WO2018011407A1 - Verfahren zur hochsensitiven messung von abständen und winkeln im menschlichen auge - Google Patents

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WO2018011407A1
WO2018011407A1 PCT/EP2017/067889 EP2017067889W WO2018011407A1 WO 2018011407 A1 WO2018011407 A1 WO 2018011407A1 EP 2017067889 W EP2017067889 W EP 2017067889W WO 2018011407 A1 WO2018011407 A1 WO 2018011407A1
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WO
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eye
sensor
light source
dual
retina
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PCT/EP2017/067889
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Daniel Bublitz
Roland Bergner
Manfred Dick
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Carl Zeiss Meditec Ag
Carl Zeiss Ag
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Publication date
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    • A61B3/14—Arrangements specially adapted for eye photography

Definitions

  • the present invention relates to a method for highly sensitive measurement of distances and angles in the human eye.
  • IOL intraocular lens
  • the axial length of the eye from the front of the cornea (cornea) to the retina (retina) represents the most important measurement values for the preoperative selection of the IOL to be implanted.
  • special calculation formulas eg Haigis, Olsen, Barrett, Holaday 2, raytracing
  • requires knowledge of distances in the anterior segment of the eye (lens thickness, corneal thickness, anterior chamber depth).
  • the distances in the eye are measured according to the prior art, preferably non-contact by optical interferometric methods, which are known under the name of PCI (partial coherence interferometry) or OCT (optical coherence tomography).
  • optical interferometric methods which are known under the name of PCI (partial coherence interferometry) or OCT (optical coherence tomography).
  • structural transitions can be represented as one-dimensional depth profiles (A scans) or as two-dimensional depth cross-sectional images (B scans), detecting specular reflections at the optical interfaces and / or light scattered in the various media of the eye become.
  • the fixation of the patient on the measuring beam ensures that the relevant length for calculating the IOL is determined.
  • a device for determining the eye length based on this method is the lOLMaster from Carl Zeiss Meditec AG, in which a confocal time-domain system is illuminated with a short-coherent laser source and detected with a non-spatially resolving photodiode.
  • the lOLMaster is based on an interferometric dual-beam arrangement in which the light backscattered by the retina is superimposed with the corneal reflex and detected coherently.
  • This method has the advantage that axial movements of the patient's eye during the measurement do not distort the signal. Thus, relatively slow measurements with scanning times of 0.5 s can be carried out with this method. However, patients must apply a minimum of cooperation for fixation for the duration of the measurement.
  • a disadvantage is that, as with all confocal OCT systems, the range of eye lengths to be measured is coupled to the detection aperture and thus to the detection sensitivity and it is therefore not possible to further increase the detection sensitivity in the given eye length measurement range.
  • a likewise based on this method device for determining distances in the anterior segment of the eye represents the ACMaster Carl Zeiss Meditec AG, in which a confocal time-domain system is illuminated with a short-coherent laser source and detected with a non-spatially resolving photodiode.
  • the patient is stimulated by means of additional fixation stimuli for Umfixieren, resulting in a better detection of the individual interfaces (front cornea and corneal surface, front of the lens and lens back) leads. For limited cooperative patients, this measurement process is difficult.
  • a method in which the detection takes place with a spatially resolving camera.
  • the detection aperture and thus the measurement sensitivity can be optimized largely independently of the given eye length measurement range.
  • the light wave field in this method is measured spatially resolved with magnitude and phase, the light wave field can be transmitted to any other detection level using the wave equation.
  • This allows the detection aperture of about 2mm to 4mm and thus increase the sensitivity by a factor of 4.
  • the sensitivity of the emmetropic eye can be obtained in the case of non-emmetropic eyes, such as, for example, hyperopic eyes with a defective vision of 10 dpt, which under these circumstances allows a further at least 10-fold increase in sensitivity compared with the prior art.
  • optically non-contact measuring method is based on the fact that the eye length and the lens thickness can be measured extremely difficult in an already existing cataract disease due to the decreasing transmission of the eye lens.
  • the present invention has for its object to develop a method for measuring distances in the eye, which is characterized by short effective measurement times, so that possibly even cost-effective, hand-held measuring devices can be realized.
  • the method should enable highly sensitive measurements of distances in the eye, even of people with advanced cataract disease.
  • This object is achieved with the method for the optical, non-contact determination of distances in the human eye, based on the short-coherence interferometry in the dual-beam method, in which the time-domain signals are detected with a spatially resolving sensor, that the used to measure the eye light source is periodically modulated in their brightness.
