WO2021058183A1 - Verfahren zur ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer daten eines auges - Google Patents

Verfahren zur ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer daten eines auges Download PDF

Info

Publication number
WO2021058183A1
WO2021058183A1 PCT/EP2020/071765 EP2020071765W WO2021058183A1 WO 2021058183 A1 WO2021058183 A1 WO 2021058183A1 EP 2020071765 W EP2020071765 W EP 2020071765W WO 2021058183 A1 WO2021058183 A1 WO 2021058183A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
eye
measurement
measurement data
stable
dynamic behavior
Prior art date
Application number
PCT/EP2020/071765
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Holger MÄUSEZAHL
Roland Bergner
Manfred Dick
Original Assignee
Carl Zeiss Meditec Ag
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carl Zeiss Meditec Ag filed Critical Carl Zeiss Meditec Ag
Priority to EP20750653.6A priority Critical patent/EP4033963A1/de
Priority to US17/762,537 priority patent/US20220378288A1/en
Priority to CN202080079043.7A priority patent/CN114727756A/zh
Publication of WO2021058183A1 publication Critical patent/WO2021058183A1/de

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/0016—Operational features thereof
    • A61B3/0025—Operational features thereof characterised by electronic signal processing, e.g. eye models
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/0016—Operational features thereof
    • A61B3/0041—Operational features thereof characterised by display arrangements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/1005—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring distances inside the eye, e.g. thickness of the cornea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/101—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for examining the tear film
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/103—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining refraction, e.g. refractometers, skiascopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/107—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining the shape or measuring the curvature of the cornea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/11—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring interpupillary distance or diameter of pupils
    • A61B3/112—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring interpupillary distance or diameter of pupils for measuring diameter of pupils
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/117—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for examining the anterior chamber or the anterior chamber angle, e.g. gonioscopes
    • A61B3/1173—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for examining the anterior chamber or the anterior chamber angle, e.g. gonioscopes for examining the eye lens
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/14—Arrangements specially adapted for eye photography

