WO2024046620A1 - Vorrichtung zur ermittlung der länge eines objekts, insbesondere der länge eines auges - Google Patents

Vorrichtung zur ermittlung der länge eines objekts, insbesondere der länge eines auges Download PDF

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WO2024046620A1
WO2024046620A1 PCT/EP2023/067634 EP2023067634W WO2024046620A1 WO 2024046620 A1 WO2024046620 A1 WO 2024046620A1 EP 2023067634 W EP2023067634 W EP 2023067634W WO 2024046620 A1 WO2024046620 A1 WO 2024046620A1
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eye
oct
length
dispersion
light
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PCT/EP2023/067634
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Frank Karlheinz MÜLLER
Tilman Philipp OTTO
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Heidelberg Engineering Gmbh
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    • G01B9/02044—Imaging in the frequency domain, e.g. by using a spectrometer

Definitions

  • the invention relates to a device according to the preamble of claim 1.
  • optical coherence tomography in English “Optical Coherence Tomography”, usually abbreviated to OCT) refers to an imaging procedure. With this process, two- and three-dimensional images can be obtained from light-scattering structures.
  • light with a certain bandwidth is usually split into two partial beams in a beam splitter.
  • the first partial beam falls on the sample or object to be examined, the second partial beam passes through a reference path.
  • the light reflected from the sample or object interferes with the reference beam.
  • the sample can be examined with depth resolution, i.e. at the depth of the optical axis of the first partial beam, using so-called A-scans.
  • depth resolution i.e. at the depth of the optical axis of the first partial beam
  • A-scans so-called A-scans.
  • TD-OCT Time Domain OCT
  • FD-OCT Frequency Domain OCT
  • knowing the length of an eye is necessary if one wants to correct an OCT image to display it to scale with the correct curvature.
  • a scanned cSLO image or an OCT slice has different sizes without correction.
  • biometric devices that simultaneously record a rough image of the retina, for which a scaling can be determined using the length determined by the devices.
  • a separate measurement of the length of an eye or the curvature of the cornea (corneal curvature) is an additional effort for a user. Therefore, these measurements are not always taken or the results are not transferred to software for evaluating OCT images of the posterior segment of the eye.
  • the invention is therefore based on the object of detecting the length of an illuminated object as reliably as possible by means of a device for carrying out optical coherence tomography.
  • the present invention solves the aforementioned problem through the features of claim 1. According to the invention, it was first recognized that light which penetrates into a dispersive object to be examined experiences dispersion, namely that the object influences the speed of propagation of the light depending on its frequency. It has also been recognized that an evaluation unit must be provided in such a device, which analyzes interferometric data obtained from an OCT signal or interference spectrum, determines dispersion-related data of the interferometric data and uses the dispersion-related data to determine the length of the object. According to the invention, the axial length of the object, in particular the human eye, is measured by detecting the dispersion.
  • dispersion is normally a disturbing factor that leads to poorer image quality, which is why dispersive effects in OCT devices are compensated for by hardware and/or software.
  • the effect of dispersion is used to measure lengths.
  • corneal curvature and refraction are used to estimate the axial length of the eye and thus determine scaling.
  • the determination of the axial length of the eye will be incorrect if eye parameters that are not taken into account, for example corneal curvature of the second surface, the anterior chamber depth and lens parameters, deviate from the model eye used. This is particularly the case when a patient's refractive error has been corrected through the use of intraocular lenses (IOLs) or through refractive surgery.
  • IOLs intraocular lenses
  • the direct measurement of the axial length of the eye is therefore a much more robust parameter for a scaling determination.
  • classification methods can achieve higher test power.
  • Methods in which no dense volume is recorded, but which use scan patterns or scan patterns with fixed scaling, also benefit from a better match between the recording location of the recorded OCT cross-sectional images and the target positions. For example, for circular scans with a selected absolute radius, especially in the millimeter range, the actual radius in the eye will vary less.
  • the evaluation unit could determine the length of the object by fitting it to a model or using a model that represents the influence of dispersion on light depending on the distance that the light has traveled in a dispersive medium.
