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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion nach
dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1 sowie eine Vorrichtung zur
Bestimmung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion nach
dem Oberbegriff des Patentanspruchs 14.
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Physiologischer
Kontrast bezeichnet die subjektive Empfindung beim Betrachten von
Teilen des Gesichtsfeldes, die sich hinsichtlich Leuchtdichte oder
Farben unterscheiden. Der Empfindlichkeitsunterschied entspricht
nicht der räumlichen und zeitlichen Reizverteilung auf
der Netzhaut. Entsprechend der Empfindung werden Helligkeitskontrast
und Farbkontrast unterschieden. Helligkeitskontrast liegt vor, wenn
die Helligkeitsempfindung infolge von Reizen unterschiedlicher Leuchtdichte
variiert. Farbkontrast liegt vor, wenn die Farbempfindung infolge
von Reizen unterschiedlicher Farbe variiert. Entsprechend der räumlichen
und zeitlichen Zuordnung der Reize werden Simultankontrast (Reize,
die zu gleicher Zeit auf benachbarte Netzhautstellen einwirken),
Sukzessivkontrast (Reize, die auf eine Netzhautstelle zu aufeinanderfolgenden
Zeiten einwirken) und Metakontrast (Reize, die auf benachbarte Netzhautstellen
zu aufeinanderfolgenden Zeiten einwirken) unterschieden.
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Kontrastempfindlichkeit
bezeichnet den Kehrwert der Kontrastschwelle. Unter Kontrastschwelle
versteht man den geringsten wahrnehmbaren physiologischen Kontrast.
Die Kontrastempfindlichkeit wird anhand von Gittern für
verschiedene Ortsfrequenzen ermittelt. Die Darstellung der Kontrastempfindlichkeit
als Funktion der Ortsfrequenz eines Sinusgitters wird als Kontrastempfindlichkeitsfunktion
bezeichnet.
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Die
physiologische Kontrastempfindlichkeit des Auges wird durch optische
und neuronale Faktoren bestimmt. Der durch die optischen Komponenten
des Auges wie Hornhaut, Linse und Glaskörper bestimmte und
insbesondere von der Größe der Eingangspupille,
geometrischen Abbildungsfehlern des Auges und Streueinflüssen,
wie Linsentrübungen, abhängige Faktor der physiologischen
Kontrastempfindlichkeit wird nachfolgend als optische Kontrastempfindlichkeit
und der durch die neuronale Verarbeitung der Information, inklusive
des Transfers der Information von der Netzhaut zum Gehirn beeinflusste
Faktor der Kontrastempfindlichkeit wird nachfolgend als neuronale
Kontrastempfindlichkeit bezeichnet.
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Es
sei angemerkt, dass in der Literatur häufig der durch Streuung
des Lichts auf dem Weg durch die Netzhaut zu den auf ihrer Rückseite
gelegenen Rezeptoren bestimmte Anteil als eigenständiger
Anteil der Kontrastempfindlichkeit genannt wird (vgl. Lexikon
der Optik, zweiter Band M bis Z, Spektrum Akademischer Verlag Heidelberg,
Berlin – 1999, S. 54, 55). Diese retinale Kontrastempfindlichkeit
wird jedoch vorliegend als Bestandteil der neuronalen Kontrastempfindlichkeit
gewertet.
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Die
Ermittlung der physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
(CSF) gewinnt zunehmend an Bedeutung. So dient die Ermittlung der
physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion als klinische Früherkennungsmaßnahme
für altersbedingte degenerative Krankheiten. Weiterhin
wurde erkannt, dass die Sehleistung des Menschen unter realen Bedingungen,
insbesondere unter Dämmerungsbedingungen, nicht nur durch die
Sehschärfe, sondern auch und in besonderem Maß durch
die physiologische Kontrastempfindlichkeit bestimmt ist.
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Methoden
zur Ermittlung der physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
sind z. B. aus der
US 5,500,699
A und der
WO
2006056252 A1 bekannt. Die
WO 2006056252 A1 beschreibt
z. B. die Messung der physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
mit Hilfe einer psychophysischen Methode. Durch Darstellung eines
Streifenmusters mit variablem Kontrast und variabler räumlicher
Frequenz auf einem Monitor kann die physiologische Kontrastempfindlichkeitsfunktion
sowohl monokular als auch binokular gemessen werden. Der Vorteil
dieses Messverfahrens liegt in der schnellen und einfachen Ermittlung
der gewünschten Messdaten.
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Obwohl
sich diese Methoden zur Ermittlung der physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion dem
Grunde nach bewährt haben, erlauben diese keine Aussagen,
ob etwaige Empfindlichkeitsdefizite auf optischen Abbildungsfehlern
innerhalb des Auges oder auf Fehlern bei der Informationsverarbeitung
zurückzuführen sind.
