WO2008125665A1 - Verfahren und system zur augenvermessung - Google Patents

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WO2008125665A1
WO2008125665A1 PCT/EP2008/054511 EP2008054511W WO2008125665A1 WO 2008125665 A1 WO2008125665 A1 WO 2008125665A1 EP 2008054511 W EP2008054511 W EP 2008054511W WO 2008125665 A1 WO2008125665 A1 WO 2008125665A1
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eye
light
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cornea
data
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PCT/EP2008/054511
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Inventor
Stephan SCHRÜNDER
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Schruender Stephan
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/107—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining the shape or measuring the curvature of the cornea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/101—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for examining the tear film

Definitions

  • the invention relates to a method and a system for measuring optical and geometrical parameters of an eye.
  • the imaging properties of the human eye are essentially determined by the corneal surface shape and the shape of the eye lens.
  • Defective vision results when the refractive powers of these two optical elements are not optimally matched to the eye geometry.
  • Defective vision affects various aspects of vision quality, such as visual acuity, contrast vision and glare sensitivity. Defective vision can be reduced or even completely eliminated by adding lenses (lenses or contact lenses) or by modifying the existing optical elements (laser treatment of the cornea, replacement of the eye lens).
  • the degree of refractive error and the surface shape of the cornea can be determined by diagnostic methods.
  • Wavefront aberrometers measure the imaging properties of the eye.
  • Corneal topometers record the surface shape of the cornea.
  • the determination of optimal parameters of a treatment laser for corneal surgery makes it necessary to compute the data of both diagnostic procedures together. Both parameter sets are also useful for the production of individual contact lenses. From the topometry of the cornea results in the contact lens back surface. If one calculates the topo- mer data with the values of the wavefront aberrometer, then the optimum front surface shape of the contact lens can be determined. Both the planning of a laser treatment and the production of individual contact lenses would therefore benefit from the most accurate data possible for both measurement methods. Particularly advantageous is the measurement and representation of both data sets in a common reference system in relation to the visual axis of the examined eye.
  • the present invention describes a new method and a device with which data sets of the two measuring methods can be detected simultaneously.
  • the new method makes a today mostly inaccurate subsequent data transformation superfluous, with which otherwise the individual reference systems of the two measurement methods must be converted into each other.
  • a basis for these simultaneous measurements is a novel, highly accurate method of detecting the eye topology which forms part of the present invention.
  • video keratometers are very often used in which the reflex of a ring pattern on the tear film is recorded and evaluated with a camera.
  • the typical measurement accuracy of such video keratometers is sufficient for a rough orientation regarding the curvature conditions at the surface.
  • it is too low for a precise statement, as required for example in the manufacture of individual contact lenses.
  • these systems generally cover only the central 6-8 mm area of the cornea.
  • a further method for measuring the surface shape of the cornea is DE198 37 932.
  • a strip projection method is described in which an ultraviolet light pattern of a UV light source is imaged onto the eye.
  • a fluorescence pattern is thus produced which records a camera which is sensitive in accordance with the shortwave wavelength range of the fluorescence.
  • the recorded image is converted into a height map.
  • Useful and meaningful this procedure is only to be used intraoperatively, so during laser treatments of the cornea, since then the eye is no tear film upstream. Measurements of a normal eye with tear film can only provide inaccurate data with this method since both the excitation light to the tissue and the fluorescent pattern from the tissue must pass through the tear film. Depending on the thickness of the tear film and the angle of incidence, they are locally broken and distorted to different degrees, which impairs the measurement accuracy.
  • US 4,995,716 Line projector with filtered white light and edge detection Another method is described in US 4,995,716. Therein it is disclosed to project a light pattern of vertical lines of blue light on the cornea covered by the fluorescein stained tear film. The evaluation of the images is preceded by a calibration procedure. The line pattern is projected onto a plane. On the basis of deviations of the line courses from the expected constant line spacing, the local distortion of the optics (projection and detection) is calculated. The edges respect The course of the lines is determined using Schwel value method. Taking into account the detected distortion, a height map of the corneal shape is calculated on the basis of the angle between projection and detection. Overall, this is a relatively inaccurate method, since the accuracy of edge detection suffers from brightness fluctuations.
  • US 6,547,394 Blue LEDs for illumination of the cornea
  • the methods discussed use white light sources whose spectra are restricted by blue filters for the excitation of the fluorescence pattern.
  • inexpensive light emitting diodes are available that emit blue light even without a filter.
  • US Pat. No. 6,547,394 B2 describes the use of such blue light-emitting diodes for generating a fluorescence image of the cornea after the administration of fluorescein into the tear film.
  • the application is not concerned with a measuring technique, but merely with a homogeneous illumination of the ocular surface with blue light, in order to be able to view enlarged defects in the cornea in which the fluorescein has accumulated preferentially.
  • Apertures caused by refractive errors of the optical system of the eye can be measured objectively with wavefront aberrations.
  • a test beam is directed along the optical axis of the eye to the retina.
  • the light of the test beam usually and preferably has a wavelength of about 670 nm or longer, but advantageously at least 600 nm and preferably more than 650 nm.
  • the plane wavefront of the test beam is deformed as it passes through the optical elements of the eye, since the refractive optical media Have deviations from the perfect shape.
  • the wavefront, which is reflected by the retina and traverses the optical media of the eye for a second time is split into partial beams and recorded with a camera.
  • the camera chip creates a dot pattern that characterizes the incident wavefront.
  • the deviations of the deformed wavefront from the originally irradiated wavefront are called aberrations. Details of such systems can be found, for example, in US 5,777,719.
  • topometry and aberrometry data DE 100 14 480 A1 relates to the treatment of refractive errors by ablation of corneal tissue with a laser.
  • the diagnostic methods are not applicable under the treatment, a way is described how the respective data sets of a wavefront aberrometer and a topometer can be linked to simultaneously acquired iris features. From this, a treatment instruction is calculated whose position is based on the iris features. This method is feasible in principle, since images of the iris are available both during diagnosis and during treatment. Through the detour of an iris image, therefore, the treatment can be optimally centered on the eye.
  • EP 1 818 006 A1 describes a measuring device with which wavefront measurement and corneal topometry can be performed with only one device. For the separation of the individual signals, differences in their wavelength ranges are exploited.
  • a Scheimpflug arrangement of the optical components is used to create sharp images of optical sections through the anterior portion of the eye. By means of a rotation of the illumination and acquisition module around the visual axis of the eye, a series of images of up to 50 sections is created, which are combined to form a 3D model. Motion artefacts can occur that can be matched by the simultaneous recording of other features of the eye. However, this adjustment and the evaluation of the optical sections are both subject to errors, which degrades the measurement accuracy of the technology.
  • the invention offers the advantage that very precise data on the surface shape of the cornea with only a single can be obtained. These data can be used in a variety of ways, such as for fitting contact lenses, for making contact lenses, for correcting the cornea by laser surgery, and for correcting aberrations within the eye - as discussed below.
  • a single stripe pattern is particularly preferably projected onto the cornea and from a camera, preferably a CCD or CMOS camera, at a triangulation angle of preferably approximately 30 ° between the direction of projection and the direction of detection of the stripe pattern detected. Due to the angle, the stripes in the camera image appear bent.
  • Various devices are suitable for generating a stripe pattern, for example a mask with openings in the form of parallel slits or regularly arranged holes, or a structured glass with areas absorbing and / or scattering the excitation radiation and regions transparent to the excitation radiation, or a regular array of transversely Beam path of the excitation radiation arranged diffractive optical elements, preferably microlenses.
  • the capture of the stripe image takes less than 300 ms, so that eye movements play a minor role.
  • blue light of a light emitting diode (LED) with an emission wavelength between 470 nm and 510 nm is preferably used in order to remove dye dissolved in the tear film, in particular fluorescein, to stimulate the emission of fluorescent light.
  • the upper limit of the wavelength of the blue light is preferably 510 nm.
  • the relatively broad wavelength spectrum of the LED is additionally restricted with a filter to shorter wavelengths than 500 nm.
  • a yellow filter is used, preferably a color filter with the spectral characteristic of an OG515 filter glass from Schott. Phase determination instead of edge detection
  • the detected strip image is composed of pixels, so-called pixels, which are characterized by their two position coordinates (x, y) and their brightness value. These three values are needed to calculate a unique elevation map using previously created calibration files. Methods of the aforementioned patents evaluate the edges or intersections of lines in the images. By contrast, in the method according to the invention, the relative brightness of each pixel is determined in comparison to its neighboring pixels. Based on the wavy brightness progression in the horizontal direction transverse to the lines and along the pixel lines in the image, all pixels are preferably assigned a phase between 0 and 2 Pi, where 0 is the darkest and 2 pi is the brightest brightness value.
  • the brightness values of up to five periods of about 10 pixels per period are preferably used. Based on this assignment, a phase image is generated from the strip image.
  • the height values are then preferably calculated using only phase values which, owing to the brightness curve, can also be specified for positions between the pixels, so that so-called subpixel accuracy is achieved.
  • the preferred basis for the height calculation is the previous calibration procedure (see below). An inaccurate and interference-prone edge detection, which underlies most other surface measurement methods, can then be completely dispensed with.
  • Tear film measurement with fluorescein on cornea and sclera In contrast to DE 198 37 932, the dye fluorescein dissolved in the tear film and not the tissue for the emission of fluorescent light is preferably excited in the method described here.
  • the method thus provides data on the tear film-covered ocular surface shape. Since a contact lens to be produced on the basis of the measured data essentially floats on the tear film, its measurement is expedient and sufficiently meaningful for the adaptation of contact lenses.
