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Die
Erfindung betrifft eine Anordnung und ein Verfahren zur Messung
einer Bewegung eines menschlichen Auges, insbesondere eines Augenhintergrunds
(Fundus), mittels eines zweidimensional ortsauflösenden
Detektors zur wiederholten Aufnahme eines potentiellen Bewegungsfeldes
des Auges in Übersichtsbilder.
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In
der Ophthalmologie und anderen Anwendungsgebieten werden seit geraumer
Zeit Bewegungsfolgeanordnungen zur Messung und Nachverfolgung der
Augenbewegung (engl. „eye tracker”) unter anderem
zu Forschungs-, Diagnose- und Therapiezwecken eingesetzt. Beispielsweise
muss bei der Behandlung des Auges (Cornea, Retina) mittels eines
refraktiven chirurgischen Lasers sichergestellt werden, dass der
Eintrag von Lichtenergie tatsächlich an den im Vorfeld
der Behandlung zu planenden Orten im Auge erfolgt, um eine Schädigung
des Auges zu vermeiden. Dies geschieht entweder durch Abschalten
des Lasers, sobald eine Augenbewegung detektiert wird, oder durch
Nachführen des Laserstrahls mittels der Beleuchtungsoptik
entsprechend der gemessenen Augenbewegung. Weitere Einsatzgebiete
der Augenbewegungsmessung sind Steuerungen von Maschinen, beispielsweise
Computer oder Kraftfahrzeuge.
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Im
Stand der Technik wird die Pupille des Auges zumeist mittels einer
Hochgeschwindigkeits-Videokamera bei einer hohen Bildwiederholfrequenz mehrfach
in Folge in Bilder aufgenommen, beispielsweise gemäß
WO 01/89438 A2 .
In den aufgenommenen Bildern kann mittels spezieller Bildauswertungsalgorithmen,
beispielsweise durch Kantendetektion, die relativ scharfe Grenze
zwischen schwarzer Augenpupille und hellerer Iris identifiziert
werden. Aus Verschiebungen dieser Grenze beziehungsweise der Pupillenmitte
in aufeinanderfolgenden Bildern kann prinzipiell die Augenbewegung
ermittelt werden. Um Augenbewegungen geringer Amplitude erfassen
zu können, müssen die Bilder mit hoher optischer
Auflösung und Schärfe aufgenommen werden. Um auch Augenbewegungen
großer Amplitude erfassen zu können, muss das
potentielle Bewegungsfeld der Pupille möglichst weitgehend
in die Bilder aufgenommen werden. Die Kombination beider Anforderungen erfordert
die Aufnahme von Bildern mit einer hohen Pixelanzahl.
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Das
Auslesen derart großer Bilder aus dem Kamerasensor und
das anschließende Auswerten zumindest von Bildteilen dauern
jedoch aufgrund der Datenmenge relativ lange, so dass nur niedrige
effektive Bildwiederholfrequenzen, also die Frequenzen für
die Aufnahme einschließlich der anschließenden Auswertung,
von maximal einigen 100 Hz erreicht werden können. Das
menschliche Auge kann jedoch sogenannte Sakkadenbewegungen mit einer
Geschwindigkeit bis zu etwa 600° pro Sekunde durchführen.
Um bei solchen Geschwindigkeiten eine hohe Genauigkeit der Bewegungsmessung
zu erreichen eine deutlich höhere effektive Bildwiederholfrequenz erreicht
werden. Für das Nachführen eines Therapielasers
während einer Femtosekunden-Lasik-Operation wäre
beispielsweise eine effektive Bildwiederholfrequenz von mindestens
1 kHz erforderlich. Dies kann im Stand der Technik nur durch Einschränken der
räumlichen Auflösung oder des betrachteten maximalen
Bewegungsfelds erreicht werden.
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Bei
der Messung der Bewegung des Augenhintergrundes, insbesondere während
einer Behandlung der Retina, beispielsweise einer Laserkoagulation,
besteht darüber hinaus das Problem, dass die notwendige
Beleuchtung nur im infraroten (IR) Wellenlängenbereich
erfolgen darf, um eine Blendung und damit einen Lidschlussreflex
zu vermeiden, dass aber der Augenhintergrund im IR-Bereich kontrastarm
ist. Eine IR-Beleuchtung wird beispielsweise bei nonmydriatischen
Funduskameras während der Ausrichtung und Einstellung verwendet.
Erst für eine Farbbildaufnahme wird kurzzeitig sichtbares
Licht eingestrahlt, was typischerweise erst nach Ende der Bildbelichtungszeit
zu einem Lidschluss führt. Um eine Bewegung des Augenhintergrunds,
insbesondere zum Nachführen eines Lasers, hinreichend genau zu
ermitteln, müssen die aufgenommenen IR-Bilder aufgrund
des geringen Kontrasts in deutlich größeren Bildteilen
ausgewertet werden als für eine Kantendetektion an der
Pupille. Dadurch verringert sich die effektive Bildwiederholfrequenz
noch weiter. Alternativ kann die Bewegung des Augenhintergrunds
aus einer Lageveränderung größerer Blutgefäßen
ermittelt werden. Da der Augenhintergrund jedoch nur wenige größere
Blutgefäße aufweist, kann nur ein geringer Teil
des Augenhintergrunds für diese Art der Auswertung verwendet
werden, so dass nur in einem eingeschränkten Bewegungsfeld
gemessen werden kann.
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Neben
der Bewegungsmessung anhand von Videoaufnahmen können die
Bewegungen speziell des Augenhintergrundes mit abtastenden (engl. „scanning”)
Laser-Bewegungsfolgeanordnungen gemessen werden. Diese Systeme,
beispielsweise bekannt aus
US
2006/228011 ,
US 6,726,325 und
US 5,644,642 , tasten einen
möglichst stark strukturierten Teil des Augenhintergrundes
konfokal mit einem Laserstrahl ab. Die Abtastung kann dabei kreisförmig um
eine dickere Adernverzweigung oder um die Papille des Auges erfolgen.
Diese Systeme haben den Vorteil, dass die Sensoren auf die Geometrie
des speziellen Auges eingestellt werden können. Damit müssen
sie nur wenige Punkte des Augenhintergrundes abtasten, um Bewegungen
mit hoher Genauigkeit zu detektieren, und ermöglichen damit
eine schnelle und unkomplizierte Auswertung der Bildinhalte. Nachteilig
ist, dass eine aufwendige Laser-Abtasteinheit (engl. „Laser
scanner”) benötigt wird.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Anordnung und ein Verfahren
der eingangs genannten Art so zu verbessern, dass bei hoher räumlicher
Messgenauigkeit mit geringem Aufwand eine höhere effektive
Bildwiederholfrequenz als im Stand der Technik ermöglicht
wird.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die in den
unabhängigen Ansprüchen angegebenen Merkmalskombinationen
gelöst.
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Vorteilhafte
Ausgestaltungen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen
angegeben.
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Erfindungsgemäß wurde
erkannt, dass bei der Messung einer Augenbewegung die effektive Bildwiederholfrequenz
durch Kombination einer großformatigen, langsamen Bewegungsmessungsanordnung
mit einer schnellen, kleinformatigen Bewegungsmessungsanordnung
deutlich gesteigert werden kann.