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In
der Literatur sind daher auch mehrere Methoden zur Vermessung der
neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion (nCSF) beschrieben.
Dressler und Rassow beschreiben z. B. in ihrem Aufsatz „Neurat
contrast sensitivity measurements with a laser interference system
for clinical and screening application", welcher in Invest.
Ophthalmol. Vis. Sci., November 1981, auf den Seiten 737–744 veröffentlicht
wurde, die Erzeugung eines variablen streifenförmigen Interferogramms
auf der Netzhautebene, um die optischen Einflüsse zu umgehen.
Durch iterative Probandenbefragung wird dann die neuronale Kontrastempfindlichkeit
ermittelt. Dieses Verfahren erfordert ein kompliziertes optisches
System und ist sehr zeitintensiv, sodass bisher keine praxisrelevante
Anwendung möglich war. Der Einfluss der optischen Fehlsichtigkeiten
des Auges kann bei diesem Verfahren nur bedingt kompensiert werden.
Die Abbildungsfehler des Auges führen zu einer Verzerrung
des Streifenmusters auf der Netzhautebene und liefern dadurch unzuverlässige
Ergebnisse.
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Die
Aufgabe der Erfindung besteht daher darin, ein Verfahren sowie eine
Vorrichtung zur Bestimmung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
(nCSF) bereitzustellen, welches bzw. welche zuverlässigere Ergebnisse
liefert, als dies nach dem vorstehend angegebenen Stand der Technik
der Fall ist. Eine weitere Aufgabe dieser Erfindung ist es, ein
Verfahren sowie eine Vorrichtung zu liefern, welche eine praktische
Anwendung in der täglichen ophthalmologischen Praxis haben
können.
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Diese
Aufgabe wird bei einem Verfahren zur Bestimmung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
der gattungsgemäßen Art mit Hilfe der Merkmale
des kennzeichnenden Teils des Hauptanspruchs sowie bei einer Vorrichtung
mit den Merkmalen des Oberbegriffs des Patentanspruchs 14 durch
die entsprechenden Merkmale dessen kennzeichnenden Teils gelöst.
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Vorteilhafte
Ausführungen und Weiterbildungen der Erfindung sind in
den Unteransprüchen angegeben.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren zur Bestimmung der
neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion (nCSF) eines Auges umfasst
folgende Verfahrensschritte:
Zunächst werden die optische
Kontrastempfindlichkeitsfunktion (oCSF) des Auges und die physiologische Kontrastempfindlichkeitsfunktion
(CSF) des Auges bestimmt. Auf die Reihenfolge der Bestimmung dieser Funktionen
kommt es dabei grundsätzlich nicht an. In einem weiteren
Schritt erfolgt die Berechnung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
(nCSF) des Auges durch Division aus den zuvor bestimmten optischen
und physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktionen des Auges
(CSF/oCSF). Diese Methode erlaubt die Ermittlung der optischen,
neuronalen und kompletten physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktionen
und dies in einer in der Praxis leicht und zuverlässig
anwendbaren Form. Durch die Kombination zweier in der Praxis leicht
und zuverlässig anwendbarer Methoden ist die Bestimmung
aller drei oben genannten Kontrastempfindlichkeitsfunktionen, nämlich
der optischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion (oCSF), der physiologischen
Kontrastempfindlichkeitsfunktion (CSF) und der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
(nCSF), möglich.
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Die
erfindungsgemäße Vorrichtung zur Durchführung
dieses Verfahrens umfasst in entsprechender Weise eine erste Bestimmungseinrichtung,
um die optische Kontrastempfindlichkeitsfunktion des Auges zu bestimmen,
eine zweite Bestimmungseinrichtung, um die physiologische Kontrastempfindlichkeitsfunktion
des Auges zu bestimmen und eine Berechnungs- oder Recheneinrichtung,
um die neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion des Auges durch
Division aus den zuvor bestimmten optischen und physiologischen
Kontrastempfindlichkeitsfunktionen des Auges zu berechnen (CSF/oCSF).
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Die
oben angegebene Aufgabe wird durch das erfindungsgemäße
Verfahren sowie durch die erfindungsgemäße Vorrichtung
vollumfänglich gelöst.
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Die
optische Kontrastempfindlichkeitsfunktion (oCSF) entspricht der
optischen Modulationsübertragungsfunktion (oMTF). Die Ermittlung
der optischen Modulationsübertragungsfunktion (oMTF) kann
z. B. in Abwesenheit von Linsentrübungen aus der gemessenen
individuellen Wellenfront (W) des Auges und berechnet werden. Bei
der Berechnung der optischen Modulationsübertragungsfunktion
können beispielsweise Effekte wie die Direktionalität
der Netzhautzellen (Stiles-Crawford Effekt) und/oder die chromatischen
Aberrationen des Auges berücksichtigt werden.
