-
Die
Erfindung betrifft ein Verfahren und ein System zur Vermessung eines
Auges.
-
Für
die optische Diagnostik am Auge werden je nach Messgröße
verschiedene Messprinzipien genutzt. Mit Wellenfrontaberrometern
können die Abbildungseigenschaften des Auges gemessen werden. Hornhauttopographen
stellen die Oberflächenform der transparenten Hornhaut
dar. Die Korrektur von Fehlsichtigkeiten bzw. einem Teil der optischen
Aberrationen des Auges kann mit Brillen vorgenommen werden, die
sich vor dem Auge befinden. Alternativ dazu kann auch die eigentliche
Optik der Oberfläche des Auges verändert werden,
indem eine Kontaktlinse eingesetzt oder Teile der Hornhaut mit einem
Laser abgetragen oder verdampft werden. Für eine optimale
Behandlung der Fehlsichtigkeiten des Auges an der Oberfläche
ist daher auch die genaue Kenntnis von deren Form erforderlich.
Gemeinsam mit den Messwerten der Fehlsichtigkeit, die beispielsweise mit
einem Wellenfrontaberrometer ermittelt werden, kann so eine bestmögliche
neue Oberflächenform als Kontaktlinse oder Laserbehandlung
errechnet werden.
-
Bei
der genannten Methode der Laserbehandlung wird mit einem Laser die
Hornhautoberflächenform durch Abtrag oder Verdampfen von
Gewebe gezielt verändert. Der Behandlung gehen umfangreiche
Diagnosen voraus, zu denen auch die Hornhauttopometrie und immer
häufiger auch die Aberrometrie zählen. Beide Messgrößen
fließen neben weiteren in die Behandlungsparameter mit
ein, nach denen der Laser gesteuert wird. Dabei kommt der Aberrometrie
eine größere Bedeutung zu, da allgemein angenommen
wird, dass die Aberrationen des Auges einen wesentlichen Einfluss
auf dessen Sehleistung haben. Die Topometrie spielt eine eher untergeordnete
Rol le, da durch die Laserbehandlung eine relative Formänderung
herbeigeführt wird, die die Aberrationen korrigieren soll.
Damit ist die Ausgangsform bis heute noch lediglich eine Kontrollgröße.
-
Bezüglich
der Oberflächenvermessung von Hornhäuten ist es
bekannt, das Gewebe mittels Fluoreszenzanregung mit UV Licht zu
vermessen. Eine hoch genaue Messmethode zur Erfassung der Hornhautoberflächenform
ist beispielsweise im Patent
DE 198
37 932 offenbart. Beschrieben wird ein Streifenprojektionsverfahren,
in dem ein UV Muster auf das Auge abgebildet wird. In der äußersten
Gewebeschicht des Auges entsteht so ein Fluoreszenzmuster, das eine
Kamera aufzeichnet. Das aufgenommene Bild wird in eine Höhenkarte
umgerechnet. Vorteilhaft gegenüber anderen Verfahren sind
die extrem kurze Aufnahmedauer und der große Bereich auf dem
Auge, der mit einer Messung abgedeckt wird. Da für die
Erzeugung des Fluoreszenzmusters im Gewebe eine teure UV Lichtquelle
erforderlich ist, können kommerzielle Systeme derzeit kaum
wirtschaftlich angeboten werden.
-
Im
Patent
US 5,406,342 ist
ein Verfahren beschrieben, bei dem ein Fluoreszenzmuster im Tränenfilm
mit einer weißes Licht emittierenden Halogenlampe angeregt
wird, vor der ein Anregungsfilter positioniert ist, das nur blaues
Licht transmittiert. Ein entsprechendes Sperrfilter ermöglicht
die Detektion des zu längeren Wellenlängen ins
Gelb-Grüne verschobenen Fluoreszenzmusters. Bei diesem
Verfahren werden relativ breite Streifen von zwei Richtungen auf
das Auge projiziert. Die Anregung ist zeitlich so synchronisiert,
dass in jeweils einem Halbbild einer Videokameraaufnahme das Muster
aus einer bzw. der anderen Richtung aufgenommen wird. Die Überlagerung
der beiden mit zeitlichem Versatz voneinander aufgenommenen Halbbilder
ergibt ein Moirémuster, das die Berechnung einer Höhenkarte
ermöglicht. Die Höhenauflösung der Karte
ist aufgrund der breiten Streifen und der niedrigen Pixelzahl der Videokamera
jedoch begrenzt. Auch kann mit der beschriebenen Konfiguration keine
hinreichende Tiefenschärfe erreicht werden, um auch die
weißen Teile des Auges, die Sklera, hinreichend genau aufnehmen zu
können. Dies ist jedoch für die Anpassung von
Kontaktlinsen mit großen Durchmessern wünschenswert.
Darüber hinaus ist die Aufnahme für den Patienten
unangenehm, da aufgrund der niedrigen Empfindlichkeit der Kamera
eine relativ intensive Beleuchtungsstärke gewählt
werden muss.
-
Eine
weitere Methode wird in Patent
US 4,995,716 beschrieben.
Darin wird offenbart, ein Gitter aus horizontalen und vertikalen
Linien auf die vom mit Fluoreszin angereicherten Tränenfilm
bedeckte Hornhaut zu projizieren. Die Schnittpunkte der zueinander
senkrecht verlaufenden Gitterlinien auf dem von einer Kamera detektierten
Fluoreszenzbild werden ermittelt. Aus der Lage der Schnittpunkte
im Kamerabild wird ein Punktraster berechnet, das die Oberflächenform
der Hornhaut repräsentiert. Basierend auf dieser Methode
wurden einzelne Geräte kommerziell vertrieben. Aufgrund
technischer Mängel und der damals noch aufwändigen
Handhabung des Fluoreszins konnte sich das Verfahren jedoch nicht
am Markt etablieren.
-
Die
beiden zuletzt zitierten Verfahren beruhen auf der Anregung des
Fluoreszenzmusters mit einer im wesentlichen weißen Lichtquelle,
aus deren Spektrum die für die Anregung des Farbstoffs
optimal geeigneten Wellenlängen durch ein Filter selektiert werden.
Dieses Licht wird dann genutzt, um über eine Projektionsoptik
ein bzw. zwei Muster auf der Augenoberfläche abzubilden.
Ein wesentlicher Nachteil bei dieser Methode besteht in der relativ
niedrigen verfügbaren Lichtintensität. Dadurch
muss die Belichtungszeit des Auges verlängert werden, sodass Bewegungsartefakte
auftreten können. Ein weiterer Nachteil ist die Ausdehnung
der Lichtquelle und ihre hohe Divergenz. Dies erschwert eine scharfe
Abbildung mit großer Tiefenschärfe. Daher sind
die mit diesen Verfahren projizierten Muster zwangsläufig relativ
grob. Wesentlich für diese beiden Verfahren ist außerdem,
dass Schnittpunkte von sich kreuzenden Linien detektiert und deren
Lage im detektierten Bild ausgewertet werden.
-
Weiterhin
sind Videokeratometer bekannt, bei denen ein Ringmuster am Tränenfilm
gespiegelt wird. Die typische Messgenauigkeit solcher Videokeratometer
reicht für eine grobe Orientierung hinsichtlich der Krümmungsverhältnisse
an der Oberfläche. Für eine präzise Aussage
in Form von 3D-Daten ist sie jedoch zu gering. Außerdem
decken diese Systeme im Allgemeinen nur den zentralen 8–10
mm Bereich der Hornhaut ab.