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Erfindungsgemäß ist
daher vorgesehen, dass neben dem ersten zweidimensional ortsauflösenden
Detektor zur wiederholten Aufnahme eines potentiellen Bewegungsfeldes
des Auges in Übersichtsbilder, die jeweils eine erste Anzahl
von Bildelementen enthalten, mit einer ersten Bildwiederholfrequenz
zusätzlich ein zweiter zweidimensional ortsauflösender
Detektor zur wiederholten Aufnahme eines jeweiligen Ausschnitts
des Auges in Ausschnittsbilder, die jeweils eine erste Anzahl von
Bildelementen enthalten, mit einer zweiten Bildwiederholfrequenz,
die höher ist als die erste Bildwiederholfrequenz, und
eine Recheneinheit zum Ermitteln einer zwischenzeitigen Verschiebung
anhand zweier mittelbar oder unmittelbar aufeinanderfolgenden Übersichtsbilder
und einer zwischenzeitigen Verschiebung anhand zweier mittelbar
oder unmittelbar aufeinanderfolgenden, zeitlich zwischen diesen Übersichtsbildern
aufgenommenen Ausschnittsbilder und zum Ermitteln einer Bewegung
des Auges durch Verketten dieser Verschiebungen angeordnet sind.
Eine Verschiebung im Sinne der Erfindung ist beispielsweise ein
zweidimensionaler Vektor. Ein solcher Vektor kann beispielsweise
einen Versatz zwischen den Bildern beschreiben. Als Verkettung wird
im Sinne der Erfindung die Hintereinanderschaltung der beiden Verschiebungen
verstanden, beispielsweise durch vektorielle Addition. Beim Ermitteln
der Bewegung wird die ermittelte zweidimensionale Verschiebung zweckmäßigerweise
auf eine zweidimensionale Drehbewegung umgerechnet. Nach dem Ermitteln der
Bewegung wird diese zweckmäßigerweise zur Weiterverarbeitung
ausgegeben.
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Vorteilhafterweise
ist die zweite Anzahl von Bildelementen kleiner, insbesondere signifikant
kleiner, als die erste Anzahl von Bildelementen, um die höhere
zweite Bildwiederholfrequenz zu erreichen. Aufgrund der geringeren
Pixelanzahl der Ausschnittsbilder kann deren Auswertung zum Bestimmen
der Verschiebung zudem schneller durchgeführt werden.
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Die
Steigerung der effektiven Bildwiederholfrequenz für die
Messung der Augenbewegung gelingt durch diese Merkmalskombination,
indem die Messung der Augenbewegung, vereinfacht ausgedrückt,
in der Zeit zwischen den mit niedriger Bildwiederholfrequenz aufgenommenen Übersichtsbildern mittels
der mit höherer Bildwiederholfrequenz aufgenommenen Ausschnittsbilder
interpoliert wird. Die aus den das gesamte potentielle Bewegungsfeld
umfassenden, hochauflösenden Übersichtsbildern
extrahierten Verschiebungen dienen der Rekalibrierung, um eine Fehlerfortpflanzung
der aus den Ausschnittsbildern extrahierten Verschiebungen zu vermeiden.
Die Rekalibrierung gelingt dabei vorzugsweise durch Vergleich des
jeweils zuletzt aufgenommenen Übersichtsbildes mit stets
demselben (konstanten), vorzugsweise zu Beginn des Verfahrens aufgenommenen
frühesten Übersichtsbild. Vorteilhafterweise kann
eine quasi-absolute Ausgangslage des Auges in diesem frühesten Übersichtsbild
durch manuellen oder automatischen (beispielsweise mittels Bildverarbeitungsalgorithmen)
Vergleich mit einer früheren Behandlungsplanungsaufnahme
ermittelt werden. Die Verschiebungen aus den kleineren Ausschnittsbildern
können mit hoher Geschwindigkeit ermittelt werden, so dass
eine hohe effektive Bildwiederholfrequenz erreicht wird. Durch diese hohe
effektive Bildwiederholfrequenz kann ein Therapielaser bei der Positionierung
auf geplante Lichtenergieeinträge mit hoher räumlich-zeitlicher
Genauigkeit nachgeführt werden.
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Vorzugsweise
werden die Verschiebungen durch Vergleichen zumindest eines jeweiligen
Teils des Bildinhalts der betreffenden zwei Bilder, beispielsweise
mittels Kreuzkorrelation, ermittelt. Auf diese Weise können
zweidimensionale Verschiebungen mit geringem Aufwand ermittelt werden.
Die Verwendung der Korrelationstechnik ist in
US 5,786,804 beschrieben, deren Offenbarungsgehalt
hier in vollem Umfang einbezogen wird. Beispielsweise kann ein optimierter
Vergleich erfolgen, indem primär eine Bewegungsrichtung
geprüft wird, die aus einer vorhergehenden Verschiebung
bekannt ist. Nur, wenn die Prüfung ergibt, dass sich die
Bewegung in dieser Richtung nicht fortgesetzt hat, werden sekundär
die übrigen möglichen Richtungen geprüft.
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In
einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist eine erste
Lichtquelle zum Beleuchten des potentiellen Bewegungsfeldes des
Auges mit inkohärentem Licht und eine zweite Lichtquelle
zum Beleuchten des jeweiligen Ausschnitts des Auges mit kohärentem
Licht derart vorgesehen, dass in dem betreffenden Ausschnitt durch
interferierendes, am Auge gestreutes kohärentes Licht ein
Fleckmuster entsteht, und es ist der zweite Detektor zur Aufnahme zumindest
eines Teils des Fleckmusters (engl. „speckle Pattern”)
in das betreffende Ausschnittsbild ausgebildet. Das Fleckmuster
entsteht am Auge durch die Streuung an einer Mikrostruktur im Volumen
des Augengewebes, beispielsweise in der Lederhaut (Sklera) oder
der Netzhaut (Retina). Durch Erzeugung und Aufnahme des kontrastreichen Fleckmusters
in die Ausschnittsbilder kann eine Verschiebung und damit die Augenbewegung
auch in einem kontrastarmen Bereich des Auges, beispielsweise der
Lederhaut oder, im Infrarotbereich, der Netzhaut, ermittelt werden,
da sich das Fleckmuster bei einer Augenbewegung im gleichen Maße
bewegt. Die Verschiebung des Fleckmusters kann beispielsweise durch
einen Bildvergleich mittels Kreuzkorrelation ermittelt werden. Die
Korrelation von Fleckmustern ist beispielsweise in
JP 60174905 beschrieben.
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Dabei
weist der zweite Detektor vorzugsweise eine Optik zum vergrößerten
Abbilden des Fleckmusters auf den zweiten Detektor derart auf, dass einzelne
Flecken des Fleckmusters eine Größe aufweisen,
die etwa einer Größe von Bildelementen des zweiten
Detektors entspricht oder größer ist als diese.
Dadurch kann die Verschiebung des Fleckmusters zwischen den Ausschnittsbildern
mit hoher Genauigkeit ermittelt werden.
