WO2012062453A1 - Verfahren zur modellbasierten bestimmung der biometrie von augen - Google Patents

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WO2012062453A1
WO2012062453A1 PCT/EP2011/005615 EP2011005615W WO2012062453A1 WO 2012062453 A1 WO2012062453 A1 WO 2012062453A1 EP 2011005615 W EP2011005615 W EP 2011005615W WO 2012062453 A1 WO2012062453 A1 WO 2012062453A1
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eye
scans
model
scan
oct
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PCT/EP2011/005615
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Martin Hacker
Ferid Bajramovic
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Carl Zeiss Meditec Ag
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • G—PHYSICS
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    • G01B9/02062—Active error reduction, i.e. varying with time
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    • A61B3/1005—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring distances inside the eye, e.g. thickness of the cornea

Definitions

  • the present invention relates to the field of ophthalmology, specifically the determination of multiple lengths and other sizes based on localized interfaces in the eye.
  • Two-dimensional optical coherence tomography images (B-scans) are preferably used for this purpose.
  • biometrics or biometrics are generally concerned with measurements and the measurement and evaluation methods required for living beings, these are in the following confined to eyes only.
  • ultrasound devices do not automatically align the measurement beam with the visual axis of the eye, so the probability of erroneous measurements is correspondingly high.
  • optical images of the structure transitions can be represented as one-dimensional depth profiles (A-scans) or two-dimensional depth sectional images (B-scans) in the optical measuring devices on the basis of short-coherent interferometry.
  • OCT optical coherence tomography
  • coherent light is used with the aid of an interferometer to measure the distance of reflective and scattering materials.
  • Optical coherence tomography on the human eye provides measurable signal responses when scanned in depth due to changes in refractive index at optical interfaces.
  • the basic principle of the OCT method described, for example, in US Pat. No. 5,321, 501 A is based on white-light interferometry and compares the propagation time of a signal with the aid of an interferometer (usually a Michelson or Mach-Zehnder interferometer).
  • the arm with known optical path length (also reference arm) is used as a reference to the measuring arm.
  • the interference of the signals from both arms gives a pattern from which one can read the relative optical path length within an A-scan (single depth signal).
  • the beam is then transversely guided in one or two directions analogously to ultrasound technology, with which a planar B or C scan or a three-dimensional tomogram can be recorded.
  • the OCT methods used in ophthalmology have become two different types.
  • the length of the reference arm is changed in the first type and the intensity of the interference is continuously measured without taking the spectrum into account.
  • This method is referred to as the "time domain” method.
  • the other procedure known as the "Frequency Domain”
  • the advantage of the "frequency domain” method is the simple and fast simultaneous measurement, where full depth information can be obtained without the need for moving parts, thus increasing stability and speed Fourier transforms are also called “Fourier domains" methods.
  • the frequency domain method can be subdivided into simultaneous and sequential methods depending on the light source used:
  • a variable wavelength tunable light source is used, the sequential frequency domain method also being referred to as the "swept source” method (SS-OCT).
  • Light sources are tunable lasers using fast-changing spectral filters, such as Fabry-Perot filters or wavelength-selective polygon scanner-based wavelength selectors, or tunable semiconductor lasers, with tuning rates ranging from a few hundred hertz to a few megahertz.
  • fast-changing spectral filters such as Fabry-Perot filters or wavelength-selective polygon scanner-based wavelength selectors, or tunable semiconductor lasers, with tuning rates ranging from a few hundred hertz to a few megahertz.
  • the "time domain” method can be subdivided into simultaneous and sequential methods depending on the detector used, whereby a broadband light source is always used, while in the simultaneous “time domain” method the expanded measuring beam is applied to a diode, CCD - or CMOS array falls (full-field OCT), the measuring beam is directed in the sequential "time domain” method via an interferometric beam splitter and a movable mirror in the reference arm on a simple, highly sensitive photodiode.
  • an OCT scan be at a constant setting
  • the term "enface OCT” is also sometimes used for frontal views obtained from OCT volume scans.
  • the big technological advantage of the OCT is the decoupling of the depth resolution from the transversal resolution.
  • the depth resolution is determined only by the used bandwidth of the light source used. Usual bandwidths are in the range of a few nanometers to over a hundred nanometers, when using measuring radiation in the near infrared 700 ... 1350nm. The thus achievable depth resolutions are in the range of 3 ... 100 ⁇ .
  • the three-dimensional structure of the object to be examined can thereby be detected, even if the numerical aperture, for example in the case of small pupils of unexpanded eyes, is severely restricted.
  • the purely reflective and thus non-contact measurement enables the generation of microscopic images of living tissue (in vivo).
  • the wavelength of the measuring radiation to be used is determined here by the desired application, taking into account the wavelength-dependent tissue absorption and backscattering. For example, if the ocular fundus is to be measured, then radiation in the range of 690... 900 nm or 960... 1 100 nm is suitable, and for the anterior segment of the eye, for example radiation in the range of 1260 ... 1360 nm.
  • the solution for ocular diagnosis described in US Pat. No. 5,347,328 A is based on the interferometric measurement of the length of the optical axis of an eye.
  • the eye is illuminated with a coherent light beam whose wavelength is changed in a predetermined range.
  • the change in the wavelength causes a change in the phase difference of the rays reflected at the interfaces, which is used to determine the distance between the corneal surface and the fundus.
  • the Fourier-optical OCT method in general and in [2] also the special determination of the coherence function of the light reflected by the eye by inverse Fourier transformation of the spectral intensity distribution.
  • DE 43 09 056 A1 describes a method for determining the distance and scattering intensity of scattering points, in which the distance and the local scattering intensity are determined by Fourier transformation of the spectrum according to the wavelength.
  • a parallel OCT method which also uses a step reference mirror, is described in US 6,268,921 B1.
  • the step reference mirror is used here for realizing the depth scan in the so-called Time Domain OCT. Accordingly, the step sizes are also significantly larger than ⁇ / 8.
  • the steps are not distributed with periodically recurring overall heights but in a staircase over the entire surface.
  • the phase shifter still used in this solution has the same effect on the entire reference or measuring arm. Of course, these differences arise from the other problem presented there.
  • the Time Domain OCT-based device works very fast and delivers eight frames per second. For example, for a three-dimensional representation of the anterior eye structure, the 8 images per second can be distributed equidistantly to the entire pupil; then you need about 1 second to record data.
  • optical measuring instruments based on short-coherent methods also use the interferometer principle according to the dual-beam method.
  • This method is characterized in particular by an insensitivity to axial eye movements, since an interference between the cornea reflected and scattered back from other eye structures light components is exploited. Solutions based on this measuring principle are described, for example, in DE 198 12 297 C2, DE 103 60 570 A1 and WO 2004/071286 A1.
  • sectional images of the media of the eye up to 3D representations are generated by a plurality of juxtaposed, so-called depth scans.
  • Depth or A-scans to produce sectional images of the eye provide accurate readings, regardless of whether the scan is done centrally through the pupil or at the pupil edge.
  • the scans can take place in the direction of its optical axis, visual axis or also any axis.
  • the conversion of the determined optical path lengths into path lengths in the medium takes place via the Group refractive index of the respective optical media, taking into account the wavelength of the measuring radiation used.
  • the present invention has for its object to develop a method for determining several lengths and other sizes in the eye, which eliminates the disadvantages of the known from the prior art solutions and the most simple operability a high number reproducible and evaluable measured values, especially under non-ideal conditions.
  • the method to be developed in order to minimize the frequency of inaccurate or unpredictable measurements, and thus the measuring time loading on the patient, as many as possible or as reliable as possible reliable readings from only one scan sequence should be possible.
  • Enzyme tomography in which the eye is illuminated with a light source via a scanning unit, the focus of the measuring light beam in the eye via an adjustment laterally and / or axially displaceable or switchable and the back of the interfaces and from the tissue of the eye scattered light components are detected by a sensor via an interferometer and forwarded to a control and evaluation unit, achieved in that realized by the scanning unit one or more scans with the same or different scanning patterns and / or same or different focus settings, from the sensor via the Interferometers are taken and forwarded to a control and evaluation unit which adapts a parametric eye model comprising at least two of the interfaces present in the eye to the scan (s), derives the biometric measured values from the model and / or individual scans and / or or the adapted eye model over a use represents rober surface.
  • OCT Enzyme tomography
  • the present invention relates to the general field of ophthalmology and, in particular, to the optical determination of the biometry of eyes by means of two-dimensional, optical coherence tomography images.
  • the method is neither limited to the use of coherence tomography nor to the use of optical measurements in general.