  • An advantage of the use of fluorescein is that not only the tear film layer can be measured in front of the cornea, but also the scleral area of the eye which extends peripherally beyond the cornea, since this too is covered with dye during blinking. The thus achievable large measuring range allows in particular the use of the data for the adaptation of contact lenses with large diameters.
  • the evaluation of the fringe pattern is particularly preferably carried out on the basis of calibration data, which are previously determined individually for the respective measuring system with the aid of a calibration procedure.
  • calibration data preferably take into account all optical parameters (eg distortions or scale changes as a function of the distance) which influence the position of the stripes in the image as a function of the measured surface shape and its position in the measurement volume.
  • recordings of calibration bodies are made with the camera, preferably a CCD or a CMOS camera, which are moved to fixed locations within the measurement volume.
  • the calibration bodies are preferably manufactured with a precision which is better than the typical resolution achievable by the measuring system.
  • the positioning of the calibration in the measuring volume is preferably carried out with computer-controlled, highly accurate adjustable linear adjusters.
  • this novel calibration method which can also be regarded as an independent aspect of the invention, a higher accuracy is achieved than with conventional calibration methods in which test marks are automatically recognized, which are located at different positions within the measuring volume on step-step-like surfaces of known spacing. From the location of the test marks in the image, global parameters for the distortion correction of the imaging system are then determined. Therefore, aberrations of the projection device can not be determined in these known systems.
  • the novel calibration procedure described here due to the Due to the measuring volume and the exclusive use of strip images for the generation of calibration data, the special features of the individual systems can be taken into account. For example, it is conceivable that the distortion of the projection has an asymmetrical effect on the image of a calibration body as a function of the distance to the camera. By including the calibration bodies in many different places in the measuring volume, such special cases can also be covered.
  • PMMA (Polymethylmethacrylate) Calibration Body The novel calibration bodies preferably exhibit fluorescence emission optical properties similar to those of human eyes, in whose tear film a fluorescent dye, such as e.g. Fluorescein is dissolved.
  • a fluorescent dye such as e.g. Fluorescein
  • the calibration and the actual measurement of the eyes can be carried out with exactly the same optical design including the filters. This would not be possible if normal calibration bodies with surfaces of highly light-scattering but non-fluorescent material were used.
  • red, fluorescent acrylic glass (PMMA, polymethyl methacrylate) designated LISA® is particularly suitable as the material for the novel calibration bodies.
  • calibration bodies with automatic lathes that are customary in contact lens manufacturing can be produced individually, brighter materials, such as yellow fluorescent plastic, are less suitable because the contrast of the strips is much lower
  • an individual data set differs from any other, and the use of a fluorescent material as the calibration body can also be considered as an independent aspect of the invention.
  • Another aspect in the remote data transmission of the measurement data is the ability to install a counter in each system, through which the use is detected. This makes it easy to charge for use according to a given payment scheme and monitor usage.
  • a particularly preferred further development of the invention is characterized in that a wavefront aberration measurement can also be performed simultaneously with the surface measurement.
  • the separation of the two measuring beams succeeds here preferably due to the different wavelengths of light, which can be separated from each other with suitable filters and / or mirrors.
  • the simultaneity of both measurements ensures that the datasets of both measuring systems refer to an identical coordinate system. This allows a direct association with the Wavefront aberrometer to the surface details measured with the topometer.
  • serial successive measurements there is always the problem of having to transfer the measured data of both systems later into a common coordinate system.
  • the wavelengths in the topomethe for the excitation are present preferably in the range below 500 nm and for the detection between 520 nm and 580 nm.
  • the measurements with a conventional aberrometer take place at wavelengths around 670 nm.
  • fluorescein becomes in the surface measurement with blue light excited; is detected yellowish-green light.
  • the aberrations are preferably measured completely with red light.
  • filters are preferably introduced which only transmit light with wavelengths longer than 640 nm.
  • both sets of measurement data can be easily compared with each other.
  • A-rations of the eye arise through its optical components, the has to go through the light until it hits the retina.
  • the cornea with its strong curvature particularly affects the refraction of the light. For example, their peripheral flattening induces special aberrations.
  • Due to the simultaneous measurements it is now possible to separate the aberrations induced by the corneal surface form from the total aberrations so that only aberrations induced by internal optical components of the eye remain. These can then be computationally compensated by a new, optimal eye surface shape.
  • the optimum surface shape may then be generated in a next step, taking into account the initial shape known from the precise measurement, either in the form of an individual contact lens or in the form of a laser ablation with a refractive surgical treatment laser.
  • the simultaneous acquisition of the two sets of measurement data, those of the surface shape and those of the total aberrations is an essential prerequisite for compensating the internal aberrations by an optimal surface. Only through the high measuring accuracy of the surface measuring system by means of the invention, it is now possible to optimally and optimally change the total aberrations of the eye.
  • Front and back surfaces of dimensionally stable contact lenses can be individually processed in production limits.
  • the tear film between the contact lens back surface and the cornea the so-called tear film lens
  • Their influence can only be considered individually if the shape of the corneal surface is known with sufficient accuracy. So far, this is done via the so-called. Fluo images described above. In the future, the high-precision topometer according to the invention will serve this purpose.
  • the high-precision topometer according to the invention will serve this purpose.
  • backsheets it is advisable to first optimize with the usual parameters. made so that the gap between the contact lens and the cornea, ie the tear film lens, as possible assumes the desired thickness. For particularly irregular corneal forms, a locally adapted production of the back surface shape of the contact lens may be required.
  • the data of the measurement of the aberrometer or another refraction determination are used.
  • the combined data of the topometer and the aberrometer can also be used with particular preference for the treatment planning and the follow-up of a refractive laser treatment. These are still done today with similar devices, but always with a time offset to each other, so that the problems described above arise with the spatial alignment of the data sets. With the described system or method, these examinations can be carried out more efficiently and above all more accurately, which leads to an increase in quality in the field of refractive laser surgery.
  • Figure 1 is a topometry measuring device; 2 shows the topometry measuring device according to FIG. 1 as well as an aberrometry measuring device, and FIG
  • FIG. 3 shows a camera image of a fluorescence strip pattern on the ocular surface.
  • FIG. 1 schematically shows a system according to the invention with a topometer or a topometry measuring device 8, wherein a light-emitting diode 1 in conjunction with a filter 2 has the wavelength range required for the excitation of the dye in the tear film 53 in front of the cornea 54 of an eye 50 generated. From the filter 2, especially the longer wavelengths are absorbed or reflected.
  • the light-emitting diode 1 emits primarily blue light with wavelengths between 460 and 500 nm, so that with the filter 2 in the present wavelengths are selected by 490 nm, which are particularly suitable for the excitation of the fluorescein.
  • a collimating optics 3 ensures efficient illumination of a transmission grating 4 for strip imaging, which consists for example of a glass slide coated with fine chrome lines, while optimizing the illumination of the entrance pupil of an imaging optic 5.
  • the illumination beam path corresponds to a so-called Köhler illumination.
  • the imaging optics 5 is a lens consisting of several lenses, and is for example a simple achromat. It forms the grating 4 at a triangulation angle ⁇ , which is preferably in the range of 30 °, on the tear film 53.
  • the fluorescent pattern emitted by the tear film along the optical axis passes through a filter 10 which reflects the wavelengths of the excitation light and transmits the wavelengths of the fluorescent light.
  • this filter 10 is preferably an OG 515 or a Schott OG 535 filter glass.
  • the fluorescence pattern is then imaged on the CCD chip or CMOS chip 13 of a camera 14 via an imaging optics 11 and an aperture 12 for setting the depth of field.
  • the eye fixes at infinity a fixation device 20, which can see it only when it is looking along the axis of the camera 14 through an optic 21, inter alia consisting of two spaced-apart diaphragms 21 a and 21 b.
  • the image of the fixation device 20 is deflected by the optics 21 via two mirrors 22 and 23.
  • the mirror 23 is partially transparent, so that the fluorescent light can reach the camera optics.
  • the yellow filter glass 10 is identical to the partially transparent mirror 23, so that an optical component is saved.
  • All components of the system are controlled and synchronized by a computer unit 100.
  • the camera image of the camera 14 in live mode is displayed on the monitor of the computer unit 100 via the data line 103.
  • the fixation target is offered to the eye via the connection 102.
  • the triggering of the light-emitting diode 1 takes place via the connection 101.
  • a single image of the cornea is sufficient to calculate the desired surface shape of the cornea using calibration data.
  • the detected light pattern is constructed from pixels (pixels), the pixels being uniquely identified by their two position coordinates (x, y) and their brightness value.
  • the relative brightness of each pixel is determined here in comparison with its neighboring pixels, the surface shape or a height map of the cornea being calculated from the respective three values for each pixel on the basis of calibration data.
  • the height values of the height map are in the present case calculated from the phase values assigned to the individual pixels, the pixels being calculated on the basis of the wave-like brightness curve. Because a phase is assigned between 0 and 2 Pi, where 0 is the darkest and 2 Pi is the brightest brightness value.
  • brightness values of, for example, three or five periods with 10 or more pixels per period (0 to 2 pi) are used to obtain sub-pixel resolution.
  • a brightness measurement is performed in a window consisting of these plurality of periods. From the brightness values within this window, the phase value of the central pixel is preferably determined. Thereafter, the window is preferably shifted by one pixel and then the next measurement is performed. In this way a complete phase map is obtained.
  • the calculation of the surface shape is based on a previous calibration.
  • highly accurate calibrated calibration of fluorescent acrylic glass (PMMA) are moved through the measuring volume.
  • strip images of the calibration bodies are made, evaluated and offset with one another to form a calibration data record.
