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Die
Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Messung an einem
Auge, insbesondere zur Messung von Vorderkammertiefe, Linsendicke, Hornhautdicke
oder Achslänge, wobei die Vorrichtung ein Interferometer
umfaßt, mindestens einen Meßstrahl entlang einer
optischen Achse in das Auge fokussiert, rückgestreute Strahlung
aufnimmt und durch Zeitdomänen-, Spektraldomänen-
oder Fourierdomänen-Kohärenzreflektrometrie interferometrisch
ein Strukturen des Auges anzeigendes Meßsignal erzeugt,
und eine Verstelleinrichtung zur lateralen und/oder axialen Verschiebung
des Fokus im Auge oder zur Variation eines Polarisationszustandes
des Meßstrahls und eine Steuereinrichtung, die das Interferometer
ansteuert, aufweist. Die Erfindung bezieht sich weiter auf ein Verfahren
zur Messung an einem Auge, insbesondere zur Messung von Vorderkammertiefe,
Linsendicke, Hornhautdicke oder Achslänge, wobei mindestens
ein Meßstrahl entlang einer optischen Achse in das Auge
fokussiert, rückgestreute Strahlung aufgenommen und durch
Zeitdomänen-, Spektraldomänen- oder Fourierdomänen-Kohärenzreflektrometrie
interferometrisch ein Strukturen des Auges anzeigendes Meßsignal
erzeugt wird und die Lage des Fokus im Auge lateral und/oder axial
verschoben oder ein Polarisationszustand des Meßstrahls
variiert wird.
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Die
optische Kohärenz-Domain-Reflektometrie (OCDR) dient dazu,
Ort und Größe von Streuzentren innerhalb einer
Probe, z. B. dem menschlichen Auge, zu erfassen. Für einen Überblick über
entsprechende Literatur zur optischen Kohärenz-Domain-Reflektometrie
sei auf die
US
2006/0109477 A1 verwiesen. Diese Patentanmeldung, die zum
Teil vom Erfinder der hier relevanten Erfindung stammt, schildert
auch das Grundprinzip der optischen Kohärenztomographie.
Für die OCDR sind die Varianten Zeit-Domain OCDR (time-domain
oder TD-OCDR) mit zum Scannen weglängenverstelltem Referenzarm
und Fourier-Domaine OCDR (FD-OCDR) mit festem Referenzarm und Auswertung
spektraler Information bekannt. Letztere unterscheidet man nochmals
in eine Variante unter Verwendung breitbandiger Lichtquellen und
spektrometerbasierter Detektion (spectral domain oder SD-OCDR) und
in eine Variante unter Verwendung spektral durchstimmbarer Lichtquellen
und breitbandiger Detektoren (swept-source oder SS-OCDR).
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Problematisch
an der optischen Kohärenztomographie, insbesondere in Form
der FD-OCDR, ist die feste Verknüpfung von Meßbereich
und Meßauflösung. Der Stand der Technik kennt
viele Druckschriften, die sich mit der Vermessung von Objekten in
Bereichen umfaßt, die geometrisch gegenüber der gewünschten
Auflösung um mehrere Größenordnung größer
sind. Ein Beispiel für eine solche Meßaufgabe
ist die Vermessung von Bereichen am menschlichen Auge, z. B. die
Erfassung von Strukturen sowohl im Vorderbereich des Auges, beispielsweise
an der Hornhaut, als auch an der Retina.
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Bei
OCDR sind die axiale und die laterale Auflösung weitgehend
entkoppelt. Die axiale Auflösung ist im wesentlichen durch
die Kohärenzlänge der Quelle gegeben, also umgekehrt
proportional zur Gesamtbreite des in der Interferometeranordnung verwendeten
Spektrums. In lateraler Richtung ist die erreichbare Auflösung
durch die laterale Ausdehnung des Fokus bzw. der im Fokusbereich
gegebenen Strahltaille gegeben. Das Streusignal eines Ortes ist
somit die Überlagerung der aus dem kleinsten auflösbaren
Volumen rückgestreuten Strahlung.
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Eine
Anwendung, die für die OCDR-Technik von besonderem Interesse
ist, ist die Streckenmessung im Auge. Bekannte interferometrisch
arbeitende Geräte ermöglichen derzeit entweder
eine befriedigende Achslängenmessung oder Teilstreckenmessungen
in der Vorderkammer, z. B. Erfassung der Vorderkammertiefe und der
Linsendicke. Bei den einzelnen Teilstreckenmessungen muß dabei
der Meßstrahl sehr genau im Auge justiert werden.
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Bekannte
Verfahren zu Teilstrecken- oder Achslängenmessung arbeiten
entlang der Sehachse eines Auges (z. B. Lexer et al., "Wavelength-tuning interferometry
of intraocular distances", APPLIED OPTICS, Vol. 36, No.
25). Sie nützen somit nicht die auf der optischen
Achse des Auges detektierbaren, starken und klar definierten spekularen
Reflexe von Grenzflächen im Auge für Teilstreckenmessungen sondern
verwerten Signale aus Volumenstreuungen in Strukturen des Auges.
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Der
Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, mittels Zeitdomänen-Spektraldomänen
oder Fourierdomänen-Kohärenzreflektrometrie ein
Auge und insbesondere eine Streckenlänge verbessert erfassen
zu können. Besonders bevorzugt soll gleichzeitig eine Achslängenmessung
und eine weitere Teilstreckenmessung am Auge erfolgen. Das Signal/Rausch-Verhältnis
und insbesondere das Vermögen zur Grenzflächenbestimmung
auf Basis von Volumenstreuungssignalen sollen verbessert, Meßfehler
vermieden und die Anforderungen an die Justage des Auges reduziert
werden.
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Diese
Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst mit
einer Vorrichtung zur Messung an einem Auge, insbesondere zur Messung
von Vorderkammertiefe, Linsendicke, Hornhautdicke oder Achslänge,
wobei die Vorrichtung ein Interferometer umfaßt, mindestens
einen Meßstrahl entlang einer optischen Achse in das Auge
fokussiert, rückgestreute Strahlung aufnimmt und durch
Zeitdomänen-, Spektraldomänen- oder Fourierdomänen-Kohärenzreflektrometrie
interferometrisch ein Strukturen des Auges anzeigendes Meßsignal
erzeugt und eine Verstelleinrichtung zur lateralen und/oder axialen
Verschiebung des Fokus im Auge oder zur Variation eines Polarisationszustandes
des Meßstrahls und eine Steuereinrichtung, die das Interferometer
ansteuert, aufweist, wobei die Steuereinrichtung aus der rückgestreuten
Strahlung mehrere A-Scan-Einzelsignale erzeugt und diese zu einem
A-Scan-Meßsignal zusammenfaßt und so ausgebildet
ist, daß sie die Verstelleinrichtung zur Verschiebung der
Lage des Fokus oder zur Polarisationsvariation während
der Aufnahme der rückgestreuten Strahlung, aus der die
Steuereinrichtung die A-Scan-Einzelsignale erzeugt, ansteuert und
wobei rückgestreute Strahlung bei mehreren verschiedenen
Lagen des Fokus oder mehreren verschiedenen Polarisationszuständen
der Meßstrahlung zum A-Scan-Meßsignal beiträgt.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß weiter gelöst
mit einem Verfahren zur Messung an einem Auge, insbesondere zur
Messung von Vorderkammertiefe, Linsendicke, Hornhautdicke oder Achslänge,
wobei mindestens ein Meßstrahl entlang einer optischen
Achse in das Auge fokussiert, rückgestreute Strahlung aufgenommen
und durch Zeitdomänen-, Spektraldomänen- oder
Fourierdomänen-Kohärenzreflektrometrie interferometrisch
ein Strukturen des Auges anzeigendes Meßsignal erzeugt
wird und wobei die Lage des Fokus im Auge lateral und/oder axial verschoben
oder ein Polarisationszustand des Meßstrahls variiert wird,
wobei aus der rückgestreuten Strahlung interferometrisch
mehrere A-Scan-Einzelsignale erzeugt und zu einem A-Scan-Meßsignal
zusammengefaßt werden, wobei die Verschiebung der Lage
des Fokus oder die Variation des Polarisationszustandes während
der Aufnahme der rückgestreuten Strahlung, aus der die
mehreren A-Scan-Einzelsignale erzeugt werden, ausgeführt
wird und wobei rückgestreute Strahlung bei mehreren verschiedenen
Lagen des Fokus oder mehreren verschiedenen Polarisationszuständen
der Meßstrahlung zum A-Scan-Meßsignal beiträgt.
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Oft
entspricht bei OCDR-Interferometern der Fokus der Meßstrahlung
auch dem Gebiet, insbesondere dem Fokus, aus dem die rückgestreute
Strahlung aufgenommen wird.