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Es
ist auch möglich, die optische Modulationsübertragungsfunktion
(oMTF) aus einer direkten Messung der Punktstreufunktion (engl.
Point Spread Function, Abkürzung (PSF)) des Auges zu berechnen,
z. B. wie in P. Artal and R. Navarro, "Monochromatic
Modulation Transfer Function of the Human eye for different Pupil
Diameters: An Analytical Expression," J. Opt. Soc. Am.
A 11, S. 246 ff (1994) beschrieben. Die optische Modulationstransferfunktion
(oMTF) des Auges erhält man dann aus der gemessenen Punktstreufunktion durch
direkte Fouriertransformation (die MTF ist der normierte Modulus
der Fourier-Transformation der PSF). Diese Methode hat den Vorteil,
dass die daraus resultierende oMTF auch Änderungen der
Amplitude des Lichts durch z. B. Linsentrübungen berücksichtigt.
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In
entsprechender Weise kann bei der erfindungsgemäßen
Vorrichtung die erste Bestimmungseinrichtung zum Beispiel zur Ermittlung
der optischen Modulationstransferfunktion (oMTF) des Auges ausgebildet sein.
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Für
den Fall, dass die optische Modulationstransferfunktion (oMTF) des
Auges aus einer Wellenfrontmessung (W) des Auges berechnet wird,
kann die erfindungsgemäße Vorrichtung eine Wellenfrontmesseinrichtung
zur Messung einer Wellenfront (W) des Auges umfassen und die erste
Bestimmungseinrichtung kann so ausgebildet und eingerichtet sein,
dass sie auf Anforderung einer Person oder automatisch die optische
Modulationstransferfunktion (oMTF) des Auges aus der Wellenfrontmessung
des Auges berechnet.
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Eine
Wellenfrontmesseinrichtung ist eine Anordnung, mit deren Hilfe eine
Wellenflächenprüfung durchgeführt werden
kann. Als Wellenfrontmesseinrichtung für das menschliche
Auge wurde erstmals im Jahr 1994 der sogenannte Hartmann-Sensor
eingesetzt, dessen Prinzip bereits im Jahr 1900 von J. Hartmann
in der Zeitschrift für Instrumentenkunde 20 auf den Seiten
47 ff unter dem Titel „Bemerkungen über den Bau
und die Justierung von Spektrographen" beschrieben
wurde. Üblicherweise verwendet man heute eine etwas abgewandelte
Form dieses Sensors, welche unter der Bezeichnung „Shack-Hartmann-Sensor” bekannt
ist. Dessen Funktionsweise wurde z. B. in einem Aufsatz von Shack
und Platt mit dem Titel „Production and use of a lenticular
Hartmann screen" beschrieben, welcher in J. Opt. Soc. Am.
61 (1971) auf den Seiten 656 ff veröffentlicht
wurde. Eingesetzt werden können aber auch Tscherning-Aberrometer
oder Geräte zur Messung der Wellenfront (W) mittels holographischen
Methoden. Die optische Modulationstransferfunktion (oMTF) des Auges
erhält man aus der Wellenfrontmessung des Auges, indem
man z. B. aus der gemessenen Wellenfront zunächst die Pupillenfunktion
(P), daraus die Point Spread Function (PSF) und daraus wiederum
die optische Modulationsübertragungsfunktion (oMTF) bestimmt.
Ein entsprechendes Berechnungsverfahren ist z. B. in einem Aufsatz
von Antonio Guirrao et. al mit dem Titel „A Method
to Predict Errors from Wave Aberration Data", erschienen
in Optometry and Vision Science, Vol 80, Seiten 36–42 beschrieben.
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Es
ist z. B. wie oben bereits angedeutet wurde, auch möglich,
die Lage und/oder die Größe und/oder den Grad
einer Linsentrübung zu bestimmen und zur Erzeugung des
Augenmodells zu verwenden. Die Lage und/oder die Größe
und/oder der Grad der Linsentrübung kann beispielsweise
aus einer Intensitätsverteilung eines Shack-Hartmann-Bildes
ermittelt werden, welches bei der Wellenfrontmessung entsteht. Die
erste Bestimmungseinrichtung, z. B. eine Recheneinheit eines herkömmlichen
Personal Computers, berechnet hieraus beispielsweise die Intensität
der einzelnen Punkte und daraus wiederum die Lage und den Grad der
Linsentrübung. Diese Information wird beispielsweise in
dem Amplitudenanteil der Pupillenfunktion (P) berücksichtigt, und
beeinflusst auf diese Weise den Betrag der optischen Modulationstransferfunktion
(oMTF).
