-
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Bestimmung biometrischer Größen des Auges, wie sie Eingang in die Berechnung von Intraokular-Linsen finden. Solche Größen sind die Radien – einschließlich deren Orientierung – der Corneavorderseite und der Cornearückseite, Aspherizität der Cornea, Dicke der Cornea – zentral oder auch ein- oder zweidimensionales Profil-, Vorderkammertiefe, Linsendicke, Radien der Linsenvorderseite und/oder Rückseite, Achslänge des Auges, allgemein die Lage und Form der optisch wirksamen Grenzflächen bzw. der optisch für das Sehvermögen des Auge relevanten Flächen wie Cornea-Vorder-/Rückseite, Linsenvorder-/und Rückseite, Retina im Auge. Diese Größen oder einige dieser Größen werden für die Berechnung von intraokular Linsen – im Folgenden als IOL-Berechnung bezeichnet – gemäß bekannter IOL-Formeln oder mittels Ray-tracing-Methoden benötigt.
-
Im Stand der Technik sind für die Messung der biometrischen Größen des gesamten Auges nur OCT(optical coherence tomography)-Systeme und Topographie/OCT-Kombinationssysteme bekannt. Zwar messen Scheimpflug-, PCI(partial coherence interference)-, Topographie-System oder Kombinationsgeräte derselben einige der oben erwähnten Größen, jedoch können diese Kombinationen nicht alle Parameter des Auges vermessen. Insbesondere ist eine Vermessung der Linsen-Rückseite und der Retina bzw. des jeweiligen Profils dieser Flächen nicht möglich, da diese Systeme selbst in einem Kombinationssystem auf die Messung der Vorderkammer und der axialen eindimensionalen Länge des Auges beschränkt sind.
-
Lediglich die OCT-Systeme mit Vorder- und Hinterkammermessung des Auges und Topographie/OCT-Systeme ebenfalls mit Hinter- und Vorderkammermessung sind in der Lage das gesamte Auge zu vermessen.
-
Eine weitere mögliche Kombination ist eine Kombination aus Topographie/Scheimpflug für die Vorderkammer- und OCT für die Hinterkammermessung. Da das OCT jedoch auch die Vorkammer erfassen kann, ist der Zugewinn durch die Scheimpflug-Vorderkammermessung gegenüber den zusätzlichen Kosten gering.
-
Gegenüber den Topographie/OCT-Kombinationssystemen haben die reinen OCT-Systeme den Nachteil, dass die Vermessung der Topographie der Cornea mittels klassischen Topometern (insbesondere Placido-Systemen) wesentlich genauer ist als die durch Bewegungsartefakte beeinflussten Messungen der OCT-Systeme. Zwar können diese durch schnellere Messungen oder durch zum Auge registrierte Messungen diese Bewegungsartefakte reduzieren. Jedoch ist dies nur unter erheblichem Aufwand und nicht ohne weiteres zuverlässig genug möglich.
-
Als ein Topographie/OCT-Kombinationssysteme wird beispielsweise in der
US2004/066489 eine Kombination aus Placido-Topographen und Time Domain-B-Scan-OCT beschrieben. Damit lässt sich prinzipiell das gesamte Auge biometrisch vermessen. Jedoch zeigt die beschriebene Vorrichtung einige erhebliche Nachteile, die die Zuverlässigkeit der Messwerte herabsetzen.
-
Eine Placido-Topographie ist zwar sehr hochauflösend, aber in der Rekonstruktion der Oberfläche weniger reproduzierbar im Vergleich zu Keratometermessungen. Dies liegt zum einen an den Annahmen bei der Rekonstruktion der Topographie, um die hohe Auflösung zu erreichen und/oder in der mangelnden Telezentrie/unzureichender Fokussierbarkeit vieler Topographiesysteme im Vergleich zu Keratometern, so dass Positionierungs-fehler des Messgerätes gegenüber dem Patienten bei der Topographie-messung relevant werden.
