WO2014049123A1 - Verfahren zur realisierung von oct- und sonstigen bildaufnahmen eines auges - Google Patents

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Ferid Bajramovic
Ralf Ebersbach
Stephan LAQUA
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Carl Zeiss Meditec Ag
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    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
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    • A61B3/14—Arrangements specially adapted for eye photography

Definitions

  • the present invention relates to a method for the realization of OCT and other image recordings of an eye, from which the geometric parameters of the eye are determined. These measurements, which are known by the term biometry, are of particular importance with regard to the calculation of intraocular lenses after previous refractive corneal surgery.
  • the basic principle of the OCT method is based on white-light interferometry and compares the propagation time of a signal using an interferometer (usually Michelson interferometer).
  • 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 the ultrasound technique, with which a planar B-scan or a three-dimensional tomogram (C-scan) can be recorded.
  • the amplitude values of the individual A-scans are typically displayed in logarithmized gray-scale or false-color values.
  • Keratometric or topographical image captures are determined by the eye.
  • While these other measures and the OCT measurements may be measured by different devices, integrating the measurement of both the OCT and the other measures in a device allows for easier handling, e.g. Only one-time alignment of the device with the patient and improved lateral registration of the OCT measured values with the other measured values.
  • the different measurement modalities must not influence one another during the measurement.
  • An influence can be expressed concretely in that light from the OCT measuring system can be seen for example in one or more images of the other measuring system as a bright spot, which can disturb the measurement.
  • the different shots are sequentially, i. H. taken in succession.
  • lOLMaster from Carl Zeiss. This is a combination device that determines the keratometry, the axial length via PCI (partial coherence interferometry) and the anterior chamber depth via slit illumination and image detection, as well as other parameters of the eye such as the so-called "Weis-to-Weis-Abstand”.
  • the different images are recorded simultaneously, for which the measuring systems must have a corresponding optical separation.
  • US 2005/0018137 A1 describes a combination system of keratometer and axial length measurement by means of PCI.
  • the separation of both modalities is realized by beam splitting by polarization separation.
  • optical separation of the different measurement systems occurs either through the use of different wavelengths or through additional optical elements that prevent the measurement systems from interfering with each other.
  • the present invention has for its object to develop a method for the realization of OCT and other image recordings of an eye, which allows the simultaneous realization of OCT and other image recordings without disturbing illumination light of the other measurement system, the images or the measurement.
  • the object is achieved by the inventive method for the realization of OCT and other image recordings of an eye, characterized in that the realization of OCT and other image recordings takes place simultaneously, wherein the intensity of the resulting in the OCT image record reflected light, which in the other image recordings is measured, at least by a factor of 2, preferably by a factor of 10 and more preferably by a factor of 100 less than the measured intensity of the other image recordings.
  • a method for the realization of image recordings of an eye is provided with the OCT images and other images in the form of illustrations of the sclera or the fundus or keratometric, topographic or biometric measurements or short image sequences, for example during the Alignment of the device to the eye, can be made.
  • the realization of OCT and other image recordings takes place simultaneously, wherein the intensity of the reflected light produced in the OCT image recordings is at least a factor of 2, preferably by a factor of 10 and more particularly is preferably smaller by a factor of 100 than the intensity of the illumination light for the other image recordings.
  • a non-strict separation between OCT and other image recordings is provided for this purpose.
  • OCT measurements and the other image recordings realized such overlapping in time that the other image acquisition is made when the illumination beam of the OCT measurement is so on the object or the interfaces in the object that its reflections on the object is small enough compared to the actual image signals to the image signal not distort.
  • the other image recordings then do not take place or are then not used for a further evaluation when the OCT illumination strikes the corneal surface approximately perpendicularly.
  • the OCT image acquisition is controlled so that a zone around the measurement axis of the ophthalmological device is currently not illuminated or detected by the OCT during the other image recordings. If the ophthalmic device is exactly aligned with the eye to be examined, the measuring axis runs according to the literature [1] through the corneal vertex.