  • the present method is used to measure the distances of a cataractous eye in order to select the IOL to be implanted with the appropriate refractive power.
  • the method is intended in particular for the measurement of eyes already suffering from cataract, in principle it can be used for the measurements of all eyes, e.g. also eyes with already implanted IOL, silicone filled eyes, aphake eyes and phakic eyes without cataract.
  • the method according to the invention for the optical, non-contact determination of distances in the human eye is based on short-coherence interferometry in the dual-beam method, in which the time-domain signals are detected with a spatially resolving sensor.
  • the light source used to measure the eye is periodically modulated in its brightness.
  • the short-coherence interferometry used here in the dual-beam method is based on the interferometric comparison of transit time or path length difference in the eye with transit time or path length differences of known size in a two-beam interferometer, from which the partial or total lengths of the eye can be easily determined .
  • Suitable light sources for this purpose emit light of short coherence length.
  • a light source having a coherence length of about 10 to 200 ⁇ m is used.
  • As light sources z. As laser diodes or superluminescent diodes can be used.
  • the delay line of the short-coherence interferometer is to be tuned in the dual-beam method with a measuring time of 0.1 to 10 seconds at a constant speed.
  • the scanning of an eye-length area should take place at a speed of 30 mm / s and a light source with a coherence length of ⁇ ⁇ m should be used.
  • a light source with a coherence length of ⁇ ⁇ m should be used.
  • the detector signal would periodically change at this time with 70.6kHz Doppler frequency. Although this could be resolved by the delay line is not continuous, but in jumps of 100pm is tuned. If the actual measurement were then carried out in the times in which the delay line is constant, a stable measurement would be feasible.
  • the light source is periodically modulated in brightness.
  • the light source is modulated with a frequency f- ⁇ , where f is the Doppler frequency of the interference signal and ⁇ can assume a value between 0 and ⁇ Vi, more preferably at ⁇ the framerate of the sensor.
  • the modulation of the brightness of the illumination light source takes place in the example with a frequency of 70.6 kHz, preferably 69.85 kHz, wherein the modulation of the illumination light source ⁇ - or rectangular or with a
  • a sensor or sensor section which can realize frame rates greater than 1 kHz will find use as the spatially resolved detector.
  • a sensor is used for the spatially resolved detection, which has a frame rate of 3000 Hz at exposure times of 330 ⁇ 5. Its resolution is at least 10 ⁇ 10, preferably 100 ⁇ 100,
  • ⁇ ⁇ is passed through in the exposure time of 330 ⁇ .
  • this distance corresponds to a phase shift in the signal of approximately 30 ⁇ 2 ⁇ .
  • the detection were now carried out with a continuously radiating light source, all coherent signal components would be averaged out.
  • the light source in the example is modulated in its brightness with a frequency of 70.6 kHz, then a static interference pattern can be observed on the sensor. With these specifications, the sensor records approximately 10 images in which a certain coherent signal of the eye length can be observed.
  • the modulation should not be done with 70.6kHz but with 69.85kHz. Due to the difference frequency of 0.75kHz (1/4 of the frame rate), the specific interference signal in each of the successive sensor frames is shifted by 90 ° in phase. Thus one expects in the sensor sequences modulation frequencies with Vi of the frame rates of limited cutoff frequency. These can be narrowband filtered.
  • the modulation of the light source is ⁇ - or rectangular or with a [1 + sin (t)] -shaped characteristic.
  • the frequency would remain the same, but the signal strength would decrease by half. Due to possibly occurring non-linearities of the delay line and rapid changes of the eye length due to changes in blood flow in the retina, the real Doppler frequency will deviate from the theoretical one. However, at least 2 frames / period must always be recorded by the sensor. Therefore, the Doppler frequency should be known with an accuracy of ⁇ 1/4 the frame rate of the detector. Thus, with a delay line speed of 30mm / s, the deviations of the real displacement speed plus the maximum speeds of the eye length change should be smaller than 320mm / s.
  • the delay line of the short-coherence interferometer has a path measuring system in the dual-beam method, from whose signals the modulation frequency of the light source is derived online.
  • the intensity of these light signals should be distributed to as few pixels of the sensor as possible.
  • the optimum detection plane is placed conjugate to the retina of an eye with a refractive error in the range of ⁇ 15D.
  • the range of diophoria occurring in the human population is asymmetrical, as there are more myopes than hyperopic eyes. Should z.
  • the optimal level of detection is conjugated to a retina of a -2.5 dpt myopic eye.
  • the optimal level of detection should be for light myopic eyes conjugated to the retina.