  • the calibration data set permits unambiguous conversion of the phase values determined from a strip image of a surface to be measured at the respective pixel coordinates in the x and y directions into real 3D data with high absolute accuracy in the range of a few micrometers.
  • an aberrometer or an aberrometer measuring device 9 is added as a second measuring device in FIG. It contains a light source 40, which emits light with a defined wavefront in the wavelength range around 670 nm with a small beam diameter. Their light is directed into the eye via a mirror 41 and a mirror 42, which is transparent to wavelengths shorter than 600 nm, where it meets the retina 51. There, a portion of the light is reflected so that it is refracted out of the eye 52 by the lens 52 and tear film 53 and again reflected by the mirror 42. Especially by the refraction of the light on the tear film 53 and the lens 52, the original wavefront changes.
  • the thus aberrated wavefront is directed via a partially transmissive mirror 43 to an analyzer 49 which consists, for example, of a microlens array 44 (or an adaptive, deformable mirror), an objective 45, a diaphragm 46 and a further camera 47 with CCD or CMOS chip 48 consists.
  • an analyzer 49 which consists, for example, of a microlens array 44 (or an adaptive, deformable mirror), an objective 45, a diaphragm 46 and a further camera 47 with CCD or CMOS chip 48 consists.
  • the triggering for recording the amplified wavefront preferably takes place via the data line 105 simultaneously with the topometry recording rectification via the line 101.
  • the dot pattern of the wavefront is fed to the computer unit 100 via the data line 106 for evaluation. Due to the separability of the different wavelengths of both measuring systems 8, 9 on the basis of the mirror 42, both measurements can be carried out simultaneously.
  • the evaluation unit 100 it is possible for the evaluation unit 100 to image the data records obtained from the measuring systems 8, 9 together in a coordinate system, without having to make costly shifts of the data in the space for their matching to one another. This allows a more accurate assignment of the measurement data to the cornea or the internal optics of the eye, whereby a correction of the visual defect is more reliable possible.
  • This in turn succeeds by determining the internal aberrations of the eye by subtracting the two sets of data and then selectively correcting them on the cornea.
  • the computer unit 100 controls the two systems 8, 9.
  • the data are acquired and either evaluated directly in order to be available for a diagnostic statement and / or therapeutic measure, or the data is transferred from the computer unit 100 to another, external transferred computer on which the evaluation of the measured values takes place.
  • the calibration data obtained with the calibration body (s) are stored on an external computer or server.
  • the measurement data of the system according to FIG. 1 or the two systems according to FIG. 2 are then transferred by means of remote data transmission. transmission to the external computer or server (or a computer that can access the calibration data), which then calculates in particular the height map of the cornea and preferably transmits back to the user of the measuring system.
  • the data are also useful in the field of laser treatments for correction of ametropia. They enable the detection of the respective state of the eye for the planning, preparation and follow-up of treatments.
  • the data can also be used to detect whether an eye is unsuitable for laser treatment due to previous damage or other special features.
  • the data can be used in the field of contact lens adjustments for the production of high-quality lenses or to check the effect of existing lenses.
  • FIG. 3 shows a camera image of a fluorescence pattern on an ocular surface, which was excited by the illumination with a stripe pattern S.
  • blue light of a light emitting diode was used.
  • fluorescein dissolved in the tear film of the eye was excited to emit yellow-green fluorescent light.
  • the black-and-white camera converts the image into gray values, which can be converted into height data using a calibration file. Projection angles and pixels per line pair corresponded to the above statements.

Abstract

Es wird ein Verfahren zur Ermittlung zumindest der Oberflächenform einer Hornhaut (54) eines Auges (50) vorgestellt mit einem Messsystem, bei dem ein fluoreszierender Farbstoff, insbesondere Fluoreszin, dem Tränenfilm (53) zugegeben wird, ein Lichtmuster aus streifenförmigen Linien (S) auf die Hornhaut (54) projiziert wird, und Fluoreszenzstrahlung vom angeregten Farbstoff im Tränenfilm (54) mittels einer Kamera (14) detektiert wird, wobei die detektierten Signale zur Berechnung der Oberflächenform des Gewebes (8a) ausgewertet werden. Das erfindungsgemäße Verfahren zeichnet sich dadurch aus, dass ein detektiertes Lichtmuster aus Bildpunkten (Pixeln) aufgebaut ist, wobei die Bildpunkte durch ihre beiden Lagekoordinaten (x, y) und ihren Helligkeitswert eindeutig gekennzeichnet sind, dass die relative Helligkeit jedes Bildpunkts (Pixels) im Vergleich zu seinen benachbarten Pixeln ermittelt wird, und dass aus den jeweiligen drei Werten zu jedem Bildpunkt anhand von Kalibrierdaten die Oberflächenform bzw. eine Höhenkarte der Hornhaut (54) berechnet wird. Die Erfindung betrifft ebenfalls ein entsprechendes Messsystem.

Description

Verfahren und System zur Augenvermessung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und ein System zur Vermessung von optischen und geometrischen Parametern eines Auges.
Die Abbildungseigenschaften des menschlichen Auges werden im Wesentlichen durch die Hornhautoberflächenform und die Form der Augenlinse bestimmt. Fehlsichtigkeiten ergeben sich, wenn die Brechkräfte dieser beiden optischen Elemente nicht optimal auf die Augengeometrie abgestimmt sind. Fehlsichtigkeiten beeinträchtigen verschiedene Aspekte der Sehqualität, beispielsweise die Sehschärfe, das Kontrastsehvermögen und die Blendempfindlichkeit. Fehlsichtigkeiten können durch Hinzufügen von Linsen (Brillengläser oder Kontaktlinsen) oder durch Verändern der vorhandenen optischen Elemente (Laserbehandlung der Hornhaut, Austausch der Augenlinse) reduziert oder sogar vollständig behoben werden.
Die Stärke der Fehlsichtigkeiten und die Oberflächenform der Hornhaut können anhand diagnostischer Verfahren ermittelt werden. Wellenfrontaberro- meter messen die Abbildungseigenschaften des Auges. Hornhauttopometer erfassen die Oberflächenform der Hornhaut.
Die Bestimmung optimaler Parameter eines Behandlungslasers zur Hornhautchirurgie macht es erforderlich, die Daten beider Diagnoseverfahren miteinander zu verrechnen. Für die Herstellung individueller Kontaktlinsen sind ebenfalls beide Parametersätze nützlich. Aus der Topometrie der Hornhaut ergibt sich dabei die Kontaktlinsenrückfläche. Verrechnet man die Topo- methedaten mit den Werten des Wellenfrontaberrometers, so lässt sich die optimale Vorderflächenform der Kontaktlinse ermitteln. Sowohl die Planung einer Laserbehandlung als auch die Herstellung individueller Kontaktlinsen würden daher von möglichst genauen Daten beider Messverfahren profitieren. Besonders vorteilhaft ist die Messung und Darstellung beider Datensätze in einem gemeinsamen Bezugssystem in Relation zur Sehachse des untersuchten Auges. Die vorliegende Erfindung beschreibt ein neues Verfahren und eine Vorrichtung, mit der Datensätze der beiden Messverfahren simultan erfasst werden können. Die neue Methode macht eine heute zumeist ungenaue nachträgliche Datentransformation überflüssig, mit der sonst die einzelnen Bezugssysteme der beiden Messverfahren ineinander überführt werden müssen. Eine Grundlage für diese simultanen Messungen ist eine neuartige, hochgenaue Methode zur Erfassung der Augentopologie, die Teil der vorliegenden Erfindung ist.
Hornhauttopometrie
Videokeratometer
Zur Vermessung der Hornhautform werden sehr häufig Videokeratometer genutzt, bei denen der Reflex eines Ringmusters am Tränenfilm mit einer Kamera aufgenommen und ausgewertet wird. Die typische Messgenauigkeit solcher Videokeratometer reicht für eine grobe Orientierung hinsichtlich der Krümmungsverhältnisse an der Oberfläche. Für eine präzise Aussage, wie sie beispielsweise bei der Fertigung individueller Kontaktlinsen benötigt wird, ist sie jedoch in vielen Fällen zu gering. Außerdem decken diese Systeme im Allgemeinen nur den zentralen 6-8 mm Bereich der Hornhaut ab.
UV Streifenprojektion
Eine weitere Methode zur Vermessung der Oberflächenform der Hornhaut stellt die DE198 37 932 dar. Beschrieben wird ein Streifenprojektionsverfahren, in dem ein ultraviolettes Lichtmuster einer UV Lichtquelle auf das Auge abgebildet wird. In der äußersten Gewebeschicht des Auges entsteht so ein Fluoreszenzmuster, das eine im entsprechend kurzwelligen Wellenlängenbereich der Fluoreszenz empfindliche Kamera aufzeichnet. Das aufgenommene Bild wird in eine Höhenkarte umgerechnet. Sinnvoll und aussagekräftig ist dieses Verfahren nur intraoperativ anzuwenden, also während Laserbehandlungen der Hornhaut, da dann dem Auge kein Tränenfilm vorgelagert ist. Messungen eines normalen Auges mit Tränenfilm können mit diesem Verfahren nur ungenaue Daten liefern, da sowohl das Anregungslicht zum Gewebe als auch das Fluoreszenzmuster vom Gewebe den Tränenfilm durchlaufen müssen. Dabei werden sie je nach Tränenfilmdicke und Einfallswinkel lokal unterschiedlich stark gebrochen und verzerrt, was die Messgenauigkeit beeinträchtigt.
