des Auges 10 zu erzeugen. Das Infrarotlaserlicht wird durch den Galvanometerspiegel 170 zu einem konkaven Spiegel 180 reflektiert, der das Infrarotlaserlicht als einen Punkt mit einem Durchmesser von 10 Mikron auf die Fokalebene des Auges 10 fokussiert.
Hiermit wird festgestellt, dass auch eine alternative Vorrichtung zur Erzeugung eines Abtaststrahls verwendet werden kann, wobei zum Beispiel ein Vibrationsspiegel und ein Galvanometer-Doppelachsenscanner den Polygonalspiegel und den Galvanometerscanner ersetzen können.
Das von der Netzhaut reflektierte Licht verläuft entlang dem gleichen Weg zurück und es erfolgt eine Abtastrückverfolgung durch den Galvanometerspiegel 170 und den drehbaren Polygonalspiegel 150. Das reflektierte Licht wird danach durch den perforierten Spiegel 80 oder einen halbdurchscheinenden Spiegel in Richtung einer Fokussierungslinse 120 und sequenziell durch eine verschließende Membran 110 und auf einen Infrarotdetektor wie etwa eine Lawinenfotodiode und einen Prozessor 141 reflektiert. Die Rückführungssignale werden Pixel für Pixel detektiert und danach zu einer Framegrabber-Karte (nicht abgebildet) übertragen, um einen synchronisierten Datenrahmen zu erzeugen. Der Datenrahmen wird mit einem vertikalen Rahmen synchronisiert, der horizontalen Zeile und Pixeltaktsignalen von der Abtastvorrichtung. Eine Steuereinheit (nicht abgebildet), welche die horizontalen und vertikalen Synchronisierungssignale von der Abtastvorrichtung empfängt, aktiviert und deaktiviert die Laser sequenziell.
Die digitale Bildverarbeitung wird durch einen Computer unter Verwendung einer Software für die digitale Bildbearbeitung ausgeführt, wie etwa Matlab^TM, die von The MathWorks Inc., 3 Apple Hill Drive, Natick MA 01760-2089, USA und Labview^TM, erhältlich von National Instruments Corporation, Austin, Texas, USA. Der isoreflektierende Punkt wird festgelegt. Der Flimmerkontrast jedes Pixels wird im Verhältnis zu dem isoreflektierenden Punkt bestimmt. Eine unechte Farbe, Rot oder Blau, wird jedem Pixel zugewiesen bzw. zugeordnet und die Farbintensität ins Verhältnis zu dem Flimmerkontrast gesetzt. Dem isoreflektierenden Punkt wird Gelb zugewiesen. Ein zusammengesetztes Bild wird durch die Kombination roter, gelber und blauer Bilddaten gestaltet.
Die in der Abbildung aus 3 veranschaulichte abtastende Laser-Netzhautfunktionskamera entspricht der Digital 35 Laser Scanning Fundus Camera, die von Plesch et al in Applied Optics, Band 26, Nr. 8, Seiten 1480–86, vom 15. April 1987 beschrieben wird. Dieses Gerät verwendet einen parallel gerichteten Laserstrahl, der durch das Auge auf einen Punkt mit einem Durchmesser von 10 bis 15 Mikron zur Bestrahlung bzw. zur Beleuchtung eines einzelnen Netzhautpunkts fokussiert wird. Das von der Netzhaut zurückgestreute Licht, das normalerweise 3 bis 5% des einfallenden Lichts entspricht, wird über die äußeren 95% der Pupille gesammelt. Eine Winkelabtastung des beleuchtenden Laserstrahls tastet den Punkt über die Netzhaut ab und führt zu einer zeitlich aufgelösten sequenziellen Bilddarstellung der Netzhaut. Das Gerät ist mit einem digitalen Bildpuffer verbunden sowie mit einem Mikrocomputer zur Bildspeicherung und Verarbeitung.
Die in der Abbildung aus 3 veranschaulichte abtastende Laser-Netzhautfunktionskamera weist eine Hinzufügungseinrichtung für einen optischen Strahl auf, die in dem U.S. Patent US-A-6.099.127 verwendet wird. Sie verwendet eine rote Laserlichtquelle mit 670 nm, eine grüne Laserlichtquelle mit 540 nm und eine blaue Laserlichtquelle mit 488 nm in Verbindung mit einer Hinzufügungseinrichtung für einen optischen Strahl, wobei all diese den Augenhintergrund einzeln bestrahlen bzw. beleuchten. Die drei erhaltenen Bilder werden zur Gestaltung einer Farbdarstellung des Hintergrunds verwendet.
