WO2017191128A1 - Ophthalmologische längenmessung mittels doppelstrahl raum-zeit-domäne wavelength tuning kurzkohärenz-interferometrie - Google Patents

Ophthalmologische längenmessung mittels doppelstrahl raum-zeit-domäne wavelength tuning kurzkohärenz-interferometrie Download PDF

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Definitions

  • Partial ophthalmic length measurement is used in ophthalmology to size ablation parameters for refractive surgery and for sizing lens implants for refractive surgery and for cataract surgery.
  • the calculation of the refractive power of the lens to be implanted in cataract surgery or the refractive power change in refractive surgery by means of various biometry formulas based on preoperative eye parameters such as eye length, Corneadicke, Cornea curvature, anterior chamber depth, lens power and lens thickness.
  • Optical short-coherence (KK) interferometry is used today because, in contrast to the previously used acoustic measurement, it works without contact and by more than 1 order of magnitude more precisely.
  • Corresponding measuring instruments are commercially available, for example, from the companies Carl Zeiss Meditec AG, Haag-Streit AG and NIDEK Co. and are described, for example, in the patents DE 103 23 920 A1 (Zeiss) and EP 1 946 039 B1 (Haag-Streit).
  • Purkinje-Sanson images P1, P2, P3 and P4 reasonably separated from one another, as shown in FIG. 1a. These are images of the light source illuminating the eye, created by reflection at the interfaces of the optics. P1 is formed by reflection on the cornea's front surface, P2 by reflection on the cornea's inner surface, P3 by reflection on the lens's front surface, and P4 by reflection on the lens's back surface. Together with the light reflected from the fundus of the eye, the reflections corresponding to the Purkinje-Sanson images form the basis for KK interferometry on the eye.
  • FIG. 1 b shows a snapshot of this Fresnel zone like space-time domain interferogram (RZI), embedded in the speckle structure
  • FIG. 1 c shows an enlarged section thereof.
  • This figure is the space domain interferogram of fundus reflex with corneal reflex. Because of the pulse-synchronous change in size of the globe, the local phase in this interferogram changes over time, the interference fringes pulsate in the radial direction synchronously with the cardiac pulse, hence: "space-time domain interferogram". Individual rays of this RZI form the rays of KK interferometry.
  • the RZI depicted in Figure 1c is the most prominent among several similar RZI generated by the various Purkinje-Sanson reflexes. It is caused by interference between the wave reflected at the corneal anterior surface and that reflected from the fundus.
  • the RZI is a section through a 3-dimensional interference phenomenon of the 2 waves mentioned, which consists of concentric, alternating bright (constructive interference) and dark (destructive interference) interference hollow cones, with increasing diameter along the optical axis of the eye ,
  • AT 51 1 740 B1 describes a solution based on complete space-time domain short-coherence interferograms.
  • interfe- rameter matching is performed visually or by means of digital image pattern recognition on the one hand and on the other hand on the basis of image pairs of the front-illuminated eye with antiphase space-time domain short-coherence interferograms.
  • To register the space-time domain Interferogrannnns a two-dimensional detector array is used.
  • Double beam KK interferometry Double beam KK interferometry:
  • the interference phenomena disappear between the Purkinje-Sanson reflexes and the reflex from the fundus. If, however, the eye is illuminated with a double beam of two internally temporally offset short-coherent light beams in an interferometer, the corresponding RZI can be made visible again, provided that the path difference ⁇ L of these two light beams corresponds to the optical length of the distance of the light beam within the coherence length lc in the eye. The same applies to the occasional single-beam interferences of KK interferometry.
  • Interferogrannnne can be used as real interferograms in front of the eye (in Figure 2 at z> 0) as well as virtual interferograms in and behind the eye (in Figure 2 at z ⁇ 0) observe and use not only punctually, but also on a surface basis, for KK interferometry on the eye.
  • the eye can also be illuminated with a single, short-coherent light beam and the light coming from the eye can be split by means of a two-beam interferometer in FIG. 2 by a path length difference AL in the propagation direction Interferogram only then show, if the path difference ⁇ _ of these two light beams - within the coherence length lc - corresponds to the optical length of the distance between two boundary surfaces in the eye.
  • Wavelength tuning interferometry A disadvantage of the above-described double-beam time-domain KK interferometry is the necessary tuning of the path difference AL in the interferometer as well as the fact that the instantaneous measurement signal or interferogram always only on light components with the associated AL based, the rest generates noise.
  • Fourier KK interferometry uses the entire light currently reflected from the object.
  • the ophthalmic interferometer is illuminated in chronological order by a sequence of monochromatic light beams. The spectrum of light reflections from the interferometer thus obtained is the Fourier transform of the magnitude of the scattering potential of the object or the object structure along the measuring beam, see equation (2) in section 4D-b.
  • the cataract (or: the cataract) is defined as optical inhomogeneity of the eye lens. These are turbidity and refraction inhomogeneities. At the age star, so-called water gaps (liquid-filled vacuoles or gaps) are observed.
  • the Cataracta nuclearis (nuclear cataract) leads to a brownish turbidity and increase in refractive power. Frequently, mixed types of these morphological cataract forms occur. There is no drug therapy. Cataract surgery or cataract surgery is today the most commonly performed ophthalmic operation in the Western Hemisphere. In cataract surgery (for example, in Germany about 400,000 pa), the natural eye lens is replaced by an artificial intraocular lens, for example made of Plexiglas.
  • KK interferometry in cataract Compared to the ultrasound techniques used in the past, the ocular distance measurement using optical double beam KK interferometry precludes erroneous measurements under favorable conditions and leads quickly to the result in normal anatomy.
  • current KK techniques for example, are not sufficiently sensitive for denser cataracts.
  • a medical supply gap is opening up, which, however, mainly affects patients in developing countries.
  • Fourier KK interferometry solves this problem as well as the use of longer wavelengths only to a limited extent.
  • the sensitivity of the KK interferometry is determined primarily by the power of the measuring beam at the measurement object. Higher sensitivity would be possible per se - due to the safety regulations limited power density of the illumination beam in the pupil - using the entire beam cross section of the light reflected by the eye at maximum open pupil. However, this is not readily possible because of the phase-domain interferogram phase, which is variable across the beam cross-section.
  • the recently proposed by the Applicant solution of this problem by the more sensitive space-time domain interferometry (AT 51 1 740 81) provides because of the greater energy flow in the measuring beam, a correspondingly high sensitivity, but requires complex image processing.
  • the invention is therefore based on the technical object of specifying methods and arrangements for the ophthalmological length measurement, the position and allows diameter of the measuring beam within the pupil of the eye to be measured freely and offers high sensitivity short measuring times and applicability even with denser cataract.
  • the invention will be explained with reference to the figures 1 and 2 with the detail numbers used there.
  • the space-time domain technique ensures on the one hand high flexibility of the measurement by accessing IxJ parallel intraocular distances within arbitrarily large and flexibly configurable and positionable segments of the eye pupil, and thus on bases of the wave surface in these areas and thus also on the transfer function the optics of the eye and, alternatively, by summation or averaging the intraocular distance lengths within any pupil segments a significant increase in sensitivity.
  • the ophthalmic interferometer is shown in FIG narrower sense [A], the fixation light components [B] and the device for controlling and detecting the measurement signal [C] delimited by dash-dot boxes.
  • the measurement method described here uses interferometers in an unconventional way in that the eye is illuminated not by a single measuring beam but by a measuring double beam generated by a Michelson interferometer.
  • the Michelson interferometer in the narrower sense comprises the components 10 to 27. 9 is the hand of the observer performing the length measurement (medical assistant).
  • 10 is the light source for the measuring double beam 1 1.
  • the measuring light source 10 is a spatially coherent light source (DSL) tunable in its wavelength, for example a tunable, spatially coherent laser.
  • DSL spatially coherent light source
  • the light beam 12 emitted by the measuring light source 10 is collimated by the optical system 13 and split by the beam splitter 14 into two partial beams 15 and 16.
  • the partial beam 15 is reflected by the parallel to the beam direction (y-direction) movable measuring mirror 17 as a partial beam 24 of the measuring double beam 1 1 to the beam splitter 30.
  • the retroreflector 17 is mounted on a translation table 18 which is controllably adjustable by hand 9 or by means of an electric drive 19 and whose y-position can be output by a built-in position sensor to the outside or read by a nonius 20 by the observer.
  • Similar to the space-domain double-beam KK-interferometry technique is also here compared to the sub-beam 16 is set for the double beam 1 1 intrinsic path difference AL. This path difference plays an important role in solving the autocorrelation problem discussed in Section 4D-a.
