本发明涉及一种用于检查患者眼睛的检眼镜。

这种光学设备特别是用于观察患者眼底，例如用于视网膜检查。检眼 镜必须以连续的顺序提供高分辨率的彩色图像或黑白图像，以便能够用于 对眼睛进行诊断以及用于执行和记录治疗手术。在此，眼底的成像、例如 视网膜的成像在光学上是一挑战，因为眼底的照明以及观察都必须通过眼 睛的比较小的入瞳来进行。此外，眼底通常仅仅具有对红色颜色成分占支 配地位的弱的反射性，使得眼底的反差明显的彩色图像通常只能借助具有 强的蓝色和绿色成分的光源来产生。

此外，由于在角膜的界面上的不希望的进一步反射以及由于例如在玻 璃体混浊物上的不希望的光散射，使得借助照明射束对眼底进行的光学检 查变得困难，其中该照明射束例如在视网膜上反射之后被作为观察射束来 检查。在下面，可以包含于观察射束中但并不归因于照明射束在眼睛的要 检查的部分上所希望的反射的所有这些干扰性光束被总称为“散射光”。

为了解决该散射光问题，EP 1389943B1公开了一种用于检查患者眼 睛的检眼镜，其包括：

用于产生照明射束的照明装置；

用于将照明射束成像到眼睛上的照明成像光学系统；和

用于在眼睛上对照明射束进行扫描的装置；以及

一种观察装置，其包括带有感光像素区的电子传感器，这些感光像素 可以分别按行地激活和/或读取；

一种观察成像光学系统，用于将通过照明射束在眼睛上的反射而产生 的观察射束成像到观察装置上；以及

用于减弱观察射束中的散射光的装置。

在此，特别是使用卤素灯作为照明装置，该照明装置的光借助聚光器 准直并且通过照明成像光学系统聚焦到患者的眼底上。在眼底上反射的观 察射束通过观察成像光学系统成像到像平面上，CCD(电荷耦合器件) 传感器作为观察装置位于该像平面中。

在这种类型的检眼镜中，用于在眼睛上对照明射束进行扫描的装置通 过隙缝光阑(Schlitzblende)形成，该隙缝光阑在卤素灯之前在聚光器准 直的照明射束中摆动。该光阑由不透光的材料(例如扁平金属片材料)制 成，并且让照明射束中的通过隙缝光阑的大小限定的线形部分通过，该线 形部分由于隙缝光阑的摆动而由此同样以该摆动频率在患者眼睛上来回 扫描。

在这种类型的检眼镜中，用于减弱观察射束中的散射光的装置也通过 机械摆动的隙缝光阑形成。特别地，EP 1389943B1提出：在卤素灯之前 摆动的隙缝光阑和在CCD传感器之前摆动的隙缝光阑构建为共同的扁平 金属片中的光阑间隙对，其中上述两个光阑出于成像的原因总归必须彼此 同步。

在实践中，在此已证明：特别是在传感器之前来回摇摆的、带有隙缝 光阑的金属片的选择导致一些问题。因为一方面用于金属片的机械摆动器 的摇摆只能不充分地与设备的壳体去耦，使得通常在操作这种类型的检眼 镜时出现困难，特别是由于传感器的一同震动而导致影响图像清晰度。

另一方面，为了实现检眼镜的尽可能紧凑的实施形式，光阑在观察射 束中应当尽可能准确地位于观察装置的像平面中并且由此位于传感器上。 然而机械上来回摇摆的金属片与传感器必须保持一定的最小距离，这必然 导致对干扰性的散射光的较差的抑制。

因此本发明的任务是，进一步改进这种类型的检眼镜，使得特别是在 观察装置附近减小机械摇摆的部件的数目。

根据本发明，在这种类型的检眼镜中该任务通过以下方式解决：用于 减弱观察射束中的散射光的装置包括用于读取传感器的至少一个像素行 的电子驱动电路，并且检眼镜包括电子控制单元，该电子控制单元设计用 于控制用于进行扫描的装置和电子驱动电路，使得照明射束在眼睛上的扫 描与当前要读取的像素行的变化同步地进行。

这种电子传感器、特别是CMOS传感器在现有技术中已公开，例如 参见WO 99/05853。在检眼镜中使用这种电子传感器现在首次允许好像通 过电子光阑(“滚动快门，rolling shutter”)来替代现有技术中使用的机械 光阑。因为借助电子驱动电路可以有针对性地激活、去激活和读取这种传 感器的所有像素行。在像素的激活状态中，光入射导致连续产生电荷，这 些电荷在CMOS传感器中通过与相应像素关联的放大电子设备转换为电 压信号。而在去激活状态中不发生这种电压建立，像素或者整个像素行好 像“关断”。

通过有针对性地激活光敏像素区的某一区域中的至少一个像素行，并 且同时去激活所有其他像素行，由此能够以电子方式实现与借助机械隙缝 光阑相同的结果。在根据本发明的检眼镜中，由此可以减弱观察射束中的 散射光，而对此在观察装置之前无需带有隙缝光阑的机械摇摆的金属片。 此外，相对于机械光阑，根据本发明设计的电子光阑在这种类型的检眼镜 中并非位于观察装置的像平面之前，而是位于相平面中，这改进了散射光 抑制。

合乎目的的是，电子驱动电路设计为分别读取单个的像素行。通过这 种方式，可以实现电子传感器的极其精细的分辨率，该分辨率在典型的 CMOS传感器中对应于大约5μm的高度。然而基本上也可以设想的是， 借助电子驱动电路来联合多个像素行，特别是相邻的像素行，即始终共同 激活、去激活或者读取，并且由此在分辨率劣化的情况下改进光产出。

合乎目的的是，电子驱动电路设计为分别在可调节的时间延迟(Δt) 到期之后改变当前要读取的像素行，特别是从一像素行改变到相邻的像素 行。在其中直接相邻的像素行被相继读取的优选的实施变形方案中，电子 驱动电路由此针对完整的过程、即针对完整地读取带有N个像素行的电 子传感器总共需要持续时间T＝N×Δt。在此，描述传感器的像素行数目 的参数N可以从通过传感器的结构类型预先给定的上限出发通过上面描 述的相邻像素行的电子结合而减小，而同时时间延迟参数Δt可以由根据 本发明的检眼镜的操作者自由设置。通过这种方式，可以对应于这种类型 的检眼镜中设计的机械隙缝光阑的摇摆周期时间的设置或摇摆频率的设 置来调节对于整个读取过程所需的总持续时间。