  • FIG. 1 a B-scan with anterior focus and anterior reference plane, with a scan width of 10 mm;
  • FIG. 2 the anterior part of the B-scan according to FIG. 1,
  • FIG. 3 shows an A-scan calculated from 10 central A-scans by averaging
  • FIG. 4 shows a section of an A-scan calculated by averaging all A-scans
  • Figure 6 a comparative representation of several simulated and a real B-scan.
  • the eye is illuminated with a light source via a scanning unit, the focus of the measuring light beam in the eye via an adjusting laterally and / or axially displaced or switched over and scattered back from the interfaces and from the tissue of the eye light components via an interferometer detected by a sensor and forwarded to a control and evaluation unit.
  • the control and evaluation unit adjusts a parametric eye model that describes at least two of the interfaces present in the eye to the scan (s), derives the biometric measurement values from the model and individual or all scans and / or the adjusted eye model over a user interface shown.
  • the adaptation of the parametric eye model to the scan or scans takes place in such a way that the model describes with great probability the real structures of the eye in the sense that for at least one value that can be calculated from the model (for example one of the problems enumerated above) ) the deviation from at least one alternative measurement deviates by more than 20% on at least one eye with another method (eg ultrasound or optical biometry device).
  • another method eg ultrasound or optical biometry device.
  • the mentioned sensor may be OCT-process-dependent fast photodiodes, balanced detectors or spectrometers. Suitable scanning units are polygon scanners, microelectromechanical scanners (MEMS) or preferably galvo scanner pairs.
  • the scan patterns may be, for example, line or area scan shapes (curves, cylinders) or volume scans or their combinations. By means of these scanning patterns OCT information can then be obtained on the surfaces mentioned.
  • Various designs are suitable as interferometers, for example Michelson or Mach-Zehnder interferometers in free jet or fiber optic designs.
  • the light source is a source adapted to the particular OCT method, i. for example, a broadband superluminescent diode for performing a high-resolution TD-OCT or SD-OCT or a very fast tunable laser for performing an SS-OCT.
  • the scanning unit realizes one or more B-scans in the form of partial or whole-body scans, which contain at least two of the interfaces present in the eye. These are picked up by the sensor via the interferometer and forwarded to a control and evaluation unit.
  • Relevant interfaces include the anterior and posterior interface of the cornea and the lens, the inner border membrane, the anterior surface of the retinal pigment epithelium, and the anterior surface of the iris.
  • control and evaluation unit adjusts a parametric eye model to the scans that have been implemented. This is done by (for example pixel-by-pixel) matching of the scan with a simulated scan according to a parametric eye model and / or by fitting functions. It is it does not matter whether the scans image the entire eye or only part of it, such as the front section.
  • the parametric eye model preferably represents the relevant interfaces of the eye through functions such as polynomials. These may preferably be one-dimensional (1D) functions for two-dimensional modeling of the eye (especially in the case of one or more B-scans in the same plane) or two-dimensional functions for three-dimensional modeling of the eye (especially in the case of several B-scans in different planes).
  • functions such as polynomials. These may preferably be one-dimensional (1D) functions for two-dimensional modeling of the eye (especially in the case of one or more B-scans in the same plane) or two-dimensional functions for three-dimensional modeling of the eye (especially in the case of several B-scans in different planes).
  • Figure 1 shows a B-scan with anterior focus and anterior reference plane, with a scan width of 10 mm.
  • Figure 2 shows only the anterior part of the B-scan of Figure 1.
  • the evaluation can also be based on a synthetic whole-eye scan, which was calculated from several B-scans with different measurement modalities.
  • the core idea of the method according to the invention is the use of a parametric eye model which is two- or three-dimensional and which partially or completely models the parts of the eye which can be resolved by means of optical coherence tomography.
  • the model parameters can describe geometric aspects, such as the position and shape of interfaces, and the state of the eye.
  • Part of the model parameters can be predetermined, such as by means of an additionally existing measuring and / or input and / or data transmission unit.
  • keyboards or the like here are data carriers, networks or integrated in the arrangement measurement modules to understand.
  • These model parameters may be known or determined by other measuring methods.
  • information about the state of the eye to be measured is generally available or can easily be determined, it is particularly advantageous to include these in the determination of the biometry.
  • Known information and data may include, but is not limited to, the following:
  • the method according to the invention uses a parametric model of the eye, which is additionally configurable by the user, in that knowledge about the eye condition and / or measured values of other measurement methods can be taken into account.
  • An essential aspect of the configurability of the eye model is that the input or additional information can already be used for the adaptation of the eye model to the scan (s). This is evident from the fact that a representation of the eye model, for example as a superposition of the scan or scans, can change depending on the configuration of the eye model. The configurability thus goes beyond a mere correction of measured values, for example based on an eye state-dependent refractive index.
  • the adaptation of the eye model to the scan depending on the configuration can take the eye lens into account (phakic eye) or exclude it (aphakic eye). This can speed up the adaptation of the eye model to the scans and / or become more robust and less error-prone.
  • configuration-dependent characteristics of expected signals can be taken into account, such as position, extent and strength of OCT reflections of artificial lens interfaces in the case of the configuration of pseudophakic eyes.
  • the above-mentioned measured values can be part of the model parameters or can be calculated from them in a separate step.
  • the configurability of the eye model is primarily related to the condition of the eye, which is often known in practice and input by the user, the use of additional measurement techniques may be considered as configurability in a broader sense.
  • This may be, for example, the keratometry or topography of the cornea front, whereby the shape of the front cornea is known.
  • Such measurements can be handled as accurate (compared to the resolution of the OCT scan) or as approximations. When used as approximations, minor deviations of the corresponding model parameters are allowed. When used As exact prior knowledge, the corresponding model parameters are not changed when the model is adapted to the scan (s).
  • the eye model can also include the movement of the eye during the measuring process. This can be modeled, for example, as a constant speed and / or acceleration. For a stable estimation of (at least axial) eye movement, additional measurement techniques are helpful.
  • the control and evaluation unit for the parametric eye model generates simulated OCT scans, which are compared with the real OCT scans, wherein the determined deviation is used as a quality criterion of the model parameter or as a target function.
  • error sources in the signal generation, the signal recording and the signal processing can be taken into account by the control and evaluation unit in the generation of simulated OCT scans.
  • the simulated OCT scans generated by the control and evaluation unit for the eye model establish a relationship between the eye model and the real OCT scans.
  • the control and evaluation unit can, for example, consider the following error sources when generating simulated OCT scans:
  • FIG. 3 shows an A-scan, which was calculated by averaging the central 10 A-scans according to FIG.
  • Figure 4 shows the section of an A-scan around the retina calculated by averaging all A-scans containing the retina. Behind the main peak, the signal drops exponentially.
  • an ideal point-spread function would consist of a single zero-width peak, but in practice there is a trade-off between the width of the main peak and the height of the side lobes.
  • Generating simulated OCT scans yields the real signal from the convolution of the ideal signal (A-Scan) with such a point-spread function.
  • the artefacts, if any, generated by the light source, for example by source-internal interfering reflections, in the A-scans can be detected by the control and Evaluation unit during the generation of simulated OCT scans can also be modeled by convolution.
  • the refractions of the measurement light beams caused at the interfaces of the eye can be taken into account by the control and evaluation unit in the generation of simulated OCT scans by using ray tracing techniques such as ray tracing.
  • the representation of simulated B-scans can be done discretely or continuously by the control and evaluation unit.
  • the simulation can describe realistic or simplified signal intensities or their probabilities.
  • the intensity profile within the eye model or the corresponding probabilities can be modeled explicitly or learned automatically or semi-automatically from real scans.
  • FIG. 6 shows a comparative illustration of several simulated and one real B-scan. While the top image shows a simulated B-scan with binary intensities, the B-scan below shows an additionally simulated point spread function (with strong side lobes). In the middle, a real B-scan according to FIG. 1 is depicted. The scan below shows again a simulated B-scan with a roughly ap- Finally, in the bottom figure, an additionally simulated point-spread function is included.
  • the simulated OCT scans generated by the control and evaluation unit for the parametric eye model are registered with the real OCT scans, wherein the determined deviation is used as a quality criterion of the model parameter or as a target function.
  • the quality criterion or the objective function quantizes how well a particular set of model parameters registers the simulated and real scans with each other.
  • the quality criterion or the objective function may contain additional knowledge, such as the requirement that certain interfaces are (approximately) convex or concave.
  • the quality criterion or the objective function can, for example, perform a direct comparison of real and simulated B-scan by correlation. In this case, a model of the noise can be used. Furthermore, it is possible to combine differently preprocessed B-scans, for example, to weight edges more. If the simulated scan represents intensity probabilities, then the objective function estimates how likely the real scan is with respect to the given intensity probabilities.