  • the partial beam 16 impinges on a retroreflector 21, which is mounted on a piezoelectric actuator 22 and driven by this by an AC voltage "U ⁇ ", periodically in the beam direction (z-direction) by small amounts, for example ⁇ / 4, with a sound frequency f is moved back and forth.
  • U ⁇ AC voltage
  • the partial beam 23 of the measuring double beam 1 1 reflected here undergoes a time-periodic phase shift relative to the partial beam 24.
  • This serves for the adjustment control by audio signal; it is interrupted when the measurement is triggered or when the signal registration by the photodetector signal starts.
  • Both reflected partial beams 23 and 24 are finally reflected or transmitted by the beam splitter 14 as a measuring double beam 1 1 in the direction of the beam splitter 30 and reflected by the latter onto the eye (1).
  • the zoom eyepiece 26 is not represented in its actual structure in FIG. 2 by the collective lens-diverging lens combination drawn, but only symbolically. (The same applies to the zoom optics 52 and 56.)
  • the basic parameters of the measuring beam in the pupil of the subject are the following parameters.
  • Beam intensity The permissible limit for the irradiance (radiation power related to the beam cross-sectional area) of the light rays striking the eye is limited by safety regulations and depends, in addition to the wavelength, on the expected irradiation time.
  • Wavelength This determines, on the one hand, the total radiation power entering the eye and thus the achievable sensitivity of the length measurement.
  • the beam diameter limits the illumination of the pupil and thus, for example, the maximum extent of the measurable transfer function of the eye.
  • the fixation beam 31 is generated by imaging the exit surface 32 of the light guide 33 through the optics 34 and the optics of the patient's eye 1 via the beam splitters 40, 36 and 30 on the fundus.
  • the optical fiber 33 is illuminated by a light-emitting diode (LED) 38, which emits green light, for example, whose light is focused by an optical system 35 on the entrance surface 37 of the optical fiber 33.
  • the x-y position of the exit surface 32 of the optical fiber 33 determines the direction of the fixing beam 31; it is positioned by means of a 2-coordinate adjustment device 39 in two mutually orthogonal directions, for example the x and y directions.
  • a circular-ring-shaped aperture 41 is imaged by means of a fixation light beam 44 through the optics 34, reflected by the beam splitter 36, and through the beam splitter 30 to the dermis or to the surroundings of the pupil 2 of the patient's eye 1.
  • the aperture 41 is illuminated by means of an optical system 42 from the LED 43, which emits red light, for example.
  • the position of the eye 1 is adjusted by a 2-coordinate adjustment device 45 in two mutually orthogonal directions, for example, x and y directions.
  • a control of the positioning of the entrance pupil 2 of the patient's eye relative to the light ring image is made possible by imaging the pupil plane by means of the zoom optics 52 at the interferometer output via the image intensifier (BV) into the focal plane 60 of the eyepiece 61.
  • BV image intensifier
  • focal length and / or z-position (the origin of z is located in the center of curvature of the cornea, approximately 8 mm from the corneal vertex inside the anterior chamber of the eye) of the zoom lens 52 is set so that the pupil 2 faces the photocathode 53 of the BV is mapped.
  • Such a BV may for example be based on microchannel plate technology based on photocathode 53 at the input, microchannel plate 54 for amplification in the narrower sense, and phosphor screen 55 at the output of the BV.
  • the spectral sensitivity of this BV is determined by the respective photocathode material. Above a wavelength of 1 ⁇ m, however, the detectivity of the solid-state photoreceivers available here decreases with ⁇ / ⁇ 2 .
  • a digital camera based on CCD technology electron multiplying CCD or intensified CCD technology can also be used. In the latter cases, the sensor of the digital camera replaces the photocathode, the phosphor screen 55 is replaced by the electronic camera viewfinder.
  • the amplified RZI appearing on the phosphor screen 55 of the BV facilitates finding the RZI by observers 100 (using the microscope analog optics 56 and 61) or observer 101 (by mapping to the array 70 and transmitting to the monitor 91 by the computer 90). , especially with irregular optics of the eye.
  • a reticule 58 is used as an aid to the visual inspection of the present RZI position.
  • the observation of the image on the BV output on the line cross arranged there facilitates the positioning and alignment of the subject's eye. (The latter can be readjusted by means of the fixing jet 31.)
  • a somewhat blanket control of the calibration state of the ophthalmic interferometer is supported by an acoustic observation.
  • a beam splitter 80 which directs a portion of the output beam to a photodetector 81 with amplifier 82 and speaker 83.
  • a tone of the frequency f occurring on the actuator 22 when the alternating voltage U ⁇ is switched on indicates that light from the ophthalmic interferometer reaches the BV via the eye.
  • the contrast of an RZI 51 imaged on the BV is first optimized, then the RZI is imaged onto the photodetector array 70 by means of the part of the imaging beam 57 reflected by the beam splitter 59 and detected by its photodetector. Grid measured or "sampled".
  • the eye-reflected light beam 50 here characterized by the "output beam” 49 of the ophthalmic interferometer, contains a series of 3-dimensional interference phenomena in the form of interference hollow cones of increasing diameter along the optical axis of the eye.
  • the corneal reflexes and the reflex of the posterior lens surface have almost the same radius of curvature and therefore have the same interference state over almost the entire pupil of the eye, so that the (monochromatic) they form when illuminated with a long coherence-length light.
  • Interferograms are visually barely distinguishable from each other. With irregular anatomy, such as cataract, you may not be able to observe complete or only speckle-like interferograms.
  • the contrast-rich RZI of interest here are initially present as real interferences in the area in front of the cornea (z> 0) and as virtual interferences behind the cornea (at z ⁇ 0).
  • Real high-contrast interferences are located on the z-axis (several cm to dm) in front of the eye.
  • zoom optics 52 arranged in front of the eye these are virtual objects and are imaged by the latter - in the sense of an inversely acting magnifying glass - as real images onto the BV input or a photodetector array positioned there.
  • interferograms form the basis for the ophthalmological WT interferometry variant of the KK length measurement.
  • a series of intraocular distances can be measured at each pupil point (x, y).
  • the interferogram positions can be measured with the corresponding x-y position in the EP of the eye.
  • one can add the measured lengths over the entire pupil and thus obtain a signal with very high sensitivity - but because of the summation over different lengths at the price of reduced accuracy.
  • the RZI 51 used for the measurement - seen by the subject - is behind the zoom lens 52 (at z> D).
  • the distance of the RZI used for the measurement from the zoom optics therefore has no influence on the interferometer in the z direction.
  • the zoom optics 52 can also adjoin the beam splitter 80 directly or, if the alignment aids are omitted, the beam splitter 36. 4P. Signa / processing.
  • the stray field intensity spectrum l x , y (k) of the patient's eye required for calculating the depth structure of the eye is located from transversal positions of an RZI (51) which is located in the longitudinal z-direction a few cm to dm outside the patient's eye , registered by a photodetector array (70) and passed on to a computer (90) on. Because of the regular reflexes dominating at these intervals, even in moderate cataracts, a clear assignment of the RZI positions to the transverse pupillary coordinates is largely given.
  • the computer 90 stores the spectrum of the ocular stray field intensities lx, y (k) of the individual array photodetectors, calculates the partial path length data corresponding to the transverse positions (x, y) of the array photodetectors and places them on the connected monitor 91 dar.
  • the array data is data matrices lx, y (k) with
  • Ixy (k) ⁇
  • Ix, y (k) are the spectral intensities associated with and registered by the individual array photodetectors due to light propagation outside the patient's eye pupil (via optics 52 and 56 and BV).
  • the DSL 10 is tuned through a spectrum ⁇ whose size determines the depth resolution, s. Equation (1). is the scattering of the eye or its "structure", n (x, y; z) is the corresponding refractive index.
  • the transverse resolution with which the RZI is registered is given by the classical Abbe's resolution formula by wavelength and numerical aperture of the image by the optic 52. Depth resolution is achieved by tuning the DSL 10 over a spectrum
  • the size of the measuring range is determined by the density of the samples on the k-axis.
  • an inverse FT of the intensity data of the photodetector array 70 does not provide the object structure, but rather its autocorrelation function, without further ado.
  • an inverse FT of the intensity data of the photodetector array 70 does not provide the object structure, but rather its autocorrelation function, without further ado.
  • Both position D and focal length of the zoom lens 52 determine the magnification of the RZI imaged on the photocathode 53 of the BV and further onto the array 70 or imaged on a photodetector array 70 located without the interposition of a BV.
  • the RZI size at the photodetector array by means of zoom optics 56 should, of course, be chosen so that it is "scanned" at correct intervals by the array detectors in accordance with the sampling theorem. For example, with a 32x32 photodetector array, the central interferogram circular area of an RZI and, moreover, its ring structure can be scanned to the 4th fringe, in accordance with the sampling theorem.