-
Ferner erlauben Placido-Topographen nicht die Berücksichtigung von sogenannten Skrew-Rays, welche immer dann bei der Placidoringbeleuchtung entstehen, wenn die Cornea nicht nur in einer medianen Ebene durch den Cornea-Vertex sondern auch in einer Ebene senkrecht dazu, d. h. anzimuthal gekrümmt ist. Durch die Nichtberücksichtigung wird die Corneaoberfläche nicht richtig wiedergegeben. Insgesamt gibt daher ein Placidotopograph nicht zuverlässig genug den Radius oder allgemein die Vorderseite der Cornea wieder, wie sie für die IOL-Berechnung benötigt wird.
-
Ferner sind Time-Domain-OCT-Systeme zu langsam und preisakzeptable spektrometerbasierte Systeme haben entweder nicht die axiale Auflösung und/oder eine zu geringe axiale Scan- oder Erfassungstiefe, so dass die Augenlänge nicht mit der für die IOL-Berechnung notwendigen Auflösung erfolgt oder so dass nur partielle Tiefenmessungen erfolgen. Ganzaugen-Biometrie, d. h. die Ermittlung der optisch für das Sehvermögen des Auge relevanten Flächen des gesamten Auges in ihrer Lage und ihrem Profil im Auge ist jedoch in beiden Fällen durch separate Vermessung der Vorder- und Hinterkammer und anschließende Synthese der Daten prinzipiell möglich, doch ist die Registrierung der Bilder zueinander oft wegen mangelnder geeigneter gemeinsamer Bezugsgröße in den Segmentbildern unzuverlässig.
-
Daher lässt das Placido-Time-Domain-OCT-System keine für die IOL-Berechnung ausreichend zuverlässige und einfache Gewinnung aller Biometriedaten zu.
-
Als ein Topographie/OCT-Kombinationssysteme wird in der
US20050203422 eine Kombination aus einfachem Keratometer und einem B-Scan-OCT beschrieben. Auch in diesem System lassen sich wichtige biometrische Größen der Biometrie des Auges bestimmen. Jedoch zeigt auch die beschriebene Vorrichtung einige erhebliche Nachteile, die die Zuverlässigkeit der Messwerte herabsetzen oder lässt wichtige Punkte die für eine Gesamtaugen-Biometrie relevant sind offen: Der beschriebene Keratometer lässt lediglich die robuste Messung der Radien der Vorderseite der Cornea zu. Eine Beschreibung der Corneaoberfläche höherer Ordnung oder mit einer höheren Auflösung als die des beschriebenen Keratometers ist nicht möglich. Diese wird aber für die Berechnung intraokularer Linsen (kurz IOLs), insbesondere torischer IOLs zunehmend benötigt.
-
Ferner wird weder das Problem der Zuordnung der mittels Keratometer gemessenen Topographie zu den Orts-Daten der OCT-Daten gelöst, noch wird sichergestellt, dass die OCT-Messungen besonders schnell erfolgen um die Augenbewegung während der Messung zu kompensieren.
-
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zu offenbaren, die schnell, zuverlässig, reproduzierbar und mit der nötigen Genauigkeit und Auflösung Messwerte für die biometrischen Größen am Auge misst, die für eine Berechnung von Intraokularlinsen, auch von solchen Berechnungen die eine Ganzaugen-Biometrie voraussetzen relevant sind.
-
Insbesondere sollen die optisch für das Sehvermögen des Auges relevanten Flächen des gesamten Auges in ihrer Lage und ihrem Profil im Auge bestimmt werden, was im Folgenden als Ganzaugen-Biometrie bezeichnet wird. Dabei stehen die oben erwähnten Größen im Vordergrund, es können jedoch mit der Vorrichtung auch andere, bisher noch nicht verwendete Größen des Auges aus den Messdaten extrahiert werden, insbesondere auch solche die für die Simulation eines optisches Modell des Auges benötigt werden.
-
Diese Aufgabe wird mit der Vorrichtung zur Messung von biometrischen Größen des Auges zur Berechnung von Intraokularlinsen bestehend aus einem Multipunktkeratometer und einer OCT-Anordnung, dadurch gelöst, dass das Multipunktkeratometer so ausgebildet ist, dass die Keratometermesspunkte telemetrisch beleuchtet und telezentrisch detektiert werden und dass die OCT-Anordnung als lateral scannendes Sweptsource-System mit einer das gesamte Auge in seiner gesamten axialen Länge erfassenden Erfassungsbereich ausgelegt ist.