  • either a single B-scan or multiple B-scans can be processed simultaneously.
  • the relationship between several B-scans represents the common eye model.
  • a set of B-scans can be processed together along different meridians (preferably with known meridian angles) and / or various acquisition modes, such as anterior chamber and retinal scans.
  • the eye model can include all structures that are visible in all scans taken together.
  • a suitable scanner model is used for each recording mode.
  • the combined processing of multiple scans promises a further improvement in repeatability, provides a 2D or 3D registration of each scan to each other using the common eye model and allows to combine the benefits of different shooting modes.
  • the quality criterion or the target function is optimized by the control and evaluation unit, so that the simulated are brought to coincide with the real OCT scans.
  • the choice of the search, optimization or solution method for (approximate) determination of the global optimum of the objective function depends on the mathematical properties of the objective function.
  • One possibility is to use global search techniques, such as simulated annealing, genetic algorithms, multi-randomly initialized local search, etc.
  • a local search method can be used if a rough initial solution is known, for example "Downhill Simplex", several types Gradient tab ascending, etc.
  • a rough initial solution arbitrary approximations and / or heuristics can be used.
  • some of the model parameters may be assumed to be known (eg, finenesses of the shape of interfaces) and the remaining ones may be determined by full search on a relatively coarse grid.
  • the target function serves as a reference for the evaluation of one or more alternative initial solutions.
  • a resolution hierarchy can be used. For this purpose, several steps with a lower resolution are calculated from the real B-scan. The search starts at the lowest resolution and is successively increased. As a result, a global search is required only at the lowest resolution.
  • any method for the determination of the interfaces or more generally for the adaptation of the eye model to the scan is not used for optimization in this variant, but merely to evaluate the detected surfaces or the adaptation of the eye model and the biometric measurements determined therefrom. This can be considered a special case of optimization, which consists only of initialization and one-time evaluation of the objective function.
  • the corrected, parametric eye model is displayed on the user interface as an image and / or in the form of the relevant biometric measured values.
  • the scan (s) and / or the adaptation of the eye model and / or the detected interfaces and / or resulting biometry measurements may be rejected as useless or the operator may be prompted to manually evaluate the possibilities to accept the results, manually or semi-automatically redetermine or reject.
  • biometric measurements are in particular the following sizes of the eye:
  • CCT central cornead thickness
  • RT retinal thickness
  • a method is provided with which the biometry of an eye can be determined in a simple manner, especially under non-ideal conditions.
  • the radiation exposure of the patient can be reduced to a minimum.
  • optical coherence tomography-based method according to the invention makes it possible to substantially optimize the determination of the biometry of the eyes.
  • control and evaluation unit both the parametric eye model and the adaptation of this model to the scan or scans, for example by optimizing the quality criterion or objective function, allow the proposed method to run partially or fully automatically.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Ophthalmologie, speziell die Bestimmung mehrerer Längen und anderer Größen anhand lokalisierter Grenzflächen im Auge. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen, wird das Auge mit einer Lichtquelle über eine Scan-Einheit beleuchtet, der Fokus des Messlichtstrahls im Auge über eine Verstelleinrichtung lateral und/oder axial verschoben oder umgeschaltet und die von den Grenzflächen und aus dem Gewebe des Auges zurück gestreuten Lichtanteile über ein Interferometer von einem Sensor erfasst und an eine Steuer- und Auswerteeinheit weitergeleitet, die ein parametrisches Augenmodell, das mindestens zwei der im Auge vorhandenen Grenzflächen beschreibt, an den oder die Scans anpasst. Die vorliegende Lösung betrifft das Gebiet der Ophthalmologie und dient insbesondere der optischen Bestimmung der Biometrie von Augen mittels zweidimensionaler, optischer Kohärenztomographieaufnahmen. Das Verfahren ist jedoch weder auf die Nutzung der Kohärenztomographie noch auf die Verwendung optischer Messungen beschränkt.

Description

Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen
Die vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Ophthalmologie, speziell die Bestimmung mehrerer Längen und anderer Größen anhand lokalisierter Grenzflächen im Auge. Bevorzugt werden hierfür zweidimensionale optische Kohärenztomographieaufnahmen (B-Scans) verwendet.
Obwohl sich die Biometrie oder auch Biometrik im allgemein mit Messungen und den dazu erforderlichen Mess- und Auswerteverfahren an Lebewesen beschäftigt, beschränken sich diese im Folgenden nur auf Augen.
Zur Bestimmung der bekannten Merkmale der Strukturen eines Auges gibt es im Stand der Technik eine Reihe bekannter Verfahren und Messgeräte, wobei sich hierzu vor allem Ultraschallmessgeräte und optische Messgeräte auf der Basis kurzkohärenter Interferometrieverfahren oder konfokaler Scanner durchgesetzt haben. Aus der Vielzahl der aus dem Stand der Technik bekannten Lösungen ist die medizinisch-diagnostische Bedeutung der genannten Messungen ersichtlich.
Zur Bestimmung der bekannten Merkmale der Strukturen eines Auges gibt es im Stand der Technik eine Reihe bekannter Verfahren und Messgeräte, wobei sich hierzu vor allem Ultraschallmessgeräte und optische Messgeräte auf der Basis kurzkohärenter Interferometrieverfahren durchgesetzt haben.
Die spezifischen Nachteile von Ultraschallgeräten liegen zum einen in einer geringeren Auflösung und zum anderen in der Notwendigkeit des direkten Kontaktes zum Auge, welcher immer ein Risiko für die Übertragung von Infektionen beinhaltet und zum anderen ist es erforderlich das Auge für die Messwertbestimmung zu anästhesieren. Bei Ultraschallgeräten erfolgt keine automatische Ausrichtung des Messstrahls auf die Sehachse des Auges, so dass die Wahrscheinlichkeit fehlerbehafteter Messungen entsprechend hoch ist. Analog zu den Ultraschallgeräten, bei denen anhand der akustischen Signale Bilder der Strukturübergänge rekonstruiert werden, können bei den optischen Messgeräten auf der Basis kurzkohärenter Interferometrieverfahren optische Bilder der Strukturübergänge als eindimensionale Tiefenprofile (A-Scans) oder zweidimensionale Tiefenschnittbilder (B-Scans) dargestellt werden. Als kurzkohärentes Messverfahren hat sich hierbei das sogenannte OCT-Verfahren (OCT = optical coherence tomography) durchgesetzt, bei dem kohärentes Licht mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung reflektiver und streuender Materialien eingesetzt wird. Die optische Kohärenztomographie am menschlichen Auge liefert beim Scan in die Tiefe, aufgrund der Änderungen im Brechungsindex an optischen Grenzflächen messbare Signalantworten.
Das beispielsweise in US 5,321 ,501 A beschriebene Grundprinzip des OCT- Verfahrens basiert auf der Weißlicht-Interferometrie und vergleicht die Laufzeit eines Signals mit Hilfe eines Interferometers (meist Michelson- oder Mach- Zehnder-Interferometer). Dabei wird der Arm mit bekannter optischer Weglänge (auch Referenzarm) als Referenz zum Messarm herangezogen. Die Interferenz der Signale aus beiden Armen ergibt ein Muster, aus dem man die relative optische Weglänge innerhalb eines A-Scans (einzelnes Tiefensignal) herauslesen kann. In den eindimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann, analog zur Ultraschalltechnik transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiger B- oder C-Scan oder ein dreidimensionales Tomogramm aufnehmen lässt.
Bei den in der Ophthalmologie verwendeten OCT-Verfahren haben sich zwei verschiedene Typen durchgesetzt. Zur Bestimmung der Messwerte wird beim ersten Typ der Referenzarm in der Länge verändert und kontinuierlich die Intensität der Interferenz gemessen, ohne dass dabei das Spektrum berücksichtigt wird. Dieses Verfahren wird als„Time Domain'-Verfahren bezeichnet. Bei dem anderen, als„Frequency Domain" bezeichneten Verfahren, wird hingegen zur Bestimmung der Messwerte das Spektrum berücksichtigt und die Interfe- renz der einzelnen spektralen Komponenten erfasst. Deshalb spricht man einerseits vom Signal in der Zeitdomäne (Time Domain) und andererseits vom Signal in der Frequenzdomäne (Frequency Domain). Der Vorteil des„Frequen- cy Domain"-Verfahrens liegt in der einfachen und schnellen simultanen Messung, wobei vollständige Informationen über die Tiefe ermittelt werden können, ohne zwingend bewegliche Teile zu benötigen. Dies erhöht die Stabilität und die Geschwindigkeit. Wegen der zur Rekonstruktion der Ortsinformationen verwendeten Fouriertransformation werden diese Verfahren auch„Fourier- Domänen'-Verfahren genannt.
