DE102008059876B4

DE102008059876B4 - Ophthalmoskopie-System und Ophthalmoskopie-Verfahren

Info

Publication number: DE102008059876B4
Application number: DE200810059876
Authority: DE
Inventors: Christoph Dr. Hauger; Fritz Dr. Strähle; Holger Dr. Matz; Markus Dr. Seesselberg; Dirk Holzmann
Original assignee: Carl Zeiss Surgical GmbH
Current assignee: Carl Zeiss Surgical GmbH
Priority date: 2008-12-01
Filing date: 2008-12-01
Publication date: 2010-08-05
Anticipated expiration: 2028-12-02
Also published as: DE102008059876A1

Abstract

Ophthalmoskopie-System (1), welches ein Mikroskopiesystem (3) zum Abbilden eines Objektbereichs (9) in einen Bildbereich entlang eines Mikroskopiestrahlenganges und ein OCT-System (5) bereitstellt, umfassend:
eine erste Linse (13₁);
eine zweite Linse (13₂);
eine Verlagerungsvorrichtung (17) zum Verlagern der ersten Linse (13₁) relativ zu der zweiten Linse (13₂); und
eine Lichtquelle (32) zum Erzeugen von OCT-Messlicht (34) entlang eines OCT-Strahlenganges,
wobei in einer ersten Konfiguration sowohl der Mikroskopiestrahlengang als auch der OCT-Strahlengang die erste Linse (13₁) aber nicht die zweite Linse (13₂) durchsetzen,
wobei in einer zweiten Konfiguration sowohl der Mikroskopiestrahlengang als auch der OCT-Strahlengang die erste Linse (13₁) und die zweite Linse (13₂) durchsetzen, und
wobei eine Brennweite (f₁) der ersten Linse (13₁) mindestens 1,6 mal so groß ist wie eine Brennweite (f₂) eines Systems aus der ersten Linse (13₁) und der zweiten Linse (13₂) in der zweiten Konfiguration.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Ophthalmoskopie-System und ein Ophthalmoskopie-Verfahren. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung ein Ophthalmoskopie-System, welches ein Mikroskopiesystem und ein OCT-System bereitstellt, sowie ein Ophthalmoskopie-Verfahren, welches eine mikroskopische Abbildung eines Objektes durchführt sowie OCT-Daten des Objekts aufnimmt.
Optische Kohärenztomografie (OCT) ist ein optisches interferometrisches Verfahren, um Strukturinformationen in einem Volumenbereich eines untersuchten Objekts zu bestimmen. Insbesondere kommt OCT zur Untersuchung eines menschlichen Auges zur Anwendung.
Weiterhin sind Mikroskopie-Systeme bekannt, welche eine vergrößernde Abbildung eines Objekts ermöglichen. Ein Mikroskopiesystem kann vorteilhaft während eines chirurgischen Eingriffs eingesetzt werden.
Die Druckschrift DE 10 2006 047 459 A1 zeigt zum Beispiel ein Ophthalmo-Operatiosnmikroskop mit einer in den Strahlengang des Operationsmikroskops ein- und ausschwenkbaren Ophthalmoskopierlupe.
Aus der Druckschrift DE 299 05 969 U1 ist ein Mikroskop mit einer Zusatzlinse bekannt, die in den Strahlengang des Mikroskops einschiebbar ist.
Weitere Vorteile bietet eine Kombination eines Mikroskopiesystems mit einem OCT-System. Ein solches System ist beispielsweise aus der DE 10 2007 019 678 A1 bekannt. Dabei durchsetzt sowohl ein Mikroskopiestrahlengang als auch ein OCT-Strahlengang ein gemeinsames Objektiv.
Ein weiteres System dieser Art ist aus der Druckschrift DE 10 2007 019 679 A1 bekannt. Ein Strahlengang eines Mikroskops und ein Strahlengang eines OCT-Systems durchsetzen ein gemeinsames Hauptobjektivsystem, welches fokussierbar ist.
Die Druckschrift DE 10 2007 019 680 A1 offenbart ebenfalls eine Kombination aus einem Mikroskopiesystem und einem OCT-System, das als Ophthalmo-Operationsmikroskop ausgebildet ist. Ein Objektiv wird von einem Mikroskopiestrahlengang und von einem OCT-Strahlengang durchsetzt. Die Kombination weist eine weitere Linse auf, die in den Strahlengang einschwenkbar ist und nach Einschwenkung von dem OCT-Strahlengang und dem Mikroskopiestrahlengang durchsetzt wird. Die einschwenkbare Linse erlaubt es, nach Einschwenkung der weiteren Linse einen Augenhintergrund eines Patientenauges sowohl mit dem Operationsmikroskop zu betrachten, wie auch mit dem OCT-System zu untersuchen.
Es hat sich jedoch gezeigt, dass Kombinationssysteme aus einem Mikroskopiesystem und einem OCT-System, wie sie oben beschrieben sind, häufig unbefriedigende Abbildungseigenschaften aufweisen.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein System und ein Verfahren bereitzustellen, welches ein Mikroskopiesystem und ein OCT-System bereitstellt und die oben angesprochenen Nachteile vermindert. Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, das Kombinationssystem derart auszugestalten, dass eine genügend hohe laterale Auflösung des OCT-Systems erreicht ist, um eine detaillierte Untersuchung eines menschlichen Auges durchführen zu können. Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung das Kombinationssystem derart auszugestalten, dass es während einer Operation eingesetzt werden kann.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Ophthalmoskopie-System bereitgestellt, welches ein Mikroskopiesystem zum Abbilden eines Objektbereichs in einen Bildbereich entlang eines Mikroskopiestrahlenganges und ein OCT-System bereitstellt. Dabei umfasst das Ophthalmoskopie-System eine erste Linse; eine zweite Linse; eine Verlagerungsvorrichtung zum Verlagern der ersten Linse relativ zu der zweiten Linse; und eine Lichtquelle zum Erzeugen von OCT-Messlicht entlang eines OCT-Strahlenganges, wobei in einer ersten Konfiguration sowohl der Mikroskopiestrahlengang als auch der OCT-Strahlengang die erste Linse aber nicht die zweite Linse durchsetzen, und wobei in einer zweiten Konfiguration sowohl der Mikroskopiestrahlengang als auch der OCT-Strahlengang die erste Linse und die zweite Linse durchsetzen. Weiterhin ist dabei eine Brennweite der ersten Linse mindestens 1,6 mal so groß, insbesondere mindestens 1,8 mal so groß, weiter insbesondere mindestens doppelt so groß, wie eine Brennweite eines Systems aus der ersten Linse und der zweiten Linse in der zweiten Konfiguration.
Optische Kohärenztomografie (OCT) wird in dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung als optisches interferometrisches Verfahren, um Strukturinformationen innerhalb eines Volumenbereichs eines Objekts zu bestimmen. Dazu wird ein in dem Objektbereich angeordnetes Objekt mit einem ersten Teil des von der Lichtquelle erzeugten OCT-Messlichts beleuchtet. Der erste Teil des Messlichts wechselwirkt mit Materie innerhalb eines Volumenbereichs des Objekts, wobei ein Teil des ersten Teils des OCT-Messlichts von dem Objekt zurückkehrt. Der von dem Objekt zurückgekehrte Teil des OCT-Messlichts wird mit einem zweiten Teil des OCT-Messlichts interferometrisch überlagert und von einem Detektor registriert. Verschiedene Implementierungen von OCT unterscheiden sich in der Art und Weise, auf welche das Objekt entlang einer Tiefenrichtung des Objekts abgetastet wird und auch in der Art und Weise, wie das überlagerte Licht registriert wird.
Das von der Lichtquelle erzeugte OCT-Messlicht kann zum Beispiel Wellenlängen in einem Bereich von etwa 800 nm bis 1300 nm umfassen. Abhängig von dem in dem untersuchten Objekt umfassten Material, einer Wellenlänge des OCT-Messlichts und anderen physikalischen Eigenschaften nimmt eine Intensität von OCT-Messlicht, welches in das Objekt eindringt, exponentiell ab, was durch eine bestimmte Eindringtiefe charakterisiert werden kann. Wird zum Beispiel ein menschliches Auge untersucht, so kann die Eindringtiefe einer Gesamtlänge des Auges entsprechen oder sogar größer sein. Das in das Objekt eindringende OCT-Messlicht wechsel wirkt mit Material innerhalb eines Volumenbereichs des Objekts, was beispielsweise eine Reflexion des OCT-Messlichts umfasst. Insbesondere hängt ein Grad einer Reflektivität innerhalb des Volumenbereichs des Objekts von einem Brechungsindex und/oder einem Gradienten des Brechungsindexes des Materials innerhalb dieses Volumenbereichs ab. Beispielsweise kann das OCT-Messlicht an Grenzflächen anatomischer Strukturen, wie etwa der Hornhaut, der vorderen Augenkammer, des Schlemm-Kanals oder der hinteren Augenkammer, reflektiert werden.