-
Durch den Multipunktkeratometer wird sichergestellt, dass zum einen genügend viele Keratometerpunkte für eine Vermessung der Corneaoberfläche mit hoher Auflösung zur Verfügung stehen, die Dichte der Messpunkte jedoch niedrig genug ist, so dass das Skrew-Rays detektiert werden können. Hingegen wird durch die Telezentrie sichergestellt, dass Positionierungsunzulänglichkeiten des Messgerätes gegenüber dem zu vermessenden Auge nicht zu einer örtlichen Fehlzuordnung der Reflexpunkte führen.
-
Durch den das gesamte Auge in seiner Länge erfassenden SweptSource-OCT-Scan wird erreicht, dass sowohl Vorderkammer- als auch Retina-Strukturen im A- bzw. B-Scan detektierbar sind und somit im Scan eine Orientierung an der Retina und der Vorderkammer/Kornea möglich wird. Dies erleichtert das Zusammensetzen der A- bzw. B-Scans zu einem konsistenten Gesamtaugenbild. Dabei sichert das Sweptsource-OCT besser als andere OCT-Varianten wie Time-Domain oder spektrometerbasierte OCTs eine schnelle, bewegungsartefaktefreie Messung der A-Scans über die gesamte Augenlänge.
-
Im Folgenden wird die Vorrichtung und einige ihrer Varianten und Ausgestaltungen genauer beschrieben. Dabei wird auf folgende Abbildungen Bezug genommen:
-
: zeigt einen grundsätzlichen optischen Aufbau der Vorrichtung.
-
: zeigt zwei B-scans, die in unterschiedlichen OCT-Mess-Moden, einem Vorderkammer- und einem Retina-Modus aufgenommen sind.
-
: zeigt eine bevorzugte Ausgestaltung der B-Scan/Keratometer-Geometrie der Vorrichtung.
-
: veranschaulicht den Effekt von Skrew-Rays bei der Messung der Topographie und bei OCT-Messungen.
-
: zeigt zwei Ausführungen des grundlegenden Aufbaus des bevorzugten SweptSource-OCT-Maßsystems.
-
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Messung von biometrischen Größen des Auges zur Berechnung von Intraokularlinsen besteht aus einem Multipunktkeratometer und einer OCT-Anordnung, wobei das Multipunktkeratometer so ausgebildet ist, dass die Keratometermesspunkte telezentisch beleuchtet und telezentrisch detektiert werden und dass die OCT-Anordnung als lateral scannendes Sweptsource-System mit einer das gesamte Auge in seiner gesamten axialen Länge erfassenden Erfassungsbereich ausgelegt ist.
-
zeigt einen grundsätzlichen optischen Aufbau der Vorrichtung: Ein OCT-System 2 wird über den Strahlteiler 3 in ein Multipunktkeratometer-System 1 auf ein gemeinsame Geräteachse 28 vereint, so dass beide lateral zuordenbar das Auge 27 biometrisch vermessen können.
-
Das Multipunktkeratometer-System 1 besteht dabei aus mehreren, verschieden radial von der Geräteachse 28 beabstandeten Lichtquellen bevorzugt LEDs 4. Durch Linsenvorsätze 29 ist sichergestellt, dass die LEDs die Cornea punktweise durch kollineare Strahlbündel telezentrisch beleuchten. Die Detektion der von der Cornea reflektierten Strahlenbündel erfolgt durch eine Kamera 5, der eine Telezentrie-Blende 6 vorgeschaltet ist.
-
Anstelle von einzelnen LEDs mit Vorsatzlinse können kollimierte Lichtbündel alternativ über entsprechend gestaltete Fresnellinsen sogenannte Fraxicons aus einer oder wenigen LEDs erzeugt werden. Dies ist besonders vorteilhaft wenn sehr viele zueinander beabstandete kollimierte Lichtbündel erzeugt werden sollen.
-
Die telezentrische Auslegung der Beleuchtung und der Detektion reduziert die Empfindlichkeit gegenüber Positionierungsfehlern. Denn die Telezentrizität erzwingt, dass zum Bildaufbau nur Strahlen beitragen, deren Winkel in Bezug auf die Cornea bekannt und entfernungsunabhängig sind. Daher wird durch diesen Aufbau eine höhere Reproduzierbarkeit der Messung von Größen wie dem Cornearadius als bei einem Placidotopograph sichergestellt und daher ist der Aufbau für die Gewinnung von IOL-Bestimmungsrelevanten Parameter zuverlässiger als ein Placidotopograph.