-
Bei
anderen, alternativen Messverfahren wird ein Lichtspalt in einer
Zeitspanne von typischerweise mehr als einer Sekunde über
die Hornhaut gescannt oder rotiert. Eine empfindliche Kamera nimmt Bilder
von dem im Hornhautgewebe gestreuten Lichtspalt auf. Die einzelnen
Bilder ergeben Schnittlinien, die zu einer Gesamtform zusammengefügt
werden. Aufgrund willkürlicher Augenbewegungen während
der Messung entstehen bei dieser Berechnung jedoch Fehler, sodass
die Messgenauigkeit auch dieser Systeme höheren Ansprüchen
nicht genügen kann. Dieser Mangel soll bei neueren Geräten
durch den gleichzeitigen Einsatz von Eyetrackern, welche die Augenbewegungen
registrieren, behoben werden. Das Licht des Spalts wird in dem weißen
Skleragewebe stark gestreut, sodass die Kamera in diesen Bereichen
stark überbelichtet wird. Somit ist derzeit die Messung
mit diesen Spaltprojektionssystemen auf die transparente Hornhaut
beschränkt. Bei diesen Systemen werden teilweise moderne
Lichtsysteme mit Leuchtdioden als Quellen verwendet. Fluoreszin
kommt dabei jedoch nicht zum Einsatz, da mit den Geräten
auch die Hornhautrückfläche vermessen werden soll.
Dazu wird die Änderung der Streulichtintensität
zwischen der Hornhautrückfläche und der angrenzenden
Vorderkammer des Auges genutzt. Bei der Verwendung von Fluoreszin
bleibt diese Grenzschicht unsichtbar, da das Spaltlicht vom Fluoreszin
im Tränenfilm vollständig absorbiert wird.
-
Die
weiterhin bekannten Wellenfrontaberrometer nutzen einen Teststrahl,
um die Brechfehler des optischen Systems des Auges zu prüfen.
Der Teststrahl hat üblicherweise eine Wellenlänge
von etwa 670 nm oder länger. Die ebene Wellenfront des Teststrahls
wird beim Durchlaufen der optischen Elemente des Auges deformiert,
da die brechenden optischen Medien Abweichungen von der perfekten Form
aufweisen. Diese Deformationen der ursprünglich eingestrahlten
Wellenfront werden Aberrationen genannt. Sie lassen sich beispielsweise
mit einem Hartmann-Shack-Sensor vermessen. Details zu solchen Systemen
finden sich beispielsweise im Patent
US
5,777,719 .
-
Durch
das Tragen von Kontaktlinsen können bekanntermaßen
Fehlsichtigkeiten des Auges wie Kurzsichtigkeit, Weitsichtigkeit
oder Astigmatismen korrigiert werden. Andererseits beeinträchtigen
Kontaktlinsen die Versorgung der Hornhaut mit Nährstoffen.
Ziel der Anpassung von Kontaktlinsen muss daher immer neben einer
guten Sehschärfe auch eine optimale Verträglichkeit
auf dem Auge sein. Die Kontaktlinse sollte nicht zu dicht auf dem
Auge liegen, da dann kein Austausch des Tränenfilms mehr
erfolgen kann. Andererseits darf sie auch nicht zu locker aufliegen,
da sonst keine gleichmäßige optische Wirkung erzielt
wird und sie im Extremfall sogar herausfallen kann. Weiche Linsen
legen sich an die Augenoberfläche an, wenn ihre Rückflächengestalt
nicht allzu weit von der Augenform abweicht. Bei formstabilen Kontaktlinsen,
die sich nur bedingt der Augenoberflächenform anpassen
können, ist hingegen die Gestaltung der Rückflächenform
der Linse entscheidend für ihre Verträglichkeit.
-
Der
optisch wirksame Bereich von Kontaktlinsen befindet sich im wesentlichen
vor der Pupille des Auges und bedeckt eine kreisrunde Fläche
von bis zu 8 mm Durchmesser. Die Zonen der Linse, die über
diese optische Zone hinausreichen, dienen vor allem dazu, die Linse
gut mit dem Auge verträglich zu machen. Gleichzeitig müssen
sie jedoch eine hinreichende Unterspülung der Linse mit
Tränenflüssigkeit ermöglichen, damit
die Versorgung der Hornhaut mit Nährstoffen aus dem Tränenfilm
gewährleistet ist. Die Krümmung der Hornhaut nimmt
unter natürlichen Bedingungen nach außen hin ab,
d. h. sie wird mit zunehmendem Abstand vom Zentrum flacher. An die Grenze
der Hornhaut, den Limbus, schließt sich die Sklera an,
deren Form sehr irregulär sein kann. Sie ist derzeit keiner
zuverlässigen Messung zugängig. Dennoch sollte
die periphere Form der Linse an die jeweils individuelle Augen-
bzw. Skleraform angepasst werden, damit eine möglichst
gute Verträglichkeit erreicht wird.
-
Es
ist Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und ein System zur Verbesserung
der Messgenauigkeit bei der Vermessung eines Auges zur Verfügung zu
stellen.
-
Diese
Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche
gelöst. Ähnlich wie in der
DE 198 37 932 wird ein Streifenmuster
(in Form eines Lichtmusters mit vielen Streifen oder zeitlich nacheinander
mit gegeneinander versetzten Streifen) auf die Hornhaut projiziert
und von einer Kamera unter einem Triangulationswinkel detektiert.
Jedoch wird vorliegend – statt die Eigenfluoreszenz des
Gewebes mit UV Licht anzuregen – blaues Licht einer Leuchtdiode
(LED) mit einer Emissionswellenlänge zwischen 470 nm und
510 nm (blau-grün) verwendet, um im Tränenfilm
gelösten Farbstoff, insbesondere Fluoreszin, zur Emission
von Fluoreszenzlicht anzuregen. Das relativ breite Wellenlängenspektrum
der Leuchtdiode kann zusätzlich mit einem geeigneten Filter
auf Wellenlängen um 490 nm eingeschränkt werden,
bei denen der Fluoreszenzfarbstoff besonders stark absorbiert. Damit
kann die Belastung des Auges mit hohen Lichtintensitäten,
die nicht zur eigentlichen Messung beitragen, weiter reduziert werden.
-
Das
detektierte Lichtmuster (ein vollständiges Streifenmuster
oder einzelne streifenförmige Lichtteilmuster, die zusammen
ein Streifenmuster ergeben) entsteht durch Emission von Fluoreszenzstrahlung
aus dem im Tränenfilm gelösten Farbstoff. Typisch
für Fluoreszenzphänomene ist, dass sich die Anregungswellenlänge
von der Emissionswellenlänge unterscheidet. Dadurch lassen
sich mit Filtern die beiden Strahlengänge voneinander trennen.
-
Das
detektierte Streifenbild ist aus Pixeln aufgebaut, die durch ihre
beiden Koordinaten (x, y) und ihren Grauwert eindeutig gekennzeichnet
sind. Die Kalibrierung benötigt diese drei Werte, um eine Höhenkarte
zu berechnen. Die Mehrzahl der zuvor erwähnten Patente
wertet die Schnittpunkte von Linien in den Bildern aus. Bei dem
erfindungsgemäßen Verfahren wird demgegenüber
die relative Helligkeit jedes Bildpunkts (Pixels) im Vergleich zu
seinen benachbarten Pixeln erfasst, um daraus den Verlauf der Linien
noch genauer zu berechnen. Dieser Verlauf ergibt anhand der Kalibrierdaten
die gesuchte Höhenkarte. Es werden also keine Schnittpunkte
zwischen einzelnen Linien benötigt. Statt dessen reicht
es, die Helligkeit bzw. den Grauwert jedes Pixels zu erfassen und
diesen gemeinsam mit den zugehörigen Pixelkoordinaten anhand
der Kalibrierung weiterzuverarbeiten.