  • OCT imaging scanners are used to acquire two-dimensional B-scans or three-dimensional volume scans, they are controlled so that the scanners do not scan the zone around the measurement axis during the exposure time for the other images ,
  • the zone around the measuring axis preferably has a radius of r> 0.8 mm in the focal plane of the OCT measuring beam.
  • the radius of the zone can be increased by about half the beam diameter with a large beam diameter.
  • the radius of the zone is patient-dependent, so that the smaller it can be, the smaller the maximum permissible radius of the cornea.
  • Typical vertex movements expected during an exposure time of 4 ms are 4 ⁇ with an average eye movement of approx. 1 mm / s and are therefore negligible.
  • the exposure time for the other image recordings is preferably significantly less than the total duration of an OCT image acquisition.
  • a time window of 46 ms remains, in which the OCT image acquisition of the zone can take place around the measurement axis.
  • the A-scan must be done with a frequency greater than 1740Hz. f> 2 x 0.8mm / 20 ⁇ x 46ms (1)
  • timing accuracy requirement for synchronization may be reduced as the OCT image acquisition time zone of the zone is reduced about the measurement axis, i. H. if a temporal buffer is provided before and after the exposure time for the other image recordings.
  • timing accuracy requirement for the synchronization of various factors such as frame rate, exposure times, scan rate, transient response of the scanners, and the like, may vary. a. are dependent.
  • control can be optimized so that in principle significantly higher temporal accuracies can be achieved.
  • the OCT and the other image recordings can also take place simultaneously but unregulated with respect to one another.
  • the image recordings such as, for example, to determine the keratometer values from the image acquisition, however, only those image recordings are used in which the intensity of the reflex on the cornea caused by the OCT illumination by at least a factor of 2, preferably by a factor of 10, on preferably by a factor of 100 is less than the intensity of the relevant for the purpose of image acquisition structures in the other image acquisition.
  • the other image recordings can be illustrations of sclera or fundus or keratometric, topographical or biometric images or even short image sequences, for example during the alignment of the device with the eye.
  • a method for the realization of image recordings of an eye is made available, with which not only OCT recordings but also other image recordings in the form of illustrations of the sclera or the fundus or keratometric, topographical or biometric images can be made.
  • the proposed method effectively prevents mutual interference of the image acquisition of OCT and other image recordings, so that the measurements are not disturbed.

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung der geometrischen Parameter des Auges. Diese unter dem Begriff Biometrie bekannten Messungen sind insbesondere auch im Hinblick auf die Berechnung von Intraokularlinsen nach früherer refraktiver Hornhautchirurgie von Bedeutung. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren erfolgt die Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen gleichzeitig, wobei die Intensität des bei der OCT-Bildaufnahmen entstehenden Reflexlichtes mindestens um den Faktor 2, bevorzugt um den Faktor 10 und besonders bevorzugt um den Faktor 100 geringer ist, als die Intensität des Beleuchtungslichtes für die sonstigen Bildaufnahmen. Mit der vorliegenden Lösung wird ein Verfahren zur Verfügung gestellt, mit dem neben OCT-Aufnahmen auch sonstige Bildaufnahmen in Form von Abbildungen der Sklera oder des Fundus oder keratometrische, topographische oder biometrische Messungen oder auch kurze Bildsequenzen, beispielsweise während der Ausrichtung des Geräts auf das Auge, gemacht werden können.

Description

Verfahren zur Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen eines Auges
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen eines Auges, aus denen die geometrischen Parameter des Auges ermittelt werden. Diese unter dem Begriff Biometrie bekannten Messungen sind insbesondere auch im Hinblick auf die Berechnung von Intraokularlinsen nach früherer refraktiver Hornhautchirurgie von Bedeutung.
Nach dem bekannten Stand der Technik sind dazu zahlreiche Lösungen bekannt. Zur hochgenauen Achslängenmessung haben sich im Stand der Technik Lösungen etabliert, die auf Verfahren der optische Kohärenztomografie (OCT = optical coherence tomography), der Teilkohärenzinterferometrie (PCI = partial coherence interferometry) oder dergleichen basieren.