-
In einer ersten Ausführungsform beleuchtet und misst der Keratometer bei 6 Messpunkten, die ringförmig um die Geräteachse angeordnet sind, insbesondere unter einem Beleuchtungswinkel zwischen 17–18 Grad zur Geräteachse, einem Winkel der dem des Keratometer des IOLMaster der Firma Carl Zeiss Meditec AG entspricht. Dies stellt sicher, dass beim Vergleich von Messdaten zwischen dem IOLMaster und der erfindungsgemäßen Vorrichtung Effekte aufgrund unterschiedlicher Winkelausrichtung nicht berücksichtigt werden müssen.
-
In einer weiteren Ausführungsform beleuchtet und misst der Keratometer an mehreren Punkten die auf mehreren Ringen um die Geräteachse verteilt sind. Bevorzugt sind dabei mindestens 12 Punkte die auf mindestens 2 Ringen symmetrisch um die Geräteachse angeordnet.
-
Besonders bevorzugt ist dabei eine Anordnung mit 3 Ringen mit jeweils 6 Punkten. Hierzu zeigt eine mögliche Anordnung. Durch die 3 Ring-Anordnung ist sichergestellt, dass wesentliche Größen der Beschreibung einer Corneaoberfläche wie sie für die IOL-Berechnung derzeitiger IOLs in guter Näherung sinnvoll sind gemessen werden: Cornea-Radius, Astigmatismus bzw. die 2 Hauptradien und die Lage der Achse für einen der Radien, Cornea-Aspherizität. Insbesondere durch die in gezeigte Drehung der Punkte des ersten und des dritten Ringen gegenüber der Lage der Punkte des 2ten Ringes wird erreicht, dass die Messpunkte in Bereichen liegen bei denen für viele Augen eine Zernike-Beschreibung der Corneaoberfläche in niedriger Ordnung gegenüber einer sphärischen Oberfläche die größten Abweichungen erwarten lassen. Ferner kann auch für diesen Fall für die Keratometerbeleuchtung eines der Ringe eine Geometrie wie beim Keratometer des IOLMasters vorgesehen werden.
-
Vorzugsweise ist die Scan-Richtung der OCT-Anordnung dabei so ausgerichtet, dass mindestens ein B-Scan des OCT durch mindestens einen Keratometermesspunkt verläuft.
-
Um eine noch höhere Auflösung für verfeinerte Auflösung der Corneaoberfläche oder zur genaueren Diagnose von Augenerkrankungen zu liefern, beleuchtet und misst der Keratometer an mehr als 30 aber weniger als 4000 Keratometermesspunkten, wobei die Keratometerpunkte auf mehrere Ringe verteilt sind oder zumindest radial mehrere Bereiche abdecken. Dadurch lassen sich höhere Ordnungen der Corneaoberfläche bestimmen. Im Gegensatz zu Placidotopographen ist aber keine lückenlose Messung der Corneaoberfläche in Verbindung mit der OCT-Messung sinnvoll um die Detektion von sogenannten Skrew-Rays zu ermöglichen. Daher ist besonders bevorzugt ein Keratometer mit mehr als 800 und weniger als 1600 Messpunkten. Dies liefert einen guten anwendungsorientierten Kompromiss zwischen Topographie-Auflösung und der Detektierbarkeit von Skrew-Rays.
-
Die Notwendigkeit der Berücksichtigung von Skrew-Rays wird im Folgenden erläutert: Durch die Verwendung eines Keratometers mit mehreren separaten Messpunkten anstelle eines Placido-Topographen wird sichergestellt, dass auch sogenannte Skrew-rays bei der Auswertung der lokalen Krümmungen richtig berücksichtigt werden. Dies ist deswegen besonders wichtig, da die lokale Krümmung der Cornea wichtig für die Brechung des OCT-Messstrahles in die Cornea und damit in das Auge hinein ist. Fehler in der Krümmung, insbesondere solche, die den OCT-Strahl aus der nominellen Meridianebene des B-scans herauslenken, führen zu einer fehlerhaften Positionierung der im B-Scan erscheinenden intraokularen Grenzflächen. Dabei ist besonders gravierend, dass der Winkelfehler in der Brechung zwar klein sein kann, der damit verbundene Positionierungsfehler sich jedoch mit zunehmender intraokularer Distanz vergrößert.