  • a 1000 x 1000 pixel photodetector array has a sensitivity potential on the order of 20 dB for sample theorem purposes.
  • RZI contrast is present in individually different z-positions (within a few cm to dm in front of the patient's eye). If, for contrast optimization, different z positions of the RZI 51 (via the optics 52 and 56 and the BV) are formed on the detector array 70, this is done individually because of the required tuning of the focal length of the zoom lens 52 from the parameters of the eye dependent imaging scales. Scanning the size-varying image of RZI 51 on photodetector array 70 therefore often results in undersampling or oversampling, thereby degrading image quality and sensitivity.
  • the ring diameter of the RZI due to the increase in the radii of curvature of the propagating Corneareflexe increase with increasing distance z from the patient's eye, however, the scale of the RZI on the photocathode of the BV decreases with increasing distance from the optics 52, one can see the size change of the RZI along the z-axis appropriate choice of the RZI imaging scale - so by appropriate choice of the position and / or focal length of the zoom lens 52 - compensate.
  • FIG. 1 a Purkinje-Sanson images P1, P2, P3, P4
  • FIG. 1 b Fresnel zone-like space-time domain interferogram
  • Figure 2 beam path in an arrangement according to the invention.

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Abstract

Diese Anmeldung betrifft die Messung intraokulärer Längen durch Doppelstrahl Fourier-Kurzkohärenz-Interferometrie basierend auf Fresnel-Zonen-artigen Raum-Zeit-Domäne Interferogrammen (RZI) der Purkinje-Sanson Reflexe. Das Messobjekt Auge wird von einem Bündel paralleler,monochromatischer Doppelstrahlen mit in zeitlicher Sequenz unterschiedlichen Wellenlängen beleuchtet. Die Wellenlängen-Spektren der Raum-Zeit-Domäne Interferogramme werden auf ein Photodetektor-Array abgebildet und registriert. Hierbei werden Blickrichtung und Position des Probandenauges mit optischen Hilfsmitteln fixiert und mittels akustischer und optischer Hilfsmittel kontrolliert. Eine Zoom-Optik im Ausgangsstrahl des ophthalmologischen Interferometers erlaubtdurch einfaches Fokussieren die virtuellen Fresnel-Zonen-artigen Raum-Zeit-Domäne Interferogramme des Auges aus Kontrast-optimierten Positionen auf das Photodetektor-Array oder auf einen diesem vorgeschalteten Bildverstärker so abzubilden, dass die positionsabhängige Größenänderung der RZI durch die Maßstabsänderung dieser Abbildung kompensiert wird. Ophthalmologische Teilstrecken-Längenmessung wird in der Augenheilkunde zur Dimensionierung von Abtragparametern für die refraktive Chirurgie,zur Dimensionierung von Linsenimplantaten für die refraktive Chirurgie und für die Katarakt-Chirurgie benutzt.

Description

OPHTHALMOLOGISCHE LÄNGENMESSUNG MITTELS DOPPELSTRAHL RAUM-ZEIT-DOMÄNE WAVELENGTH TUNING KURZKOHÄRENZ- INTERFEROMETRIE
1 . TECHNISCHES GEBIET DER ERFINDUNG
Ophthalmologische Teilstrecken-Längenmessung wird in der Augenheilkunde zur Dimensionierung von Abtrag Parametern für die refraktive Chirurgie und zur Dimensionierung von Linsenimplantaten für die refraktive Chirurgie und für die Katarakt-Chirurgie benutzt.
2. STAND DER TECHNIK:
Kurzkohärenz-interferometrische Längenmessung in der Ophthalmologie
Ophthalmologische Interferometrie:
Die Berechnung der Brechkraft der zu implantierenden Linse bei der Kataraktchirurgie oder der vorzunehmenden Brechkraftänderung bei refraktiver Chirurgie erfolgt mittels verschiedener Biometrie-Formeln auf der Basis präoperativer Augenparameter wie Augenlänge, Corneadicke, Corneakrümmung, Vorderkammertiefe, Brechkraft der Linse und Linsendicke. Hierzu wird heute die optische Kurzkohärenz (KK)-Interferometrie benutzt, weil diese, im Gegensatz zur früher benutzten akustischen Messung, berührungsfrei und um gut 1 Größenordnung präziser arbeitet. Entsprechende Meßgeräte werden beispielsweise von den Firmen Carl Zeiss Meditec AG, Haag-Streit AG und NIDEK Co. kommerziell angeboten und sind beispielsweise in den Patenten DE 103 23 920 A1 (Zeiss) und EP 1 946 039 B1 (Haag-Streit) beschrieben.
Ophthalmoloqisches Interferoqramm:
Beleuchtet man ein Auge von seitlich vorne, kann man die bekannten Purkinje- Sanson-Bilder P1 , P2, P3 und P4 einigermaßen voneinander getrennt beobachten, wie in Figur 1 a dargestellt. Dies sind Bilder der das Auge beleuchtenden Lichtquelle, durch Reflexion an den Grenzflächen der Augenoptik entstanden. P1 entsteht durch Reflexion an der Cornea-Vorderfläche, P2 durch Reflexion an der Cornea-Innenfläche, P3 durch Reflexion an der Linsen-Vorderfläche und P4 durch Reflexion an der Linsen-Rückfläche. Zusammen mit dem vom Fundus des Auges reflektierten Licht bilden die den Purkinje-Sanson-Bildern entsprechenden Reflexe die Basis für die KK-Interferometrie am Auge.
Beleuchtet man das Auge mit zeitlich kohärentem Licht, beobachtet man im Raum vor dem Auge ein Speckle-Feld und in dieses eingebettet Raum-Zeit-Domäne Interferenzen der Lichtstrahlen der Purkinje-Sanson Reflexe: Figur 1 b zeigt in einer Momentaufnahme dieses Fresnel-Zonen-artige Raum-Zeit-Domäne Interferogramm (RZI), eingebettet in die Speckle-Struktur; Figur 1 c zeigt einen vergrößerten Ausschnitt davon. Diese Figur ist das Raum-Domäne Interferogramm von Fundusreflex mit Corneareflex. Wegen der pulssynchronen Größenänderung des Bulbus ändert sich die örtliche Phase in diesem Interferogramm zeitlich, die Interferenzringe pulsieren in radialer Richtung synchron mit dem Herzpuls, daher: "Raum-Zeit-Domäne Interferogramm". Einzelne Strahlen dieses RZI bilden die Strahlen der KK-Interferometrie.
Das in Figur 1 c abgebildete RZI ist das markanteste unter mehreren ähnlichen, von den verschiedenen Purkinje-Sanson Reflexen erzeugten RZI. Es entsteht durch Interferenz zwischen der an der Cornea-Vorderfläche reflektierten Welle und jener vom Fundus reflektierten. Das RZI ist ein Schnitt durch eine 3-dimen- sionale Interferenzerscheinung der 2 erwähnten Wellen, die, aus konzentrischen, abwechselnd hellen (konstruktive Interferenz) und dunklen (destruktive Interferenz) Interferenz-Hohlkegeln bestehend, mit zunehmendem Durchmesser entlang der optischen Achse des Auges auftritt.
Zum Teil deckungsgleich, treten - bei regulärer Anatomie des Auges - auch RZI zwischen Fundusreflex und den Reflexen von der Cornea-Innenfläche sowie der Vorderfläche der Augenlinse auf. Hierzu beschreibt die AT 51 1 740 B1 eine auf vollständigen Raum-Zeit-Domäne Kurzkohärenz-Interferogrammen basierende Lösung. Dabei erfolgt der interfe- romet sche Abgleich einerseits visuell oder mittels digitaler Bildmustererkennung und andererseits anhand von Bildpaaren des von vorne beleuchteten Auges mit gegenphasigen Raum-Zeit-Domäne Kurzkohärenz- Interferogrammen. Zur Registrierung des Raum-Zeit-Domäne Interferogrannnns wird ein zweidimensionales Detektor-Array benutzt.
Doppelstrahl KK-Interferometrie:
Benutzt man zeitlich kurzkohärentes Licht, verschwinden die Interferenzerscheinungen zwischen den Purkinje-Sanson-Reflexen und dem Reflex vom Fundus. Beleuchtet man jedoch das Auge mit einem Doppelstrahl aus zwei in einem Interferometer intern gegeneinander zeitlich versetzten kurzkohärenten Lichtstrahlen, kann man das entsprechende RZI wieder sichtbar machen, vorausgesetzt, die Wegdifferenz AL dieser 2 Lichtstrahlen entspricht - innerhalb der Kohärenzlänge lc - der optischen Länge des Abstands der betreffenden Grenzflächen im Auge. Gleiches gilt auch für die punktuell auf Einzelstrahlen beruhenden Interferenzen der KK-Interferometrie.