Insbesondere kann das OCT-Messlicht, welches von der Lichtquelle erzeugt ist, eine kleine Kohärenzlänge aufweisen, welche etwa im Bereich einiger Mikrometer liegt. Die Kohärenzlänge des OCT-Messlichts repräsentiert eine mittlere Länge eines Wellenzuges, wobei verschiedene Abschnitte des Wellenzuges in einer definierten Phasenbeziehung stehen. Der erste Teil des OCT-Messlichts, welcher von dem Objekt zurückkehrt, ist nur dann mit dem zweiten Teil des OCT-Messlichts interferenzfähig, wenn eine Differenz der von den beiden Teilen des OCT-Messlichts durchlaufenen optischen Wegen kleiner als die Kohärenzlänge des OCT-Messlichts ist. Aufgrund dieses Prinzips kann das OCT-System Strukturinformationen über das Objekt bei einer definierten Tiefe innerhalb des Objekts erhalten.
Ausführungsformen der Erfindung stellen verschiedene Varianten eines OCT-Systems bereit, welches in dem Ophthalmoskopie-System neben dem Mikroskopiesystem bereitgestellt ist. Diese Varianten eines OCT-Systems unterscheiden sich dahingehend, auf welche Weise verschiedene Tiefen innerhalb des Objekts abgetastet werden und auf welche Weise das überlagerte Licht detektiert wird.
Bei Time-Domain-OCT (TD-OCT) wird das Abtasten des Objektes in verschiedenen Tiefen durch Verändern der optischen Weglänge durchgeführt, welche von dem zweiten Teil des OCT-Messlichts (auch Referenzlicht genannt) durchlaufen wird. Hierzu kann beispielsweise eine reflektierende Fläche, wie etwa ein Spiegel, verschoben werden, während gleichzeitig eine Intensität des überlagerten Lichts detektiert wird. Nachteilig bei diesem Verfahren ist jedoch, dass eine mechanische Verlagerung der reflektierenden Fläche durchgeführt werden muss, was mit Ungenauigkeiten eines Betrages der Verschiebung der reflektierenden Fläche als auch mit Ungenauigkeiten hinsichtlich der korrekten Orientierung der reflektierenden Fläche behaftet sein kann.
Frequency-Domain-OCT (FD-OCT) ist eine weitere Variante eines OCT-Systems, welches in dem Ophthalmoskopie-System gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung bereitgestellt sein kann. Hierbei wird ebenso der zweite Teil des OCT-Messlichts (Referenzlicht) an einer reflektierenden Fläche reflektiert, diese reflektierende Fläche muss jedoch nicht verschoben werden, um verschiedene Tiefen innerhalb des Objekts zur Strukturbestimmung abzutasten. Statt dessen werden Strukturinformationen über das Objekt in verschiedenen Tiefen erhalten, indem Intensitäten des überlagerten Lichts in Abhängigkeit einer Wellenlänge des überlagerten Lichts detektiert werden.
Gemäß Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung können verschiedene Ausgestaltungen von Frequency-Domain-OCT als in dem Ophthalmoskopie-System umfasstes OCT-System zum Einsatz kommen. Insbesondere können die Ausgestaltungen von Frequency-Domain-OCT Spektral-Domain-OCT (SD-OCT), bisweilen auch Fourier-Domain-OCT genannt, und Swept-Source-OCT (SS-OCT) verwendet werden.
Bei Spektral-Domain-OCT wird das überlagerte Licht aus Referenzlicht und dem von dem Objekt zurückkehrenden OCT-Messlicht unter Verwendung eines Spektrometers spektral zerlegt, um mehrere Spektralteile des überlagerten Lichts räumlich zu separieren. Intensitäten dieser räumlich separierten mehreren Spektralteile des überlagerten Lichts werden beispielsweise durch einen ortsauflösenden Detektor, wie etwa eine CCD-Kamera, detektiert. Hierbei kann der ortsauflösende Detektor mehrere Detektorsegmente umfassen, wobei jedes dieser Detektorsegmente einen Spektralteil des überlagerten Lichts empfängt. Der ortsauflösende Detektor stellt dann elektrische Signale bereit, welche den Intensitäten der mehreren Spektralteile entsprechen, welche ein Spektrum des überlagerten Lichts repräsentieren. Durch Analyse des Spektrums, wie etwa durch Fourier-Transformation, kann eine Verteilung von Reflektivitäten innerhalb des Objekts entlang der Tiefenrichtung, d. h. einer axialen Richtung, erhalten werden.
Für Time-Domain-OCT als auch für Spektral-Domain-OCT kann beispielsweise als Lichtquelle zum Erzeugen des OCT-Messlichts eine Superlumineszenzdiode verwendet werden. Diese Superlumineszenzdiode kann Licht aussenden, welches durch sein Spektrum, d. h. Intensität in Abhängigkeit einer Wellenlänge, charakterisiert werden kann. Das Spektrum des OCT-Messlichts kann durch eine Spitzenwellenlänge und eine spektrale Breite des OCT-Messlichts beschrieben werden. Die Spitzenwellenlänge kann eine Wellenlänge repräsentieren, an welcher das Spektrum ein Maximum aufweist. Die spektrale Breite des OCT-Messlichts beschreibt einen Wellenlängenbereich, innerhalb dessen das meiste, wie etwa 90%, des OCT-Messlichts umfasst ist.
Die Lichtquelle zum Erzeugen von OCT-Messlicht kann OCT-Messlicht mit einer Spitzenwellenlänge zwischen 800 nm und 1300 nm und mit einer spektralen Breite zwischen 5 nm und 100 nm, insbesondere zwischen 15 nm und 30 nm erzeugen. Eine Kohärenzlänge des OCT-Messlichts ist umgekehrt proportional zu der spektralen Breite des OCT-Messlichts. Im Falle von Spektral-Domain-OCT beeinflusst die spektrale Breite des OCT-Messlichts, mit welchem das Objekt beleuchtet wird, eine erreichbare axiale Auflösung, d. h. eine Auflösung entlang der Tiefenrichtung.
In Spektral-Domain-OCT kann beispielsweise als Spektrometer zum räumlichen Separieren der mehreren Spektralteile des überlagerten Lichts ein Beugungsgitter oder eine Mehrzahl von Beugungsgittern mit weiteren optischen Komponenten verwendet werden.
Andere Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung verwenden eine andere Ausgestaltung von Frequency-Domain-OCT, nämlich Swept-Source-OCT (SS-OCT) als in dem Ophthalmoskopie-System umfasstes OCT-System. Hierbei wird das Objekt mit OCT-Messlicht beleuchtet, welches eine sehr viel kleinere Spektralbreite aufweist, und somit eine sehr viel größere Koheränzlänge als in Time-Domain-OCT oder Spektral-Domain-OCT. Hierbei wird während einer Messung die Spitzen wellenlänge des beleuchtenden OCT-Messlichts über einen Bereich von Wellenlängen von etwa 10 nm bis zu 200 nm oder mehr verändert. Dabei kann wiederum die Spitzenwellenlänge in einem Bereich zwischen 800 nm und 1300 nm liegen. Während des Veränderns (sweeping) der Spitzenwellenlänge des OCT-Messlichts wird das von dem Objekt zurückkehrende OCT-Messlicht, welches mit Referenzlicht überlagert ist, von einem Detektor, wie etwa einer Fotodiode, detektiert. Somit kann ein Spektrum des überlagerten Lichts durch zeitliches Ändern der Spitzenwellenlänge des OCT-Messlichts und Detektieren des überlagerten Lichts erhalten werden. Wie in dem Fall von Spektral-Domain-OCT kann Strukturinformation über das Objekt durch Analyse des aufgenommenen Spektrums des überlagerten Lichts, wie etwa durch Fourier-Transformation, erhalten werden. Im Gegensatz zu Spektral-Domain-OCT ist hierbei jedoch kein Spektrometer notwendig und auch kein ortsauflösender Detektor. Wenn in Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung das OCT-System, welches in dem Ophthalmoskopie-System umfasst ist, als Swept-Source-OCT ausgestaltet ist, kann die Lichtquelle zum Erzeugen von OCT-Messlicht einen halbleiteroptischen Verstärker (semiconductor optical amplifier) umfassen, sowie mindestens einen spektralen Filter, wie etwa einen spektralen Filter eines Fabry-Perot-Typs, welcher zwei reflektierende Flächen umfasst, welche zum Verändern der Spitzenwellenlänge relativ zueinander verschoben werden können.
Das Ophthalmoskopie-System umfasst eine erste Linse und eine zweite Linse. Jede dieser Linsen kann als ein optisches System ausgebildet sein, welches refraktive, diffraktive und/oder reflektive optische Komponenten umfasst. Insbesondere können die erste Linse oder/und die zweite Linse durch eine Mehrzahl von refraktiven optischen Komponenten gebildet sein, welche in einer festen Anordnung relativ zueinander gehaltert sind, wie etwa durch einen Rahmen.