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Bei
der Bestimmung der optischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion (oCSF)
des Auges und/oder bei der Bestimmung der physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
(CSF) des Auges können die Sehfehler des Auges wenigstens
teilweise optisch korrigiert werden. Konkret erfolgt dies dadurch,
dass die Sehfehler des Auges mittels Brillenglas, Kontaktlinse,
Intraokularlinse bzw. refraktiver Hornhautchirurgie sei es rein
sphärisch, sphärozylindrisch oder mit unvollständiger
oder vollständiger Kompensation der Sehfehler höherer
Ordnung korrigiert werden.
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Die
optische Kontrastempfindlichkeitsfunktion (oCSF) des Auges kann
(z. B. von der ersten Bestimmungseinrichtung) auch aus einer Mittelung
aus mehreren zuvor (z. B. mit unterschiedlichen Methoden oder mehrfach
mit derselben Methode) bestimmten optischen Kontrastempfindlichkeitsfunktionen
berechnet werden. Gleiches gilt für die physiologische
Kontrastempfindlichkeitsfunktion (CSF) und/oder die neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion
(nCSF) des Auges, welche jeweils aus einer Mittelung aus mehreren
zuvor (z. B. mit unterschiedlichen Methoden oder mehrfach mit derselben
Methode) bestimmten physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktionen
und/oder aus mehreren zuvor (z. B. mit unterschiedlichen Methoden
oder mehrfach mit derselben Methode) berechneten neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktionen
des Auges berechnet werden können.
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Jede
dieser Messungen kann sowohl monochromatisch als auch polychromatisch
erfolgen, und dies monokular wie binokular, sodass jede gewünschte
Kontrastempfindlichkeitsfunktion (CSF, oCSF, nCSF) durch das oben
beschriebenen Verfahren ermittelt werden kann.
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Es
ist auch möglich, den zeitlichen Verlauf der neuronalen
Adaption durch Anwendung des oben beschriebenen erfindungsgemäßen
Verfahrens zu ermitteln. Dabei werden mehrere, verschiedenen Zeiten
zuordenbare, physiologische Kontrastempfindlichkeitsfunktionen des
Auges aus mehreren in zeitlichen Abständen vorgenommenen
Messungen bestimmt. Entsprechende den verschiedenen Zeiten zuordenbare
neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktionen des Auges können
dann aus den mehreren verschiedenen Zeiten zuordenbaren physiologischen
Kontrastempfindlichkeitsfunktionen des Auges und der einmalig bestimmten
optischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion berechnet werden.
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Die
Erfindung wird nunmehr anhand der Zeichnung näher beschrieben.
Es zeigen:
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1:
Ein Flussdiagramm eines ersten Ausführungsbeispiels zur
Bestimmung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion aus einer
Wellenfrontmessung und einer Refraktion eines Auges.
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2:
Ein Flussdiagramm eines zweiten Ausführungsbeispiels zur
Bestimmung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion aus mehreren
Wellenfrontmessungen und mehreren Refraktionen eines Auges.
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3:
Ein Flussdiagramm eines Ausführungsbeispiels zur Bestimmung
des zeitlichen Verlaufs der zur Bestimmung des zeitlichen Verlaufs
der neuronalen Adaption durch Anwendung des oben beschriebenen erfindungsgemäßen
Verfahrens zur Bestimmung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
aus einer Wellenfrontmessung und einer Refraktion eines Auges.
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4.
Eine Vorrichtung zur Bestimmung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
(nCSF) eines Auges
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Die 1 zeigt
die erfindungsgemäßen Verfahrensschritte zur Bestimmung
der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion nCSF aus einer Wellenfrontmessung 101 und
einer Refraktion eines Auges in Form eines Flussdiagramms 100.
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In
einem Schritt
101 wird mit Hilfe der Wellenfront-Messtechnik,
wie sie z. B. in der Patentschrift
US 6,382,795 beschrieben
ist, die Verteilung der Brechkraft über die ganze Pupille
des Auges bestimmt. Konkret werden Irregularitäten in der
Brechkraftverteilung objektiv als Wellenfront W gemessen. Diese
Wellenfront W kann man mathematisch z. B. mit Hilfe von Zernike-Polynomen
Z darstellen:
wobei x, y die Ortskoordination,
c m / n die Zernike Koeffizienten und n, m natürliche Zahlen
darstellen. Eine Definition der Zernike-Polynome entnimmt man z.
B. der
Norm ISO 24157:2008.