  • a refractive index depends on the frequency of the light incident on that media. This effect of dispersion is used to determine the length of the object.
  • the evaluation unit could access a predefined model that theoretically describes the dispersion, namely the influence of a medium on the speed of propagation of light in this medium.
  • models could be stored in a storage medium of the device.
  • the most suitable model can be accessed in order to approximately theoretically describe the dispersion behavior of the object being examined and to draw conclusions about the length of the object based on experimental values.
  • the model could describe the dispersion behavior of one or more media of the human eye. This makes it possible to reliably measure the length of an eye.
  • the naturally existing dispersion of ocular media can be used to determine the length of the eye when performing FD-OCT, especially without additional hardware.
  • the interferometric data could include A-scans or OCT images generated from partial spectra of an interference spectrum.
  • A-scans are generated at the depth of a beam direction so that dispersion influences along an optical path length can be concluded from them.
  • the evaluation unit could determine an axial distance between two A-scans or two OCT images along a beam direction to determine the dispersion-related data.
  • the evaluation unit could create an adaptation curve or fit curve through values obtained from the dispersion-related data in order to determine the length of the object being examined. In this way, a length measure can be deduced from experimentally determined data by comparing theoretical values with experimental ones.
  • the device used here could be used as an FD-OCT, namely as a device for carrying out a frequency domain optical coherence tomography (FD-OCT), in particular for carrying out a spectral domain optical coherence tomography (SD-OCT) or for carrying out a swept-source optical coherence tomography (SS-OCT) is suitable.
  • FD-OCT frequency domain optical coherence tomography
  • SD-OCT spectral domain optical coherence tomography
  • SS-OCT swept-source optical coherence tomography
  • an estimate of the length of an eye can be achieved using frequency-domain optical coherence tomography (FD-OCT).
  • the method includes at least the following steps: The method includes the step of recording FD-OCT data on the eye, the step of determining a dispersion behavior, preferably using a suitable method, and the step of calculating the axial length of the eye using a fit, in particular a fit curve or adaptation curve, is based on a model of the dispersion behavior depending on the length of the dispersive eye media passed through.
  • a suitable method is the determination of the dispersion via a spectral axial shift, namely the so-called “walk-off shift” method, which consists of the following process steps:
  • a recording is made an interference spectrum with a spectral domain OCT.
  • the spectrum is divided into two or more partial spectra.
  • the calculation of an A-scan or OCT image is carried out for each of these partial spectra.
  • the relative axial offset in the optical path length of the A-scans or OCT images of the different partial spectra is determined.
  • a dispersion curve is determined by a model fit.
  • A-scans or OCT images could be used together, particularly strips of adjacent A-scans or OCT images, to determine the relative axial offset of OCT images from the subspectra. In this way, the axial relative position of the OCT images can be estimated from the partial spectra with higher accuracy.
  • Decentralized A-scans or A-scans from different locations of the fundus could also be calculated to determine the shape of the fundus.
  • the determination of the thickness of the medium passed through, in particular the length of the eye can also be carried out with non-central A-scans and separately for each scan coordinate. This makes it possible to obtain even more detailed information about the shape of the fundus of the eye.
  • An OCT signal of the retina could be recorded and the length of the eye could be determined and/or an OCT signal could be recorded at the back of the eye and the length of the eye could be determined.
  • the length of the eye can be determined by examining the back of the eye, especially the retina.
  • no separate measurement of the length of the eye is necessary, and there is no source of error when transmitting data or not entering data.
  • This increases the average accuracy of an absolute scaling specification of retinal OCT images, as well as of simultaneous ones recorded cSLO images, namely confocal scanning laser ophthalmoscopy (cSLO) images.
  • the length of the eye and the axial position of an OCT image could be used to measure and/or adjust the distance between a camera of the device and the eye.
  • the user therefore has to carry out fewer adjustment steps to examine an eye.