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Die
Erfindung erreicht ein verbessertes Signal/Rausch-Verhältnis
für das A-Scan-Meßsignal dadurch, daß dieses
aus mehreren A-Scan-Einzelsignalen zusammengesetzt wird, wobei die
Fokuslage und/oder der Polarisationszustand der Meßstrahlung während
der Aufnahme der Strahlung für die A-Scan-Einzelsignale
verändert wird. Somit unterscheiden sich die A-Scan-Einzelsignale
hinsichtlich der Fokuslage bzw. des Polarisationszustandes der Meßstrahlung.
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Erfindungsgemäß trägt
also zum A-Scan-Meßsignal rückgestreute Strahlung
bei, die an verschiedenen Fokuslagen bzw. bei verschiedenen Polarisationszuständen
der Meßstrahlung gewonnen wurde. Die Vorrichtung bzw. das
Verfahren erzeugen also ein A-Scan-Meßsignal, das Informationen über
Rückstreustärke und Ort von rückstreuenden
Strukturen des Auges enthält, wobei die Ortsangabe in Tiefenrichtung
gegeben ist. Der Begriff A-Scan ist dabei auf in der Ophthalmologie übliche Weise
zu verstehen. Der A-Scan liefert Daten längs des Auges,
d. h. von posterior nach anterior. Im Sinne der vorliegenden Erfindung
ist ein A-Scan-Signal ein Signal, das die Rückstreuintensität
von Strukturen des Auges längs der Tiefenrichtung des Auges
wiedergibt.
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Die
Erfindung kombiniert nun einen Satz von mehreren A-Scan-Einzelsignalen
zu einem einzigen A-Scan-Meßsignal, wobei sich die A-Scan-Einzelsignale
des Satzes hinsichtlich der Lage des Fokus bzw. des Polarisationszustandes
der Meßstrahlung, welche zur Gewinnung des A-Scan-Einzelsignals
eingestrahlt wurde, voneinander unterscheiden. Im Ergebnis erreicht
die Erfindung ein einziges A-Scan-Meßsignal, das aus Meßstrahlung
erzeugt wurde, die ein Gemisch verschiedener Fokuslagen oder Polarisationszustände
aufweist. Die Fokuslagen- bzw. Polarisationszustandsveränderung
muß dabei nicht zwingend in vollem Veränderungsumfang
während der Aufnahme der rückgestreuten Strahlung
für eines der mehreren A-Scan-Einzelsignale ausgeführt
werden. Vielmehr ist es zweckmäßig den vollen
Veränderungsumfang über einen oder mehrere Sätze
zu verteilen.
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Die
Variation der Fokuslage bzw. des Polarisationszustandes der Meßstrahlung
während der Aufnahme rückgestreuter Strahlung,
die für die Erzeugung der A-Scan-Einzelsignale verwertet
wird, muß weiter nicht synchronisiert zur Erzeugung der A-Scan-Einzelsignale
erfolgen. Hier liegt neben der Tatsache, daß mehrere A-Scan-Einzelsignale
zu einem gemeinsamen A-Scan-Meßsignal zusammengefaßt
werden, ein weiterer Unterschied zu üblichen bildgebenden
Verfahren, die zwingend auf eine Synchronisierung zwischen Fokuslagenverstellung
und Signalerzeugung angewiesen sind. Die in einer bevorzugten Variante
der Erfindung nicht vorhandene Synchronisierung zwischen Fokuslagen-
bzw. Polarisationsvariation und Erzeugung der A-Scan-Einzelsignale
zeigt sich durch eine Variation der Phase zwischen der Fokuslagen-
bzw. Polarisationsvariation und der Aufnahme der rückgestreuten
Strahlung zur Erzeugung von A-Scan-Einzelsignalen. Es ist keine starre
Phasenbeziehung zwischen diesen beiden Vorgängen gegeben;
vielmehr variiert die Phase. Besonders deutlich wird dies in der
erwähnten Variante dadurch, daß die Phasenlage
zu Beginn der Aufnahme von Satz der mehreren A-Scan-Einzelsignalen, die
dann zu dem einen A-Scan-Meßsignal zusammengefaßt
werden, zu Satz (d. h. für verschieden Sätze von
A-Scan-Einzelsignalen) variiert. Erzeugt die Vorrichtung bzw. das
Verfahren also nacheinander mehrere A-Scan-Meßsignale,
wobei jedes A-Scan-Meßsignal aus einem Satz nacheinander aufgenommener
A-Scan-Einzelsignale erzeugt wird, liegt zum Beginn eines jeden
Satzes nicht dieselbe Phase zur Variation der Fokuslage bzw. des
Polarisationszustandes vor. Diese vorteilhafte Erfindungseigenschaft
erlaubt die Verwendung eines einfachen Aufbaus zur Variation der
Fokuslage bzw. des Polarisationszustandes, da keine Rückkopplung
zwischen der Variation und der Aufnahme der rückgestreuten Strahlung
für die A-Scan-Einzelsignale erforderlich ist. Die Variation
kann beispielsweise mittels eines freilaufenden Oszillators vorgenommen
werden, und eine ständige Messung bzw. Ermittlung der aktuellen Fokuslage
bzw. des aktuellen Polarisationszustandes entfällt bzw.
wird im Verfahren oder von der Steuereinrichtung nicht ausgeführt.
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Der
Erfinder erkannte, daß eine Verbesserung des Signal/Rausch-Verhältnisses
und die Vermeidung von Meßfehlern des A-Scan-Meßsignals vorzugsweise
erreicht wird, ohne daß die aktuelle Fokusverschiebung
bzw. Polarisationsvariation der Meßstrahlung berücksichtigt
wird, was zu einem erheblich vereinfachten Aufbau bzw. ein erheblich
vereinfachtes Verfahren führt. Die Fokusverschiebung bzw.
Polarisationsvariation geht vorzugsweise bei der Zusammenfassung
der A-Scan-Einzelsignale zum A-Scan-Meßsignal nicht ein.
Um den apparativen Aufwand gering zu halten, erfolgt also nicht
unbedingt eine Bildgebung.
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Das
erfindungsgemäße Konzept erlaubt es auf einfache
Art und Weise, verschiedene Effekte, welche das Signal/Rausch-Verhältnis
mindern oder Meßfehler erzeugen können, zu unterdrücken.
Die Erfindung kann deshalb besonders vorteilhaft weitergebildet
werden zur Streckenmessung am Auge, da die Strecke begrenzenden
Grenzflächen besser erfaßt werden können.
Es ist deshalb in einer Weiterbildung der Erfindung vorgesehen,
daß die Steuereinrichtung eine Streckenmessung am Auge
durchführt. Analoges gilt für das erfindungsgemäße
Verfahren.
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Das
Rückstreusignal eines Ortes im Auge ist bei der erfindungsgemäß verwendeten
OCDR durch die Überlagerung der aus der kleinsten auflösbaren Volumen
rückgestreuten Strahlung erhalten. Die einzelnen Strahlungsanteile
können dabei in allen Stufen zwischen konstruktiv oder
destruktiv interferieren, je nach Struktur des Auges innerhalb des
kleinsten auflösbaren Volumens. Im Ergebnis erhält
man Speckle, die je nach Art der Interferenz (konstruktiv oder destruktiv)
heller oder dunkler sein können. Solche Speckles entstehen
durch die interferierende Überlagerung der aus dem mit
dem verwendeten Meßverfahren aufgelösten Probenvolumen,
und sind per se aus dem Gebiet der Ultraschall- und OCT-Messungen
bekannt (J. M. Schmitt, "Optical Coherence Tomography
(OCT): A Review", IEEE Selected Topics in Quantum Electronics,
Vol. 5, Nr. 4, S. 1205–1215, 1999). Ihre minimale
Größe ist lateral durch die Fokusgröße
und axial durch Kohärenzlänge infolge der genutzten
Quellenbandbreite bestimmt. Diese Speckle-Modulationen enthalten
zwar Informationen über die Probe, sind eigentlich Teil
des Rückstreusignals und auch überwiegend zeitlich
stabil, also kein Rauschen im eigentlichen Sinne, stellen jedoch
für Grenzflächenbestimmungen und darauf basierender
Abstandsbestimmungen ein mindestens ebenso großes Problem
dar wie ungenügende Signal/Rausch-Verhältnisse.
Deshalb werden Speckle-Modulationen hier als Teil des Rauschens
und nicht des Signals betrachtet und ihre Verminderung als eine
Verbesserung des Signal/Rausch-Verhältnisses interpretiert.
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Bei
Rekonstruktion von Signalamplituden sind aufgrund der in den Speckles
enthaltenen Phaseniformationen neben dunklen Speckles auch helle Speckles
mit unterschiedliche Vorzeichen der Amplituden möglich.