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Zur
Messung einer Bewegung eines Hintergrunds des Auges wird vorteilhafterweise
die erste Lichtquelle zum Beleuchten des Augenhintergrunds mit Infrarotlicht
ausgebildet, der erste Detektor zur Aufnahme zumindest eines Teils
des Augenhintergrunds als potentielles Bewegungsfeld des Auges ausgebildet
und die zweite Lichtquelle zum Beleuchten eines jeweiligen Ausschnitts
des Augenhintergrunds mit Infrarotlicht ausgebildet. Durch die Verwendung
von Infrarotlicht werden bei der Messung der Bewegung des Augenhintergrunds
eine Blendung und damit ein Lidschlussreflex vermieden.
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Vorzugsweise
ist die zweite Lichtquelle für einen ebenen Ausleuchtungswinkel
zwischen 1° und 10° ausgebildet. Dadurch wird
eine zu hohe Energiedichte, wie sie beispielsweise bei einer konfokalen Punktbeleuchtung
entsteht, vermieden.
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Durch
im wesentlichen punktförmige Ausbildung der zweiten Lichtquelle
in der Ebene der Augenpupille können störende
Lichtreflexe am Auge, insbesondere an der Vorderseite der Augenhornhaut (Cornea),
vermieden oder zumindest verringert werden. Dies kann beispielsweise
durch eine im wesentlichen ringförmige Ausbildung einer
zur Augenpupille konjugierten zweiten Lichtquellenebene realisiert werden.
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Vorzugsweise
ist die zweite Lichtquelle ausgebildet zur Fokussierung des kohärenten
Lichts in eine Ebene, die zu einer Pupille des Auges konjugiert ist.
Durch die konjugierte Anordnung kann die erfindungsgemäße
Anordnung mit geringem Aufwand in einer herkömmlichen Funduskamera
integriert werden.
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Vorteilhafterweise
sind die Abbildungs- und Beleuchtungsstrahlengänge so ausgebildet,
dass eine mittlere Einfallsrichtung des kohärenten Lichts der
zweiten Lichtquelle auf das Auge im wesentlichen mit einer Beobachtungsrichtung
des zweiten Detektors übereinstimmt. Dies kann beispielsweise
durch Kopplung der Abbildungs- und Beleuchtungsstrahlengänge
mittels eines oder mehrerer Strahlteiler/-vereiniger realisiert
werden. Insbesondere gelingt dies mit Spiegeln, die einen geometrischen
Teil des jeweiligen Strahlengangs reflektieren und einen anderen
geometrischen Teil unberührt lassen, beispielsweise Ringspiegel.
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Die
erfindungsgemäße Anordnung kann mit geringem Aufwand
realisiert werden, indem für den zweiten Detektor ein Detektor
einer Lasermaus verwendet wird. Solche Detektoren sind aufgrund
großer Stückzahlen und Standardelektronik kostengünstig
verfügbar. Eine Auswerteelektronik zur Korrelationsbildung
zwischen aufeinanderfolgenden Ausschnittsbilden ist in solchen Detektoren
typischerweise integriert.
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Vorzugsweise
ist der zweite Detektor in einer Ebene angeordnet, die zu dem jeweiligen
Ausschnitt optisch konjugiert ist. Der jeweilige Ausschnitt liegt
im Falle der Messung der Bewegung des Augenhintergrunds im Augenhintergrund,
so dass der zweite Detektor zum Augenhintergrund konjugiert ist.
Durch die konjugierte Anordnung kann die erfindungsgemäße Anordnung
mit geringem Aufwand in einer herkömmlichen Funduskamera
integriert werden.
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Die
erfindungsgemäße Anordnung kann besonders vorteilhaft
in einer Funduskamera oder in einem ophthalmologischen Lasersystem
als Bewegungsfolgeanordnung für einen Therapielaser und/oder
zum Abschalten des Therapielasers bei Detektion einer (beispielsweise
zu großen) Augenbewegung eingesetzt werden. Dadurch können
refraktiv-chirurgische Eingriffe, Laserkoagulationen oder photodynamische
Therapien (PDT) im Augenhintergrund mit hoher Genauigkeit durchgeführt
werden.
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Vorzugsweise
weist die Funduskamera beziehungsweise das Lasersystem ein reflexfreies Frontobjektiv
für Beleuchtung und Detektion oder, in Bezug auf die erfindungsgemäße
Anordnung, eine außeraxiale Beleuchtung und Detektion auf.
Auf diese Weise können störende Lichtreflexe am
Frontobjektiv vermieden werden.
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Erfindungsgemäß wurde
weiter erkannt, dass eine Augenbewegung mit für einige
Anwendungen ausreichender Genauigkeit auch ausschließlich mittels
eines einzelnen schnellen Detektors ermittelt werden kann, indem
während der wiederholten Aufnahme von Ausschnittsbildern
mittels des zweidimensional ortsauflösenden Detektors eine
Lichtquelle eine Lederhaut des Auges mit kohärentem Licht derart
beleuchtet wird, dass durch interferierendes, an der Lederhaut gestreutes
Licht ein Fleckmuster entsteht, wobei der Detektor zur Aufnahme
zumindest eines Teils des Fleckmusters in die Ausschnittsbilder
ausgebildet sein muss. Eine Verschiebung im Sinne der Erfindung
ist beispielsweise ein zweidimensionaler Vektor. Ein solcher Vektor
kann beispielsweise einen Versatz zwischen den Bildern beschreiben.
Eine Bewegung des Auges kann dann, beispielsweise durch eine Recheneinheit,
anhand einer zwischenzeitigen Verschiebung des Fleckmusters ermittelt
werden, die anhand zweier Ausschnittsbilder ermittelt wird. Auf
eine aufwendige Auswertung des Bildinhalts, beispielsweise durch
eine Kantendetektion, kann dadurch verzichtet werden, da bei einer hohen
Bildwiederholfrequenz nur wenige Pixel ausgewertet werden müssen,
um die Verschiebung des Fleckmusters ermitteln zu können.
Vorzugsweise ermittelt die Recheneinheit die Verschiebung durch Vergleichen
des Bildinhalts der betreffenden Ausschnittsbilder, beispielsweise
mittels Korrelation. Nach dem Ermitteln der Bewegung wird diese
zweckmäßigerweise zur Weiterverarbeitung ausgegeben.
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Vorzugsweise
weist der Detektor eine Optik zum vergrößerten
Abbilden des Fleckmusters auf den Detektor derart auf, dass einzelne
Flecken des Fleckmusters eine Größe aufweisen,
die etwa einer Größe von Bildelementen des Detektors
entspricht oder größer ist als diese. Dadurch
kann die Verschiebung des Fleckmusters zwischen den Ausschnittsbildern
kann mit hoher Genauigkeit ermittelt werden.
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Vorzugsweise
ist die kohärente Lichtquelle für eine ebene Flächenausleuchtung
zwischen 10 μm × 10 μm und 1 mm × 1
mm ausgebildet. Dadurch wird eine zu hohe Energiedichte, wie sie
beispielsweise bei einer konfokalen Punktbeleuchtung entsteht, vermieden.
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Vorteilhafterweise
sind die Abbildungs- und Beleuchtungsstrahlengänge so ausgebildet,
dass eine mittlere Einfallsrichtung des kohärenten Lichts auf
das Auge im wesentlichen mit einer Beobachtungsrichtung des Detektors übereinstimmt.
Dies kann beispielsweise durch Kopplung der Abbildungs- und Beleuchtungsstrahlengänge
mittels eines oder mehrerer Strahlteiler/-vereiniger realisiert
werden.