US 5,406,342: Moireverfahren - Schnittpunkte aus zwei Linienbildern In der US 5,406,342 ist ein Verfahren beschrieben, bei dem zeitlich versetzt zwei Fluoreszenzmuster im mit dem Farbstoff Fluoreszein angefärbten Tränenfilm erzeugt werden. Dazu werden die Spektren des Lichts zweier Blitzlampen für die Projektion und das Spektrum des detektierten Lichts mit Filtern eingeschränkt. Verwendet werden Blaufilter für die Anregung und ein Gelbfilter für die Detektion. Bei diesem Verfahren werden relativ breite Streifen von zwei Richtungen auf das Auge projiziert. Die Anregung ist so synchronisiert, dass in jeweils einem Halbbild einer Videokameraaufnahme das Muster aus der einen bzw. der anderen Richtung aufgenommen wird. Die Überlagerung der beiden mit kurzem zeitlichem Versatz voneinander aufgenommenen Halbbilder ergibt ein Moiremuster, das die Berechnung einer Höhenkarte ermöglicht. Die Höhenauflösung dieser Karte ist aufgrund der breiten Streifen und der geringen Anzahl an Schnittpunkten der Streifen vor allem im Zentrum der Hornhaut relativ begrenzt. Ein Kalibrierverfahren oder die Verwendung spezieller Kalibrierkörper wird in diesem Patent nicht erwähnt.
US 4,995,716: Linienprojektor mit gefiltertem Weißlicht und Kantendetektion Eine weitere Methode wird in der US 4,995,716 beschrieben. Darin wird offenbart, ein Lichtmuster aus vertikalen Linien blauen Lichts auf die vom mit Fluoreszein angefärbten Tränenfilm bedeckte Hornhaut zu projizieren. Der Auswertung der Bilder geht eine Kalibrierprozedur voran. Dabei wird das Linienmuster auf eine Ebene projiziert. Anhand von Abweichungen der Linienverläufe vom erwarteten konstanten Linienabstand wird die lokale Verzeichnung der Optiken (Projektion und Detektion) berechnet. Die Kanten respekti- ve der Verlauf der Linien werden über Schwel I wertverfahren bestimmt. Unter Berücksichtigung der ermittelten Verzeichnung wird eine Höhenkarte der Hornhautform anhand des Winkels zwischen Projektion und Detektion berechnet. Es handelt sich insgesamt um eine relativ ungenaue Methode, da die Genauigkeit der Kantendetektion unter Helligkeitsschwankungen leidet. Außerdem kann der Winkel zwischen Projektion und Detektion für jeden Punkt auf der Oberfläche nur näherungsweise angegeben werden, da sie sowohl vom lateralen Abstand zum Schnittpunkt der entsprechenden beiden optischen Achsen als auch vom Höhenabstand zur Referenzebene abhängen. Schließlich beziehen sich sämtliche Werte auf den Verlauf einer projizierten, unterbrochenen Referenzlinie, deren Lage ebenfalls nur ungenau bestimmt werden kann.
US 6,547,394: Blaue LED zur Beleuchtung der Hornhaut Die besprochenen Verfahren nutzen für die Anregung des Fluoreszenzmusters weiße Lichtquellen, deren Spektren durch Blaufilter eingeschränkt sind. Inzwischen sind preiswerte Leuchtdioden verfügbar, die auch ohne Filter blaues Licht emittieren. Die US 6,547,394 B2 beschreibt die Verwendung solcher blauen Leuchtdioden zur Erzeugung eines Fluoreszenzbildes der Hornhaut nach Gabe von Fluoreszein in den Tränenfilm. In der Anmeldung geht es jedoch nicht um eine Messtechnik, sondern lediglich um eine homogene Beleuchtung der Augenoberfläche mit blauem Licht, um Defekte in der Hornhaut vergrößert betrachten zu können, in denen sich das Fluoreszein bevorzugt angesammelt hat. Für die Vermessung der Hornhautform wäre eine solche Anordnung ungeeignet, da sie kein strukturiertes Licht in Form eines Gitters oder Rasters nutzt. Außerdem ist die Emissionscharakteristik einer normalen blauen Leuchtdiode zu breitbandig, als dass damit ohne zusätzliche Blau- und Gelbfilter eine Messtechnik aufgebaut werden könnte. Es käme ohne Filter zu einer Überstrahlung des detektierten Fluoreszenzlichts durch das Anregungslicht, was zu Messfehlern führen würde. Wellenfrontaberrometrie
Fehlsichtigkeiten verursacht durch Brechfehler des optischen Systems des Auges können mit Wellenfrontaberrometern objektiv vermessen werden. Dazu wird ein Teststrahl entlang der optischen Achse des Auges auf die Netzhaut gerichtet. Das Licht des Teststrahls hat üblicherweise und bevorzugt eine Wellenlänge von etwa 670 nm oder länger, vorteilhafterweise aber mindestens von 600 nm und vorzugsweise mehr als 650 nm. Die ebene Wellenfront des Teststrahls wird beim Durchlaufen der optischen Elemente des Auges deformiert, da die brechenden optischen Medien Abweichungen von der perfekten Form aufweisen. Die von der Netzhaut reflektierte, die optischen Medien des Auges ein zweites Mal durchlaufende Wellenfront wird in Teilstrahlen zerlegt und mit einer Kamera aufgenommen. Auf dem Kamerachip entsteht ein Punktmuster, das die einfallende Wellenfront charakterisiert. Die Abweichungen der deformierten Wellenfront von der ursprünglich eingestrahlten Wellenfront werden Aberrationen genannt. Details zu solchen Systemen finden sich beispielsweise in der US 5,777,719.
Räumlicher Abgleich von Topometrie- und Aberrometriedaten Die DE 100 14 480 A1 bezieht sich auf die Behandlung von Fehlsichtigkeiten durch den Abtrag von Hornhautgewebe mit einem Laser. Dabei besteht das Problem, die Diagnosedaten lagegerecht mit den Behandlungsdaten abzugleichen. Da die Diagnoseverfahren unter der Behandlung nicht anwendbar sind, wird eine Möglichkeit beschrieben, wie die jeweiligen Datensätze eines Wellenfrontaberrometers und eines Topometers mit simultan erfassten Irismerkmalen verknüpft werden können. Daraus wird eine Behandlungsvorschrift berechnet, deren Lage sich an den Irismerkmalen orientiert. Diese Methode ist prinzipiell machbar, da Bilder der Iris sowohl während der Diagnose als auch während der Behandlung verfügbar sind. Über den Umweg eines Irisbilds kann daher die Behandlung optimal auf dem Auge zentriert werden. Diese Korrelation gelingt aber nur so genau, wie die Merkmale aus den Irisbildern im Zusammenhang mit den einzelnen Anwendungen extrahiert werden können. Dabei kommt es aufgrund unterschiedlicher Abbildungsbedin- gungen der jeweiligen Messsysteme und der eingeschränkten Genauigkeit, mit der Irismerkmale extrahiert und lokalisiert werden können zu Fehlern. Solche Fehler werden bei einer simultanen Messung, wie sie vorliegend beschrieben ist, vermieden.
Die EP 1 818 006 A1 beschreibt eine Messvorrichtung, mit der Wellenfront- messung und Hornhauttopometrie mit nur einem Gerät erfolgen können. Für die Trennung der einzelnen Signale werden Unterschiede in ihren Wellenlängenbereichen ausgenutzt. Für die Hornhauttopometrie wird eine Scheimpflug-Anordnung der optischen Komponenten verwendet, über die scharfe Abbildungen von optischen Schnitten durch den Vorderabschnitt des Auges erzeugt werden. Mittels einer Rotation des Beleuchtungs- und Aufnahmemoduls um die Sehachse des Auges entsteht eine Bilderserie von bis zu 50 Schnitten, die zu einem 3D Modell zusammengefügt werden. Dabei können Bewegungsartefakte auftreten, die sich durch die simultane Aufnahme anderer Merkmale des Auges untereinander abgleichen lassen. Dieser Abgleich und die Auswertung der optischen Schnitte sind jedoch beide fehlerbehaftet, was die Messgenauigkeit der Technologie verschlechtert. Aufgrund der langen Messdauer, die mit der Rotation des Messsystems einhergeht, kann sich eine gleichzeitige Aberrationsmessung nur auf einen der optischen Schnitte beziehen, nicht jedoch auf sämtliche, gegeneinander verschobene Messungen. Dies unterscheidet das Verfahren im genannten Patent deutlich von der hier vorgestellten neuen Methode, in der nur eine kurze Aufnahmedauer benötigt wird, um die gesamte Oberflächenform mit einem Bild zu erfassen.
Beschreibung der Erfindung
Es ist Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und ein System zur Verbesserung der Messgenauigkeit bei der Vermessung eines Auges zur Verfügung zu stellen. Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Insbesondere bietet die Erfindung den Vorteil, dass sehr genaue Daten zur Oberflächenform der Hornhaut mit nur einer einzigen Auf- nähme erhalten werden können. Diese Daten können vielfältig verwendet werden, beispielsweise zur Anpassung von Kontaktlinsen, zur Herstellung von Kontaktlinsen, zur Korrektur der Hornhaut durch Laseroperation sowie zur Korrektur von Aberrationen im Augeninneren - wie weiter unten erläutert wird.