Definitions

  • the invention relates to a method for collecting biometric measurement data of an eye on the basis of various measurement modalities, which enables physiologically correct, representative and robust biometric measurement data.
  • various biometric measurement data of the patient's eye are required in order to be able to calculate the appropriate refractive power for the artificial intraocular lens (IOL) to be implanted.
  • IOL intraocular lens
  • measuring devices are used according to the known prior art.
  • a large number of such measuring devices are based on optical processes, such as:
  • measuring devices are known that are based on either ultrasound or also use optical methods. These include Scheimpflug cameras, slit lamps and measuring devices based on optical coherence tomography (OCT), partial coherence interferometry (PCI) or the like.
  • OCT optical coherence tomography
  • PCI partial coherence interferometry
  • Measurements are made in the form of deep scans and not in the form of sectional images, as is the case with Scheimpflug cameras and slit lamps.
  • Combination measuring devices that combine two or more measuring systems in one device have also become established in the state of the art.
  • the IOLMaster® 700 from Zeiss.
  • This combination device determines the surface curvature of the cornea with a keratometer, axis length, anterior chamber depth and lens thickness by means of OCT.
  • other parameters of the eye such as the so-called white-to-white distance, are determined.
  • a calculation using various calculation formulas or a ray tracing calculation is possible.
  • the measurement data are typically recorded within a second in order not to overburden the patient and to attract his attention safely.
  • the measurement data acquisition is thus arbitrary and depends on the operator or on automatically processed indicators such as centering the eye on the measurement axis, achieving a sharp image of the eye in a camera, or the like.
  • the disadvantage of this procedure is that the optical-physiological state of the corneal surface or of the eye is unknown at the actual point in time at which the measurement data is recorded.
  • the measured values may differ greatly or even incorrect measurements may result, which can then lead to a deterioration in visual performance after implantation of an IOL.
  • the present invention is based on the object of developing a method for collecting biometric measurement data of an eye that is physiologically correct, representative and robust.
  • the measurement data acquisition should also be dependent on the opto-physiological condition of the eye and should be recorded and evaluated as automatically as possible.
  • This object is achieved with the proposed method for determining physiologically correct biometric measurement data of an eye by selecting dynamic measurement data, in that the measurement data of the individual measurement variables continuously over the measurement time with the highest possible repetition rate and, in addition, the dynamic behavior of the eye with a The highest possible repetition rate can be recorded.
  • the individual Phases of the dynamic of the eye are analyzed, the limits for the phase of stable vision are defined and only the measurement data of the individual measured variables are output that were recorded during the phase of stable vision.
  • the dynamic behavior of the eye is recorded on the basis of one, several or all of the following criteria:
  • the proposed method is provided in particular for collecting biometric measurement data of an eye in preparation for a cataract operation, it can also be used in other areas of ophthalmology in order to generate error-free measurement data or recordings of the eye.
  • Figure 1 a static reflection image of a keratometer
  • Figure 2 the individual phases of the tear film dynamics in the eye, over 5 lid flip cycles
  • FIG. 3 the continuous collection of measured values with a typical individual measurement time of 0.1s and a repetition rate of 10Hz within continuous measurement windows (each with a duration of approx. 0.5-1, 5s and approx. 5-15 individual measurements) as gray and white marked boxes with the numbers 0 to 9,
  • FIG. 4 a comparison of the stable measured values obtained over several blinking cycles from several measuring phases,
  • FIG. 5 an illustration of two parallel measured variables with temporal synchronization over several blinking cycles
  • FIG. 6 an illustration according to FIG. 5, but with an overarching selection of measured values
  • FIG. 7 OCT scan of the retina with foveal pit as a fixation check while measuring the length of the eye
  • FIG. 8 a schematic comparison of the conditions in the eye during disaccommodation (left) and accommodation (right).
  • a solution is provided according to the invention that registers the dynamic properties of the eye during biometric or refractive or other diagnostic measurements and only selects the physiologically correct, usable biometric parameters for further processing and provides.
  • the measurement data of the individual measurement variables are recorded continuously over the measurement time of approx. 20s (several blink of an eye) with the highest possible repetition rate.
  • the dynamic behavior of the eye is also recorded continuously over the measuring time with the highest possible repetition rate, the individual phases of the dynamics of the eye are analyzed and the limits for the phase of stable vision are defined.
  • the method only the measurement data of the individual measurement variables are output or taken into account for the further calculations that are assigned to the phase of stable vision.
  • biometric measurement data of the patient's eye are particularly required in order to be able to calculate the refractive power of a suitable artificial intraocular lens (IOL) to be implanted.
  • IOL intraocular lens
  • An IOL is calculated using one of the various existing calculation formulas or using a ray tracing calculation.
  • the following measurement data for example, can be recorded with the method described:
  • the measurement time for the continuous recording of the measurement data of the individual measurement variables is at least 1s, preferably 20s.
  • measured values are recorded at different measurement times, however, in the area of stable vision C within a typical measurement window of the measuring device of approx. 0.5-1.5s and the formation of an average value from approx.
  • This measured value determined according to the invention from the mean values of the measurement windows in the area of stable vision, such as, for example, the radius of the cornea directly from this measurement is representative of the area of stable vision of the patient.
  • the invention provides for the use of the median value or another aggregated value of these measured values. A decision on use is made on the basis of the quality of the clinical results achieved in each case.
  • the dynamic behavior of the eye is recorded on the basis of one, several or all of the following criteria:
  • At least one stable measurement phase is determined with at least one measurement modality.
  • a stable measurement phase is determined with one measurement modality and is temporally correlated with at least one second measurement modality, which is also influenced by the dynamic course of the first measurement data.
  • reliable measurement data from the second and also further measurement modalities can also be carried out with a high level of reliability for output from the measurement device, with the measurement data also being able to be averaged.
  • the median value or another aggregated value of the measurement data can be used.
  • the analysis of the individual phases of the dynamics of the eye takes place on the basis of various criteria, with the limits for the phase of stable vision resulting from their intersection.
  • the analysis of the individual phases of the dynamics of the eye takes place on the basis of various criteria, for which various limits are defined for the phase of stable vision.
  • the measured data of the individual measured variables e.g. B. used and output for a mean value formation and / or median value formation, which were recorded during the various phases of stable vision.
  • the tear film of the eye is recorded for the dynamic behavior of the eye by measuring and analyzing the radius of curvature of the cornea or of the precorneal tear film between two blinking of the eye. It should be noted that the topography or keratometry of the precorneal tear film is evaluated as topography or keratometry of the cornea.
  • the formation of the tear film and its dissolution present a great dynamic in the eye.
  • the blinking frequency of an adult is approx. 12 blinking / min and the eyelids distribute the precorneal tear film (evenly according to the state of the art) over the surface of the eye within 0.3 - 1 s.
  • the tear film has an average layer thickness of approx. 5 ⁇ m [3], which is no longer present if the tear film is torn open and consequently represents a variable size.
  • To measure the radii and topography of the corneal front which has approx.
  • FIG. 1 shows a static reflection image of a keratometer, the 18 measuring points of which are arranged in three rings with different diameters, the middle ring being offset from the others.
  • the pachymetry of the cornea and the length of the eye always have to record this one measuring point (corneal front surface with tear film), which is subject to the dynamics of the tear film, due to the large difference in refractive index between air and the precorneal tear film.
  • the triggers for blinking are receptors on the corneal surface, which signal a thin tear film (tear film tear).
  • a thin tear film thin tear film tear
  • the optical system and thus also visual vision are impaired.
  • visual perception is completely suppressed in the responsible areas of the brain.
  • visual perception is limited for a short time until a stable, clean tear film has formed on the entire surface of the cornea.
  • the active visual perception and processing of the visual stimuli by the brain begin.
  • a period of several seconds begins in which human vision functions optimally.
  • This section is a quasi-stationary state in which the measured values are very stable. After this section, the wetting of the cornea deteriorates again (drainage of the tear film, deposition of dust particles, etc.) and the cycle described begins all over again.
  • FIG. 2 shows the individual phases of the tear film dynamics in the eye over approx. 5 blinking cycles, as a time course of the measurement of the radius of the cornea or the precorneal tear film by means of a keratometer.
  • phase A represents the blinking of the eye
  • phase B the tear film stabilization
  • phase C the area of stable vision
  • phase D the tear film tear.
  • the axial position of the radii with a similar variation within one blink cycle can also be shown on the ordinate.
  • phase C only measurement data from the area of stable vision (phase C) is initially provided for calculating the radius of curvature from the keratometric measurement and the measurement data from phases A, B and D are discarded.
  • the phase of stable vision occurs in particular when the change in the radii of curvature of the cornea or of the precorneal tear film is within a tolerance of R ⁇ +/- 1%. If, with this restriction, no measurement results can be obtained in the individual case of a pathological cornea, the tolerance can also be increased to approx. ⁇ +/- 5%. In return, if the measurement results are sufficient, the tolerance can also be restricted to approx. ⁇ +/- 0.5% in order to be able to collect more precise measurement data.
  • FIG. 3 again shows the continuous collection of measured values according to the invention (black measurement curve) with a typical individual measuring time of approx. 0.1 s and a repetition rate of approx. 10 Hz -15 individual measurements provided.
  • a typical individual measuring time of approx. 0.1 s and a repetition rate of approx. 10 Hz -15 individual measurements provided for each measurement window (shown as a box).
  • 10-15 individual measured values are recorded (with a measurement duration of 0.5-1.5 s) and then averaged (previously obvious outliers in these measured values are eliminated).
  • the mean value and / or median value from a measurement window currently supplies the output measurement result with the IOLMaster in the state of the art without taking into account the dynamic conditions on the eye and can therefore have undesirable errors.
  • measurement data are now continuously recorded separately with this individual measurement duration of 0.5-1.5s over a total measurement duration of approx.
  • the illustration shows the continuous measurement windows (each with a duration of approx. 0.5-1, 5s and approx. 5-15 individual measurements) as gray and white marked boxes with the numbers 0-9. Only measurement windows that are shown as neighboring boxes marked white (number 3-7) and show the same mean values and / or median values (of the radius / the axial position of the front of the cornea) within a tolerance of approx. 1% can be used for measurement phase C. are assigned as the area of stable vision of the patient within a blink cycle and are used according to the invention for further measurement data processing. The measurement results from measurement windows 0-2 and 8-9, which are shown as gray boxes and can be assigned to measurement phases B and D, are discarded.
  • Measurement phase C (or the measurement windows marked in white) are defined in that the change in the mean values and / or median values of a measurement window (from a single measurement of 0.5 - 1.5 s) to the next measurement window is below a threshold value of eg approx. 1%.
  • FIG. 4 shows a comparison of the measured values obtained over several blinking cycles from several measuring phases, as a continuation of the invention.
  • the mean values and / or median values or other aggregated values collected over several blink cycles from several inherently stable measurement phases C are compared and outliers that represent stable false measurements are eliminated in order to output a more reliable representative measured value.
  • At least 3 stable measurement phases C are provided for this evaluation.
  • the blinking cycles 1, 2 and 4 as well as partially 5 provide overall measurement windows (boxes marked in white) which show the same mean values and / or median values (of the radius / the axis position of the front of the corneea) within a tolerance of approx. 1%.
  • These mean values and / or median values can be assigned with increased certainty to the measurement phase C as the area of stable vision of the patient within several blinking cycles and are used for further measurement data processing.
  • the procedure just described applies to a radius of curvature, that is, to corneal surfaces without astigmatism. Since many corneas have astigmatism and thus a toric or ellipsoidal surface shape, according to the invention, the two radii of curvature Ri and R2 with their associated axial positions are to be determined according to the procedure described. At the same time, the two radii of curvature and their associated axis positions are determined from the area of stable vision in each case.
  • FIG. 5 is a representation of two parallel measured variables with time synchronization over several blinking cycles:
  • lOLMaster 700 determined axial length (AL) of an eye over 4 blink cycles (11-14).
  • FIG. 6 is an illustration of two parallel measured variables with temporal synchronization over several blinking cycles according to FIG. 5, but with an overarching selection of data for increased measurement accuracy and reliability of the measurement data:
  • the AL is measured too large shortly after the blinking and too small shortly before the blinking compared to the known middle range of the known phase C. Accordingly, AL values can only be used for the evaluation from phase C of the synchronized measured radius of curvature in the figure above; the other AL measured values are discarded for further evaluation. Except for cycle 3/13, this applies to all the other cycles shown in FIG. 6.
  • the opening of the eyelid is checked for the dynamic behavior of the eye in order to ensure that the eyelid is opened wide enough and that there are no possible shadows from eyelashes.
  • these deviations from the ideal full image in the keratometry and / or topography of the cornea or other measurement modalities, such as OCT pachymetry, are corrected statically and dynamically within a series of measurements in the evaluation of the measurement results.
  • ⁇ 10% of the total area of the corneal topography performs a fit for these areas on the basis of neighboring topography data, or
  • the fixation of the eye is taken into account for the dynamic behavior of the eye by continuously taking measurements of the lengths of the eyes and only outputting the measurement data that do not exceed a specified tolerance within a specified measurement time.
  • Saccades are ballistic movements that reach a speed of up to 900 s, the duration of these movements ranging from 2 ms to about 80 ms, with amplitudes in the range of 2-50 °. Both patient-dependent inadequate fixation and involuntary saccades can prevent or only allow a measurement along the visual axis of the eye by chance.
  • the exact fixation of the eye on a target in the measuring device plays an important role.
  • dynamic measurements of the eye lengths are recorded several times over approx. 1 s (analogous to the defined measurement windows in keratometry with approx. 0.5-1.5 s there), stable areas of the eye lengths are selected in order to only average the measured values of the eye length and / or To determine and display median values that were recorded within these stable areas.
  • Mean values and median values are given by way of example in the description; in principle, other aggregated values can also be used. The clinical relevance will determine which aggregated value is used.
  • the eye length measurement or other OCT-based measurements with the precorneal tear film as a measuring point are provided continuously over a period of at least 5s to approx. 60s, in particular approx.
  • an exact fixation can be recognized using an OCT retina scan (see FIG. 7) by automatically recognizing the presence of the foveal pit by means of an image processing algorithm. Only when a foveal pit is recognized are the measured data on the axis length evaluated. If no foveal pit is detected, all data dynamically collected within this measurement period are discarded. Regarding the lateral width of the retinal scan, a small area of about 1.5 mm is intended to be used and only the presence of the foveal pit within it to be checked.
  • FIG. 7 shows an OCT retina scan with a foveal groove as a fixation check during the measurement of the eye length AL. It is desirable to scan the fovea at the same time as the AL measurement. If this is not possible with the existing OCT technology, a chronological sequence of AL measurements and associated scans of the fovea is provided for in close proximity.
  • a scan of the fovea is provided within at least one blink. If both the AL measurement and a scan of the fovea are carried out within a blink cycle with the tear film phases A-D, the fixation control is more secure than if the scan of the fovea is only recorded in the next blink cycle. If the scan of the fovea provides an incorrect fixation result, it is intended to discard the AL measurements before and after this scan of the fovea; if it is correct, the AL measurement results before and after can initially be used on the basis of this selection criterion.
  • the dynamic behavior of the eye based on its accommodation is taken into account by continuously taking measurements of the depth of the anterior chamber. According to the invention, only those measurement data are output in which the anterior chamber depth has a value that is as large and stable as possible within a predetermined measurement time.
  • the accommodation of the eye also causes a dynamic, in particular the lens shape and the lens position, and in some cases also the corneal shape of the eye.
  • the patients are asked to look into the distance, for example with the help of a fixation image, in order to be able to grasp the desired disaccommodated state of the eye.
  • this explains the deviations of a subjectively recorded refraction with a refraction of the order of magnitude of -0.5dpt objectively measured by auto-refractors.
  • the invention provides, in particular, the dynamics of the position of the front of the eye lens to the front of the cornea, or of the precorneal tear to determine nenfilms.
  • the dynamically determined values of the anterior chamber depth are examined for stable areas with as long an anterior chamber depth as possible in order to select stable and physiologically representative measurement data of the anterior chamber depth and, in this case, the associated data of the lens radii and the lens thickness.
  • FIG. 8 shows a schematic comparison of the conditions in the eye in the case of disaccommodation (left) and accommodation (right).
  • lens thickness and / or lens radii and / or lens curvatures are also possible within a measuring time of, for example, 1s-20s, since these are also changed by accommodation.
  • the dynamic behavior of the eye is taken into account on the basis of its adaptation by continuously measuring the pupil diameter and only outputting the measurement data for which the pupil diameter has a stable value within a predetermined measurement time.
  • adaptation is understood to mean its adaptation to the luminance levels prevailing in the visual field.
  • the amount of light entering is adjusted by narrowing or widening the pupils with the iris muscles.
  • the pupil diameter is therefore dependent on the brightness in the room and on the brightness of the fixation targets in the measuring device.
  • the adaptation of the eye can be used to use the 1st Purkinje reflex on the cornea to assign its position within the respective pupil and thus the point of intersection of the visual axis with the cornea to the measurement data.
  • a pupillometry is usually present during the measurement of other eye parameters.
  • this data on the pupil diameter is only assigned to the other measured eye parameters without further processing.
  • a variation of the pupil diameter through different light intensities is provided at the view of the biometric measuring device.
  • the pupil diameter can be varied from approx. 2 mm to approx. 7 mm and the physiologically correct measurements dynamically selected according to all the parameters discussed so far can be carried out.
  • the other biometric values can then be assigned to each pupil diameter from the measurement results, and the biometric dynamics can take place as a result of the adaptation of the eye.
  • this pupillometry it is also provided on the basis of the 1st Purkinje Refle xes on the cornea to assign its position within the respective pupil and thus the intersection of the visual axis with the cornea to the measurement results.
  • This point of intersection of the visual axis of the cornea is registered not only within the respective pupil diameter, but also in addition to the stable limbus diameter or its center point.
  • a variation of the 1st Purkinje reflex within the pupil diameter is a sign of an unstable fixation of the patient during the measurement and can also be used according to the invention as a selection criterion for the selection of physiologically stable measured values with a stable fixation.
  • these selection criteria can be configured to be adjustable. For example, you can preselect a measurement precision of 0.1%, ... 1% or 5% for the individual parameters. A very high measurement precision requires the use of many selection criteria, while a lower measurement precision is also made possible with individual selection criteria in a short measurement time.
  • the invention further provides that the measurement of the keratometry takes place as described above and the eye length is determined dynamically in a time-coupled process on the basis of optical coherence tomography (OCT) using A-scans or B-scans.
  • OCT optical coherence tomography
  • Typical rates of 1 kFIz - 10OkFIz for A-scans and 1 Hz - 10KFIz for B-scans are provided. Furthermore, a holoscopic OCT measuring technique can also be used. As an important measuring point for the length of the eye than For all other distances and lengths along the visual axis and / or optical axis of the eye, the position of the interface between the stable precorneal tear film and air is now the measurement values of the eye lengths that are within the time determined by dynamic keratometry area of stable vision were recorded.
  • This recording can take place several times within several stable areas.
  • B. are averaged and / or median values are determined in order to obtain an optimum value with regard to the physiological correctness and robustness.
  • the method according to the invention provides a solution with which physiologically correct, representative and robust biometric measurement data of an eye can be recorded on the basis of various measurement methods.
  • the measurement data acquisition takes into account the opto-physiological condition of the eye and realizes an automated data acquisition and data evaluation.
  • the determination of the opto-physiological condition of the eye is based on the consideration of the dynamic behavior of the eye.
  • the dynamic behavior of the eye is recorded continuously over the measuring time with the highest possible repetition rate. From the analysis of the individual phases of dynamic behavior, the limits for the phase of stable vision are defined and ultimately only the measurement data of the individual measured variables are output that were recorded during the phase of stable vision.