-
Dies ist in dargestellt. Die linke Seite der zeigt ein Flächenelement der Cornea, das nur radial gekippt ist. Der Flächenvektor 41 zeigt daher keine azimuthale Komponente. Daher wird der OCT-Strahles 42 der auf das Corneaoberflächen-Element trifft als OCT-Strahl 43 auch nur in der meridionalen Ebene gebrochen. Die rechte Seite zeigt ein Flächenelement 44, das auch azimuthal verkippt ist. Diese Verkippung wird durch ein klassisches Placido- oder Ringprojektions-System nicht erfasst, da die außermeridionale Reflexion sich mit Reflexionen von anderen, benachbarten Cornearegionen überlagert und beide Komponenten sich nicht ohne weiteres separieren lassen. Ein Multipunktkeratometer hingegen ist in der Lage dies zu erfassen, da der Reflexpunkt auf einem Detektor des Keratometers außerhalb der meridionalen Ebene erscheint und dort – sofern die Beleuchtungspunkte nicht sehr nahe beieinander liegen – keine Reflexe von anderen Beleuchtungspunkten stören. Diese Verkippung des Flächenelements führt aber nun dazu, dass ein OCT-Strahl 45 der auf das Flächenelement mit Flächenvektor 44 fällt, als OCT-Strahl 46 ebenfalls aus der meridionalen Ebene heraus gebrochen wird. Somit wird auch eine intraokulare Grenzfläche im A-Scan nicht in der meridionalen Ebene sondern abseits davon liegen. Ohne die Detektion dieser azimuthalen Verkippung wird also die intraokulare Grenzfläche für eine Augenmodellbildung verfälscht wiedergegeben.
-
Um eine bessere Zuordenbarkeit der detektierten Keratometerpunkte zu den zugehörigen Beleuchtungsquellen zu erzielen, ist es für den Keratometer in einer weiteren Ausführungsform vorteilhaft, wenn die Keratometerpunkte einzeln oder in Gruppen sequentiell beleuchtet und gemessen werden. Besonders vorteilhaft ist dies bei 2 oder mehreren Gruppen von Keratometermesspunkten, die jeweils ein Großteil der Corneaoberfläche vermessen, und wobei sich die jeweiligen Corneaflächen komplett oder größtenteils überlappen, aber die Keratometerpunkte der Gruppen jeweils zueinander versetzt oder rotiert sind. Dadurch ist für die Messung einer Gruppe sichergestellt, dass der Abstand zweier Punkte der Gruppe groß genug ist um eine sichere Zuordnung zwischen Beleuchtungsquelle und detektiertem Spot zu erreichen, aber die Cornea trotzdem über die Messung verschiedener Gruppen von Keratometermesspunkten mit hoher Auflösung abgemessen werden kann. So kann z. B. bei einem 18 Punkt Keratometer die Messung bei 3 Untergruppen mit jeweils 6 Punkten erfolgen.
-
Ferner gehen in einer bevorzugten Ausführungsform gemäß der , mindestens ein oder mehrere B-Scans 31 bis 36 des OCTs durch einen oder mehrere der Keratometer-Beleuchtungspunkte 37. Dies ist besonders vorteilhaft wenn Keratometrie-Daten der Corneaoberfläche mit intraokularen Abständen gewonnen durch OCT zu einem Gesamtaugenmodell für die IOL-Berechnung mittels Raytracing zusammengestellt werden sollen. Durch die Ausrichtung der B-Scans an den Keratometermesspunkten wird sichergestellt, dass beim Zusammensetzen von Daten der Cornea-Vorderseite aus der Keratometrie und den intraokularen Daten aus dem OCT, die OCT-Daten an derselben Stelle gemessen werden wie die Reflexe von der Cornea-Vorderseite beim Keratometer.