  • the method presented in this way is significantly more sensitive than the conventional short-coherence interferometry in the dual-beam method known from the prior art.
  • the method according to the invention additionally enables reliable detection of distances in the anterior segment of the eye.
  • a repositioning in the range between 0 to 20 ° to the optical axis of the measuring device is provided.
  • an evaluation of the interference patterns results in an assignment of the interference peaks to the front or rear eye segment.
  • the interference of the cornea-reflected, approximate spherical wave with the wave field statistically reflected by the retina is evaluated.
  • these reflections can be easily assigned to the interfaces. If two approximately spherical waves are interfering, then the interference pattern should correspond to Fresnel rings. These can be fitted by a ring system. If one then determines the correlation coefficient, additional information can be obtained.
  • the retina is an interference partner. If the coefficient is larger, then it is a ring system, ie an interference between the cornea and the lens reflexes.
  • the ring gauge additionally provides information about relative curvature differences of the surfaces, which can be used to differentiate the front of the lens and the back of the lens.
  • the angle of tilt of the eye lens with respect to the visual axis of the eye can be determined from the shape of the interference pattern arising between the reflections of the cornea and the front or the rear lens interface on the spatially resolving sensor.

Abstract

Verfahren zur hochsensitiven Messung von Abständen und Winkeln im menschlichen Auge Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur hochsensitiven Messung von Abständen und Winkeln im menschlichen Auge, um bei einer Kataraktoperation eine Intraokularlinse mit der richtigen Brechkraft einzusetzen. Das Verfahren zur optischen, berührungslosen Bestimmung von Abständen im menschlichen Augebasiertauf der Kurzkohärenz-Interferometrie im Dual-Beam-Verfahren, bei dem die Time-Domain-Signale mit einem ortsauflösenden Sensor detektiert werden.Erfindungsgemäß wird die Delay-Strecke der verwendeten interferometrischen Messanordnung kontinuierlich durchgestimmtund die zur Beleuchtung der Retina eines Auges verwendete kurzkohärente Beleuchtungslichtquelle periodisch in ihrer Helligkeit moduliert. Dievon der Retina reflektierten Lichtsignale werden von einem Sensor erfasst und ortsaufgelöst detektiert. Das vorliegende Verfahren dient der Messung der Augenlänge eines an Katarakt erkrankten Auges.Obwohl das Verfahren insbesondere für die Messung an bereits an Katarakt erkrankten Augen vorgesehen ist, kann es prinzipiell für die Messungen der Achslänge aller Augen verwendet werden.

Description

Verfahren zur hochsensitiven Messung von Abständen und Winkeln im menschlichen Auge
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur hochsensitiven Messung von Abständen und Winkeln im menschlichen Auge. Um bei einer Kataraktoperation eine Intraokularlinse (im Weiteren kurz als IOL bezeichnet) mit der richtigen Brechkraft einzusetzen, ist es erforderlich, das Auge möglichst exakt zu messen. Dabei stellt die Achslänge des Auges von der Vorderseite der Hornhaut (Kornea) bis zur Netzhaut (Retina) den für die präoperative Auswahl der zu implantierenden IOL bedeutendsten Messwerte dar. Bei der Verwendung von speziellen Berechnungsformeln (z. B. Haigis, Olsen, Barrett, Holaday 2, raytra- cing) ist darüber hinaus auch die Kenntnis von Abständen im vorderen Augenabschnitt (Linsendicke, Hornhautdicke, Vorderkammertiefe) erforderlich.
Die Abstände im Auge werden nach dem Stand der Technik bevorzugt kontaktfrei durch optische interferometrische Verfahren gemessen, die unter dem Namen PCI (partial coherence interferometry) oder OCT (optical coherence tomo- graphy) bekannt sind. Bei diesen Verfahren können Strukturübergänge als eindimensionale Tiefenprofile (A-Scans) oder als zweidimensionale Tiefenschnitt- bilder (B-Scans) dargestellt werden, wobei spekulare Reflexe an den optischen Grenzflächen und/oder Licht, das in den verschiedenen Medien des Auges gestreut wird, detektiert werden.
Aus den nach dem Stand der Technik bekannten Techniken zur Vermessung der Augenlänge und anderer Abstände im Auge sind Verfahren mittels partiell kohärenter Interferometrie im Doppelstrahlverfahren („dual beam") weit verbreitet.