在本发明的一种优选的实施形式中，电子驱动电路此外设计用于在读 取每个像素行之前在可调节的曝光时间(tINT)期间激活该像素行。通过 将该曝光时间tINT设置为时间延迟Δt的多倍，由此可以实现每个像素行 在较长的时间tINT期间被曝光，在该时间期间当前要读取的像素行接近该 像素行。通过这种方式，可以灵活地设置电子隙缝光阑的有效宽度。

合乎目的的是，电子驱动电路设计为由于外部的触发信号而启动读取 过程。通过这种方式，可以借助用于对照明射束进行扫描的装置来保证在 根据本发明的检眼镜中针对观察装置所需的光阑同步。例如，用于根据本 发明的检眼镜的中央控制计算机一方面可以借助该触发信号来控制电子 传感器的电子驱动电路，并且另一方面可以控制照明射束中的机械隙缝光 阑的驱动装置。

原则上，借助这种中央控制计算机可以毫无问题地实现观察射束中的 电子光阑与照明射束中的机械光阑的同步。中央控制计算机当然也可以是 电子传感器的一部分或者照明装置的一部分。

然而现在为了在照明射束中也使得机械摇摆的隙缝光阑变得多余，在 根据本发明的检眼镜的一个有利的改进方案中可以设计的是，用于在眼睛 上对照明射束进行扫描的装置包括带有扫描装置的可枢转地安置的反射 器。为了保证射到可枢转地安置的反射器上的照明射束已经具有所希望的 线形，在根据本发明的检眼镜中可以设计的是，该检眼镜还包括固定的隙 缝光阑用于将线形的照明射束耦合输出，或者该检眼镜还包括用于将照明 射束聚焦成线的线聚焦光学系统，其中在该后一种情况中，合乎目的的是 线聚焦光学系统包括圆柱形透镜。使用这种可枢转地安置的反射器(该反 射器借助电流计驱动装置来驱动并且使用在检眼镜中)来扫描线形聚焦光 学系统所提供的照明射束基本上由US 6,758,564B2公开，其内容通过引 用结合于此。

为了中央地控制根据本发明的检眼镜的主要部件，合乎目的的是，电 子控制单元设计用于控制电子传感器的电子驱动电路以及可枢转的反射 器的扫描装置。于是，电子控制单元可以通过将上面提及的触发信号发送 给电子传感器的电子驱动电路来保证在例如正弦形摇摆的反射器情况下， 电子传感器中的读取过程在合适的时刻开始，例如一旦摇摆的反射器达到 其上部的转折点时就读取电子传感器的上面的像素行。

在根据本发明的检眼镜的该改进方案中，电子控制单元设计为控制扫 描装置和电子驱动电路，使得在眼睛上的照明射束的扫描与当前要读取的 像素行的变化同步地进行。例如，扫描装置的电子控制单元可以预先给定 锯齿形轨迹，该锯齿形轨迹准确地对应于电子传感器中的电子间隙的运 动。

为了以特别高的位置分辨率来特别精确地检查患者眼睛，设计了所聚 焦的照明射束的线的强度对应于电子传感器的像素行的高度。由此实现了 眼睛的共焦成像，由此可以获得关于所观察的对象的三维信息。

在使用所提及的线聚焦光学系统时，照明装置可以合乎目的地是激光 器。替代地，可以使用主要为点状的照明装置的任何其他形状，例如被照 明的光波导的一端。

在本发明的一个改进方案中，设计了观察装置包括两个传感器用于立 体地检查眼睛。在这种实施形式中，本发明的优点特别清楚，因为对于带 有两个观察装置的立体观测在现有技术中一共甚至需要三个来回摆动的 隙缝光阑，而根据本发明很大程度上或者在使用线聚焦光学系统的情况下 甚至可以完全省去这些隙缝光阑。

此外，在本发明的另一实施形式中设计了：检眼镜包括分离的光源和 分离的图像传感器用于检查眼睛。特别地，在此可以借助照明装置、照明 成像光学系统、观察成像光学系统和观察装置来检查眼底，例如眼睛的视 网膜，而附加的成像单元用于检查眼睛前部。这可以用于医学上检查眼睛 前部本身，也可以自动定位患者眼睛，以及借助例如通过光束在眼睛前部 上的反射获得的信息来跟踪整个眼睛的眼睛运动(Tracking)。特别地， 在血管造影术中在归总眼底图像时有意义的是，借助眼睛前部的这种同时 观察可以确定在眼底的各图像之间所发生的眼睛运动。

有利的是，根据本发明的检眼镜可以扩展治疗功能，如下面所阐述的 那样：

在眼睛医学中，一种用于治疗疾病(如糖尿病视网膜症或由于年龄而 引起的黄斑变性)的重要治疗形式是通过至要处理的组织区域上的光的热 作用，例如光动力疗法(PDT)、组织的光凝固，或者新方法如选择性视 网膜疗法(SRT)和凝固阈值之下的疗法(亚阈值疗法，STT)。在所有 这些治疗形式中，强烈的光脉冲集束地引导至视网膜的特殊区域上。在使 用该疗法时，要注意不会无意中伤害眼底的重要区域(例如黄斑)。

因此，在这种类型的治疗手术中，进行治疗的医生除了需要眼底的实 况图像之外还需要对于治疗光束的位置极为精确的控制。作为用于定位治 疗光束的辅助装置，典型的是目标射束与治疗光束同轴地重合。该目标射 束对于医生是始终可见的，然而具有不同的波长以及远小于治疗光束的强 度，并且因此不导致眼底的变化。然而眼睛的不同界面的反射显著地使得 控制困难，其中这些反射通过用于照明眼底的光源以及通过目标射束产 生。

产生眼底的无反射的实况图像并且同时将治疗射束投影到眼底的检 眼镜是用于眼科学的一种重要器具，其中所述治疗射束通常与其他波长的 目标射束重合。该检眼镜能够通过计算机例如在眼底上的导航中辅助医生 定位光凝固点。这种计算机辅助在医学的其他领域(例如微创外科或者神 经外科)中已经是现有技术。在眼科学中，其实施迄今由于缺少观察器具 和处理器具而失败。本发明可以弥补这一技术空白。