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erhebung von biometrischen Messdaten eines Auges auf der Basis verschiedener Messmodalitäten, welches physiologisch korrekte, repräsentative und robuste biometrischen Messdaten ermöglicht. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden kontinuierlich über die Messzeit die Messdaten der einzelnen Messgrößen mit einer möglichst hohen Wiederholrate und zusätzlich das dynamische Verhalten des Auges mit einer möglichst hohen Wiederholrate aufgezeichnet. Aus diesen Messwerten werden die einzelnen Phasen der Dynamik des Auges analysiert, die Grenzen für die Phase des stabilen Sehens definiert und nur die Messdaten der einzelnen Messgrößen ausgegeben, die während der Phase des stabilen Sehens erfasst wurden. Obwohl das vorgeschlagene Verfahren insbesondere zur Erhebung von biometrischen Messdaten eines Auges, in Vorbereitung einer Katarakt-Operation vorgesehen ist, kann es auch auf anderen Gebieten der Ophthalmologie angewendet werden, um fehlerfreie Messdaten oder Aufnahmen des Auges zu erzeugen.

Description

Verfahren zur Ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer Daten eines Auges
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erhebung von biometrischen Messdaten eines Auges auf der Basis verschiedener Messmodalitäten, welches physiolo gisch korrekte, repräsentative und robuste biometrischen Messdaten ermöglicht.
In Vorbereitung einer Katarakt-Operation am menschlichen Auge sind verschie dene biometrische Messdaten des Patientenauges erforderlich, um die geeig nete Brechkraft für die zu implantierende künstliche Intraokularlinse (IOL) be rechnen zu können.
Dazu werden nach dem bekannten Stand der Technik unterschiedliche Mess geräte genutzt. Eine Vielzahl derartiger Messgeräte basieren auf optischen Ver fahren, wie beispielsweise:
• Keratometer/Ophthalmometer zur Messung der Oberflächenkrümmung der Hornhaut,
• Topografen zur Vermessung der gesamten Hornhaut,
• Autorefraktometer zur Ermittlung der objektiven Refraktion (Sehschärfe prüfung),
• Pupillometer zur Bestimmung der Weite und Lichtreaktionsfähigkeit der Pupille,
• Pachymeter zur Messung der Hornhautdicke,
• usw.
Zur Bestimmung von Abständen im Auge sind Messgeräte bekannt, die entwe der auf Ultraschall basieren oder ebenfalls optische Verfahren nutzen. Dazu zählen Scheimpflug-Kameras, Spaltlampen und Messgeräte, die auf Verfahren der optischen Kohärenztomografie (OCT = optical coherence tomography), der Teilkohärenzinterferometrie (PCI = partial coherence interferometry) oder der gleichen basieren. Zur hochgenauen, berührungslosen Messung haben sich im Stand der Technik Lösungen durchgesetzt, die auf OCT-Verfahren basieren. Hierbei erfolgen Mes sungen in Form von Tiefenscans und nicht wie bei Scheimpflug-Kameras und Spaltlampen in Form von Schnittbildern.
Etabliert haben sich im Stand der Technik weiterhin Kombi-Messgeräte die zwei oder mehr Messsystem in einem Gerät vereinen.
Beispielhaft wird hierzu auf den lOLMaster® 700 von Zeiss verwiesen. Dieses Kombinationsgerät bestimmt die Oberflächenkrümmung der Hornhaut mit ei nem Keratometer, Achslänge, Vorderkammertiefe und Linsendicke mittels OCT. Zusätzlich werden weitere Parameter des Auges, wie der sogenannte Weiß-zu- Weiß-Abstand bestimmt. Auf der Basis dieser Messwerte, die die grundlegen den Parameter zur Berechnung einer IOL bilden, ist eine Berechnung mittels di verser Berechnungsformeln oder auch einer Ray Tracing Berechnung möglich.
Aktuell ist bereits eine hohe Genauigkeit bei der Bestimmung biometrischer Mess daten am Auge erreicht. Trotzdem können verschiedene Fehlerquellen die Mess ergebnisse immer noch negativ beeinflussen und so zu einer nicht optimalen Be rechnung der zu implantierenden IOL führen.
Insbesondere für die Implantation torischer lOL's wurden nach [2] Betrachtungen angestellt, um die Berechnung zu implantierender lOL’s weiter zu optimieren.
Bisher konnten jedoch keine weiteren Verbesserungen gefunden werden. Im Stand der Technik wird lediglich vorgeschlagen eine Mehrzahl von Messungen mit einer anschließenden Mittelung der Messwerte einzuführen, um mit einem mittleren Messwert ein zuverlässigeres Ergebnis zu erzielen. Das Vorgehen bei der Bestimmung biometrischer Messdaten des Auges eines Patienten folgt nach heutigem Stand der Technik folgendem Ablauf, bei dem der Patient gebeten wird:
- nach einem Lidschlag möglichst nicht zu Blinzeln,
- das Auge möglichst weit zu öffnen und
- auf ein statisches Ziel (meist ein Lichtpunkt oder Bild) zu fixieren.
Dadurch soll gewährleistet werden, dass ein stabiler Tränenfilm vorliegt, das Au genlid weit genug geöffnet ist und das Auge fixiert ist, ohne zu akkommodieren.
Nachdem die Patientenaugen so auf das Messgerät justiert sind, wird zu einer be liebigen Zeit eine Messung durchgeführt. Die Messdaten werden typischerweise innerhalb einer Sekunde erfasst, um den Patienten nicht zu stark zu belasten und seine Aufmerksamkeit sicher zu erlangen.
Die Messdatenerfassung erfolgt somit willkürlich und hängt vom Bediener bzw. von automatisch verarbeiteten Indikatoren wie beispielsweise Zentrierung des Au ges auf die Messachse, Erreichen einer scharfen Abbildung des Auges in einer Kamera o. ä. ab.
Nachteilig wirkt sich bei dieser Verfahrensweise aus, dass zum eigentlichen Zeitpunkt der Messdatenerfassung der optische-physiologische Zustand der Hornhautoberfläche bzw. des Auges unbekannt ist.
Bei ungünstigen Messzeitpunkt kann es zu stark abweichenden Messwerten oder gar fehlerhaften Messungen kommen, die dann zu einer Verschlechterung der Sehleistung nach Implantation einer IOL führen können.
Es ist festzustellen, dass bisher die Dynamik des lebenden Patientenauges unzu reichend bei biometrischen Messungen berücksichtigt wurde. Prinzipiell wurde die Dynamik des lebenden Patientenauges während dieser Mes sungen bisher auch nicht näher untersucht, wodurch die daraus resultierenden Messfehler nicht vermieden werden konnten.
Literatur:
[1 ] Prospekt; „Der neue lOLMaster 700“; Carl Zeiss Meditec AG;
DE_32_010_000911 ; Deutschland CZ-l/2015
[2] Hoffmann, Peter; „Diagnostik vor Kataraktoperationen bei Implantation torischer Linsen“; Teil 3: Fehlerquellen - erreichbare Genauigkeit; OPHTHALMO-CHIRURGIE 25: 265-270 (2013)
[3] Werkmeister, R. M. et.al; “Measurement of Tear Film thickness using Ultrahigh Resolution OCT”; Clinical Trials; IOVS 2013; 5578-5583
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Erhe bung von biometrischen Messdaten eines Auges zu entwickeln, die physiologisch korrekt, repräsentativ und robust sind. Dabei soll die Messdatenerfassung zusätz lich vom optisch-physiologischen Zustand des Auges abhängig sein und mög lichst automatisiert aufgezeichnet und ausgewertet werden.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen An sprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegen stand der abhängigen Ansprüche.
Diese Aufgabe wird mit dem vorgeschlagenen Verfahren zur Ermittlung physiolo gisch korrekter biometrischer Messdaten eines Auges durch Selektion dynami scher Messdaten, dadurch gelöst, dass kontinuierlich über die Messzeit die Mess daten der einzelnen Messgrößen mit einer möglichst hohen Wederholrate und zusätzlich das dynamische Verhalten des Auges mit einer möglichst hohen We derholrate aufgezeichnet werden. Aus diesen Messwerten werden die einzelnen Phasen der Dynamik des Auges analysiert, die Grenzen für die Phase des stabi len Sehens definiert und nur die Messdaten der einzelnen Messgrößen ausgege ben, die während der Phase des stabilen Sehens erfasst wurden.
Dabei wird das dynamische Verhalten des Auges erfindungsgemäß anhand ei nes, mehrerer oder auch aller folgenden Kriterien aufgezeichnet:
• Tränenfilm,
• Öffnung des Augenlides,
• Fixation,
• Akkommodation und
• Adaptation.
Obwohl das vorgeschlagene Verfahren insbesondere zur Erhebung von biometri schen Messdaten eines Auges, in Vorbereitung einer Katarakt-Operation vorge sehen ist, kann es auch auf anderen Gebieten der Ophthalmologie angewendet werden, um fehlerfreie Messdaten oder Aufnahmen des Auges zu erzeugen.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher be schrieben. Dazu zeigen:
Figur 1 : ein statisches Reflexionsbild eines Keratometers,
Figur 2: die einzelnen Phasen der Tränenfilmdynamik am Auge, über 5 Lid schlagzyklen,
Figur 3: die kontinuierliche Erhebung von Messwerten mit einer typischen Einzelmesszeit von 0,1s und einer Wiederholrate von 10Hz inner halb von kontinuierlichen Messfenstern (mit jeweils einer Dauer von ca. 0,5-1 , 5s und ca. 5-15 Einzelmessungen) als grau und weiß mar kierte Kästchen mit den Nummern 0 bis 9, Figur 4: einen Vergleich der über mehrere Lidschlagzyklen aus mehreren Messphasen erhobenen stabilen Messwerte,
Figur 5: eine Darstellung zweier paralleler Messgrößen mit zeitlicher Syn chronisation über mehrere Lidschlagzyklen,
Figur 6: eine Darstellung gemäß der Figur 5, jedoch mit übergreifender Se lektion von Messwerten,
Figur 7: OCT-Scan der Retina mit fovealer Grube als Fixationscheck wäh rend der Messung der Augenlänge und
Figur 8: eine schematische Gegenüberstellung der Verhältnisse im Auge bei Desakkommodation (links) und Akkommodation (rechts).
Auf Grund des geschilderten Standes der Technik und den aufgezeigten Proble men wird erfindungsgemäß eine Lösung angegeben, die dynamische Eigenschaf ten des Auges während biometrischer oder auch refraktiver bzw. anderer diagnos tischer Messungen registriert und nur die physiologisch korrekten, verwertbaren biometrischen Parameter für die weitere Verarbeitung selektiert und bereit stellt.
Bei dem vorgeschlagenen Verfahren zur Ermittlung physiologisch korrekter bio metrischer Messdaten eines Auges durch Selektion dynamischer Messdaten wer den die Messdaten der einzelnen Messgrößen mit einer möglichst hohen Wieder holrate kontinuierlich über die Messzeit von ca. 20s (mehrere Lidschläge) aufge zeichnet.