Bei diesen Verfahren fallen zwei in ihrer optischen Weglänge verschiedene Stahlen in das Auge und werden an Hornhautvorderseite und der Retina bzw. Linse oder Hornhautrückfläche reflektiert bzw. gestreut und zur Interferenz ge- bracht. Aus den Signalen bei verschiedenen optischen Weglängen lässt sich auf die Abstände im Auge schließen.
Bei der Messung der Augenlänge ist durch die Fixation des Patienten auf den Messstrahl sichergestellt, dass die zur Berechnung der IOL relevante Länge bestimmt wird. Für die Messung von Abständen im vorderen Augenbereich kann es dagegen von Vorteil sein, den Patienten mittels zusätzlicher Fixationsanreize umfixieren zu lassen oder mittels bestimmter Vorrichtungen den Messstrahl selber unter verschiedenen Winkeln ins Auge zu führen.
Ein auf diesem Verfahren basierendes Gerät zur Bestimmung der Augenlänge stellt der lOLMaster der Firma Carl Zeiss Meditec AG dar, bei dem ein konfokales Time-Domain-System mit einer kurzkohärenten Laserquelle beleuchtet wird und mit einer nicht ortsauflösenden Photodiode detektiert wird. Der lOLMaster basiert auf einer interferometrischen Dual-Beam-Anordnung, bei dem das von der Retina zurückgestreute Licht mit dem Korneareflex überlagert und kohärent detektiert wird.
Dieses Verfahren hat den Vorteil, dass axiale Bewegungen des Patientenauges während der Messung das Signal nicht verfälschen. Damit können mit diesem Verfahren auch relativ langsame Messungen mit Scannzeiten von 0,5s durchgeführt werden. Allerdings müssen Patienten für die Messzeitdauer ein Mindestmaß an Kooperation zur Fixation aufbringen.
Nachteilig wirkt sich aus, dass wie bei allen konfokalen OCT-Systemen der zu messende Augenlängenbereich mit der Detektionsapertur und damit mit der Detektionsempfindlichkeit gekoppelt ist und es dadurch nicht möglich ist, die Detektionsempfindlichkeit im gegebenen Augenlängenmessbereich weiter zu erhöhen.
Ein ebenfalls auf diesem Verfahren basierendes Gerät zur Bestimmung von Abständen im vorderen Augenabschnitt stellt der ACMaster der Firma Carl Zeiss Meditec AG dar, bei dem ein konfokales Time-Domain-System mit einer kurzkohärenten Laserquelle beleuchtet wird und mit einer nicht ortsauflösenden Photodiode detektiert wird. Bei diesem Gerät wird der Patienten mittels zusätzlicher Fixationsanreize zum Umfixieren angeregt, was zu einer besseren Detektion der einzelnen Grenzflächen (Hornhautvorder- und Hornhautrückfläche, Linsenvorder- und Linsenrückfläche) führt. Für eingeschränkt kooperative Patienten ist dieser Messvorgang schwierig.
In AT 51 1 740 B1 wird ein Verfahren vorgestellt, bei dem die Detektion mit einer ortsauflösenden Kamera erfolgt. Durch diese Art der Detektion kann die Detekti- onsapertur und damit die Messempfindlichkeit weitgehend unabhängig vom gegebenen Augenlängenmessbereich optimiert werden. Da das Lichtwellenfeld bei diesem Verfahren ortsaufgelöst mit Betrag und Phase gemessen wird, kann das Lichtwellenfeld mit Hilfe der Wellenleitungsgleichung in jede andere Detek- tionsebene übertragen werden. Damit lässt sich die Detektionsapertur von ca. 2mm auf 4mm und damit die Empfindlichkeit um den Faktor 4 steigern. Bei nicht emmetropen Augen, wie beispielsweise hochmyopen Augen mit einer Fehlsichtigkeit von 10dpt, kann dann zusätzlich die Empfindlichkeit des emmetropen Auges erhalten werden, wodurch unter diesen Umständen eine weitere mindestens 10 fache Empfindlichkeitssteigerung im Vergleich zum Stand der Technik möglich ist.
Der Nachteil des hier beschriebenen Verfahrens ist darin zu sehen, dass ortsauflösende Detektoren, deren Messgeschwindigkeit zumindest annähernd der von nicht ortsauflösenden Detektoren entspricht, extrem teuer sind.