Ein derartiges Verfahren wird in der US 2015/0168125 A1 beschrieben. Hierbei wird aus dem Interferometer heraus ein„fringe pattern" erzeugt, welches in eine spezielle Objektebene des zu vermessenden Auges, wie beispielsweise die Retina, die Linse oder den Tränenfilm auf der Hornhaut abgebildet wird. Verwendung findet dabei eine breitbandige, durchstimmbare Lichtquelle. Die beschriebene Lösung bietet die Möglichkeit das Auge ohne scannen 2-dimensional vermessen zu können.
Auf dieser - im Interferometer leicht meßbaren - Wegdifferenz AL = c.At, c = Lichtgeschwindigkeit, Ät = Zeitdifferenz der Doppelstrahl komponenten, basieren sowohl die KK-Interferometrie als auch die in dieser Anmeldung benutzte WT- Interferometrie. Die bestimmende Größe für das Auflösungsvermögen dieser Meßverfahren ist die Kohärenzlänge lc = 2 . 1n2 . 1o2/ ( π.Δλ ) (1 ) mit der mittleren Wellenlänge λο und der FWHM (Füll Width at Half Maximum) Bandbreite Δλ, der Lichtstrahlen - unter der Annahme eines bei den meisten hier benutzten Lichtquellen, beispielsweise Superlumineszenzdioden, gut erfüllten Gauss-Spektrums. Dies ist die Doppelstrahl Zeit-Domäne KK-Messtechnik; sie basiert auf der Anpassung der leicht meßbaren Interferometer-internen Wegdifferenz an eine optische Wegdifferenz im Auge und ist damit unabhängig gegenüber Bewegungen des Auges als Ganzes gegenüber dem Meßgerät. Sie liefert - ohne weitere Vorkehrungen - die Struktur des Auges bei x = y = 0, das heißt auf der Sehachse entlang dem Messstrahl.
Fresnel-Zonen-artige Raum-Zeit-Domäne Interferogrannnne (RZI) lassen sich als reelle Interferogramme vor dem Auge (in Figur 2 bei z > 0) als auch als virtuelle Interferogramme im und hinter dem Auge (in Figur 2 bei z < 0) beobachten und nicht nur punktuell, sondern auch flächenweise, zur KK-Interferometrie am Auge einsetzen. Wegen der im Vergleich zu anderen Organen ungewöhnlichen Anatomie des Auges (Dominieren regulärer Reflexe im Gegensatz zu sonst dominierender diffuser Reflexion), kann man - bei normaler Anatomie - auch in z- Positionen außerhalb des Auges lokalisierte Interferenzen zur Längenmessung im Auge benutzen und deren außeraxiale x-y-Position sinngemäß übertragen; solche RZI vor dem Auge bilden die Basis für die hier beschriebene Patentanmeldung.
Alternativ zur oben beschriebenen Doppelstrahl KK-Interferometrie kann man das Auge auch mit einem einzigen kurzkohärenten Lichtstrahl beleuchten und das vom Auge zurück kommende Objektlicht mittels eines Zweistrahl-Interfero- meters in 2 gegeneinander um eine Weglängen-Differenz AL in Ausbreitungsrichtung versetzte Lichtstrahlen aufspalten, die ein Interferogramm nur dann er- zeugen, wenn die Wegdifferenz ΔΙ_ dieser 2 Lichtstrahlen - innerhalb der Kohärenzlänge lc - der optischen Länge des Abstands zweier Grenzflächen im Auge entspricht.
Wavelength-Tuning-Interferometrie (WT-Interferometrie): Ein Nachteil der oben beschriebenen Doppelstrahl Zeit-Domäne KK-Interferometrie ist das notwendige Durchstimmen der Wegdifferenz AL im Interferometer sowie das Faktum, dass das momentane Messsignal beziehungsweise Interferogramm immer nur auf Lichtanteilen mit dem zugehörigen AL basiert, der Rest erzeugt Rauschen. Demgegenüber benutzt die Fourier-KK Interferometrie das gesamte momentan aus dem Objekt reflektierte Licht. Bei der WT-Interferometrie Variante der Fourier-KK Technik (auch "Swept-Source" oder "Swept Wavelength Laser" KK- Interferometrie genannt) wird das ophthalmologische Interferometer in zeitlicher Folge von einer Sequenz monochromatischer Lichtstrahlen beleuchtet. Das so gewonnene Spektrum der Lichtreflexionen aus dem Interferometer ist die Fourier-Transform ierte des Betrags des Streupotentials des Objekts beziehungsweise die Objektstruktur entlang dem Messstrahl, siehe Gleichung (2) im Abschnitt 4D-b.
Katarakt:
Die Katarakt (oder: der graue Star) ist definiert als optische Inhomogenität der Augenlinse. Es handelt sich hierbei um Trübungen und Brechungsinhomogenitäten. Beim Altersstar werden sog. Wasserspalten (flüssigkeitsgefüllte Vakuolen oder Spalten) beobachtet. Die Cataracta nuclearis (Kernkatarakt) führt zu einer bräunlichen Trübung und Zunahme der Brechkraft. Häufig treten Mischtypen dieser morphologischen Kataraktformen auf. Es gibt keine medikamentöse Therapie. Die Kataraktoperation oder Operation des Grauen Star ist heute die am häufigsten durchgeführte ophthalmologische Operation in der westlichen Hemisphäre. Bei der Kataraktoperation (z. B. in Deutschland etwa 400.000 p. a.) wird die natürliche Augenlinse durch eine künstliche Intraokularlinse, beispielsweise aus Plexiglas, ersetzt. KK-Interferometrie bei Katarakt: Gegenüber den in der Vergangenheit benutzten Ultraschalltechniken schließt die okuläre Distanzmessung mittels optischer Doppelstrahl KK-Interferometrie unter günstigen Bedingungen Fehlmessungen aus und führt bei normaler Anatomie schnell zum Ergebnis. Jedoch sind die derzeitigen KK-Techniken beispielsweise für dichtere Katarakt nicht hinreichend sensitiv. Hier tut sich eine medizinische Versorgungslücke auf, die allerdings vor allem Patienten in sich entwickelnden Ländern trifft. Die Fourier-KK-Inter- ferometrie löst dieses Problem, ebenso wie die Verwendung längerer Wellenlängen, nur begrenzt.
Die Sensitivität der KK-Interferometrie wird primär durch die Leistung des Messstrahls am Messobjekt bestimmt. Höhere Sensitivität wäre an sich - wegen der durch Sicherheits-Vorschriften begrenzten Leistungsdichte des Beleuchtungsstrahls in der Pupille - unter Verwendung des gesamten Strahlquerschnitts des vom Auge reflektierten Lichts bei maximal geöffneter Pupille möglich. Dies ist jedoch wegen der über den Strahlquerschnitt variablen Phase des Raum-Do- mäne-lnterferogramms nicht ohne weiteres möglich. Die kürzlich vom Anmelder vorgeschlagene Lösung dieses Problems durch die sensitivere Raum-Zeit-Domäne Interferometrie (AT 51 1 740 81 ) liefert zwar wegen des größeren Energiestroms im Messstrahl eine entsprechend hohe Sensitivität, erfordert jedoch aufwändige Bildverarbeitung.
Weiterhin tritt das Problem auf, dass viele Katarakte inhomogen sind, weshalb Messstrahl-Durchmesser und Messstrahl-Position flexibel gestaltet werden müssen. Selbst bei unauffälligen Patienten muß mit einer gewissen Streuung der Augenparameter gerechnet werden, was ein Höchstmaß an Flexibilität bei der Beleuchtung des Auges und der Registrierung des RZI erfordert.
3. TECHNISCHE AUFGABE
Der Erfindung liegt daher die technische Aufgabe zugrunde, Verfahren und Anordnungen für die ophthalmologische Längenmessung anzugeben, die Position und Durchmesser des Messstrahls innerhalb der Pupille des zu messenden Auges frei zu gestalten erlaubt und durch hohe Sensitivität kurze Messzeiten und Anwendbarkeit auch bei dichterer Katarakt bietet. Die Erfindung wird anhand der Figuren 1 und 2 mit den dort benutzten Detailnummern erklärt.