Das Grundprinzip des OCT-Verfahrens basiert auf der Weißlicht-Interferometrie und vergleicht die Laufzeit eines Signals mit Hilfe eines Interferometers (meist Michelson-Interferometer). Dabei wird der Arm mit bekannter optischer Weglänge (= 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-Scan oder ein dreidimensionales Tomogramm (C- Scan) aufnehmen lässt. Dabei werden die Amplitudenwerte der einzelnen A- Scans typischerweise in logarithmierten Graustufen- oder Falschfarbenwerten dargestellt.
Werden allerdings zusätzlich zur Achslänge (AL), zentralen Radien der Hornhaut-Vorderfläche (K), Vorderkammertiefe (ACD) und Limbusdurchmesser (WTW) noch weitere Messgrößen benötigt, können diese beispielsweise aus keratometrischen oder topographischen Bildaufnahmen vom Auge ermittelt werden.
Zwar können diese weiteren Messgrößen und die OCT-Messwerte durch verschiedene Geräte gemessen werden, jedoch erlaubt die Integration der Messung sowohl der OCT als auch der weiteren Messgrößen in einem Gerät eine einfachere Handhabung z.B. nur einmalige Ausrichtung des Gerätes auf den Patienten und eine verbesserte laterale Registrierung der OCT-Messwerten mit den weiteren Messwerten.
Allerdings dürfen sich in einem Kombi-Gerät die verschiedenen Messmodalitäten während der Messung nicht wechselseitig beeinflussen. Eine Beeinflussung kann sich konkret dadurch äußern, dass Licht vom OCT-Messsystem in einem oder mehreren Bildern des anderen Messsystems beispielsweise als heller Spot zu sehen ist, was die Messung stören kann. Um diese Nichtbeeinflussung sicherzustellen bieten sich 2 Gruppen von Lösungen an:
Bei einer ersten Gruppe von Lösungen werden die unterschiedlichen Aufnahmen sequentiell, d. h. nacheinander aufgenommen.
Ein Beispiel zeigt die US 2005/0203422 A1 , welche ein Kombinationssystem aus Keratometer und OCT-Tomographie zeigt. Um die beiden Modalitäten voneinander zu trennen wird hier ebenfalls eine zeitliche Trennung vorgeschlagen.
Ein weiteres Beispiel ist der lOLMaster der Firma Carl Zeiss. Dieser ist ein Kombinationsgerät, das die Keratometrie, die Achslänge über PCI (partial cohe- rence interferometry) und die Vorderkammertiefe über eine Spaltbeleuchtung und Bilddetektion, sowie weitere Parameter des Auges wie den sogenannten Weis-zu-Weis-Abstand bestimmt.
Bei all diesen sequentiell erfolgenden Messungen ist der Zeitaufwand für die Messungen höher. Nachteilig wirkt sich außerdem aus, dass die unterschiedli- chen Messungen von OCT und Ultraschall bzw. Keratometrie aufgrund möglicher Augenbewegungen an leicht verschiedenen Stellen erfolgen könnte. Im Allgemeinen ist deshalb eine Wiederholbarkeit der Messung entsprechend schwer zu realisieren.
Bei einer zweiten Gruppe von Lösungen werden die unterschiedlichen Aufnahmen gleichzeitig aufgenommen, wofür die Messsysteme über eine entsprechende optische Trennung verfügen müssen.
Als ein weiteres Beispiel ist in US 2005/0018137 A1 ein Kombinationssystem aus Keratometer und Achslängenmessung mittels PCI beschrieben. Dabei wird die Trennung beider Modalitäten durch Strahlteilung mittels Polarisationstrennung realisiert.
Die bereits oben erwähnte US 2005/0203422 A1 erwähnt als Alternative zur sequentiellen Messung der Modalitäten (mittels OCT und Keratometrie) auch eine Trennung derselben durch einen dichroitischen Strahlteiler.
In all diesen Beispielen erfolgt eine optische Trennung der unterschiedlichen Messsysteme entweder durch die Verwendung unterschiedlicher Wellenlängen oder über zusätzliche optische Elemente, die verhindern, dass sich die Messsysteme gegenseitig beeinflussen.