Bei der Streckenmessung am Auge tritt ein Fehler auf, wenn eine
für die Streckenmessung zu berücksichtigende Grenzfläche
lokal ein dunkles Speckle zeigt, d. h. ein solches mit Amplituden
kleiner als der des statistischen Rauschanteile. Diese Grenzfläche
wird dann falsch detektiert, und ein Meßfehler ist bei
der Streckenmessung die Folge. Die Erfindungsvariante mit einer
lateralen Probenverschiebung sorgt nun dafür, daß bei
der Bildung des A-Scan-Meßsignals nicht ausschließlich
A-Scan-Einzelsignale eingehen, die auf einem dunklen Speckle beruhen;
vielmehr sorgt die Zusammenfassung von A-Scan-Einzelsignalen, welche
bei unterschiedlichen lateralen Lagen des Fokus gewonnen wurden,
automatisch dafür, daß auch helle Speckle zur
Bildung des A-Scan-Meßsignals beitragen, so daß der
erwähnte Meßfehler vermieden ist. Der durch die
laterale Lagevariation verursachte axiale Fehler bei der Grenzflächenbestimmungen
an den überwiegend flächigen Augenstrukturen ist
dabei deutlich kleiner als derjenige, der aus einer Fehlmessung
an einem dunklen Speckle resultieren würde.
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Ein
Beispiel ist die Grenzfläche der Linse. Der posteriore
Linsenradius mit einem typischen Mittelwert von 6 mm ist am Auge
eine der am stärksten gekrümmten Strukturen. Ein üblicher
lateraler Fokusdurchmesser in ophthalmologischen Geräten
ist beispielsweise 25 μm. Würde nun während
der Aufnahme von A-Scan-Einzelsignalen eine laterale Lagevariation
beispielsweise über 4 laterale Speckledurchmesser bzw.
100 μm durchgeführt, so entspräche dies
einer axialen Positionsänderung der Grenzfläche
um weniger als 1 μm. Der aus einer potentiellen Fehlmessung
an einem dunklen Speckle resultierende Messfehler wäre
aber bei Anwendung von OCDR-Verfahren mit üblichen axialen
Auflösungen von 10 bis 20 μm um mindestens eine
Größenordnung höher.
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Bei
Streckenmessungen im Auge ist es erforderlich, daß die
die Strecken begrenzenden Grenzflächen mit ausreichendem
Signal/Rausch-Verhältnis erfaßt werden. Erzeugt
man das A-Scan-Meßsignal aus A-Scan-Einzelsignalen, die
sich hinsichtlich der axialen Fokuslage unterscheiden, werden diese A-Scan-Einzelsignale
zwar insgesamt dieselbe Probenstruktur wiedergeben, nämlich
diejenige Probenstruktur, mit der durch das Interferometer vorgegebene
Meßtiefe zugänglich ist, jedoch sind rückstreuende
Strukturen, die fokusferner liegen, dann mit geringerer Intensität
in einem A-Scan-Einzelsignal vorhanden, als Probenstrukturen, die
fokusnäher liegen. Die von der Erfindung in einer weiteren
Variante vorgesehene axiale Verschiebung des Fokus während der
Aufnahme der Strahlung für die A-Scan-Einzelsignale sorgt
somit automatisch dafür, daß für die
Erzeugung des A-Scan-Meßsignals ein Satz an A-Scan-Einzelsignalen
vorliegt, in denen einzelnen Probenstrukturen unterschiedliche intensive
Signale zeigen.
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Für
beide Varianten ist es nicht nötig, die aktuelle Lage der
Fokusverschiebung dem A-Scan-Einzelsignalen zu zuordnen, vielmehr
genügt es völlig, die A-Scan-Einzelsignale zum
A-Scan-Meßsignal zusammenzufassen, wobei schon eine Addition
oder Mittelung, insbesondere von Signalbeträgen. zu einem
verbesserten Signal-Rausch-Verhältnis für alle Probenstrukturen
innerhalb des erfaßten Meßbereiches führen.
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Für
die Streckenmessung am Auge sind üblicherweise folgende
Strukturen von besonderem Interesse: anteriore und posteriore Fläche
der Augenhornhaut, anteriore und posteriore Fläche der
Augenlinse und Schichten der Netzhaut, insbesondere die ILM (inner
limiting membrane) und das RPE (retinal Pigment epithelium). Die
Erfindung kann zur Vermessung aus diesen Grenzflächen abgeleiteter
Strecken in Kombination mit einem Verfahren bzw. einer Vorrichtung
eingesetzt werden, deren Meßtiefe eine unmittelbare Messung
der gewünschten Strecken, z. B. der Gesamtlänge
des Auges, erlaubt. Für eine solche Anwendung ist die axiale
Verschiebung des Fokus während der Messung besonders vorteilhaft.
Optional kann die Erfindung aber auch verwirklicht werden mit einer
Vorrichtung bzw. einem Verfahren, das einen Teilabschnitt der Augen
in einem ersten Meßzustand und einen zweiten Teilabschnitt
des Auges in einem zweiten Meßzustand erfaßt.
Die laterale bzw. axiale Verschiebung des Fokus findet dann mindestens
in einem der Meßzustände statt.
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Ein
weiterer Aspekt, der bei der Streckenmessung am Auge zu Meßfehlern
führen kann, liegt in der Tatsache begründet,
daß das Auge zur Vorrichtung bzw. für das Meßverfahren
geeignet ausgerichtet werden muß. Man spricht hier vom
Justagezustand. Mitunter geht jedoch ein ausreichender Justagezustand
noch vor Beginn der eigentlichen Messung aufgrund einer Patientenbewegung
wieder verloren, und es muß eine neue Justage durchgeführt werden.
Dies stellt natürlich einen Zeitverlust dar. Zudem besteht
das Risiko, das der Verlust des ausreichenden Justagezustandes zu
spät erkannt und deshalb eine ungültige Messung
durchgeführt wird. Hinsichtlich der Linse des Auges ist
der Justierzustand dann optimal, wenn die Linse möglichst
senkrecht zur einfallenden Meßstrahlung steht, da dann
ein starker spekularer Rückreflex entsteht. Bekanntermaßen weichen
beim menschlichen Auge die optische Achse durch die Linse und die
Sehachse durch das Zentrum schärfsten Sehens, die Fovea
centralis, 0 bis 14°, typischerweise um 5° voneinander
ab, so daß die Linse gegenüber der Sehachse verkippt
ist. Läßt man nun einen Patienten auf ein Fixierobjekt
fixieren, hat dies die Folge, daß auf der Achse der Abbildung des
Fixierobjektes einfallende Meßstrahlungen im Allgemeinen
auf eine schräg liegenden Linse trifft und der in Richtung
der Meßstrahlungsachse detektierbare spekulare (d. h. spiegelartige)
Rückreflexanteil gering ist. Ein für die Messung
guter Justierzustand ist dann gegeben, wenn die Sehachse durch Verschiebung
des Fixierobjektes um den Unterschiedswinkel zwischen Sehachse und
optischer Achse gekippt ist, so daß Meßstrahlung
in das Auge entlang der optischen Achse der Linse und damit auf eine
senkrecht zur Einfallsrichtung liegenden Linse trifft und im Ergebnis
einen starken, überwiegend spekularen Rückreflex
erzeugt. Möchte man am Auge sowohl die Lage der Linse und
die Augenlänge, d. h. den Abstand zwischen Hornhautscheitel
und Fovea, bestimmen, ist im Stand der Technik entweder eine Folge
von zwei Messungen mit dazwischenliegendem Umfixieren des Patienten
unerläßlich, oder man muß einen schwächeren
Reflex an der Linse akzeptieren. Die Erfindung löst diesen
Konflikt nun dadurch, daß mit einer lateralen Verschiebung
des Fokus zumindest im Bereich der Linse immer ein starker Rückreflex
gesichert ist, da das seitliche Auswandern des Fokus bezüglich
der Linse auch Linsenbereiche beleuchtet, welche senkrechter zur
Einfallsrichtung der Meßstrahlung stehen, als dies im Bereich
der Sehachse der Fall ist. Damit ist sowohl ein Umfixieren des Patienten
unnötig, als auch der im Stand der Technik gegebene Auslegungskonflikt
behoben. Es ist deshalb eine Weiterbildung der Erfindung besonders
bevorzugt, bei der eine Streckenmessung am Auge erfolgt und dabei
sowohl die Lage der Netzhaut als auch der Linse erfaßt
wird. Wiederum kann dabei eine Vorrichtung oder ein Verfahren zum
Einsatz kommen, deren bzw. dessen Meßtiefe in Abstand zwischen
Linse und Netzhaut überdeckt, oder es kann eine Umschaltung
zwischen Messung der Linsenposition und der Netzhautposition erfolgen.
Optional ist natürlich auch ein Zweistrahlverfahren möglich,
wobei die laterale Verschiebung des Fokus zumindest an dem Meßstrahl
für den Linsenbereich erfolgt.
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Im
Ergebnis erlaubt die Erfindung eine Reduktion von Fehlern, welche
mit dem im Stand der Technik bislang erforderlichen Justierzustand
des Auges verbunden waren.