Die Verlagerungsvorrichtung zum Verlagern der ersten Linse relativ zu der zweiten Linse kann insbesondere dazu ausgebildet sein, die zweite Linse derart relativ zu der ersten Linse zu verlagern, dass optische Achsen der beiden Linsen aufeinanderfallen. Das Verlagern kann insbesondere ein Verschwenken der beiden Linsen relativ zueinander umfassen. Weiterhin kann das Ophthalmoskopie-System eine Vorrichtung vorsehen, um die erste Linse und die zweite Linse gemeinsam zu verlagern, insbesondere sie entlang des sie durchsetzenden Mikroskopiestrahlenganges zu verschieben. Damit kann eine Fokussierung des Mikroskopiesystems auf das Objekt erreicht werden.
In der ersten Konfiguration kann die erste Linse als ein Objektiv des Mikroskopiesystems aufgefasst werden und in der zweiten Konfiguration können die entlang ihrer optischen Achsen hintereinander angeordneten beiden Linsen als das Objektiv des Mikroskopiesystems aufgefasst werden. Die Brennweite des durch die erste Linse gebildeten Objektivs ist mindestens 1,6 mal so groß, insbesondere 1,8 mal so groß, weiter insbesondere mindestens doppelt so groß, wie eine Brennweite des durch die erste Linse und die zweite Linse gebildeten Objektivs. Sowohl in der ersten Konfiguration als auch in der zweiten Konfiguration durchsetzt der OCT-Strahlengang das Objektiv der jeweiligen Konfiguration. Da die Brennweite des Objektivs in der zweiten Konfiguration kleiner als 0,625 mal so groß wie die Brennweite des Objektivs in der ersten Konfiguration ist, ist eine objekt seitige Apertur des auf den Objektbereich auftreffenden OCT-Messlichts in der zweiten Konfiguration entsprechend vergrößert. Daher kann bei einer gleichen Querschnittsausdehnung des auf das Objektiv auftreffenden OCT-Messlichts in der zweiten Konfiguration ein entsprechend kleinerer Beleuchtungsfleck des OCT-Messlichts gebildet werden als in der ersten Konfiguration. Eine Ausdehnung des Beleuchtungsflecks des OCT-Messlichts in dem Objektbereich betrifft eine laterale Auflösung des OCT-Systems. Somit kann durch das Ophthalmoskopie-System gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung die laterale Auflösung des OCT-Systems durch Einfügen der zweiten Linse in den Mikroskopiestrahlengang als auch in den OCT-Strahlengang um einen Faktor von mindestens 1,6, insbesondere mindestens 1,8, weiter insbesondere mindestens 2, verbessert werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Ophthalmoskopie-System weiterhin eine Fokussierungseinrichtung zum Verschieben der ersten Linse und der zweiten Linse entlang einer Richtung des Mikroskopiestrahlenganges. Hierbei können beispielsweise die erste Linse und die zweite Linse gemeinsam verschoben werden. Insbesondere ist vorgesehen, die Verlagerungsvorrichtung zum Verlagern der ersten Linse relativ zu der zweiten Linse verschiebbar relativ zu einem Gehäuseteil des Ophthalmoskopiesystems auszubilden, wobei beide Linsen an der Verlagerungsvorrichtung montiert sind. Die erste Linse kann in einer festen Anordnung zu dem Gehäuseteil des Ophthalmoskopiesystems sein, während die zweite Linse durch die Verlagerungsvorrichtung verschwenkt werden kann.
Die Verschiebung der Verlagerungsvorrichtung relativ zu dem Gehäuseteil des Ophthalmoskopiesystems dient zum Fokussieren der Abbildung des Objektbereichs in den Bildbereich.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Ophthalmoskopie-System weiterhin eine Kollimatorlinse, welche in dem OCT-Strahlengang zwischen der Lichtquelle zum Erzeugen von dem OCT-Messlicht und der ersten Linse angeordnet ist, um aus dem OCT-Messlicht einen OCT-Messlichtstrahl zu bilden. Hierbei kann beispielsweise das von der Lichtquelle erzeugte OCT-Messlicht divergent aus einer optischen Faser bei einem Austrittsende der optischen Faser austreten. Die Kollimatorlinse ist dabei derart angeordnet, dass das Austrittsende der optischen Faser in einer Brennebene der Kollimatorlinse angeordnet ist. Somit wird bei Durchtreten der Kollimatorlinse das aus der optischen Faser austretende OCT-Messlicht im Wesentlichen zu einem parallelen OCT-Messlichtstrahl kollimiert, welcher eine Querschnittsausdehnung abhängig von der Divergenz des aus der optischen Faser austretenden OCT-Messlichts und der Brennweite der Kollimatorlinse aufweist. Zusammen mit den Brennweiten der ersten Linse und der zweiten Linse bestimmt diese Querschnittsausdehnung des OCT-Messlichtstrahls die erreichbare laterale Auflösung des OCT-Systems.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Ophthalmoskopie-System weiterhin einen Aktuator zum Verschieben der Kollimatorlinse in einer Richtung des OCT-Strahlenganges. Damit ist ermöglicht, den OCT-Messlichtstrahl unabhängig von einer Fokussierung des durch die erste Linse oder durch die erste Linse und die zweite Linse gebildeten Objektivs auf den Objektbereich zu fokussieren.
Diese unabhängige Fokussierungsmöglichkeit ist insbesondere in der zweiten Konfiguration vorteilhaft, da diese Konfiguration eine sehr viel geringere Tiefenschärfe bereitstellt als die erste Konfiguration. Somit kann eine Genauigkeit der mit dem OCT-System erhaltenen Volumendaten verbessert werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Ophthalmoskopie-System weiterhin einen Reflektor, welcher in dem OCT-Strahlengang zwischen der Lichtquelle zum Erzeugen von dem OCT-Messlicht und der ersten Linse angeordnet ist. Der Reflektor kann beispielsweise als ein Spiegel oder als ein Reflexionsprisma ausgebildet sein. Der Reflektor ermöglicht das Führen des OCT-Strahlenganges durch das durch die erste Linse oder die erste Linse und die zweite Linse gebildete Objektiv. Der Reflektor kann beispielsweise eine metallische oder dichroitische reflektierende Fläche, wie etwa einen Spiegel umfassen. Eine reflektierende Fläche des Reflektors kann dabei gekippt zu einer optischen Achse der ersten Linse orientiert sein, wie etwa um 45° gekippt. Ein Zentrum des Reflektors kann etwa lateral bei einer optischen Achse der ersten Linse angeordnet sein, oder seitlich versetzt von der optischen Achse.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beträgt eine lineare Ausdehnung m einer Projektion des Reflektors auf eine Linsenebene senkrecht zu einer optischen Achse der ersten Linse weniger als die Hälfte einer linearen Ausdehnung der ersten Linse in der Linsenebene. Ein Vorsehen eines Reflektors mit einer Ausdehnung, welche im Vergleich zu einer lateralen Ausdehnung der ersten Linse klein ist, beschränkt bzw. verhindert eine Vignettierung des Mikroskopiestrahlenganges, welche sich nachteilig auf die Abbildungseigenschaften des Mikroskopiesystems auswirken würde. Insbesondere ist in der ersten Konfiguration und in der zweiten Konfiguration ein und derselbe Reflektor in dem OCT-Strahlengang zwischen der Lichtquelle und der ersten Linse angeordnet. Statt einen OCT-Messlichtstrahl mit vergrößerter Querschnittsfläche an einem entsprechend vergrößerten Reflektor zu reflektieren, um eine laterale Auflösung des OCT-Systems zu verbessern, wird gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sowohl in der ersten Konfiguration als auch in der zweiten Konfiguration ein OCT-Messlichtstrahl mit gleicher Querschnittsfläche erzeugt und an demselben Reflektor zum Einkoppeln in den Mikroskopiestrahlengang reflektiert. Die Erhöhung der lateralen Auflösung des OCT-Systems wird dabei durch Einführen der zweiten Linse in den OCT-Strahlengang erreicht.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Ophthalmoskopie-System weiterhin mindestens einen zwischen der Lichtquelle zum Erzeugen von dem OCT-Messlicht und dem Reflektor angeordneten schwenkbaren Scan-Reflektor, um das OCT-Messlicht über den Objektbereich zu führen (scannen). Damit ist ermöglicht, Strukturinformationen aus einem Volumenbereich zu erhalten, welcher lateral, d. h. in einer Ebene senkrecht zu dem auf den Objektbereich auftreffenden OCT-Messlichtstrahl, ausgedehnt ist. Der Scan-Reflektor kann um mindestens eine Achse schwenkbar sein. Es kann ein zweiter Scan-Reflektor vorgesehen sein, welcher um eine Achse schwenkbar ist, welche verschieden ist von der Achse, um welche der mindestens eine schwenkbare Scan-Reflektor schwenkbar ist.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die erste Linse und/oder die zweite Linse jeweils durch eine Mehrzahl von Teillinsen gebildet. Die Teillinsen können refraktive optische Elemente umfassen, welche optische Eigenschaften aufgrund von sie begrenzenden Oberflächenformen und ihrer Fertigungsmaterialien aufweisen. Die Teillinsen können in einer fixen Anordnung relativ zueinander gehaltert sein und können etwa miteinander verkittet sein, um ein oder mehrere Kittglieder zu bilden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gleicht ein Aufbau der zweiten Linse im Wesentlichen einem Aufbau der ersten Linse, wobei die Linsen in der zweiten Konfiguration hintereinander angeordnet sind, aber eine entgegengesetzte Orientierung aufweisen. Damit ist ein besonders einfaches und kostengünstiges Ophthalmoskopie-System bereitgestellt. Insbesondere weisen die erste Linse und die zweite Linse gleiche Brennweiten auf. Die Brennweite des aus der ersten Linse gebildeten Objektivs ist somit doppelt so groß wie die Brennweite des aus der ersten Linse und der zweiten Linse gebildeten Objektivs.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein Ophthalmoskopie-Verfahren bereitgestellt, welches Anordnen eines Objektes in einem Objektbereich eines Ophthalmoskopie-Systems; in einem ersten Betriebsmodus: Abbilden des Objekts in einen Bildbereich, wobei von dem Objekt ausgehendes Licht entlang eines Mikroskopiestrahlenganges eine erste Linse durchsetzt; Verlagern der ersten Linse relativ zu dem Objektbereich und Einführen einer zweiten Linse in den Mikroskopiestrahlengang; und nachfolgend in einem zweiten Betriebsmodus: Abbilden des Objekts in den Bild bereich, wobei von dem Objekt ausgehendes Licht die erste Linse und die zweite Linse durchsetzt; Beleuchten des Objekts mit OCT-Messlicht entlang eines OCT-Strahlenganges, wobei das OCT-Messlicht die erste Linse und die zweite Linse durchsetzt; und Detektieren von von dem Objekt zurückkehrendem OCT-Messlicht umfasst, wobei ein Abstand zwischen einer dem Objektbereich am nächsten angeordneten optischen Fläche der ersten Linse und dem Objektbereich in dem ersten Betriebsmodus mindestens 1,6 mal so groß, insbesondere mindestens 1,8 mal so groß, weiter insbesondere mindestens doppelt so groß, ist wie in dem zweiten Betriebsmodus.