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Die
erfindungsgemäße Anordnung kann mit geringem Aufwand
realisiert werden, indem für den Detektor ein Detektor
einer Lasermaus verwendet wird. Solche Detektoren sind aufgrund
großer Stückzahlen und Standardelektronik kostengünstig
verfügbar. Eine Auswerteelektronik zur Korrelationsbildung zwischen
aufeinanderfolgenden Ausschnittsbilden ist in solchen Detektoren
typischerweise integriert.
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Die
erfindungsgemäße Anordnung kann besonders vorteilhaft
in einer Funduskamera oder in einem ophthalmologischen Lasersystem
als Bewegungsfolgeanordnung für einen Therapielaser und/oder
zum Abschalten des Therapielasers bei Detektion einer (beispielsweise
zu großen) Augenbewegung eingesetzt werden. Dadurch können
refraktiv-chirurgische Eingriffe mit hoher Genauigkeit durchgeführt
werden.
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Vorzugsweise
weist die Funduskamera beziehungsweise das Lasersystem ein reflexfreies Frontobjektiv
für Beleuchtung und Detektion oder, in Bezug auf die erfindungsgemäße
Anordnung, eine außeraxiale Beleuchtung und Detektion auf.
Auf diese Weise können störende Lichtreflexe am
Frontobjektiv vermieden werden.
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Besonders
bevorzugt sind Ausgestaltungen, in denen, beispielsweise durch die
Recheneinheit, mehr als zwei aufgenommene Ausschnittsbilder anhand
der jeweils ermittelten Verschiebung mosaikartig zu einem Übersichtsbild
zusammengesetzt werden, wobei die Verschiebung des Fleckmusters
für das jeweils zuletzt aufgenommene Ausschnittsbild durch
Vergleichen des Bildinhalts dieses Ausschnittsbild mit dem Bildinhalt
des Übersichtsbilds. Dadurch kann die Fehlerfortpflanzung
im Laufe der Verschiebung während mehrerer Folgeaufnahmen verringert
werden.
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Die
Erfindung umfasst auch Computerprogramme und Steuereinheiten zur
Durchführung eines der erfindungsgemäßen
Verfahren sowie ophthalmologische Geräte, die eine erfindungsgemäße
Anordnung umfassen.
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Nachfolgend
wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen näher
erläutert.
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In
den Zeichnungen zeigen:
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1 eine
herkömmliche Funduskamera,
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2 eine
Infrarot-Fundusaufnahme hoher Qualität,
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3 eine
schematische Darstellung einer Funduskamera mit schneller und langsamer
Bewegungsmessungsanordnung,
-
4 eine
schematische Darstellung eines Beleuchtungsstrahlengangs,
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5 ein
an einem Demonstrationsauge aufgenommenes Ausschnittsbild mit einem
Fleckmuster und
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6 eine
schematische Darstellung einer Augenbewegungsfolgeanordnung mit
nur einem Detektor.
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In
allen Zeichnungen tragen übereinstimmende Teile gleiche
Bezugszeichen.
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Beleuchtet
man eine streuende Oberfläche, beispielsweise Papier oder
eine Wand, mit einem Laser oder einer anderen räumlich
und zeitlich kohärenten Lichtquelle, so kann das von der
Oberfläche rückgestreute Licht im Raum interferieren,
wobei ein typisches Muster körniger Strukturen oder Flecken
(engl. „speckles”) entsteht, im Sinne der Erfindung
als Fleckenmuster bezeichnet. Man unterscheidet zwischen subjektiven
und objektiven Flecken. Subjektive Flecken entstehen, wenn die streuende
Oberfläche mit einer Optik auf den Kamerasensor abgebildet
wird. Die subjektiven Flecken sind genau so groß wie die optische
Auflösung des abbildenden Systems. Das dann registrierte
Fleckenmuster bewegt sich bei Verschiebungen der streuenden Oberfläche
mit und ermöglicht somit eine quantitative Bestimmung der
Verschiebung. Objektive Flecken entstehen, wenn der Kamerasensor
ohne Optik in dem von der Probe rückgestreuten Licht angeordnet
wird. Objektive Flecken reagieren auf Kippungen der Probenoberfläche. Die
Größe der objektiven Flecken errechnet sich aus der
Wellenlänge der Strahlung, dem Durchmesser der beleuchteten
Probenfläche und dem Abstand zwischen Probenfläche
und Kamerasensor. Folgende Größen können,
insbesondere an einem Auge, unter anderem mit der Flecken-Korrelationstechnik gemessen
werden:
- a) Messung des Abstandes einer streuenden
Fläche von einer Anlagefläche, beispielsweise
für Autofokussierung. Es wird eine Laserwelle mit einer
bestimmten Apertur auf die Probenoberfläche fokussiert.
Die von der Oberfläche der Probe rückgestreute
Lichtwelle wird mit einem Kamerasensor ohne Optik registriert. Es
wird die mittlere Größe der objektiven Flecken
bestimmt, indem die Halbwertsbreite der Autokorrelationsfunktion
der Kamerabilder bestimmt wird. Diese Halbwertsbreite ist bei fester
Wellenlänge und Abstand der Kamera von der streuenden Fläche
direkt proportional zum Durchmesser der beleuchteten Fläche. Da
durch die Fokussierung der Beleuchtungswelle der Durchmesser der
beleuchteten Fläche vom Abstand der streuenden Fläche
von der Fokusebene der Beleuchtungswelle abhängt, kann
auf diese Weise ein Abstandssensor realisiert werden.
- b) Messung der Verschiebung einer streuenden Fläche:
Eine Laserwelle wird auf die zu vermessende Probenoberfläche
abgebildet. Das von der Probe rückgestreute Licht wird
mit Hilfe eines optischen Systems auf einen Kamerasensor abgebildet.
Durch die Optik wird aufgrund der Bildfehler und der Beugungsunschärfe
immer ein bestimmter Teil der Probe auf einen Punkt der Kamerafläche
abgebildet. Die Objektverteilung wird dabei mit der Punktbildfunktion
(engl. „point-spread function”; PSF) des optischen
Systems gefaltet und ergibt so das aufgenommene Bild. Durch die
Kohärenz der Laserwelle kann das Licht, das auf einem Bildpunkt
des Kamerasensors fällt, interferieren und erzeugt dadurch
das Fleckenmuster mit Flecken, die im Mittel so groß sind
wie die Halbwertsbreite der beugungsbegrenzten PSF. Dieses Fleckenmuster
bewegt sich bei lateralen Verschiebungen mit der streuenden Fläche
mit. Durch Bilden der Kreuzkorrelation zwischen zwei nacheinander
aufgenommenen Bildern des Fleckenmusters können die Größe
und die Richtung der relativen Verschiebung zwischen den beiden
Bildern bestimmt werden. Das Verfahren ist robust, da nicht die
Strukturen der Probe vermessen werden, sondern die Korrelationen
im rückgestreuten Lichtfeld. Die Strukturierung des Bildes
kommt durch die kohärenten Eigenschaften der Beleuchtungswelle
in Verbindung mit der statistischen Phasenvarianz durch die Streuung an
der Oberfläche zustande. Für die Kreuzkorrelation
können kleine, geringauflösende Kamerasensoren
mit wenigen hundert Pixeln eingesetzt werden, was sehr hohe Messgeschwindigkeit
im Kilohertz-Bereich ermöglicht. Durch Kombination der
Vermessung der objektiven und der subjektiven Flecken, kann ein
dreidimensionaler Verschiebungsvektor ermittelt werden. Mit mehreren Sensoren
können die Lage- und Winkeländerungen einer allgemeinen
Fläche bestimmt werden und so die Bewegungen eines menschlichen
Auges in allen Freiheitsgraden erfasst werden. Ein ähnliches
Verfahren für die zweidimensionale Verschiebungsbestimmung
wird bei optischen Computermäusen eingesetzt, bei denen
die Korrelationen im vom Tisch rückgestreuten Licht gemessen
werden.