-
Besonders
bevorzugt wird für die Messung ein sog. Triangulationswinkel
von etwa 30° zwischen der Projektion und der Detektion
des Streifenmusters gewählt. Aufgrund des Winkels erscheinen
die Streifen ähnlich wie bei einer Spaltlampe verbogen.
Aus der Verbiegung wird anhand einer Kalibriervorschrift die Oberflächenform
berechnet.
-
Da
die Projektion vorzugsweise unter einem Winkel von 30° erfolgt,
werden von dem Anteil des Lichts, das den Tränenfilm durchstrahlt,
nur periphere Teile der Netzhaut beleuchtet, sodass der Blendungseindruck
während der Messung weniger unangenehm als bei frontaler
Beleuchtung ist. Damit können Schäden an der Netzhaut
durch zu hohe Lichtintensitäten effizient vermieden werden.
-
Im
Gegensatz zum Patent
DE 198
37 932 wird in dem hier beschriebenen Verfahren bevorzugt der
im Tränenfilm gelöste Farbstoff Fluoreszin und nicht
das Gewebe zur Emission von Fluoreszenzlicht angeregt. Da die spätere
Kontaktlinse im Wesentlichen auf dem Tränenfilm schwimmt,
ist dessen Vermessung sinnvoll und aussagekräftig. Die
Intensität des anregenden Lichts reicht vorliegend aus,
um nur eine relativ geringe Konzentration des Farb stoffs im Tränenfilm
verwenden zu müssen und trotzdem ein kontrastreiches Streifenbild
aufnehmen zu können. Daher wird die eigentliche Tränenfilmdicke
nur unwesentlich verändert. Dieser Aspekt spielte vor allem bei
dem im Patent
US 5,406,342 beschriebenen
Verfahren eine wesentliche Rolle. Dort war es aufgrund der niedrigen
Lichtmenge und der geringen Empfindlichkeit der Kamera notwendig,
relativ viel Farbstoff in den Tränenfilm zu geben, sodass
dessen Dicke unverhältnismäßig zunahm
und damit nicht mehr repräsentativ für den physiologischen
Zustand des Auges war.
-
Das
vorgenannte Problem wird vorliegend aufgrund der höheren
Lichtintensität der Leuchtdioden-Beleuchtung umgangen.
Vorteilhaft bei der Verwendung von Fluoreszin ist dabei, dass nicht
nur die Tränenfilmschicht vor der Hornhaut vermessen werden
kann, sondern auch der sklerale Bereich des Auges, da der mit Farbstoff
angereicherte Tränenfilm beim Blinken auch die Sklera bedeckt.
Dieser Bereich der Augenoberfläche ist anderen Messsystemen
aufgrund der verwendeten, oben beschriebenen Prinzipien im Allgemeinen
nicht zugängig. Der große Messbereich ermöglicht
insbesondere die Nutzung der Daten für die Anpassung von
Kontaktlinsen mit großen Durchmessern.
-
Wird
das Auge von einer Lichtquelle beleuchtet und auf den Chip einer
Kamera abgebildet, so entsteht im Kamerabild an einem Ort ein heller
Reflex, da es stets einen Bereich auf der gewölbten Oberfläche
gibt, für den der Einfallswinkel der Beleuchtung dem Ausfallswinkel
der Detektion entspricht. Dieser Reflex überstrahlt das
Lichtmuster so stark, dass er unterdrückt werden muss,
um die Aufnahme einer vollständigen Oberflächenkarte
zu ermöglichen. Die Unterdrückung erfolgt mit
einem Farbfilter.
-
Alternativ
zur Beleuchtung der Augenoberfläche mit einem vollständigen
Streifenmuster bestehend aus einer Vielzahl feiner, paralleler Linien
können auch einzelne Linien zeitlich nacheinander mit einem
Linienscanner auf das Auge projiziert werden. Auch hier wird bevorzugt
im Tränenfilm gelöstes Flu oreszin zur Emission
von Fluoreszenzlicht in Form einer im Kamerabild gebogen erscheinenden
Linie angeregt. Die Kamera ist in der Lage, Bilder in sehr kurzen
Abständen von weniger als 10 Millisekunden voneinander
aufzunehmen. Daher kann eine Vielzahl von Linienbildern mit der
Kamera aufgenommen werden, ohne dass sich das Auge während
der Aufnahmen bewegt. Somit ist gewährleistet, dass die
einzelnen Linienbilder das Auge in einer jeweils identischen Lage
repräsentieren und sich zu einer Gesamtoberfläche
mit geringem Bewegungsfehler zusammenfügen lassen. Dies
kann beispielsweise durch computergestütztes Addieren der
einzelnen Bilder zu einem vollständigen Streifenmuster
geschehen, sodass ähnliche Auswertealgorithmen wie bei
der Streifenprojektion verwendet werden können. Anderenfalls wird
auf bekannte Kalibrier- und Auswerteverfahren von Linienscannern
zurückgegriffen. Entscheidender Unterschied zu bestehenden
Systemen, mit denen die Augenoberfläche über einen
gescannten Lichtstrahl durch Detektion von – dementsprechend schwachem – Streulicht
erfasst wird, ist wiederum die Verwendung des Fluoreszins zur Beschränkung
der Information auf die Oberfläche sowie der Einsatz einer
sehr schnellen Kamera, die es gestattet, viele Linienbilder innerhalb
der natürlichen Bewegungslosigkeit des Auges aufzunehmen
um damit allfällige Bewegungsartefakte in den Bildern zu
verhindern.
-
Das
Absorptionsmaximum von Fluoreszin liegt bei etwa 490 nm. Im vorliegenden
Fall ist daher für die Anregung mit blau/grünem
Licht ein Filter zweckmäßig, das Wellenlängen
unter 515 nm, vorzugsweise unter 500 nm, effizient transmittiert
und solche über 515 nm, vorzugsweise 500 nm, unterdrückt.
Dazu sind aus mehreren Schichten aufwändig aufgebaute Interferenzfilter
erforderlich. Einfache blaue Farbgläser sind prinzipiell
auch denkbar, transmittieren aber im Allgemeinen noch geringe Lichtintensitäten
mit Wellenlängen über 500 nm. Umgekehrt wird bei
der Detektion des Fluoreszenzlichtes ein Filter eingesetzt, das
nur Wellenlängen über 515 nm transmittiert. Es
hat sich gezeigt, dass beispielsweise ein gelbes Farbglasfilter
mit der Bezeichnung OG515 von der Firma Schott mit einer Transparenz
für Welien längen über 515 nm dafür
gut geeignet ist. Wird ein einfaches blaues Farbglas mit weniger
steilen Kanten für die Anregung verwendet, so ist ein OG535
Filter erforderlich, wodurch sich die Gesamtintensität des
detektierten Lichts verringert.
-
Die
genannten Wellenlängen stehen im Zusammenhang mit dem Farbstoff
Fluoreszin, der schon lange am Auge angewendet wird. Es sind jedoch
prinzipiell auch andere Farbstoffe denkbar, die ebenfalls gut im
Tränenfilm löslich, biokompatibel und leuchtstark
sind. Diese würden andere Filterkombinationen für
die Beleuchtung und die Detektion erfordern.