Erfindungsgemäß wird zusätzlich das dynamische Verhalten des Auges mit einer möglichst hohen Wiederholrate kontinuierlich über die Messzeit aufgezeichnet, die einzelnen Phasen der Dynamik des Auges analysiert und die Grenzen für die Phase des stabilen Sehens definiert. Im Ergebnis des Verfahrens werden nur die Messdaten der einzelnen Messgrö ßen ausgegeben bzw. für die weiteren Berechnungen berücksichtigt, die der Phase des stabilen Sehens zugeordnet werden.
Diese biometrischen Messdaten des Patientenauges sind insbesondere erforder lich, um die Brechkraft einer geeigneten zu implantierenden künstlichen Intra okularlinse (IOL) berechnen zu können.
Die Berechnung einer IOL erfolgt mittels einer der existierenden diversen Be rechnungsformeln oder mittels einer Ray Tracing Berechnung. Mit dem be schriebenen Verfahren können beispielsweise folgende Messdaten aufgezeich net werden:
- Radien und Achslagen der kornealen Vorderfläche,
- Radien und Achslagen der kornealen Rückfläche,
- Pachymetrie der Kornea,
- Vorderkammertiefe,
- Radien und Dicke der Linse,
- Verkippung der Linse,
- Augenlänge,
- Weiß-zu-Weiß Abstand,
- Abstand des Retinalen Pigmentepithels zur inneren Grenzmembran,
- Pupillendurchmesser und
- Refraktion.
Diese Aufzählung ist lediglich beispielhaft und hat keinen Anspruch auf Vollstän digkeit.
In diesem Zusammenhang ist zu erwähnen, dass die Messzeit für die kontinuierli che Aufzeichnung der Messdaten der einzelnen Messgrößen mindestens 1s, vor zugsweise 20s beträgt. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, Messwerte zu verschiedenen Messzeitpunkten jedoch jeweils im Bereich des stabilen Sehens C innerhalb eines typischen Mess fensters des Messgerätes von ca. 0,5 - 1 ,5s und der Bildung eines Mittelwertes aus ca.10-15 Einzelmessungen zu erheben. Dieser erfindungsgemäß, ermittelte Messwert aus den Mittelwerten der Messfenster im Bereich des stabilen Sehens, wie z.B. aus dieser Messung direkt der Radius der Kornea ist repräsentativ für den Bereich des stabilen Sehens des Patienten. Alternativ zum Mittelwert aus den Messwerten zu verschiedenen Messzeitpunkten im Bereich des stabilen Sehens C ist erfindungsgemäß, die Verwendung des Medianwertes oder eines anderen aggregierten Wertes dieser Messwerte vorgesehen. Eine Entscheidung zur Ver wendung wird dabei anhand der jeweils erzielten Qualität der klinischen Ergeb nisse getroffen. Diese gefilterten Messergebnisse erlauben erstmals physiologisch korrekte und robuste Messdaten für das untersuchte Auge zu erheben und stö rende dynamische Effekte des Auges zu diskriminieren.
Vorzugsweise sollen mehrere Lidschlagzyklen innerhalb einer Gesamtmesszeit dauer liegen.
Längere Messzeiten können bei Bedarf an mehr Messdaten eingeführt werden. Üblich sollte eine Gesamtmesszeit von ca. 1 min bei einer biometrischen Untersu chung nicht überschritten werden.
Nur so kann gewährleistet werden, dass die Konzentration des Patienten bzw. Untersuchenden nicht übermäßig strapaziert, die Aufmerksamkeit des Patienten gesichert und auch die optische Strahlungsbelastung des Patienten minimal ge halten wird. Weiterhin sollten die erhobenen Datenmengen ein sinnvolles Maß im Sinne der Verarbeitbarkeit und der Wertigkeit für die Messgenauigkeit nicht über steigen.
Erfindungsgemäß erfolgt die Aufzeichnung des dynamischen Verhaltens des Au ges anhand eines, mehrerer oder auch aller folgenden Kriterien:
- Tränenfilm (indirekt durch die Änderung der Keratometerwerte), - Öffnung des Augenlides,
- Fixation,
- Akkommodation und - Adaptation.
Grundlegend ist vorgesehen, dass mindestens eine stabile Messphase mit min destens einer Messmodalität bestimmt wird.
Hierbei ist es besonders vorteilhaft, wenn eine stabile Messphase mit einer Mess modalität bestimmt und zeitlich mit mindestens einer zweiten Messmodalität kor reliert wird, die ebenfalls vom dynamischen Verlauf der ersten Messdaten beein flusst wird. So können zuverlässige Messdaten der zweiten und auch weiteren Messmodalitäten ebenfalls mit einer hohen Zuverlässigkeit zur Ausgabe vom Messgerät geführt werden, wobei zusätzliche eine Mittelung der Messdaten erfol gen kann. Weiterhin kann der Medianwert oder ein anderer aggregierter Wert der Messdaten verwendet werden.
Einer vorteilhaften Ausgestaltung entsprechend erfolgt die Analyse der einzelnen Phasen der Dynamik des Auges anhand verschiedener Kriterien, wobei sich die Grenzen für die Phase des stabilen Sehens aus deren Schnittmenge ergibt.
Einerweiteren vorteilhaften Ausgestaltung entsprechend erfolgt die Analyse der einzelnen Phasen der Dynamik des Auges anhand verschiedener Kriterien, für die verschiedene Grenzen für die Phase des stabilen Sehens definiert werden. Hier werden nur die Messdaten der einzelnen Messgrößen z. B. für eine Mittelwertbil dung und/oder Medianwertbildung verwendet und ausgegeben, die während der verschiedenen Phasen des stabilen Sehens aufgezeichnet wurden.
Einer ersten Ausführung entsprechend wird für das dynamische Verhalten des Auges dessen Tränenfilm aufgezeichnet, indem der Krümmungsradius der Horn haut bzw. des präkornealen Tränenfilms zwischen zwei Lidschlägen gemessen und analysiert wird. Dabei ist anzumerken, dass die Topografie bzw. Keratometrie des präkornealen Tränenfilms als Topografie bzw. Keratometrie der Hornhaut be wertet wird.
Eine große Dynamik am Auge ist durch die Bildung des Tränenfilms und dessen Auflösung vorhanden. So beträgt nach [2] die Blinzelfrequenz eines Erwachsenen ca. 12 Lidschläge/min und die Augenlider verteilen innerhalb von 0,3 - 1 s den präkornealen Tränenfilm (nach dem Stand der Technik gleichmäßig) über die Au genoberfläche. Der Tränenfilm besitzt im Mittel eine Schichtdicke von ca. 5 pm [3], die bei einem Tränenfilmaufriss nicht mehr vorhanden ist und folglich eine variable Größe darstellt. Zur Vermessung der Radien und Topografie der kornealen Vor derseite, welche ca. 2/3 der Brechkraft des Auges besitzt, wird mittels optischen Reflexionsverfahren auf der Basis von Punktmustern (Keratometer/Ophthalmome- ter) bzw. auf der Basis von sogenannten Placidoringen (Topografiegeräte) letzt endlich deren Reflexionsbild an diesem variablen präkornealen Tränenfilm ausge wertet, um die Messwerte zu ermitteln.
Hierzu zeigt die Figur 1 ein statisches Reflexionsbild eines Keratometers, dessen 18 Messpunkte in drei Ringen mit unterschiedlichen Durchmessern angeordnet sind, wobei der mittlere Ring gegen die anderen versetzt ist.
Auch die Pachymetrie der Kornea und die Augenlänge haben auf Grund des gro ßen Brechzahlunterschiedes von Luft zum präkornealen Tränenfilm immer diesen einen Messpunkt (Hornhaut-Vorderfläche mit Tränenfilm) zu erfassen, welcher der Dynamik des Tränenfilms unterliegt.
Im Stand der Technik werden deshalb die Patienten aufgefordert zu Blinzeln und danach das Auge aufzulassen, um mit einem „guten“ Tränenfilm die Messung durchführen zu können.
Alle aktuellen, oben genannten Messgeräte, können die dynamischen Effekte des Tränenfilms bisher nicht berücksichtigen und erhalten daher Messergebnisse, die von dieser Dynamik beeinflusst werden und nicht repräsentativ für den physiolo gisch korrekten Wert der Messgrößen sein können. Dieser Zustand stellt bei bio metrischen Messungen am Auge eine wesentliche Fehlerquelle dar.
Auslöser für den Lidschlag sind Rezeptoren auf der kornealen Oberfläche, welche einen dünnen Tränenfilm (Tränenfilmabriss) signalisieren. Dadurch werden das optische System und damit auch das visuelle Sehen verschlechtert. Während des Lidschlages wird die visuelle Wahrnehmung in den zuständigen Bereichen des Gehirns komplett unterdrückt. Kurz nach dem Lidschlag ist die visuelle Wahrneh mung noch kurz eingeschränkt bis sich ein stabiler sauberer Tränenfilm auf der kompletten Hornhautoberfläche gebildet hat. Ab diesem Moment beginnen die ak tive visuelle Wahrnehmung und Verarbeitung der visuellen Reize durch das Ge hirn. Es beginnt ein zeitlicher Abschnitt von mehreren Sekunden, in denen das menschliche Sehen optimal funktioniert. Dieser Abschnitt ist ein quasistationärer Zustand, in dem die Messwerte sehr stabil sind. Nach diesem Abschnitt ver schlechtert sich die Benetzung der Hornhaut wieder (Abfluss des Tränenfilmes, Absetzen von Staubpartikeln etc.) und der beschriebene Zyklus beginnt von vorn.
Hierzu zeigt die Figur 2 die einzelnen Phasen der Tränenfilmdynamik am Auge über ca. 5 Lidschlagzyklen hinweg, als zeitlichen Verlauf der Messung des Radius der Hornhaut bzw. des präkornealen Tränenfilms mittels Keratometer.
Dabei ist auf der Abszisse die Zeit und auf der Ordinate der mit dem Keratometer ermittelte Krümmungsradius der Hornhaut bzw. des präkornealen Tränenfilms dargestellt. Erfindungsgemäß deckt dieser die relevante Dynamik des Tränenfilms für die biometrische Messung sehr gut auf und lässt sich in 4 Phasen einteilen, die sich wiederholen. Hierbei stellt Phase A den Lidschlag, Phase B die Tränenfilm stabilisierung, Phase C den Bereich des stabilen Sehens und Phase D den Trä nenfilmabriss dar. Alternativ oder auch zusätzlich kann anstelle des Krümmungsradius der Hornhaut bzw. des präkornealen Tränenfilms auch die Achslage der Radien mit einer ähnli chen Variation innerhalb eines Lidschlagzyklus auf der Ordinate dargestellt wer den.
Erfindungsgemäß ist zunächst vorgesehen nur Messdaten aus dem Bereich des stabilen Sehens (Phase C) für die Berechnung des Krümmungsradius aus der keratometrischen Messung zu verwenden und die Messdaten aus den Phasen A, B und D zu verwerfen.