Hornhauttopomethe mit blauem Streifenmuster und Fluoreszein Für die Hornhauttopometrie wird besonders bevorzugt ein einzelnes Streifenmuster auf die Hornhaut projiziert und von einer Kamera, vorzugsweise einer CCD- oder einer CMOS-Kamera, unter einem Triangulationswinkel von vorzugsweise etwa 30° zwischen der Projektionsrichtung und der Detektions- richtung des Streifenmusters detektiert. Aufgrund des Winkels erscheinen die Streifen im Kamerabild verbogen. Zur Erzeugung eines Streifenmusters sind verschiedene Einrichtungen geeignet, beispielsweise eine Maske mit Öffnungen in Form von parallelen Schlitzen oder regelmäßig angeordneten Löchern, oder ein strukturiertes Glas mit die Anregungsstrahlung absorbierenden und/oder streuenden sowie für die Anregungsstrahlung transparenten Bereichen, oder eine regelmäßige Anordnung von quer zum Strahlengang der Anregungsstrahlung angeordneten diffraktiven optischen Elementen, vorzugsweise Mikrolinsen. Die Aufnahme des Streifenbilds dauert weniger als 300 ms, so dass Augenbewegungen eine untergeordnete Rolle spielen. Statt die Eigenfluoreszenz des Gewebes mit ultravioletten Lichtpulsen anzuregen (wie in der DE198 37 932 beschrieben), wird jedoch vorliegend bevorzugt blaues Licht einer Leuchtdiode (LED) mit einer Emissionswellenlänge zwischen 470 nm und 510 nm verwendet, um im Tränenfilm gelösten Farbstoff, insbesondere Fluoreszein, zur Emission von Fluoreszenzlicht anzuregen. Die Obergrenze der Wellenlänge des blauen Lichts liegt vorzugsweise bei 510 nm. Das relativ breite Wellenlängenspektrum der LED wird dabei zusätzlich mit einem Filter auf kürzere Wellenlängen als 500 nm eingeschränkt. So gelingt eine vollständige Unterdrückung des Anregungslichts im Detekti- onsstrahlengang. Darin wird ein Gelbfilter verwendet, bevorzugt ein Farbfilter mit der spektralen Charakteristik eines OG515 Filterglases der Firma Schott. Phasenbestimmung statt Kantendetektion
Das detektierte Streifenbild ist aus Bildpunkten, sog. Pixeln, aufgebaut, die durch ihre beiden Lagekoordinaten (x, y) und ihren Helligkeitswert gekennzeichnet sind. Diese drei Werte werden benötigt, um mit Hilfe zuvor erstellter Kalibrierdateien eine eindeutige Höhenkarte zu berechnen. Methoden der zuvor erwähnten Patente werten die Kanten oder die Schnittpunkte von Linien in den Bildern aus. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird hingegen die relative Helligkeit jedes Pixels im Vergleich zu seinen benachbarten Pixeln ermittelt. Anhand des wellenförmigen Helligkeitsverlaufs in horizontaler Richtung quer zu den Linien und entlang der Pixel-Zeilen im Bild wird allen Pixeln vorzugsweise eine Phase zwischen 0 und 2 Pi zugeordnet, wobei 0 der dunkelste und 2 Pi der hellste Helligkeitswert ist. Für eine zuverlässige Phasenermittlung werden bevorzugt die Helligkeitswerte von bis zu fünf Perioden von etwa 10 Pixeln pro Periode (von 0 bis 2 Pi) herangezogen. Anhand dieser Zuordnung wird aus dem Streifenbild ein Phasenbild generiert. Die Berechnung der Höhenwerte erfolgt danach vorzugsweise nur noch über Phasenwerte, die aufgrund des Helligkeitsverlaufs auch für Positionen zwischen den Pixeln angegeben werden können, so dass eine sogenannte Subpixel-Genauigkeit erreicht wird. Bevorzugte Grundlage für die Höhenberechnung ist die vorangegangene Kalibrierprozedur (s. unten). Auf eine ungenaue und störanfällige Kantendetektion, die den meisten anderen Oberflä- chenmessverfahren zugrundeliegt, kann dann vollständig verzichtet werden.
Tränenfilmmessung mit Fluoreszein auf Hornhaut und Sklera Im Gegensatz zur DE198 37 932 wird in dem hier beschriebenen Verfahren bevorzugt der im Tränenfilm gelöste Farbstoff Fluoreszein und nicht das Gewebe zur Emission von Fluoreszenzlicht angeregt. Das Verfahren liefert somit Daten über die mit Tränenfilm bedeckte Augenoberflächenform. Da eine anhand der Messdaten zu fertigende Kontaktlinse im Wesentlichen auf dem Tränenfilm schwimmt, ist dessen Vermessung sinnvoll und für die Anpassung von Kontaktlinsen hinreichend aussagekräftig. Vorteilhaft bei der Verwendung von Fluoreszein ist, dass nicht nur die Trä- nenfilmschicht vor der Hornhaut vermessen werden kann, sondern auch der peripher über die Hornhaut hinausgehende sklerale Bereich des Auges, da auch dieser beim Blinken mit Farbstoff bedeckt wird. Der so erzielbare große Messbereich ermöglicht insbesondere die Nutzung der Daten für die Anpassung von Kontaktlinsen mit großen Durchmessern.
Kalibrierung
Die Auswertung des Streifenmusters erfolgt besonders bevorzugt anhand von Kalibrierdaten, die zuvor für das jeweilige Messsystem mit Hilfe einer Kalibrierprozedur individuell ermittelt werden. Diese Kalibrierdaten berücksichtigen vorzugsweise alle optischen Parameter (z.B. Verzeichnungen oder Maßstabsänderungen in Abhängigkeit vom Abstand), welche die Lage der Streifen im Bild in Abhängigkeit von der vermessenen Oberflächenform und deren Position im Messvolumen beeinflussen. Für die Kalibrierprozedur werden mit der Kamera, vorzugsweise einer CCD- oder einer CMOS-Kamera, Aufnahmen von Kalibrierkörpern gemacht, die an fest vorgegebene Orte innerhalb des Messvolumens verfahren werden. Die Kalibrierkörper sind vorzugsweise mit einer Präzision gefertigt, die besser als die vom Messsystem erreichbare typische Auflösung ist. Die Positionierung der Kalibrierkörper im Messvolumen erfolgt vorzugsweise mit computergesteuerten, hochgenau einstellbaren Linearverstellern. Durch diese neuartige Kalibriermethode, die auch als eigenständiger Erfindungsaspekt aufgefasst werden kann, wird eine höhere Genauigkeit erzielt als mit herkömmlichen Kalibrierverfahren, bei denen Testmarken automatisch erkannt werden, die sich an unterschiedlichen Positionen innerhalb des Messvolumens auf treppenstufenartigen Flächen bekannten Abstands befinden. Aus der Lage der Testmarken im Bild werden sodann globale Parameter für die Verzeichnungskorrektur des Abbildungssystems ermittelt. Abbildungsfehler der Projektionseinrichtung können bei diesen bekannten Systemen daher nicht ermittelt werden. Bei dem hier beschriebenen neuartigen Kalibrierverfahren können aufgrund der Verschie- bung der Kalibrierkörper durch das Messvolumen und der ausschließlichen Verwendung von Streifenbildern für die Erzeugung von Kalibrierdaten individuelle Besonderheiten der einzelnen Systeme berücksichtigt werden. So ist beispielsweise denkbar, dass sich die Verzeichnung der Projektion asymmetrisch auf das Bild eines Kalibrierkörpers in Abhängigkeit vom Abstand zur Kamera auswirkt. Indem die Kalibrierkörper an vielen verschiedenen Stellen im Messvolumen aufgenommen werden, können auch solche Sonderfälle abgedeckt werden.
Kalibrierkörper aus PMMA (Polvmethylmethacrylat) Die neuartigen Kalibrierkörper weisen bevorzugt ähnliche optische Eigenschaften bezüglich der Fluoreszenzemission wie menschliche Augen auf, in deren Tränenfilm ein fluoreszierender Farbstoff wie z.B. Fluoreszein gelöst ist. Somit können die Kalibrierung und die eigentliche Vermessung der Augen mit dem exakt identischen optischen Aufbau inklusive der Filter durchgeführt werden. Dies wäre nicht möglich, wenn normale Kalibrierkörper mit O- berflächen aus stark Licht streuendem, jedoch nicht fluoreszierendem Material verwendet würden. Es hat sich überraschend gezeigt, dass als Material für die neuartigen Kalibrierkörper rotes, fluoreszierendes Acrylglas (PMMA, Polymethylmethacrylat) mit der Bezeichnung LISA® besonders geeignet ist. Aus diesem Material in Form eines „Leuchtstabs" lassen sich Kalibrierkörper mit in der Kontaktlinsenfertigung gebräuchlichen Drehautomaten präzise individuell fertigen. Hellere Materialien, wie beispielsweise gelb fluoreszierendes Plastik ist schlechter geeignet, da bei ihnen der Streifen kontrast viel geringer ist. Jedes Messsystem erhält über die Kalibrierprozedur bevorzugt einen individuellen Datensatz, über den es sich von allen anderen unterscheidet. Die Verwendung eines fluoreszierenden Materials als Kalibrierkörper kann auch als eigenständiger Erfindungsaspekt angesehen werden.
Datenfernübertragung
Aufnahmen von Streifenbildern aus der Hornhaut können so mit Hilfe der individuell ermittelten Kalibrierdaten zuverlässig und genau ausgewertet wer- den. Die Kalibrierung stellt daher eine wesentliche Voraussetzung sowohl für die eigentliche Nutzbarkeit des Systems als auch dessen Messgenauigkeit dar. Aufgrund der individuellen Kalibrierung ist jedes System vor einer miss- bräuchlichen Nutzung schützbar, indem bevorzugt die Kalibrierdaten gemäß einem auch als separate Erfindung anzusehenden Aspekt räumlich von dem Mess- bzw. Aufnahmesystem getrennt vorgehalten werden. Für die Auswertung von Streifenbildern ist dann eine Datenfernübertragung der ggf. verschlüsselten und komprimierten Bilddaten zum Speicherort der Kalibrierdaten (z.B. einem Server) vorgesehen. Mit den Streifenbildern werden zeitgleich Kenndaten des Messsystems übertragen, die eine eindeutige Zuordnung der Streifenbilder zu den Kalibrierdaten des jeweiligen Messsystems ermöglicht. Die Höhenkarten werden nach ihrer Berechnung auf dem Server (oder einem anderen mit diesem verbundenen Rechner) wieder an das Messsystem zurückübertragen. Gleichzeitig erfolgt eine Datensicherung auf dem Server. So werden sämtliche Messdaten aller Systeme auf dem Server gespiegelt.