-
Dabei kann der Keratometer und OCT zeitgleich mit Hilfe einer dichroitische Trennung – hierzu wird der Strahlteiler 3 in dichrotisch ausgelegt – oder zeitgleich unter softwaremäßigen Herausrechnens des im Keratometerbild detektierbaren OCT-Beleuchtungsspots oder zeitlich abwechselnd/sequentiell mit geringem zeitlichen Verzug (d. h. unter geringer Verschiebung durch die Augenbewegung) gemessen werden. Alternativ kann auch jede der beiden Modalitäten separat zeitgleich bzw. im selben Zeitfenster mit einem Iris und/oder Pupillen und/oder Sclerabild aufgenommen und anhand dieses zueinander lateral positioniert werden. Diese Arten der Trennung des OCT-Signales vom Keratometer-Signal sind nicht nur auf einen Keratometer beschränkt sondern auch auf eine Placidotopographen anstelle eines Keratometers anwendbar.
-
In einer weiteren Ausführungsform – ebenfalls in dargestellt – gehen die B-Scans des OCTs nicht nur durch die Keratometerpunkte 37 sondern bilden Paare deren Scanebenen, beispielsweise 31 und 32, jeweils senkrecht zueinander stehen, wobei die verschiedene Paare gegeneinander gedreht sind um möglichst viele oder alle Keratometerpunkte abzudecken.
-
Dies hat den Vorteil, dass gemäß
US 7,452,077 für jedes Paar ein Cornea-Vertex bestimmt und dieser mit dem Vertex der Cornea, wie er aus der Keratometer-Messung bestimmt wird verglichen werden kann. Schwankt der Abstand des OCT-Vertexes und des Keratometer-Vertexes zu stark während einer Sequenz von OCT- und Keratometermessungen, so ist dies ein Hinweis, dass der Patient nicht richtig fixiert und die Zuordnung der OCT-Scans zu den Keratometermesspunkten nicht zuverlässig genug für die Generierung eines Augenmodells aus Keratometer- und OCT-Daten ist.
-
Im Weiteren wird das OCT-System beschrieben mit dem der Multipunkt-Keratometer zur biometrischen Messung/Erfassung des gesamten Auges vorteilhaft kombiniert wird.
-
Gemäß besteht das OCT-System aus einem SweptSource-Interferometer 13, einem Kollimator 14, mindestens einem lateral ablenkenden Scanner 11 und/oder 12, und mehreren optischen Elementen bzw. Linsen, 18, 19 und 20, die zur Festlegung der Fokusebene des OCT im Auge dienen. Der SweptSource-Interferometer selbst ist in und b in 2 Varianten skizziert. Dabei handelt es sich in beiden Fällen um eine Mach-Zehner-Anordnung, aber auch andere Anordnungen sind denkbar.
-
Wie eingangs erwähnt sind SweptSource-Systeme aufgrund ihrer hohen Empfindlichkeit besonders für die Aufnahme von Ganz-Augen-OCT-Scans geeignet. Insbesondere ist es in dem Kombinationsgerät vorteilhaft die Bedingungen, wie sie in der
DE 10 2008 063 225 beschrieben sind zu erfüllen. Dabei sollte für die Anwendung auch eine OCT-Wellenlänge zwischen 780 nm und 1100 nm bevorzugt zwischen 1010 nm und 1090 nm gewählt werden, da Licht dieser Wellenlängen nicht vom Patienten-Auge wahrgenommen wird und durch den Katarakt getrübte Augenlinsen noch gut penetrieren kann. Im Rahmen des Kombinationsgerätes bietet sich dann an für eine chroitische Trennung für den Keratometer eine Wellenlänge von 680–980 nm oder größer als 1100 nm zu wählen.
-
Ferner lässt sich in einer weiteren Ausgestaltung die Zuverlässigkeit der gewonnen OCT-Signale steigern, wenn neben dem Probeninterferometer ein Referenzinterferometer zur Überprüfung der Laserwellenlänge während des Sweeps vorhanden ist.
-
Hierzu zeigt den konkreten Aufbau eines Swept-Source-OCT-Systems. Dabei wird das Licht für den Referenzinterferometer direkt nach der Lichtquelle bzw. vor den optischen Elementen die zur eigentlichen Probenmessung und Probenreferenzierung benötigt werden ausgekoppelt. Dies hat den Vorteil, dass das Referenzinterferometer in ein Swept-Source-Lasermodul integriert sein kann. Alternativ zeigt eine Anordnung bei der dieser Referenzinterferometer nicht gleich in der Lichtquelle selbst oder nicht vor den optischen Elementen die zur eigentlichen Probenmessung und Probenreferenzgenerierung benötigt werden, sondern danach liegt.