通过计算机辅助，此外可以客观地记录治疗手术。目前，这只是近似 可能的，其方式是例如在光凝固中，视网膜通过光脉冲被强烈地加热，使 得形成组织的持久和明显可见的变化。这导致在治疗之后被破坏的组织区 域以及由此视力的损失远大于医学所需。现代处理方法如PDT、SRT和 STT目标恰恰在于避免视网膜的可见损伤。在没有借助本发明所实现的 记录方法的情况下，在这些治疗中的质量保证是不可能的。

典型的是，为了以强烈的光脉冲处理视网膜而使用了缝灯，带有相应 的耦合输入光学系统的光凝固激光器被与该缝灯匹配。缝灯是带有可变的 间隙照明装置的立体显微镜，其中该显微镜以及照明装置围绕平面中的共 同的轴线可旋转地设置。

为了观察眼底，用户用手将检眼镜的透镜或者接触玻璃保持在患者眼 睛之前或者眼睛上。治疗激光系统通常由目标射束和治疗射束的同轴组合 构成，为了容易区分，目标射束和治疗射束合乎目的地具有不同波长。治 疗射束通常在显微镜和检眼镜的透镜之间与观察光路同轴地耦合输入。

因此不可避免的是，特别是目标射束在缝灯和眼底之间的不同界面上 产生强烈的反射，这些反射被观察者作为干扰而感知。这些反射比眼底反 射的光亮得多，并且只能费力地通过观察者有技巧地移动/对准显微镜和 检眼镜的透镜或者接触玻璃来置于图像区域的边缘，或者它们必须简单地 被观察者所容忍。在人眼的边界层上的反射在技术上(即通过表面的镀膜) 基本上不可避免。

然而，所提及的目标射束的反射不仅妨碍了通过显微镜的目镜观察的 用户的工作，而且也可能使得使用系统变得困难或者阻止了使用系统，其 中这些系统借助电子传感器来采集眼底的图像并且应当在治疗期间通过 计算机辅助的分析来辅助用户。

本发明克服了现有技术存在的限制/缺点，其方式是本发明在另一实 施形式中提供了一种用于投影目标射束和治疗射束的装置，并且本发明能 够实现借助投影到眼底上的目标射束来无反射地观察眼底。使用了不必被 偏振的目标射束，这降低了光源和所使用的光学系统的成本。会通过目标 射束引起的反射被完全抑制。在此，仅仅需要唯一的检测器用于跟踪对象 上的目标射束。

在本发明中，治疗射束连同与其重合的目标射束一同借助分束器耦合 输入到根据本发明的器具的光路中。这可以以多种方式和方法进行，并且 部分地在EP 1389943B1(图3-5)中公开。在此，治疗射束可以与照明 光路同轴地设置，或者与主器具轴线同轴地设置。然而，治疗射束不允许 与观察光路同轴，因为这违反了所使用的用于抑制反射的原则，该原则基 于眼睛的瞳孔平面中的光路分离。光路的分离导致了在传感器平面和对象 平面之间的光学边界层上通过目标射束引起的反射的图像不会与对象(在 此为眼底)上产生的目标射束斑的图像出现在传感器的相同位置上。

合乎目的的是，分束器可以对于治疗射束的波长是高反射性的，然而 对于目标射束的波长是部分透射的。由此，仅仅目标射束的光而没有治疗 射束的光到达检测器。替代地，分束器可以与波长无相关地实施，并且在 观察光路中使用附加的选择性的滤光器，该滤光器抑制治疗射束的光。根 据本发明，通过目标射束引起的不希望的反射和散射光被通过以下方式来 抑制：目标射束以一种方式脉冲地驱动，该方式在下面进行描述。

如果考虑对象上的目标射束所指向的固定点，则根据本发明当共焦成 像系统的观察光阑恰好扫过该目标点时，目标射束仅仅恰好在时刻T2接 通持续时间Tp。根据本发明，目标射束的激活与共焦光阑装置的同步通 过控制单元来建立。该控制单元拥有关于目标射束斑在对象上的相应位置 的信息以及关于光阑运动的起始时刻的信息。优选的是，该控制单元与建 立照明光阑运动和观察光阑运动的同步的控制单元一致。

这例如可以如下地实现：控制单元接收目标射束的控制反射器的模拟 或数字位置信号以及光阑运动的同步脉冲。目标辐射斑在对象上的位置例 如可以通过一个或更多个偏转反射器的位置被先验地已知，其中所述偏转 反射器确定目标射束的角度偏向。由目标射束斑的位置(x，y)以及光阑 运动的速度v，可以计算光阑运动的起始时刻和目标射束的激活之间的时 间延迟τ＝y/v(在光阑在y方向运动的情况下)，并且转换为相应的合乎目 的的矩形脉冲序列。如果目标射束在对象上运动，则该时间延迟相应于位 置而被匹配。

根据本发明的装置对所使用的治疗射束源和目标射束源提出了最低 的要求。所使用的源不必一定被偏振，并且根据本发明以100μs、...、10ms 的时间标度进行的脉冲工作方式已被公开。

在本发明的另一种有利的实施形式中使用了控制单元，该控制单元特 别是实时分析通过根据本发明的器具借助传感器采集的图像。该控制单元 执行以下功能中的一个或更多个：

●根据在根据本发明的装置中或者被根据本发明的装置所采集的图 像上的结构或者根据用其他装置所采集的相同对象的图像上的结 构，识别或确定在对象上位置固定的、因此与对象相关的坐标系，