-
Das
Licht einer blauen Leuchtdiode ist im Allgemeinen wesentlich intensiver
als das durch einen Blaufilter von einer konventionellen Lichtquelle (Glühlampe,
Halogenlampe) erhaltene Licht. Leuchtdioden sind insbesondere mit
gerichteter Abstrahlcharakteristik erhältlich. Durch die
höhere Leuchtintensität ist es möglich,
kameraseitig mit einer kleineren Blende zu arbeiten und dennoch
ein genügend kontrastreiches Bild aufnehmen zu können. Damit
lässt sich eine größere Tiefenschärfe
in der Abbildung des detektierten Musters erzielen. Die somit schärfere
Abbildung ermöglicht wiederum die Verwendung eines feineren
Streifenmusters, wodurch die Messgenauigkeit erhöht werden
kann. Maßgeblich für die Höhenauflösung
ist neben dem Projektionswinkel unter anderem auch die Streifenperiode
des projizierten Gitters.
-
Die
Auswertung des Streifenmusters erfolgt besonders bevorzugt anhand
von Kalibrierdaten, die für das jeweilige Messsystem während
einer Kalibrierprozedur individuell ermittelt werden. Diese Daten berücksichtigen
alle wesentlichen optischen Parameter, welche die Lage der Streifen
im Bild in Abhängigkeit von der vermessenen Oberflächenform
und deren Position bestimmen. Dazu werden zweckmäßigerweise
Aufnahmen von hoch genau angefertigten und ggf. zuvor interferometrisch
vermessenen Referenzkörpern gemacht, die an fest vorgegebene
Orte im Messvolumen verfahren werden.
-
Die
Referenzkörper sind mit einer Präzision gefertigt,
die besser als die vom Messsystem erreichbare Auflösung
ist. Die Positionierung der Referenzkörper erfolgt mit
computergesteuerten, hochgenau einstellbaren Linearverstellern.
Die Referenzkörper weisen bevorzugt ähnliche optische
Eigenschaften bezüglich der Fluoreszenzemission wie menschliche Augen
auf, in deren Tränenfilm der fluoreszierende Farbstoff
wie z. B. Fluoreszin gelöst ist. Somit kann die Kalibrierung
und die eigentliche Vermessung der Augen mit exakt dem gleichen
optischen Aufbau durchgeführt werden. Dadurch erhält
jedes Messsystem einen individuellen Datensatz, über den
es sich von den anderen unterscheidet. Die Streifenbilder können
bei dieser Ausführung zuverlässig nur mit Hilfe
der Kalibrierdaten ausgewertet werden. Die Kalibrierung stellt somit
eine wichtige Voraussetzung für die Nutzbarkeit des Systems
und dessen Messgenauigkeit dar. Sie schützt andererseits
das System vor einer missbräuchlichen Nutzung, wenn sie
räumlich von dem Aufnahmesystem getrennt wird.
-
Es
hat sich gezeigt, dass die Streifenperiode auf dem Auge und der
Abbildungsmaßstab des Detektionssystems vorteilhaft so
aufeinander angepasst werden, dass jedes Linienpaar sich über
eine Breite zwischen 5 und 15 Pixel erstreckt. Die Helligkeit und Schärfe
des detektierten Streifenmusters muss so kontrastreich sein, dass
die Linienpaare vermittels des Auswertealgorithmus deutlich voneinander
getrennt werden. Dabei darf die Belichtungszeit nicht länger
als 100 ms bis 200 ms sein, da es dem untersuchten Auge für
gewöhnlich sonst nicht gelingt, in Ruhe zu verharren.
-
Eine
besonders bevorzugte Weiterentwicklung der Erfindung zeichnet sich
dadurch aus, dass simultan oder in kurzem zeitlichen Abstand zur
Oberflächenmessung auch eine Aberrationsmessung erfolgen
kann. Die Isolierung der beiden Messstrahlen gelingt hierbei vorzugsweise
aufgrund der unterschiedlichen Lichtwellenlängen, die mit
geeigneten Filtern und/oder Spiegeln voneinander getrennt werden
können. Durch die Gleichzeitigkeit beider Messungen oder
durch das unmittelbar Nacheinandermessen ist gewährleistet, dass
sich die Datensätze beider Messsysteme auf ein identisches
Koordinatensystem beziehen. Die Bezeichnung „unmittelbar nacheinander"
bedeutet hierbei, dass sich das Auge während der aufeinander
folgenden Aufnahmen nicht bewegt. Dies ermöglicht eine
direkte Zuordnung von mit dem Wellenfrontaberrometer gemessenen
Aberrationen zu mit dem Togometer gemessenen Oberflächendetails.
Bei seriellen Messungen hingegen besteht immer das Problem, die
Messdaten beider Systeme später in ein gemeinsames Koordinatensystem überführen
zu müssen. Da sich das Auge zwischen den einzelnen, zeitlich
versetzten Messungen jedoch bewegt bzw. eine identische Blickrichtung bei
beiden Messungen nicht gewährleistet ist, kann ein genauer
Abgleich der Datensätze gemäß dem Stand
der Technik nur bedingt erfolgen. Vörliegend sind jedoch
gleichzeitige oder unmittelbar aufeinander folgende Messungen möglich,
wenn die Strahlengänge während der Messungen voneinander
getrennt werden. Wenn sich das Auge dennoch während aufeinander
folgender Messungen bewegen sollte, werden die Messungen einfach
wiederholt.
-
Aufgrund
der zeitgleichen oder quasi-zeitgleichen (ohne Augenbewegungen)
Messungen von Aberrationen und Oberflächenform können
beide Messdatensätze miteinander abgeglichen werden. Aberrationen
des Auges entstehen durch seine optischen Bestandteile, die das
Licht durchlaufen muss, bis es auf die Netzhaut trifft. Die Hornhaut
mit ihrer starken Krümmung beeinflusst die Brechung des Lichts
dabei besonders stark. Durch ihre periphere Abflachung werden beispielsweise
spezielle Aberrationen induziert. Aufgrund der simultanen oder direkt aufeinander
folgenden Messungen ist es nun möglich, die durch die Hornhautoberflächenform
induzierten Aberrationen von den Gesamtaberrationen zu subtrahieren,
sodass nur noch die durch interne optische Bestandteile des Auges
induzierte Aberrationen verbleiben. Diese lassen sich dann rechnerisch durch
eine optimale Augenoberflächenform kompensieren. Die optimale
Oberflächenform kann sodann in einem nächsten
Schritt erzeugt werden, entweder in Form einer individuellen Kontaktlinse,
oder in Form eines Laserabtrags mit einem refraktiv-chirurgischen Behandlungslaser.
Somit hilft die simultane bzw. quasi-simultane Erfassung der beiden
Messdatensätze, diejenigen der Oberflächenform
und diejenigen der gesamten Aberrationen, die internen Aberrationen durch
eine optimale Oberfläche zu kompensieren. Erst durch die
hohe Messgenauigkeit des Oberflächenmesssystems mittels
der Erfindung ist es nunmehr möglich, die gesamten Aberrationen
des Auges zuverlässig und effizient optimal zu verändern.
-
Durch
die genannten zeitgleichen oder unmittelbar aufeinander folgenden
Messungen mit einerseits der Topometrie-Messeinrichtung und andererseits
der Aberrometrie-Messeinrichtung ist eine direkte räumliche
Zuordnung der beiden Datensätze gewährleistet.
Die zeitgleiche oder quasi-zeitgleiche Messung mit beiden Modulen
ist möglich, da sich die für die jeweiligen Messungen
erforderlichen Strahlen aufgrund ihrer unterschiedlichen Wellenlängen
mit optischen Filtern voneinander trennen lassen. Die Wellenlängen
bei der Topometrie für die Anregung liegen vorliegend im
Bereich um 500 nm und für die Detektion zwischen 520 nm
und 580 nm. Die Messungen mit einem konventionellen Aberrometer
hingegen erfolgen bei Wellenlängen um 670 nm. So erfolgt
die Anregung des Fluoreszins für die Oberflächenmessung
mit blauem Licht; detektiert wird gelblich-grünes Licht.