Die Phase des stabilen Sehens liegt insbesondere vor, wenn die Änderung der Krümmungsradien der Hornhaut bzw. des präkornealen Tränenfilms innerhalb ei ner Toleranz von R < +/- 1% liegt. Falls mit dieser Einschränkung keine Messer gebnisse im Einzelfall einer pathologischen Kornea erhoben werden können, kann die Toleranz auch auf ca. <+/- 5% erhöht werden. Im Gegenzug kann bei ausreichenden Messergebnissen die Toleranz auch auf ca. < +/- 0,5% einge schränkt werden, um genauere Messdaten erheben zu können.
Die Figur 3 zeigt wiederum die erfindungsgemäße kontinuierliche Erhebung von Messwerten (schwarze Messkurve) mit einer typischen Einzelmesszeit von ca. 0,1 s und einer Wiederholrate von ca. 10 Hz. Typischer Weise ist die Bildung eines Mittelwertes und/oder Medianwertes aus ca.10-15 Einzelmessungen vorgesehen. Pro Messfenster (als Kästchen dargestellt) werden 10-15 einzelne Messwerte er fasst (mit 0,5-1 ,5 s Messdauer) und anschließend gemittelt (vorher werden be reits offensichtliche Ausreißer in diesen Messwerten beseitigt). Der Mittelwert und/oder Medianwert aus einem Messfenster liefert aktuell im Stand der Technik das ausgegebene Messergebnis beim lOLMaster ohne die dynamischen Verhält nisse am Auge zu berücksichtigen und kann daher unerwünschte Fehler aufwei sen. Erfindungsgemäß werden nun fortlaufend separat Messdaten mit dieser Ein zelmessdauer von 0,5-1 ,5s über eine Gesamtmessdauer von ca. 20 s über meh rere Lidschlagzyklen hinweg erfasst. Die Darstellung zeigt die kontinuierlichen Messfenstern (mit jeweils einer Dauer von ca. 0,5-1 , 5s und ca. 5-15 Einzelmessungen) als grau und weiß markierte Kästchen mit den Nummern 0-9. Nur Messfenster, die als weiß markierten be nachbarten Kästchen (Nummer 3-7) dargestellt sind und innerhalb einer Toleranz von ca. 1% gleiche Mittelwerte und/oder Medianwerte (des Radius/der Achslage der Vorderseite der Kornea) zeigen, können der Messphase C als dem Bereich des stabilen Sehens des Patienten innerhalb eines Lidschlagzyklus zugeordnet werden und werden erfindungsgemäß für die weitere Messdatenverarbeitung ver wendet. Die Messergebnisse aus den Messfenstern 0-2 und 8-9, welche als grau markierte Kästchen dargestellt sind, und den Messphasen B und D zugeordnet werden können, werden verworfen.
Die Messphase C (bzw. die weiß markierten Messfenster) werden dadurch defi niert, dass die Änderung der Mittelwerte und/oder Medianwerte eines Messfens ters (von einer Einzelmessung von 0,5 - 1 ,5 s) zum nächsten Messfenster unter halb eines Schwellwertes von z.B. ca. 1% liegt.
Die Figur 4 zeigt einen Vergleich der über mehrere Lidschlagzyklen aus mehre ren Messphasen erhobenen Messwerte, als Weiterführung der Erfindung. Die über mehrere Lidschlagzyklen aus mehreren an sich stabilen Messphasen C er hobenen Mittelwerte und/oder Medianwerte bzw. andere aggregierte Werte wer den verglichen und Ausreißer die stabile Falschmessungen darstellen eliminiert, um einen stärker abgesicherten repräsentativen Messwert auszugeben. Mindes tens 3 stabile Messphasen C sind für diese Auswertung vorgesehen.
Dies ist eine weitere Stufe der erfindungsgemäßen Messdatenauswahl, die eine vergleichende Betrachtung mehrerer (4+ in Diagramm 4) Lidschlagzyklen durch führt und z.B. die im Lidschlagzyklus 3 über die Messfenster 3-6 an sich stabile Messphase verwirft (Kästchen grau markiert). Die Lidschlagzyklen 1 , 2 und 4 sowie teilweise 5 liefern übergreifend Messfenster (Kästchen weiß markiert) die innerhalb einer Toleranz von ca. 1% gleiche Mittel werte und/oder Medianwerte (des Radius/der Achslage der Vorderseite der Kor nea) zeigen. Diese Mittelwerte und/oder Medianwerte können mit einer erhöhten Sicherheit der Messphase C als dem Bereich des stabilen Sehens des Patienten innerhalb mehrerer Lidschlagzyklen zugeordnet werden und werden für die wei tere Messdatenverarbeitung verwendet.
Das eben beschriebene Vorgehen gilt für einen Krümmungsradius, also für korne- ale Oberflächen ohne Astigmatismus. Da viele Korneas Astigmatismus und damit eine torische bzw. ellipsoid-förmige Oberflächenform aufweisen, ist erfindungsge mäß vorgesehen die beiden Krümmungsradien Ri und R2 mit ihren zugehörigen Achslagen nach dem beschriebenen Vorgehen zu ermitteln. Dabei werden gleich zeitig die beiden Krümmungsradien und ihre zugehörigen Achslagen aus dem Be reich des jeweils stabilen Sehens ermittelt.
Die Figur 5 ist eine Darstellung zweier paralleler Messgrößen mit zeitlicher Syn chronisation über mehrere Lidschlagzyklen hinweg:
- oben: Krümmungsradien/Achslagen des präkornealen Tränenfilms der Vorderseite der Kornea gemäß Figur 2-4 über 4 Lidschlagzyklen (1-4)
- unten: mittels OCT bzw. PCI durch A- und B-Scans mittels z. B. lOLMaster 700 ermittelte Achslänge (AL) eines Auges über 4 Lidschlagzyklen (11-14) hinweg.
Während oben eine korrekte Messung des Krümmungsradius der Vorderseite der Kornea innerhalb aller stabilen Phasen C der 4 Lidschlagzyklen erhalten wurde, zeigt sich bei der dazu synchron erfolgten Messung der Augenlänge AL ein au ßerhalb der vorgegebenen Messtoleranz (2 gestrichelt gezeichnete Linien) im Lid schlagzyklus 13 ein den Toleranzbereich überschreitendes Messergebnis zur AL, der nun nicht auf die Tränenfilmdynamik, sondern z. B. auf eine fehlerhafte Fixa- tion des Patienten in diesem Zyklus zurückgeführt werden kann. Erfindungsge mäß wird dieser AL - Messwert im Lidschlagzyklus 13 verworfen, während die Werte zum Krümmungsradius im gleichen Lidschlagzyklus 3 innerhalb der stabi len Phase C zunächst zur Messung verwendet werden können.
Die Figur 6 ist eine Darstellung zweier paralleler Messgrößen mit zeitlicher Syn chronisation über mehrere Lidschlagzyklen hinweg gemäß Figur 5, jedoch mit übergreifender Selektion von Daten für eine erhöhte Messgenauigkeit und Zuver lässigkeit der Messdaten:
- Aufgrund der fehlerhaften Datenlage zur AL im Lidschlagzyklus 13 werden auch die Werte zum Krümmungsradius im gleichen Lidschlagzyklus 3 in nerhalb der stabilen Phase C verworfen.
- Wie aus den Messdaten zur AL in der unteren Abbildung zu sehen ist, wird die AL kurz nach dem Lidschlag zu groß und kurz vor dem Lidschlag zu klein gegenüber der im bekannten mittleren Bereich der bekannten Phase C gemessen. Dementsprechend können AL Werte nur aus Phase C des synchronisiert gemessenen Krümmungsradius der oberen Abbildung für die Auswertung verwendet werden, die anderen AL Messwerte werden für die weitere Auswertung verworfen. Dieses trifft bis auf den Zyklus 3 / 13 auf alle anderen dargestellten Zyklen von Fig. 6 zu.
Einer zweiten Ausführung entsprechend wird für das dynamische Verhalten des Auges die Öffnung des Augenlides kontrolliert, um sicher zu stellen, dass das Au genlid weit genug geöffnet ist und keine eventuellen Abschattungen durch Wim pern vorliegen.
Das bisher beschriebene Vorgehen hat als Voraussetzung angenommen, dass alle Punkte eines Keratometers bzw. alle Ringe eines Topografiesystems im Re flexionsbild vollständig erfasst werden können. In der Praxis kommt es jedoch oft vor, dass durch eine zu geringe Öffnung insbesondere des oberen Augenlides oder auch durch Abschattungen infolge von Wimpern, bzw. durch lokalen Tränen filmaufriss einzelne Reflexionspunkte bzw. Teile von Placidoringen für die Aus wertung ausfallen. Dieser Effekt kann ebenfalls zu fehlerhaften Ergebnissen zu den Krümmungsradien und ihren Achslagen führen. Bei mehreren Messungen kann zudem eine unterschiedliche Anzahl von Keratometerpunkten oder eine un terschiedliche Bildfläche von Placidoringen registriert werden.
Erfindungsgemäß ist hierzu vorgesehen, diese Abweichungen vom idealen Voll bild in der Keratometrie und/oder Topografie der Kornea oder auch anderer Mess modalitäten, wie z.B. der OCT-Pachymetrie statisch als auch dynamisch innerhalb einer Messreihe in der Auswertung der Messergebnisse zu korrigieren.
Dazu wird insbesondere ein Algorithmus eingesetzt, der bei lokalen Bildausfällen von:
- beispielsweise <10% der Gesamtfläche der Kornea-Topografie einen Fit für diese Flächen auf Basis benachbarter Topografiedaten durchführt, bzw.
- bei >10% der Gesamtfläche der Kornea-Topografie diese lokalen Daten verwirft und dort keine Daten zur Anzeige bringt, um diese Fehlstellen im idealen Datenraum der Biometrie zu berücksichtigen, und ihre Auswirkung auf eine fehlerhafte Datenausgabe zu vermeiden.
Einer dritten Ausführung entsprechend wird für das dynamische Verhalten des Auges dessen Fixation berücksichtigt, indem dazu kontinuierlich Messungen der Augenlängen erfolgen und nur die Messdaten ausgegeben werden, die innerhalb einer vorgegebenen Messzeit eine vorgegebene Toleranz nicht überschreiten.
Wie bereits erwähnt werden Patienten aufgefordert auf ein statisches Ziel (meist ein Lichtpunkt) zu fixieren, um die Augenlänge vermessen zu können. Diese Fixa tion ist abhängig vom Verständnis zum Untersuchungsprozess, vom Kataraktgrad der Augenlinse und damit dem Visus des Auges sowie von der Konzentrationsfä higkeit des Patienten, welche oft unzureichend sind. Weiterhin sind unwillkürliche Augenbewegungen, die sogenannten Sakkaden eine Ursache für kurzzeitige Blickrichtungsänderungen. Typischerweise ist das menschliche Blickverhalten in statischen Umgebungen durch ein Wechselspiel von Fixationen und Sakkaden gekennzeichnet. Dabei werden die Momente, in de nen sich das Auge relativ zu einem Betrachtungsgegenstand in relativer Ruhe be findet, als Fixationen bezeichnet. Die Sprünge des Auges zur Ausrichtung der Fovea Centralis werden als Sakkaden bezeichnet.
Sakkaden sind ballistische Bewegungen, die eine Geschwindigkeit von bis zu 900 s erreichen, wobei die Dauer dieser Bewegungen von 2ms bis etwa 80ms, mit Amplituden im Bereich von 2-50° reichen. So können sowohl eine vom Patien ten abhängige unzureichende Fixation als auch unwillkürliche Sakkaden eine Messung entlang der Sehachse des Auges verhindern oder nur zufällig ermögli chen.