Nachteilig wirkt sich bei derartigen Systemen aus, dass entsprechend höhere Anforderungen an Optik und/oder Kamera gestellt werden, die deren Herstellbarkeit und/oder Preisniveau negativ beeinflussen.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde ein Verfahren zur Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen eines Auges zu entwickeln, welches die gleichzeitige Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen ermöglicht, ohne dass Beleuchtungslicht des anderen Messsystems die Abbildungen oder die Messung stören. Die Aufgabe wird durch das erfindungsgemäße Verfahren zur Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen eines Auges, dadurch gelöst, dass die Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen gleichzeitig erfolgt, wobei die Intensität des bei der OCT- Bildaufnahmen entstehenden Reflexlichtes, welches bei der sonstigen Bildaufnahmen gemessen wird, mindestens um den Faktor 2, bevorzugt um den Faktor 10 und besonders bevorzugt um den Faktor 100 geringer ist, als die gemessene Intensität der sonstigen Bildaufnahmen.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Mit der vorliegenden Lösung wird ein Verfahren zur Realisierung von Bildaufnahmen eines Auges zur Verfügung gestellt, mit dem neben OCT-Aufnahmen auch sonstige Bildaufnahmen in Form von Abbildungen der Sklera oder des Fundus oder keratometrische, topographische oder biometrische Messungen oder auch kurze Bildsequenzen, beispielsweise während der Ausrichtung des Geräts auf das Auge, gemacht werden können.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen eines Auges, erfolgt die Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen gleichzeitig, wobei die Intensität des bei der OCT- Bildaufnahmen entstehenden Reflexlichtes mindestens um den Faktor 2, bevorzugt um den Faktor 10 und besonders bevorzugt um den Faktor 100 geringer ist, als die Intensität des Beleuchtungslichtes für die sonstigen Bildaufnahmen.
Erfindungsgemäß ist dafür eine nicht-strikte Trennung zwischen OCT- und sonstigen Bildaufnahmen vorgesehen. Dazu werden OCT-Messungen und die sonstigen Bildaufnahmen derart zeitlich überlappend realisiert, dass die sonstige Bildaufnahme gemacht wird, wenn der Beleuchtungsstrahl der OCT- Messung derart auf dem Objekt bzw. den Grenzflächen im Objekt liegt, dass dessen Reflektionen am Objekt klein genug gegenüber den eigentlichen Bildsignalen ist um das Bildsignal nicht zu verfälschen. Umgekehrt erfolgen die sonstigen Bildaufnahmen dann nicht oder werden dann nicht für eine weitere Auswertung herangezogen, wenn die OCT-Beleuchtung annähernd senkrecht auf die Korneaoberfläche trifft.
Insbesondere wird bei dem erfindungsgemäßen Verfahren die OCT-Bilder- fassung so gesteuert, dass während der sonstigen Bildaufnahmen eine Zone um die Messachse des ophthalmologischen Geräts gerade nicht vom OCT beleuchtet oder erfasst wird. Wenn das ophthalmologische Gerät exakt auf das zu untersuchende Auge ausgerichtet ist, verläuft die Messachse gemäß der Literatur [1 ] durch den Kornea-Vertex.
Für den Fall, dass für die OCT-Bilderfassung Scanner verwendet werden, um zweidimensionale B-Scans oder dreidimensionale Volumenscans zu erfassen, werden diese so angesteuert, dass von den Scannern während der Belichtungszeit für die sonstigen Bildaufnahmen die Zone um die Messachse gerade nicht gescannt wird.
Erfolgt die OCT-Bilderfassung hingegen lediglich in Form von A-Scans oder verzichtet man auf die obige bewusste Ansteuerung der Scanner, ist die Verwendung von Beleuchtungsquellen ausreichend, die entsprechend schnell an- und abschaltbar sind. Selbst von Laserquellen werden unterdessen An- und Abschaltzeiten von < 2με erreicht.
Erfahrungsgemäß weist die Zone um die Messachse vorzugsweise einen Radius von r > 0,8 mm in der Fokusebene des OCT-Messstrahles auf. Der Radius der Zone kann dabei bei großem Strahldurchmesser um ca. den halben Strahldurchmesser vergrößert werden. Außerdem ist der Radius der Zone patientenabhängig, so dass er je kleiner gewählt werden kann, desto kleiner der maximal zulässige Radius der Kornea ist.