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Um
einen auf Geschwindigkeit und Genauigkeit optimierte Bewegungsmessung
zu realisieren, müssen zunächst die Bewegungsfreiheitsgrade
des Systems bestimmt werden. Diese Bewegungsfreiheitsgrade können
sehr stark von der zu realisierenden Anwendung abhängen.
Prinzipiell kann sich das Auge mitsamt dem Kopf in allen drei Raumrichtungen verschieben
bzw. auch um drei Winkel verkippen. Zusätzlich kann sich
das Auge in der Augenhöhle um zwei Winkel (horizontal,
vertikal) drehen. Um alle Bewegungen des Auges zu messen, wäre
also die Bestimmung von drei Verschiebungen und drei Winkeländerungen
nötig. Für einige ophthalmologische Anwendungen
wird aber die Bewegung der Augen nur etwa 1 Sekunde lang gemessen
und kompensiert. In diesem Fall müssen nicht die Kopfbewegungen,
sondern nur die schnellen Augenbewegungen vermessen werden. In diesem
Fall reichen zwei Freiheitsgrade (horizontaler und vertikaler Drehwinkel),
die mit einem Sensor vermessen werden können. Außerdem wäre
im Fall der refraktiven Therapie der Cornea ein Autofokussensor
erforderlich, der die Entfernung der Cornea vom Behandlungsgerät
misst.
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Zunächst
soll die Messung der Bewegung des Augenhintergrunds in einer Funduskamera
betrachtet werden. 1 zeigt zu diesem Zweck eine herkömmliche
Funduskamera 1. Sie weist im Beleuchtungsstrahlengang B
eine Lichtquelle 3 mit optischen Elementen 4 zur
fokussierten Beleuchtung des Hintergrunds 6 des Auges 2 auf.
Der Abbildungsstrahlengang A ist über einen Strahlteiler 7 in
den Beleuchtungsstrahlengang B eingespiegelt und enthält eine
Detektionsoptik 9 zur Abbildung des Augenhintergrunds 6 auf
den ortsauflösenden Detektor 10. Die Funduskamera 1 wird
mittels einer Steuereinheit 14 betrieben, die einerseits
mit dem Detektor 13 und andererseits mit der Lichtquelle 3 verbunden
ist.
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2 zeigt
eine Infrarot-Fundusaufnahme hoher Qualität. Dennoch ist
der Kontrast gering, so dass eine Verschiebung zwischen zwei aufeinanderfolgenden
Aufnahmen, beispielsweise durch Korrelation, nur mit großem
Aufwand (Korrelation großer Bildbereiche) und daher langsam
ermittelt werden kann.
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In 3 ist
eine erfindungsgemäß verbesserte Funduskamera 1 mit
einer schnellen und einer langsamen Bewegungsmessungsanordnung schematisch
dargestellt. Die langsame Bewegungsmessungsanordnung umfasst eine
erste, inkohärente IR-Lichtquelle 3 und einen
ersten IR-Detektor 10 einschließlich Detektionsoptik 9A.
Die schnelle Bewegungsmessungsanordnung umfasst eine zweite, kohärente
IR-Lichtquelle 12 zur Erzeugung eines Fleckenmusters durch
Interferenz und einen zweiten IR-Detektor 15 einschließlich
Detektionsoptik 9B zur Aufnahme des Fleckenmusters. Beide
Detektoren 10, 15 sind mit einer Recheneinheit
verbunden (nicht dargestellt), die mittels des ersten Detektors 10 fortlaufend Übersichtsbilder
vom gesamten potentiellen Bewegungsfeld des Augenhintergrunds 6 und
mittels des zweiten Detektors 15 Ausschnittsbilder des
Augenhintergrunds 6 aufnimmt.
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Die
langsame Bewegungsmessungsanordnung hat den Vorteil, dass sie sehr
zuverlässig die Verschiebung des Augenhintergrundes in
quasi-absoluten Koordinaten und damit den Bezug auf eine frühere
Fundusaufnahme ermöglicht. Dies macht eine Vorplanung der
Behandlung/Diagnostik möglich. Außerdem können
mit Hilfe der langsamen Bewegungsmessungsanordnung mit ihrem relativ
großen Bildfeld relativ starke Fundusauslenkungen detektiert werden.
Die schnelle Bewegungsmessungsanordnung hat die Vorteile einer sehr
kurzen Latenzzeit, einer hohen Geschwindigkeit und einer hohen Zuverlässigkeit
der Bewegungsmessung auch bei der Messung in unscharfen und wenig
strukturierten Fundusbereichen. Sie hat den Nachteil, dass er nur
relative Verschiebungen messbar sind, so dass allein auf dieser
Basis keine Behandlungsplanung möglich ist. Außerdem
summieren sich Berechnungsfehler durch den paarweisen Vergleich
aufeinanderfolgender Bilder auf und können so durch Fehlerfortpflanzung
zu größeren Fehlern in der Koordinatenberechnung
der gesamten Verschiebung führen.
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Aus
diesem Grund wird zunächst die Verschiebung des Augenhintergrundes
im Bezug auf eine frühere Aufnahme zur Planung der Behandlung mit
der langsamen Bewegungsmessungsanordnung durchgeführt.
Danach wird mit der schnellen Bewegungsmessungsanordnung die Bewegung
des Augenhintergrundes fortlaufend detektiert. Beispielsweise zweimal
pro Sekunde wird ein Übersichtsbild mit der langsamen Bewegungsmessungsanordnung aufgenommen
und ausgewertet, indem es mit der früheren Planungsaufnahme
verglichen wird. Die daraus ermittelte Bewegung dient durch Verkettung der
ermittelten Verschiebungen zur Rekalibrierung des Koordinatensystems
der schnellen Bewegungsmessungsanordnung.