Das„Frequency Domain"-Verfahren lässt sich in Abhängigkeit der verwendeten Lichtquelle in simultane und sequentielle Verfahren unterteilen. Das simultane, eine breitbandige Lichtquelle, wie eine Superlumineszenzdiode (SLD) oder einen Femtosekundenlaser, erfordernde Verfahren wird auch als„(Parallel) Spectral Domain'-Verfahren bezeichnet. Im Gegensatz dazu wird beim sequentiellen Verfahren eine durchstimmbare Lichtquelle mit veränderlicher Wellenlänge verwendet, wobei das sequentielle„Frequency Domain"-Verfahren auch als "Swept source' -Verfahren (SS-OCT) bezeichnet wird. Übliche„Swept- source'-Lichtquellen sind durchstimmbare Laser unter Verwendung schnell veränderlicher Spektralfilter, wie Fabry-Perot Filter oder auf rotierenden Polygonscanner basierenden Wellenlängenselektoren, oder auch stromdurch- stimmbare Halbleiterlaser. Die Durchstimmraten können dabei im Bereich von einigen hundert Hertz bis einigen Megahertz liegen.
Im Unterschied dazu lässt sich das„Time Domain"-Verfahren in Abhängigkeit des verwendeten Detektors in simultane und sequentielle Verfahren unterteilen, wobei stets eine breitbandige Lichtquelle verwendet wird. Während beim simultanen„Time Domain'-Verfahren der aufgeweitete Messstrahl auf ein Dioden-, CCD- oder CMOS-Array fällt (full-field OCT), wird der Messstrahl beim sequentiellen„Time Domain"-Verfahren über einen interferometrischen Strahlteiler und einen verschiebbaren Spiegel im Referenzarm auf eine einfache, hochempfindliche Photodiode gelenkt. Wird ein OCT-Scan bei einer konstanten Einstellung des Referenzarms aufgenommen, so spricht man von der Realisierung eines C- Scans oder eines„enface-OCTs". Teilweise wird der Begriff„enface-OCT" aber auch für aus OCT-Volumenscans gewonnene Frontalansichten verwendet.
Der große technologische Vorteil der OCT ist die Entkopplung der Tiefenauflösung von der transversalen Auflösung. Die Tiefenauflösung wird nur durch die genutzte Bandbreite der verwendeten Lichtquelle bestimmt. Übliche Bandbreiten liegen im Bereich von einigen Nanometer bis über hundert Nanometer, bei Verwendung von Messstrahlung im nahen Infrarot 700...1350nm. Die damit realisierbaren Tiefenauflösungen liegen im Bereich von 3...100μιτι. Im Gegensatz zur Mikroskopie kann dadurch die dreidimensionale Struktur des zu untersuchenden Gegenstandes erfasst werden, auch wenn die numerische Apertur, wie beispielsweise bei kleinen Pupillen nicht aufgeweiteter Augen, stark eingeschränkt ist.
Die rein reflektive und damit berührungslose Messung ermöglicht dabei die Erzeugung mikroskopischer Bilder von lebendem Gewebe (in vivo). Die zu verwendende Wellenlänge der Messstrahlung wird hierbei durch die gewünschte Applikation unter Berücksichtigung der wellenlängenabhängigen Gewebeabsorption und -rückstreuung bestimmt. Soll beispielsweise der Augenhintergrund vermessen werden, so eignet sich besonders Strahlung im Bereich von 690...900nm oder 960...1 100nm und für den vorderen Augenabschnitt beispielsweise Strahlung im Bereich von 1260...1360nm.
Die in der US 5,347,328 A beschriebene Lösung zur Augendiagnose basiert auf der interferometrischen Messung der Länge der optischen Achse eines Auges. Dazu wird das Auge mit einem kohärenten Lichtstrahl beleuchtet, dessen Wellenlänge in einem vorbestimmten Bereich verändert wird. Die Änderung der Wellenlänge bewirkt eine Änderung der Phasendifferenz der an den Grenzflächen reflektierten Strahlen, die zur Bestimmung der Entfernung zwischen Hornhautoberfläche und Augenhintergrund genutzt wird. In der Publikation [1] von A. F. Fercher und anderen wurden das Fourieroptische OCT-Verfahren im allgemeinen und in [2] auch die spezielle Bestimmung der Kohärenzfunktion des vom Auge reflektierten Lichtes durch inverse Fourier-Transformation der spektralen Intensitätsverteilung beschrieben.
Die Verwendung des Fouriertransformations-Verfahrens speziell zur Messung intraokularer Distanzen entlang einem Einzelstrahl durch die Pupille wurde von A. F. Fercher und anderen in [3] beschrieben und durch G. Häusler und M. W. Lindner nach [4] zur Herstellung von OCT-Bildern benutzt.
In der DE 43 09 056 A1 wird ein Verfahren zur Ermittlung der Entfernung und Streuintensität von streuenden Punkten beschrieben, bei dem die Entfernung und die lokale Streuintensität durch Fouriertransformation des Spektrums nach der Wellenlänge bestimmt wird.
Ein Verfahren, bei dem dreidimensionale Bilder der Retina aus En-face OCT Aufnahmen synthetisiert werden können, wurde von A. G. Podoleanu, J. A. Rogers, D. A. Jackson, und S. Dünne in [5] beschrieben.
Ein Parallel-OCT Verfahren, welches ebenfalls einen Stufen-Referenzspiegel nutzt, ist in der US 6,268,921 B1 beschrieben. Der Stufen-Referenzspiegel wird hierbei zur Realisierung des Tiefen-Scans bei der sogenannten Time-Domain OCT verwendet. Dementsprechend sind die Stufengrößen auch deutlich größer als λ/8. Die Stufen sind außerdem nicht mit periodisch wiederkehrenden Gesamthöhen sondern über die gesamte Fläche treppenförmig verteilt. Der in dieser Lösung weiterhin verwendete Phasenshifter wirkt auf den gesamten Referenz- oder Messarm gleich. Diese Unterschiede ergeben sich natürlich aus der dort auch vorliegenden anderen Problemstellung.
Ein ähnliches, auf piezoelektrischem Phase-Shifting Phasenmessung beruhendes Verfahren, ist Inhalt der US 6,377,349 B1. Bei dieser Lösung wird der Re- ferenzspiegel piezoelektrisch verschoben. Diese Verschiebung und die erforderlichen zusätzlichen Belichtungen und das mehrfache Auslesen des Photo- detektor-Arrays benötigen jedoch Zeit, was bei lebenden Objekten wie dem Auge zu Bewegungsartefakten führt.
Ein konventionelles OCT-Verfahren zur Bestimmung der Abmessungen der vorderen Augenabschnitte, unter Verwendung einer Spaltlampe und eines Handgerätes, wurde von S. Radhakrishnan und anderen in [6] beschrieben. Das auf Time-Domain OCT beruhende Gerät arbeitet sehr schnell und liefert acht Bilder je Sekunde. Beispielsweise kann man für eine dreidimensionale Darstellung der vorderen Augenstruktur die 8 Bilder je Sekunde auf die gesamte Pupille äquidistant verteilen; dann benötigt man etwa 1 Sekunde zur Datenaufnahme.
Bei den optischen Messgeräten auf der Basis kurzkohärenter Verfahren wird auch das Interferometerprinzip nach dem Dualbeam-Verfahren genutzt. Dieses Verfahren zeichnet sich insbesondere durch eine Unempfindlichkeit gegenüber axialen Augenbewegungen aus, da eine Interferenz zwischen den von der Kornea reflektierten und von anderen Augenstrukturen zurück gestreuten Lichtanteilen ausgenutzt wird. Auf diesem Messprinzip basierende Lösungen werden beispielsweise in DE 198 12 297 C2, DE 103 60 570 A1 und WO 2004/071286 A1 beschrieben.
Als Ergebnis sowohl der OCT-Verfahren als auch der nichtinterferometrischen konfokalen Verfahren (US 2006/0158655 A1 ) erhält man genaue Werte von axialen Abständen in optischen Weglängen. Während die Abweichungen bei den OCT-Verfahren unterhalb der Kohärenzlänge liegen, sind die Abweichungen bei den konfokalen Verfahren, je nach Qualität der Streulichtunterdrückung zwar etwas schlechter, liegen jedoch ebenfalls noch im unteren μητ-Bereich. Besonders vorteilhaft ist bei den OCT-Verfahren, dass interferometrische Messungen optischer Weglängen unter Verwendung sehr genauer und stabiler externer Referenzen durchgeführt werden können, insbesondere auch durch Vermessen von Referenzstrukturen oder die Nutzung von Referenzinterferome- tern zur Realisierung einer sogenannten k-clock [7].