Die Aberrationen hingegen werden bevorzugt vollständig
mit rotem Licht gemessen. Insbesondere ist es daher zweckmäßig,
dass sich im Strahlengang vor der Detektionseinheit des Oberflächenmesssystems
solche Filter befinden, die nur Licht mit kürzeren Wellenlängen
als 580 nm transmittieren. Gleichzeitig müssen im Strahlengang
vor der Kamera des Wellenfrontaberrometers Filter eingebracht werden,
die nur Licht mit längeren Wellenlängen als 640
nm transmittieren.
-
In
einer Weiterentwicklung ist die simultane oder nahezu simultane
Aufnahme der beiden Bilder von Topometrie und Aberrometrie mit einer
einzigen Kamera denkbar. Diese muss dazu beispielsweise Doppelbelichtungen
mit einer kurzen Latenz im Bereich weniger Mikrosekunden ermöglichen,
sodass eine ähnlich kurze Trennung der jeweiligen Belichtung
mit den beiden unterschiedlichen Wellenlängen zu keinerlei
Bewegungsartefakten des Auges führt. Dazu ist es erforderlich,
dass die Gesamtzeit beider Aufnahmen und der Pause dazwischen so
kurz ist, dass trotz der Fixierung eventuell auftretende sakkadische
Augenbewegungen entweder entdeckt werden, sodass die Messungen wiederholt
werden können, oder aber irrelevant sind, da sie außerhalb
der eigentlichen Belichtungszeiten erfolgen und eine identische
Blickrichtung gewährleistet ist. Voraussetzung für
die Nutzung nur einer Kamera ist, dass die einzelnen, getrennten
Lichtwege der Topometrie und der Aberrometrie durch geeignete Strahlteiler
vor der Kamera wieder zusammengeführt werden.
-
Weiterhin
vorteilhaft bei der Kombination der beiden Geräte ist die
gleichzeitige Nutzung der Versorgungseinheit (Netzteil und weitere
Elektronik) und der Auswerteeinheit (Rechner und Softwaremodule). Dadurch
können die Systemkosten für den Nutzer und der
erforderliche Platzbedarf maßgeblich reduziert werden.
-
Das
normale Auge blickt und fixiert entlang seiner Sehachse. Diese Sehachse
fällt mit der z-Achse des Koordinatensystems, in dem die
Messdaten dargestellt werden, zusammen. Daher muss gewährleistet
sein, dass sich das Messsystem unter Verwendung einer Fixationseinrichtung
für das Auge über Justageelemente entsprechend
ausrichten lässt. Dies gelingt bevorzugt über
die Konstruktion einer Beleuchtungseinrichtung mit Kollimation,
die das Auge während der Messung fixieren muss. Die Kollimation
bewirkt dabei, dass die Beleuchtung nur unter einem sehr eingeschränkten
Blickwinkel an einer vorgegebenen Position des Auges sichtbar wird.
Eine solche Kollimationseinrichtung kann aus einer Lichtquelle bestehen,
vor der sich in unterschiedlichen Abständen enge Blenden
befinden. Das Auge ist dann ausgerichtet, wenn es durch beide Blenden
blickend die Lichtquelle erkennt (subjektive Ausrichtung).
-
Der
kollimierte Strahl wird vorzugsweise mit einem teildurchlässigen
Spiegel dem Strahlengang der Detektionseinrichtung bzw. Kamera überlagert. Dadurch
ist gewährleistet, dass die Sehachse mit der Flächennormalen
im Zentrum des Kamerabildes übereinstimmt. Vorteilhaft
kann für die Fixation eine blaue Leuchtdiode verwendet
werden, sodass als Spiegel ein Kantenfilter geeignet ist, das die
blauen Wellenlängen vollständig reflektiert, die
Fluoreszenzwellenlängen über 515 nm jedoch transmittiert. Denkbar
ist hierfür auch die Nutzung des für den Kamerastrahlengang
erforderlichen Farbfilters.
-
Da
die Fixationsbeleuchtung in Richtung des Auges strahlt, wird sie
bevorzugt – gesteuert durch eine Synchronisationseinrichtung – während
der kurzen Dauer der eigentlichen Messung ausgeschaltet. Andernfalls
würde im Zentrum der Sehachse auf der Hornhaut ein fluoreszierender
Punkt erscheinen. Alternativ kann die Beleuchtung schwach genug
eingestellt werden, sodass sie zwar vom Auge noch zu sehen ist,
jedoch kein merkliches Fluoreszenzsignal mehr anzuregen vermag.
-
Die
Kalibrierung des Systems gewährleistet eine extrem hohe
Messgenauigkeit innerhalb eines vorgegebenen Volumens, das in sich
die drei Raumrichtungen x, y und z erstreckt. Die x- und y-Richtungen
spannen eine Ebene auf, die parallel zur Pupillenebene und senkrecht
zur Sehachse, also der z-Richtung, verläuft. Das Messsystem
wird vor dem Auge in x- und y-Richtung durch Verschieben des Pupillenzentrums
im Livebild auf dem Monitor der mit der Kamera verbundenen Rechnereinheit
grob justiert. Die Feinjustage in x- und y-Richtung erfolgt anhand
der Fixationseinrichtung auf die Sehachse.
-
Für
die Einrichtung des Abstands der Messeinheit vom Auge ist vorteilhafterweise
eine zusätzliche Beleuchtungseinheit vorgesehen, die ein
Lichtmuster unter einem zweiten Triangulationswinkel auf das Auge
projiziert. Bei dem hier beschriebenen System bietet es sich an,
die Projektion dieses zweiten Lichtmusters auf der gegenüberliegenden
Seite von der Streifenprojektionseinheit anzubringen. Zweckmäßig
wird als Muster eine schmale Linie proji ziert, da sie über
ihren Verlauf gut erkennbar ist. Die Linie entsteht beispielsweise
unter Verwendung einer Laserdiode mit einer Wellenlänge
um 670 nm, deren Strahl mit einer Zylinderlinse zu einer Linie geformt wird.
Die Breite der Linie kann über eine weitere Plankonvexlinse
eingestellt werden.
-
Gemäß einer
Alternative zu dieser zweiten Projektionseinrichtung kann auch ein
ausgezeichneter Teil des für die eigentliche Messung projizierten Lichtmusters
(Gesamtstreifenmuster aus Einzelstreifenmuster aus Linienscanner)
für die Abstandseinstellung verwendet werden. So kann beispielsweise ein
Streifen unterbrochen sein und somit einer automatischen, rechnergesteuerten
Erkennung zugängig gemacht werden. Alternativ kann ein
Streifen eine irreguläre Breite oder Helligkeit aufweisen.
-
Wenn
sich die Linie oder der markierte Streifen beispielsweise mit dem
Zentrum der Pupille oder einer Markierung auf dem Monitorbild deckt,
befindet sich das Auge in einem Abstand vom Messsystem, in dem die
Linien des Lichtmusters (gesamtes Streifenmusters oder aus vielen,
zeitlich nacheinander projizierten Streifen zusammengesetzt) scharf
abgebildet werden. Weicht der Verlauf der Linie oder die Lage des
markierten Streifen von der Pupillenmitte ab, so ist das Auge zu
weit entfernt oder zu nahe an dem Messkopf.