Ein weiterer Nachteil aller nach dem Stand der Technik bekannten, optisch berührungsfrei arbeitenden Messverfahren liegt darin begründet, dass sich die Augenlänge und die Linsendicke bei einer bereits vorliegenden Katarakterkrankung aufgrund der sich verringernden Transmission der Augenlinse nur äußerst schwierig messen lassen. Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Messung von Abständen im Auge zu entwickeln, welches sich durch kurze effektive Messzeiten auszeichnet, so dass eventuell auch kostengünstige, handgehaltene Messgeräte realisierbar sind. Außerdem sollen mit dem Verfahren hochsensitive Messungen von Abständen im Auge auch von Menschen mit fortgeschrittener Katarakterkrankung ermöglicht werden.
Diese Aufgabe wird mit dem Verfahren zur optischen, berührungslosen Bestimmung von Abständen im menschlichen Auge, basierend auf der Kurzkohärenz- Interferometrie im Dual-Beam-Verfahren, bei dem die Time-Domain-Signale mit einem ortsauflösenden Sensor detektiert werden, dadurch gelöst, dass die zur Vermessung des Auges verwendete Lichtquelle periodisch in ihrer Helligkeit moduliert wird.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale des unabhängigen Anspruches gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Das vorliegende Verfahren dient der Messung von Abständen eines an Katarakt erkrankten Auges, um die zu implantierende IOL mit der entsprechenden Brechkraft auswählen zu können. Obwohl das Verfahren insbesondere für die Messung an bereits an Katarakt erkrankten Augen vorgesehen ist, kann es prinzipiell für die Messungen aller Augen verwendet werden, also z.B. auch Augen mit bereits implantierter IOL, silikongefüllte Augen, aphake Augen und phake Augen ohne Katarakt.
In den letzten Jahrzehnten ist weltweit ein Anstieg an starken Kurzsichtigkeiten (Myopie) zu verzeichnen. Um die Ursachen dafür zu erforschen ist es international üblich, bestimmte Wachstumsvorgänge am menschlichen Auge mit Augen von Tieren (z. B. Mäuse, Hühner) zu simulieren. Dazu werden Abstände im Auge der Tiere unter bestimmten Randbedingungen über geeignete Zeiträume gemessen. Das vorliegende Verfahren ist ausdrücklich auch anwendbar für solche Messungen.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben.
Das erfindungsgemäße Verfahren zur optischen, berührungslosen Bestimmung von Abständen im menschlichen Auge basiert auf der Kurzkohärenz-Interfero- metrie im Dual-Beam-Verfahren, bei dem die Time-Domain-Signale mit einem ortsauflösenden Sensor detektiert werden. Dabei wird die zur Vermessung des Auges verwendete Lichtquelle periodisch in ihrer Helligkeit moduliert.
Die hier benutzte Kurzkohärenz-Interferometrie im Dual-Beam-Verfahren basiert auf dem interferometrischen Abgleich von Laufzeit- oder Weglängendifferenz im Auge mit Laufzeit- oder Weglängendifferenzen bekannter Größe in einem Zweistrahl-Interferometer, woraus sich die Teil- oder auch Gesamtlängen des Auges leicht ermitteln lassen. Geeignete Lichtquellen hierzu emittieren Licht kurzer Kohärenzlänge.
Erfindungsgemäß wird deshalb eine Lichtquelle mit einer Kohärenzlänge von ca. 10 bis 200μηΊ verwendet. Als Lichtquellen können z. B. Laserdioden oder Superlumineszenzdioden eingesetzt werden.
Erfindungsgemäß soll die Delay Line des Kurzkohärenz-Interferometers im Dual-Beam-Verfahren bei einer Messzeit von 0,1 bis 10 Sekunden mit einer konstanten Geschwindigkeit durchgestimmt werden.
Beispielhaft soll das Scannen eines Augenlängenbereiches mit einer Geschwindigkeit von 30mm/s erfolgen und eine Lichtquelle mit einer Kohärenzlänge von Ι ΟΟμιτι verwendet werden. Auf dem ortsaufgelösten Sensor würden dabei für etwa 3ms Interferenzen beobachtet werden können. Allerdings würde sich das Detektorsignal in dieser Zeit periodisch mit 70,6kHz Dopplerfrequenz ändern. Dies ließe sich zwar beheben, indem die Delay Line nicht kontinuierlich, sondern in Sprüngen von 100pm durchgestimmt wird. Würde dann die eigentliche Messung in den Zeiten erfolgen, in denen die Delay Line konstant ist, wäre eine stabile Messung realisierbar.
Bei einer solchen (springenden) Durchstimmung der Delay Line treten sehr hohe Beschleunigungen auf, die eine technische Realisierung erschweren oder gar verhindern. Zudem würden während der Messzeit auftretende Augenlän- genänderungen zur Verfälschung der Messung führen.