Von einem der Autoren dieser Anmeldung wurden bereits verschiedene Vorrichtungen und Methoden zur Realisierung verbesserter und stabilerer Signalstärken in den verschiedenen Augenbereichen veröffentlicht, auf deren Inhalte im Weiteren Bezug genommen wird. Dies betrifft insbesondere die Lösungen zur verbesserten Darbietung von Fixiermarken (gemäß DE 10 2009 007732 A1 ), zur Veränderung von Fokuslagen (gemäß WO 2010/017954 A1) und zur Anpassungen von Referenzebenen (gemäß DE 10 2008 063225 A1).
Somit können von diesen Verfahren reproduzierbare Abstandsmessungen mit ausreichend guter Auflösung und Signalstärke von Medien am Auge, wie z. B. von Hornhautgrenzflächen oder Netzhautschichten gewährleistet werden. Die Brechungsindizes der optischen Medien wie z. B. der Hornhaut, des Kammerwassers, der Linse und des Glaskörpers sind hinreichend gut bekannt und beispielsweise im Modell des Gullstrand-Auges definiert.
Im Weiteren wird ebenfalls auf die beiden Schutzrechte DE 101 08 797 A1 und EP 1 941 456 B1 Bezug genommen, die die automatische Scanauswertung von interferometrischen Messungen am Auge zur Abstandsbestimmung an Augenstrukturen betreffen.
Bei den nach dem Stand der Technik bekannten Lösungen werden durch mehrere, nebeneinander gelegte, sogenannte Tiefenscans Schnittbilder der Medien des Auges bis hin zu 3D-Darstellungen erzeugt. Tiefen- oder A-Scans, zur Erzeugung von Schnittbildern des Auges liefern exakte Messwerte, unabhängig davon ob der Scan zentral durch die Pupille oder am Pupillenrand erfolgt. Je nach Ausrichtung des Auges können die Scans in Richtung dessen optischer Achse, Sehachse oder auch einer beliebigen Achse erfolgen. Die Umrechung der ermittelten optischen Weglängen in Weglängen im Medium erfolgt über den Gruppenbrechungsindex der jeweiligen optischen Medien unter Berücksichtigung der Wellenlänge der genutzten Messstrahlung.
Problematisch ist bei den bekannten Lösungen, dass automatische Auswertungen von A- und B-Scans zur Gewinnung von Biometriedaten mit einer Vielzahl von Messsituationen und Störungen konfrontiert werden, unter denen sie aber genau und bei minimaler Zahl von Ausfällen funktionieren müssen. Beispiele sind Augenlängenmessungen zur Vorbereitung von lOL-lmplantationen bei Behandlung von Katarakten oder starken Refraktionsfehlern oder dem Austausch von lOLs.
In diesen Fällen liegen sehr unterschiedliche Messbedingungen vor, unter denen eine automatische Scanauswertung und Gewinnung von Biometriedaten aus OCT-Scans sicher funktionieren muss, wie beispielsweise Messstrah- lungsabschwächung bei Katarakten oder eine Messstrahlungsdefokussierung im Falle der Refraktionsfehler oder auch das Vorhandensein von Pathologien, wie Netzhautödemen. Im Stand der Technik ist dies immer nur sehr beschränkt realisierbar, weshalb Messwertabweichungen oder unvollständige Messauswertungen auftreten, die dann manuelle Nachkorrekturen der Abstandsmessungen erfordern, die ebenfalls fehlerbehaftet sein können.
Literatur:
[1] A. F. Fercher, et al;„Measurement of optical distances by optical spec- trum modulation"; Proc. SPIE Vol. 2083, 263-267, 1993
[2] A. F. Fercher, et al;„In Vivo Optical Coherence Tomography in Ophthal- mology", Bellingham, SPIE. pp. 355-370, ISBN 0-8194-1379-8, 1993
[3] A. F. Fercher et al;„Measurement of intraocular distances by backscat- tering spectral interferometry"; Opt. Commun. 1 17 (1995), 43-48, [4] G. Häusler und M. W. Lindner;„Coherence RADAR" and "spectral RA- DAR"-New tools for dermatological diagnosis, J. Biomed. Opt. 3(1), 21- 31 , 1998
[5] A. G. Podoleanu, J. A. Rogers, D. A. Jackson, und S. Dünne;„Three di- mensional OCT images from retina and skin", Opt. Express, 7, 2000, pp. 292-298
[6] S. Radhakrishnan et al;„Real time optical coherence tomography of the anterior segment using hand-held and slit-lamp adapted Systems", Proc. SPIE 4619, 227-229, 2002
[7] R. Huber et al:„Three-dimensional and C-mode OCT imaging with a compact, frequency swept laser source at 1300 nm";OPTICS EXPRESS, Vol. 13, No. 26, 26 December 2005, 10523-10538
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Bestimmung mehrerer Längen und anderer Größen im Auge zu entwickeln, das die Nachteile der aus dem Stand der Technik bekannten Lösungen behebt und das bei einer möglichst einfachen Bedienbarkeit eine hohe Anzahl reproduzier- und auswertbarer Messwerte, insbesondere auch unter nicht-idealen Bedingungen liefert. Mit dem zu entwickelnden Verfahren sollen zur Minimierung der Häufigkeit von ungenauen oder unauswertbaren Messungen, und damit der den Patienten belastenden Messzeit, aus möglichst nur einer Scansequenz möglichst viele bzw. möglichst verlässliche Messwerte ermittelt werden können.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Diese Aufgabe wird mit dem erfindungsgemäßen Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen, basierend auf der optischen Kohä- renztomographie (OCT), bei dem das Auge mit einer Lichtquelle über eine Scan-Einheit beleuchtet wird, der Fokus des Messlichtstrahls im Auge über eine VerStelleinrichtung lateral und/oder axial verschiebbar oder umschaltbar ist und die von den Grenzflächen und aus dem Gewebe des Auges zurück gestreuten Lichtanteile über ein Interferometer von einem Sensor erfasst und an eine Steuer- und Auswerteeinheit weitergeleitet werden, dadurch gelöst, dass von der Scan-Einheit ein oder mehrere Scans mit gleichen oder unterschiedlichen Scanmustern und/oder gleichen oder unterschiedlichen Fokuseinstellungen realisiert, vom Sensor über das Interferometer aufgenommen und an eine Steuer- und Auswerteeinheit weitergeleitet werden, die ein parametrisches Augenmodell, das mindestens zwei der im Auge vorhandenen Grenzflächen um- fasst, an den oder die Scans anpasst, aus dem Modell die biometrischen Messwerte ableitet und einzelne oder alle Scans und/oder das angepasste Augenmodell über eine Nutzeroberfläche darstellt.
Die vorliegende Lösung betrifft das allgemeine Gebiet der Ophthalmologie und dient insbesondere der optischen Bestimmung der Biometrie von Augen mittels zweidimensionaler, optischer Kohärenztomographieaufnahmen. Prinzipiell ist das Verfahren jedoch weder auf die Nutzung der Kohärenztomographie noch auf die Verwendung optischer Messungen im Allgemeinen beschränkt.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen:
Figur 1 : ein B-Scan mit anteriorem Fokus und anteriorer Referenzebene, bei einer Scanbreite von 10mm,
Figur 2: der anteriore Teil des B-Scans nach Figur 1 ,
Figur 3: ein aus 10 zentralen A-Scans durch Mittelung berechneter A-Scan, Figur 4: Ausschnitt eines durch Mittelung aller A-Scans berechneten A- Scans,
Figur 5: zwei verschiedene Point-Spread-Funktionen und
Figur 6: eine vergleichende Darstellung mehrerer simulierter und eines realen B-Scans.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen, basierend auf der optischen Kohärenztomographie (OCT), wird das Auge mit einer Lichtquelle über eine Scan-Einheit beleuchtet, der Fokus des Messlichtstrahls im Auge über eine VerStelleinrichtung lateral und/oder axial verschoben oder umgeschaltet und die von den Grenzflächen und aus dem Gewebe des Auges zurück gestreuten Lichtanteile über ein Inter- ferometer von einem Sensor erfasst und an eine Steuer- und Auswerteeinheit weitergeleitet. Dabei werden von der Steuer- und Auswerteeinheit ein parametrisches Augenmodell, das mindestens zwei der im Auge vorhandenen Grenzflächen beschreibt, an den oder die Scans angepasst, aus dem Modell die biometrischen Messwerte abgeleitet und einzelne oder alle Scans und/oder das angepasste Augenmodell über eine Nutzeroberfläche dargestellt.