Verglichen mit dem zweiten Betriebsmodus ist somit in dem ersten Betriebsmodus ein Arbeitsabstand zwischen optischen Komponenten des Ophthalmoskopie-Systems und dem Objekt etwa zweifach vergrößert. Somit ist es möglich, insbesondere in dem ersten Betriebsmodus das Ophthalmoskopie-Verfahren während einer Operation einzusetzen, welche einen relativ großen freien Arbeitsbereich zum chirurgischen Hantieren erfordert. Das Objekt kann hier ein menschliches Auge sein, insbesondere die Vorderkammer und weiter insbesondere der Schlemm-Kanal. Um zu behandelnde Details des Objekts zu identifizieren und zu lokalisieren, kann der Operateur das durch das Mikroskopiesystem bereitgestellte Bild des Objekts heranziehen. Das Abbilden des Objekts in den Bildbereich kann dabei ein Abbilden des Objekts durch die erste Linse und ein Okkularsystem auf die Retina des Operateurs umfassen. Alternativ oder zusätzlich kann das Objekt auf eine Kamera abgebildet werden, welche stromabwärts der ersten Linse angeordnet ist. Das von der Kamera erfasste Bild kann auf einem Monitor oder/und auf einer kopfgetrage nen Anzeigevorrichtung (head mounted display) angezeigt werden.
Sobald ein Objektdetail aufgrund des mikroskopischen Bildes lokalisiert worden ist, kann die zweite Linse in den Mikroskopiestrahlengang eingeführt werden und die erste Linse und die zweite Linse können entlang des Mikroskopiestrahlenganges zu dem Objekt hin verschoben werden, um in den zweiten Betriebsmodus zu gelangen. Das Objekt wird nunmehr unter Zuhilfenahme der ersten Linse und der zweiten Linse in den Bildbereich abgebildet, was wiederum eine mikroskopische Kontrolle durch den Operateur ermöglicht. Weiterhin wird das Objekt in dem zweiten Betriebsmodus mit OCT-Messlicht beleuchtet, welches die erste Linse und die zweite Linse durchsetzt, wobei von dem Objekt zurückkehrendes OCT-Messlicht detektiert wird. Durch Auswerten des detektierten von dem Objekt zurückkehrenden OCT-Messlichts können Strukturinformationen in einem Volumenbereich des Objekts, insbesondere entlang einer Tiefenrichtung, erhalten werden.
Aufgrund des Einführens der zweiten Linse in den OCT-Strahlengang während des zweiten Betriebsmodus' können Strukturdaten einer hohen lateralen Auflösung erhalten werden. Strukturdaten hoher lateraler Auflösung sind insbesondere notwendig, um sehr feine Strukturen innerhalb des Objekts, wie etwa den Schlemm-Kanal innerhalb eines vorderen Bereichs eines menschlichen Auges, zu untersuchen. In dem zweiten Betriebsmodus sind optische Komponenten des Ophthalmoskopie-Systems, insbesondere die erste Linse, sehr nahe an das Objekt herangefahren, um das Objekt in einer Brennebene eines aus der ersten Linse und der zweiten Linse gebildeten Systems anzuordnen. Daher kann nicht in allen Fällen in dem zweiten Betriebsmodus aufgrund des verminderten freien Arbeitsbereiches die chirurgische Behandlung fortgesetzt werden. Die durch das Ophthalmoskopie-System bestimmten Strukturdaten des Objekts können jedoch durch eine Speichereinheit gespeichert werden, um sie zu einem späteren Zeitpunkt, etwa in dem ersten Betriebsmodus, wiederum anzuzeigen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung durchsetzt das OCT-Messlicht, bevor es die erste Linse durchsetzt, eine Kollimatorlinse, um einen OCT-Messlichtstrahl zu bilden. Damit ist ermöglicht, aus divergentem OCT-Messlicht bei geeigneter Anordnung der Kollimatorlinse einen parallelen OCT-Messlichtstrahl mit einer gewünschten Querschnittsausdehnung zu bilden. Die Querschnittsausdehnung des OCT-Messlichtstrahls beeinflusst die erreichbare laterale Auflösung des in dem Ophthalmoskopie-Systems umfassten OCT-Systems.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Verfahren weiterhin Betätigen eines Aktuators, welcher dazu ausgebildet ist, die Kollimatorlinse entlang einer Richtung des OCT-Strahlengangs zu verschieben. Damit kann der OCT-Messlichtstrahl exakt auf das Objekt fokussiert werden, was insbesondere dann von Vorteil ist, wenn in dem zweiten Betriebsmodus eine Tiefenschärfe eines Systems aus der ersten Linse und der zweiten Linse sehr klein ist.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein von dem OCT-Messlichtstrahl bei dem Objekt gebildeter Beleuchtungsfleck in dem ersten Betriebsmodus mindestens doppelt so groß wie in dem zweiten Betriebsmodus. Damit kann die laterale Auflösung der durch das OCT-System gewonnenen Strukturdaten in dem zweiten Betriebsmodus relativ zu dem ersten Betriebsmodus um einen Faktor zwei verbessert werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Verfahren weiterhin Reflektieren des OCT-Messlichts von einem Reflektor, bevor das OCT-Messlicht die erste Linse durchsetzt. Das Reflektieren des OCT-Messlichts erlaubt ein einfaches Führen des OCT-Messlichts durch die erste Linse in dem ersten Betriebsmodus und durch die erste Linse und die zweite Linse in dem zweiten Betriebsmodus.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Verfahren weiterhin laterales Scannen des OCT-Messlichts über das Objekt und Auswerten des detektierten von dem Objekt zurückkehrenden OCT-Messlichts, um Volumendaten des Objekts zu erhalten. Damit kann ein lateral ausgedehnter Volumenbereich des Objekts untersucht werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Verfahren weiterhin Darstellen der Volumendaten des Objekts, insbesondere in Überlagerung mit durch das Abbilden des Objekts entlang des Mikroskopiestrahlenganges erhaltenen Bilddaten. Dabei können insbesondere in dem zweiten Betriebsmodus durch das OCT-System aufgenommene Volumendaten in dem ersten Betriebsmodus den durch Abbilden des Objekts entlang des Mikroskopiestrahlenganges erhaltenen Bilddaten überlagert werden. Damit hat insbesondere der Operateur in dem ersten Betriebsmodus, in welchem ein genügend großer freier Arbeitsbereich zum Operieren bereit gestellt ist, die hochaufgelösten Volumendaten des Objekts zur Verfügung, was einen Operationserfolg verbessern kann.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Verfahren weiterhin in dem ersten Betriebsmodus Beleuchten des Objekts mit OCT-Messlicht entlang des OCT-Strahlenganges, wobei das OCT-Messlicht die erste Linse durchsetzt, und Detektieren von von dem Objekt zurückkehrendem OCT-Messlicht. Gemäß dieser Ausführungsform ist somit auch in dem ersten Betriebsmodus ein Aufnehmen von Volumendaten, d. h. Strukturinformationen innerhalb eines Volumes, des Objekts ermöglicht.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das Verfahren nachfolgend weiterhin Verlagern der ersten Linse relativ zu dem Objektbereich, Entfernen der zweiten Linse aus dem Mikroskopiestrahlengang und Abbilden des Objekts in den Bildbereich, wobei von dem Objekt ausgehendes Licht entlang des Mikroskopiestrahlenganges die erste Linse durchsetzt. Durch Zurückkehren in den ersten Betriebsmodus ist wiederum ein großer Arbeitsbereich zwischen optischen Komponenten des Ophthalmoskopie-Systems und dem Objekt bereitgestellt, was ein Wiederaufnehmen des chirurgischen Eingriffs ermöglicht. Zusätzlich zu dem mikroskopischen Bild können dem Operateur dabei die entweder in dem ersten Betriebsmodus oder in dem zweiten Betriebsmodus unter Zuhilfenahme des OCT-Systems aufgenommenen Volumendaten des Objekts angezeigt werden.