Insbesondere bei der Vermessung der Augenlänge und/oder der Vermessung der Wellenfront/Refraktion des Auges spielt die exakte Fixation des Auges auf ein Ziel im Messgerät eine wichtige Rolle.
Erfindungsgemäß werden dynamische Messungen der Augenlängen mehrmals über ca. 1s (analog den definierten Messfenstern bei der Keratometrie mit dort ca. 0,5 - 1 ,5 s) aufgezeichnet, stabile Bereiche der Augenlängen ausgewählt um nur die Messwerte der Augenlänge zu mittein und/oder Medianwerte zu ermitteln und zur Anzeige zu bringen, die innerhalb dieser stabilen Bereiche aufgenommen wur den.
Mittelwerte und Medianwerte sind in der Beschreibung beispielhaft angegeben, prinzipiell können auch andere aggregierte Werte verwendet werden. Dabei wird jeweils die klinische Relevanz bestimmen, welcher aggregierte Wert eingesetzt wird. Insbesondere ist vorgesehen die Augenlängenmessung bzw. andere OCT- basierte Messungen mit dem präkornealen Tränenfilm als einem Messpunkt konti nuierlich über einen Zeitraum von mindestens 5s bis ca. 60s, insbesondere ca.
20s zu messen.
Aus der Vielzahl der Messungen mit einer Wiederholrate von mindestens 1 Hz bis 10kHz für OCT B-Scans und von 1 kHz bis 10OKHz für OCT A-Scans werden nur die Messwerte zur Auswertung gebracht, die
- innerhalb einer kontinuierlichen Messzeit von mindestens 1s bis ca. 20s,
- eine Toleranz der gemessenen Augenlänge von +/- 50pm, oder besonders bevorzugt +/- 10 pm nicht überschreiten.
Damit ist die Erfassung physiologisch stabiler Messphasen bei korrekter Fixation des Auges gesichert und ein physiologisch korrekter Messwert der Augenlänge kann erhoben werden.
In Ergänzung dieser 3. Ausführung ist vorgesehen eine exakte Fixation anhand eines OCT- Retinascans (siehe Fig. 7) zu erkennen, indem automatisch mittels Bildverarbeitungsalgorithmus das Vorhandensein derfovealen Grube erkannt wird. Nur wenn eine foveale Grube erkannt wird, werden die Messdaten zur Achs- länge verwertet. Wenn keine foveale Grube erkannt wird, werden alle innerhalb diese Messzeitraums dynamisch erhobenen Daten verworfen. Bezüglich der late ralen Breite des Retinascans ist vorgesehen, einen kleinen Bereich von ca.1 ,5 mm zu verwenden, und nur das Vorhandensein der fovealen Grube innerhalb dessen zu prüfen. Weiterhin ist insbesondere bei einem Retinascan > 1 ,5 mm vor gesehen, die Lage der fovealen Grube zum lateralen Scan zu bewerten und nur Messergebnisse der AL zu verwenden, die bei einer mittigen Lage der fovealen Grube mit einer Toleranz von +/- 0,5 mm erhoben wurden. Im Falle asymmetri scher Scans des Biometers ist der Toleranzbereich auf die erwartete Position der Fovea zu beziehen. Figur 7 zeigt einen OCT Retinascan mit fovealer Grube als Fixationscheck wäh rend der Messung der Augenlänge AL. Dabei ist es wünschenswert zum gleichen Zeitpunkt der AL Messung auch den Scan der Fovea zu erheben. Wenn das mit der vorhandenen OCT Technologie nicht möglich ist, ist eine zeitliche Abfolge von AL Messungen und zugehörigen Scan der Fovea zeitlich nah vorgesehen.
Beispielsweise ist nach der AL Messung innerhalb mindestens eines Lidschlages ein Scan der Fovea vorgesehen. Wird innerhalb eines Lidschlagzyklus mit den Tränenfilmphasen A-D sowohl die AL Messung als auch ein Scan der Fovea durchgeführt ist eine erhöhte Sicherheit der Fixationskontrolle gegeben, als wenn der Scan der Fovea erst in einem nächsten Lidschlagzyklus erhoben wird. Liefert der Scan der Fovea ein fehlerhaftes Fixationsergebnis ist vorgesehen, die AL Messungen vor und nach diesem Scan der Fovea zu verwerfen, ist er korrekt, können die AL Messmessergebnisse davor und danach auf Basis dieses Aus wahlkriteriums zunächst weiterverwendet werden.
Einer vierten Ausführung entsprechend wird das dynamische Verhalten des Au ges anhand dessen Akkommodation berücksichtigt, indem dazu kontinuierlich Messungen der Vorderkammertiefe erfolgen. Erfindungsgemäß werden nur die Messdaten ausgegeben, bei denen innerhalb einer vorgegebenen Messzeit die Vorderkammertiefe einen möglichst großen und stabilen Wert aufweist.
Auch die Akkommodation des Auges verursacht eine Dynamik, insbesondere der Linsenform und der Linsenposition, sowie teilweise auch der kornealen Form des Auges. Die Patienten werden aufgefordert, z.B. mit Hilfe eines Fixationsbildes in die Ferne zu sehen, um den gewünschten desakkommodierten Zustand des Au ges erfassen zu können. Bekannt ist jedoch die sogenannte „Gerätemyopie“, wel che bei den an Geräten untersuchten Patienten trotz dieser Bemühungen eine ge wisse Akkommodation in die Nähe auslöst und gemessene Werte in Richtung My opie verschoben werden. Insbesondere dadurch sind die Abweichungen einer subjektiv erhobenen Refraktion mit einer durch Autorefraktoren objektiv gemesse nen Refraktion in der Größenordnung von - 0,5dpt zu erklären. Um die Gerätemyopie bzw. die Dynamik der Akkommodation bei einem auf un endlich fixierten (bzw. am Biometer eingerichteten) Auge ausschließen zu können ist erfindungsgemäß vorgesehen, insbesondere die Dynamik der Lage der Vor derseite der Augenlinse zur Vorderseite der Kornea, bzw. des präkornealen Trä nenfilms zu bestimmen.
Bei Akkommodation kann man die plausible Annahme treffen, dass die Linse sich in Richtung Kornea bewegt und sich die Vorderseite der Linse stärker krümmt. Beide Effekte führen zu einer Verkürzung des Abstandes zwischen Vorderseite der Kornea und Vorderseite der Augenlinse, also der Vorderkammertiefe. Folglich werden erfindungsgemäß die dynamisch ermittelten Werte der Vorderkammer tiefe auf stabile Bereiche mit möglichst langer Vorderkammertiefe untersucht, um stabile und physiologisch repräsentative Messdaten der Vorderkammertiefe als auch der in diesem Fall damit verbundenen Daten der Linsenradien und der Lin sendicke zu selektieren.
Hierzu zeigt die Figur 8 eine schematische Gegenüberstellung der Verhältnisse im Auge bei Desakkommodation (links) und Akkommodation (rechts).
Statt der Vorderkammertiefe sind auch kontinuierliche Messungen von Linsendi cke und/oder Linsenradien und/oder Linsenkrümmungen innerhalb einer Messzei ten von zum Beispiel 1s - 20s möglich, da diese ebenfalls durch Akkommodation geändert werden.
Der desakkommodierte Zustand des Auges wird charakterisiert durch:
- die größte Vorderkammertiefe,
- die geringste Linsendicke,
- die größten Linsenradien und
- die geringste Krümmung der Linsenflächen. Einer fünften Ausführung entsprechend wird das dynamische Verhalten des Au ges anhand dessen Adaptation berücksichtigt, indem dazu kontinuierlich Messun gen des Pupillendurchmessers erfolgen und nur die Messdaten ausgegeben wer den, bei denen innerhalb einer vorgegebenen Messzeit der Pupillendurchmesser einen stabilen Wert aufweist.
Unter Adaptation versteht man beim Auge dessen Anpassung an die im Gesichts feld vorherrschenden Leuchtdichten. Bei Helligkeitsunterschieden wird durch Ver engung oder Erweiterung der Pupillen mit der Irismuskulatur die einfallende Licht menge angepasst. Bei einer Vermessung des Auges ist somit der Pupillendurch messer von der Helligkeit im Raum als auch von der Helligkeit der Fixationsziele im Messgerät abhängig.
Insbesondere kann die Adaptation des Auges dazu verwendet werden, anhand des 1. Purkinje-Reflexes an der Kornea dessen Position innerhalb der jeweiligen Pupille und damit den Schnittpunkt der Sehachse mit der Kornea den Messdaten zuzuordnen.
In bekannten biometrischen Messgeräten ist meist eine Pupillometrie während der Vermessung anderer Augenparameter vorhanden. Diese Daten des Pupillen durchmesser werden jedoch ohne Weiterverarbeitung nur den anderen gemesse nen Augenparametern zugeordnet.
Erfindungsgemäß ist eine Variation der Pupillendurchmesser durch unterschiedli che Lichtintensitäten am Einblick zum biometrischen Messgerät vorgesehen. So kann beispielsweise der Pupillendurchmesser von ca. 2 mm bis ca. 7 mm variiert werden und jeweils die nach allen bisher diskutierten Parametern dynamisch se lektierten, physiologisch korrekten Messungen erfolgen.
Aus den Messergebnissen können dann jedem Pupillendurchmesser die anderen biometrischen Werte zugeordnet werden und eine Dynamik der Biometrie infolge der Adaptation des Auges erfolgen. Bei dieser Pupillometrie ist weiterhin vorgesehen auf Basis des 1 . Purkinje Refle xes an der Kornea dessen Position innerhalb der jeweiligen Pupille und damit den Schnittpunkt der Sehachse mit der Kornea den Messergebnissen zuzuordnen. Dabei wird dieser Schnittpunkt der Sehachse der Kornea nicht nur innerhalb der jeweiligen Pupillendurchmesser, sondern auch zusätzlich zum stabilen Limbus- Durchmesser bzw. dessen Mittelpunkt registriert. Eine Variation des 1. Purkinje Reflexes innerhalb des Pupillendurchmessers ist ein Zeichen für eine instabile Fi xation des Patienten während der Messung und kann erfindungsgemäß ebenfalls als Selektionskriterium für die Auswahl physiologisch stabiler Messwerte bei einer stabilen Fixation verwendet werden.
Zudem ist vorgesehen, physiologisch korrekte Messdaten durch mehrere Kriterien aus den dynamisch aufgezeichneten Messdaten auszufiltern und nur die Messda ten zur Ausgabe vom Messgerät zu führen, die allen Auswahlkriterien entspre chen.
Erfindungsgemäß können diese Auswahlkriterien einstellbar gestaltet werden. Beispielsweise kann man sich eine Messpräzision der einzelnen Parameter von 0,1 %, ... 1% oder 5% vorwählen. So erfordert eine sehr hohe Messpräzision die Verwendung vieler Auswahlkriterien, während eine geringere Messpräzision auch mit einzelnen Auswahlkriterien in einer kurzen Messzeit ermöglicht wird.
Deshalb ist erfindungsgemäß weiterhin vorgesehen, dass die Messung der Keratometrie erfolgt, wie zuvor beschrieben und in einem zeitlich gekoppelten Prozess die Augenlänge auf Basis der optischen Kohärenztomografie (OCT) mit tels A-Scans oder auch B-Scans dynamisch ermittelt wird.