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Funktionsprinzip der langsamen Bewegungsmessungsanordnung:
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Der
gesamte Augenhintergrund 6 wird mit einer ersten IR-Lichtquelle 3,
beispielsweise einer IR-LED oder einer Weißlichtlampe mit
spektralem Filter, beleuchtet. Das vom Augenhintergrund 6 rückgestreute
Licht wird auf einen ortsauflösenden Detektor 10,
beispielsweise eine CMOS- oder CCD-Kamera, abgebildet. Es werden Übersichtsbilder
mit einer Bildwiederholfrequenz zwischen 1 Hz und 30 Hz (Bilder
pro Sekunde) aufgenommen und auf einem Computermonitor angezeigt
(2). Die Hardware für diesen langsamen
Teil der kombinierten Bewegungsmessungsanordnung ist bereits in
allen nonmydriatischen Funduskameras als IR-Monitor oder IR-Einstellhilfe
technisch ausgeführt. Aus den so aufgezeichneten Übersichts-Fundusbildern
wird ein quadratisches Bildfeld mit 2n×2n Pixeln ausgeschnitten, das möglichst
viele spezifische strukturierte Bilddetails enthält. Alle Übersichtsbilder
werden gegen das erste Übersichtsbild kreuzkorreliert und
so die Verschiebung jedes der Übersichtsbilder gegenüber dem
ersten Übersichtsbild bestimmt. Das erste Übersichtsbild
kann das erste Bild einer Serie von Übersichtsbildern sein,
dann ist die Verschiebung jedes weiteren Übersichtsbildes
relativ zum ersten Übersichtsbild bekannt. In einer besonders
bevorzugten Ausgestaltungsvariante werden mit einer Standard-Funduskamera
ein Farbbild und ein dazugehöriges IR-Bild des Augenhintergrundes 6 aufgezeichnet.
Mit Hilfe dieser Bilder kann der Arzt die durchzuführende
Therapie/Diagnostik planen, beispielsweise eine Laserkoagulation
von Bereichen des Augenhintergrundes 6. Zu Beginn der Therapie/Diagnose
wird dann ein erstes IR-Übersichtsbild des Augenhintergrundes
aufgezeichnet und gegen das IR-Bild der Therapieplanungsaufnahme
korreliert, um die Ausgangslage des Augenhintergrunds 6 zu
bestimmen. Die folgenden Übersichtsbilder werden dann stets gegen
das erste Übersichtsbild oder gegen das IR-Bild der Therapieplanungsaufnahme
korreliert. Auf diese Weise können beispielsweise mit einem Laserkoagulator
vorher geplante Punkte des Augenhintergrundes angefahren und behandelt
werden, da die Bewegung des Fundus 6 im Bezug auf die Behandlungsplanung
gemessen wird. Das Bildfeld für die Korrelation wird so
groß gewählt, dass die maximale Amplitude von
Augenbewegungen die im speziellen Beobachtungsfall (beispielsweise
unterstützt durch eine Innenfixation) auftreten, also das
potentielle Bewegungsfeld des Augenhintergrunds 6, kleiner
sind als die Größe des Bildfeldes. Eine gewisse Mindestgröße,
die von der optischen Qualität der Übersichtsbilder
abhängt, darf dabei nicht unterschritten werden, damit
die Augenhintergrundbewegung sicher detektiert werden kann (damit
ergibt sich ein bevorzugtes n = 6...9).
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Der
große Vorteil des dargestellten Verfahrens ist, das es
in jeder nonmydriatischen Funduskamera bereits technisch vorgesehen
ist, und damit sehr kostengünstig realisiert werden kann.
Da bei dem Verfahren aber der Einsatz von Standard-Monochromkameras,
wie sie in eine nonmydriatischen Funduskamera eingesetzt werden,
vorgesehen ist, ist mit einer typischen Auslesezeit von mindestens
50 ms zu rechnen. Die Berechnung der Kreuzkorrelationen soll bevorzugt
in einem in der Funduskamera enthaltenen Standardrechner erfolgen
und benötigt damit in Abhängigkeit von der Größe
des zu korrelierenden Bildfeldes etwa 500 ms. Damit ist das Verfahren
mit 550 ms im Vergleich zu anderen Bewegungsmessungs- oder Bewegungsfolgeanordnungen,
die zum Stand der Technik gehören, viel langsamer. Aus diesem
Grund wird die langsame Bewegungsmessungsanordnung mit einem zweiten,
unabhängigen System kombiniert, das eine schnelle Bewegungsmessung
ermöglicht.
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Funktionsprinzip der schnellen Bewegungsmessungsanordnung:
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Für
die schnelle Bewegungsmessungsanordnung wird ein kleiner Teil des
Augenhintergrundes 6 mit einer kohärenten IR-Laserbeleuchtung 12 beleuchtet.
Der Durchmesser des kohärent beleuchteten Bereiches im
Augenhintergrund 6 beträgt etwa zwischen 1° und
10° im ebenen Winkel, wodurch die Strahlenbelastung des
Augenhintergrunds 6 möglichst niedrig ist, und
ist damit deutlich kleiner als das Bildfeld des Funduskamera-Detektors 10.
Die beleuchtete Fläche ist jedoch mit zwischen 1° und
10° deutlich größer als die einer typischen
konfokalen Punktbeleuchtung. Das vom Augenhintergrund 6 reflektierte
Licht interferiert in Form eines Fleckenmusters, das mit einem ortsauflösenden
Detektor 15 geringer Auflösung in Ausschnittsbilder
aufgenommen wird. Beispiele für die technische Ausgestaltung
des Detektors sind CCD-, CMOS- oder InGaAs-Kameras, wobei vorzugsweise
nur ein kleiner Bildausschnitt (engl. „region of interest”;
ROI) ausgelesen wird. Die Apertur der Detektionsoptik 9B ist
so ausgelegt, das die Größe der durch die kohärenten
Eigenschaften der Beleuchtungsquelle 12 verursachten Flecken mindestens
so groß ist wie die Pixel des Detektors 15.
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Von
den auf diese Weise aufgezeichneten Ausschnittsbildern wird anschließend
die relative Verschiebung zum jeweiligen Vorgängerbild
oder jeweils zu einem ersten Ausschnittsbild nach Aufnahme eines
weiteren Übersichtsbilds über eine Kreuzkorrelation
berechnet oder alternativ über eine Betrachtung des optischen
Flusses abgeschätzt. Eine weitere Möglichkeit,
die Geschwindigkeit der Berechnung der Kreuzkorrelation zu erhöhen
ist es, nicht alle Punkte der Kreuzkorrelation zu berechnen. Es werden
nur neun Pixel (3×3) der Kreuzkorrelation berechnet und
zwar der Pixel der erwarteten Verschiebung zwischen den beiden Ausschnittsbildern
und dessen nächste Nachbarn in jeder Richtung. Damit wird
die genaue Verschiebung (vorzugsweise mit Subpixelinterpolation)
berechnet und dient der Abschätzung der Verschiebung zum
nächsten Ausschnittsbild. Im darauffolgenden Ausschnittsbild
werden nun nur die 9 Pixel der Kreuzkorrelation berechnet, die der
erwarteten Verschiebung zwischen den beiden Ausschnittsbildern entsprechen.
Durch diese Art der Auswertung kann die Berechnungszeit bei einem
typischen Pixelarray (mit beispielsweise 30×30 Pixeln)
um einen Faktor 100 verringert werden. Die einzige Forderung die
erfüllt werden muss ist, dass die Beschleunigung der Verschiebung
eine gewisse Grenze nicht überschreiten darf.
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Die
Größe der aufgezeichneten Ausschnittsbilder beziehungsweise
der für die Korrelation verwendeten Subbilder der Ausschnittsbilder
beträgt zirka 10×10 Pixel bis 100×100
Pixel, so dass nur relativ wenige Daten ausgewertet werden müssen
und die Auswertung damit deutlich schneller wird. Als Zielspezifikation
soll die schnelle Bewegungsmessungsanordnung bevorzugt innerhalb
von 5 ms ein Bild aufnehmen, auslesen und die Verschiebungsdaten
auswerten können. Die Auswertung kann dabei in einem Standardrechner
oder bevorzugt in einer speziellen Auswerteelektronik erfolgen,
beispielsweise in einer sogenannten Smart-Pixel-Kamera.