Ein weiterer Aspekt in der Datenfernübertragung der Messdaten besteht in der Möglichkeit, in jedes System einen Zähler einbauen zu können, über den die Nutzung erfasst wird. So ist es einfach möglich, für die Nutzung nach einem vorgegebenen Zahlungsschema Gebühren zu erheben und die Nutzung zu überwachen.
Simultane Messung von Aberrationen des Auges und Topologie der Hornhaut
Eine besonders bevorzugte Weiterentwicklung der Erfindung zeichnet sich dadurch aus, dass simultan zur Oberflächenmessung auch eine Wellenfront- aberrationsmessung erfolgen kann. Die Trennung der beiden Messstrahlen gelingt hierbei vorzugsweise aufgrund der unterschiedlichen Lichtwellenlängen, die mit geeigneten Filtern und/oder Spiegeln voneinander separiert werden können. Durch die Gleichzeitigkeit beider Messungen ist gewährleistet, dass sich die Datensätze beider Messsysteme auf ein identisches Koordinatensystem beziehen. Dies ermöglicht eine direkte Zuordnung von mit dem Wellenfrontaberrometer gemessenen Aberrationen zu den mit dem Topome- ter gemessenen Oberflächendetails. Bei seriell nacheinander ausgeführten Messungen hingegen besteht immer das Problem, die Messdaten beider Systeme später in ein gemeinsames Koordinatensystem überführen zu müssen. Da sich das Auge zwischen den einzelnen, zeitlich versetzten Messungen jedoch bewegt, bzw. eine identische Blickrichtung bei den einzelnen Messungen nicht gewährleistet ist, kann ein genauer Abgleich der Datensätze gemäß dem Stand der Technik nur eingeschränkt erfolgen. Vorliegend sind jedoch gleichzeitige Messungen möglich, indem die einzelnen Strahlengänge der beiden Messverfahren während der Messungen voneinander getrennt ihren jeweiligen Detektionseinrichtungen zugeleitet werden.
Die simultane Messung mit beiden Modulen ist möglich, da sich die für die jeweiligen Messungen erforderlichen Strahlen aufgrund ihrer unterschiedlichen Wellenlängen mit optischen Filtern voneinander trennen lassen. Die Wellenlängen bei der Topomethe für die Anregung liegen vorliegend bevorzugt im Bereich unter 500 nm und für die Detektion zwischen 520 nm und 580 nm. Die Messungen mit einem konventionellen Aberrometer hingegen erfolgen bei Wellenlängen um 670 nm. So wird Fluoreszein bei der Oberflächenmessung mit blauem Licht angeregt; detektiert wird gelblich-grünes Licht. Die Aberrationen hingegen werden bevorzugt vollständig mit rotem Licht gemessen. Insbesondere ist es daher zweckmäßig, dass sich im Strahlengang vor der Detektionseinrichtung des Oberflächenmesssystems solche Filter befinden, die nur Licht mit kürzeren Wellenlängen als 580 nm transmit- tieren. Gleichzeitig werden im Strahlengang vor der Kamera (vorzugsweise einer CCD- oder einer CMOS-Kamera) des Wellenfrontaberrometers vorzugsweise Filter eingebracht, die nur Licht mit längeren Wellenlängen als 640 nm transmittieren.
Aufgrund der simultanen Messungen von Aberrationen und Oberflächenform können beide Messdatensätze einfach miteinander abgeglichen werden. A- berrationen des Auges entstehen durch seine optischen Bestandteile, die das Licht durchlaufen muss, bis es auf die Netzhaut trifft. Die Hornhaut mit ihrer starken Krümmung beeinflusst die Brechung des Lichts dabei besonders stark. Durch ihre periphere Abflachung werden beispielsweise spezielle Aberrationen induziert. Aufgrund der simultanen Messungen ist es nun möglich, die durch die Hornhautoberflächenform induzierten Aberrationen von den Gesamtaberrationen zu trennen, sodass nur noch durch interne optische Bestandteile des Auges induzierte Aberrationen verbleiben. Diese lassen sich dann rechnerisch durch eine neu zu schaffende, optimale Augenoberflä- chenform kompensieren. Die optimale Oberflächenform kann sodann in einem nächsten Schritt unter Berücksichtigung der aufgrund der genauen Vermessung bekannten Ausgangsform erzeugt werden, entweder in Form einer individuellen Kontaktlinse, oder in Form eines Laserabtrags mit einem refraktiv-chirurgischen Behandlungslaser. Somit stellt die simultane Erfassung der beiden Messdatensätze, diejenigen der Oberflächenform und diejenigen der gesamten Aberrationen, eine wesentliche Voraussetzung dar, um die internen Aberrationen durch eine optimale Oberfläche zu kompensieren. Erst durch die hohe Messgenauigkeit des Oberflächenmesssystems mittels der Erfindung ist es nunmehr möglich, die gesamten Aberrationen des Auges zuverlässig und effizient optimal zu verändern.
Individuelle Kontaktlinsen
Vorder- und Rückflächen von formstabilen Kontaktlinsen können in fertigungstechnisch vorgegebenen Grenzen individuell bearbeitet werden. Für die Änderung der optischen Brechkraft des Auges durch die Kontaktlinse spielt neben der durch die Form der beiden Oberflächen vorgegebenen Materialdicke auch der zwischen der Kontaktlinsenrückfläche und der Hornhaut befindliche Tränenfilm, die sog. Tränenfilmlinse, eine entscheidende Rolle. Deren Einfluss kann erst dann individuell berücksichtigt werden, wenn die Form der Hornhautoberfläche hinreichend genau bekannt ist. Bislang geschieht dies über die oben beschriebenen, sog. Fluobilder. Künftig dient dazu das erfindungsgemäße hochgenaue Topometer. Für die Rückflächenfertigung wird zweckmäßig zunächst mit den gängigen Parametern eine Optimie- rung vorgenommen, sodass der Zwischenraum zwischen Kontaktlinse und Hornhaut, d.h. die Tränenfilmlinse, möglichst die angestrebte Dicke annimmt. Für besonders irreguläre Hornhautformen kann eine lokal angepasste Fertigung der Rückflächenform der Kontaktlinse erforderlich werden.
Für die Gestaltung der Vorderfläche und somit der Kontaktlinsendicke werden die Daten der Messung des Aberrometers oder aber einer anderen Refraktionsbestimmung verwendet.
Die gemeinsamen Daten des Topometers und des Aberrometers können besonders bevorzugt gleichfalls für die Behandlungsplanung und die Nachkontrolle einer refraktiven Laserbehandlung genutzt werden. Diese erfolgen heute noch mit ähnlichen Geräten, jedoch stets mit einem zeitlichen Versatz zueinander, sodass die oben beschriebenen Probleme mit dem räumlichen Abgleich der Datensätze entstehen. Mit dem beschriebenen System bzw. Verfahren lassen sich diese Untersuchungen effizienter und vor allem genauer durchführen, was zu einer Qualitätssteigerung im Bereich refraktiver Laserchirurgie führt.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind durch die Merkmale der Unteransprüche gekennzeichnet. Im Rahmen der Ansprüche sind beliebige Kombinationen der in den Ansprüchen sowie der in der Beschreibung einschließlich der anschließenden Figurenbeschreibung aufgeführten Merkmale möglich.
Im Folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand der Figuren näher beschrieben, wobei für gleiche Funktionselemente gleiche Bezugszeichen verwendet werden. Es zeigen:
Figur 1 eine Topometrie-Messeinrichtung; Figur 2 die Topometrie-Messeinrichtung gemäß der Figur 1 sowie eine Aberrometrie-Messeinrichtung, und
Figur 3 ein Kamerabild eines Fluoreszenzstreifenmusters auf der Augenoberfläche.
In Figur 1 ist schematisch ein erfindungsgemäßes System mit einem Topo- meter bzw. einer Topometrie-Messeinrichtung 8 dargestellt, wobei eine Leuchtdiode 1 in Verbindung mit einem Filter 2 den für die Anregung des Farbstoffs im Tränenfilm 53 vor der Hornhaut 54 eines Auges 50 benötigten Wellenlängenbereich erzeugt. Vom Filter 2 werden vor allem die längeren Wellenlängen absorbiert oder reflektiert. Bei Verwendung von Fluoreszein als Farbstoff emittiert die Leuchtdiode 1 vorrangig blaues Licht mit Wellenlängen zwischen 460 und 500 nm, sodass mit dem Filter 2 vorliegend Wellenlängen um 490 nm selektiert werden, die für die Anregung des Fluoreszin besonders geeignet sind. Eine Kollimationsoptik 3 sorgt für eine effiziente Ausleuchtung eines Transmissionsgitters 4 zur Streifenbilderzeugung, das beispielsweise aus einem mit feinen Chromlinien beschichteten Glasträger besteht, bei gleichzeitiger Optimierung der Ausleuchtung der Eintrittspupille einer Abbildungsoptik 5. Damit entspricht der Beleuchtungsstrahlengang einer sog. Köhler'schen Beleuchtung.