●确定目标射束在该对象有关的坐标系中的位置，

●根据用户通过合适的接口(例如控制杆)的预先给定，通过一个或 更多个合适的通过控制单元可改变的偏转反射器将目标射束斑定 位到眼底上，

●无需用户直接作用地通过一个或更多个合适的、通过控制单元可改 变的偏转反射器来定位目标射束斑，

●释放或阻止引发治疗光脉冲，

●控制治疗光脉冲的参数(例如在光凝固中的脉冲持续时间、脉冲重 复率、光功率等等)，

●测量治疗光脉冲的持续时间、强度和频率，

●存储治疗光脉冲的控制参数和存储所测量的值。

通过执行这些功能，结合以合适的显示装置(例如屏幕)，以下的方 法是可能的：

●用户限定对象上的与对象有关的坐标系的范围(区域)，在这些范 围中，通过控制单元通常允许或者通常禁止施加治疗光脉冲。这可 以根据借助根据本发明的设备事先采集的单个图像或者通过使用 根据现有技术的其他设备的图像来进行。为此目的，控制单元实时 确定目标射束在与对象关联的坐标系中的位置，并且将该位置与预 先给定的范围比较，并且必要时给予释放或者禁止触发治疗光脉 冲。在另一实施形式中，控制单元通过分析图像自动进行上述区域 的限定。

●控制单元将信息在实况图像的显示装置上叠加，其中所叠加的关于 实况图像的信息的位置变换被补偿，即所叠加的信息的位置以及实 况图像基于相同的与对象有关的坐标系。叠加可以通过快速的图像 切换或者通过基于对比度的匀滑转换来进行。信 息例如可以由对象的图像(这些图像在较早的时刻记录或者通过使 用其他图像生成方法借助另一器具记录)或者由用户在另一时刻在 对象坐标系中建立的图形表示构成。

●用户在参考图像上确定对象有关的坐标系中的一个或更多个位置 (目标位置)，其中治疗光脉冲应当施加到所述位置上。控制单元 于是辅助将治疗光脉冲施加到对象的与对象有关的坐标系中的预 先给定的位置。

○在用户手动改变目标射束的位置期间，控制单元将对象有关 的坐标系中的目标位置显示为实况图像中的叠加的信息。

○当用户以先验地确定的精度将目标射束控制到目标位置上 时，控制单元于是恰好释放治疗光脉冲的触发。

○当控制单元自动地将目标射束控制到目标有关的坐标系中的 目标位置上时，控制单元于是恰好自动触发光脉冲。

●控制单元在眼底上产生两个或者更多个目标射束斑构成的图案，其 方式是将目标射束以对观察光阑的移动适合的同步的方式移动和 激活。在眼底上的图案的位置由用户通过接口确定，或者通过控制 单元无需用户影响地自动设置。治疗光脉冲的触发随后在通过目标 射束产生的图案的位置上进行。以这种图案施加治疗光脉冲提高了 在眼底上脉冲放置(Implus-Plazierung)的规则性，并且由此提 高了治疗结果的可重复性。在本发明的另一构型中，图案并非真实 地产生在眼底上，而是仅仅虚拟地与所显示的实况图叠加。虚拟图 案的运动在此与眼底上的目标射束斑的运动相关联。

●控制单元实现实况图像关于对象的坐标系以及显示装置的稳定，即 对象坐标系参照显示装置的坐标系被固定。

●控制单元实现目标射束斑在对象坐标系中的稳定，即控制单元以合 适的方式移动目标射束，使得该目标射束实施与对象相同的相对运 动。

●控制单元同时实现实况图像相对于显示装置的坐标系的稳定以及 目标射束斑在对象坐标系中的稳定。

●在借助治疗光束实施治疗措施期间，控制单元进行作用位置(在与 对象有关的坐标系中的坐标，其中光脉冲施加到这些坐标上)的存 储以及治疗光脉冲的参数(如脉冲持续时间、光功率等等)的存储， 使得这些信息也可以在对象上没有可见的光作用痕迹的情况下在 任何时候通过所存储的信息的叠加又在实况图像或静态图像上可 见。

●在应用治疗光脉冲之后，控制单元借助图像处理或者另一测量量 (该测量量与治疗光脉冲作用期间组织的温度相关，并且由此与治 疗效果相关)来分析组织在治疗光作用的位置上的反射性，并且以 合适的方式改变下一治疗光脉冲的治疗光源的参数。在另一实施形 式中，该分析在应用治疗光脉冲期间借助图像处理或者分析合适的 测量量来进行，并且一旦达到所追求的组织状态时就结束治疗光脉 冲作用。

附加于或者替代上面描述的治疗功能，根据本发明的检眼镜也可以关 于执行荧光测量(Fluoreszenzmessung)方面进行扩展，如下面所阐述的 那样。

除了产生视网膜的简单彩色图像之外，检眼镜也用于更复杂的图像生 成方法，例如用于在视网膜的脉管中定性地证明引入患者的血管中的色素 的荧光性。在该领域中的特别的挑战在于借助一种光学系统证明弱的荧光 性，其中该光学系统的光电导率受到观察眼底时的特殊情况限制。一个特 别的挑战在于，证明自然存在于人眼中的色素(例如脂褐质)的荧光性及 其空间分布，其浓度以及由此其光强在荧光激发之后通常非常小。

通常，针对带有宽带的光源的荧光测量使用两个滤光器：用于照明的 激励滤光器以及用于观察的抑止滤光器。在使用窄带光源(例如激光器、 LED)的情况下，可以省去激励滤光器。滤光器的透射曲线实施为使得其 最大透射率与色素的吸收曲线或发射曲线的最大值一致。然而同时，抑止 滤光器必须有效地抑制所有激励光，以便得到高的信噪比。

对象的荧光信号通常比例如被对象根据朗伯定律(Lambertschen Gesetz)散射的激励光小若干量级。弱的测量信号要求昂贵的、灵敏的传 感器，这些传感器由此有条件地具有低的分辨率。另一方面，恰恰在眼科 学的领域中不能任意提高至对象上的光入射，确切地说，恰是在可见的短 波长情况下有在敏感性上低的边界值。因此，不能通过这种方式来改进测 量结果。

在图像处理中常用的、通过多个图像(测量)的平均来提高信噪比的 方法通常不能应用在眼科学中，因为对象(人眼)在观察期间运动。相继 记录多个图像、即确定在图像系列的各图像之间已进行的变换可以实现形 成平均值。然而在人眼中荧光测量的特殊应用中，这种技术是不可能的， 因为荧光图像由于弱的信号而被较差地提供并且具有强烈的噪声。

在此所提出的本发明的改进方案特别适合于建立眼底的荧光测量，因 为其能够以合适的方式实现移动对象的可能具有强烈噪声的图像的平均。 在根据现有技术的用于荧光测量的装置中，在抑止滤光器上吸收或反射来 自要观察的对象的光的大部分。