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Aufgrund
der bekannten doppelbrechenden Wirkung bestimmter Augenstrukturen,
wie der Hornhaut oder der Linse oder verschiedener Netzhautschichten,
ist eine Veränderung der in den Meßsignalen vorliegenden,
störenden Speckle-Modulation auch durch Veränderung
des Polarisationszustandes der einfallenden Meßstrahlung
möglich. Hinzu kommt, daß die Doppelbrechung auch
die Interferenzfähigkeit und damit Detektierbarkeit des
rückgestreuten Lichtes stören bzw. mindern kann,
so daß die Variationen des Polarisationszustandes der Meßstrahlung
höhere Einzelsignale erzielt. Es ist deshalb in der Erfindung
zur Verbesserung des Signals ebenfalls vorgesehen, daß während
der Aufnahme der A-Scan-Einzelsignale der Polarisationszustand der Meßstrahlung
variiert wird. Die obigen Ausführungen hinsichtlich einer
nicht nötigen Synchronisierung gelten auch für
diese Variante.
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Beim
Zusammenfassen der A-Scan-Einzelsignale zum A-Scan-Meßsignale
wird eine Verbesserung des Gesamtsignals gegenüber den
A-Scan-Einzelsignalen erreicht. Das Zusammenfassen kann, wie erwähnt,
ganz grundsätzlich im Wege der Addition oder Mittelung
erfolgen. Eine nochmalige Verbesserung erhält man, wenn
die A-Scan-Einzelsignale selektiert und gewichtet werden. Dazu wird
der Signalverlauf der A-Scan-Einzelsignale entsprechend ausgewertet.
Beispielsweise ist es möglich, Maximalauswahlen vorzunehmen.
Da alle A-Scan-Einzelsignale denselben Meßbereich abdecken,
kann man z. B. aus den A-Scan-Einzelsignalen jeweils die maximalen
Peaks extrahieren und diese zum A-Scan-Meßsignal zusammenfassen.
Auch können Schwellwertauswahlen erfolgen.
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Die
laterale Verschiebung des Fokus kann auf verschiedene Art und Weise
erreicht werden, z. B. durch ein geeignetes den Meßstrahl
ablenkendes, angesteuertes Ablenkelement im optischen Aufbau der
Vorrichtung. Ohne den Strahlengang des Meßstrahls verschiebende,
bewegte Teile kommt man aus, wenn zur lateralen Verschiebung des
Fokus ein Fixierbild, welches dem Patienten dargeboten wird, verschoben
wird. Der Aufbau ist dann entsprechend einfach, insbesondere wenn
das Fixierbild mittels eines von der Steuereinrichtung ansteuerbaren
Displays erzeugt wird, das zur Fixierbildverschiebung geeignet angesteuert
wird.
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Eine
weitere, apparativ relativ einfache Variante zur Verschiebung des
Fokus liegt darin, ein Optikelement, z. B. eine Linse verstellbar
auszugestalten und zur Verschiebung des Fokus zu verstellen. Für
eine axiale Verstellung wird z. B. eine Brennweitenveränderung
oder axiale Lageveränderung eines refraktiven Elementes
(beispielsweise eine Flüssiglinse oder ein Flüssigkristallmodulator)
oder einer reflektiven Optik (deformierbarer Spiegel) bewirkt, für eine
laterale Verschiebung des Fokus eine Verstellung der Linse quer
zu optischen Achse.
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Für
Ausführungsformen, in denen der interferometrisch zugängliche
Meßbereich nicht alle Grenzflächen, welche bei
der Streckenmessung relevant sind, gleichzeitig erfassen kann, ist
es zu bevorzugen, den Fokus zusätzlich zur Lageverstellung während
der Aufnahme der rückgestreuten Strahlung auch noch in
verschiedene axial beabstandete Teilbereiche des Objektes zu verstellen,
und die Verschiebung des Fokus während der Aufnahme der Strahlung
in zumindest einem der Teilbereiche auszuführen. Dies ist
ein Beispiel für die zuvor erwähnten Meßzustände.
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Bei
einer lateralen Verschiebung des Fokus ist es vorteilhaft, diese
mit einer Verschiebegeschwindigkeit auszuführen, die kleiner
als der Quotient aus dem halben Fokusdurchmesser und einer Aufnahmedauer
der Strahlung für ein A-Scan-Einzelsignal ist, und diese
Verschiebegeschwindigkeit hat sich besonders vorteilhaft zur Reduktion
der geschilderten Speckle-induzierten Fehler erwiesen. Besonders
bevorzugt ist, daß der Quotient kleiner ist als 10% des
Verhältnisses aus Fokusdurchmesser und Aufnahmedauer der
Strahlung für ein A-Scan-Einzelsignal.
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Für
die einzelnen A-Scan-Einzelsignale ist es in den Ausführungsformen
der Erfindung nicht erforderlich bzw. gar nicht bekannt, wie die
aktuelle Verschiebung des Fokus war. Dennoch ermöglicht die
Erfindung es, weitere Informationen über die Augenlinse
zu gewinnen, indem für alle Einzelsignale die Positionen
der Linsenvorderfläche und -rückfläche
ermittelt werden. Für jedes Einzelsignal liegt somit ein
Paar aus Positionen der Linsenvorderfläche und Positionen
der Linsenrückfläche vor. Die Differenz zwischen
der am meisten anterior liegenden der ermittelten Position der Linsenvorderfläche
und der am meisten posterior liegenden der ermittelten Position
der Linsenrückfläche gibt die Dicke der Augenlinse
wieder.
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Trägt
man die Paare aus ermittelter Position der Linsenvorderfläche
und ermittelter Position der Linsenrückfläche
in einem Diagramm auf, wobei entlang einer Diagrammachse die Position
der Linsenvorderfläche und entlang der anderen Daigrammachse
die Position der Linsenrückfläche aufgetragen
ist, erlaubt eine Verbindung oder Interpolation der erhaltenden
Punkte zu einer Kurve es, ein Maß für die Verkippung
der Linse gegenüber der Sehachse zu bestimmen, indem der
maximale Abstand der Kurvenpunkte von einer Symmetrieachse der Kurve
ausgewertet wird.
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Die
beiden obengenannten Weiterbildungen sind Beispiele dafür,
daß auch ohne Zuordnung der aktuellen Fokusverschiebung
bzw. des aktuellen Polarisationszustandes aus den A-Scan-Einzelsignalen weitergehende
Informationen über das Auge gewonnen werden können.
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Es
versteht sich, daß die vorstehend genannten und die nachstehend
noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen
Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung
einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
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Nachfolgend
wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten
Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren,
noch näher erläutert. Es zeigen:
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1 eine
Schemazeichnung einer Vorrichtung zur Messung von Strecken am Auge,
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2 und 3 detailliertere
Darstellungen der Vorrichtung der 1,
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4a und 4b Signale,
die beim Betrieb der Vorrichtung der 1, 2 oder 3 erhalten werden,
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5 und 6 eine
Abwandlung der Vorrichtung der 2 und 3,
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7 eine
detailliertere Darstellung der Vorrichtung der 5 und 6,
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8 eine
weitere Modifikation der Vorrichtung der 1,
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9 eine
detailliertere Darstellung einer weiteren Bauweise der Vorrichtung
der 1,
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10 Fixiermuster,
die beim Betrieb einer der Vorrichtungen verwendet werden können,
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11 eine
weitere Variante der Vorrichtung der 1 und
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12 eine
detailliertere Darstellung der Vorrichtung der 11.
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Bei
der interferometrischen Messung axialer Streuprofile, wie sie bei
der optischen Kohärenzdomänenreflektrometrie auftritt,
ist die axiale Auflösung, d. h. die Auflösung
in Tiefenrichtung, im Wesentlichen durch das Kohärenzverhalten
der Quelle gegeben. Die Auflösung ist umgekehrt proportional
zur Gesamtbreite des zur Vermessung des Streuprofils verwendeten
Spektrums. Quer dazu, d. h. in lateraler Richtung ist die erreichbare
Auflösung durch die laterale Ausdehnung des Fokus gegeben,
die hier als Fokusdurchmesser bezeichnet wird. Tatsächlich
liegt natürlich eine Strahltaille vor und der Fokusdurchmesser
wird üblicherweise als diejenige Größe
der Strahltaille aufgefaßt, bei der die Strahlungsintensität auf
einen bestimmten Wert, z. B. 1/e2, abgefallen
ist.
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Die
von einer Stelle eines Objektes rückgestreute Strahlung
ist eine Überlagerung der aus dem aufgelösten
Volumen rückgestreuten Strahlungsanteile. Diese Strahlungsanteile
können in allen Stufen zwischen konstruktiv und destruktiv
interferieren, wodurch sich bekannte Speckle bilden. Bei einer konstruktiven
Interferenz liegen helle Speckle vor, bei einer destruktiven Interferenz
dunkle Speckle. Ob eine konstruktive oder destruktive Interferenz
auftritt, hängt von der Objektstruktur innerhalb des aufgelösten
Volumens ab. Weiter ist die Intensität der rückgestreuten
Strahlung davon abhängig, wie nahe eine Objektstruktur
dem Fokus der Meßstrahlung liegt. Fokusfernere Objektstrukturen
führen zu geringeren Rückstreuintensitäten
und damit zu geringer starken Interferenzsignalen. Eine weitere
Variation der Interferenzsignalstärke kann durch Doppelbrechungseffekte
in der Probe entstehen.