Die der Erfindung zugrunde liegende technische Aufgabe wird mittels Doppelstrahl Raum-Zeit-Domäne WT-Interferometrie dadurch gelöst, dass das Probanden-Auge 1 in zeitlicher Folge entsprechend der Doppelstrahl-KKI von einem Wellenlängen-Spektrum monochromatischer Mess-Doppelstrahlen aus je zwei gegenseitig zeitlich versetzten koaxialen Komponenten beleuchtet wird und aus dem Spektrum der Intensitätsdaten Ι(ξ )(k) des vom Auge gestreuten und/oder reflektierten Streufelds die Struktur des Auges berechnet wird, hierbei die zur Berechnung der Struktur des Auges erforderlichen Streufeld-Intensitätsdaten Ι(ξ Ψ) (Χ) des Auges aus transversalen ξ- ψ Positionen von longitudinal einige cm bis dm vom Auge bei z = Z entfernten reellen Fresnel-Zonen-artigen Raum-Zeit- Domäne Interferogrannnnen RZI 51 durch Abbildung auf ein Photodetektor-Array 70 gewonnen werden, dessen Photodetektor-Signaldaten an einen Rechner 90 weiter gegeben werden, wobei für die besagte Abbildung eine Zoom-Optik 52 im Ausgangsstrahl 49 des an das Auge optisch angekoppelten ophthalmologischen Interferometers (Kasten [A]) so angeordnet wird, dass sie, als inverse Lupe fungierend, über ihre Brennweiten-Einstellung aus den entlang der Sehachse 48 des Auges mit unterschiedlichem Streifenkontrast positionierten RZI 51 jenes mit maximalem Kontrast auf eine in z-Richtung fix positionierte Bildverstärker-Photokathode 53 oder auf ein solches Photodetektor-Array 70 abzubilden erlaubt, und die weiter im Ausgangsstrahl 49 des Interferometers auf dessen Achse so positioniert wird, dass die entlang der Sehachse des Auges in z-Richtung auftretende Zunahme der Ringdurchmesser der RZI durch den mit zunehmendem Abstand vom Auge (1 ) in z-Richtung abnehmenden Massstab der Abbildung der RZI auf das Photodetektor-Array 70 oder die Bildverstärker-Photokathode 53 kompensiert wird, wobei die das Interferometer beleuchtenden monochromatischen Doppelstrahlen unterschiedlicher Wellenlän- gen 1 1 von einem durchstimmbaren Laser 10 und einem Strahlteiler 14 in einem Michelson-Interferometer erzeugt werden; weiters, dass das Auge 1 von zwei zu den Mess-Doppelstrahlen koaxialen Fixierstrahlen 31 , 44 unterschiedlicher Farbe zur Erleichterung der Justierung des Auges beleuchtet wird, deren einer, die Richtung des Auges fixierender Strahl durch Abbildung der Austrittsfläche 32 eines Licht führenden Lichtleiters 33 durch eine Optik 34 auf den Fundus des Auges erzeugt wird, und deren anderer, zur Positionierung des Auges dienender Strahl, durch Abbildung einer Kreisring-förmigen beleuchteten Blendenöffnung 41 auf die Lederhaut beziehungsweise auf die Umgebung der Pupille 2 des Auges 1 erzeugt wird und weiters zur Kontrolle des Zustands des In- terferometers einer der Teilstrahlen des Mess-Doppelstrahls 1 1 im dem den Doppelstrahl generierenden Michelson-Interferometer von einem Retroreflektor 21 reflektiert wird, der periodisch um kleine Beträge, beispielsweise um λ/4 , mit Tonfrequenz f hin und her bewegt wird, so dass ein Teil des Ausgangsstrahls 49, auf einen Photodetektor 81 , mit Verstärker 82 und Lautsprecher 83 gerichtet, mittels Signaltons der Frequenz f signalisiert, daß Licht aus dem ophthalmologischen Interferometer über das Auge den BV erreicht. Hierbei gewährleistet die Raum-Zeit-Domäne Technik einerseits hohe Flexibilität der Messung durch Zugriff auf IxJ parallel zueinander verlaufende intraokuläre Strecken innerhalb willkürlich großer und flexibel gestaltbarer und positionierbarer Segmente der Augenpupille, und damit auf Stützpunkte der Wellenfläche in diesen Bereichen und somit auch auf die Übertragungsfunktion der Optik des Auges sowie, alternativ, durch Summen- oder Mittelwertbildung der intraokulären Streckenlängen innerhalb beliebiger Pupillensegmente eine erhebliche Sensitivitätssteigerung.
4. BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG.
Die Erfindung wird hier anhand eines Ausführungsbeispiels gemäß Figur 2 näher erläutert.
In dem in Figur 2 dargestellten Strahlengang einer erfindungsgemäßen Anordnung sind der Übersichtlichkeit wegen das ophthalmologische Interferometer im engeren Sinn [A], die Fixierlicht-Komponenten [B] und die Vorrichtung zur Kontrolle und Detektion des Messsignals [C] durch Strichpunktlinien-Kästen abgegrenzt.
4A. Ophthalmoloqisches Interferometer:
Das hier beschriebene Messverfahren benutzt Interferometer auf unkonventionelle Weise insofern, als das Auge nicht von einem einzelnen Messstrahl beleuchtet wird, sondern von einem durch ein Michelson-interferometer erzeugten Mess-Doppelstrahl. Das Michelson-interferometer im engeren Sinn umfaßt die Komponenten 10 bis 27. 9 ist die Hand des die Längenmessung durchführenden Beobachters (Arzthelferin). 10 ist die Lichtquelle für den Mess-Doppelstrahl 1 1 . Die Messlichtquelle 10 ist eine räumlich kohärente und in ihrer Wellenlänge durchstimmbare Lichtquelle (DSL), beispielsweise ein durchstimmbarer, räumlich kohärenter Laser. Der von der Messlichtquelle 10 emittierte Lichtstrahl 12 wird von der Optik 13 kollimiert und vom Strahlteiler 14 in zwei Teilstrahlen 15 und 16 aufgeteilt.
Der Teilstrahl 15 wird von dem parallel zur Strahlrichtung (y-Richtung) verschiebbaren Messspiegel 17 als Teilstrahl 24 des Mess-Doppelstrahls 1 1 zum Strahlteiler 30 reflektiert. Der Retroreflektor 17 ist auf einem Verschiebetisch 18 montiert, der von Hand 9 aus oder mittels eines elektrischen Antriebs 19 kontrolliert verstellbar ist und dessen y-Position von einem eingebauten Positionsgeber nach außen abgegeben oder mit Hilfe eines Nonius 20 durch den Beobachter abgelesen werden kann. Ähnlich wie bei der Raum-Domäne Doppelstrahl KK-Interferometrie Technik wird auch hier gegenüber dem Teilstrahl 16 eine für den Doppelstrahl 1 1 intrinsische Wegdifferenz AL eingestellt. Diese Wegdifferenz spielt eine wichtige Rolle bei der Lösung des im Abschnitt 4D-a angesprochenen Autokorrelations-Problems.
Der Teilstrahl 16 trifft auf einen Retroreflektor 21 , der auf einem Piezoaktuator 22 montiert ist und von diesem durch eine Wechselspannung„U~" angetrieben, periodisch in Strahlrichtung (z-Richtung) um kleine Beträge, beispielsweise um λ/4 , mit einer Tonfrequenz f hin und her bewegt wird. Dadurch erfährt der hier reflektierte Teilstrahl 23 des Mess-Doppelstrahls 1 1 gegenüber dem Teilstrahl 24 eine zeitlich periodische Phasenverschiebung. Diese dient der Justagekon- trolle per Audiosignal; sie wird bei Auslösung der Messung beziehungsweise beim Start der Signalregistrierung durch das Photodetektor-Signal unterbrochen. Beide reflektierten Teilstrahlen 23 und 24 werden vom Strahlteiler 14 als Mess-Doppelstrahl 1 1 schließlich in Richtung Strahlteiler 30 reflektiert beziehungsweise transmittiert und von diesem auf das Auge (1 ) reflektiert.
Zur Anpassung des Messstrahl-Durchmessers an die Pupillengröße dient der aus Zoom-Okular 26 und Objektiv 27 bestehende Strahlaufweiter. Das Zoom- Okular 26 ist in Figur 2 durch die gezeichnete Sammellinse-Zerstreuungslinse- Kombination nicht in seinem tatsächlichen Aufbau dargestellt, sondern nur symbolisch. (Analoges gilt für die Zoom-Optiken 52 und 56.)
4B. Strahlparameter und Fixierung des Probandenaupes:
Die Grundparameter des Messstrahls in der Pupille des Probanden sind
Strahlintensität, Strahldurchmesser und Wellenlänge sowie Strahlrichtung und Strahlposition bezüglich Richtung und Position der Sehachse des Auges.
Strahlintensität: Der zulässige Grenzwert für die Bestrahlungsstärke (Strahlungsleistung bezogen auf die Strahlquerschnittsfläche) der auf das Auge treffenden Lichtstrahlen ist durch Sicherheitsvorschriften begrenzt und hängt, neben der Wellenlänge, von der zu erwartenden Bestrahlungsdauer ab.