在本发明的一种有利的实施形式中，激励光源的光用于改善测量信 号。为此，将二色性的分束器引入到观察光路中，该分束器将来自对象的 光划分为激励光的短波部分和荧光发射的长波部分。被反射的光在此成像 到附加的传感器上。

传感器在时间上被同步地驱动，即它们以相同的图像重复频率工作， 并且在相同的时刻开始图像的积分时间。通过这种方式可以记录时间上同 步的图像对。在此，荧光图像通常被较差地提供，而散射后的激励光的图 像被明显更好地提供。因此比较容易的是，根据激励光的图像来计算几何 上的变换，其中该变换是由于对象在图像序列的各图像之间的运动而出现 的。逆变换于是应用到荧光图像上，使得它们可以通过相加来平均。在理 想情况下通过这种方法，借助每个图像对可以将信噪比改善因子。

在本发明的另一有利的实施形式中，使用附加光源的光，该光源在位 于发荧光的对象的吸收带和发射带之外的波长范围中进行发射。合乎目的 的是，该附加的光源耦合输入到照明光路中。在观察光路中，现在引入二 色性的分束器，其将来自对象的光一方面分为激励光的短波部分以及附加 光源的光，并且另一方面分为荧光发射的长波部分。

使用附加的光源的优点是，可以与荧光测量的要求无关地自由选择吸 收带和发射带之外的波长，并且更为有利地在允许更强地照射眼睛的波长 范围中进行选择。通过更高的光强度，更好地提供用于确定几何变换的图 像，由此可以更为准确地将荧光测量平均。

本发明的优选的实施形式在下面借助纯粹示例性的并且绝非限制性 的附图来进行阐述。其中：

图1示出了现有技术的检眼镜的示意图；

图2示出了根据本发明的检眼镜的第一实施形式的与图1类似的图；

图3a至3c示出了在读取过程期间在三个不同的时刻的电子传感器的 光敏像素区的三个简化视图；

图4a示出了简化的时间图，用于说明像素行的曝光时间tINT的含义；

图4b示出了触发信号的简化的时间图，其中该触发信号用于启动电 子传感器的读取过程；

图5示出了根据本发明的带有线聚焦光学系统和在照明射束中可枢 转地安置的反射器的检眼镜的另一实施形式的示意图；

图6示出了根据本发明的带有两个用于显微成像的观察射束的检眼 镜的另一实施形式的示意图；

图7示出了根据本发明的用于同时检查眼睛前部的检眼镜的另一实 施形式的示意图；

图8示出了根据本发明的检眼镜的扩展了治疗功能的实施形式；

图9a和b示出了在使用图8中的检眼镜的情况下人眼的瞳孔平面的 两个横截面图；

图10示出了时间图，该时间图说明了图8的检眼镜中，目标射束的 时间上激活的工作原理；

图11示出了示意性视图，其在像场中示出了图10的时间图中说明的 流程；

图12示出了用于同时测量荧光发射的根据本发明的检眼镜的一种实 施形式；并且

图13示出了图12中的实施形式的一种扩展构型，其中使用了附加的 光源用于改善荧光测量结果。

图1示出了现有技术的用于检查患者眼睛12的检眼镜10的示意图。

由照明装置14发出的光借助聚光器16准直并且射到隙缝光阑18上， 该隙缝光阑18来回摆动，确切地说在图1的示意图中在图平面中在垂直 于检眼镜10的光轴A的方向上摆动。隙缝光阑18垂直于图平面取向。

通过这种方式，平面的光斑(该光斑由聚光器16将照明装置14的光 准直形成)耦合输出线，该线的长度和强度由隙缝光阑18的形状限定， 并且其位置取决于摆动的隙缝光阑的当前位置。

通过另外的透镜20、22将照明射束19聚焦到中间像平面B中，该 照明射束通过检眼镜的透镜24成像到眼睛12上。图1的示意图在此示出 了在眼底上的成像，例如用于视网膜检查。

由照明射束19在眼底的反射引起的观察射束将眼底通过检眼镜的透 镜24成像到中间像平面B中。该中间像借助其他透镜22、28聚焦到CCD 传感器30上。接近到达CCD传感器30之前，观察射束26在此必须通 过另一隙缝光阑32，该隙缝光阑在CCD传感器之前与隙缝光阑18同步 地在照明射束19的光路中摆动。

通过这种方式，借助隙缝光阑32保证了，基本上只有希望的观察射 束26到达CCD传感器30，而散射光被减弱。这种散射光例如可以归因 于在眼睛前侧的反射或者在眼睛12的玻璃体混浊物上的散射。

在图1中可以看出的是，摆动的隙缝光阑32比较接近CCD传感器 30地设置。这是必要的，因为随着隙缝光阑32和CCD传感器30之间增 大的距离，对干扰的散射光的抑制变差。然而该接近也导致了摆动的隙缝 光阑32的震动会传递到CCD传感器30上，例如通过图中未示出的检眼 镜10的壳体来传递。这导致了在操作检眼镜10时的根本问题，特别是劣 化了CCD传感器30提供的眼睛12的图像的清晰度。

图2示出了与图1相似的、根据本发明的检眼镜10的示意图，其中 避免了这些问题。图2中相应的部件具有与图1中相同的参考标记。根据 图2中所示的实施形式，根据本发明的检眼镜10与现有技术中的检眼镜 的不同之处在于，替代CCD传感器30和在传感器之前来回摇摆的隙缝 光阑32，在观察射束26中设置了电子传感器34，该电子传感器包括相应 的可按行激活和/或读取的光敏像素的区域，其中这些像素可以借助电子 驱动电路单个地激励。电子驱动电路设置在电子传感器34中并且在图中 未被示出。

通过电子驱动电路控制的电子传感器34的工作原理在下面借助图3a 至3c来阐述。

图3a至3c示出了简化地示出的电子传感器34的光敏像素区的示意 性前视图。在所示的简化的实施形式中，该光敏像素区一共包括10个像 素行，它们用1、2、...、10连续编号。在图3a至3c中，每个像素行包 括24个像素，它们借助光敏元件根据入射的光量产生电荷。每个像素36 与专用的放大电子设备关联，该放大电子设备将像素36中产生的电荷转 换为相应的电压信号。这种带有所谓“有源像素”的电子传感器、特别是 CMOS传感器的工作原理已被公开，在此不再予以阐述。