In diesem Zusammenhang ist anzumerken, dass sich Augenbewegungen während der Belichtungszeit der sonstigen Bildaufnahmen für typische Aufnahmezeiten von 4ms ohnehin nur unwesentlich auswirken.
Während einer Belichtungszeit von 4 ms typischerweise zu erwartende Vertex- bewegungen liegen bei einer durchschnittlichen Augenbewegung von ca. 1 mm/s bei 4μηη und sind deshalb vernachlässigbar.
Augenbewegungen werden für längere Belichtungszeiten relevant. Da sich dann der Vertex der Kornea bewegt, ist die oben erwähnte Zone entsprechend zu vergrößern ist.
Gemäß einer weiteren Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist die Belichtungszeit für die sonstigen Bildaufnahmen vorzugsweise deutlich geringer als die Gesamtdauer einer OCT-Bilderfassung.
So verbleibt beispielsweise bei einer Belichtungszeit für die sonstigen Bildaufnahmen von 4 ms und einer Bildwiederholrate von 20 Bildern pro Sekunde für die OCT-Bilderfassung ein Zeitfenster von 46 ms, in dem die OCT-Bilderfassung der Zone um die Messachse erfolgen kann. Soll in dieser Zone von z. B. 0,8 mm Radius eine nominelle laterale Auflösung des OCTs von kleiner 20μηη erzielt werden, so muss der A-Scan mit einer Frequenz von größer 1740Hz erfolgen. f > 2 x 0,8mm / 20μηη x 46ms (1 )
Gemäß einer weiteren Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens erfolgt die dafür erforderliche Synchronisation zwischen den sonstigen Bildauf- nahmen und der OCT-Bilderfassung mit einer zeitlichen Genauigkeit < 1 ms, bevorzugt < Ι ΟΌμε und besonders bevorzugt von < Ι Ομε.
Diese Anforderung an die zeitliche Genauigkeit für die Synchronisation kann jedoch verringert werden, wenn das Zeitfenster für die OCT-Bilderfassung der Zone um die Messachse verkleinert wird, d. h. wenn ein zeitlicher Puffer vor und nach der Belichtungszeit für die sonstigen Bildaufnahmen vorgesehen wird.
In diesem Zusammenhang ist anzumerken, dass die Anforderung an die zeitliche Genauigkeit für die Synchronisation von verschiedenen Faktoren, wie beispielsweise der Bildwiederholrate, der Belichtungszeiten, Scanabtastrate, Einschwingverhalten der Scanner u. a. abhängig sind.
Weiterhin ist noch anzumerken, dass durch den Einsatz von Soft- und/oder Hardware die Ansteuerung so optimiert werden kann, dass prinzipiell deutlich höhere zeitliche Genauigkeiten erreichbar sind.
Alternativ oder komplementierend zu den oben beschriebenen Ausführungen bzgl. der Steuerung der OCT- und der sonstigen Bildaufnahmen, können die OCT- und die sonstigen Bildaufnahmen auch zeitgleich, aber ungeregelt zueinander erfolgen. Für die weitere Analyse der Bildaufnahmen, wie beispielsweise zur Ermittlung der Keratometerwerte aus der Bildaufnahme, werden jedoch dann nur solche Bildaufnahmen verwendet, bei denen die Intensität des Reflexes an der Kornea verursacht durch die OCT-Beleuchtung mindestens um Faktor 2 bevorzugt um Faktor 10, weiter bevorzugt um Faktor 100 geringer ist als die Intensität der für den Zweck der Bildaufnahme relevanten Strukturen in der sonstigen Bildaufnahme.
Für die weitere Analyse der Bildaufnahmen werden bevorzugt dann auch nur solche Bildaufnahmen verwendet, bei denen der OCT-Scan nicht in der oben beschriebenen Zone um die Messachse liegt. Entsprechend einer letzten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens können die sonstigen Bildaufnahmen Abbildungen von Sklera oder Fundus oder keratometrische, topographische oder biometrische Abbildungen oder auch kurze Bildsequenzen, beispielsweise während der Ausrichtung des Geräts auf das Auge, sein.