Strahldurchmesser:
Dieser bestimmt zum einen die insgesamt in das Auge eintretende Strahlungsleistung und damit die erreichbare Sensitivität der Längenmessung. Zum anderen begrenzt der Strahldurchmesser die Ausleuchtung der Pupille und damit beispielsweise die maximale Ausdehnung der meßbaren Übertragungsfunktion des Auges. Wellenlänge:
Die hier dominierende Rayleigh-Streuung nimmt mit Ι/λ4 zu. Die Verwendung von Licht größerer Wellenlänge ist daher vorteilhaft, wird jedoch durch Absorption im Gewebswasser ab etwa λ = 1 ,4 um zunehmend eingeschränkt. (Derzeit sind DSL's im Wellenlängenbereich von etwa 680 nm bis ~3 μιτι kommerziell erhältlich.)
Strahlrichtung bezüglich Sehachse:
Diese wird durch die Richtung des Fixierstrahls 31 festgelegt, wobei der Patient auf den vom Fixierstrahl auf seiner Retina erzeugten Lichtfleck schaut. Der Fixierstrahl 31 wird durch Abbildung der Austrittsfläche 32 des Lichtleiters 33 durch die Optik 34 und die Optik des Patientenauges 1 über die Strahlteiler 40, 36 und 30 auf dessen Fundus erzeugt. Die Lichtleitfaser 33 wird von einer Licht emittierenden Diode (LED) 38, die beispielsweise grünes Licht emittiert, beleuchtet, deren Licht von einer Optik 35 auf die Eintrittsfläche 37 der Lichtleitfaser 33 fokussiert wird. Die x-y-Position der Austrittsfläche 32 der Lichtleitfaser 33 bestimmt die Richtung des Fixierstrahls 31 ; sie wird mittels einer 2-Koordina- ten Einstellvorrichtung 39 in 2 zueinander orthogonalen Richtungen, beispielsweise x- und y-Richtung, positioniert.
Messstrahl-Position bezüglich Sehachse:
Diese wird mittels eines auf das Patientenauge projizierten Lichtrings gesteuert. Zur Erzeugung dieses Lichtrings wird eine Kreisring-förmige Blendenöffnung 41 mittels eines Fixierlichtstrahls 44 durch die Optik 34, reflektiert vom Strahlteiler 36, und durch den Strahlteiler 30 hindurch auf die Lederhaut beziehungsweise auf die Umgebung der Pupille 2 des Patientenauges 1 abgebildet. Die Blendenöffnung 41 wird mit Hilfe einer Optik 42 von der LED 43, die beispielsweise rotes Licht emittiert, beleuchtet. Damit kann auch der Patient bei der Positionierung aktiv mitwirken. Die Position des Auges 1 wird durch eine 2-Koordinaten Einstellvorrichtung 45 in 2 zueinander orthogonalen Richtungen, beispielsweise x- und y-Richtung, eingestellt. Als Kriterium für die Standard-Position des Patientenauges kann symmetrische Helligkeits-Empfindung des Patienten bei der betreffenden Wellenlänge beziehungsweise Farbe des von der LED 43 emittierten Lichts benutzt werden.
4C. Positionskontrolle und RZI-Repistrierunp:
Eine Kontrolle der Positionierung der Eintrittspupille 2 des Patientenauges relativ zum Lichtringbild wird durch Abbildung der Pupillenebene mittels der Zoom- Optik 52 am Interferometerausgang über den Bildverstärker (BV) in die Brennebene 60 des Okulars 61 ermöglicht. Hierzu werden Brennweite und/oder z-Po- sition (der Ursprung von z befindet sich im Krümmungsmittelpunkt der Cornea, etwa 8 mm vom Corneascheitel im Innern der Vorderkammer des Auges) der Zoom-Optik 52 so eingestellt, dass die Pupille 2 auf die Photokathode 53 des BV abgebildet wird.
Ein solcher BV kann beispielsweise auf Mikrokanalplatten-Technologie, basierend aus Photokathode 53 am Eingang, Mikrokanalplatte 54 zur Verstärkung im engeren Sinn und Phosphorschirm 55 am Ausgang des BV, beruhen. Die spektrale Empfindlichkeit dieser BV wird durch das jeweilige Photokathoden- Material bestimmt. Oberhalb einer Wellenlänge von 1 μιτι nimmt die Detektivität der hier zur Verfügung stehenden Festkörper-Photoempfänger allerdings mit Ι/λ2 ab. Alternativ kann anstelle eines solchen BV auch eine Digitalkamera, basierend auf CCD Technologie, Electron Multiplying CCD oder Intensified CCD Technologie, eingesetzt werden. In den letzteren Fällen ersetzt der Sensor der Digitalkamera die Photokathode, der Phosphorschirm 55 wird durch den elektronischen Kamerasucher ersetzt.
Visuelle Positionskontrolle:
Das am Phosphorschirm 55 des BV auftretende verstärkte RZI erleichtert das Auffinden des RZI durch Beobachter 100 (mit Hilfe der Mikroskop-analogen Optiken 56 und 61 ) oder Beobachter 101 (durch Abbildung auf das Array 70 und Übertragung durch den Rechner 90 auf den Monitor 91 ), insbesondere bei irregulärer Optik des Auges. In der Ebene des Phosphorschirms 55 des BV befin- det sich ferner ein Strichkreuz 58 als Hilfe zur visuellen Kontrolle der vorliegenden RZI-Position. Die Beobachtung des Bilds am BV-Ausgang auf dem dort angeordneten Strichkreuz erleichtert die Positionierung und Ausrichtung des Probandenauges. (Letztere kann mittels des Fixierstrahls 31 nachgestellt werden.)
Justierungskontrolle per Audiosignal:
Eine etwas pauschale Kontrolle des Justierzustands des ophthalmologischen Interferometers wird durch eine akustische Beobachtung unterstützt. Hierzu befindet sich im Ausgangsstrahl 49 des ophthalmologischen Interferometers ein Strahlteiler 80, der einen Teil des Ausgangsstrahls auf einen Photodetektor 81 mit Verstärker 82 und Lautsprecher 83 lenkt. Ein am Aktuator 22 bei eingeschaltete Wechselspannung U~ auftretender Ton der Frequenz f signalisiert, daß Licht aus dem ophthalmologischen Interferometer über das Auge den BV erreicht.
Zur interferometrischen Messung wird durch Variieren der Brennweite der Zoom-Optik 52 zunächst der Kontrast eines auf den BV abgebildeten RZI 51 optimiert, dann das RZI mittels des vom Strahlteiler 59 reflektierten Teils des Abbildungsstrahls 57 auf das Photodetektor-Array 70 abgebildet und von dessen Photodetektoren-Raster gemessen beziehungsweise "abgetastet".
Fresnel-Zonen-artige Interferogramme RZI 51:
Das vom Auge reflektierte Lichtstrahlbündel 50, hier durch den "Ausgangsstrahl" 49 des ophthalmologischen Interferometers charakterisiert, enthält eine Reihe 3-dimensionaler Interferenzerscheinungen in Form von Interferenz-Hohlkegeln mit zunehmendem Durchmesser entlang der optischen Achse des Auges. Bei regulärer Anatomie des Auges überlagern alle diese Interferogramme, wobei das Interferogrannnn der starken Reflexe des Fundus und der beiden Cor- neareflex dominiert. Andererseits haben die Corneareflexe und der Reflex der hinteren Linsenfläche fast gleichen Krümmungsradius und daher über fast die gesamte Augenpupille denselben Interferenzzustand, so dass die von ihnen bei Beleuchtung mit Licht großer Kohärenzlänge gebildeten (monochromatischen) Interferogramme visuell kaum voneinander getrennt erkennbar sind. Bei irregulärer Anatomie, beispielsweise Katarakt, wird man unter Umständen überhaupt keine kompletten oder nur Speckle-ähnliche Interferogramme beobachten können.
Die hier interessierenden kontrastreichen RZI liegen zunächst als reelle Interferenzen im Bereich vor der Cornea (z > 0) und als virtuelle Interferenzen hinter der Cornea (bei z < 0) vor. Reelle kontrastreiche Interferenzen sind auf der z- Achse (mehrere cm bis dm) vor dem Auge lokalisiert. Für die vor dem Auge angeordnete Zoom-Optik 52 sind dies virtuelle Objekte und werden von dieser - im Sinne einer invers wirkenden Lupe - als reelle Bilder auf den BV-Eingang oder ein dort positioniertes Photodetektor-Array abbildet.