借助设置在电子传感器34中的电子驱动电路，每个像素行可以切换 为三种工作状态之一：

a)去激活模式，其中像素行虽然有光入射但是不聚集电荷，并且由 此不产生电压信号；在图3a中，像素行2、3、...、7处于该去激活模式 中，这通过在这些像素行中的空像素36来表明。

b)激活模式，其中光入射导致产生连续增大的电压信号；在图3a 中，像素行8、9和10处于该工作状态中，这通过这些像素行的简单的阴 影来示出。

c)读取模式，其中像素行被读取，即在确定的先前曝光时段中建立 的电压信号被电子驱动电路调用；像素行随后被擦除，即电压信号又被复 位到零值。在图3a中，只有像素行1处于该读取模式中，这通过密的阴 影表明。

通过电子驱动电路控制的电子传感器34的读取过程在下面借助图3a 至3c、4a和4b来阐述。

在图4a和4b的时间图中所表明的起始时刻t1，电子驱动电路从电子 控制单元38(例如中央控制计算机)接收触发信号，例如TTL信号。图 4b中所示的触发信号的上升沿启动电子传感器34的全部读取流程，其方 式是编号1的像素行从不活动状态首先切换到读取状态并且随后切换到 活动状态中，即光入射导致在第一像素行的每个像素中建立电压信号。在 曝光持续时间tINT期间，第一像素行保持在该激活状态中，并且在下一个 读取流程的相应时刻t1被电子驱动电路读取。

在起始时刻t1之后的可设置的时间延迟Δt到期后，也读取第二像素 行并且切换到活动状态中，并且在另一时间延迟Δt之后也读取第三像素 行。在图4a所示的情况中，选择tINT＝3×Δt，使得在读取和激活第四像 素行的时刻t4＝t1+tINT＝t1+3×Δt，当前第二和第三像素行也处于激活模 式中，如图3a所示，而第一像素行恰好被去激活。

在时刻t1读取第一像素行之后，该像素行被激活，并且另一时间延迟 Δt之后，即在时刻t2＝t1+Δt，读取第二像素行，该第二像素行从前面流 程的时刻t2开始在持续时间tINT期间被曝光。通过这种方式，读取过程分 别在对应于时间延迟Δt的时间距离中前进电子传感器34的一个像素行， 在图3a至3c所示的例子中从编号1的像素行直到编号10的像素行。选 择tINT＝3×Δt导致在读取第n像素行的时刻，三个相邻的像素行活动， 即像素行n-1、n-2和n-3。这限定了电子隙缝光阑的有效宽度，其中该电 子隙缝光阑在图3a至3c中好像从上向下运动通过光敏像素36的区。注 意到的是，当像素行被切换到读取模式中时，该像素行中在时段tINT中建 立的电压在电子读取的下一流程中才被询问。

对于完整的流程所需的总时间T对应于像素行的数目N(在图3a至 3c的例子中N＝10)和时间延迟Δt的乘积，即T＝N×Δt。通过选择三 个参数Δt、tINT和N，由此与根据图1中的现有技术中的机械摆动的隙缝 光阑32的相应参数相比，可以更灵活地设置电子隙缝光阑的有效宽度以 及图像重复率1/T。

电子控制单元38设计用于将图4b中示出的触发信号用于将各活动的 像素行与隙缝光阑18在照明射束中的运动同步。在时刻t1例如(参见图 3a)像素行8、9和10活动。因此时刻t1必须选择为使得其对应于如下时 刻：隙缝光阑18在该时刻位于其摇摆运动的下部转折点。在图3a至3c 和4a中所示的从上(在图3a中读取编号1的像素行并且随后被直接激活) 向下(在图3c中读取像素行10并且随后被直接激活)的像素行激活过程 的顺序与图2中隙缝光阑18从上向下的运动同步地进行。

因为如图3a至3c以及4a所示在该“滚动快门”的原理中，好像电 子光阑始终从上向下通过像素区，所以允许仅仅处理电子传感器34的如 下图像：这些图像对应于与此同步的照明射束19的向下运动。其中在图 2中隙缝光阑18向上运动的摇摆阶段不可用。出于该原因，在电子传感 器34的完整的读取流程之后(在该读取流程中读取先前的流程中在各像 素行中建立的电压信号)，接下来的触发信号的发出通过电子控制单元38 延迟，直到隙缝光阑18又到达其上部的转折点。

通过电子传感器34提供的眼睛12的图像的进一步改善可以通过如下 方式实现：不仅仅读取起始时刻t1与摇摆的隙缝光阑18的上部转折点同 步，而且在图3a至3c中的电子光阑的向下运动与照明射束19中的隙缝 光阑18的相应的向下运动协调。当例如隙缝光阑18正弦形地在照明射束 19中来回摇摆时，隙缝光阑以其通过照明射束19的速度在摇摆的上部和 下部转折点分别等于零，而它在两个转折点之间的中间达到最大值。这可 以在电子传感器34中通过如下方式来考虑：时间延迟Δt与图4a不同地 选择为并非恒定，而是作为相应像素行的函数在像素区的上边缘和下边缘 (例如像素行1和10的区域中)选择得比像素区的中心(在像素行5和 6附近)更大。

当想要将电子传感器34的“滚动快门”的运动与机械隙缝光阑18 的运动匹配时产生的附加的电子开销可以在以下情况中被避免：以相反的 方式保持图3a至3c、4a和4b中所示的电子光阑的时间流程并且将机械 隙缝光阑的运动与其匹配。例如电子控制单元38可以控制附图中未示出 的隙缝光阑18的驱动机构，使得隙缝光阑18经过一种“锯齿形轨迹”、 即以恒定的速度从其上部转折点向其下部转折点运动，并且随后明显更快 地返回到其上部转折点。

根据所希望的图像重复频率，然而隙缝光阑18设置于其中的伸展的 金属片的这种锯齿形运动会证明是困难的。

在图5所示的根据本发明的检眼镜10的优选实施形式中，因此在线 聚焦光学系统的形式中也相对于根据图1的现有技术修改了照明射束19 的产生，以便使得与电子传感器34中的电子光阑的同步变得容易。