-
In einer bevorzugten Ausführungsform wird durch eine Delayline eine Umschaltung zwischen einem Retina- und einem Vorderkammermodus vorgenommen. Beim Retinamodus ist der Fokus des OCT-Beleuchtungsstrahles und der Nullpunkt des Coherence-Gates in der Nähe Retina eingestellt. Das Nullpunkt des Coherence Gate wird dabei bevorzugt hinter die Retina eingestellt. Ferner liegt der Drehpunkt beim B-Scan in der Augenpupille, so dass, wie bei einem reinen Retina-OCT, ein B-Scan/Querschnittsaufnahme der Retina mit hoher lateraler und axialer Auflösung erfolgt. Beim Vorderkammermodus liegen der Fokus des OCT-Beleuchtungsstrahles und der Nullpunkt des Coherence-Gates nahe oder in der Vorderkammer. Besonders bevorzugt liegt der Fokus in der Vorderkammer und der Nullpunkt des Coherence Gates vor der Cornea. Ferner liegt der Drehpunkt virtuell in der Nähe der Retina, so dass der B-Scan ein hochauflösendes Querschnittsbild der Vorderkammer liefert, wie er von Vorderkammer-OCTs bekannt ist.
-
In beiden Scan-Modi ist jedoch durch eine hohe Sensitivität des SweptSource-OCTs sichergestellt, dass auch der nicht-fokussierte Teil des Auges als Signal vorhanden ist. Dies zeigt . Im Vorderkammermodus ist auch das Signal der Retina R, wenn auch nicht mit hoher lateraler Auflösung vorhanden. Im Retina-Modus ist auch das Signal von der Cornea-Vorderseite CV vorhanden. Daher lassen sich die B-scans beider Modi anhand des A-Scans, der jeweils entlang der Gerätehauptachse erfolgt – und die gleich der durch ein Fixierlicht ausgerichteten Sehachse des Patienten ist – zueinander axial in Bezug setzen und axiale Bewegungen des Auges zwischen 2 Scans in verschiedenen Modi ausgleichen. Prinzipiell reicht die Detektion einer gemeinsamen Grenzfläche aus, jedoch ist bei einem Grenzflächensignal oft unklar um welche Grenzfläche es sich tatsächlich handelt. Hier liefern 2 Grenzflächensignale pro Scan in den verschiedenen Modi eine bessere Zuordenbarkeit zu den Grenzflächen im Auge.
-
Die Delayline ist in einer weiteren bevorzugten Ausführungsform im Vorderkammermodus gegenüber dem Retinamodus durch weitere optische Elemente verlängert. Dies geschieht so, dass im Retina-Modus weniger optische Elemente des Messgerätes im Strahlengang sind, so dass das geringe Retinasignal nicht noch weiter durch Reflexionen an optischen Elementen des Gerätes geschwächt wird. Für die stärkeren Signale aus der Vorderkammer – bedingt durch höhere Brechungsindexunterschiede und weniger optische Elemente des Auges im Messstrahlengang gegenüber den Signalen aus der Retina – hingegen, ist die Schwächung des Signals durch Reflexionen an den Fokus- und die Delayline-verschiebenden Optiken tolerabel. Eine Ausführung ist in beschrieben bei der die Umschaltung zum Vorderkammer-Modus durch das Einschwenken der Linse 18, Ausschenken der Linse 20 und Einschieben des Prismas 16 erreicht wird.
-
In einer weiteren Ausgestaltung, weist die Vorrichtung ein oder mehrere LEDs zur Beleuchtung der Auges und/oder seiner näheren Umgebung auf. In ist von diesen LEDs exemplarisch nur die LED 25 gezeigt. Eine Aufnahme durch den Bildsensor des Keratometers liefert dann ein Bild das zur lateralen Positionierung des Gerätes gegenüber dem Auge oder zur Bestimmung des Abstandes von Limbus zu Limbus verwendet wird. Von Vorteil ist dabei wenn gegenüber der Keratometermessung eine Änderung der Fokuslage zum Scharfstellen auf die Umgebung des Auges durch Ein- und/oder Ausschwenken von Linsen erfolgt. Die laterale Positionierung des Gerätes mittels Umgebungsbild kann durch eine axiale Positionierung mit einer OCT-Messung im Vorderkammermodus ergänzt werden.