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Um
nun bei der interferometrischen Objektvermessung das Signal einer
zu vermessenden Grenzfläche zu maximieren, wird gemäß 1 während
der Messung eines axialen Streuprofils der Fokus verschoben oder
der Polarisationszustand des Meßstrahls geändert.
In Analogie zur Ultraschallmeßtechnik werden solche axiale
Streuprofile auch als A-Scans bezeichnet, weshalb hier von einem A-Scan-Meßsignal
die Rede ist. Eine Minderung des Interferenzsignals und damit des
Meßsignals durch ein zufälliges dunkles Speckle
an der Objektstruktur wird dadurch vermieden, daß der Fokus
während der Messung lateral verschoben wird. Eine Maximierung des
Signals hinsichtlich des Abstandes zum Fokus wird dadurch erreicht,
daß der Fokus während der Messung axial verschoben
wird. Negativ die Signalintensität beeinflussende Doppelbrechungseffekte werden
dadurch vermieden, daß der Polarisationszustand des Meßstrahls
während der Messung geändert wird.
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1 zeigt
einen Schnitt durch ein Auge
1, von dem exemplarisch und
schematisch Hornhaut
2, Iris
3, Linse
4,
Netzhaut
5 und Fovea
6 eingezeichnet sind. In
dem in
1 dargestellten Zustand wird das Auge mit zwei
Meßstrahlen
7 und
8 vermessen. Der Meßstrahl
7 ist
in die Linse
4 fokussiert, der Meßstrahl
8 an
der Fovea
6. Die Meßstrahlen
7 und
8 stammen
aus einer Meßvorrichtung
9, das für die
optische Kohärenzdomänenreflektrometrie (OCDR) ausgebildet
ist und damit eine Tiefenauslösung der erfaßten
Bereiche, in diesem Falle der Linse
4 und der Netzhaut
5 bewirkt.
Hinsichtlich dabei möglicher OCDR-Prinzipien und Realisierungen
sei auf folgende Literatur verwiesen:
WO2007065670 oder
Fercher
et al., „Measurement of Intraocular Distances by Backscattering
Spectral Interferometry", Opt. Comm. 117, 43.
-
Die
Meßvorrichtung 9 weist ein (in 1 nicht
weiter dargestelltes) Interferometer auf und nimmt Anteile der Meßstrahlen 7 und 8 auf,
die aus dem jeweiligen Fokusvolumen rückgestreut wurden. Um
zu verhindern, daß die Rückstreuung zufälligerweise
als dunkles Speckle ausgebildet ist, wird der Meßstrahl 7 während
der Messung des Streuprofils, d. h. während der Erfassung
des A-Scan-Meßsignals, lateral verschoben, so daß das
Fokusvolumen, z. B. in der Linse 4, wandert. Dies ist in 1 durch einen
Pfeil P symbolisiert. Für die Gewinnung des A-Scan-Meßsignals
werden eine Vielzahl an Streuprofilen erfaßt, die A-Scan-Einzelsignale
darstellen. Diese werden auch noch zu beschreibende Art und Weise
zum A-Scan-Meßsignal zusammengefaßt.
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Anders
als bei einem Scannen, welches zur Bildgewinnung verwendet wird,
wie sie beispielsweise bei der optischen Kohärenztombographie
(OCT) eingesetzt wird, ist die Lateralverschiebung des Fokus nicht
zur Aufnahme der Strahlung, d. h. der A-Scan-Meßsignale
synchronisiert. Diese nicht vorhandene Synchronisation drückt
sich dadurch aus, daß bei der Zusammensetzung der A-Scan-Einzelsignale
die Lateralverschiebung des Fokus nicht berücksichtigt
wird. Insbesondere kann die Lageverschiebung des Fokus mehrfach
bzw. zyklisch um eine mittlere Lage erfolgen, ohne daß die
Zyklen mit der Aufnahme der A-Scan-Einzelsignale synchronisiert
sind.
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Die
Verschiebung erfolgt mit einer Geschwindigkeit, die so groß ist,
daß während der Dauer, die für die Aufnahme
aller A-Scan-Einzelsignale eines A-Scan-Meßsignals nötig
ist, der Fokus im Objekt um mindestens den halben Fokusdurchmesser (vorzugsweise
höchstens 125 Fokusdurchmesser) wandert, wobei jedoch die
Verschiebung pro Dauer der Strahlungserfassung der A-Scan-Einzelsignal vorzugsweise
den oben genannten Begrenzungen unterliegt. Durch dieses Wandern
des Fokusdurchmessers ist sichergestellt, daß nicht alle
A-Scan-Einzelsignale von demselben Speckle stammen. Ab einer Verschiebung
von einem Fokusdurchmesser ist es mit gesteigerter Sicherheit vermieden,
daß ausschließlich ein destruktiv interferierendes
Objektvolumen zum Meßsignal einer Objektstruktur beiträgt, also
an einer bestimmten axialen Position nicht irrtümlich aufgrund
destruktiver Interferenz das Nicht-Vorhandensein einer Objektstruktur
angenommen wird. Für die Verschiebung kann in einer bevorzugten
Variante auch eine Maximalauslenkung definiert werden. Für
sie gilt dann: Maximalauslenkung [in lateralen
Speckledurchmessern] = sqrt(R2 – (R2 – Axialauflösung)2)/Lateralauflösung
-
Für
das bereits angegebene Beispiel (posteriorer Linsenradius R = 6
mm, Lateralauflösung 20 μm, Axialauflösung
20 μm) erhält man also 24 laterale Fokusdurchmesser
als Maximalauslenkung vom Linsenapex aus erhalten. Wird die Maximalauslenkung
größer entspricht oder übersteigt der
axiale Positionsbestimmungsfehler aufgrund der Lateralauslenkung
demjenigen durch Fehlmessung an einem dunklen Speckle. Nimmt man
die für Biometrieanwendungen sinnvollen Grenzen von 6 und
100 μm Axialauflösung und 10 bis 20 μm
Lateralauflösung, so erhält man Maximalauslenkungen
von 13 bis 110 Fokusdurchmessern vom Linsenapex aus.
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Will
man eine nachfolgend noch erläuterte, statistische Auswertung
vornehmen, um Information über die Linsengeometrie ableiten,
muß die Maximalauslösung deutlich über
den genannten Werten liegen. Es ist also zweckmäßig
in einem ersten Betriebsmodus für Längenmessungen
die genannten Maximalauslenkungen einzuhalten und in einem zweiten
Betriebsmodus für die Ermittlung von Linsengeometrie größere
Auslenkungen vorzunehmen. Die Steuereinrichtung schaltet dann zwischen
den beiden Betriebsmodi um.
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Diese
Wirkung ist in 4b dargestellt, die drei A-Scan-Einzelsignale
M1, M2 und M3 in perspektivisch gestaffelter Darstellung zeigt.
Die Meßsignale M1, M2 und M3 sind längs der Tiefe,
d. h. längs der z-Koordinate des Auges 1 aufgetragen.
Wie zu sehen ist, haben die Einzelsignale M1, M2 und M3 jeweils
mehrere Spitzen. Exemplarisch sind vier Spitzen S1a, S1b, S2 und
S3 eingezeichnet. Die Spitzen S1a und S1b sind durch Reflexe an
der Vorder- bzw. Rückseite der Hornhaut 2 bedingt.
Die Spitze S2 rührt von einem Reflex an der Vorderseite
der Linse 4, die Spitze S3 von einem Reflex an der Rückseite her.
Wie zu sehen ist, zeigen alle drei perspektivisch gestaffelten Einzelsignale
M1, M2 und M3 die Spitzen S1a, S1b, S2 und S3 jeweils an derselben
z-Koordinate, jedoch mit unterschiedlicher Intensität.
Dieser Intensitätsunterschied rührt daher, daß durch
die laterale Verstellung der Fokusposition (symbolisiert durch den
Pfeil P in 1) Speckle unterschiedlicher Helligkeit
bei der Erzeugung des jeweiligen Einzelsignals M1, M2 und M3 erfaßt
wurden, so daß die Streuintensitäten variieren.
Beispielsweise stammt die Spitze S3 des Einzelsignals M1 von einem
deutlich dunkleren Speckle her, als die Spitze S3 des Einzelsignals
M3. Spitzen aufgrund von Volumenstreuung, beispielsweise in der
Linse zwischen S2 und S3, sind der Übersichtlichkeit in
den Darstellungen (4a und 4b) weggelassen,
jedoch gelten die am Beispiel der Speckles an den Grenzflächen
diskutierten signalverbessernden Aspekte natürlich auch für
diejenigen aus streuenden Volumina.