在图5中与图2中所示的实施形式中对应的部件设置有相同的参考标 记。特别地，在根据图5的优选实施形式中，也使用具有上述特征的电子 传感器34用于检测观察射束。

然而在该实施形式中，使用点状的光源、例如激光器或者光波导的端 部作为照明装置14。由其发出的光通过聚光器40转换成平行的射束并且 指向圆柱形透镜42。在射束方向上在圆柱形透镜42之后设置有可枢转地 安置的反射器44，该反射器将照明射束19近似平行于图5中的光轴A地 向左朝向透镜22反射，该透镜22位于圆柱形透镜42的焦平面中。圆柱 形透镜42在此定位为使得由其产生的线聚焦垂直于图5的图平面取向。

反射器44可枢转地安置在扫描装置46上，该扫描装置由电子控制单 元38控制，同时该电子控制单元38控制电子传感器34的电子驱动电路。 电子控制单元38设计用于控制扫描装置46，使得扫描装置借助反射器44 在图5的图平面中的转动与电子传感器34中的电子光阑的运动同步地将 照明射束19在眼睛12上扫描。在图3a至3c中所示的电子光阑的连续的 线性向下过程中，反射器44可以经过锯齿形轨迹，其方式是反射器例如 从图5所示的位置出发逐步地逆时针转动，并且最后一旦电子传感器34 中的电子光阑到达下部的像素行(例如图3c中的编号10的像素行)，则 突然地以顺时针方式复位到根据图5的其初始位置中。

这种可枢转地安置的反射器实际上具有非常小的惯性力矩，使得它不 仅在高频率情况下而且通常可以在大的频率范围中使用。因此，这种反射 器与根据图5的“滚动快门”的结合允许眼睛12的照明与各希望的观察 最佳的匹配，其中该结合由此能够借助电子控制单元38实现自由选择图 像重复率和外部同步。通过反射器44的小的惯性，几乎完全避免了根据 本发明的检眼镜10中的震动。

使用相干光源(例如激光器)允许产生非常窄的照明间隙。如果同时 选择与大约5μm的像素36的高度对应的单个像素行的最小电子间隙宽 度，则可以实现垂直于间隙伸展的共焦成像并且由此进行眼睛12的三维 检查。

图6示出了根据本发明的检眼镜10的另一实施形式的示意图，其中 该检眼镜带有用于立体成像的两个观察射束26。照明光路在此位于图平 面之外并且在图6中未被示出。在该实施形式中，设计了两个相邻的电子 传感器34，以便进行立体眼睛12的立体拍摄。照明光路在此可以如图2 那样地选择，即带有隙缝光阑18，其在照明装置14之前来回摆动，或者 如图5那样地选择，即带有照明射束19中的线聚焦光学系统。本发明的 优点、即避免机械地来回摆动的隙缝光阑，在图6的实施形式中特别明显， 因为在现有技术的具有立体观察可能性的相应的检眼镜10中，一共需要 三个来回摆动的隙缝光阑，即在照明射束19中的隙缝光阑和在两个彼此 基本上平行的观察射束中的两个隙缝光阑32。这恰恰在现有技术的立体 检眼镜10中导致明显的震动问题，这些问题通过本发明而避免。

图7示出了带有附加成像单元的根据本发明的检眼镜10的另一实施 形式，该成像单元将眼睛前部通过检眼镜的透镜24和另一透镜48成像到 分离的图像传感器50上。分离的图像传感器50优选同样是带有有源像素 的电子传感器，例如CMOS传感器，如前面已经详细描述过的那样。

在该实施形式中，光路与眼底观察及眼睛前部观察的分离通过分束器 52来进行，其中优选的是使用薄膜分束器(pellicle beam splitter)。

在该实施形式中，眼睛前部借助图7中未示出的分离光源照明，该光 源直接定位在眼睛12之前，并且在理想的情况下在红外中进行发射。

在其他方面，图7的实施形式对应于图2的实施形式，即带有在照明 射束19中机械摆动的隙缝光阑18。然而在图7的实施形式中当然也可以 使用借助图5阐述的线聚焦光学系统。

图8示出了根据本发明的检眼镜的另一实施形式，该实施形式基于图 2的实施形式扩展了治疗功能。为此设置了另一光源60，该光源产生治疗 光束，该治疗光束借助透镜62准直并且通过分束器64与检眼镜的主轴线 同轴地耦合输入到光路中。在此，治疗光束通过两个反射器61被偏转， 所述反射器分别可以围绕垂直于图8的图平面和位于图平面中的轴线枢 转地安置。电子控制单元38也包含控制单元，其基于额定值控制反射器 61的枢转运动，这些额定值可以由用户借助接口63、例如借助控制杆来 输入。

图9a示出了在使用图8的检眼镜的情况下患者眼睛的瞳孔平面的示 意性截面图。在此，参考数字53表示眼睛12的瞳孔，参考数字54表示 照明光路的瞳孔，而参考数字56表示观察光路的瞳孔。附加地借助分束 器64耦合输入的治疗光束的位置在图9a中用虚线示出，并且用参考数字 55表示。对应于图8中的治疗光束的耦合输入，图9a中的治疗光束55 位于中心，即位于根据本发明的检眼镜10的主轴线上。

替代地，治疗光束可以借助反射器61和分束器64分布式地、例如与 照明光路同轴地耦合输入。在图9b中示出了患者的瞳孔平面的相应的截 面图。

图10示出了时间图，其说明了时间上激活目标射束的工作原理。时 刻T1是在像场的端部上的光阑运动的起始点。合乎目的的是，该起始点 对应于上面阐述的时刻t1，在该时刻读取电子传感器34的第一像素行。 由此，时刻T1也通过图4b中示出的矩形脉冲的上升沿来限定。在时间上 的延迟τ之后，目标射束于是在时段Tp期间在时刻T2被激活，这在图10 中又通过矩形脉冲表明，其中上述延迟τ可以如上所述的那样由像场中的 目标射束斑的位置(或者通过与其关联的量)来计算。