Dabei sind typische Raten von 1 kFIz - 10OkFIz für A-Scans und von 1 Hz - 10KFIz für B-Scans vorgesehen. Weiterhin kann auch eine holoskopische OCT-Mess- technik eingesetzt werden. Da ein wichtiger Messpunkt für die Augenlänge als auch für alle anderen Abstände und Längen entlang der Sehachse und/oder opti schen Achse des Auges die Lage der Grenzfläche des stabilen präkornealen Trä nenfilms zu Luft ist, werden nun die Messwerte der Augenlängen zur Auswertung gebracht, die innerhalb des durch die dynamische Keratometrie bestimmten zeitli chen Bereich des stabilen Sehens aufgezeichnet wurden.
Diese Aufzeichnung kann mehrfach innerhalb von mehreren stabilen Bereichen erfolgen und die Vielzahl der Messwerte danach zusätzlich z. B. gemittelt werden und/oder Medianwerte ermittelt werden, um einen Bestwert bzgl. der physiologi schen Korrektheit und Robustheit zu erhalten.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren wird eine Lösung zur Verfügung ge stellt, mit der physiologisch korrekte, repräsentative und robuste biometrischen Messdaten eines Auges auf der Basis verschiedener Messverfahren erfasst werden können. Dabei berücksichtigt die Messdatenerfassung den optisch-phy siologischen Zustand des Auges und realisiert eine automatisierte Datenerfas sung und Datenauswertung.
Die Bestimmung des optisch-physiologischen Zustandes des Auges basiert auf der Berücksichtigung des dynamischen Verhaltens des Auges. Dazu wird das dy namische Verhalten des Auges mit einer möglichst hohen Wiederholrate kontinu ierlich über die Messzeit aufgezeichnet. Aus der Analyse der einzelnen Phasen des dynamischen Verhaltens werden die Grenzen für die Phase des stabilen Se hens definiert und letztendlich nur die Messdaten der einzelnen Messgrößen aus gegeben werden, die während der Phase des stabilen Sehens erfasst wurden.
Hierbei sind als wichtigste Selektionskriterien zur Erfassung eines physiologischen korrekten Zustandes des Auges folgende zu nennen: • Korrekter Tränenfilm auf Basis topografisch ermittelter Messdaten.
• Korrekte Augenlänge bei exakter Fixation des Auges auf Basis tomogra- fisch ermittelter Messdaten.
• Korrekte Werte der Vorderkammertiefe, Linsendicke, Linsenradien oder Linsenkrümmungen auf Basis tomografisch ermittelter Messdaten.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur Ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer Messdaten ei nes Auges unter Berücksichtigung des dynamischen Verhaltens des Auges, gekennzeichnet dadurch, dass die Messdaten der einzelnen Messgrößen mit einer möglichst hohen Wiederholrate kontinuierlich über die Messzeit auf gezeichnet, die einzelnen Phasen des dynamischen Verhaltens des Auges analysiert und die Grenzen für die Phase des stabilen Sehens definiert und nur die Messdaten der einzelnen Messgrößen ausgegeben werden, die wäh rend der Phase des stabilen Sehens erfasst wurden.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , gekennzeichnet dadurch, dass folgende Messda ten aufgezeichnet werden:
- topografische,
- tomografische,
- pachymetrische,
- refraktive und
- biometrische.
3. Verfahren nach Anspruch 1 , gekennzeichnet dadurch, dass das dynamische Verhalten des Auges anhand eines, mehrerer oder auch aller folgenden Krite rien analysiert wird:
- Tränenfilm,
- Öffnung des Augenlides,
- Fixation,
- Akkommodation und
- Adaptation.
4. Verfahren nach Anspruch 1 , gekennzeichnet dadurch, dass die Messzeit für die kontinuierliche Aufzeichnung der Messdaten der einzelnen Messgrößen mindestens 0,5s, vorzugsweise 20s beträgt, wobei die Gesamtmesszeit zur Aufzeichnung aller Messdaten auch einige Minuten betragen kann.
5. Verfahren nach den Ansprüchen 1 und 3, gekennzeichnet dadurch, dass sich die Grenzen für die Phase des stabilen Sehens aus der Analyse der einzel nen Phasen des dynamischen Verhaltens des Auges anhand eines Kriteriums ergibt.
6. Verfahren nach den Ansprüchen 1 und 3, gekennzeichnet dadurch, dass die Analyse der einzelnen Phasen des dynamischen Verhaltens des Auges an hand verschiedener Kriterien erfolgt und sich die Grenzen für die Phase des stabilen Sehens aus deren Schnittmenge ergibt.
7. Verfahren nach den Ansprüchen 1 und 3, gekennzeichnet dadurch, die einzel nen Phasen des dynamischen Verhaltens des Auges anhand verschiedener Kriterien analysiert und verschiedene Grenzen für die Phase des stabilen Se hens definiert werden und nur die Messdaten der einzelnen Messgrößen für eine Mittelwertbildung und/oder Medianwertbildung bzw. Bildung eines ande ren aggregierten Wertes verwendet werden und ausgegeben werden, die während der verschiedenen Phasen des stabilen Sehens aufgezeichnet wur den.
8. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass für das dynami sche Verhalten des Auges der Tränenfilm aufgezeichnet wird, indem der Krümmungsradius und/oder der zugehörigen Achsen des präkornealen Trä nenfilms bzw. der Hornhaut zwischen jeweils zwei Lidschlägen gemessen und analysiert wird.
9. Verfahren nach Anspruch 7, gekennzeichnet dadurch, dass die Phase des stabilen Sehens vorliegt, wenn die Änderung der Krümmungsradien der Horn haut bzw. des präkornealen Tränenfilms innerhalb einer Toleranz von R < +/- 1% liegt.
10. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass für das dynami sche Verhalten des Auges die Öffnung des Augenlides aufgezeichnet wird, um sicher zu stellen, dass das Augenlid weit genug geöffnet ist und bei loka len Bildausfällen von:
- beispielsweise <10% der Gesamtfläche der Kornea-Topografie einen Fit für diese Flächen auf Basis benachbarter Topografiedaten durchzuführt, bzw.
- bei >10% der Gesamtfläche der Kornea-Topografie diese lokalen Daten verwirft und dort keine Daten zur Anzeige bringt.
11. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass das dynamische Verhalten des Auges anhand dessen Fixation berücksichtigt wird, dass dazu kontinuierlich Messungen der Augenlängen erfolgen und nur die Messdaten ausgegeben werden, die innerhalb einer vorgegebenen Messzeit eine vorge gebene Toleranz nicht überschreiten.
12. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass das dynamische Verhalten des Auges anhand dessen Fixation berücksichtigt wird, dass dazu kontinuierlich Messungen der Augenlängen erfolgen und nur die Messdaten ausgegeben werden, bei denen die Fovea innerhalb bestimmter Toleranzen detektiert werden konnte.
13. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass die Messungen der Augenlänge OCT-basiert mit Wiederholraten von 1 Hz - 10kFIz für B- Scans bzw. 1 kFIz - 10OKFIz für A-Scans, kontinuierlich über einen Zeitraum von 0,5s bis einige Minuten, vorzugsweise von ca. 20s erfolgen, wobei die auszugebenden Messdaten innerhalb dieser Messzeiten die Toleranz von +/- 50pm, besonders bevorzugt von +/- 10 pm nicht überschreiten.
14. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass das dynamische Verhalten des Auges unter Berücksichtigung dessen Akkommodation analy- siert wird, dass dazu kontinuierlich Messungen der Vorderkammertiefe erfol gen und nur die Messdaten ausgegeben werden, bei denen innerhalb einer vorgegebenen Messzeit die Vorderkammertiefe einen möglichst großen und stabilen Wert aufweist.
15. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass statt der Vorder kammertiefe kontinuierliche Messungen der Linsendicke oder Linsenradien oder Linsenkrümmungen innerhalb einer vorgegebenen Messzeit erfolgen.
16. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass das dynamische Verhalten des Auges unter Berücksichtigung dessen Akkommodation analy siert wird, dass dazu kontinuierlich Messungen der Linsendicke erfolgen und nur die Messdaten ausgegeben werden, bei denen innerhalb einer vorgege benen Messzeit die Linsendicke einen möglichst kleinen und stabilen Wert aufweist.
17. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass das dynamische Verhalten des Auges unter Berücksichtigung dessen Adaptation analysiert wird, dass dazu kontinuierlich Messungen des Pupillendurchmessers erfolgen und nur die Messdaten ausgegeben werden, bei denen innerhalb einer vorge gebenen Messzeit der Pupillendurchmesser einen stabilen Wert aufweist.
18. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet dadurch, dass anhand des 1. Purkinje-Reflexes an der Kornea dessen Position innerhalb der jeweiligen Pu pille und/oder Iris erfasst wird und damit der Schnittpunkt der Sehachse mit der Kornea den Messdaten zugeordnet wird.
19. Verfahren nach Anspruch 18, gekennzeichnet dadurch, dass die Variation der Lage des 1. Purkinje Reflexes zum Pupillenzentrum und/oder Iriszentrum ge nutzt wird stabile Phasen der Fixation zu bestimmen.
20. Verfahren nach den Ansprüchen 1 bis 9, gekennzeichnet dadurch, dass nur die biometrische, topografischen, tomografischen, pachymetrischen oder re- fraktiven Messdaten zur Anzeige gebracht werden, die in der Phase des stabilen Sehens aufgezeichnet wurden, wobei ein Mittelwert und/oder Medi anwert bzw. ein anderer aggregierter Wert aus Einzelmessungen gebildet wird.
21 . Verfahren nach Anspruch 20, gekennzeichnet dadurch, dass biometrische, topografische, tomografische, pachymetrische und refraktive Messdaten in ei nem zeitlich gekoppelten Prozess aufgezeichnet werden.
PCT/EP2020/071765 2019-09-26 2020-08-03 Verfahren zur ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer daten eines auges WO2021058183A1 (de)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP20750653.6A EP4033963A1 (de) 2019-09-26 2020-08-03 Verfahren zur ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer daten eines auges
US17/762,537 US20220378288A1 (en) 2019-09-26 2020-08-03 Method for ascertaining physiologically correct biometric data of an eye
CN202080079043.7A CN114727756A (zh) 2019-09-26 2020-08-03 用于得出眼睛的生理正确的生物统计数据的方法