Die vorliegende Erfindung wird nun in Bezug auf die angehängten Zeichnungen beschrieben. In den Zeichnungen beschreiben ähnliche Bezugszeichen hinsichtlich ihrer Funk tion und/oder Konstruktion ähnliche Elemente. Die Zeichnungen zeigen exemplarische Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
1A illustriert schematisch ein Ophthalmoskopie-System gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung in einer ersten Konfiguration;
1B illustriert schematisch das in 1A illustrierte Ophthalmoskopie-System in einer zweiten Konfiguration;
2 illustriert eine Ausführungsform einer ersten Linse, welche in dem in 1A und 1B illustrierten Ophthalmoskopie-System in der ersten Konfiguration als Objektiv verwendet werden kann;
3A illustriert eine Ausführungsform einer ersten Linse und einer zweite Linse, welche in dem in 1A und 1B illustrierten Ophthalmoskopie-System in der zweiten Konfiguration als Objektiv benutzt werden können;
3B illustriert schematisch eine Ausführungsform einer ersten Linse und ein weiteres Ausführungsbeispiel einer zweiten Linse, welche in dem in 1A und 1B illustrierten Ophthalmoskopie-System in der zweiten Konfiguration als Objektiv verwendet werden können.
1A illustriert schematisch ein Ophthalmoskopie-System 1 in einer ersten Konfiguration gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Ophthalmoskopie-System 1 stellt ein Mikroskopiesystem 3 und ein OCT-System 5 bereit. In dem illustrierten Beispiel wird Ophthalmoskopie-System 1 dazu verwendet, ein menschliches Auge 7 zu untersuchen. Insbesondere wird ein vorderer Teil des menschlichen Auges 7 untersucht. Dazu ist der vordere Teil des Auges 7 innerhalb eines Objektbereichs 9 in der Objektebene 11 des Ophthalmoskopie-Systems 1 angeordnet. Der Objektbereich 9 stellt ein Sichtfeld sowohl des Mikroskopiesystems 3 als auch des OCT-Systems 5 dar. Somit kann der in dem Objektbereich 9 angeordnete vordere Teil des Auges 7 sowohl durch Mikroskopie im sichtbaren Bereich als auch durch optische Kohärenztomografie hinsichtlich seiner Volumenstruktur untersucht werden.
Das Ophthalmoskopie-System 1 umfasst ein Objektivsystem 12₁ , welches in der in 1A illustrierten ersten Konfiguration durch eine erste Linse 13₁ gebildet ist. In einer in 1B illustrierten zweiten Konfiguration ist das Objektivsystem 12₂ durch die erste Linse 13₁ und eine zweite Linse 13₂ gebildet. Die vorliegende Erfindung stellt verschiedene Ausgestaltungen der ersten Linse 13₁ bereit, wobei in 2 ein Ausführungsbeispiel illustriert ist. Ebenso stellt die vorliegende Erfindung verschiedene Ausgestaltungen der zweiten Linse bereit, wobei in 3A und 3B zwei Beispiele 13₂ und 13'₂ schematisch illustriert sind. Andere Ausbildungen der ersten Linse und der zweiten Linse sind in anderen Ausführungsformen bereitgestellt.
In der ersten Konfiguration fallen die optische Achse 15₁ der ersten Linse 13₁ und die optische Achse 15₂ der zweiten Linse 13₂ auseinander, wie in 1A illustriert. In der in 1B illustrierten zweiten Konfiguration hingegen fallen die optische Achse 15₁ der ersten Linse 13₁ und die optische Achse 15₂ der zweiten Linse 13₂ zusammen, so dass ein Mikroskopiestrahlengang beide Linsen durchsetzt. Um die beiden Linsen 13₁ und 13₂ entsprechend zu verlagern, ist eine Schwenk- und Fokussiervorrichtung 17 vorgesehen, um die zweite Linse 13₂ um eine Achse 18 zu verschwenken. Sowohl die erste Linse als auch die zweite Linse sind an Schwenk- und Fokussiervorrichtung 17 angebracht. Die Schwenkvorrichtung 17 ist an einem Gehäuseteil 19 in Richtungen des Doppelpfeils 21 verschiebbar gelagert. Somit können die erste Linse 13₁ und die zweite Linse 13₂ gemeinsam relativ zu dem Gehäuseteil 19 des Ophthalmoskopie-Systems 1 in einer vertikalen Richtung zum Fokussieren verschoben werden.
Ophthalmoskopie-System 1 umfasst weiterhin eine Steuereinheit 22, um verschiedene Komponenten des Ophthalmoskopie-Systems 1 zu steuern. Beispielsweise steuert die Steuereinheit 22 über eine Signalleitung 20 die Schwenk- und Fokussierungsvorrichtung 17, um ein gemeinsames vertikales Verschieben der ersten Linse 13₁ zusammen mit der zweiten Linse 13₂ und auch ein Verschwenken der zweiten Linse 13₂ um die Achse 18 zu steuern. Die Verschiebung und/oder die Verschwenkung kann alternativ manuell vorgenommen werden Das Mikroskopiesystem 3 des Ophthalmoskopie-Systems 1 umfasst ein Zoom-System 24 bestehend aus Zoom-Systemen 24₁ und 24₂ sowie ein Okularsystem 26 bestehend aus Okular 26₁ und 26₂ für einen rechten bzw. einen linken Mikroskopiestrahlengang des stereoskopischen Mikroskopiesystems 3. Das Zoom-System 24 ist über eine Signalleitung 25 mit der Steuereinheit 22 verbunden, um eine Änderung einer Vergrößerung des Mikroskopiesystems 3 zu steuern.
Zur stereoskopischen Abbildung des in dem Objektbereich 9 angeordneten vorderen Teils des Auges 7 wird dieses durch eine nicht illustrierte Beleuchtungseinrichtung mit Licht des sichtbaren Wellenlängenbereichs beleuchtet. In der in 1A illustrierten ersten Konfiguration des Ophthalmoskopie-Systems 1 durchsetzt das von dem Objektbereich 9 ausgehende Licht 28 die erste Linse 13₁ . Stromabwärts der ersten Linse 13₁ wird ein Teil 28₁ des durch die erste Linse 13₁ getretenen Lichts 28 durch das Zoom-System 24₁ und danach durch das Okularsystem 26₁ geführt, um in das rechte Auge 30₁ eines Betrachters zu treten. Ein anderer Teil 282 des durch die erste Linse getretenen Lichts 28 wird durch das Zoom-System 24₂ und danach durch das Okularsystem 262 geführt, um in das linke Auge 30₂ des Betrachters einzutreten. Dadurch wird für den Betrachter ein stereoskopisches Bild des in dem Objektbereich 9 angeordneten vorderen Teils des Auges 7 erzeugt.
Die erste Linse 13₁ weist eine Brennweite f₁ auf. In der ersten Konfiguration, welche in 1A illustriert ist, ist der in der Objektebene 11 liegende Objektbereich 9 in einem Abstand f₁ von einer Hauptebene 14₁ der ersten Linse 13₁ angeordnet. Somit entspricht die Objektebene 11 einer Brennebene der ersten Linse 13₁ . Hierbei ist der Objektbereich 9 in einem Abstand d₁ von einer dem Objektbereich am nächsten angeordneten optischen Fläche der ersten Linse 13₁ angeordnet. Der Abstand d₁ wird auch als ein Arbeitsabstand bezeichnet.
In der in 1B illustrierten zweiten Konfiguration des Ophthalmoskopie-Systems 1 durchsetzt das von dem vorderen Teil des Auges ausgehende Licht 28 zuerst die zweite Linse 13₂ und sodann die erste Linse 13₁ , bevor ein Teil davon das Zoom-System 24₁ und das Okularsystem 26₁ und ein anderer Teil davon das Zoom-System 24₂ und das Okularsystem 26₂ durchsetzt. Das System aus der ersten Linse 13₁ und der zweiten Linse 13₂ in der zweiten Konfiguration weist eine Brennweite f₂ auf. In der zweiten Konfiguration ist der Objektbereich 9 in einem Abstand f₂ von einer Hauptebene 14₂ des Systems aus der ersten Linse 13₁ und der zweiten Linse 13₂ angeordnet. Weiterhin ist der Objektbereich 9, in welchem der vordere Teil des Auges 7 angeordnet ist, in einem Arbeitsabstand d₂ von einer dem Objektbereich am Nächsten liegenden optischen Fläche der ersten Linse 13₁ angeordnet. Es ist ersichtlich, dass die Brennweite f₂ etwa halb so groß ist wie die Brennweite f₁ und dass der Arbeitsabstand d₂ in der zweiten Konfiguration etwa halb so groß ist wie der Arbeitsabstand d₁ in der ersten Konfiguration.