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Wurde
die Fehlsichtigkeit des Auges während der Ermittlung der
CSF z. B. mittels einer Brille optisch korrigiert (Schritt
108),
so muss diese Korrektur von der Wellenfront in einem Schritt
102 abgezogen
werden. Dies kann erfolgen indem die optische Wirkung der optischen
Korrektur in Form von Zernike-Koeffizienten c m / n,Sehhilfe dargestellt wird (Schritt
120),
und diese von den für das Auge gemessenen Zernike-Koeffizienten
c m / n abgezogen werden. Somit entsteht eine residuale Wellenfront W
res, welche der Wellenfront W des Auges beim Blicken
durch die optische Korrektur, insbesondere die Sehhilfe (z. B. eine
Brille) entspricht:
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Wurde
keine optische Korrektur während der Ermittlung der physiologischen
Kontrastsensitivitätsfunktion CSF verwendet, so werden
die Zernike-Koeffizienten c m / n,Sehhilfe der optischen Korrektur zu Null gesetzt
und die residuale Wellenfront Wres ist identisch
mit der gemessenen Wellenfront W.
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In
einem Schritt
103 wird die Pupillenfunktion P aus der residualen
Wellenfront W
res, berechnet:
wobei A(x, y) die Amplitude
der Wellenfront W in der Pupillenebene des Auges bzw. des Systems
Auge plus optische Korrektur repräsentiert.
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In
einem Auge ohne Transmissionsverluste ist die Amplitude A(x, y)
wie folgt definiert:
wobei
r
0 der Radius der Eintrittspupille des Auges
bzw. des optischen Systems Auge plus optische Korrektur (z. B. Brille)
ist. Für einfache Abschätzungen kann r
0 alternativ auch mit dem während
der Wellenfrontmessung gemessenen Radius der Pupille gleichgesetzt
werden.
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Um
die Direktionalität der Netzhautzellen zu berücksichtigen,
kann man die Amplitude A(x, y) anpassen, z. B. entsprechend D.
A. Atchison, A. Joblin, and G. Smith, "Influence of Stiles–Crawford
Effect Apodization an Spatial Visual Performance," J. Opt.
Soc. Am. A 15, 2545–2551 (1998), Formel 8 auf Seite 2546.
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Auch
Linsentrübungen des Auges kann man durch geeignete Änderungen
der Amplituden-Funktion A(x, y) berücksichtigen. An den
Orten, an denen Linsentrübungen sind, nimmt die Amplitudefunktion
A(x, y) Werte kleiner als eins an. Linsentrübungen und
durch die Direktionalität der Netzhautzellen verursachte
Effekte können auch gleichzeitig berücksichtigt
werden.
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In
einem Schritt 104 wird die Point Spread Function PSF aus
dem Betragsquadrat der Fouriertransformation der Pupillenfunktion
P berechnet: PSF(θx, θy) = ∥FT{P(x,
y)}∥2, (5)wobei FT
den Operator der Fouriertransformation und θx, θy die Ortskoordinaten im transformierten
Fourierraum sind; θx, θy haben Dimensionen von Winkeln, ausgedrückt
z. B. in Radianen. Die PSF stellt die Intensitätsverteilung
des Lichtes auf der Netzhaut dar, wenn das Auge eine Punktlichtquelle
beobachtet.
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Anschließend
wird in einem Schritt
105 die optische Transferfunktion
OTF aus der Punktstreufunktion PSF berechnet:
wobei
s
x, s
y die den Ortskoordinaten
zugeordneten Ortsfrequenzen sind, ausgedrückt z. B. in
Zyklen pro Grad bzw. Zyklen pro Radian gemessen.
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In
einem Schritt 106 wird die optische Modulationsübertragungsfunktion
oMTF berechnet, welche den Modulus der optischen Transferfunktion
OTF darstellt: MTF(sx,
sy) = ∥OTF(sx,
sy)∥ (7)
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Die
so ermittelte optische Modulationsübertragungsfunktion
oMTF ist der optischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion oCSF gleichzusetzen
(Verfahrensschritt 106). Diese Funktion ist dreidimensional
und beinhaltet Informationen für alle möglichen
Raumfrequenzen, d. h. für Muster in allen Richtungen.
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Durch
eine direkte Messung, wie z. B. in
WO 2006056252 A1 beschrieben, erhält
man die physiologische Kontrastsensitivitätsfunktion CSF
des korrigierten Auges (Verfahrensschritt
108):
CSF(sx, sy) (8) -
Die
physiologische Kontrastempfindlichkeitsfunktion CSF ist also im
Allgemeinen eine von den Ortsfrequenzen sx,
sy abhängige 3-dimensionale Funktion.
Allerdings wird die CSF in der Praxis immer mit einem Muster in
einer bestimmten Richtung ermittelt, und somit auch nur für
diese eine bestimmte Richtung erfasst.
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Wird
die physiologische Kontrastempfindlichkeitsfunktion CSF z. B. nur
mittels vertikaler Muster ermittelt, so wird die physiologische
Kontrastempfindlichkeitsfunktion CSF zu einer eindimensionalen Funktion
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Diese
CSF beinhaltet die Beiträge der optischen, retinalen und
neuronalen Komponenten:
wobei die Präfixe
o, r und n die optischen, retinalen und neuronalen Anteile bezeichnen.