Optimierung des Netzhautfunktionsbilds
Das ideale Netzhautfunktionsbild umfasst:
einen stabilen, flimmerfreien Hintergrund des von Netzhaut- und chorioidalen Pigmenten und Zellen reflektierten Lichts;
einen maximalen Kontrast des Lichts von deoxygeniertem und oxygeniertem Blut; und
eine ähnliche Tiefe der Infrarotlicht-Netzhautpenetration zur bildlichen Darstellung der gleichen Netzhaut- und chorioidalen Komponenten.
Das Netzhautfunktionsbild kann zeitlich mit einer R-Welle eines Elektrokardiogramms eines Patienten synchronisiert werden, so dass der Netzhautstoffwechsel in unterschiedlichen Phasen des Herzzyklus untersucht werden kann. Der Datenrahmen, aus dem das Netzhautfunktionsbild durch den digitalen Bildprozessor erzeugt wird, besteht aus Daten von (in diesem Beispiel) den 512 Abtastzeilen, die jeweils mit mindestens zwei Lichtwellenlängen abgetastet werden. Der Datenrahmen "beginnt" mit der Zeile 1 und "endet" mit der Zeile 512. Alternativ kann die R-Welle des Elektrokardiogramms als ein Zeitsignal zum Definieren der nächsten Zeilenabtastung x als Beginn des R-Wellen synchronisierten Datenrahmens verwendet werden. Das Netzhautfunktionsbild wird danach durch den digitalen Prozessor aus einem Datenrahmen gestaltet, der durch die Zeile x bis die Zeile 512 definiert ist sowie die nächste Zeile 1 bis zu der Zeile x – 1. Die Bedienungsperson kann eine zeitliche Verzögerung zwischen dem R-Wellen-Elektrokardiogramm-Zeitsignal und der Abtastzeile x auswählen.
Infrarotlicht im Bereich von 758 nm und 1000 nm kann einen maximalen Kontrast für die Hämoglobin-Sauerstoffanreicherung vorsehen. Zur Optimierung des funktionalen Netzhautbilds kann eine Einstellung der Bestrahlung mit einer Wellenlänge von 1000 nm näher an 805 nm erforderlich sein. Ein isoreflektierender, flimmerfreier Punkt des Netzhauthintergrunds wird bestimmt, wenn eine von den Netzhaut- und chorioidalen Pigmentzellen durch die Quellen von 700 nm bis 805 nm und 805 nm bis 1000 nm reflektierte Lichtenergie identisch ist. Dies sorgt für einen stabilen, flimmerfreien Hintergrund, auf dem das funktionale Bild kontrastiert wird. Die Wellenlänge oder Leistung der Lichtquelle kann veränderlich sein, um eine Abstimmung des Bilds zu ermöglichen.
Die individuelle Lichtintensität kann geregelt werden durch eine Anpassung der Versorgungsleistung unter Verwendung einer Strombegrenzungstechnologie. Alternativ kann die Lichtleistung entweder über eine Membran mit variabler Öffnung oder einen elektrooptischen Modulator geregelt werden.
Alternative Lichtwellenlängen
Alternative Wellenlängen des Lichtspektrums mit signifikanten Unterschieden der Lichtabsorption zwischen Oxyhämoglobin und Deoxyhämoglobin können zur Erzeugung des funktionalen Bilds verwendet werden. Verwendet werden kann Licht zwischen 488 nm und 1000 nm. Geeignete Wellenlängen sind 488 nm und 600 nm, 630 nm, 635 nm, 670 nm Oder 760 nm; 635 nm und 830 nm oder 910 nm; 670 nm und 830 nm oder 910 nm; 760 nm und 830 nm oder 910 nm. Das sichtbare Licht zwischen 488 nm und 700 nm würde eine geringere Penetration des Netzhautgewebes aufweisen als das nahe Infrarotlicht.