Prinzipiell sind alle möglichen Kamera-basierte Messungen und Aufnahmen denkbar, die nach dem hier vorgeschlagenen Verfahren gleichzeitig mit den OCT- Bildaufnahmen realisiert werden.
Mit der erfindungsgemäßen Lösung wird ein Verfahren zur Realisierung von Bildaufnahmen eines Auges zur Verfügung gestellt, mit dem neben OCT-Auf- nahmen auch sonstige Bildaufnahmen in Form von Abbildungen der Sklera oder des Fundus oder keratometrische, topographische oder biometrische Abbildungen gemacht werden können.
Das vorgeschlagene Verfahren verhindert wirksam eine gegenseitige Beeinflussung der Bilderfassung von OCT und sonstigen Bildaufnahmen, so dass die Messungen nicht gestört werden.
Dazu sind weder ein erhöhter gerätetechnischer Aufwand noch erhöhte Anforderungen an Optik und/oder Kamera erforderlich, die deren Herstellbarkeit und/oder Preisniveau negativ beeinflussen.
Durch die gleichzeitige Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen ist der Einfluss von Augenbewegung geringer als bei sequentiellen Aufnahmen und die Wiederholbarkeit damit im Allgemeinen besser.
Literatur:
[1 ] ISO/CD 19980, "Ophthalmie Instruments - Corneal topographers." 2009

Claims

Patentansprüche
1 . Verfahren zur Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen eines Auges, dadurch gekennzeichnet, dass die Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen gleichzeitig erfolgt, wobei die Intensität des bei der OCT- Bildaufnahmen entstehenden Reflexlichtes, welches bei der sonstigen Bildaufnahmen gemessen wird, mindestens um den Faktor 2, bevorzugt um den Faktor 10 und besonders bevorzugt um den Faktor 100 geringer ist, als die gemessene Intensität der sonstigen Bildaufnahmen.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die OCT- Bilderfassung so gesteuert wird, dass während der sonstigen Bildaufnahmen eine Zone um die Messachse gerade nicht erfasst wird.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Zone einen Radius von r > 0,8 mm in der Fokusebene des OCT-M essstrahl es aufweist.
4. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Radius der Zone bei großem Strahldurchmesser um ca. den halben Strahldurchmesser vergrößert werden kann.
5. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Radius der Zone patientenabhängig ist und je kleiner gewählt werden kann, desto kleiner der maximal zulässige Radius der Kornea ist.
6. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Belichtungszeit für die sonstigen Bildaufnahmen vorzugsweise deutlich geringer als die Gesamtdauer einer OCT-Bilderfas- sung ist.
7. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Synchronisation zwischen den sonstigen Bildaufnahmen und der OCT-Bilderfassung mit einer zeitlichen Genauigkeit von
< 1 ms, bevorzugt < ^ 00μs und besonders bevorzugt von < ^ 0μs erfolgt.
8. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die zeitliche Genauigkeit für die Synchronisation verringert werden kann, wenn das Zeitfenster für die OCT-Bilderfassung der Zone um die Messachse verkleinert wird.
9. Verfahren nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die sonstigen Bildaufnahmen Abbildungen von Sklera oder Fundus oder keratometrische, topographische oder biometrische Abbildungen oder auch kurze Bildsequenzen, beispielsweise während der Ausrichtung des Geräts auf das Auge, sein können.
10. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen gleichzeitig aber ungeregelt erfolgt, wobei sonstige Bildaufnahmen nur verwendet werden, wenn die Intensität des Reflexes an der Kornea verursacht durch die OCT-Beleuchtung mindestens Faktor 2 , bevorzugt um Faktor 10 und besonders bevorzugt um Faktor 100 geringer ist als die Intensität der für den Zweck der Bildaufnahme relevanten Strukturen.
1 1 . Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass sonstige Bildaufnahmen nur verwendet werden, wenn die OCT-Bilderfassung eine Zone um die Messachse gerade nicht erfasst.
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