Die Abbildungsoptik 5 ist ein Objektiv, bestehend aus mehreren Linsen, und ist beispielsweise ein einfacher Achromat. Es bildet das Gitter 4 unter einem Triangulationswinkel α, der vorzugsweise im Bereich von 30° liegt, auf dem Tränenfilm 53 ab. Das vom Tränenfilm entlang der optischen Achse emittierte Fluoreszenzmuster durchläuft ein Filter 10, das die Wellenlängen des Anregungslichts reflektiert bzw. absorbiert und die Wellenlängen des Fluoreszenzlichts transmittiert. Bei dem Fluoreszenzfarbstoff Fluoreszein ist dieser Filter 10 bevorzugt ein OG 515 oder ein OG 535 Gelbfilterglas von Schott. Das Fluoreszenzmuster wird sodann über eine Abbildungsoptik 11 und eine Blende 12 zur Einstellung der Tiefenschärfe auf den CCD Chip bzw. CMOS Chip 13 einer Kamera 14 abgebildet. Während der Aufnahme fixiert das Auge im Unendlichen eine Fixationsein- richtung 20, die es nur sehen kann, wenn es entlang der Achse der Kamera 14 durch eine Optik 21 , unter anderem bestehend aus zwei voneinander entfernt aufgestellten Blenden 21 a und 21 b, blickt. Auf diese Achse wird das Bild der Fixationseinrichtung 20 durch die Optik 21 über zwei Spiegel 22 und 23 eingelenkt. Dabei ist der Spiegel 23 teildurchlässig, sodass das Fluoreszenzlicht die Kameraoptik erreichen kann. In einer vorteilhaften, nicht dargestellten Variante ist das Gelbfilterglas 10 mit dem teildurchlässigen Spiegel 23 identisch, sodass eine optische Komponente eingespart wird.
Sämtliche Komponenten des Systems werden durch eine Rechnereinheit 100 gesteuert und synchronisiert. Für die Justage wird das Kamerabild der Kamera 14 im Livemodus auf dem Monitor der Rechnereinheit 100 über die Datenleitung 103 dargestellt. Zudem wird über die Verbindung 102 dem Auge das Fixiertarget angeboten. Sobald eine für die Messung optimale Lage des Auges erreicht ist, erfolgt die Triggerung der Leuchtdiode 1 über die Anbindung 101.
Es ist eine einzige Aufnahme der Hornhaut ausreichend, um die erwünschte Oberflächenform der Hornhaut mit Hilfe von Kalibrierdaten berechnen zu können.
Erfindungsgemäß ist das detektierte Lichtmuster aus Bildpunkten (Pixeln) aufgebaut, wobei die Bildpunkte durch ihre beiden Lagekoordinaten (x, y) und ihren Helligkeitswert eindeutig gekennzeichnet sind. Die relative Helligkeit jedes Bildpunkts bzw. Pixels wird hierbei im Vergleich zu seinen benachbarten Pixeln ermittelt, wobei aus den jeweiligen drei Werten zu jedem Bildpunkt anhand von Kalibrierdaten die Oberflächenform bzw. eine Höhenkarte der Hornhaut berechnet wird. Die Höhenwerte der Höhenkarte werden vorliegend aus den einzelnen Pixeln zugeordneten Phasenwerten berechnet, wobei auf Grundlage des wellenförmigen Helligkeitsverlaufs den Pixeln je- weils eine Phase zwischen 0 und 2 Pi zugeordnet wird, wobei 0 der dunkelste und 2 Pi der hellste Helligkeitswert ist. Bevorzugt werden Helligkeitswerte von beispielsweise drei oder fünf Perioden mit 10 oder mehr Pixeln pro Periode (0 bis 2 Pi) herangezogen, um eine Subpixel-Auflösung zu erhalten. Hierbei wird eine Helligkeitsmessung in einem aus dieser Mehrzahl von Perioden bestehenden Fenster durchgeführt. Aus den Helligkeitswerten innerhalb dieses Fensters wird bevorzugt der Phasenwert des zentralen Pixels ermittelt. Danach wird das Fenster vorzugsweise um einen Pixel weitergeschoben und anschließend die nächste Messung durchgeführt. Auf diese Weise wird eine komplette Phasenkarte erhalten.
Der Berechnung der Oberflächenform liegt eine vorhergehende Kalibrierung zugrunde. Bei dieser werden bekannte, hochgenau gefertigte Kalibrierkörper aus fluoreszierendem Acrylglas (PMMA) durch das Meßvolumen verfahren. Es werden hierbei Streifenaufnahmen von den Kalibrierkörpern gemacht, ausgewertet und miteinander zu einem Kalibrierdatensatz verrechnet. Der Kalibrierdatensatz gestattet eine eindeutige Umrechnung der aus einem Streifenbild einer zu vermessenden Oberfläche ermittelten Phasenwerte an den jeweiligen Pixel koordinaten in x- und y-Richtung in reale 3D-Daten mit hoher absoluter Genauigkeit im Bereich weniger Mikrometer.
Ergänzend zur erfindungsgemäßen Topometrie-Messeinrichtung 8 mit Leuchtdiode 1 gemäß der Figur 1 ist in Figur 2 ein Aberrometer bzw. eine Aberrometrie-Messeinrichtung 9 als zweite Messeinrichtung hinzugefügt. Es enthält eine Lichtquelle 40, die Licht mit einer definierten Wellenfront im Wellenlängenbereich um 670 nm mit einem kleinen Strahldurchmesser emittiert. Deren Licht wird über einen Spiegel 41 und einen Spiegel 42, der transparent für Wellenlängen kürzer als 600 nm ist, in das Auge geleitet, wo es auf die Netzhaut 51 trifft. Dort wird ein Teil des Lichts reflektiert, sodass es durch die Linse 52 und den Tränenfilm 53 aus dem Auge 52 heraus gebrochen und wiederum am Spiegel 42 reflektiert wird. Vor allem durch die Brechung des Lichts am Tränenfilm 53 und an der Linse 52 verändert sich die ursprüngliche Wellenfront. Die somit aberrierte Wellenfront wird über einen teildurchlässigen Spiegel 43 auf einen Analysator 49 gelenkt, der beispielsweise aus einem Mikrolinsenarray 44 (oder einen adaptiven, deformierbaren Spiegel), einem Objektiv 45, einer Blende 46 und einer weiteren Kamera 47 mit CCD bzw. CMOS Chip 48 besteht.
Die Triggerung zur Aufnahme der aberherten Wellenfront erfolgt über die Datenleitung 105 vorzugsweise simultan mit der Topometrieaufnahmentrigge- rung über die Leitung 101. Das Punktmuster der Wellenfront wird über die Datenleitung 106 der Rechnereinheit 100 zur Auswertung zugeführt. Aufgrund der Trennbarkeit der unterschiedlichen Wellenlängen beider Messsysteme 8, 9 anhand des Spiegels 42 können beide Messungen simultan durchgeführt werden. Dadurch ist es der Auswerteeinheit 100 möglich, die von den Messsystemen 8, 9 erhaltenen Datensätze gemeinsam in einem Koordinatensystem abzubilden, ohne aufwendige Verschiebungen der Daten im Raum für deren Abgleich aufeinander vornehmen zu müssen. Dies ermöglicht eine genauere Zuordnung der Messdaten zur Hornhaut bzw. zur internen Optik des Auges, wodurch eine Korrektur des Sehfehlers zuverlässiger möglich wird. Dies wiederum gelingt, indem die internen Aberrationen des Auges durch Subtraktion der beiden Datensätze ermittelt und anschließend auf der Hornhaut gezielt korrigiert werden.
Die Rechnereinheit 100 steuert die beiden Systeme 8, 9. In ihr werden die Daten erfasst und entweder direkt ausgewertet, um für eine diagnostische Aussage und/oder therapeutische Maßnahme zur Verfügung zu stehen, oder die Daten werden von der Rechnereinheit 100 an einen weiteren, extern befindlichen Rechner übertragen, auf dem die Auswertung der Messwerte erfolgt. In dem letzten Fall ist es bevorzugt, wenn die mit dem oder den Kalibrierkörpern erhaltenen Kalibrierdaten auf einem externen Rechner bzw. Server gespeichert sind. Die Messdaten des Systems gemäß der Figur 1 oder der beiden Systeme gemäß der Figur 2 werden dann mittels Datenfern über- tragung auf den externen Rechner bzw. Server (oder einen Rechner, der auf die Kalibrierdaten zugreifen kann) übertragen, der dann insbesondere die Höhenkarte der Hornhaut berechnet und vorzugsweise an den Anwender des Messsystems rück überträgt.
Die Daten sind auch im Umfeld von Laserbehandlungen zur Fehlsichtigkeits- korrektur nützlich. Sie ermöglichen die Erfassung des jeweiligen Zustands des Auges zur Planung, Vorbereitung und Nachkontrolle von Behandlungen. Mit den Daten kann auch erkannt werden, ob ein Auge aufgrund einer Vorschädigung oder anderer Besonderheiten für eine Laserbehandlung ungeeignet ist. Außerdem können die Daten im Umfeld von Kontaktlinsenanpassungen zur Fertigung von hochwertigen Linsen oder zur Überprüfung der Wirkung bereits vorhandener Linsen eingesetzt werden.
Figur 3 zeigt ein Kamerabild eines Fluoreszenzmusters auf einer Augenoberfläche, das durch die Beleuchtung mit einem Streifenmuster S angeregt wurde. Für die Erzeugung des Streifenmusters wurde blaues Licht einer Leuchtdiode verwendet. Damit wurde im Tränenfilm des Auges gelöstes Fluoreszin zur Emission von gelb-grünlichem Fluoreszenzlicht angeregt. Die schwarzweiß Kamera konvertiert das Bild in Grauwerte, die anhand einer Kalibrierdatei in Höhendaten umgerechnet werden können. Projektionswinkel und Pixel pro Linienpaar entsprachen den oben gemachten Ausführungen.