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Fügt
man die Einzelsignale M1, M2 und M3 zum Meßsignal zusammen,
hat dieses ein deutlich verbessertes Signal/Rausch-Verhältnis
gegenüber einer Messung mit festem Fokus. Das Zusammenfügen
kann dabei auf verschieden Art und Weise erfolgen, beispielsweise
durch eine Mittelung. Auch können Maximumauswahlen vorgenommen
werden, beispielsweise kann die Spitze S1a aus dem Einzelsignal
M2, die Spitze S1b aus dem Einzelsignal M3, die Spitze S2 aus dem
Einzelsignal M1 sowie die Spitze S3 aus dem Einzelsignal M3 ausgewählt
werden. Für solche Auswahlen sind dem Fachmann verschiedenste
Ansätze bekannt, mit denen das Signal/Rausch-Verhältnis
nochmals gegenüber einer Mittelung gesteigert werden kann.
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1 zeigt,
daß die Meßvorrichtung 9 zwei verschiedene
Teilbereiche des Auges 1 erfaßt, nämlich
die Linse 4 und die Netzhaut 5 (letzteres im Bereich
der Fovea 6) und dazu zwei getrennte Meßstrahlen 7 und 8 einsetzt.
Dies geschieht für Ausführungsformen, bei denen
der Meßbereich, der in axialer Richtung überdeckt
werden kann, nicht dazu ausreicht, zwei interessierende Teilbereiche
des Auges 1 gleichzeitig oder das ganze Auge zu erfassen.
Die laterale Verschiebung gemäß dem Pfeil P ist
in 1 lediglich exemplarisch für einen der
Teilbereiche eingetragen. Natürlich kann auch der Meßstrahl 8 entsprechend
lateral bewegt werden.
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Bei
einer Meßvorrichtung 9, deren axiale Meßtiefe
genügt, um ein Objekt im gewünschten Bereich vollständig
zu erfassen, wird hingegen mit einem Meßstrahl gearbeitet.
Dann wird der Meßbereich geeignet durchgestimmt. Bei einem
TD-OCDR wird dazu die Referenzarmlänge geeignet so verstellt,
daß sie z. B. die gesamte Augenlänge abdeckt. Bei
einem SD-OCDR-System ist analog die Bandbreite der spektralen Aufgliederung
bzw. die spektrale Auflösung entsprechend zu wählen,
bei einer SS-OCDR-System die Bandbreite der spektralen Durchstimmung
der Quelle. Natürlich kann der zweite Meßstrahl
auch entfallen, wenn ein Auge nicht vollständig erfaßt
werden soll, sondern z. B. nur ein Teilabschnitt. Dies ist am Auge 1 der
Fall, wenn z. B. die Netzhaut 5 oder die Linse 4 nicht
erfaßt werden soll. Um in diesem Fall die Signalintensitäten
zu optimieren, wird der Fokus axial im Auge verstellt.
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Die
Wirkung dieser Verstellung ist in 4b gezeigt,
welche wiederum drei A-Scan-Einzelsignale M1, M2 und M3 zeigt, die
längs der Tiefe, d. h. längs der z-Koordinate
des Auges 1 aufgetragen sind. Die Bezeichnung der Spitzen
(Peaks) der Einzelsignale M1, M2 und M3 ist analog zur 4a.
Wie zu sehen ist, tritt zusätzlich zu den Spitzen S1a,
S1b, S2 und S3 noch eine Spitze S4 hinzu, die von der Rückstreuung
an der Augennetzhaut verursacht ist. Während Aufnahme der
Einzelsignale M1, M2 und M3 wird der Fokus in Richtung Netzhaut
verschoben, wodurch die Intensität der Spitzen sich verändert.
Bei stark anteriorer Lage des Fokus, wie sie für das Einzelsignal M1
gegeben ist, ist die Spitze S4 nur äußerst schwach
ausgeprägt, die Spitzen S1a und S1b hingegen sehr groß.
Eine stark posteriore Lage des Fokus betont hingegen die Spitze
S4.
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Fügt
man nun wiederum die Einzelsignale M1, M2 und M3 zum Meßsignal
zusammen, hat dieses wiederum ein deutlich verbessertes Signal/Rausch-Verhältnis.
Obige Ausführungen hinsichtlich der 4a gelten
natürlich analog für die 4b. Darüber
hinaus sei angemerkt, daß in beiden Figuren die Zahl von
drei Einzelsignalen rein zur Veranschaulichung gewählt
wurde. Tatsächlich können natürlich beliebige
Zahlen an Einzelsignalen verwendet werden, und üblicherweise
liegt die Zahl deutlich über drei, z. B. bei einigen Hundert
oder Tausend.
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Die 2 und 3 zeigen
exemplarisch eine Realisierung der Meßvorrichtung 9 für
das Konzept gemäß 1 in zwei
unterschiedlichen Betriebszuständen. In einem ersten Zustand,
der in 2 dargestellt ist, wird der Meßstrahl 8 von
der Meßvorrichtung 9 abgegeben, die exemplarisch
ein OCDR-Interferometer 10 aufweist. Um das Auge 1 des
Patienten so auszurichten, daß der Meßstrahl 8 auf
die Fovea 6 fällt, ist über einen Strahlteiler 11 ein Fixierbild 12 eingespiegelt,
auf das der Patient fixiert. Dadurch richtet er zum einen das Auge 1 so
aus, daß der Meßstrahl 8 auf die Fovea 6 fällt.
Zugleich bewirkt die Fixierung auf das Fixierbild 12, daß die
Linse 4 in einem Zustand ist, welcher die Lage des Fokus
des Meßstrahls 8 exakt in der Fovea 6 sicherstellt.
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Die
Meßvorrichtung 9 weist weiter eine einschwenkbare
Linse oder Optik 13 auf, deren Einschwenken bewirkt, daß der
Fokus des Meßstrahls in der Linse 4 liegt. Der
Meßstrahl wird somit im Zustand gemäß 3 zum
Meßstrahl 7. Die Vorrichtung realisiert also die
in 1 eingezeichneten Meßstrahlen 7 und 8 sequentiell,
d. h. nicht gleichzeitig. Natürlich kann, wie später
noch ausgeführt wird, auch eine gleichzeitige Abgabe beider
Meßstrahlen 7 und 8 erfolgen.
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Die
Meßvorrichtung 9 weist weiter einen Stellantrieb 14 für
die Linse 13 auf, der im eingeschobenen Zustand die Lage
der Linse quer zur optischen Achse OA der Meßvorrichtung 9 verstellt.
Dadurch wandert die Lage des Fokus lateral in der Linse 4 gemäß dem
Pfeil P. Die Verschiebung der Linse 13 senkrecht zur optischen
Achse ist natürlich nur eine von vielen Möglichkeiten,
den Fokus lateral wandern zu lassen. Auch andere optische Elemente
können dazu eingesetzt werden, z. B. Ablenkspiegel, eine oder
mehrere planparallele Platten, welche unterschiedlich verkippt werden
etc.
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Eine
Abwandlung der Bauweise der 3 optimiert
die Intensität der Meßstrahlung, die von einer
Objektstelle im Auge 1 zurückgestreut wird, durch Variation
des Polarisationszustandes des Meßstrahls 7. In
dieser Bauweise sind die Linse 13 sowie der Stellantrieb 14 durch
eine Einrichtung zur Änderung des Polarisationszustandes
des Meßstrahls ersetzt. Der Polarisationszustand wird analog
zur Fokuslage während der Messung variiert, so daß im
Ergebnis das A-Scan-Meßsignal aus A-Scan-Einzelsignalen zusammengesetzt
wird, welche bei verschiedenen Polarisationszuständen des
Meßstrahls gewonnen wurden. Für diese Ausführungsform
ersetzt also die Variation des Polarisationszustandes die Lageveränderung
des Fokus. Ansonsten gelten die hier gemachten Ausführungen
voll umfänglich auch für diese Variante.
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Einen
Ansatz, bei dem keine optischen Bauteile der Meßvorrichtung 9 bewegt
werden müssen, zeigen die 5 und 6. 5 zeigt
schematisch einen Zustand ähnlich der 2,
wobei Elemente wie der Strahlteiler 11 und andere Bauteile
der Meßvorrichtung 9 der Übersichtlichkeit
halber weggelassen wurden. Die Lateralverschiebung des Fokus wird nun
nicht durch Bewegung eines den Meßstrahl 7 bzw. 8 in
das Auge 1 abbildenden Elementes der Meßvorrichtung 9 bewirkt,
sondern durch Verschiebung des Fixierbildes 12. Dies hat
zur Folge, daß der Patient während der Meßsignalaufnahme
umfixiert und dadurch im Ergebnis der Fokus des Meßstrahls 7 in
der Linse 4 lateral wandert.
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Der
Patient kippt sein Auge und damit seine Sehachse um einen Winkel 15,
was eine Verschiebung der Lage des Fokus des Meßstrahls 7 in
der Linse 4 zur Folge hat.