Um bei einer kontinuierlichen Durchstimmung ein annähernd statisches Interferenzmuster zu erhalten wird die Lichtquelle periodisch in der Helligkeit moduliert.
Erfindungsgemäß wird die Lichtquelle mit einer Frequenz fü - Δ moduliert, wobei fü die Dopplerfrequenz des Interferenzsignales ist und Δ einen Wert zwischen 0 und ± Vi, besonders bevorzugt bei ± der Framerate des Sensors annehmen kann.
Die Modulation der Helligkeit der Beleuchtungslichtquelle erfolgt dabei im Beispiel mit einer Frequenz von 70,6kHz, bevorzugt 69,85kHz, wobei die Modulation der Beleuchtungslichtquelle δ- oder rechteckförmig bzw. mit einer
[1 +sin(cot)]-förmigen Charakteristik erfolgt.
Aus dem Stand der Technik sind zwar schnelle, ortsauflösend arbeitende Sensoren bekannt, die allerdings noch relativ teuer sind und einem kostengünstigen, handgehaltenen Messgerät entgegenstehen.
Erfindungsgemäß wird als ortsaufgelöster Detektor ein Sensor oder Sensorausschnitt Verwendung finden, der Frameraten größer 1 kHz realisieren kann. Beispielhaft wird deshalb für die ortsaufgelöste Detektion ein Sensor verwendet, der eine Framerate von 3000Hz bei Belichtungszeiten von 330μ5 aufweist. Dabei beträgt dessen Auflösung mindestens 10 x 10, bevorzugt 100x100,
300x300 oder 1000x1000 Pixel. Es ist aber auch möglich für die ortsaufgelöste Detektion einen Sensor oder Sensorausschnitt mit unsymmetrischer Abmessung zu verwenden.
Wird die Delay Line kontinuierlich mit 30mm/s durchgestimmt, wird in der Belichtungszeit von 330με eine Strecke von Ι ΟμηΊ durchfahren. Diese Strecke entspricht bei einer Wellenlänge von 850nm (in Wasser) einem Phasenhub im Signal von etwa 30 x 2π.
Würde die Detektion nun mit kontinuierlich strahlender Lichtquelle erfolgen, würden alle kohärenten Signalanteile herausgemittelt. Wird die Lichtquelle jedoch im Beispiel mit einer Frequenz von 70,6kHz in ihrer Helligkeit moduliert, so kann am Sensor ein statisches Interferenzmuster beobachtet werden. Bei diesen Vorgaben werden vom Sensor zirka 10 Bilder aufgenommen, in denen ein gewisses kohärentes Signal der Augenlänge beobachtet werden kann.
Um die Interferenzen besser auswerten zu können, soll die Modulation nicht mit 70,6kHz sondern mit 69,85kHz erfolgen. Durch die Differenzfrequenz von 0,75kHz (1/4 der Framerate) ist das spezifische Interferenzsignal in jedem der aufeinander folgenden Sensorframes um 90° in der Phase verschoben. Damit erwartet man in den Sensorsequenzen Modulationsfrequenzen mit Vi der Frameraten limitierter Grenzfrequenz. Diese lassen sich schmalbandig filtern.
Erfindungsgemäß erfolgt die Modulation der Lichtquelle δ- oder rechteckförmig bzw. mit einer [1 +sin( t)]-förmigen Charakteristik. Bei einer Modulation der Lichtquelle mit einer [1 +sin(rot)]-förmigen Charakteristik würde die Frequenz gleich bleiben, die Signalstärke aber auf die Hälfte sinken. Durch eventuell auftretende Nichtlinearitäten der Delay Line und schnelle Änderungen der Augenlänge durch die Durchblutungsänderungen in der Retina wird die reale Dopplerfrequenz von der theoretischen abweichen. Es müssen aber immer mindestens 2 Frames/Periode vom Sensor aufgenommen werden. Deshalb sollte die Dopplerfrequenz mit einer Genauigkeit von ±1/4 der Framerate des Detektors bekannt sein. Bei einer Verstellungsgeschwindigkeit der Delay Line von 30mm/s sollten die Abweichungen der realen Verstellungsgeschwindigkeit plus die maximalen Geschwindigkeiten der Augenlängenänderung somit kleiner sein als 320Mm/s.
Erfindungsgemäß verfügt die Delay Line des Kurzkohärenz-Interferometers im Dual-Beam-Verfahren über ein Wegmesssystem, aus dessen Signalen online die Modulationsfrequenz der Lichtquelle abgeleitet wird.