Diese Interferogramme bilden die Basis für die ophthalmologische WT-Inter- ferometrie-Variante der KK-Längenmessung. In jedem Pupillenpunkt (x, y) kann man daher grundsätzlich eine Reihe intraokulärer Distanzen messen. Bei regulärer Anatomie des Auges gibt es, wegen des Dominierens regulärer Reflexe für das RZI, eine eindeutige Zuordnung der Interferogramm-Positionen zur entsprechenden x-y-Position in der EP des Auges. So erhält man beispielsweise Zugriff auf die Verteilung der optischen Augenlänge Cornea/Fundus oder der Vorderkammertiefe Cornea/Augenlinse innerhalb der Pupille. In jedem Fall kann man die gemessenen Längen über die gesamte Pupille addieren und so ein Signal mit sehr hoher Sensitivität erhalten - allerdings wegen der Summenbildung über unterschiedliche Längen zum Preis verminderter Genauigkeit.
Übrigens befindet sich das zur Messung benutzte RZI 51 - vom Probanden aus gesehen - hinter der Zoomoptik 52 (bei z > D). Der Abstand des zur Messung benutzten RZI von der Zoomoptik hat daher keinen das Interferometer in z- Richtung vergrößernden Einfluß. Die Zoomoptik 52 kann auch unmittelbar an den Strahlteiler 80 oder, bei Weglassen der Justierhilfen, an den Strahlteiler 36 angrenzen. 4P. Signa/Verarbeitung.
4D-a. Intensitätsspektren der aus dem Auge austretenden Lichtwellen:
Die hier benutzte WT-Interferometrie oder Swept-Source KK-Interferometrie - es gibt hier mehrere auf denselben optischen Prinzipien beruhende Techniken mit unterschiedlichen aber sinngleichen Namen - basiert auf dem Intensitätsspektrum I^(k) der an der transversalen Objektposition (ξ,ψ ) aus dem Auge austretenden Lichtwellen. Diese werden mittels spektral durchstimmbarer Laser als Lichtquelle erzeugt, von einem Detektor an einen Rechner 90 weiter gegeben und liefern dort per Fourier-Transformation und Autokorrelations-Entschlüs- selung die Objektstruktur in den transversalen Objektposition ( ξ,ψ ) entlang dem Messstrahl im ophthalmologischen Interferometer [A].
In der erfindungsgemäßen Methode wird das zur Berechnung der Tiefenstruktur des Auges erforderliche Streufeld-Intensitätsspektrum lx,y(k) des Patientenauges aus Transversal-Positionen eines RZI (51 ), das in longitudinaler z-Richtung einige cm bis dm außerhalb des Patientenauges lokalisiert ist, von einem Pho- todetektor-Array (70) registriert und an einen Rechner (90) weiter gegeben. Wegen der in diesen Abständen auch bei moderater Katarakt dominierenden regulären Reflexe ist eine eindeutige Zuordnung der RZI-Positionen zu den transversalen Pupillenkoordinaten weitgehend gegeben.
4D-b. Fourier-Transformation der RZI Array-Daten:
Der Rechner 90 speichert das Spektrum der okulären Streufeld-Intensitäten lx,y(k) der einzelnen Array-Photodetektoren, berechnet daraus die den Transversal-Positionen (x, y) der Array-Photodetektoren entsprechenden Teilstrecken- Längendaten und stellt diese auf dem angeschlossenen Monitor 91 dar.
Die Array-Daten sind Datenmatrizen lx,y(k) mit
Ix y(k) ~ |FTz{Fxy(z)}|2 (2) worin FTZ = Fourier-Transformation bezüglich z-Koordinate; k = 2π Ι λ ist die Wellenzahl, λ die Wellenlänge des vom DSL emittierten Lichtstrahl. Ix,y(k) sind die durch Lichtausbreitung außerhalb der Patientenaugenpupille (über die Optiken 52 und 56 sowie den BV) den einzelnen Array-Photodetektoren zugeordneten und von diesen registrierten spektralen Intensitäten. Hierbei wird der DSL 10 durch ein Spektrum Δλ durchgestimmt, dessen Größe die Tiefenauflösung bestimmt, s. Gleichung (1 ).
Figure imgf000018_0001
ist das Streupotenial des Auges oder seine "Struktur", n(x,y;z) ist der zugehörige Brechungsindex.
Die Signalstärke ist bei dem hier benutzten zurückgestreuten Licht an Stellen aneinander grenzender Gewebe mit großen Streupotential-Unterschieden groß. Daher lassen sich die z-Positionen von Gewebegrenzen zGi/Gj(x,y) entlang jedem Lichtstrahl in der Augenpupillen-Position (x, y) anhand der dort auftretenden Signal-Intensitätsspitzen bestimmen (der Index Gi/Gj bedeutet„Gewebegrenze zwischen Gewebe Gi und Gewebe Gj" mit beispielsweise: G1/G2 = Cor- nea-Vorderfläche/Cornea-Innenfläche, G1/G3 = Cornea-Vorderfläche/Linsen- Vorderfläche, G4/G5 = Linsen-Innenfläche/Fundus). Die entsprechenden Teilstrecken-Längen erhält man als Differenz AzGi/Gj der z-Werte dieser Signal-Intensitätsspitzen entlang der Strahlen durch die Pupillenposition (x, y).
Hier gibt es folgende Nutzungs-Varianten: (a) Benutzung gemessener Teilstrecken-Längen AzGi/Gj in der Pupille zur Bestimmung der optometrischen Daten oder der Übertragungsfunktion des Patientenauges, (b) Benutzung der meßbaren Teilmengen der Teilstrecken-Längen AzGi/Gj(x,y) in Segmenten der Pupille, insbesondere bei fortgeschrittener Katarakt, (c) Mittelwertbildung der messbaren Teilstrecken-Längen AzGi/Gj(x,y) über mehrere oder alle Pupillenpunkte zur
Sensitivitätserhöhung. Auflösung und Meßbereich:
Die Transversalauflösung, mit der das RZI registriert wird, ist entsprechend der klassischen Abbeschen Auflösungsformel durch Wellenlänge und numerische Apertur der Abbildung durch die Optik 52 gegeben. Tiefen-auflösung wird durch Durchstimmen des DSL 10 über ein Spektrum
Kohärenzlänge des abbildenden Lichtbündels gegeben.
Die Größe des Meßbereichs hingegen wird von der Dichte der Abtastwerte auf der k-Achse bestimmt.
Autokorrelation:
Eine inverse FT der Intensitätsdaten des Photodetektor-Array 70 liefert allerdings - ohne weiteres - nicht die Objektstruktur, sondern deren Autokorrelationsfunktion. Zur Lösung dieses Problems gibt es eine Reihe von Techniken, die in der Literatur ausführlich beschrieben sind (z. B. Fercher et al., Opt.Commun. 1 17(1995)43-48 oder Seelamantula et al., J. Opt. Soc. Am A, 25(2008)1762- 1771 ) und auch hier benutzt werden können.
4D-c. Größe und Kontrast des RZI; Rolle des Abtast- oder "Sampling"-Theo- rems:
Beide, Position D und Brennweite der Zoom-Optik 52 bestimmen den Abbildungsmaßstab des auf die Photokathode 53 des BV und weiter auf das Array 70 abgebildeten - oder auf ein ohne Zwischenschaltung eines BV lokalisiertes Photodetektor-Array 70 abgebildeten RZI. Grundsätzlich ist die RZI-Größe am Photodetektor-Array mittels Zoom-Optik 56 natürlich so zu wählen, daß es von den Array-Detektoren - in Übereinstimmung mit dem Abtast-Theorem - in korrekten Abständen "abgetastet" wird. Mit einem 32 x 32 Photodetektor-Array beispielsweise, kann die zentrale Interferogramm-Kreisfläche eines RZI und darüber hinaus noch dessen Ringstruktur bis zum 4. Interferenzring - in Übereinstimmung mit dem Abtast-Theorem - abgetastet werden. Das führt, gegenüber Detektion der zentralen Interferogramm-Kreisfläche allein, für das Summensig- nal zu einem Sensitivitätsgewinn von bereits 6 dB (bei Vernachlässigung des Gauss-Profils und bei homogener Transparenz der Augenmedien nimmt die Größe des Summensignals des Photodetektor-Arrays mit der Fläche des registrierten RZI zu). Ein Photodetektor-Array mit 1000 x 1000 Pixel hat bei Abtast-Theorem-gerechter Verwendung darüber hinaus ein Sensitivitäts-Potential in der Größenordnung von 20 dB.