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Die
laterale Positionsänderung des Fokus während der
Messung bewirkt auch eine Variation in der Ausrichtung des Meßstrahls
zu eventuell gekrümmten Grenzflächen im Auge,
z. B. der Linse 4. Damit wird es möglich, starke
Rückstreuungen mit überwiegend spekularen Anteilen
zu erreichen, die beispielsweise mit einer groben Vorjustage nicht
erzielt wurden oder durch eine zwischenzeitliche Relativbewegung
von Meßvorrichtung und Objekt, z. B. einer Augenbewegung,
wieder verloren gingen. Diese Signalverbesserungen durch die Lageänderung des
Fokus des Meßstrahls während der Messung werden
durch eine Umfixierung, d. h. eine Verschiebung des Fixierbildes 12,
besonders unterstützt, insbesondere bei der Streckenmessung,
bei den Grenzflächen der Linse 4 relevant sind,
da die optische Achse der Linse 4 meist gegenüber
der Sehachse des Auges verkippt ist.
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7 zeigt
ein Ausführungsbeispiel für die Meßvorrichtung 9 zur
Realisierung der Lageverschiebung gemäß den zuvor
geschilderten Prinzipien. Elemente der Meßvorrichtung 9 der 7,
die denen der 2 und 3 entsprechen,
sind mit denselben Bezugszeichen versehen und werden zur Vermeidung
von Wiederholungen nicht noch einmal beschrieben. Um den Fokus verschieben
zu können, ist zur Erzeugung des Fixierbildes 12 eine
Fixierbildeinrichtung 16 vorgesehen, die ein Fixiermuster,
z. B. das in 7 dargestellte Kreuz, an unterschiedlichen Stellen
erzeugen kann, z. B. durch ein entsprechendes Anzeigeelement, auf
dem das Fixiermuster verschieblich ist. Auf eine Transversalverschiebung
der Linse 13 und den entsprechenden Antrieb 14 kann dann
verzichtet werden. Dies soll allerdings nicht heißen, daß die
Linse 13 nicht aus dem Strahlengang geschwenkt werden kann,
wie in 2, um den Meßstrahl 8 zu erzeugen.
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Weiter
ist in der Bauweise der 7 noch ein Ablenkspiegel 17 vorhanden,
der für die Fokuslateralverschiebung zusätzlich
zur durch die Umfixierung erzielten Fokuslageverschiebung genutzt
werden kann, insbesondere zur Reduzierung der Speckle-Modulation
des Signals.
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Die 8 und 9 betreffen
Ausführungsformen, bei denen zwei Teilbereiche des Objektes, also
im Ausführungsbeispiel des Auges 1 simultan erfaßt
werden. Die Meßstrahlen 7 und 8 werden gleichzeitig
abgegeben und in die Linse 4 bzw. auf die Netzhaut 5 fokussiert.
Während der Strahlungsaufnahme für die A-Scan-Meßsignale
für die beiden Teilbereiche, d. h. eines Meßsignals
für jeden Teilbereich, wird der Fokus wie erwähnt
verschoben. Die Fokusverschiebung erfolgt dabei zum einen lateral, indem
der in der Bauweise der 7 noch feststehende Umlenkspiegel
nun schwenkbar ausgestaltet ist. Seine Bewegung sorgt für
die Lateralverschiebung des Fokus sowohl des Meßstrahls 7 als
auch des Meßstrahl 8. Dies ist durch die beiden
Pfeile P in 8 dargestellt.
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Zusätzlich
wird in der Bauweise der 9 noch eine axiale Verschiebung
des Fokus vorgenommen. Dazu ist eine verstellbare Optik 19 mit
einer verschiebbaren Linse vorgesehen, welche die Foki der Meßstrahlen 7 und 8 simultan
längs der optischen Achse verstellt. Dies ist durch einen
axialen Meßbereich T in 9 symbolisiert.
Anders als anhand 4b erläutert, erfolgt
die axiale Fokusverstellung also nicht über einen großen
Bereich, um die Rückreflexe von unterschiedlichen Grenzflächen,
welche axial beabstandet sind, zu optimieren, sondern in der Bauweise
der 9 in einem gegenüber der Meßtiefe
kleinen Bereich. Diese Verschiebung hat, wie die laterale Verschiebung
auch, den Vorteil, daß vermieden wird, daß ein
dunkles Speckle zu einer unerwünschten Meßsignalminderung
führt. Die Bauweise der 9 ist also
ein Beispiel dafür, daß die laterale Verschiebung
des Fokus und die axiale Verschiebung des Fokus auch kombiniert
werden können. Weiter ist die Bauweise der 9 ein
Beispiel dafür, daß die axiale Verschiebung des
Fokus (natürlich auch ohne laterale Verschiebung des Fokus)
grundsätzlich auch in einem Bereich erfolgen kann, der klein
gegen den Abstand der zu ermittelnden Strecken ist.
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Grundsätzlich
können in der Bauweise der 9, wie in
den anderen Ausführungsformen auch, TD-, SS- oder SD-Ansätze
zur Anwendung kommen. Entsprechende Aufbauten für die Meßvorrichtung 9 sind
dem Fachmann bekannt.
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9 zeigt
exemplarisch weitere Details der Meßvorrichtung 9,
die jedoch auch anderweitig zum Einsatz kommen können.
Um die Meßstrahlen 7 und 8 gleichzeitig
zu erzeugen, weist die Meßvorrichtung 9 nach dem
Interferometer 10 ein entsprechend aufteilendes Element
vor, z. B. ein diffraktives optisches Element (DOE) 20 oder
eine exemplarisch links neben dem DOE eingezeichnete segmentierte
Linse 21. Das aufteilende Element erzeugt den unterschiedlich
fokussierten doppelten Meßstrahl 7, 8.
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Die
in 10 dargestellten Muster 18, 19 und 20 sind
Fixierungsmuster, die bei einem zweiachsig verstellbaren Umlenkspiegel 17 erzeugt
werden können, um als Fixierbild zu dienen. Hierzu wird ein
Meßstrahl, den ein Patient zumindest mit geringer Empfindlichkeit
noch sehen kann, beispielweise im Spektralbereich 700 ... 850 nm,
verwendet, oder bei Verwendung unsichtbarer Meßstrahlung
(beispielsweise 1060 nm) erfolgt eine geeignete Überlagerung mit
einem sichtbaren Fixationsstrahl (beispielsweise 635 nm) vor der
Ablenkeinrichtung 17, beispielsweise mittels eines dichrioitischen
Strahlteilers (nicht dargestellt).
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Die
Verschiebung des Fokus, welche natürlich eine Verstellung
der Fokuslage darstellt, kann gemäß der Ausführungsform
der 11 auch durch eine Programmoptik 21 erfolgen,
welche hinsichtlich lateraler Fokusposition, axialer Fokusposition,
Fokusgröße, Polarisationszustand oder Anzahl der
Foki bestimmte fest eingestellte, also programmierte Änderungen
ausführt. Nachfolgend wird als Änderung eine Verschiebung
des Fokus, sowohl lateral als auch axial, erläutert. Dies
ist jedoch rein exemplarisch zu verstehen. Die Programmoptik durchläuft
ein Programm der Fokusverstellungen. Sie wird dabei von einer Steuereinrichtung 22 entsprechend
aktiviert. Der in 10 für die Steuereinrichtung 22 des Meßgerätes 9 zwischen
Steuereinrichtung 22 und Programmoptik 21 gezeichnete
Pfeil soll symbolisieren, daß die Steuereinheit 22 die
Programmoptik 21 z. B. lediglich ein- bzw. ausschaltet,
auf jeden Fall keine Informationen über den aktuellen Programmzustand
der Programmoptik vorgibt oder ausliest – dies deshalb,
da die Steuereinrichtung 22 die aktuelle Fokusverschiebung
(oder Polarisationsvariation) bei der Erzeugung der A-Scan-Meßsignale
bzw. der A-Scan-Einzelsignale überhaupt nicht verwertet.
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Die
Programmoptik 21 verstellt die Lage des Fokus im Auge 1 an
die Stellen, die in 11 durch kleine Kästchen
symbolisiert sind. Der Fokus liegt also an verschiedenen Stellen
an der Vorderfläche 23 der Linse 4, an
verschiedene Stellen an der Rückfläche 24 der
Linse, an eine Stelle im Bereich des Hornhautscheitels 26 sowie
an mehreren Stellen im Bereich der Netzhaut 25. Die Dauer
eines jeden Programmschrittes ist vorzugsweise zeitlich lang genug, um
mindestens ein A-Scan-Einzelsignal aufnehmen zu können,
wobei allerdings diese Aufnahme nicht synchron zu den Programmschritten
erfolgt. Es können also durchaus A-Scan-Einzelsignale vorliegen, während
deren Strahlungsaufnahme die Programmoptik von einem Programmschritt
zum nächsten wechselt.
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Es
sei hier noch einmal betont, daß die Verstellung der Lage
des Fokus nicht primär dazu dient, einen größeren
Meßbereich, der zur Messung von Strecken oder Teilstrecken
im Auge erforderlich ist, abzudecken. Der Meßbereich wird
vielmehr durch entsprechende Ausgestaltung des Interferometers 13 abgedeckt.