Da die Detektion der von der Retina reflektierten Lichtsignale ortsaufgelöst in Betrag und Phase erfolgt, können diese Lichtwellenfelder auf jede Ebene umgerechnet werden. Vom physikalischen Standpunkt ist dabei jede Detektionse- bene äquivalent, allerdings lässt sich speziell für Dual-Beam-Verfahren eine optimale Lage für die Detektionsebenen definieren.
Zum einen ist es wichtig, dass die von der Retina reflektierten Lichtsignale möglichst vollständig erfasst werden. Zum anderen soll die Intensität dieser Lichtsignale auf möglichst wenige Pixel des Sensors verteilt werden.
Das bedeutet, dass bei einer gegebenen notwendigen minimalen Auflösung des Sensors ein möglichst kleines Bündel reflektierter Lichtsignale für den gesamten zu vermessenden Dioptriebereich der Augen auf den Sensor fällt.
Erfindungsgemäß wird die optimale Detektionsebene konjugiert zur Retina eines Auges mit einer Fehlsichtigkeit im Bereich von ±15D gelegt. Der in der menschlichen Population auftretende Dioptriebereich ist unsymmetrisch, da es stärker myope als hyperope Augen gibt. Soll z. B. ein physiologischer Bereich von -1 Odpt myope bis 5dpt hyperope Augen gemessen werden, liegt die optimale Detektionsebene konjugiert zu einer Retina eines -2,5dpt myopen Auges.
Eine weitere notwendige Forderung ist, dass das von der Kornea reflektierte Lichtbündel das von der Retina reflektierte/gestreute Lichtbündel auf dem Sensor vollflächig überlagert. Für typische Krümmungen der Kornea ist dies aber immer erfüllt, so dass die optimale Detektionsebene in einer praktischen Ausgestaltung der Erfindung für leicht myope Augen konjugiert zur Retina liegen sollte.
Während bei Modellaugen mit optisch glatten Grenzflächen die von der Retina reflektierten Lichtsignale auf dem Sensor ein typisches Ringmuster erzeugen, sind bei realen Augen durch statistische Phasenvariationen Specklekörner zu beobachten, deren Größe umgekehrt proportional zur Detektionsapertur ist.
Bei der Auswertung ist zu berücksichtigen, dass im Speckle-Wellenfeld auf dem Sensor alle Pixel eine unkorrelierte Phase haben. Das bedeutet, dass die Auswertung für jedes Pixel des Sensors einzeln erfolgen kann und sich das resultierende Signal erst durch mittein der Auswertung mehrerer oder aller Pixel ergibt.
Das so dargestellte Verfahren ist deutlich sensitiver als die nach dem Stand der Technik bekannte, klassische Kurzkohärenz-Interferometrie im Dual-Beam-Ver- fahren. Die Vorzüge des erfindungsgemäßen Verfahrens führen insbesondere bei der Messung nicht rechtsichtiger Augen zu deutlichen Steigerungen der Sensitivität der Augenlängenmessung. Das erfindungsgemäße Verfahren ermöglicht neben der Bestimmung der Augenlänge zusätzlich die sichere Detektion von Abständen im vorderen Augenabschnitt. Wie bereits erwähnt, ist es dabei vorteilhaft den Patienten mittels zusätzlicher Fixationsanreize umfixieren zu lassen. In Abhängigkeit vom jeweiligen Patientenauge ist eine Umfixierung im Bereich zwischen 0 bis 20° zur optischen Achse des Messgerätes vorgesehen.
Dabei erfolgt durch Auswertung der Interferenzmuster eine Zuordnung der In- terferenzpeaks zum vorderen oder hinteren Augenabschnitt.
Bei der Augenlängenmessung wird die Interferenz der von der Kornea reflektierten, näherungsweisen Kugelwelle mit dem statistisch von der Retina reflektierten Wellenfeld ausgewertet.
Bei dual beam Anordnungen interferieren aber auch alle anderen Grenzflächen (Kornearückseite, Linsenvorder- und Linsenrückfläche) miteinander, sodass bis ca. 10 Signalpeaks beobachtet werden können.
Durch einen weiteren Auswerteschritt lassen sich diese Reflexe leicht den Grenzflächen zuordnen. Interferieren zwei näherungsweise Kugelwellen, so sollte das Interferenzmuster Fresnelringen entsprechen. Diese können durch ein Ringsystem angefittet werden. Bestimmt man anschließend den Korrelationskoeffizienten, so können zusätzliche Informationen gewonnen werden.