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Die
retinale Konstrastempfindlichkeitsfunktion rCSF kann z. B. aus einem
Modell ermittelt werden und dann als Bestandteil der neuronalen
Kontrastempfindlichkeit nCSF gewertet werden. In einem einfachen
Modell betrachtet man z. B. nur die Größe der
Zäpfchen im fovealen Bereich, welche ca. 2 μm
beträgt, als limitierenden Faktor für die Auflösung,
welche die Netzhaut detektieren kann. Für ein Auge mit
einer Augenlänge von 25 mm ergibt dies ein Auflösungsvermögen
von ca. 110 Zyklen pro Grad. Dementsprechend kann man die retinale
Kontrastempfindlichkeitsfunktion rCSF als normierten Tiefpassfilter
modellieren, mit einem Wert von „1” im Frequenzbereich
zwischen 0 und 110 Zyklen pro Grad, und „0” für
Frequenzen über 120 Zyklen pro Grad.
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Für
einfache Betrachtungen ist es sogar ausreichend, den Beitrag der
retinalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion rCSF zu vernachlässigen,
weil das physiologisch gemessene Auflösungsvermögen
des Auges nur in sehr seltenen Fälle über Frequenzen
von 60 Zyklen pro Grad (Visus 2) hinaus geht. Es gilt:
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In
der Formel (11) ist zu beachten, dass in Schritt 107 die
optische Kontrastempfindlichkeitsfunktion oCSF, die neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion nCSF
und somit auch die physiologische Kontrastsensitivitätsfunktion
CSF auf die entsprechende Dimension sx reduziert
ist.
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In
diesem Fall ergibt sich die neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion
nCSF entsprechend Schritt
109 wie folgt zu:
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Somit
entsteht eine eindimensionale Funktion. Diese Funktion beschreibt
die relative Gewichtung der unterschiedlichen räumlichen
Frequenzen in vertikale Richtung durch die neuronale Verarbeitung.
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Aus
den Formeln (10) bis (12) ergibt sich, dass man die neuronale Kontrastsensitivitätsfunktion
nCSF für horizontale Muster berechnen kann, indem der Parameter
sx gleich Null gesetzt wird und der Parameter
sy variiert wird. Für Muster mit
45° Winkel würde man sx =
sy setzen. Wenn die physiologische Kontrastempfindlichkeitsfunktion
CSF für Muster in den unterschiedlichen Richtungen gegeben
ist und somit eine dreidimensionale Funktion darstellt (Allgemeinfall),
kann man die Formeln (10) bis (12) verallgemeinern, indem man die dreidimensionale
neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion nCSF analog zu Formel
(12) aus der Division der dreidimensionalen Funktionen für
die physiologische Konstrastempflichkeitsfunktion CSF entsprechend
Formel (8) und der optischen Konstrastempfindlichkeitsfunktion oCSF
entsprechend Formel (7) berechnet.
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In
einer weiteren Ausführungsvariante der Erfindung wird der
Pupillendurchmesser in Betracht gezogen. Die optische Modulationstransferfunktion
oMTF des Auges ist stark von der Pupillengröße
abhängig und damit auch die optische Kontrastsensivitätsfunktion
oCSF und die physikalische Kontrastsensitivitätsfunktion CSF.
Das Verfahren zur Ermittlung der neuronalen Kontrastsensitivitätsfunktion
nCSF kann optimiert werden, indem die tatsächliche Pupillengröße
während der Ermittlung der physiologischen Kontrastsensitivitätsfunktion CSF
aufgenommen wird, z. B. mittels einer Pupillometermessung, und dann
in Schritt 101 die Wellenfront W entsprechend skaliert
wird. Alternativ kann die Pupillengröße mehrmals
während der Ermittlung der physiologischen Kontrastsensitivitätsfunktion
CSF aufgenommen werden, z. B. durch ein Kamerasystem, und dann z. B.
der Mittelwert aller Messungen für die Skalierung der Wellenfront
W verwendet werden.
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Die
Ermittlung der physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
CSF, wie z. B. in
WO 2006056252
A1 beschrieben, ist eine psychophysische Methode, die einer
gewissen Kooperation seitens des Patienten bedarf. Diese Art von
Methode ist anfällig auf fehlerhafte Angaben des Probanden.
Um solche Fehler zu minimieren ist es von Vorteil, wenn die Ermittlung
der physiologische Kontrastsensitivitätsfunktion CSF mehrmals
durchgeführt wird. Um Lerneffekte zu vermeiden, kann man
jedes Mal eine andere optische Korrektur verwenden. Da die physiologischen
Kontrastsensitivitätsfunktion CSF entsprechend Formel (10)
stark von der optischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion oCSF abhängig
ist, wird für jede optische Korrektur eine grundsätzlich
unterschiedliche physiologische Kontrastempfindlichkeitsfunktion
CSF ermittelt.