Die Anpassung des parametrischen Augenmodells an den oder die Scans erfolgt dabei so, dass das Modell mit großer Wahrscheinlichkeit die realen Strukturen des Auges beschreibt in dem Sinn, dass für mindestens einen aus dem Modell berechenbaren Wert (beispielsweise einen der in der Problemstellung (oben) aufgezählten) die Abweichung zu mindestens einer Alternativmessung mit einem anderen Verfahren (z. B. Ultraschall- oder optisches Biometriegerät) an mindestens einem Auge um höchstens 20% abweicht. Hierfür ist es notwendig, das alle verwendeten OCT-Scans in Tiefenrichtung und in laterale Richtung ausreichend gut kalibriert sind, was durch die Vermessung von Referenzobjekten zur Ermittlung von Skalierungsfaktoren oder -funktionen erfolgen kann. Bei dem erwähnten Sensor kann es sich OCT-verfahrensabhängig um schnelle Photodioden, balancierte Detektoren oder auch Spektrometer handeln. Als Scan-Einheit eignen sich Polygonscanner, mikroelektomechanische Scanner (MEMS) oder bevorzugt Galvo-Scannerpaare.
Bei den Scanmustern kann es sich beispielsweise um linien- oder flächenhafte Scanformen (Kurven, Zylinder) oder auch Volumenscans oder auch deren Kombinationen handeln. Mittels dieser Scanmuster können dann auf den erwähnten Flächen OCT-Informationen gewonnen werden. Als Interferometer sind verschiedene Ausführungen geeignet, beispielsweise Michelson- oder Mach-Zehnder-Interferometer in Freistrahl- oder Faseroptikausführungen.
Bei der Lichtquelle handelt es sich um eine an das jeweilige OCT-Verfahren angepasste Quelle, d.h. beispielsweise eine breitbandige Superlumineszenzdiode zur Durchführung eines hochauflösenden TD-OCT oder SD-OCT oder einen sehr schnell durchstimmbaren Laser zur Durchführung eines SS-OCT.
Vorzugsweise realisiert die Scan-Einheit in einem ersten Verfahrensschritt einen oder mehrere B-Scans in Form von Teil- oder Ganzaugenscans, die mindestens zwei der im Auge vorhandenen Grenzflächen enthalten. Diese werden vom Sensor über das Interferometer aufgenommen und an eine Steuer- und Auswerteeinheit weitergeleitet. Relevante Grenzflächen sind unter anderem die anteriore und posteriore Grenzfläche der Kornea und der Linse, die innere Grenzmembran, die Vorderseite des retinalen Pigmentepithels und die Vorderseite der Iris.
In einem zweiten Verfahrensschritt passt die Steuer- und Auswerteeinheit ein parametrisches Augenmodell an die realisierten Scans an. Dies erfolgt durch (z. B. pixelweisen) Abgleich des Scans mit einem simulierten Scan gemäß parametrischem Augenmodell und/oder durch Anfitten von Funktionen. Dabei ist es unerheblich, ob die Scans das gesamte Auge oder aber nur einen Teil davon, wie beispielsweise den Vorderabschnitt abbilden.
Das parametrische Augenmodell repräsentiert vorzugsweise die relevanten Grenzflächen des Auges durch Funktionen wie beispielsweise Polynome. Dies können vorzugsweise eindimensionale (1 D) Funktionen zur zweidimensionalen Modellierung des Auges (insbesondere im Fall eines oder mehrerer B-Scans in derselben Ebene) oder zweidimensionale Funktionen zur dreidimensionalen Modellierung des Auges sein (insbesondere im Fall mehrerer B-Scans in verschiedenen Ebenen).
Aus den Modellparametern können nach der Anpassung des Modells an den oder die Scans verschiedene Werte berechnet werden, insbesondere die in der Problemstellung (oben) aufgezählten.
Hierzu zeigt die Figur 1 einen B-Scan mit anteriorem Fokus und anteriorer Referenzebene, bei einer Scanbreite von 10mm. Im Gegensatz dazu zeigt die Figur 2 nur den anterioren Teil des B-Scans nach Figur 1.
Da die Sichtbarkeit gewisser Augenstrukturen, wie der Linse oder der Retina, im Wesentlichen von der angewendeten Aufnahmetechnik abhängig ist, kann diese durch Veränderung der Scanmuster und/oder der Fokuseinstellung variiert werden. Neben Scans in Form von Teil- oder Ganzaugenscans kann die Auswertung auch auf einem synthetischen Ganzaugenscan basieren, der aus mehreren B-Scans mit verschiedenen Messmodalitäten berechnet wurde.
Kernidee des erfindungsgemäßen Verfahrens ist die Verwendung eines parametrischen Augenmodells, welches zwei- oder dreidimensional ist und die Teile des Auges, die mittels optischer Kohärenztomographie aufgelöst werden können, teilweise oder vollständig modelliert. Die Modellparameter können dabei unter Anderem geometrische Aspekte, wie Lage und Form von Grenzflächen, und den Zustand des Auges beschreiben. Ein Teil der Modellparameter kann dabei vorgegeben werden, etwa mittels einer zusätzlich vorhandenen Mess- und/oder Eingabe- und/oder Datenübertragungseinheit. Neben Tastaturen oder ähnlichem sind hierbei Datenträger, Netzwerke oder in die Anordnung integrierte Messmodule zu verstehen. Dabei können diese Modellparameter bekannt oder durch andere Messverfahren bestimmt worden sein.
Da insbesondere über den Zustand des zu messenden Auges in der Regel verschiedenste Informationen und Daten bereits vorhanden sind oder leicht ermittelt werden können, ist es besonders vorteilhaft diese in die Bestimmung der Biometrie einzubeziehen. Bekannte Informationen und Daten können unter Anderem folgende Aspekte umfassen:
- Refraktionsfehler,
- Zustand der Augenlinse (phak, aphak oder pseudophak),
- Art (z. B. Typ und Material) und ggf. Lage (z. B. Kapselsack und/oder Vorderkammer) der Intraokularlinse(n), falls vorhanden,
- Vorhandensein einer Kontaktlinse,
- Katarakt und dessen Grad und Typ,
- frühere Behandlungen der Kornea (z. B. LASIK, Keratoplastik, etc.),
- Pathologien (wie beispielsweise Einblutungen, Netzhautablösungen oder Makulaödeme).
Das erfindungsgemäße Verfahren verwendet ein parametrisches Modell des Auges, welches durch den Benutzer zusätzlich konfigurierbar ist, indem Wissen über den Augenzustand und/oder Messwerte von anderen Messverfahren berücksichtigt werden können.
Diese Eingaben bzw. Zusatzinformationen werden für die automatische Auswertung verwendet und können daher vor oder nach der Aufnahme erfolgen. Durch die Verwendung eines vorzugsweise globalen, konfigurierbaren Modells soll der Einfluss von Rauschen und Artefakten in den Aufnahmen reduziert und die Reproduzierbarkeit und die Ausbeute erfolgreich auswertbarer Aufnahmen verbessert werden.
Ein wesentlicher Aspekt der Konfigurierbarkeit des Augenmodells besteht darin, dass die Eingaben bzw. Zusatzinformationen bereits für die Anpassung des Augenmodells an den oder die Scans verwendet werden können. Dies ist erkennbar daran, dass sich eine Darstellung des Augenmodells, beispielsweise als Überlagerung des oder der Scans, abhängig von der Konfiguration des Augenmodells verändern kann. Die Konfigurierbarkeit geht damit insbesondere über eine reine Korrektur von Messwerten, etwa anhand eines augenzustands- abhängigen Brechungsindex, hinaus. Beispielsweise kann die Anpassung des Augenmodells an den Scan konfigurationsabhängig die Augenlinse berücksichtigen (phakes Auge) oder ausschließen (aphakes Auge). Dadurch kann die Anpassung des Augenmodells an die Scans beschleunigt werden und/oder wird robuster und weniger fehleranfällig. Dazu können auch konfigurationsabhängig Charakteristika zu erwartender Signale berücksichtigt werden, wie beispielsweise Lage, Ausdehnung und Stärke von OCT-Reflexen von Kunstlinsengrenzflächen im Falle der Konfiguration pseudophaker Augen.
Die oben genannten Messgrößen, wie Augenlänge oder Vorderkammertiefe, können Teil der Modellparameter sein oder in einem separaten Schritt daraus berechnet werden.