Alternative Bilddarstellungstechnologie
Für die Erzeugung der einzelnen Netzhaut- und chorioidalen Wellenlängenbilder, die zur Erzeugung des funktionalen Netzhautbilds erforderlich sind, können alternative Bilddarstellungsanordnungen verwendet werden. Die abtastende Laser-Netzhautfunktionskamera kann einen konfokalen Filter aufweisen, der oberhalb des Detektors positioniert ist, um das Detektieren des Netzhautoberflächenbilds zu ermöglichen, während das tiefere chorioidale Bild blockiert wird. Ein konfokaler Filter wird zur Erzeugung optischer Abschnitte verwendet. Ein anti-konfokaler Filter kann oberhalb des Detektors positioniert werden, um das Netzhautoberflächenbild zu blockieren und um das Detektieren eines tieferen chorioidalen Bilds zu ermöglichen.
Ein dreidimensionales Netzhautstoffwechselbild kann durch Integration einer Reihe konfokaler optischer Abschnitte gebildet werden, die auf sequenziellen Tiefen realisiert werden.
Die abtastende Laser-Netzhautfunktionskamera kann einen orthogonalen Polarisationsfilter aufweisen, der oberhalb des Detektors positioniert ist. Die Funktion des orthogonalen Polarisationsfilters ist es, das von der Oberfläche reflektierte Licht zu blockieren, das die gleiche lineare Polarisation aufweist wie das Laserbestrahlungslicht. Dies ermöglicht es, dass orthogonal polarisiertes Licht, das gestreut und von tieferen Schichten reflektiert worden ist, detektiert wird und das Bild bildet. Die Polarisationsfilter verbessern somit den Kontrast durch das Blockieren von Oberflächenreflexionen.
Die Netzhautfunktionskamera kann einen linearen Polarisationsfilter an der Bestrahlungsachse und einen orthogonalen Polarisationsfilter an der Bilddarstellungsachse aufweisen. Der orthogonale Polarisationsfilter blockiert das reflektierte Licht von der Netzhautoberfläche, welche die gleiche lineare Polarisation aufweist wie das Bestrahlungslicht. Dies ermöglicht es, dass Licht aus tieferen Schichten, welche die Hämoglobin-Sauerstoffanreicherungsinformationen aufweisen, detektiert und das Bild gebildet wird.
Die Steuereinheit der abtastenden Laser-Netzhautfunktionskamera aktiviert sequenziell die Laser mit unterschiedlichen Wellenlängen, welche der Scanner über einen Abschnitt der Netzhaut abtastet, um einen vollständigen Datenrahmen mit jedem Laser zu bilden. Vorzugsweise kann jede Abtastzeile an Stelle jedes Rahmens zweimal mit wechselnden Wellenlängen abgetastet werden, um Bewegungsartefakte zwischen zwei Netzhautbildern so gering wie möglich zu halten. Der Abschnitt der sequenziell abgetasteten Netzhaut kann mit wechselnden Wellenlängen kleiner sein als eine Abtastzeile, wie zum Beispiel ein Pixel, oder er kann größer sein als eine Abtastzeile, wie zum Beispiel ein Frame bzw. Bild. Das heißt, der Abschnitt einer mit jeder wechselnden Wellenlänge abgetasteten Netzhaut kann einer Pixel-, einer Zeilenabtastung oder einer Vollbildabtastung in dem aus den Abtastungen gebildeten Bild entsprechen. Das zweimalige sequenzielle Abtasten jeder Zeile maximiert den Rauschabstand, während die Netzhautlichtexposition so gering wie möglich gehalten wird.
Alternativ kann ein Abschnitt der Netzhautabtastung beleuchtet werden, wie zum Beispiel sequenzielle Abtastzeilen. Dies würde einen verschachtelten Datenrahmen bilden. Der Datenrahmen müsste entschachtelt werden, um die beiden einzelnen Bilder zu bilden bevor das Netzhautfunktionsbild gebildet wird.
Die gleichzeitige Beleuchtung der Netzhaut mit zwei separaten Lichtwellenlängen ist entweder unter Verwendung der integrierenden Sphäre oder einer dichroischen Strahlenverknüpfungseinrichtung möglich. Die separaten Wellenlängenbilder können mit einem dichroischen Strahlenteiler und einer separaten Bilddarstellungsoptik erhalten werden.
Hiermit wird festgestellt, dass die vorliegende Erfindung vorstehend in Bezug auf eine Netzhautfunktionskamera beschrieben worden ist, wobei die Erfindung jedoch zum Beispiel gleichermaßen anwendbar ist auf den Einsatz eines konfokalen Mikroskops oder einer Multispektralkamera für die Bilddarstellung.