-
Über
ein Bildverarbeitungsmodul innerhalb der Software kann der Verlauf
der Linie oder der markierte Streifen automatisch erkannt werden.
So kann dem Anwender während der Justage ein Hinweis auf die
Richtung und die Größe erforderliche Abstandsänderung
gegeben werden. Diese Information kann alternativ auch eine motorisierte
Verstelleinheit dazu veranlassen, die Justage automatisch in optimaler Weise
vorzunehmen.
-
Die
Wellenlänge der Linie muss von dem Filter, das vor der
Detektionseinheit mit Kamera angeordnet ist, transmittiert werden.
Wird Fluoreszin als Farbstoff verwendet, so muss die Wellenlänge
der Linie länger als 515 nm sein.
-
Eine
Laserdiode mit 670 nm Wellenlänge erfüllt diese
Forderung und ist außerdem relativ preiswert und gut fokussierbar.
-
Die
Beleuchtung des Auges mit der Linie darf nur während der
Justage erfolgen, da sonst das für die Oberflächenmessung
benötigte Streifenmuster überstrahlt wird. Daher
ist die Beleuchtungseinheit für die Abstandseinrichtung
vorzugsweise derart über geeignete Softwaremodule triggerbar,
dass die Linie nur während der Justage, nicht jedoch während der
eigentlichen Messung projiziert wird.
-
Erfolgt
die Abstandseinstellung über das eigentliche Streifenbild,
so sind mehrere aufeinander folgende Aufnahmen zweckmäßig,
bis der Abstand optimal eingestellt ist. Dabei ist die Strahlenbelastung
des Auges, die mit der Projektion des Musters einhergeht, so gering
wie möglich zu halten. Vorteilhaft sind daher eindeutige
Hinweise von der Software an den die Justage vornehmenden Untersucher,
in welche Richtung und um wie viel die z-Position des Systems nachgestellt
werden muss.
-
Die
oben angesprochene Ein-Bild-Messung ist besonders vorteilhaft für
die Kombinierbarkeit der Oberflächenvermessung mit der
Aberrationsbestimmung geeignet. Da auch jene mit nur einer Aufnahme erfolgen
kann, lassen sich beide Aufnahmen miteinander synchronisieren, sodass
eine spätere Umrechnung oder Anpassung der Datensätze
in ein gemeinsames Koordinatensystem nicht mehr erforderlich ist.
-
Die
Messdaten sind aufgrund der Pixelstruktur der Kamera in einem kartesischen
Raster als Tripel x, y, z angeordnet. Dabei beziehen sich die äquidistanten
x- und y- Koordinaten auf eine senkrecht zur Beobachtungsrichtung
der Sehachse liegende Ebene. Die z-Koordinate gibt die Pfeilhöhe
bzw. Erhebung des Oberflächenpunkts in Bezug auf diese Ebene,
parallel zur Sehachse an. Die Daten lassen sich anhand geeigneter
Algorithmen in beliebige Dateiformate und auch in andere Raster,
z. B. Polarkoordinaten umrechnen.
-
Sie
können vor allem auch so umgerechnet werden, dass sie für
zur Fertigung von Kontaktlinsen üblicherweise eingesetzte
CNC-Maschinen lesbar sind. Gleichermaßen kann anhand der
Daten ein optimaler Laserabtrag für eine refraktive Behandlung errechnet
werden.
-
Es
sind Ausführungsformen des Aufnahmesystems denkbar, bei
denen die Bilderfassung des Messsystems von einem einfachen Handcomputer, einem
sog. PDA, oder einer ähnlichen Steuereinheit vorgenommen
wird, welche die Bilddaten dann drahtgebunden oder drahtlos an den
Rechner mit der Patienten- oder Kundendatenbank überträgt.
Damit ist gewährleistet, dass die erhobenen Daten den bereits vorhandenen
Stammdaten des untersuchten Patienten bzw. Kunden effizient zugeordnet
werden. Dies hat weiterhin den Vorteil, dass das eigentliche Messsystem
keine vollständige Rechnereinheit mit integrierter Auswertesoftware
und Datenbank benötigt, sondern lediglich eine Steuereinheit
für die Justage und Bildaufnahme. Der Aufbau des Messsystems wird
damit einfacher und seine Kosten geringer.
-
Da
die Messwerte in digitaler Form vorliegen, können sie effizient über
geeignete Schnittstellen an andere Geräte zur Weiterverarbeitung
und zur Darstellung übertragen werden. Insbesondere ist
es möglich, die eigentliche Auswertung des mit der Kamera
aufgenommenen Streifenmusters nicht auf dem lokal vorhandenen, mit
dem Aufnahmesystem verbundenen Rechner vorzunehmen. Statt dessen kann
die Bilddatei ggf. verschlüsselt und komprimiert über
das Internet auf einen Zentralrechner versandt werden, der die Auswertung
der Bilder vornimmt und die so generierten und ggf. an die jeweilige
Verwendung angepassten Höhendaten wiederum an eine geeignete
Instanz weiterleitet. So kann lediglich die Vermessung der Augen
eines Kunden oder Patienten beim Augenoptiker oder Augenarzt erfolgen,
der die Bilddaten an den Zentralrechner übersendet. Dort werden
sie mit den für das jeweilige Gerät hinterlegten
Kalibrierdaten ausgewertet und für die weitere Verwendung
aufbereitet.
-
Die
Kosten für das Messsystem können durch die Erhebung
von Nutzungsgebühren eingespielt werden. Dadurch muss der
Anwender keine hohen Anfangsinvestitionen tätigen, sodass
sich das Messsystem leichter am Markt etablieren lässt.
Die Gebühren entstehen erst mit der Auswertung der Bilder,
sodass der Anwender eine genaue Kontrolle über seine Kosten
hat. Durch eine Preisstaffelung kann die Akzeptanz und die Nutzung
des Messsystems weiter erhöht werden. Die Gebühren
werden bei der Nutzung des Zentralrechners erfasst. Sollte die Auswertung
auf einem lokal beim Anwender stehenden Rechner erfolgen, so ist
die Software dafür vorteilhafterweise mit einem Hardwaresystem
Dongle verbunden, mit dem die Gebühren ermittelt werden. Dieses
System enthält eine Zählautomatik, anhand derer
ermittelt wird, wie oft Daten erhoben, berechnet und versandt werden.
In beiden Fällen ist die eigentliche Aufnahme des Streifenmusters
auf dem Auge von der Umrechnung des Bildes in Daten zur Weiterverarbeitung
räumlich und zeitlich getrennt.
-
Vorder-
und Rückflächen von Kontaktlinsen können
in fertigungstechnisch vorgegebenen Grenzen individuell bearbeitet
werden. Weiche Kontaktlinsen sind in verschiedenen Standardgrößen
erhältlich, sodass sie preiswert in großen Stückzahlen
verkauft werden. Formstabile Linsen hingegen können individuell
passend als Einzelstücke hergestellt werden. Für
die Änderung der optischen Brechkraft des Auges durch die
Kontaktlinse spielt neben der durch ihre beiden Oberflächen
vorgegebenen Materialdicke auch der zwischen der Kontaktlinsenrückfläche
und der Hornhaut befindliche Tränenfilm, die sog. Tränenfilmlinse,
eine entscheidende Rolle. Deren Einfluss kann erst dann individuell
berücksichtigt werden, wenn die Form der Hornhautoberfläche
hinreichend genau bekannt ist. Bislang geschieht dies über
die oben beschriebenen, sog. Fluobilder. Künftig dient dazu
das erfindungsgemäße hochgenaue Togometer. Für
die Rückflächenfertigung wird zweckmäßig zunächst
mit den gängigen Parametern eine Optimierung vorgenommen,
sodass der Zwischenraum zwischen Kontaktlinse und Hornhaut die Tränenfilmlinse
möglichst die angestrebte Dicke annimmt. Für besonders
irreguläre Hornhautformen kann eine lokal angepasste Fertigung
der Rückflächenform der Kontaktlinse erforderlich
werden.