Während sich die Konfigurierbarkeit des Augenmodells hauptsächlich auf den Zustand des Auges bezieht, der in der Praxis oft bekannt ist und vom Benutzer eingegeben wird, kann als Konfigurierbarkeit im weiteren Sinne aber auch die Verwendung von zusätzlichen Messtechniken angesehen werden. Dies kann beispielsweise die Keratometrie oder Topographie der Korneavorderseite sein, wodurch die Form der Korneavorderseite bekannt ist. Solche Messungen können als exakt (im Vergleich zur Auflösung des OCT-Scans) oder als Näherungen gehandhabt werden. Bei Verwendung als Näherungen werden kleinere Abweichungen der entsprechenden Modellparameter zugelassen. Bei Verwen- dung als exaktes Vorwissen werden die entsprechenden Modellparameter bei der Anpassung des Modells an den oder die Scans nicht verändert.
Das Augenmodell kann neben den anatomischen Strukturen auch die Bewegung des Auges während des Messvorgangs umfassen. Diese kann beispielsweise als konstante Geschwindigkeit und/oder Beschleunigung modelliert werden. Für eine stabile Schätzung der (zumindest axialen) Augenbewegung sind zusätzliche Messtechniken hilfreich.
In einem weiteren erfindungsgemäßen Verfahrensschritt generiert die Steuer- und Auswerteeinheit für das parametrische Augenmodell simulierte OCT- Scans, die mit den realen OCT-Scans verglichen werden, wobei die ermittelte Abweichung als Gütekriterium der Modellparameter bzw. als Zielfunktion genutzt wird. Dabei können von der Steuer- und Auswerteeinheit bei der Generierung simulierter OCT-Scans Fehlerquellen bei der Signalerzeugung, der Signalaufzeichnung als auch der Signalverarbeitung berücksichtigt werden. Die von der Steuer- und Auswerteeinheit für das Augenmodell generierten simulierten OCT-Scans stellen einen Bezug zwischen dem Augenmodell und den realen OCT-Scans her.
Von der Steuer- und Auswerteeinheit können bei der Generierung simulierter OCT-Scans beispielsweise folgende Fehlerquellen berücksichtigt werden:
- exponentieller Abfall des Signals im Gewebe in axialer Richtung, insbesondere in der Retina,
- sich durch Fenstereffekte bei der Fouriertransformation ergebende Artefakte im Signal,
- von der Lichtquelle in den Scans erzeugte Artefakte, - vom Interferometer unabhängig vom Nutzsignal an konstanten Positionen erscheinende Artefakte,
- gespiegelte und/oder verschmierte OCT-Signale,
- durch senkrecht auf eine Grenzfläche treffende Messlichtstrahlen hervorgerufene Übersteuerung des Detektors und
- an den Grenzflächen des Auges hervorgerufene Brechung der Messlichtstrahlen.
Der exponentielle Abfall des Signals im Gewebe in axialer Richtung ist insbesondere in der Retina zu verzeichnen. Hierzu zeigt die Figur 3 einen A-Scan, der durch Mittelung der zentralen 10 A-Scans gemäß der Figur 1 berechnet wurde. Zur besseren Verdeutlichung zeigt die Figur 4 den Ausschnitt eines A- Scans um die Retina, der durch Mittelung aller A-Scans berechnet wurde, die die Retina enthalten. Hinter dem Hauptpeak fällt das Signal exponentiell ab.
Die sich durch Fenstereffekte bei der Fouriertransformation ergebenden Artefakte im Signal führen zu einer nicht-idealen Point-Spread-Funktion. Hierzu zeigt die Figur 5 zwei verschiedene Point-Spread-Funktionen, die sich aus der Anwendung des Kaiser-Bessel-Fensters mit Parameter ß=2 (links) und ß=4,5 (rechts) ergeben. Im Gegensatz dazu bestünde eine ideale Point-Spread- Funktion aus einem einzelnen Peak mit der Breite null, wobei in der Praxis allerdings ein trade-off zwischen der Breite des Hauptpeaks und der Höhe der Side-Lobes besteht. Bei der Generierung simulierter OCT-Scans ergibt sich das reale Signal aus der Faltung des idealen Signals (A-Scan) mit einer solchen Point-Spread-Funktion.
Die gegebenenfalls von der Lichtquelle, beispielsweise durch quelleninterne Störreflexe, in den A-Scans erzeugten Artefakte, können von der Steuer- und Auswerteeinheit bei der Generierung simulierter OCT-Scans ebenfalls durch Faltung modelliert werden.
Die vom Interferometer unabhängig vom Nutzsignal an konstanten Positionen erscheinenden Artefakte können bei der Auswertung der realen Scans dadurch berücksichtigt werden, dass diese als sogenannte„erwartete" Fehler ignoriert werden.
Als sogenannte„erwartete" Fehler können auch gespiegelte und/oder verschmierte OCT-Signale und durch senkrecht auf eine Grenzfläche treffende Messlichtstrahlen hervorgerufene Übersteuerung des Detektors angesehen werden.
Die an den Grenzflächen des Auges hervorgerufenen Brechungen der Messlichtstrahlen können von der Steuer- und Auswerteeinheit bei der Generierung simulierter OCT-Scans dadurch berücksichtigt werden, dass Strahlverfolgungstechniken wie Raytracing verwendet werden.
Die Repräsentation simulierter B-Scans kann dabei von der Steuer- und Auswerteeinheit diskret oder kontinuierlich erfolgen. Die Simulation kann realistische oder vereinfachte Signalintensitäten oder deren Wahrscheinlichkeiten beschreiben. Der Intensitätsverlauf innerhalb des Augenmodells bzw. die entsprechenden Wahrscheinlichkeiten können explizit modelliert oder aus realen Scans automatisch oder teilautomatisch erlernt werden.
Hierzu zeigt die Figur 6 eine vergleichende Darstellung mehrerer simulierter und eines realen B-Scans. Während die oberste Darstellung einen simulierten B-Scan mit binären Intensitäten zeigt, enthält der darunter dargestellte B-Scan eine zusätzlich simulierte Point-Spread-Funktion (mit starken Side-Lobes). In der Mitte wird ein realer B-Scan gemäß der Figur 1 abgebildet. Der darunter abgebildete Scan stellt wiederum einen simulierten B-Scan mit einer grob ap- proximierten Intensitätsverteilung dar, der abschließend, in der untersten Abbildung eine zusätzlich simulierte Point-Spread-Funktion enthält.
Wie bereits dargelegt werden in diesem Verfahrensschritt die von der Steuer- und Auswerteeinheit für das parametrische Augenmodell generierten, simulierten OCT-Scans mit den realen OCT-Scans registriert, wobei die ermittelte Abweichung als Gütekriterium der Modellparameter bzw. als Zielfunktion genutzt wird.
Dabei quantisiert das Gütekriterium bzw. die Zielfunktion wie gut ein bestimmter Satz von Modellparametern die simulierten und realen Scans miteinander registriert. Das Gütekriterium bzw. die Zielfunktion kann Zusatzwissen enthalten, wie Beispielsweise die Anforderung, dass bestimmte Grenzflächen (näherungsweise) konvex oder konkav sind.
Das Gütekriterium bzw. die Zielfunktion kann beispielsweise durch Korrelation einen direkten Vergleich von realem und simuliertem B-Scan durchführen. Dabei kann ein Modell des Rauschens verwendet werden. Weiterhin ist es möglich, unterschiedlich vorverarbeitete B-Scans zu kombinieren, um beispielsweise Kanten stärker zu Wichten. Falls der simulierte Scan Intensitätswahrscheinlichkeiten darstellt, so bewertet die Zielfunktion, wie wahrscheinlich der reale Scan in Bezug auf die gegeben Intensitätswahrscheinlichkeiten ist.
Bei der Registrierung kann entweder ein einzelner B-Scan oder mehrere B- Scans gleichzeitig verarbeitet werden. Den Zusammenhang zwischen mehreren B-Scans stellt das gemeinsame Augenmodell dar. So kann etwa ein Satz von B-Scans entlang verschiedener Meridiane (vorzugsweise mit bekannten Meridian-Winkeln) gemeinsam verarbeitet werden und/oder verschiedene Aufnahmemodi, wie beispielsweise Vorderkammer- und Retinascans. In letzterem Fall kann das Augenmodell alle Strukturen umfassen, die in allen Scans zusammen genommen sichtbar sind. Je Aufnahmemodus wird aber ein jeweils passendes Scannermodell verwendet. Die gemeinsame Verarbeitung mehrerer Scans verspricht eine weitere Verbesserung der Wiederholbarkeit, liefert eine 2D- bzw. 3D-Registrierung der einzelnen Scans zueinander mittels des gemeinsamen Augenmodells und erlaubt die Vorzüge verschiedener Aufnahmemodi zu kombinieren.