Ist der Koeffizient sehr klein, also ist eher ein inkohärentes Specklemuster als ein Ringsystem vorhanden, so ist die Retina ein Interferenzpartner. Ist der Koeffizient größer, so handelt es sich um ein Ringsystem, also eine Interferenz zwischen Kornea und Linsenreflexen.
Der Ringmaßstab liefert zusätzlich noch eine Information über relative Krümmungsunterschiede der Flächen, womit Linsenvorder- und Linsenrückfläche unterschieden werden können. Zusätzlich lassen sich erfindungsgemäß aus der Form der zwischen den Reflexen der Kornea und der vorderen bzw. der hinteren Linsen-Grenzfläche auf dem ortsauflösenden Sensor entstehenden Interferenzmuster Kippwinkel der Augenlinse in Bezug zur Sehachse des Auges bestimmen.

Claims

Patentansprüche
1 . Verfahren zur optischen, berührungslosen Bestinnnnung von Abständen im menschlichen Auge, basierend auf der Kurzkohärenz-Interferometrie im Dual-Beam-Verfahren, bei dem die Time-Domain-Signale mit einem ortsauflösenden Sensor detektiert werden, dadurch gekennzeichnet, dass die zur Vermessung des Auges verwendete Lichtquelle periodisch in ihrer Helligkeit moduliert wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle mit einer Frequenz fD - Δ moduliert wird, wobei fD die Dopplerfrequenz des Interferenzsignales ist und Δ einen Wert zwischen 0 und ± , besonders bevorzugt ± der Framerate des Sensors annehmen kann.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Dopplerfrequenz fD mit einer Genauigkeit von ± der Framerate des Sensors ermittelt wird.
4. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Modulation der Lichtquelle δ- oder rechteckförmig bzw. mit einer [1 +sin( t)] - förmigen Charakteristik erfolgt.
5. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der ortsauflösende Sensor in einer optimalen Detektionsebene positioniert wird, in welcher die von der Retina reflektierten oder gestreuten Lichtsignale möglichst vollständig auf möglichst wenigen Pixeln des Sensors erfasst werden und wo eine Überlagerung mit den von der Kornea reflektierten Lichtsignalen erfolgt.
1
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die optimale Detektionsebene konjugiert zur Retina eines Auges mit einer Fehlsichtigkeit im Bereich von ± 15D liegt.
7. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass für die ortsaufgelöste Detektion ein Sensor oder Sensorausschnitt Verwendung findet, der eine Auflösung im Bereich von 10x10 bis 1000x1000 Pixel aufweist und auch unsymmetrische Abmessungen aufweisen kann.
8. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass für die ortsaufgelöste Detektion ein Sensor oder Sensorausschnitt Verwendung findet, der Frameraten größer 1 kHz realisieren kann.
9. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Auswertung der ortsaufgelösten Detektion pixelweise erfolgt.
10. Verfahren nach Anspruch 1 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswertung der ortsaufgelösten Detektion durch Mittelung einzelner Pixel erfolgt.
1 1 . Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Delay Line des Kurzkohärenz-Interferometers im Dual-Beam-Verfahren bei einer Messzeit von 0,1 bis 10 Sekunden mit einer konstanten Geschwindigkeit durchgestimmt wird.
12. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle des Kurzkohärenz-Interferometers im Dual-Beam-Verfahren eine Kohärenzlänge zwischen 10 und 200μηη aufweist.
13. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Augenlänge des menschlichen Auges ermittelt wird.
2
14. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass Abstände im vorderen Augenabschnitt des menschlichen Auges ermittelt werden.
15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass das Patientenauge zur Ermittlung von Abständen im vorderen Augenabschnitt umfixiert wird, wobei die Umfixierung im Bereich zwischen 0 und 20° zur optischen Achse des Messgerätes liegt
16. Verfahren nach Anspruch 13, oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass
durch Auswertung der Interferenzmuster eine Zuordnung der Interferenz- peaks zum vorderen oder hinteren Augenabschnitt erfolgt.
17. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass aus der Form der zwischen den Reflexen der Kornea und der vorderen bzw. der hinteren Linsen-Grenzfläche auf dem ortsauflösenden Sensor entstehenden Interferenzmuster Kippwinkel der Augenlinse in Bezug zur Sehachse des Auges bestimmt werden.
18. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Delay Line des Kurzkohärenz-Interferometers im Dual-Beam-Verfahren über ein Wegmesssystem verfügt, aus dessen Signalen online die Modulationsfrequenz der Lichtquelle abgeleitet wird.
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