-
Für
die Gestaltung der Vorderfläche und somit der Kontaktlinsendicke
werden die Daten der Messung des Aberrometers oder aber einer anderen Refraktionsbestimmung
verwendet.
-
Ein
wesentliches Kriterium für die Verträglichkeit
von Kontaktlinsen ist ihre Passform auf dem Auge, die unter Verwendung
der mit dem beschriebenen Messsystem erhobenen Daten optimiert wird. Darüber
hinaus spielen die Beweglichkeit der Kontaktlinse und der Einfluss
der Augenlider beim Blinken eine große Rolle für
das Fremdkörpergefühl des Trägers, aus
dem sich die Akzeptanz der Kontaktlinse ergibt. Diese unter dem
Begriff Dynamik zusammengefassten Einflüsse können
von Experten auf dem Gebiet der Kontaktlinsenanpassung beobachtet und
bewertet werden.
-
Eine
objektive Bewertung der genannten Dynamik kann anhand von Kameraaufnahmen
mit dem beschriebenen System erfolgen, indem eine Sequenz von Bildern
abgespeichert wird. Zuvor wird die zu untersuchende Linse vorzugsweise
mit einem Farbstift an mehreren Stellen markiert. Diese Markierungen
werden von einem Softwaremodul auf den abgespeicherten Bildern automatisch
erkannt. Die Bewegung der Linse während eines Lidschlags
wird dann von dem Softwaremodul errechnet und grafisch dargestellt.
Alternativ dazu erfolgt eine Registrierung der Markierungen direkt über
die Live-Bilder der Kamera. Das Softwaremodul erfasst dabei die
relevanten Merkmale während der Aufnahme, ohne die einzelnen
Bilder abzuspeichern. Durch eine Reduzierung der Auflösung
des Bildes, Zusammenlegen von Pixeln bzw. Reduktion des Bildausschnitts
wird die Kamera dazu – falls erforderlich – mit
erhöhter Bildrate betrieben.
-
Die
gemeinsamen Daten des Togometers und des Aberrometers können
besonders bevorzugt gleichfalls für die Behandlungsplanung
und die Nachkon trolle einer refraktiven Laserbehandlung genutzt werden.
Diese erfolgen heute noch mit ähnlichen Geräten,
jedoch stets mit einem zeitlichen Versatz zueinander, sodass die
oben beschriebenen Probleme mit dem räumlichen Abgleich
der Datensätze entstehen. Mit dem beschriebenen System
bzw. Verfahren ließen sich diese Untersuchungen effizienter
und vor allem genauer durchführen, was zu einer Qualitätssteigerung
im Bereich refraktiver Laserchirurgie führt.
-
Das
Messsystem kann aufgrund seiner hohen Genauigkeit auch dazu genutzt
werden, in einer klinischen Situation die Qualität einer
Spenderhornhaut zu beurteilen. Dabei stünde vor allem die
Frage im Vordergrund, ob die Spenderhornhaut zuvor einer Laserbehandlung
unterzogen wurde. Dies würde ihre Nutzung als Transplantat
ausschließen. Bei stetig wachsender Zahl an Patienten,
die sich einer Laserbehandlung unterziehen, wächst die
Wahrscheinlichkeit, eine solche Hornhaut als Spendermaterial zu bekommen.
Da bis heute eine solche Untersuchung von Spenderhornhäuten
routinemäßig nicht durchgeführt wird
und bei den üblichen Untersuchungen eine vorangegangene
Laserbehandlung unentdeckt bleiben könnte, bietet es sich
an, das System für diese Art Qualitätssicherung
zu verwenden. Dazu müsste die Spenderhornhaut in eine spezielle
Halterung eingefügt werden, die es gestattet, sie mit einem
gleichmäßigen Fluoreszinfilm zu bedecken. Dadurch
kann eine hochgenaue Topometrie erfolgen, in der eine vorhergehende
Laserbehandlung entdeckt werden würde.
-
Vorteilhafte
Weiterbildungen der Erfindung sind durch die Merkmale der Unteransprüche
gekennzeichnet. Im Rahmen der Ansprüche sind beliebige
Kombinationen der in den Ansprüchen sowie der in der Beschreibung
einschließlich der anschließenden Figurenbeschreibung
aufgeführten Merkmale möglich.
-
Im
Folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand
der Figuren näher beschrieben, wobei für gleiche
Funktionselemente gleiche Bezugszeichen verwendet werden. Es zeigen:
-
1 eine
Topometrie-Messeinrichtung;
-
2 die
Topometrie-Messeinrichtung gemäß der 1 sowie
eine Aberrometrie-Messeinrichtung, und
-
3 ein
Kamerabild eines Fluoreszenzstreifenmusters auf der Augenoberfläche.
-
In 1 ist
schematisch ein erfindungsgemäßes System mit einem
Togometer bzw. einer Topometrie-Messeinrichtung 8 dargestellt,
wobei eine Leuchtdiode 1 in Verbindung mit einem Filter 2 den für
die Anregung des Farbstoffs im Tränenfilm 53 vor der
Hornhaut 54 eines Auges 50 benötigten
Wellenlängenbereich erzeugt. Vom Filter 2 werden
vor allem die längeren Wellenlängen absorbiert
oder reflektiert. Bei Verwendung von Fluoreszin als Farbstoff emittiert die
erfindungsgemäß verwendete Leuchtdiode 1 vorrangig
blau-grünes Licht mit Wellenlängen um 500 nm,
sodass mit dem Filter 2 vorliegend Wellenlängen um
495 nm selektiert werden, die für die Anregung des Fluoreszin
besonders geeignet sind. Eine Kollimationsoptik 3 sorgt
für eine effiziente Ausleuchtung eines Transmissionsgitters 4 zur
Streifenprojektionserzeugung, das beispielsweise aus einem mit feinen Chromlinien
beschichteten Glasträger besteht, bei gleichzeitiger Optimierung
der Ausleuchtung der Eintrittspupille einer Abbildungsoptik 5.
Damit entspricht der Beleuchtungsstrahlengang einer sog. Köhler'schen
Beleuchtung. Alternativ werden die Komponenten 4 und 5 durch
einen Linienprojektor mit Ablenkeinheit zum hintereinander Scannen
einer einzelnen Linie ersetzt.
-
Die
Abbildungsoptik 5 ist ein Objektiv, bestehend auch mehreren
Linsen, und ist beispielsweise ein einfacher Achromat. Es bildet
das Gitter 4 unter einem Triangulationswinkel α auf
dem Tränenfilm 53 ab. Das vom Tränenfilm
entlang der optischen Achse emittierte Fluoreszenzmuster durchläuft
ein Filter 10, das die Wellenlängen des Anregungslichts
reflektiert bzw. absorbiert und die Wellenlängen des Fluoreszenzlichts
transmittiert. Bei dem Fluoreszenzfarbstoff Fluoreszin ist dieser
Filter 10 bevorzugt ein OG515 oder ein OG535 Gelbfilterglas
von Schott. Das Fluoreszenzmuster wird sodann über eine
Abbildungsoptik 11 und eine Telezentrieblende 12 zur
Einstellung der Tiefenschärfe auf den CCD Chip bzw. CMOS Chip 13 einer
Kamera 14 abgebildet.