Claims

Netzhautfunktionskamera (101), die folgendes umfasst: eine erste Lichtquelle (21) mit einem ersten Wellenlängenband; eine zweite Lichtquelle (22) mit einem zweiten Wellenlängenband; wobei das Lichtabsorptionsvermögen des ersten Wellenlängenbands durch sauerstoffangereichertes Blut größer ist als das Lichtabsorptionsvermögen des zweiten Wellenlängenbands, und wobei das Lichtabsorptionsvermögen des ersten Wellenlängenbands durch deoxygeniertes Blut geringer ist als das Lichtabsorptionsvermögen des zweiten Wellenlängenbands; eine Einrichtung zur selektiven Fokussierung von Licht (30, 50, 60, 80, 90) von den ersten und zweiten Quellen auf einen Netzhautabschnitt eines Auges (10); eine Bilddarstellungseinrichtung (80, 90, 120, 130) zum Erzeugen entsprechender Bilder eines mit den entsprechenden Wellenlängenbändern bestrahlten Netzhautabschnitts; und eine Verarbeitungseinrichtung (140), die entsprechende durch die Bilddarstellungseinrichtung erhaltene Bilder verarbeiten kann, um isoreflektierende Punkte der entsprechenden Bilder zu bestimmen, an denen die Lichtabsorption der ersten Wellenlänge im Wesentlichen der Lichtabsorption der zweiten Wellenlänge entspricht, und wobei Bereiche der entsprechenden Bilder für die ersten und zweiten Wellenlängen unterschiedliche Absorptionsvermögen aufweisen, um auf der Basis der Sauerstoffanlagerung von Hämoglobin ein Netzhautfunktionsbild zu erhalten.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 1, wobei die Verarbeitungseinrichtung (140) eine Einrichtung zum wechselnden Anzeigen der entsprechenden Bilder mit einer vorbestimmten Frequenz, so dass die Bereiche der entsprechenden Bilder auf den ersten und zweiten Wellenlängen ein unterschiedliches Absorptionsvermögen aufweisen, Flickern.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 2, wobei die vorbestimmte Frequenz 12 Hz entspricht.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die ersten und zweiten Wellenlängenbänder zwischen 488 nm und 1000 nm ausgewählt werden, so dass ein Funktionsbild erzeugt wird.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das erste Wellenlängenband im Wesentlichen um 800 nm zentriert ist, und wobei das zweite Wellenlängenband im Wesentlichen um 635 nm, 670 nm oder 760 nm zentriert ist; oder wobei das erste Wellenlängenband im Wesentlichen um 910 nm zentriert ist, und wobei das zweite Wellenlängenband im Wesentlichen um 635 nm, 670 nm oder 760 nm zentriert ist.
Netzhautfunktionskamera nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei eine Anordnung von Superlumineszenzdioden (23) vorgesehen ist, die Licht in dem Wellenlängenband von 550 nm bis 650 nm erzeugen, so dass ein herkömmliches Bild erzeugt wird, und wobei das zweite Wellenlängenband zwischen 700 nm und 805 nm liegt, und wobei das erste Wellenlängenband zwischen 805 nm und 1000 nm liegt, so dass ein Funktionsbild erzeugt wird.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 6, wobei die Verarbeitungseinrichtung (140) eine Einrichtung umfasst, um den entsprechenden mit dem ersten Wellenlängenband und dem zweiten Wellenlängenband erzeugten Bildern und dem herkömmlichen Bild entsprechende unechte Farben zuzuweisen und zur Verknüpfung der drei Bilder, so dass ein kombiniertes Farbbild erzeugt wird.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 1, wobei es sich bei der ersten Lichtquelle um einen Laser handelt.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 1, wobei es sich bei der zweiten Lichtquelle um einen Laser handelt.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 1, wobei es sich bei den ersten und zweiten Lichtquellen (21, 22) um Superlumineszenzdioden handelt, die mit Schmalbandfilter vorgesehen sind, um das Wellenband des emittierten Lichts einzuschränken.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 1, wobei eine Breitbandlichtquelle vorgesehen ist, die Wellenlängen aus dem nahen Infarot- bis zu dem sichtbaren Spektrum emittiert, und wobei die ersten und zweiten Lichtquellen (21, 22) erzeugt werden, indem Breitspektrumlicht durch Schmalbandfilter geleitet wird.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Einrichtung zum selektiven Fokussieren von Licht von der ersten Quelle und der zweiten Quelle eine Einrichtung zum Fokussieren von Licht von den ersten und zweiten Quellen sowie zum wechselnden sequentiellen ein- und ausschalten der ersten und zweiten Quellen umfasst.