-
In einer weiteren Ausgestaltung weist die Vorrichtung ein oder mehrere LEDs zur Beleuchtung der Sklera auf. Diese sind bzgl. emmittierter Wellenlängen auf guten Kontrast der Blutgefäße und/oder Iris ausgewählt. In ist von diesen LEDs exemplarisch nur die LED 26 gezeigt. Eine Aufnahme durch den Bildsensor des Keratometers liefert dann ein Bild das die laterale und rotatorische Registrierung der OCT- und/oder Multipunktkeratometer-Messwerte in Bezug auf das Auge erlaubt. Diese Registrierung kann für die Bildung eines Augen modelles aus den Messwerten oder für die spätere intraoperative Ausrichtung einer Intraokularlinse herangezogen werden.
-
All die in obigen Ausführungen beschriebenen Elemente und Ausgestaltungen tragen in ihrer Gesamtheit dazu bei Schnelligkeit, Zuverlässigkeit, Robustheit und Genauigkeit der Messung von biometrischen Größen zu erhöhen, wie sie für die Berechnung von Intraokularlinsen benötigt werden.
-
Nicht alle Aspekte werden zwingend für eine andere Messaufgabe gebraucht. Soll ein Gerät z. B. nur ein Schnittbild der Vorderkammer und die Achslänge des Auges messen, so reicht es in einem Kombigerät aus Multipunktkeratometer und Vorderkammer-OCT aus, wenn nicht das gesamte Auge durch das OCT sondern nur die Vorderkammer erfasst wird. Dann braucht das OCT nicht das gesamte Auge abzudecken und es können dann andere OCT-Systeme wie Time-Domain und spektrometerbasierte Systeme vorteilhaft mit dem Multipunktkeratometer kombiniert werden. Denn all diese OCT-Multipunktkeratometersysteme profitieren von der Berücksichtigung der Skrewrays für die Gewinnung von Daten für die Corneaoberfläche, die dann ihrerseits für die laterale Lokalisierung/Zuordnung der OCT-Daten verwendet wird.
-
Bezugszeichenliste
-
- 1
- Keratometer-System
- 2
- OCT-System
- 3
- Strahlteiler
- 4
- LED
- 5
- Kamera, Flächensensor
- 6
- Telezentrieblende
- 7, 8
- Linsen zur Einstellung der Foki
- 9
- Objektivlinse
- 10
- Strahlteiler
- 11, 12
- schwenkbare Spiegel
- 13
- OCT-Interferometer
- 14
- Kollimator
- 15
- Lichtleiter
- 16
- einschiebbares Prisma
- 17
- Strahlumlenkung
- 18, 19, 20
- Linsen zur Einstellung der Foki und des Feld
- 21
- Shutter
- 22
- Strahlteiler
- 23
- Photodiode Leistungsmessung
- 24
- Fixier-LED
- 25
- Umfeld-Beleuchtungs-LED
- 26
- Sklera-Beleuchtungs-LED
- 27
- Auge
- 28
- Geräteachse
- 29
- Vorsatzlinse
- 28
- Geräteachse
- 31–36
- B-Scan-Richtungen
- 37
- Keratometer-Beleuchtungsmesspunkte
- 41, 44
- Flächenelement-Vektoren
- 42, 45
- einfallender OCT-Strahl
- 43, 46
- am Flächenelement optisch gebrochener OCT-Strahl
- 47
- OCT-Scan und Cornea-Median-Ebene
- 50
- SweptSource Quelle
- 51, 52, 53
- Koppler
- 54
- Referenzinterferometer
- 55, 56
- balanced detectors
- 58
- Weglängenanpassung
- 59
- Kollimator am Interferometer
- CV
- Cornea-Vorderseite
- R
- Retina
-
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
-
- US 2004/066489 [0006]
- US 20050203422 [0011]
- US 7452077 [0040]
- DE 102008063225 [0043]