  • the distance between the camera and the eye can be calculated from the calculated length of the eye together with the axial absolute position of the OCT image. If additionally e.g. B. if information about the position of the fovea (fovea) is available in the software from an anatomical positioning system, the central length of the eye can be determined with greater certainty.
  • the OCT signal of the posterior section of the eye in particular the retina, could be used as a direct manipulated variable for automatically adjusting the distance of a camera of the device from the eye after its length has been determined.
  • a distance measurement calculated from the length of the eye and OCT position on the retina, can be used to check whether the distance of the camera to the eye is correct during the recording. This information can be used to adjust the camera manually or automatically.
  • the OCT signal from the retina can be used as a direct control variable (retinal signal in the sweet spot for the reference arm length optimally set to the eye length) for automatic distance adjustment, provided the optical length of the eye is known.
  • the curvature of the posterior segment of the eye could be determined.
  • the method does not require any additional hardware beyond an FD-OCT system.
  • Measuring the curvature of the retina is necessary for various pathologies, for example in myopia patients. relevant.
  • the curvature of the retinal signal within the OCT image field depends largely on the working distance between the apex lens and the apex cornea.
  • the working distance can be reliably determined from the known parameters of reference arm length and sample arm length up to the objective apex. This means that the true curvature of the retina can be determined much more precisely using appropriate eye models. Compared to methods that sequentially measure the distance to the retina and cornea, for example by varying the reference arm length, there is in principle the advantage that the measurement takes place simultaneously. Therefore, errors in the length measurement due to axial movements of the eye are largely or completely eliminated.
  • the teaching described here allows classification methods that depend on scaling to be made more precise.
  • the gauge offers assistance with manual adjustment by specifying the interpupillary distance or derived displays, therefore a higher average image quality is achieved.
  • An automatic adjustment function of the device is supported. It is possible to display the retina to scale with actual curvature.
  • 1 shows a schematic representation of an image of the posterior section of the eye using OCT or cSLO, in which the field of view angle is known as a device parameter, but the size of the imaged area at the fundus d is not directly accessible because the optics and size of the eye are not known
  • 2 shows a schematic representation of different eyes, each of which has different lengths
  • FIG. 3 is a diagram showing the refractive index n on the y-axis versus the wavelength of light in pm on the x-axis
  • FIG. 4 shows a schematic representation of an eye in which three light beams with different frequencies have different wavelengths inside the eye due to the dispersive properties of the eye media
  • FIG. 5 shows a schematic representation of a device for carrying out optical coherence tomography (OCT), which directs a light beam into an eye to be examined, and an evaluation unit which analyzes interferometric data obtained from an OCT signal or interference spectrum and determines dispersion-related data of the interferometric data and the length of the eye is determined using the dispersion-related data,
  • OCT optical coherence tomography
  • FIG. 6 shows a schematic representation of a calculation of two OCT images from partial spectra of a spectrum
  • Fig. 7 is a schematic representation of the axial offset of the two registered OCT images from Fig. 6 and
  • Fig. 8 shows a fit curve from which the eye length can be determined based on the axial offset, the fit curve comprising a graph in which the length of the eye is plotted in mm on the x-axis and the axial offset on the y-axis.
  • Fig. 1 shows a schematic representation of a recording of the posterior section of the eye using a device 1 'for carrying out optical coherence tomography, in which the field of view angle is known as a device parameter.
  • the size of the recorded area at the fundus d is not directly accessible because the optics and size of the eye 2 are not known.
  • Fig. 2 shows different eyes 2 with different lengths 3.
  • Fig. 3 shows mathematically that the speed of propagation of light in dispersive media depends on its frequency.
  • the refractive index n of a medium is calculated from the quotient of the wavelength of the light in the vacuum to the wavelength of the light in the material.
  • n (A, z) for the dispersion of an eye
  • the length of the eye can be calculated from the strength of the dispersion effects.
  • L is the optical path length for light of a given wavelength A
  • n is the refractive index
  • d is a physical distance from Light passes through a dispersive medium, i.e. the length of the model eye. Then the difference between optical path lengths L applies:
  • An OCT device can be used to measure the AL, i.e. the difference in optical path lengths.