Netzhautfunktionskamera nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei die Einrichtung zum selektiven Fokussieren von Licht von der ersten Quelle und der zweiten Quelle eine Einrichtung zum Fokussieren von Licht von den ersten und zweiten Quellen und eine Blendeneinrichtung zum wechselnden Unterbrechen des Lichts von den entsprechenden ersten und zweiten Quellen umfasst.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Verarbeitungseinrichtung (140) eine Einrichtung zum Vergleichen eines Bilds mit einem zeitlich älteren Referenzbild aufweist.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 14, wobei die Verarbeitungseinrichtung (140) eine Mustererkennungseinrichtung zur Ausrichtung des Bilds mit dem Referenzbild aufweist.
Netzhautfunktionskamera nach einem der Ansprüche 1 bis 13, wobei die Verarbeitungseinrichtung (140) eine Einrichtung aufweist, um ersten Bereichen der entsprechenden Bilder mit unterschiedlichem Absorptionsvermögen für die ersten und zweiten Wellenlängen, die Abschnitten der Netzhaut mit höherer Sauerstoffanlagerung als die isoreflektierenden Punkte entsprechen, eine erste unechte Farbe zuzuweisen, und um zweiten Bereichen der entsprechenden Bilder mit unterschiedlichem Absorptionsvermögen für die ersten und zweiten Wellenlängen, die Abschnitten der Netzhaut mit geringerer Sauerstoffanlagerung als die isoreflektierenden Punkte entsprechen, eine zweite unechte Farbe zuzuweisen, und um Intensitäten der unechten Farben an jedem Punkt in dem Bild proportional zu dem Unterschied der Sauerstoffanlagerung des entsprechenden Punkts von der Sauerstoffanlagerung der isoreflektierenden Punkte zu erzeugen.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 16, wobei die Einrichtung zur Lichtfokussierung Abtasteinrichtungen (150, 170) zum Abtasten des fokussierten Lichts über zumindest einen Abschnitt der Netzhaut aufweist.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 16, wobei die Wellenlänge oder die Leistung der ersten Quelle (21) und/oder der zweiten Quelle (22) zur Abstimmung des isoreflektierenden Punkts veränderlich ist.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Verarbeitungseinrichtung (140) eine Einrichtung zur Kalibrierung der Sauerstoffanlagerung durch Identifizieren eines Abschnitts des Netzhautbilds mit maximaler Sauerstoffanlagerung und eines Abschnitts des Netzhautbilds mit maximaler Deoxydation aufweist.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 1, wobei die Einrichtung zur Lichtfokussierung Abtasteinrichtungen (150, 170) aufweist, um das fokussierte Licht über mindestens einen Abschnitt der Netzhaut abzutasten.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 20, wobei die Abtasteinrichtungen eine erste Abtasteinrichtung (150) zum Abtasten des fokussierten Lichts horizontal über den mindestens einen Abschnitt der Netzhaut und eine zweite Abtasteinrichtung (170) zum Abtasten des fokussierten Lichts vertikal über den mindestens einen Abschnitt der Netzhaut aufweisen.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 20 oder 21, wobei die erste Abtasteinrichtung (150) einen drehbaren Polygonalspiegel und einen vibrierbaren Planspiegel aufweist.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 21 oder 22, wobei die zweite Abtasteinrichtung (170) einen Galvanometer-Scanner aufweist.
Netzhautfunktionskamera nach einem der Ansprüche 21 bis 23, wobei erste Synchronisierungseinrichtungen vorgesehen sind, um die ersten und zweiten Abtasteinrichtungen (150, 170) mit einer Auswahleinrichtung zu synchronisieren, um selektiv die erste Lichtquelle (26) und die zweite Lichtquelle (27) zu betreiben.
Netzhautfunktionskamera nach einem der Ansprüche 21 bis 24, wobei zweite Synchronisierungseinrichtungen vorgesehen sind, um die ersten und zweiten Abtasteinrichtungen (150, 170) mit der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung (141) zu synchronisieren.
Netzhautfunktionskamera nach einem der Ansprüche 21 bis 25, wobei die ersten und zweiten Abtasteinrichtungen (150, 170) für von der Netzhaut reflektiertes Licht eine Abtastrückverfolgung ausführen können, und wobei Licht mit Abtastrückverfolgung zu der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung (141) reflektiert wird.