In einem weiteren Verfahrensschritt wird das Gütekriterium bzw. die Zielfunktion von der Steuer- und Auswerteeinheit optimiert, so dass die simulierten mit den realen OCT-Scans zur Deckung gebracht werden.
Die Wahl des Such-, Optimierungs- oder Lösungsverfahrens zur (näherungsweisen) Bestimmung des globalen Optimums der Zielfunktion hängt von den mathematischen Eigenschaften der Zielfunktion ab. Eine Möglichkeit stellen globale Suchverfahren dar, wie„Simulated Annealing", genetische Algorithmen, mehrfach zufällig initialisierte lokale Suche, etc. Alternativ dazu kann ein lokales Suchverfahren verwendet werden, falls eine grobe Initiallösung bekannt ist. Beispiele hierfür sind„Downhill Simplex", verschiedene Arten von Gradien- tab-stiegsverfahren, etc. Für eine grobe Initiallösung können beliebige Approximationen und/oder Heuristiken verwendet werden. Beispielsweise können manche der Modellparameter als bekannt angenommen werden (z. B. Feinheiten der Form von Grenzflächen) und die verbleibenden können mittels vollständiger Suche auf einem relativ groben Raster bestimmt werden. Als Referenz zur Bewertung einer oder mehrerer alternativer Initiallösungen dient die Zielfunktion.
Zur Reduktion des Rechenaufwandes der Optimierung kann eine Auflösungshierarchie verwendet werden. Dazu werden aus dem realen B-Scan mehrere Stufen mit geringerer Auflösung berechnet. Die Suche beginnt bei der geringsten Auflösung und wird sukzessive erhöht. Dadurch ist nur bei der geringsten Auflösung eine globale Suche erforderlich.
Als Variante dieses Verfahrensschrittes kann zunächst ein beliebiges Verfahren zur Bestimmung der Grenzflächen oder allgemeiner zur Anpassung des Augen- modells an den oder die Scans verwendet werden. Das Gütekriterium wird in dieser Variante nicht zur Optimierung verwendet, sondern lediglich dazu, die detektieren Oberflächen bzw. die Anpassung des Augenmodells und die daraus ermittelten Biometriemessungen zu bewerten. Dies lässt sich als Spezialfall der Optimierung auffassen, die nur aus Initialisierung und einmaliger Auswertung der Zielfunktion besteht.
In einem letzten Verfahrensschritt wird das korrigierte, parametrische Augenmodell auf der Nutzeroberfläche als Bild und/oder in Form der relevanten, biometrischen Messwerte dargestellt.
Anhand des Gütemaßes können der oder die Scans und/oder die Anpassung des Augenmodells und/oder die detektierten Grenzflächen und/oder resultierende Biometriemessungen als unbrauchbar zurückgewiesen werden oder der Bediener zu einer manuellen Bewertung mit den Möglichkeiten aufgefordert werden, die Ergebnisse zu akzeptieren, manuell oder semi-automatisch neu zu bestimmen oder zurückzuweisen.
Als relevante, biometrische Messwerte sind hierbei insbesondere folgende Größen des Auges anzusehen:
- zentrale Korneadicke (CCT),
- die innere und äußere Vorderkammertiefe (iACD, eACD),
- die Linsendicke (LT),
- die Augenlänge (AL),
- die Retinadicke (RT),
- eine 2D-Karte der Korneadicke (Pachymetrie),
- das Volumen der Vorderkammer,
- der Abstand der Vorderkammerwinkel,
- die Tiefe des Linsenäquators sowie
- die Linsenverkippung und Dezentrierung. Mit der vorliegenden, erfindungsgemäßen Lösung wird ein Verfahren zur Verfügung gestellt, mit dem die Biometrie eines Auges auf einfache Weise, insbesondere auch unter nicht-idealen Bedingungen bestimmt werden kann. Durch eine hohe Anzahl reproduzier- und auswertbarer Messwerte und die Verkürzung der Messzeit kann die Strahlenbelastung des Patienten auf ein Minimum reduziert werden.
Durch das erfindungsgemäße, auf der optischen Kohärenztomographie basierende Verfahren kann die Bestimmung der Biometrie von Augen wesentlich optimiert werden.
Durch die in der Steuer- und Auswerteeinheit hinterlegten Algorithmen, sowohl das parametrische Augenmodell, als auch die Anpassung dieses Modells an den oder die Scans, beispielsweise durch Optimierung von Gütekriterium bzw. Zielfunktion, kann das vorgeschlagene Verfahren teil- oder auch vollautomatisch ablaufen.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen, basierend auf der optischen Kohärenztomographie (OCT), bei dem das Auge mit einer Lichtquelle über eine Scan-Einheit beleuchtet wird, der Fokus des Messlichtstrahls im Auge über eine Versteileinrichtung lateral und/oder axial verschiebbar oder umschaltbar ist und die von den Grenzflächen und aus dem Gewebe des Auges zurück gestreuten Lichtanteile über ein Interferometer von einem Sensor erfasst und an eine Steuer- und Auswerteeinheit weitergeleitet werden, dadurch gekennzeichnet, dass von der Scan- Einheit ein oder mehrere Scans mit gleichen oder unterschiedlichen Scanmustern und/oder gleichen oder unterschiedlichen Fokuseinstellungen realisiert, vom Sensor über das Interferometer aufgenommen und an eine Steuer- und Auswerteeinheit weitergeleitet werden, die ein parametrisches Augenmodell, das mindestens zwei der im Auge vorhandenen Grenzflächen umfasst, an den oder die Scans anpasst, sodass das Modell mit großer Wahrscheinlichkeit die realen Strukturen des Auges beschreibt, aus dem Modell die biometrischen Messwerte ableitet und einzelne oder alle Scans und/oder das angepasste Augenmodell über eine Nutzeroberfläche darstellt.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der Sensor über das Interferometer vorzugsweise B-Scans in Form von Teil- oder Gan- zaugenscans aufnimmt.
3. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Anpassen des parametrischen Augenmodells an den oder die Scans von der Steuer- und Auswerteeinheit durch Vergleich von realen und simulierten Scans und/oder durch Anfitten von Funktionen durchgeführt wird.
4. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das parametrische Augenmodell zwei- oder dreidimensional ist und dessen, den Zustand des Auges beschreibenden Mo- dellparameter teilweise oder vollständig konfiguriert werden können.
5. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bekannte oder durch andere Messverfahren bestimmte Modellparameter mittels einer zusätzlich vorhandenen Mess- und/oder Eingabe- und/oder Datenübertragungseinheit übermittelt werden.
6. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuer- und Auswerteeinheit die simulierten mit den realen OCT-Scans vergleicht und die ermittelte Abweichung als Gütekriterium der Modellparameter bzw. als Zielfunktion nutzt.
7. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuer- und Auswerteeinheit bei der Generierung simulierter OCT-Scans und/oder als Teil des Gütekriteriums bzw. der Zielfunktion und/oder beim Anfitten von Funktionen Fehlerquellen bei der Signalerzeugung, der Signalaufzeichnung als auch der Signalverarbeitung berücksichtigen kann.
8. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Gütekriterium bzw. die Zielfunktion von der Steuer- und Auswerteeinheit optimiert wird und dadurch das parametrische Augenmodell an den oder die Scans angepasst wird.
9. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die teilweise oder vollständig konfigurierbaren Modellparameter bei der Erzeugung der simulierten Scans und/oder für das Gütekriterium bzw. die Zielfunktion und/oder bei der Anpassung des Modells an den oder die realen Scans und/oder beim Anfitten von Funktionen verwendet werden und diese Verarbeitungsschritte direkt beeinflussen können.
10. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zur Anpassung der Augenmodells an den oder die Scans ein beliebiges Verfahren verwendet und dabei das Gütekriterium nicht zur Optimierung sondern lediglich zur Bewertung der Anpassung verwendet wird.
1 1 . Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der oder die Scans und/oder detektierte Grenzflächen und/oder resultierende Biometriemessungen anhand des Gütemaßes als unbrauchbar zurückgewiesen werden oder der Bediener zu einer manuellen Bewertung mit den Möglichkeiten aufgefordert wird, die Ergebnisse zu akzeptieren, manuell oder semi-automatisch neu zu bestimmen oder zurückzuweisen.
12. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das angepasste, parametrische Augenmodell auf der Nutzeroberfläche als Bild und/oder in Form der relevanten biometrischen Messwerte dargestellt wird.
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