Je nach Ansatz (TD-, SD- oder SS-OCDR) wird also das Interferometer
durchgestimmt, die spektrale Zusammensetzung der Meßstrahlung
variiert oder ein Spektrum der Interferenzstrahlung aufgenommen.
Die Verstellung der Fokuslage dient auch nicht dazu, Bildinformation
durch Abrastern quer zur Haupteinfallsrichtung der Strahlung zu
erzeugen, sondern soll vielmehr A-Scan-Einzelsignale bereitstellen,
die jeweils unterschiedliche Bereiche des Auges mit unterschiedlicher
Empfindlichkeit abfühlen und somit nach Zusammenfassung
der A-Scan-Einzelsignale zu einem A-Scan-Meßsignal führen,
das ein deutlich verbessertes Signal/Rausch-Verhältnis
hat. Allerdings können auch Abweichungen zwischen den Einzel-A-Scans
statistisch ausgewertet werden, beispielsweise um Form- und Lageinformationen
zu gewinnen, ohne auf Synchronisation und Bildgebung zurückzufallen.
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12 zeigt
exemplarisch eine mögliche Ausführung der Programmoptik.
Sie ist hier als Linsenrad 26 realisiert, das verschiedene
Optiken oder Linsen 27, 28 (usw.) enthält,
welche den vom Interferometer 10 einfallenden Strahl an
die unterschiedlichen Orte fokussiert. Das Linsenrad 26 wird
in Richtung des in 12 dargestellten Pfeiles durch
einen Antrieb 29 in Drehung versetzt, so daß die
einzelnen Optiken 27, 28 usw. nacheinander in
den Strahlengang gedreht werden. Ein Beispiel für die Linsen,
die für die Optiken 27, 28 usw. eingesetzt
werden können, sind keilförmige Linsen mit unterschiedlichen Radien,
die nicht nur eine axiale Fokusverstellung (Grund unterschiedlicher
Brennweite), sondern auch eine laterale Fokusverschiebung bewirken.
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Anstatt
des Linsenrades kann die Programmoptik 22 natürlich
auch deformierbare und/oder verkippbare Spiegel oder Linsen, räumliche
Lichtmodulatoren auf Flüssigkristallbasis (sogenannte liquid crystal
spacial light modulators, LC-SLM) umfassen, die von einem geeigneten
Musterspeicher und/oder -generator angesteuert werden. Die Programmoptik 21 kann
schrittweise oder auch kontinuierlich verstellt werden. Im letzteren
Fall lassen sich Übergangsphasen von einem Programmschritt
zum nächsten, z. B. mit einer momentanen Optikdezentrierung,
auch zum Herausmitteln von Specklen aus überwiegend volumenstreuen
Strukturen nutzen, wie es beispielsweise das Volumen der Hornhaut 2 oder
der Linse 4 sind.
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Die
Zusammenfassung der A-Scan-Einzelsignale kann, wie bereits erwähnt,
auf verschiedene Art und Weise erfolgen. Auch kann die Zusammenfassung
tiefenabhängig gestaltet sein. So kann eine Maximalwertauswahl
im Bereich der Linse 4 und eine Mittelung im Bereich der
Netzhaut 25 vorgesehen werden. 12 zeigt
weiter noch die Einkopplung des Fixierbildes 12 über
den Strahlteiler 11. Falls der dadurch bewirkte Fixationsstimulus
durch die Programmoptik 21 gestört wird, kann
die Fixation auch nach der Programmoptik eingekoppelt werden oder aber
mittels geeigneter Filter vor der Programmoptik geblockt werden.
Aufgrund der vergleichsweise schnellen Abfolge der Programmschritte
wird für einzelne Programmschritte das Fixationsbild abgeschaltet,
was für einen Patienten jedoch nicht wahrnehmbar ist.
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Wie
bereits erwähnt, erfolgt die Fokuslageveränderung
bzw. die Polarisationsänderung nicht synchronisiert zur
Aufnahme der A-Scan-Einzelsignale, jedoch vorzugsweise hinreichend
langsam gegenüber der Aufnahme eine A-Scan-Einzelsignals, so
daß z. B. mehr als die Hälfte der aufgenommenen A-Einzelsignale
bei im wesentlichen unveränderter Fokuslage/Polarisationszustand
erfaßt werden.
-
Die
Steuereinrichtung, welche aus den A-Scan-Meßsignalen die
gewünschten Teilstrecken im Auge mißt, verwertet
also den aktuellen Zustand der Polarisations- oder Fokuslageverstellung
nicht. Dennoch ist es, wie bereits angesprochen, möglich, zusätzliche
Informationen über die Geometrie der Augenlinse 4 (auch
als Kristallinse bezeichnet) aus einer Auswertung der Signale zu
gewinnen. Dies ist in 13 dargestellt. Bei den ermittelbaren
Parametern handelt es sich z. B. um die Verkippung der Linse 4,
die Dicke der Linse 4 sowie die Radien der posterioren
und anterioren Fläche der Linse 4. Diese Informationen
können durch eine Auswertung der A-Scan-Einzelsignale gewonnen
werden. Jedes A-Scan-Einzelsignal liefert eine Lage Lv der anterioren
Linsenfläche sowie eine Lage Lr der posterioren Linsenfläche.
Jede solche Messung wird nun in ein Diagramm eingetragen, wie es 13 zeigt.
In 13 symbolisiert jeder Stern 30 ein Paar
aus ermittelten Lagen der anterioren Linsenfläche und der posterioren
Linsenfläche, das aus einem A-Scan-Einzelsignal stammt.
-
Auf
der vertikalen Achse ist die Lage Lr der posterioren Linsenfläche
aufgetragen, auf der horizontalen Achse die Lage Lv der anterioren
Linsenfläche 23
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Die
aufgetragenen Paare 30 ergeben eine symmetrische Kurve,
die symmetrisch zu einer Symmetrieachse 32 liegt.
-
Das
Paar 31, für das sich die maximale Differenz zwischen
Lv und Lr ergibt, gibt automatisch die Dicke der Linse an, da sich
aus der am meisten anterior liegenden Lage Lv der Linsenvorderfläche 23 und der
meisten posterior liegenden Lage Lr der anterioren Linsenfläche 24 automatisch
die Linsendicke ergibt.
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Die Öffnung
der Kurve, d. h. der maximale Abstand 33 zweier Punkte
bezogen auf die Symmetrieachse, ist ein Maß für
die Verkippung der Linse. Es wird deshalb bzw. aus der Öffnung
der Kurve gegenüber der Symmetrieachse 32 die
Verkippung der Linse ermittelt. Die Verkippung der Linse ist gleich
dem Winkelabstand zwischen optischer Achse und Sehachse des Auges
bzw. der Winkel der Linsenäquatorebene zur Sehachse.
-
Der
Abstand zwischen dem Scheitel der sich ergebenden Kurve und einem
Schnittpunkt 36, der sich senkrecht zur Symmetrieachse 32 für
die gegenüber der Symmetrieachse 32 am weitesten
beabstandeten Punkte ergibt, ist in 12 mit 34 eingetragen
und ist proportional zum inversen Radius der anterioren Linsenfläche 23 sowie
dem maximalen lateralen Abstand der Fokuspunkte ab.
-
Analoges
gilt für den mit 35 bezeichneten Abstand zwischen
dem Scheitel 31 und dem Schnittpunkt 36, der proportional
zum inversen Radius der posterioren Linsenfläche 24 und
dem maximalen lateralen Abstand ist. Unter Kenntnis des maximalen lateralen
Abstandes kann somit aus den Größen 35 und 34 der
Radius der anterioren Linsenfläche und der posterioren
Linsenfläche ermittelt werden. Hierzu kann z. B. auf ein
geeignetes Kennfeld zugegriffen werden, das zuvor aus experimentellen
Daten erzeugt wurde. Es sei noch einmal betont, daß es
für diese Analyse nicht erforderlich ist, zu wissen, wann der
Fokus an welcher Stelle war. Für die beschriebene Analyse
ist es lediglich erforderlich zu wissen, welche Paare 30 von
Lv und Lr in den A-Scan-Einzelsignale auftraten, aber nicht wann
bzw. in welchem A-Scan-Einzelsignal.
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Der
Ansatz ist auch auf die postoperative Vermessung von Linsenimplantaten
(IOL) zur Prüfung von Linsenform und -lage übertragbar
und auch auf die Vermessung der Hornhautradien, beispielsweise zur
Bestimmung von Gullstrand-Verhältnissen. Die Hornhaut entspricht
letztendlich auch einer Linse mit gekrümmten Flächen,
wobei allerdings das Vorzeichen des posterioren Krümmungsradius
gegenüber dem bei der Augenlinse geändert ist.
Dadurch erscheint dann die in 13 dargestellte
Kurve im Fall einer Hornhautvermessung vertikal gespiegelt, ist aber
analog ausgewertbar.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
-
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-
Zitierte Patentliteratur
-
- - US 2006/0109477
A1 [0002]
- - WO 2007065670 [0049]
-
Zitierte Nicht-Patentliteratur
-
- - Lexer et al., ”Wavelength-tuning
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