4D-d. RZI-Größe und Sensitivität:
Optimaler RZI-Kontrast liegt allerdings in individuell unterschiedlichen z-Positio- nen (innerhalb einiger cm bis dm vor dem Patientenauge) vor. Bildet man zur Kontrastoptimierung unterschiedliche z-Positionen des RZI 51 (über die Optiken 52 und 56 und den BV) auf das Detektor-Array 70 ab, erfolgt das wegen des erforderlichen Durchstimmens der Brennweite der Zoom-Optik 52 unter individuell verschiedenen, von den Parametern des Auges abhängigen Abbildungsmassstäben. Die Abtastung des in seiner Größe variierenden Bilds des RZI 51 auf dem Photodetektor-Array 70 führt daher häufig zu "Undersampling" oder "Over- sampling", wodurch Bildqualität und Sensitivität verschlechtert werden.
Homogenisierung der RZI Größe.
Zur Signaloptimierung sind somit 2 Schritte erforderlich:
1 . Aufsuchen eines RZI mit optimalem Kontrast entlang der z-Achse.
2. Abtast-Theorem-gerechte Abbildung des RZI vom Phosphorschirm 55 des BV per Zoomoptik 56 auf das Photodetektor-Array 70.
Das ist eine 2-dimensionale Mannigfaltigkeit von Möglichkeiten und daher impraktikabel.
Da die Ringdurchmesser der RZI, durch die Zunahme der Krümmungsradien der sich ausbreitenden Corneareflexe bedingt, mit zunehmendem Abstand z vom Patientenauge zunehmen, der Abbildungsmassstab der RZI auf die Photokathode des BV mit zunehmendem Abstand von der Optik 52 jedoch abnimmt, kann man die Größenveränderung der RZI entlang der z-Achse durch geeignete Wahl des RZI-Abbildungsmassstabs - also durch geeignete Wahl der Position und/oder Brennweite der Zoom-Optik 52 - kompensieren. Als Beispiel sei eine Positionierung der Zoom-Optik 52 bei z = D = 60 mm vor dem Auge 1 angenommen. Damit erreicht man - durch entsprechende Zoom-Optik-52- Brennweite - eine Konstanz der auf die Photokathode 53 abgebildeten RZI- Ringdurchmesser von besser als +/- 5% für z-Positionen zwischen z = 100 mm bis - 600 mm.
Alternativ kann man anstelle des Durchstimmens der Brennweite der Zoom-Optik 52 auch die Vorrichtung zur Detektion des Messsignals [C] entlang der z- Achse (z. B. nach Position C, siehe offenen Pfeil 71 ) verschieben.
4D-e. Stark inhomogene Transparenz der Patientenaugenmedien:
In solchen Fällen besteht beim erfindungsgemäßen Verfahren ein Gewinn dadurch, dass das im Vergleich zum Einzeldetektor gegebenenfalls viel größere Detektor-Array zu einer erheblichen Erleichterung der ansonsten bei der standardgemäßen punktuellen Spektral-Interferometrie mit einem einzigen winzigen Detektor viel mühsameren Signalsuche und auch eine Segmentierung histologisch zusammengehöriger Bereiche erlaubt.
5. FIGUREN
Figur 1 a: Purkinje-Sanson-Bilder P1 , P2, P3, P4,
Figur 1 b: Fresnel-Zonen-artiges Raum-Zeit-Domäne Interferogramm
(RZI), eingebettet in die Mitte der Speckle-Struktur vor dem Auge;
Figur 1 c Vergrößerter Ausschnitt des RZI aus Figur 1 b und
Figur 2: Strahlengang in einer erfindungsgemäßen Anordnung.

Claims

PATENTANSPRÜCHE
1 . Anordnung zur ophthalmologischen Längenmessung mittels Doppelstrahl Raum-Zeit-Domäne Wavelength-Tuning Interferometrie, bei der ein Patientenauge (1 ) von einem Mess-Doppelstrahl(1 1 ) aus einem Zweistrahl-Interferometer [A] beleuchtet wird, das seinerseits von einem durchstimmbaren Laser (10) beleuchtet wird und so am Ausgang des Interferometers [A] einen durchstimmbaren Mess-Doppelstrahl(1 1 ) aus paarweise monochromatischen, zeitlich versetzten koaxialen Komponenten (23 und 24) erzeugt, der nach Reflexion an einem Strahlteiler (30) das Patientenauge (1 ) beleuchtet, und aus dem Spektrum der Streufeld-Intensitätsdaten 1 «,.(k) des vom Patientenauge (1 ) austretenden gestreuten und/oder reflektierten Streufelds die Struktur des Auges berechnet wird, dadurch gekennzeichnet, dass die zur Berechnung der Struktur des Auges erforderlichen Streufeld-Intensitätsdaten I ξ,Ψ (k) aus den vom Ausgangsstrahl (49) des Auges in transversalen ξ-ψ-Positio- nen aus longitudinal vor oder hinter der Cornea lokalisierten Raum-Zeit- Domäne Interferogramm (RZI)(51 ) von einer Optik auf einen Bildverstärker (BV) oder ein Photodetektor-Array (70) projiziert und an einen Rechner (90) weiter gegeben werden.
2. Anordnung zur ophthalmologischen Längenmessung mittels auf Doppelstrahl (1 1 ) basierender Raum-Zeit-Domäne Wavelength-Tuning Interferometrie nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der Bildverstärker (BV) beispielsweise aus einer Photokathode (53) am Eingang, einer Mikrokanalplatte (54) zur Bildverstärkung und einem Phosphorschirm (55) an seinem Ausgang besteht.
3. Anordnung zur ophthalmologischen Längenmessung mittels auf Doppelstrahl (1 1 ) basierender Raum-Zeit-Domäne Wavelength-Tuning Interferometrie nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Optik
i als Zoom-Optik (52) ausgeführt und im Ausgangsstrahl (49) des ophthalmologischen Interferometers so angeordnet wird, dass sie, als in- verse Lupe fungierend, über ihre Brennweiten-Einstellung entlang der Sehachse (48) des Auges, in z-Richtung die unterschiedlich positionierte Raum-Zeit-Domäne Interferogrannnne (51 ) auf eine in z-Richtung fixe Position der Bildverstärker-Photokathode (53) oder des Photode- tektor-Arrays (70) abbilden.
4. Anordnung zur ophthalmologischen Längenmessung mittels auf Doppelstrahl (1 1 ) basierender Raum-Zeit-Domäne Wavelength-Tuning In- terferometrie nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die die Raum-Zeit-Domäne Interferogrannnne (51 ) auf die Bildverstärker- Photokathode (53) oder das Photodetektor-Array (70) abbildende Zoom-Optik (52) im Ausgangsstrahl (49) auf der z-Achse (bei z = D) so positioniert wird, dass eine Zunahme der Ringdurchmesser der Fresnel- Zonen-artigen Raum-Zeit-Domäne Interferogrannnne (51 ) entlang der Sehachse (48) des Auges (in z-Richtung) durch den mit zunehmendem Abstand vom Auge (1 ) in z-Richtung abnehmenden Maßstab der Abbildung der RZI (51 ) auf das Photodetektor-Array (70) oder die Bildverstärker-Photokathode (53) kompensiert wird.
5. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die monochromatischen Doppelstrahlen (1 1 ) unterschiedlicher Wellenlängen von einem durchstimmbaren Laser (10) und einem
Strahlteiler (14) in einem Michelson-Interferometer ([A]) erzeugt werden.
6. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das Patientenauge (1 ) von zwei zu den Mess-Doppelstrahlen (1 1 ) koaxialen Fixierstrahlen (31 , 44) unterschiedlicher Farbe für die Justierung des Patientenauges (1 ) beleuchtet wird.
7. Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Fixierstrahlen (31 ) für die Richtung des Patientenauges (1 ) durch Abbildung der Austrittsfläche (32) eines Licht führenden Lichtleiters (33) durch eine Optik (34) auf den Fundus des Auges realisiert werden.
8. Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Fixierstrahlen (44) für die Position des Patientenauge (1 ) mittels eines auf das Patientenauge (1 ) projizierten Lichtrings durch Abbildung einer Kreisring-förmigen beleuchteten Blendenöffnung (41 ) auf die Lederhaut beziehungsweise auf die Umgebung der Pupille (2) des Patientenauges (1 ) realisiert werden .
9. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass einer der Teilstrahlen des Mess-Doppelstrahls (1 1 ) im dem den Doppelstrahl generierenden Michelson-Interferometer ([A]) von einem Retroreflektor (21 ) reflektiert wird, der periodisch um kleine Beträge, beispielsweise um λ/4, mit Tonfrequenz hin und her bewegt wird.
10. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass ein im Ausgangsstrahl(49) des ophthalmologischen Interfero- meters angeordneter Strahlteiler (80) einen Teil des Ausgangsstrahls auf einen Photodetektor (81 ) mit Verstärker (82) und Lautsprecher (83) lenkt.
1 1 . Anordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass Messungen intraokulärer Distanzen in jedem Pupillenpunkt (x, y) möglich sind .
3
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