Netzhautfunktionskamera nach einem der Ansprüche 21 bis 26, wobei die ersten und zweiten Abtasteinrichtungen (150, 170) mit Frequenzen arbeiten, die Fernsehabtastfrequenzen entsprechen, so dass die Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung (141) zur Gestaltung eines Fernsehbilds verwendet werden kann.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei diese ferner einen konfokalen Filter umfasst, der oberhalb der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung (141) platziert werden kann, um ein Netzhautoberflächenbild zu detektieren und um ein tieferes Aderhautbild detektieren zu können, und mit einem anti-konfokalen Filter, der oberhalb der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung platziert werden kann, um das Netzhautoberflächenbild zu blockieren und um das Detektieren eines tieferen chorioidalen Bilds zu ermöglichen.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei ein erster linearer Polarisationsfilter zwischen der Lichtquelle (26, 27) und dem Auge (10) vorgesehen ist, und wobei ein zweiter linearer Polarisationsfilter orthogonal zu dem ersten linearen Polarisationsfilter zwischen dem Auge (10) und der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung (141) vorgesehen ist, so dass der zweite orthogonale Polarisationsfilter von einer Oberfläche des Auges (10) reflektiertes Licht blockiert.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 8 oder 9, wobei diese ferner eine Hinzufügungseinrichtung (28) für einen optischen Strahl umfasst, die einem ersten Laserstrahl von der ersten Lichtquelle und einem zweiten Laserstrahl von der zweiten Lichtquelle den Zugang zu einer optischen Achse der Netzhautfunktionskamera ermöglicht.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Verarbeitungseinrichtung (140) eine Bilddarstellungsvorrichtung aufweist, die auf Licht anspricht, das von der ersten Lichtquelle (21) und der zweiten Lichtquelle (22) emittiert wird.
Netzhautfunktionskamera nach Anspruch 31, wobei es sich bei der Bilddarstellungsvorrichtung um eine CMOS-Anordnung, eine CCD-Anordnung, einen Fotodetektor oder einen Infrarotbildsensor handelt.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei diese ferner Lichtwellenleiter- und Linseneinrichtungen umfasst, um aus dem Licht von der ersten Lichtquelle (21) und dem Licht von der zweiten Lichtquelle (22) eine Punktlichtquelle zu erzeugen.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei diese ferner einen konfokalen Filter umfasst, der oberhalb der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung (141) platziert werden kann, so dass ein Netzhautoberflächenbild detektiert werden kann, während das tiefere Aderhautbild blockiert wird.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei diese ferner einen anti-konfokalen Filter umfasst, der oberhalb der Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung (141) platziert werden kann, um das Netzhautoberflächenbild zu blockieren, so dass ein tieferes Aderhautbild detektiert werden kann.
Netzhautfunktionskamera nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei Synchronisierungseinrichtungen vorgesehen sind, um die Bilddarstellungs- und Verarbeitungseinrichtung (141) mit einer R-Welle eines Elektrokardiogramms eines Patienten zu synchronisieren, um die Untersuchung des Netzhautstoffwechsels in verschiedenen Phasen des Herzzyklus zu ermöglichen.
Netzhautfunktionskamera nach einem der Ansprüche 20 bis 27, wobei die Verarbeitungseinrichtung (141) eine Einrichtung aufweist, die ersten Bereichen der entsprechenden Bilder mit unterschiedlichem Absorptionsvermögen für die ersten und zweiten Wellenlängen, die Abschnitten der Netzhaut mit höherer Sauerstoffanlagerung als die isoreflektierenden Punkte entsprechen, eine erste unechte Farbe zuweist, und die zweiten Bereichen der entsprechenden Bilder mit unterschiedlichem Absorptionsvermögen für die ersten und zweiten Wellenlängen, die Abschnitten der Netzhaut mit geringerer Sauerstoffanlagerung als die isoreflektierenden Punkte entsprechen, eine zweite unechte Farbe zuweist, und zur Erzeugung von Intensitäten der unechten Farben an jedem Punkt in dem Bild proportional zu dem Unterschied der Sauerstoffanlagerung des entsprechenden Punktes von dem entsprechenden Punkt der Sauerstoffanlagerung der isoreflektierenden Punkte.