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Durch
die kohärente Beleuchtung werden dem relativ strukturlosen
Fundus 6 sehr strukturstarke Interferenzmuster aufgeprägt,
die deutlich besser registriert werden können. Ein weiterer
Vorteil des Verfahrens ist, das aufgrund der spezifischen Eigenschaften
von „Speckle”-Flecken eine Messung der Bewegung
des Augenhintergrundes 6 auch im nicht optimal fokussierten
Zustand des Detektors 15 (der Detektionsoptik 9B)
möglich ist.
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Besonders
bevorzugt erfolgt die Aufnahme und Auswertung der Ausschnittsbilder
der schnellen Bewegungsmessungsanordnung mit einem kommerziell verfügbaren
Lasermaussensor. Diese Sensoren wurden für die Messung
von Bewegungen über einem streuenden Untergrund unter Nutzung
spekularer Reflexe unter dem Glanzwinkel konstruiert, offenbart
beispielsweise in
US
7,161,682 B2 und
US 5,786,804 .
Das in der Regel im Sensor fest verdrahtete Prinzip der Auswertung
kann jedoch überraschenderweise kostengünstig
für die Aufnahme und Auswertung der Fleckenmuster-Ausschnittsbilder
genutzt werden. Es werden bei der hier dargestellten Ausgestaltungsvariante
aber keine spekularen Reflexe ausgewertet, da diese im wesentlich
durch eine 3D-Oberflächenkrümmungen einer streuenden Oberfläche
entstehen, während am Augenhintergrund
6 eine
zirka 0,5 mm dicke Volumenstreuerschicht (Retina) detektiert werden
soll. Entsprechendes gilt für alternative Ausführungsformen
zur Messung auf der Lederhaut.
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Der
Detektor
15 des Lasermaussensors ist in der Funduskamera
1 in
einer zum Augenhintergrund konjugierten Ebene ZB (Zwischenbildebene)
angeordnet. Dabei werden entweder alle in
US 7,161,682 B2 im Detektionsstrahlengang
befindlichen Optiken und strahlbegrenzenden Flächen eliminiert
beziehungsweise das zum Augenhintergrund konjugierte Bild wird in
dem optimalen Fokuspunkt der dort beschriebenen Detektionsoptik
angeordnet. In beiden Fällen wird durch eine Blende, bzw.
durch Wahl eines entsprechenden Abbildungsmaßstabes die
Apertur des optischen Detektionssystems
9B derart begrenzt,
das die entstehenden Detektionsflecken größer
als die Pixel des Detektors
15 sind.
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Eine
Funduskamera 1 entspricht im Wesentlichen einem biologischen
Mikroskop mit dessen Hilfe der Augenhintergrund bildlich dargestellt
werden kann. Aufgrund der spezifischen Geometrie des menschlichen
Auges sind in einer Funduskamera 1 spezielle technische
Ausgestaltungsmöglichkeiten vorgesehen, um ein möglichst
optimales Bild des Augenhintergrundes 6 aufnehmen zu können.
Ein Element dieser spezifischen Optik ist eine Ringbeleuchtung in
der Pupille 5 des Auges 2. Diese Beleuchtung wird
gewählt, um einen Lichtreflex der Corneavorderseite im
Detektionsstrahlengang zu unterdrücken. Dazu wird als virtuelle
Beleuchtungsquelle ein Beleuchtungsring 3 mit beispielsweise
5,5 mm Außendurchmesser und 3,5 mm Innendurchmesser in
der Corneaebene des menschlichen Auges 2 eingestrahlt,
der den Augenhintergrund 6 möglichst gleichmäßig
bis zu Feldwinkeln von etwa 22° ausleuchtet. Die Strahlung,
die beispielsweise von einem ringförmigen Faserbündel 3 emittiert
wird, wird durch Optiken 16 auf einen ringförmigen
Spiegel 13 abgebildet, der sich ebenfalls in einer zur
Augenpupille 5 konjugierten Ebene befindet. Die vom Augenhintergrund 6 rückgestreute
Strahlung transmittiert durch das Loch im Ringspiegel 13 und
wird auf den zweiten Detektor 15 abgebildet. Dieser zweite
Detektor 15 steht in einer zum Augenhintergrund 6 konjugierten
Zwischenbildebene ZB. Der so beschriebene Aufbau entspricht einer
Standard- Funduskamera und stellt in dieser Aufführungsform
den langsamen Teil der kombinierten Bewegungsmessungsanordnung dar.
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Für
den schnellen Teil wird eine kohärente IR-Laserbeleuchtung 12 wird
mit einer Optik 19A kollimiert und dann durch eine zweite
Linse 19B auf eine Ringblende 14 fokussiert, die
in einer zur Pupillenebene konjugierten Ebene angeordnet ist, was
in 4 im Detail dargestellt ist. Das kohärente
IR-Licht wird dann über einen dichroitischen oder teildurchlässigen
Spiegel als Strahlvereiniger 20 mit dem Beleuchtungsstrahlengang
der ersten, inkohärenten IR-Lichtquelle 3 überlagert
(3). Das IR-Licht wird dann durch die Optiken 16, 4 der
Funduskamera 1 auf den Augenhintergrund 6 gerichtet
und beleuchtet dort eine Fläche mit einem ebenen Durchmesser
zwischen 1° und 10° (3).
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Das
vom Augenhintergrund 6 rückgestreute Licht wird
durch einen weiteren dichroitischen oder teildurchlässigen
Spiegel 7 vom Funduskamerastrahlengang abgespalten und
auf den zum Augenhintergrund 6 konjugierten zweiten Detektor 15 abgebildet
(3). Durch die Beleuchtung des Augenhintergrundes 6 mit
kohärentem Licht und die Abbildung des rückgestreuten
Lichtes auf den zweiten Detektor 15 werden zwei Arten von
Flecken verursacht, subjektive Detektionsflecken und objektive Beleuchtungsflecken.
Die subjektiven Detektionsflecken werden ausgenutzt, um die Bewegung
des Augenhintergrundes 6 zu messen, während die
objektiven Beleuchtungsflecken eine Störgröße
darstellen. Um den störenden Einfluss der objektiven Beleuchtungsflecken
zu begrenzen, wird die kohärente Beleuchtung vorzugsweise
in eine zur Augenpupille konjugierte Ebene fokussiert (Ringblende 14).
Dadurch haben die Beleuchtungsflecken im Fundus 6 eine
Größe, die etwa dem Strahldurchmesser im Augenhintergrund 6 entspricht
und stellen damit für das weitere Verfahren kein Problem
mehr dar. Für die zweite Lichtquelle 12 werden
bevorzugt Halbleiterlaserquellen eingesetzt, wobei aber auch alle
anderen Arten von kohärenten Lichtquellen mit Kohärenzlängen über
etwa 0,5 mm (die Kohärenzlänge sollte vorzugsweise
mindestens der doppelten Dicke der Retina entsprechen, um einen
guten Fleckenmusterkontrast auf dem Detektor 15 zu erreichen)
und guter räumlicher Kohärenz für das
Verfahren angewendet werden können.