  • FIG. 5 shows such a device 1 for carrying out optical coherence tomography (OCT), comprising an interferometer 1a for guiding a light bundle 4 into a dispersive object to be examined, namely an eye 2, which influences the speed of propagation of light depending on its frequency, and an evaluation unit 5 for detecting a length 3 of the object, namely the eye 2.
  • OCT optical coherence tomography
  • the interferometer 1a divides light with a certain bandwidth into two partial beams in a beam splitter.
  • the first partial beam falls on the object to be examined, namely the eye 2, and the second partial beam passes through a reference path.
  • the light reflected from the object interferes with the reference beam.
  • the object can be examined with depth resolution, i.e. in the depth of the optical axis of the first partial beam, using so-called A-scans or OCT images.
  • the evaluation unit 5 analyzes interferometric data obtained from an OCT signal or interference spectrum and determines dispersion-related data of the interferometric data and determines the length 3 of the eye 2 using the dispersion-related data.
  • 6 shows, using a so-called “split spectrum approach”, that the interferometric data includes A-scans 6a, 6b or OCT images 6'a, 6'b, which are generated or calculated from partial spectra of an interference spectrum 7.
  • the OCT images 6'a, 6'b from the various partial spectra are registered.
  • the evaluation unit 5 determines an axial distance 8 of the two A-scans 6a, 6b or the OCT images 6'a, 6'b along a beam direction to determine the dispersion-related data.
  • the dispersion-related data therefore includes at least one axial offset 8 of the OCT images 6'a, 6'b.
  • the evaluation unit 5 uses several A-scans 6a, 6b or OCT images 6'a, 6'b together, namely strips of adjacent A-scans 6a, 6b or OCT images 6'a, 6'b, to determine the relative to determine axial offset 8 of OCT images 6'a, 6'b from the partial spectra.
  • the evaluation unit 5 determines the length 3 of the eye 2 by a fit to a model or based on a model which represents the influence of dispersion on light as a function of the distance that the light travels in a dispersive medium has.
  • the evaluation unit 5 accesses a predefined model that theoretically describes the dispersion, namely the influence of a medium on the speed of propagation of light in this medium.
  • the model according to FIG. 8 describes the dispersion behavior of a medium or several media of the human eye 2. Knowing the axial offset 8, the length 3 of the eye 2, i.e. the distance traveled, can be determined from the fit curve according to FIG. 8 on the x-axis. can be read.
  • the evaluation unit 5 creates an adaptation curve or fit curve using values obtained from the dispersion-related data in order to determine the length 3.
  • the device is designed as an FD-OCT, namely as a device for carrying out a frequency domain optical coherence tomography (FD-OCT), in particular for carrying out a spectral domain optical coherence tomography (SD-OCT) or for carrying out a swept-source optical coherence tomography (SS -OCT) is suitable.
  • FD-OCT frequency domain optical coherence tomography
  • SD-OCT spectral domain optical coherence tomography
  • SS -OCT swept-source optical coherence tomography
  • the device described here is used to carry out a method for determining the length 3 of a human eye 2, which includes the following steps:
  • A-scans 6a, 6b or OCT images 6'a, 6'b are used together, in particular strips of adjacent A-scans 6a, 6b or OCT images 6'a, 6'b, around the relative axial offset 8 of images 6'a, 6'b from the partial spectra.
  • the procedure creates an OCT signal of the retina recorded and the length 3 of eye 2 is determined.
  • An OCT signal is recorded specifically at the back of the eye and the length 3 of eye 2 is determined.
  • the length 3 of the eye 2 and the axial position of an OCT image 6'a, 6'b can be used to measure and, if necessary, adjust the distance between a camera 1b of the device 1 and the eye 2.
  • the distance between camera 1b and eye 2 can be calculated from the length 3 of eye 2 and the axial OCT position.
  • the length 3 of the eye 2 can be measured at several arbitrary points in a B-scan.
  • the OCT signal of the rear section of the eye is used as a direct manipulated variable for automatically adjusting the distance of a camera 1b of the device 1 from the eye 2 after its length 3 has been determined.