Die Erfindung ist nicht auf die beschriebenen Ausführungen beschränkt. Abwandlungen der Erfindung innerhalb der Ansprüche sind ohne weiteres möglich.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Verfahren zur Ermittlung zumindest der Oberflächenform einer Hornhaut (54) eines Auges (50) mit einem Messsystem, bei dem ein fluoreszierender Farbstoff, insbesondere Fluoreszin, dem Tränenfilm (53) zugegeben wird, ein Lichtmuster aus streifenförmigen Linien (S) auf die Hornhaut (54) projiziert wird, und Fluoreszenzstrahlung vom angeregten Farbstoff im Tränenfilm (54) mittels einer Kamera (14) detektiert wird, wobei die detektierten Signale zur Berechnung der Oberflächenform des Gewebes (8a) ausgewertet werden, dadurch gekennzeichnet, dass ein detektiertes Lichtmuster aus Bildpunkten (Pixeln) aufgebaut ist, wobei die Bildpunkte durch ihre beiden Lagekoordinaten (x, y) und ihren Helligkeitswert eindeutig gekennzeichnet sind, dass die relative Helligkeit jedes Bildpunkts (Pixels) im Vergleich zu seinen benachbarten Pixeln ermittelt wird, und dass aus den jeweiligen drei Werten zu jedem Bildpunkt anhand von Kalibrierdaten die Oberflächenform bzw. eine Höhenkarte der Hornhaut (54) berechnet wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass als Strahlungsquelle (1 ) eine Leuchtdiode (1 ) mit Emission im blauen Wellenlängenbereich verwendet wird,
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Höhenwerte der Höhenkarte aus den einzelnen Pixeln zugeordneten Phasenwerten berechnet werden.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass auf Grundlage des wellenförmigen Helligkeitsverlaufs den Pixeln jeweils eine Phase zwischen 0 und 2 Pi zugeordnet wird, wobei 0 der dunkelste und 2 Pi der hellste Helligkeitswert ist.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Helligkeitswerte von mindestens 6 Pixeln, vorzugsweise mindestens 8 und besonders bevorzugt von mindestens 10 Pixeln pro Periode (0 bis 2 Pi) herangezogen werden.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Messungen in einem jeweils aus mehreren Perioden bestehenden Fenster, beispielsweise 3 Perioden, durchgeführt werden, wobei der Phasenwert vorzugsweise des zentralen Pixels innerhalb des jeweiligen Fensters ermittelt wird, dass danach das Fenster um vorzugsweise einen Pixel weitergeschoben wird und dass anschließend die Messung in diesem neuen Fenster durchgeführt wird, um auf diese Weise eine komplette Phasenkarte zu erhalten.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung von Kalibrierdaten für die Auswertung der detektierten Lichtmuster Aufnahmen von Kalibrierkörpern gemacht werden, die mit einer Präzision gefertigt werden, die besser als die vom Messsystem erreichbare Auflösung ist, und die an fest vorgegebene Orte im Messvolumen verfahren werden.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass als Kalibrierkörper rote, fluoreszierende Acrylglaskörper (PMMA, Polymethylmethac- rylat) verwendet werden, welche bevorzugt eine konvex gewölbte, einer Augenwölbung nachempfundene Außenkontur aufweisen.
9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass beim Projektionsverfahren die Strahlengänge des emittierten Lichts und des zu detektierenden Lichts einen Triangulationswinkel einschließen, vorzugsweise im Bereich von 30°.
10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zeitgleich oder unmittelbar nacheinander sowohl die O- berflächenform der Hornhaut nach einem der vorhergehenden Ansprüche (Topometrie) als auch die Gesamtaberrationen des Auges (Aberrometrie) mit unterschiedlichen Wellenlängen vermessen werden, wobei die Datensätze aus beiden Messungen in demselben Koordinatensystem erhalten und die Datensätze ohne Umrechnung miteinander korreliert werden.
11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Datensätze aus beiden Messungen voneinander subtrahiert werden, wobei die Aberrationen des Augeninneren erhalten werden.
12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass aus den Aberrationen des Augeninneren und den Topo- methedaten eine die Aberrationen des Augeninneren kompensierende Form der Hornhautoberfläche oder Kontaktlinsenoberfläche berechnet wird.
13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Filter in den Strahlengängen der Gesamtaberrations- messung als auch der Hornhautoberflächenmessung angeordnet werden, die eine Überlappung der jeweiligen, von beiden Messverfahren stammenden und vom Auge zurückgestreuten Wellenlängen unterbinden.
14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Kalibrierdaten auf einem für den Anwender des Messsystems nicht zugänglichen Rechner abgespeichert sind, dass die mit dem Messsystem gewonnenen Messdaten an einen bzw. den besagten Rechner per Datenfernübertragung übermittelt werden, der aus den Messdaten und den Kalibrierdaten die gewünschte Höhenkarte zu berechnen vermag, und dass die berechnete Höhenkarte dem Anwender übermittelt wird, insbesondere per Datenfernübertragung zurück übertragen wird.
15. System zur Ermittlung zumindest der Oberflächenform einer Hornhaut (54) eines Auges (50), insbesondere zur Durchführung des Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche, mit einer Topometrie- Messeinrichtung (8) mit mindestens einer Strahlungsquelle (1 ) zum Erzeugen einer Anregungsstrahlung, einer Einrichtung zum Erzeugen eines Lichtmusters aus der Anregungsstrahlung im Tränenfilm (53) vor der Hornhaut (54), wobei dem Tränenfilm ein fluoreszierender Farbstoff zugegeben wurde, sodass die Farbstoffmoleküle zur Emission eines aus Fluoreszenzstrahlung bestehenden Fluoreszenzmusters angeregt werden, mindestens einer Kamera (14) zum Detektieren der vom Farbstoff emittierten Fluoreszenzstrahlung, und einer Rechnereinheit (100) zur Berechnung der Oberflächenform der Hornhaut (54) aus der detektierten Fluoreszenzstrahlung, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Kamera (17) zur Detektion eines aus Bildpunkten (Pixeln) aufgebauten Lichtmusters ausgelegt ist, wobei die Bildpunkte durch ihre beiden Koordinaten (x, y) und ihren Helligkeitswert eindeutig gekennzeichnet sind, und dass die Rechnereinheit (100) derart ausgebildet ist, dass sie aus diesen jedem Bildpunkt zugeordneten drei Werten anhand von Kalibrierdaten die gesuchte Oberflächenform (Höhenkarte) der Hornhaut zu ermitteln vermag.
16. System nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlungsquelle (1 ) eine Leuchtdiode mit Emission im blauen Wellenlängenbereich ist.
17. System nach einem der vorhergehenden Vorrichtungsansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechnereinheit (100) derart ausgebildet ist, dass sie die Höhenwerte der Höhenkarte aus den einzelnen Pixeln zugeordneten Phasenwerten berechnet.
18. System nach einem der vorhergehenden Vorrichtungsansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechnereinheit (100) derart ausgebildet ist, dass sie auf Grundlage des wellenförmigen Helligkeitsverlaufs den Pixeln jeweils eine Phase zwischen 0 und 2 Pi zuordnet, wobei 0 der dunkelste und 2 Pi der hellste Helligkeitswert ist.
19. System nach einem der vorhergehenden Vorrichtungsansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechnereinheit (100) derart ausgebildet ist, dass sie die Helligkeitswerte von mindestens 6 Pixeln, vorzugsweise mindestens 8 und besonders bevorzugt von mindestens 10 Pixeln pro Periode (0 bis 2 Pi) heranzieht.
20. System nach einem der vorhergehenden Vorrichtungsansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein Filter (2) zwischen der Lichtquelle (1 ) der Topometrie-Messeinrichtung (8) und dem Auge (50) angeordnet ist, das Licht mit einer Wellenlänge von oberhalb 515 nm, vorzugsweise von o- berhalb 500 nm im Wesentlichen blockiert.
21. System nach einem der vorhergehenden Vorrichtungsansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens ein Filter (10) zwischen Auge (50) und Kamera (14) angeordnet ist, das Wellenlängen im Bereich der Lichtquelle (1 ) blockiert und Wellenlängen des vom fluoreszierenden Farbstoff im Tränenfilm (53) stammenden Fluoreszenzlichtes transmittiert, vorzugsweise Licht oberhalb von 515 nm.
22. System nach einem der vorhergehenden Vorrichtungsansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zum Erzeugen eines Lichtmusters ein Streifenmuster (S) auf der Hornhaut (51 ) zu projizieren vermag.
23. System nach einem der vorhergehenden Vorrichtungsansprüche, gekennzeichnet durch eine zusätzliche Messeinrichtung (9) zur Bestimmung der Gesamtaberration des Auges (Aberrometrie-Messeinrichtung), wobei in den Strahlengängen des vom Auge (50) zurückgestreuten Lichts der beider Messeinrichtungen (8, 9) mindestens ein Element (42) zur Trennung der vom Auge (50) zurückgeworfenen Signale angeordnet ist, um zeitgleich oder unmittelbar nacheinander durchgeführte Messungen mit beiden Messeinrichtungen (8, 9) in demselben Koordinatensystem vornehmen zu können, und mit einer Rechnereinheit (100) zur Korrelation der mit beiden Messeinrichtungen (8, 9) aufgenommenen Datensätze in demselben Koordinatensystem.
24. System nach einem der vorhergehenden Vorrichtungsansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechnereinheit (100) derart ausgebildet ist, dass sie die Datensätze aus beiden Messungen voneinander subtrahiert, um die Aberrationen des Augeninneren zu erhalten.
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