Neben der Möglichkeit, ein stereoskopisches mikroskopisches Bild des in dem Objektbereich 9 angeordneten vorderen Teils des Auges 7 aufzunehmen, stellt das Ophthalmoskopie-System 1 ein OCT-System 5 bereit, um Volumendaten der Struktur des vorderen Teils des Auges aufzunehmen. Dazu umfasst das OCT-System 5 OCT-Komponenten 32, welche eine Lichtquelle zum Erzeugen von OCT-Messlicht umfassen. Das OCT-Messlicht wird in zwei Teile aufgeteilt, wobei ein Teil 34 des OCT-Messlichts entlang einer optischen Faser 36 geführt wird. An einem Austrittsende 38 der optischen Faser 36 tritt das OCT-Messlicht 34 aus der optischen Faser 36 als divergentes OCT-Messlicht 34 aus.
Das Austrittsende 38 der optischen Faser ist in der Brennebene einer Kollimatorlinse 40 angeordnet. Die Kollimatorlinse 40 weist eine Brennweite f_c auf, wie in 1A und 1B illustriert. Nach Durchsetzen der Kollimatorlinse 40 wird das divergente OCT-Messlicht 34 in einem parallelen OCT-Messlichtstrahl 42 kollimiert. Der parallele OCT-Messlichtstrahl 42 weist eine Querschnittsausdehnung 1 auf, wie in 1A und 1B illustriert. Die Kollimatorlinse kann mit Hilfe eines Aktuators 44 entlang einer Richtung des OCT-Strahlenganges, gekennzeichnet durch Doppelpfeil 45, verschoben werden, um den OCT-Messlichtstrahl 42 geeignet auf das in dem Objektbereich 9 angeordnete Objekt zu fokussieren. Dies kann manuell oder automatisch erfolgen. In der exemplarischen Ausführungsform der 1A ist der Aktuator 44 über Signalleitung 45' mit der Steuereinheit 22 verbunden, welche den Aktuator geeignet ansteuert.
Der parallele OCT-Messlichtstrahl 42 wird sodann an einem ersten Scan-Spiegel 47₁ und einem zweiten Scan-Spiegel 47₂ reflektiert. Die Scan-Spiegel 47₁ und 47₂ , welche den Scanner 47 bilden, sind um zueinander senkrechte Achsen schwenkbar, um den OCT-Messlichtstrahl 42 über einen lateral ausgedehnten Bereich des untersuchten Objekts 7 zu führen.
Der aus dem Scanner 47 austretende OCT-Messlichtstrahl 42 trifft sodann auf einen Spiegel 49, dessen Spiegelfläche in einem Winkel von 45° gegen die optische Achse 15₁ der ersten Linse 13₁ geneigt ist und oberhalb der ersten Linse 13₁ angeordnet ist. Der Spiegel 49 erlaubt ein Einkoppeln des OCT-Messlichtstrahls 42 in das Objektiv 12₁ bzw. 12₂ welches in der ersten Konfiguration durch die erste Linse 13₁ gebildet ist und welches in der zweiten Konfiguration durch die erste Linse 13₁ und die zweite Linse 13₂ gebildet ist. Wie in den 1A und 1B illustriert, ist der Spiegel 49 lateral zwischen den zwei stereoskopischen Strahlengängen des Mikroskopiesystems 3 angeordnet. Dadurch durchsetzt der von dem Spiegel 49 reflektierte OCT-Messlichtstrahl 42 einen zentralen Bereich der ersten Linse 13₁ , bzw. in der zweiten Konfiguration auch einen zentralen Bereich der zweiten Linse 13₂ . In anderen Ausführungsformen kann der Spiegel 49 an einer anderen lateralen Position angeordnet sein, so dass der von dem Spiegel 49 reflektierte OCT-Messlichtstrahl 42 einen nicht zentralen Bereich der ersten Linse 13₁ bzw. der zweiten Linse 13₂ durchsetzt.
Der von dem Spiegel 49 reflektierte parallele OCT-Messlichtstrahl 42 durchsetzt in der ersten Konfiguration die erste Linse 13₁ und wird in dem Objektbereich 9 auf den vorderen Teil des Auges 7 fokussiert. Der nach Durchtreten der ersten Linse 13₁ konvergente OCT-Messlichtstrahl 51 weist einen objektseitigen Öffnungswinkel α₁ auf. Der Öffnungswinkel α₁ hängt von der Querschnittsausdehnung 1 des OCT-Messlichtstrahls 42 und von der Brennweite f₁ der ersten Linse 13₁ ab. Je größer die Querschnittsausdehnung 1 des OCT-Messlichtstrahls 42 und je kleiner die Brennweite f₁ der ersten Linse 13₁ umso größer ist der Öffnungswinkel α₁ des konvergenten OCT-Messlichtstrahls 51. Je größer wiederum der Öffnungswinkel α₁ umso kleiner wird ein Beleuchtungsfleck 52, welcher durch den konvergenten Messlichtstrahl 51 in dem Objektbereich gebildet ist. Je kleiner wiederum eine Ausdehnung dieses Beleuchtungsflecks 52 ist, umso höher ist eine erreichbare laterale Auflösung von durch das OCT-System 5 aufnehmbaren Volumendaten des Auges 7.
Der teilweise in das Objekt 7 eindringende OCT-Messlichtstrahl 51 wechselwirkt mit Materie innerhalb der Eindringtiefe, was ein Reflektieren umfasst, so dass OCT-Messlicht 53 von dem Objekt zurückkehrt. OCT-Messlicht 53 durchläuft im Wesentlichen den gleichen Weg zurück, welcher durch OCT-Messlichtstrahl 42 zum Objekt 7 hin durchlaufen wurde, um durch die optische Faser 36 zu den OCT-Komponenten 32 geführt zu werden. OCT-Komponenten 32 umfassen Vorrichtungen, um OCT-Messlicht 54 mit einem zweiten Teil des ursprünglich erzeugten OCT-Messlichts, d. h. Referenzlicht, zu überlagern und das überlagerte Licht zu detektieren. In Abhängigkeit einer Ausgestaltung des OCT-Systems 5, etwa als Time-Domain-OCT, Spektral-Domain-OCT oder Swept-Source-OCT, erfolgt eine Analyse und eine Detektion des überlagerten Lichts auf verschiedene Weise, wie oben erläutert.
Über Signalleitung 56 werden Intensitäten des detektierten überlagerten Lichts an die Steuereinheit 22 ausgegeben. Steuereinheit 22 ist mit einem Prozessierungssystem ausgestattet, welches dazu ausgebildet ist, die Intensitätsdaten zu verarbeiten, um Volumendaten des Objekts 7 zu erhalten, welche eine Struktur des Objekts 7 innerhalb eines abgetasteten Volumenbereichs repräsentieren. Die Volumendaten können auf einem Anzeigesystem 58 dargestellt werden. Die Verarbeitung, die Darstellung der Daten, sowie weitere Steuerprozesse können von einem Benutzer über die Konsole 60 eingegeben bzw. gesteuert werden. Weiterhin umfasst das Steuersystem 22 ein Datenspeichersystem zum Speichern von Einstellungen des Ophthalmoskopie-Systems und von ermittelten Daten.
Die in 1B illustrierte zweite Konfiguration des Ophthalmoskopie-Systems 1 ermöglicht die Aufnahme von hochaufgelösten Volumendaten des Objekts 7 unter Benutzung des OCT-Systems 5. Wie oben erwähnt, ist in der zweiten Konfiguration das Objektiv 12₂ durch die erste Linse 13₁ und die zweite Linse 13₂ gebildet, indem die zweite Linse 13₂ derart durch die Schwenk- und Fokussiereinrichtung 17 verschwenkt wurde, dass die optische Achse 15₂ der zweiten Linse 13₂ koaxial mit der optischen Achse 15₁ der ersten Linse 13₁ angeordnet ist. Somit durchsetzen sowohl der Mikroskopiestrahlengang als auch der OCT-Strahlengang die erste Linse 13₁ als auch die zweite Linse 13₂ . Das aus dem Austrittsende 38 der optischen Faser 36 austretende OCT-Messlicht 34 wird wiederum durch die Kollimatorlinse 40 in einen parallelen OCT-Messlichtstrahl 42 überführt. Der OCT-Messlichtstrahl 42 hat eine Querschnittsausdehnung 1, welche unverändert gegenüber der Querschnittsausdehnung 1 in der ersten Konfiguration ist. In konventionellen Systemen wurde hingegen zur Verbesserung der lateralen Auflösung eines OCT-Systems häufig eine Querschnittsausdehnung des OCT-Messlichtstrahls vergrößert. In diesen herkömmlichen Systemen führte dies jedoch nachteilig dazu, dass auch ein entsprechend vergrößerter Spiegel 49 vorgesehen werden musste, um den OCT-Messlichtstrahl durch ein Objektiv des Mikroskopiesystems zu führen. Die Vergrößerung des Spiegels 49 führte in herkömmlichen Systemen zu einer Vignettierung des Mikroskopiestrahlenganges, was sich nachteilig auf die Abbildungseigenschaften des Mikroskopiesystems auswirkte.