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Unter
der Annahme, dass sich die neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion
nCSF innerhalb der Ermittlungszeit der unterschiedlichen physiologischen
Kontrastempfindlichkeiten nicht ändert (kurzzeitige Adaptationseffekte
werden vernachlässig), kann die Zuverlässigkeit
in der Ermittlung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
nCSF erhöht werden. Die 2 zeigt
dies anhand eines weiteren Flussdiagramms 200. Konkret
führt man mindestens eine Wellenfrontmessung 201 am
Auge durch. Mit den entsprechenden optischen Korrekturen 220a, 220b ermittelt
man jeweils die physiologischen Kontrastempfindlichkeiten 209a und 209b.
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Jede
der Korrekturen 220a und 220b wird mit der Wellenfrontmessung 201 analog
zum Diagramm 100 zusammen berücksichtigt, sodass
entsprechende residuale Wellenfronten 202a und 202b entstehen.
Anschließend werden analog zum Diagramm 100 aus
den residualen Wellenfronten Wres zugehörigen
optischen Modulationstransfunktionen oMTFs und optischen Kontrastsensitivitätsfunktionen
oCSFa, oCSFb (Schritt 206) berechnet.
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Die
optische Kontrastsensitivitätsfunktion oCSF ergibt sich
dann gemäß Schritt
207 aus dem arithmetischen
Mittel der einzelnen optischen Kontrastsensitivitätsfunktionen
oCSF
a, oCSF
b zu
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Die
physiologische Kontrastsensitivitätsfunktion CSF ergibt
sich aus dem arithmetischen Mittel aus den entsprechenden Einzelmessungen
208a und
208b entsprechend
dem Verfahren nach der
WO 2006056252
A1 zu
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Anschließend
kann analog zum Diagramm
100 die neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion
nCSF nach folgender Formel berechnet werden:
wobei
CSF und oCSF sind die Funktionen darstellen, die nach den Formeln
(13) und (14) berechnet wurden.
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Alternativ
kann man natürlich auch aus den einzelnen (über
die Refraktion) zusammengehörenden optischen Kontrastsensitivitätsfunktionen 206a und 206b und
physiologischen Kontrastsensitivitätsfunktionen 208a und 208b jeweils
eine neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion berechnen und diese
dann zu einer endgültigen neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
nCSF mitteln (nicht explizit dargestellt).
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Anhand
des in der 3 dargestellten Flussdiagramms 300 wird
nachfolgend gezeigt, dass man mit Hilfe des erfindungsgemäßen
Verfahrens auch den zeitlichen Verlauf der neuronalen Adaption ermitteln
kann. Die Adaption kann zwischen einigen Minuten bis zu einigen
Tagen dauern. Da sich die Adaption nicht auf die Geometrie des Auges
und damit auf die optische Kontrastempfindlichkeitsfunktion oCSF
auswirkt, reicht es, wenn man die physiologische Kontrastsensitivitätsfunktion
(z. B. CSF 1 ... 3) in geeigneten zeitlichen Abständen,
z. B. täglich, am korrigierten Auge (Korrektur 303)
misst (Verfahrensschritte 308a, 308b, 308c),
und daraus jeweils die neuronale Kontrastsensitivitätsfunktion
(z. B. nCSF1, nCSF2, nCSF3 als Ergebnisse der Verfahrensschritte 310a, 310b, 310c)
durch Division (Verfahrensschritte 309a, 309b, 309c)
mit einer z. B. einmalig aus einer Wellenfrontmessung 301 und
einer Refraktion 302 ermittelten optischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion 307 ermittelt.
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Es
hat sich gezeigt, dass der Seheindruck des Menschen von dessen körperlichen,
emotionalen und geistigen Verfassung abhängt. Insbesondere
wurde festgestellt, dass auch die optischen Eigenschaften, insbesondere
die Fehlsichtigkeit des Auges, von der Verfassung des Menschen abhängt.
Es ist daher günstig, die zur Bestimmung der optischen
und physiologischen Kontrastsensitivitätsfunktionen oCSF,
CSF erforderlichen Messwerte in zeitlicher Nähe, d. h.
z. B. innerhalb von 10 min oder noch besser innerhalb von 5 min
zu erfassen.
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Die
optische Kontrastempfindlichkeitsfunktion oCSF sollte also am Besten
für jede Messung der physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktionen
CSF neu ermittelt werden, da die Wellenfront W(x, y) des Auges sich
mit dem Biorhythmus ändert.
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4 zeigt
eine erfindungsgemäße Vorrichtung
400 zur
Ermittlung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion nCSF.