图11示出了图10的时间图中说明的、在像场中的流程。在时刻T1， 光阑位于其运动的起始点。在图11中，起始点示出为位于像场的上边缘。 光阑的运动从时刻T1开始向下经过像场，如通过运动方向上的箭头所表 明的那样。在时刻T2，根据本发明的检眼镜10的光阑的下边缘到达像场 的、目标射束斑位于其中的位置(x，y)。在该时刻，接着将目标射束激 活持续时间Tp。换言之，目标射束的入射限制在如下的短的时段中：在 这些时段中，检眼镜10的光阑实际允许观察所希望的眼睛区域。在这些 短的时段之外，目标射束被关断，由此将干扰的反射最小化。该脉冲式的 目标射束与光阑的同步又借助电子控制单元38来实现。

图12示出了根据本发明的检眼镜的另一实施形式，用于测量荧光发 射。在此将分束器65引入观察光路中，该分束器波长相关地将来自对象 的光的一部分通过透镜66反射到第二传感器68上。同时，分束器65在 此作为用于荧光测量的抑止滤光器。分束器的过滤作用可以通过透射装置 67和69中的附加的滤光器来改善。电子控制单元38在此包含控制单元， 其保证了同步地读取传感器68和34并且由此在相同时刻记录两个图像。

图13示出了图12的实施形式的一种改进方案，其中使用了附加的光 源72用于改善荧光测量结果。该附加的光源72的光通过聚光器71准直 并且通过分束器70耦合输入到照明光路中。光源72发射位于荧光色素的 吸收带和发射带之外的波长范围中的光。

本发明并不局限于这些作为没有限制作用的例子而介绍的实施形式 中。例如可以理解的是，借助图3a至3c所阐述的电子传感器34不仅具 有在那里出于简单的原因而示出的10个像素行，而是在实践中具有超过 1000个像素行。

此外可以理解的是，照明射束19以及观察射束26的光路的具体走向 在立体成像的情况中可以通过已知的光学元件来改变。同样可以理解的 是，其他光束可以耦合输入到所介绍的光路中，例如为了治疗目的或诊断 目的，如从现有技术中基本上已公开的那样。

在所有这些改进的实施形式中，本发明不仅仅提供了上述优点，即明 显减小或完全消除了由于来回摇摆的隙缝光阑而引起的机械震动，而且还 具有多个其他优点：

a)如已经强调的那样，在电子传感器34的情况下电子光阑并非位 于其像平面中，使得优化了散射光的减弱。

b)连续的图像形成方法的前提条件是足够高的、大于10Hz的图像 重复频率，以便在观察者处产生流畅的运动印象。于是在现有技术中使用 的隙缝光阑必须以高频摇摆，这在实践中只能借助谐振中的机械振荡器来 实现。这又以振荡器的固有频率与CCD传感器30的图像重复频率的精 确并且对于小的偏差极其敏感的协调为前提。由此，图像重复频率对于给 定的振荡器是固定的。而在根据本发明的检眼镜10中，特别是在根据图 5的实施形式中(其中没有相应的机械上来回摇摆的隙缝光阑)，没有由 于谐振条件给出的这种限制。

c)在现有技术的检眼镜中，对于给定的机械上摇摆的光阑的间隙宽 度是不可改变的。然而许多应用要求精细分级地改变间隙宽度，并且由此 精细分级地改变有效的曝光时间。例如改变隙缝宽度或者图像重复频率并 且由此改变有效的曝光时间是期望的，以便适合不同的应用情况：在眼底 的血管造影术中必须检测色素的弱的荧光发射，这需要尽可能长的曝光时 间。这可通过设置电子传感器34的参数、特别是参数N、Δt和tINT而毫 无问题地实现。

d)在现有技术的检眼镜中，为了驱动隙缝光阑，振荡器的频率在实 践中为CCD传感器的图像重复频率的多倍，因为具有低频率的机械振荡 器一方面在其摇摆频率方面不能精确地协调，并且另一方面也导致整个设 备的特别不舒服的震动。这导致在CCD传感器30上的双重曝光，并且 由此由于眼睛12或其他被检查的对象的快速运动而导致图像不清晰以及 运动赝像(Bewegungsartefakten)。使用以下的图像传感器已证实是特别 不利的：这些图像传感器按照常用的视频标准(PAL，NTSC)将两个不 同时刻记录的半图像结合为完整图像(隔行扫描)。其他计算机辅助的图 像的处理和分析(例如确定眼睛12中的血管的位置、大小、形状等等) 由于这种运动赝像或隔行扫描赝像而变得困难。根据本发明避免了传感器 之前的机械隙缝光阑则解决了所有这些问题。

e)为了在现有技术的检眼镜中驱动隙缝光阑而在谐振中摇摆的机械 振荡器通常进行正弦形的运动。在一个时期中通过摇摆的光阑完整地入射 到眼睛12上的光量因此并不均匀地分布在眼睛12上，并且导致图像中不 均匀的对比度分布和亮度分布。然而为了得到图像部分的均匀照亮，通常 提高摇摆的幅度，使得只有光阑轨迹的近似线形部分处于视野中。然而由 此只有入射到眼睛12上的光的一部分用于形成图像，这导致降低了检眼 镜10的灵敏度。而在根据本发明的检眼镜10中，可用的光被明显更好地 利用。

f)通过使用均匀照亮照明光路的光阑平面的传统的白炽灯或卤素灯， 照明装置14的可用的光强只是被不充分地利用。照明装置14的热辐射导 致进一步影响设备的操纵。在图5所示的带有激光器和线聚焦光学系统的 实施形式可以避免这些问题。

g)如在现有技术中使用的卤素灯发射宽的、热学上的频谱，其最大 值位于红外范围中，并且朝着更短的波长而减小。这种光源不适于产生眼 底的高对比度的彩色图像，因为眼底主要在红色光谱范围中反射。此外， 基于半导体的图像传感器在红色和红外光谱范围中比在较短的波长情况 下更敏感。因此，借助卤素照明装置拍摄的眼底的彩色图像具有占支配地 位的红色通道，然而只有微弱地被提供的绿色和蓝色通道。因此图像具有 噪声并且对比度低。使用滤光器来影响照明光谱虽然改善了彩色印象，但 是强烈降低了光源的光强。为了已经谈及的对荧光发射的观察，需要强烈 地激励在窄的光谱范围中的色素。根据图5的实施形式中，现代的光源例 如LED或者激光器可以实现这一点。