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Ein
weiteres spezifisches Merkmal einer Funduskamerabeleuchtungsoptik
ist die Einführung von Antireflexionspunkten (Blenden)
im Beleuchtungsstrahlengang, die Reflexe am Frontobjektiv der Funduskamera
in den Detektionsstrahlengang verhindern sollen. Sind diese Antireflexpunkte
nicht optimal justiert oder sind einige der optischen Elemente des
Beleuchtungsstrahlenganges durch Staubpartikel leicht streuend,
so erkennt man im Detektorbild der Funduskamera einen typischen
ringförmigen Reflex, der auch im Lasermausstrahlengang
auftritt und zu Problemen bei der Bewegungsmessung führen kann.
Aus diesem Grund wird die Verwendung eines reflexfreien Frontobjektivs
besonders bevorzugt. Eine zweite bevorzuge Variante bei der Verwendung von
Standartobjektiven in der Funduskamera ist eine leicht außeraxiale
Beleuchtung und eine angepasste außeraxiale Detektion.
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5 zeigt
ein bei kohärenter Beleuchtung eines Augenhintergrunds 6 aufgenommenes
Fleckenmuster.
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Bei
der refraktiv-chirurgischen Therapie der Cornea wird in Fällen,
in denen eine besonders hohe Genauigkeit benötigt wird
(beispielsweise Femtosekunden-Lasik; fs-Lasik), ein Kontaktglas
eingesetzt, um die Lage des Auges zu definieren. In diesem Fall ist
eine Bewegung des Auges theoretisch nicht möglich. Es kann
aber bei stärkeren Kräften zwischen Auge und Kontaktglas
zu Verschiebungen des Auges parallel zum Kontaktglas kommen. In
diesem Fall müssten diese Verschiebungen sehr schnell gemessen
werden, um den Therapielaser nachzuführen oder auszuschalten.
Genau diese Messaufgabe löst die erfindungsgemäße
Anordnung mit nur einem Detektor besonders einfach und günstig.
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Den
Grundaufbau der Bewegungsmessungsanordnung zeigt 6 in
einer schematischen Darstellung. Der Strahlengang des Lasik-Lasers (nicht
abgebildet) zur Behandlung der Cornea 16 bleibt unverändert.
Für die Realisierung der Bewegungsmessungsanordnung wird
neben dem Kontaktglas 18 oder an dessen Rand durch das
Kontaktglas 18 hindurch ein hochkohärenter Laserstrahl
der Lichtquelle 12 auf die Lederhaut 17 des Auges 2 fokussiert.
Das von der Sklera 17 rückgestreute Licht wird
durch eine Detektionsoptik (nicht abgebildet) stark vergrößert
auf einen einzelnen, ortsauflösenden Kamerasensor 15 abgebildet.
Da nur ein sehr kleines Bildfeld auf den Kamerasensor 15 abgebildet werden
muss, sind die Anforderungen an die Qualität der Optik
relativ gering. Die Auflösung des optischen Systems wird
so gewählt, dass sie mit der zu erreichenden Messgenauigkeit
der Bewegungsmessanordnung übereinstimmt. Im Falle des
fs-Lasik sollte die Auflösung zwischen 1 μm und
3 μm betragen. Dafür wird ein Objektiv mit relativ
hoher numerischer Apertur benötigt. Für die Auswertung
der Daten reicht ein Bildfeld mit einem Durchmesser von etwa zehn „Speckle”-Flecken.
Das entspricht bei einer Auflösung von 1 μm einem
Bildfeld von etwa 10 μm. Derart kleine Bildfelder können
bei der Beleuchtung mit streng monochromatischen Laserlicht mit
relativ geringem Aufwand realisiert werden. Während der
Bewegungsmessung nimmt der Kamerasensor 15 mit sehr hoher
Bildwiederholfrequenz Ausschnittsbilder der Lederhaut 17 auf
und berechnet die Kreuzkorrelation unmittelbar aufeinanderfolgender
Bilder. Die Lage des Maximums der Kreuzkorrelationsfunktion gibt
die relative Verschiebung der streuenden Sklera 17 zwischen
den Ausschnittsaufnahmen an. Der Kamerasensor 15 muss in
seinem Bildfeld so dimensioniert werden, dass die Verschiebung zwischen
zwei Ausschnittsbildern nie größer als das Bildfeld
des Kamerasensors 15 ist. Zu beachten ist bei dieser Anordnung,
dass nur die relative Verschiebung zwischen den Aufnahmen berechnet
werden kann. Das bedeutet, dass die absolute Lagebestimmung des
Auges mit der Anzahl der Ausschnittsbilder unsicherer wird, da sich
die Messfehler fortpflanzen.
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Um
Bewegungen beziehungsweise Positionen des Auges quasi-absolut messen
zu können, wird nach Beginn der Messung das dritte Ausschnittsbild,
das gemessen wird, nicht gegen das zweite Ausschnittsbild, sondern
wiederum gegen das erste kreuzkorreliert und so die Verschiebung
zum ersten Ausschnittsbild bestimmt. Dies gelingt, solange die relativen
Verschiebungen der beiden Bilder kleiner sind als das Bildfeld des
Sensors. Um nun einen globalen Maßstab zu entwickeln, werden
die verschiedenen Ausschnittsbilder mit Hilfe der Korrelationsalgorithmen
mosaikartig zu einem vollflächigen Übersichtsbild
zusammengefügt. Eine weitere Aufnahme wird dann ausschließlich
mit einem Teil dieses globalen Übersichtsbilds korreliert.
Durch dieses Auswerteverfahren nimmt die Positionsungenauigkeit
nicht mehr mit der Anzahl der Bilder zu, sondern lediglich mit der
relativen Entfernung zum Zentrum des ersten Ausschnittsbildes. Mit
dem so beschriebenen Verschiebungssensor kann eine Messgenauigkeit
zwischen 1 μm und 3 μm bei einer effektiven Bildwiederholfrequenz
von entsprechend zwischen 1 kHz und 10 kHz erreicht werden.
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- 1
- Funduskamera
- 2
- Auge
- 3
- Erste
Lichtquelle
- 4
- Frontobjektiv
- 5
- Pupille
- 6
- Hintergrund
- 7
- Strahlteiler
- 8
- Blende
- 9
- Detektionsoptik
- 10
- Erster
Detektor
- 11
- Steuereinheit
- 12
- Zweite
Lichtquelle
- 13
- Ringspiegel
- 14
- Ringblende
- 15
- Zweiter
Detektor
- 16
- Cornea
- 17
- Lederhaut
- 18
- Deckglas
- 19
- Beleuchtungsoptik
- 20
- Strahlvereiniger
- A
- Abbildungsstrahlengang
- B
- Beleuchtungsstrahlengang
- ZB
- Zwischenbildebene
- f,
f'
- Brennweiten
-
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
-
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-
Zitierte Patentliteratur
-
- - WO 01/89438
A2 [0003]
- - US 2006/228011 [0006]
- - US 6726325 [0006]
- - US 5644642 [0006]
- - US 5786804 [0014, 0057]
- - JP 60174905 [0015]
- - US 7161682 B2 [0057, 0058]