Das Bezugszeichen
401 kennzeichnet eine Vorrichtung zur
Ermittlung der Wellenfront des Auges, z. B. nach der
US 6,382,795 . Alternativ könnte
eine Vorrichtung zur direkten Vermessung der Punktstreufunktion
PSF verwendet werden. Das Bezugszeichen
402 verweist auf
eine Vorrichtung zur Ermittlung der physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
CSF entsprechend der
WO
2006056252 A1 . Diese Vorrichtung
402 kann erfindungsgemäß um
eine weitere Vorrichtung ergänzt werden, welche zur Erfassung bzw.
Ermittlung des Pupillendurchmessers dient. Die Vorrichtung
400 zur
Ermittlung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion nCSF
umfasst ferner eine Rechnereinheit
403, welche die von
der Wellenfrontmusseinrichtung
401 und der Vorrichtung
402 zur
Ermittlung des physiologischen Kontrastempfindlichkeitsfunktion CSF
erfassten Messdaten erfindungsgemäß kombiniert,
um die neuronale Kontrastempfindlichkeitsfunktion nCSF zu berechnen.
Die Recheneinheit
403 kann beispielsweise in der Vorrichtung
401 bzw.
402 integriert sein.
Es ist auch möglich die Recheneinheit als separates Gerät
z. B. in Form eines Personal Computers vorzusehen.
-
In
einer alternativen Ausführung sind die Vorrichtungen
401,
402 und
403 in
einer einzigen Vorrichtung kombiniert. Z. B. wäre denkbar,
das Display des Wellenfrontmessgeräts
401 als
Anzeige für die Streifenmuster zur Ermittlung der physiologischen
Kontrastempfindlichkeitsfunktion CSF gemäß
WO 2006056252 zu verwenden.
Die Recheneinheit, die zur Steuerung des Wellenfrontsensors
401 dient,
könnte gleichzeitig zur Berechnung der neuronalen Kontrastempfindlichkeitsfunktion
nCSF (Ersatz für Recheneinheit
403) verwendet
werden.
-
Ein
Wellenfrontsensor z. B. gemäß
US 6,382,795 beinhaltet immer ein
sogenanntes Fixationstarget, d. h. eine Einheit zur Darstellung
eines Bildes auf das der Patient während der Messung blicken
muss. Diese Einheit könnte mit einer Anzeigeeinrichtung,
z. B. mit einem LCD-Bildschirm, einem OLED-Display oder einer durchsichtigen
LCD-Maske ausgestattet werden, welche alternativ das Fixationsbild
und die zur Bestimmung der physiologischen Kontrastempfindlichkeit
CSF erforderlichen unterschiedlichen Muster wie z. B. in der
WO 2006056252 A1 beschrieben
ist, darstellen könnte. Dann könnte ein Eingabegerät
wie z. B. eine Maus an das Wellenfrontmessgerät angeschlossen
werden, sodass der Patient die erforderlichen Angaben z. B. entsprechend
der
WO 2006056252
A1 machen kann. Ein weiterer Vorteil dieser Ausführung
ist, dass die Pupillengröße kontinuierlich während
der Messung erfindungsgemäß erfasst werden kann.
Dies kann mit Hilfe der Kamera geschehen, welche zur Ausrichtung
des Auges in einem Wellenfrontsensor dient, z. B. gemäß
DE 4222395 A1 ,
1,
Bezugszeichen
26. Dies kann auch über die Sensorkamera
erfolgen, indem das Auge kontinuierlich mit dem Messstrahl beleuchtet
wird, sodass Wellenfrontsignale auf die Sensorkamera treffen (beispielsweise wie
dies in der
DE 4222395
A1 unter Hinweis auf
1, Bezugszeichen
38 beschrieben
ist).
-
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt
keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
-
Zitierte Patentliteratur
-
- - US 5500699
A [0007]
- - WO 2006056252 A1 [0007, 0007, 0043, 0054, 0058, 0064, 0066, 0066]
- - US 6382795 [0032, 0064, 0066]
- - WO 2006056252 [0065]
- - DE 4222395 A1 [0066, 0066]
-
Zitierte Nicht-Patentliteratur
-
- - Lexikon der
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Berlin – 1999, S. 54, 55 [0005]
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ff (1994) [0017]
- - J. Hartmann in der Zeitschrift für Instrumentenkunde
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den Bau und die Justierung von Spektrographen” [0020]
- - Shack und Platt mit dem Titel „Production and use
of a lenticular Hartmann screen” beschrieben, welcher in
J. Opt. Soc. Am. 61 (1971) auf den Seiten 656 ff [0020]
- - Antonio Guirrao et. al mit dem Titel „A Method to
Predict Errors from Wave Aberration Data”, erschienen in
Optometry and Vision Science, Vol 80, Seiten 36–42 [0020]
- - Norm ISO 24157:2008 [0032]
- - D. A. Atchison, A. Joblin, and G. Smith, ”Influence
of Stiles–Crawford Effect Apodization an Spatial Visual Performance,” J.
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2546 [0037]