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102019214784.4A DE102019214784A1 (de) 2019-09-26 2019-09-26 Verfahren zur Ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer Daten eines Auges
DE102019214784.4 2019-09-26

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2021058183A1 true WO2021058183A1 (de) 2021-04-01

Family

ID=71944133

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2020/071765 WO2021058183A1 (de) 2019-09-26 2020-08-03 Verfahren zur ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer daten eines auges

Country Status (5)

Country Link
US (1) US20220378288A1 (de)
EP (1) EP4033963A1 (de)
CN (1) CN114727756A (de)
DE (1) DE102019214784A1 (de)
WO (1) WO2021058183A1 (de)

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070171365A1 (en) * 2006-01-18 2007-07-26 Visx, Incorporated Non-invasive measurement of tear volume systems and methods
US20100002192A1 (en) * 2008-06-10 2010-01-07 Takuya Hara Perimeter
WO2010117386A1 (en) * 2009-04-10 2010-10-14 Doheny Eye Institute Ophthalmic testing methods, devices and systems
DE102010000911A1 (de) 2010-01-14 2011-07-21 Med-Titan Spine GmbH, 91052 Instrumentarium zur Herstellung einer Versteifung einer menschlichen Wirbelsäule
US20170192502A1 (en) * 2014-06-17 2017-07-06 Koninklijke Philips N.V. Evaluating clinician
US20190038126A1 (en) * 2014-07-02 2019-02-07 Amo Wavefront Sciences, Llc Optical measurement system and method including blink rate monitor and/or tear film breakup detector
WO2019141750A1 (de) * 2018-01-19 2019-07-25 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur durchgehenden kontrolle der fixation eines patientenauges während der erfassung dessen biometrischer messdaten

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH03267039A (ja) * 1990-03-16 1991-11-27 Canon Inc 眼屈折計
JP6143447B2 (ja) * 2011-12-21 2017-06-07 キヤノン株式会社 眼科装置及び眼測定方法、並びにプログラム
US9295387B2 (en) * 2013-04-03 2016-03-29 Kabushiki Kaisha Topcon Ophthalmologic apparatus
EP2865323B1 (de) * 2013-10-23 2022-02-16 Canon Kabushiki Kaisha Netzhautbewegungsverfolgung bei optischer Kohärenztomographie
US10492681B2 (en) * 2013-12-03 2019-12-03 Canon Kabushiki Kaisha System and method of blink detection for an adaptive optics system
JP6354979B2 (ja) * 2014-03-31 2018-07-11 株式会社ニデック 眼底撮影装置

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070171365A1 (en) * 2006-01-18 2007-07-26 Visx, Incorporated Non-invasive measurement of tear volume systems and methods
US20100002192A1 (en) * 2008-06-10 2010-01-07 Takuya Hara Perimeter
WO2010117386A1 (en) * 2009-04-10 2010-10-14 Doheny Eye Institute Ophthalmic testing methods, devices and systems
DE102010000911A1 (de) 2010-01-14 2011-07-21 Med-Titan Spine GmbH, 91052 Instrumentarium zur Herstellung einer Versteifung einer menschlichen Wirbelsäule
US20170192502A1 (en) * 2014-06-17 2017-07-06 Koninklijke Philips N.V. Evaluating clinician
US20190038126A1 (en) * 2014-07-02 2019-02-07 Amo Wavefront Sciences, Llc Optical measurement system and method including blink rate monitor and/or tear film breakup detector
WO2019141750A1 (de) * 2018-01-19 2019-07-25 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur durchgehenden kontrolle der fixation eines patientenauges während der erfassung dessen biometrischer messdaten

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
HOFFMANN, PETER: "Diagnostik vor Kataraktoperationen bei Implantation torischer Linsen", FEHLERQUELLEN - ERREICHBARE GENAUIGKEIT; OPHTHALMO-CHIRURGIE, vol. 25, 2013, pages 265 - 270
WERKMEISTER, R. M.: "Measurement of Tear Film thickness using Ultrahigh Resolution OCT", CLINICAL TRIALS; IOVS, 2013, pages 5578 - 5583

Also Published As

Publication number Publication date
EP4033963A1 (de) 2022-08-03
DE102019214784A1 (de) 2021-04-01
CN114727756A (zh) 2022-07-08
US20220378288A1 (en) 2022-12-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1933693B1 (de) Ophthalmo-operationsmikroskop mit messeinrichtung
US8197064B2 (en) Method and system for improving accuracy in autorefraction measurements by including measurement distance between the photoreceptors and the scattering location in an eye
WO2018083323A1 (de) Verfahren zur selbstuntersuchung eines auges und ophthalmologische selbstuntersuchungsvorrichtung
CH711778B1 (de) System zur optischen Kohärenztomographie, umfassend ein zoombares Kepler-System.
EP3052001B1 (de) Verfahren zur bestimmung des hornhaut-astigmatismus mittels optischer kohärenztomographie
EP3705029B1 (de) Verfahren und sehprüfsystem zum überprüfen der augen
DE102019101409B4 (de) Verfahren und Sehprüfsystem zum Überprüfen der Augen
EP3740114B1 (de) Verfahren zur durchgehenden kontrolle der fixation eines patientenauges während der erfassung dessen biometrischer messdaten
WO2015113917A1 (de) Verfahren und vorrichtung zur messung der position eines auges
EP3972478B1 (de) Gemeinsame bestimmung von akkommodation und vergenz
EP2194840A1 (de) Vorrichtung und verfahren zur untersuchung des augenhintergrundes, insbesondere der photorezeptoren
WO2021058183A1 (de) Verfahren zur ermittlung physiologisch korrekter, biometrischer daten eines auges
Youssef et al. Value of microperimetry in detecting early retinal toxicity of hydroxychloroquine in children with juvenile systemic lupus erythematosus
JP2020103433A (ja) 眼科情報処理装置、眼科撮影装置、眼科情報処理方法、及びプログラム
DE102017210577A1 (de) Verfahren zur optimierten Bestimmung von Parametern am menschlichen Auge
WO2021239605A1 (de) Uv-laser basiertes system zur fehlsichtigkeitskorrektur und verfahren zu dessen zentrierung
Gupta et al. Patterns of macular edema in uveitis as diagnosed by optical coherence tomography in Tertiary Eye Center
DE60129415T2 (de) Erfassen der augentopographie durch mehrere untersuchungen
Adhikari Cone packing measurements from confocal and split-detector adaptive optics images in human eyes
Saigal The role of altered ciliary muscle morphology in refractive error and accommodative function
Andalia et al. Accuracy of Immersion Biometry for Cataract Surgery in Refraction Division Cipto Mangunkusumo Hospital 2013-2014
Meihong Changes of retinal thickness in macular area of myopia children
RU2361505C1 (ru) Способ оценки атипичных форм диска зрительного нерва
Woodman Ocular changes associated with accommodation in myopes and emmetropes
RU2308216C1 (ru) Способ дифференциальной диагностики гипоплазии и частичной атрофии зрительного нерва у детей

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 20750653

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2020750653

Country of ref document: EP

Effective date: 20220426