Gemäß der in 1B dargestellten zweiten Konfiguration des Ophthalmoskopie-Systems gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird auch zum Aufnehmen eines hochaufgelösten OCT-Datensatzes ein unverändert kleiner Spiegel 49 verwendet, welcher eine Vignettierung des Mikroskopiestrahlenganges vermindert. Wie in den 1A und 1B illustriert, ist eine lineare Ausdehnung m einer Projektion des Spiegels auf eine Ebene senkrecht zu der optischen Achse 15₁ der ersten Linse 13₁ sehr viel kleiner, etwa um einen Faktor 2 bis 3, als eine lineare Ausdehnung L der ersten Linse 13₁ in derselben Ebene. Die lineare Ausdehnung der zweiten Linse 13₂ beträgt ebenfalls L.
In der zweiten Konfiguration durchsetzt der von dem Spiegel 49 reflektierte OCT-Messlichtstrahl 42 das Objektiv 12₂ , welches durch die erste Linse 13₁ und die zweite Linse 13₂ gebildet ist, um als konvergenter OCT-Messlichtstrahl 51 auf dem Objekt in dem Objektbereich 9 fokussiert zu werden. Dabei beträgt ein objektseitiger Öffnungswinkel des konvergenten OCT-Messlichtstrahls 51 α₂. Aufgrund der stark verminderten Brennweite f₂ in der zweiten Konfiguration verglichen mit der Brennweite f₁ in der ersten Konfiguration ist α₂ etwa doppelt so groß wie α₁. Damit wird in der zweiten Konfiguration durch den OCT-Messlichtstrahl 51 ein Beleuchtungsfleck in dem Objektbereich 9 gebildet, dessen laterale Ausdehnung etwa halb so groß ist wie in der ersten Konfiguration. Damit können etwa doppelt so hoch aufgelöste OCT-Volumendaten in der zweiten Konfiguration aufgenommen werden als in der ersten Konfiguration.

2 zeigt schematisch eine Ausführungsform der Linse 13₁ , welche in dem in 1A und 1B illustrierten Ophthalmoskopie-System 1 verwendet werden kann. Weiterhin ist in 2 ein OCT-Strahlengang eingezeichnet. Die erste Linse 13₁ ist durch zwei Teillinsen L₁₂ und L₂₃ gebildet, die miteinander verkittet sind. Die Teillinse L₁₂ weist die sie begrenzenden Oberflächen O₁ und O₂ auf, die Linse L₂₃ weist die sie begrenzenden Oberflächen O₂ und O₃ auf. Die Krümmungsradien der Oberflächen O₁, O₂ und O₃, und die Dicken und das Material der Teillinsen L₁₂ und L₂₃ sind in der folgenden Tabelle 1 aufgeführt. Die Angaben zu dem verwendeten Glas der Teillinsen sind Typenbezeichnungen, wie sie von der Firma Schott AG, 55122 Mainz, Deutschland verwendet werden. Tabelle 1

Linse	Oberfläche	Teillinse	RADIUS/mm	DICKE/mm	GLAS
13₁	O₁		120.570
		L₁₂		10.50	S NPK52A
	O₂		–79.4330
		L₂₃		5.100	S NBAF4
	O₃		–266.070
13₂	O₄		266.070
		L₄₅		5.100	S NBAF4
	O₅		79.4330
		L₅₆		10.50	S NPK52A
	O₆		–120.570

Illustriert sind weiterhin OCT-Messlichtstrahlen 42a, 42b und 42c, welche während einer Schwenkbewegung der Scan-Spiegel 47₁ und 47₂ unter verschiedenen Winkeln auf die erste Linse 13₁ auftreffen. Dabei hat jeweils der OCT-Messlichtstrahl 42a, 42b und 42c eine Querschnittsausdehnung 1, welche sehr viel kleiner ist als eine Ausdehnung L der ersten Linse 13₁ . Nach Durchtritt des parallelen OCT-Messlichtstrahls 42a wird dieser in einen konvergenten OCT-Messlichtstrahl 51a überführt, um in einem Beleuchtungsfleck 52a innerhalb des Objektbereichs 9 in der Objektebene 11 fokussiert zu werden. Entsprechend wird der OCT-Messlichtstrahl 42b an dem Beleuchtungsfleck 52b und der OCT-Messlichtstrahl 42c bei dem Beleuchtungsfleck 52c fokussiert. Weiterhin ist eingezeichnet, dass die Objektebene 11, in welcher das untersuchende Objekt angeordnet ist, in einem Abstand der Brennweite f₁ der ersten Linse 13₁ von der Hauptebene 14₁ der ersten Linse 13₁ angeordnet ist.
3A illustriert schematisch eine Ausführungsform des Objektivs 12₂ des Ophthalmoskopie-Systems in der zweiten Konfiguration, welches durch die erste Linse 13₁ und die zweite Linse 13₂ gebildet ist. Die 3A und 3B sind etwa im gleichen Maßstab illustriert wie die 2, um die Änderung der Brennweite in den beiden Konfigurationen zu illustrieren.
Die Linse 13₁ ist die in 2 illustrierte und in Tabelle 1 beschriebene Linse, welche eine Brennweite von 200 mm aufweist. Die zweite Linse 13₂ gleicht in einem Aufbau der ersten Linse 13₁ , ist jedoch entgegengesetzt orientiert. Die zweite Linse 13₂ ist durch die Teillinsen L₄₅ und L₅₆ gebildet, welche die Oberflächen O₄, O₅ und O₆ aufweisen, deren Daten ebenfalls in Tabelle 1 gegeben sind. OCT-Messlichtstrahlen 42a, 42b und 42c fallen unter verschiedenen Winkeln auf das durch die erste Linse 13₁ und die zweite Linse 13₂ gebildete Objektiv, um konvergente OCT-Messlichtstrahlen 51a, 51b bzw. 51c zu bilden und bei den Beleuchtungsflecken 52a, 52b bzw. 52c in der Objektebene 11 fokus siert zu werden. Das in 3A illustrierte Objektiv 12₂ aus der ersten Linse 13₁ und der zweiten Linse 13₂ weist eine Brennweite f₂ auf, deren Kehrwert sich als die Summe der Kehrwerte der Brennweiten der ersten Linse 13₁ und der zweiten Linse 13₂ ergibt. Somit beträgt die Brennweite f₂ 100 mm.

3B zeigt eine weitere Ausführungsform eines Objektivs 12'₂ , welches in der zweiten Konfiguration des Ophthalmoskopie-Systems 1 verwendet werden kann. Das Objektiv 12'₂ ist durch die erste Linse 13₁ und eine zweite 13'₂ gebildet. Die erste Linse 13₁ gleicht wiederum der in 2 dargestellten Linse, deren optische Daten in Tabelle 1 gegeben sind. Die zweite Linse 13'₂ umfasst drei Teillinsen L₇₈, L₈₉ und L₁₀₁₁, welche die Oberflächen O₇, O₈, O₉, O₁₀ und O₁₁ aufweisen. Die Krümmungsradien dieser Oberflächen sowie die Dicken und Materialien der Teillinsen sind in Tabelle 2 wiedergegeben. Die Linse 13'₂ weist eine Brennweite von 100 mm auf. Damit ergibt sich eine Brennweite f₂ des in 3B dargestellten Objektivs 12'₂ aus der ersten Linse 13₁ und der zweiten Linse 13'₂ von 200/3 mm, d. h. etwa 67 mm. Somit kann bei Verwendung des Objektivs 12 aus der ersten Linse 13₁ und der zweiten Linse 13'₂ in der zweiten Konfiguration die laterale Auflösung des OCT-Systems theoretisch um einen Faktor 3 verbessert werden. Tabelle 2

Linse	Oberfläche	Teillinse	RADIUS/mm	DICKE/mm	GLAS
13₁	O₁		120.570
		L₁₂		10.50	S NPK52A
	O₂		–79.4330
		L₂₃		5.100	S NBAF4
	O₃		–266.070
13'₂	O₇		129.57
		L₇₈		7.7	X PSK3
	O₈		–77.179
		L₈₉		4.0	S SF10
	O₉		–771.79
	O₁₀		74.989
		L₁₀₁₁		6.0	X SK10
	O₁₁		562.34

Es wurden experimentelle Untersuchungen hinsichtlich der lateralen Auflösung des OCT-Systems durchgeführt. Zunächst wurden Messungen unter Verwendung eines Time-Domain-Systems durchgeführt, welches OCT-Messlicht einer Wellenlänge von 1300 nm verwendet. Bei Verwendung der ersten Linse 13₁ als Objektiv 12₁ wurde dabei eine laterale Auflösung von 33,6 μm erreicht. Wurde dagegen das in 3B dargestellte Objektiv 12'₂ mit den Linsen 13₁ und 13'₂ verwendet, so wurde eine Auflösung von 12,5 μm erreicht. Somit ergab sich in der zweiten Konfiguration eine Verbesserung der lateralen Auflösung fast um den theoretisch erwarteten Faktor von 3.