-
Während
der Aufnahme fixiert das Auge eine Lichtquelle 20, die
es nur sehen kann, wenn es entlang der Achse der Kamera 14 durch
eine Kollimatoroptik 21, beispielsweise bestehend aus zwei
voneinander entfernt aufgestellten Blenden 21a und 21b, blickt.
Auf diese Achse wird das Licht der Lichtquelle 20 durch
die Kollimatoroptik 21 über zwei Spiegel 22 und 23 eingelenkt.
Dabei ist der Spiegel 23 teildurchlässig, sodass
das Fluoreszenzlicht die Kameraoptik erreichen kann. In einer vorteilhaften,
nicht dargestellten Variante ist das Gelbfilterglas 10 mit
dem teildurchlässigen Spiegel 23 identisch, sodass
eine optische Komponente eingespart wird.
-
Die
Justage des Abstands des Togometers vom Auge erfolgt über
einen Linienprojektor, bestehend aus einer Lichtquelle 30,
beispielsweise einer Laserdiode mit Wellenlänge 670 nm,
deren Licht über eine Optik 31, beispielsweise
eine Zylinderlinse, auf das Auge projiziert wird. Die dadurch auf
der Augenoberfläche unter dem Tränenfilm 53 entstehende
Linie wird ebenfalls auf die Kamera 14 abgebildet. Durch die Änderung
des Abstands zwischen Togometer und Auge wird gemäß dem
Triangulationswinkel β die Linie im Kamerabild lateral
verschoben. Anhand einer zuvor durchgeführte Justage der
Linie kann somit der Abstand eingestellt werden.
-
Sämtliche
Komponenten des Systems werden durch eine Rechnereinheit 100 gesteuert
und synchronisiert. Für die Justage wird das Kamerabild der
Kamera 14 im Livemodus auf dem Monitor der Rechnereinheit 100 über
die Datenleitung 103 dargestellt. Zudem wird über
die Verbindung 102 dem Auge das Fixierlicht angeboten.
Gleichzeitig wird über die Leitung 104 die Linie
für die Abstandseinstellung projiziert. Sobald eine für
die Messung optimale Lage des Auges erreicht ist, erfolgt die Triggerung
der Leuchtdiode 1 über die Anbindung 101. Gleichzeitig
wird die Linie über die Leitung 104 ausgeschaltet.
-
Ergänzend
zur erfindungsgemäßen Topometrie-Messeinrichtung 8 mit
Leuchtdiode 1 gemäß der 1 ist
in 2 ein Aberrometer bzw. eine Aberrometrie-Messeinrichtung 9 als
zweite Messeinrichtung hinzugefügt. Es enthält
eine Lichtquelle 40, die Licht mit einer definierten Wellenfront
im Wellenlängenbereich um 670 nm mit einem kleinen Strahldurchmesser
emittiert. Deren Licht wird über einen Spiegel 41 zu
100% und einen Spiegel 42, der transparent für Wellenlängen
kürzer als 600 nm ist, in das Auge geleitet, wo es auf
die Netzhaut 51 trifft. Dort wird ein Teil des Lichts reflektiert,
sodass es durch die Linse 52 und den Tränenfilm 53 aus
dem Auge 52 heraus gebrochen und wiederum am Spiegel 42 reflektiert wird.
-
Vor
allem durch die Brechung des Lichts am Tränenfilm 53 und
an der Linse 52 verändert sich die ursprüngliche
Wellenfront. Die somit aberrierte Wellenfront wird über
einen teildurchlässigen Spiegel 43 auf einen Analysator 49 gelenkt,
der beispielsweise aus einem Mikrolinsenarray 44, einem
Objektiv 45, einer Blende 46 und einer weiteren
Kamera 47 mit CCD bzw. CMOS Chip 48 besteht.
-
Die
Triggerung zur Aufnahme der aberrierten Wellenfront erfolgt über
die Datenleitung 105 vorzugsweise simultan mit der Topometrieaufnahmentriggerung über
die Leitung 101. Das Punktmuster der Wellenfront wird über
die Datenleitung 106 der Rechnereinheit 100 zur
Auswertung zugeführt. Auf grund der Trennbarkeit der unterschiedlichen
Wellenlängen beider Messsysteme 8, 9 anhand
des Spiegels 42 können beide Messungen simultan
durchgeführt werden. Dadurch ist es der Auswerteeinheit 100 möglich, die
von den Messsystemen 8, 9 erhaltenen Datensätze
gemeinsam in einem Koordinatensystem abzubilden, ohne aufwändige
Verschiebungen der Daten im Raum für deren Abgleich aufeinander
vornehmen zu müssen. Dies ermöglicht eine genauere
Zuordnung der Messdaten zur Hornhaut bzw. zur internen Optik des
Auges, wodurch eine Korrektur des Sehfehlers zuverlässiger
möglich wird. Dies gelingt, indem die internen Aberrationen
des Auges durch Subtraktion der beiden Datensätze ermittelt
und anschließend auf der Hornhaut gezielt korrigiert werden.
-
Die
Rechnereinheit 100 steuert die beiden Systeme 8, 9.
In ihr werden die Daten erfasst und entweder direkt ausgewertet,
um für eine diagnostische Aussage und/oder therapeutische
Maßnahme zur Verfügung zu stehen, oder die Daten
werden von der Rechnereinheit 100 an einen weiteren, extern
befindlichen Rechner übertragen, auf dem die Auswertung
der Messwerte erfolgt. Die Daten sind im Umfeld von Laserbehandlungen
zur Fehlsichtigkeitskorrektur nützlich. Sie ermöglichen
die Erfassung des jeweiligen Zustands des Auges zur Planung, Vorbereitung und
Nachkontrolle von Behandlungen. Mit den Daten kann auch erkannt
werden, ob ein Auge aufgrund einer Vorschädigung oder anderer
Besonderheiten für eine Laserbehandlung ungeeignet ist.
Außerdem können die Daten im Umfeld von Kontaktlinsenanpassungen
zur Fertigung von hochwertigen Linsen oder zur Überprüfung
der Wirkung bereits vorhandener Linsen eingesetzt werden.
-
3 zeigt
ein Kamerabild eines Fluoreszenzmusters auf einer Augenoberfläche,
das durch die Beleuchtung mit einem Streifenmuster S angeregt wurde.
Für die Erzeugung des Streifenmusters wurde blaues Licht
einer Leuchtdiode verwendet. Damit wurde im Tränenfilm
des Auges gelöstes Fluoreszin zur Emission von gelb-grünlichem
Fluoreszenzlicht angeregt. Die schwarzweiß Kamera konvertiert das
Bild in Grauwerte, die anhand einer Kalibrierda tei in Höhendaten
umgerechnet werden können. Projektionswinkel und Pixel
pro Linienpaar entsprachen den oben gemachten Ausführungen.
-
Die
Erfindung ist nicht auf die beschriebenen Ausführungen
beschränkt. Abwandlungen der Erfindung innerhalb der Ansprüche
sind ohne weiteres möglich. Insbesondere kann anstelle
der beiden in 2 dargestellten Kameras 14, 47 eine
einzige Kamera verwendet werden, die unmittelbar hintereinander
die aberrierte Wellenfront und das Fluoreszenz-verschobene Abbild
registriert.
-
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
-
Diese Liste
der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert
erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information
des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen
Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt
keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
-
Zitierte Patentliteratur
-
- - DE 19837932 [0004, 0014, 0019]
- - US 5406342 [0005, 0019]
- - US 4995716 [0006]
- - US 5777719 [0010]