Weitere experimentelle Daten hinsichtlich der lateralen Auflösung des OCT-Systems wurden unter Verwendung eines Fourier-Domain-Systems ermittelt, welches OCT-Messlicht einer Wellenlänge von 840 nm verwendet. Unter Verwendung des durch die Linse 13₁ gebildeten Objektivs 12₁ , welches eine Brennweite von 200 mm hat, wurde eine laterale Auflösung von 20,5 μm ermittelt. Wurde in der zweiten Konfiguration des Ophthalmoskopie-Systems 1 als Objektiv 12₂ die in 3A illustrierte Kombination der baugleichen Linsen 13₁ und 13₂ verwendet, so wurde eine laterale Auflösung von 9 μm erreicht. Damit wurde die theoretisch erwartete Verbesserung der lateralen Auflösung sogar überschritten.

Claims

Ophthalmoskopie-System (1), welches ein Mikroskopiesystem (3) zum Abbilden eines Objektbereichs (9) in einen Bildbereich entlang eines Mikroskopiestrahlenganges und ein OCT-System (5) bereitstellt, umfassend: eine erste Linse (13₁ ); eine zweite Linse (13₂ ); eine Verlagerungsvorrichtung (17) zum Verlagern der ersten Linse (13₁ ) relativ zu der zweiten Linse (13₂ ); und eine Lichtquelle (32) zum Erzeugen von OCT-Messlicht (34) entlang eines OCT-Strahlenganges, wobei in einer ersten Konfiguration sowohl der Mikroskopiestrahlengang als auch der OCT-Strahlengang die erste Linse (13₁ ) aber nicht die zweite Linse (13₂ ) durchsetzen, wobei in einer zweiten Konfiguration sowohl der Mikroskopiestrahlengang als auch der OCT-Strahlengang die erste Linse (13₁ ) und die zweite Linse (13₂ ) durchsetzen, und wobei eine Brennweite (f₁) der ersten Linse (13₁ ) mindestens 1,6 mal so groß ist wie eine Brennweite (f₂) eines Systems aus der ersten Linse (13₁ ) und der zweiten Linse (13₂ ) in der zweiten Konfiguration.
Ophthalmoskopie-System (1) nach Anspruch 1, weiterhin umfassend eine Fokussierungseinrichtung (17) zum Verschieben der ersten Linse (13₁ ) und der zweiten Linse (13₂ ) entlang einer Richtung des Mikroskopiestrahlenganges.
Ophthalmoskopie-System (1) nach Anspruch 1 oder 2, weiterhin umfassend eine Kollimatorlinse (40), welche in dem OCT-Strahlengang zwischen der Lichtquelle (32) zum Erzeugen von dem OCT-Messlicht (34) und der ersten Linse (13₁ ) angeordnet ist, um aus dem OCT-Messlicht (34) einen OCT-Messlichtstrahl (42) zu bilden.
Ophthalmoskopie-System (1) nach Anspruch 3, weiterhin umfassend einen Aktuator (44) zum Verschieben der Kollimatorlinse (40) in einer Richtung (45) des OCT-Strahlenganges.
Ophthalmoskopie-System (1) nach einem der vorangehenden Ansprüche, weiterhin umfassend einen Reflektor (49), welcher in dem OCT-Strahlengang zwischen der Lichtquelle (32) zum Erzeugen von dem OCT-Messlicht (34) und der ersten Linse (13₁ ) angeordnet ist.
Ophthalmoskopie-System (1) nach Anspruch 5, wobei eine lineare Ausdehnung (m) einer Projektion des Reflektors (49) auf eine Linsenebene senkrecht zu einer optischen Achse (15₁ ) der ersten Linse (13₁ ) weniger als die Hälfte einer linearen Ausdehnung (L) der ersten Linse (13₁ ) in der Linsenebene beträgt.
Ophthalmoskopie-System (1) nach Anspruch 5 oder 6, weiterhin umfassend mindestens einen zwischen der Lichtquelle (32) zum Erzeugen von dem OCT-Messlicht (34) und dem Reflektor (49) angeordneten schwenkbaren Scan-Reflektor (47₁ , 47₂ ), um das OCT-Messlicht (34) über den Objektbereich (9) zu scannen.
Ophthalmoskopie-System (1) nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die erste Linse (13₁ ) und/oder die zweite Linse (13₂ ) jeweils durch eine Mehrzahl von Teillinsen gebildet ist.
Ophthalmoskopie-System (1) nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei ein Aufbau der zweiten Linse (13₂ ) im Wesentlichen einem Aufbau der ersten Linse (13₁ ) gleicht und wobei in der zweiten Konfiguration die erste Linse (13₁ ) und die zweite Linse (13₂ ) entgegengesetzt orientiert angeordnet sind.
Ophthalmoskopie-Verfahren, umfassend: Anordnen eines Objektes (7) in einem Objektbereich (9) eines Ophthalmoskopie-Systems (1); in einem ersten Betriebsmodus: Abbilden des Objekts (7) in einen Bildbereich, wobei von dem Objekt (7) ausgehendes Licht (28) entlang eines Mikroskopiestrahlenganges eine erste Linse (13₁ ) durchsetzt; Verlagern der ersten Linse (13₁ ) relativ zu dem Objektbereich (9) und Einführen einer zweiten Linse (13₂ ) in den Mikroskopiestrahlengang; und nachfolgend in einem zweiten Betriebsmodus: Abbilden des Objekts (7) in den Bildbereich, wobei von dem Objekt (7) ausgehendes Licht (28) die erste Linse (13₁ ) und die zweite Linse (13₂ ) durchsetzt; Beleuchten des Objekts (7) mit OCT-Messlicht (51) entlang eines OCT-Strahlenganges, wobei das OCT-Messlicht (51) die erste Linse (13₁ ) und die zweite Linse (13₁ ) durchsetzt; und Detektieren von von dem Objekt (7) zurückkehrendem OCT-Messlicht (53), wobei ein Abstand (d₁) zwischen einer dem Objektbereich (9) am nächsten angeordneten optischen Fläche der ersten Linse (13₁ ) und dem Objektbereich (9) in dem ersten Betriebsmodus mindestens 1,6 mal so groß ist wie in dem zweiten Betriebsmodus.
Ophthalmoskopie-Verfahren nach Anspruch 10, wobei das OCT-Messlicht (51), bevor es die erste Linse (13₁ ) durchsetzt, eine Kollimatorlinse (40) durchsetzt, um einen OCT-Messlichtstrahl (42) zu bilden.
Ophthalmoskopie-Verfahren nach Anspruch 11, weiterhin umfassend Betätigen eines Aktuators (44), welcher dazu ausgebildet ist, die Kollimatorlinse (40) entlang einer Richtung (45) des OCT-Strahlenganges zu verschieben.
Ophthalmoskopie-Verfahren nach Anspruch 11 oder 12, wobei ein von dem OCT-Messlichtstrahl (51) bei dem Objekt (7) gebildeter Beleuchtungsfleck (52) in dem ersten Betriebsmodus mindestens 1,6 mal so groß ist wie in dem zweiten Betriebsmodus.
Ophthalmoskopie-Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 13, weiterhin umfassend Reflektieren des OCT-Messlichts (42) von einem Reflektor (49), bevor das OCT-Messlicht (42) die erste Linse (13₁ ) durchsetzt.
Ophthalmoskopie-Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 13, weiterhin umfassend Scannen des OCT-Messlichts (51) über das Objekt (7), und Auswerten des detektierten von dem Objekt (7) zurückkehrenden OCT-Messlichts (53), um Volumendaten des Objektes (7) zu erhalten.
Ophthalmoskopie-Verfahren nach Anspruch 15, weiterhin umfassend Darstellen der Volumendaten des Objektes (7), insbesondere in Überlagerung mit durch das Abbilden des Objekts (7) entlang des Mikroskopiestrahlenganges erhaltenen Bilddaten.
Ophthalmoskopie-Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 16, weiterhin in dem ersten Betriebsmodus umfassend Beleuchten des Objekts (7) mit OCT-Messslicht (51) entlang des OCT-Strahlenganges, wobei das OCT-Messlicht (51) die erste Linse (13₁ ) durchsetzt, und Detektieren von von dem Objekt (7) zurückkehrendem OCT-Messlicht (53).
Ophthalmoskopie-Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 17, nachfolgend weiterhin umfassend Verlagern der ersten Linse (13₁ ) relativ zu dem Objektbereich (9), Entfernen der zweiten Linse (13₂ ) aus dem Mikroskopiestrahlengang und Abbilden des Objekts (7) in den Bildbereich, wobei von dem Objekt (7) ausgehendes Licht entlang des Mikroskopiestrahlenganges die erste Linse (13₁ ) durchsetzt.