  • the determined distance to the eye 2 is used to adjust the camera 1b during a recording. In particular, fully automatic adjustment of the camera 1 b is supported.
  • the curvature of the back of the eye, particularly the retina, is determined.
  • the length 3 of the eye 2 can be used to represent the retina true to scale with its natural curvature.

Abstract

Eine Vorrichtung (1) zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie (OCT), umfassend ein Interferometer (1a) zum Leiten eines Lichtbündels (4) in ein zu untersuchendes dispersives Objekt, welches die Ausbreitungsgeschwindigkeit von Licht (4a, 4b, 4c) in Abhängigkeit von dessen Frequenz beeinflusst, und eine Auswerteeinheit (5) zur Erfassung einer Länge (3) des Objekts, ist im Hinblick auf die Aufgabe, mittels einer Vorrichtung zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie möglichst zuverlässig die Länge eines durchleuchteten Objekts zu erfassen, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (5) aus einem OCT-Signal oder Interferenzspektrum gewonnene interferometrische Daten analysiert und dispersionsbedingte Daten der interferometrischen Daten ermittelt und mittels der dispersionsbedingten Daten die Länge (3) ermittelt.

Description

P a t e n t a n m e l d u n g
Anmelder: Heidelberg Engineering GmbH
Max-Jarecki-Str. 8
69115 Heidelberg
Vorrichtung zur Ermittlung der Länge eines Objekts, insbesondere der Länge eines Auges
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1.
Unter der Bezeichnung optische Kohärenztomografie (in englischer Sprache „Optical Coherence Tomography“, üblicherweise abgekürzt durch OCT) wird ein bildgebendes Verfahren verstanden. Mit diesem Verfahren können zwei- und dreidimensionale Bilder aus lichtstreuenden Strukturen gewonnen werden.
Bei diesem Verfahren wird üblicherweise Licht mit einer gewissen Bandbreite in einem Strahlteiler in zwei Teilstrahlen geteilt. Der erste Teilstrahl fällt auf die zu untersuchende Probe bzw. das Objekt, der zweite Teilstrahl durchläuft eine Referenzstrecke.
Das von der Probe bzw. dem Objekt reflektierte Licht interferiert mit dem Referenzstrahl. Durch Signale aus der Interferenz lässt sich die Probe tiefenaufgelöst, also in der Tiefe der optischen Achse des ersten Teilstrahls, durch sogenannte A-Scans untersuchen. Zusätzlich ist es möglich, die Probe auch noch flächig bzw. lateral mit dem ersten Teilstrahl abzutasten, um dreidimensionale OCT-Bilder zu erhalten.
Bei einem sogenannten TD-OCT (Time Domain OCT) werden bei Veränderung der optischen Weglänge im Referenzarm Signale kontinuierlich im Zeitbereich erfasst, das heißt eine Intensität wird in Abhängigkeit von der Zeit erfasst.
Bei dem sogenannten FD-OCT (Frequency Domain OCT) wird die Interferenz einzelner spektraler Komponenten erfasst, das heißt eine Intensität wird in Abhängigkeit von der Frequenz bzw. Wellenlänge des Lichts erfasst.
Bei der OCT-Bildgebung an einem hinteren Abschnitt eines Auges ist eine laterale Skalierung der Bilder häufig nur als Bildfeldwinkel bekannt. Für die Umrechnung des Bildfeldwinkels in absolute Längen oder Strecken sind Informationen über die Länge eines Auges sowie über die optischen Eigenschaften des untersuchten individuellen Auges notwendig.
Außerdem ist die Kenntnis der Länge eines Auges notwendig, wenn man eine Korrektur eines OCT-Bilds vornehmen will, um es maßstabsgerecht mit einer korrekten Krümmung darzustellen.
Die Größen von Augen und auch Fehlsichtigkeiten streuen in der Bevölkerung erheblich. Ein gescanntes cSLO-Bild oder ein OCT-Schnitt ist ohne Korrektur unterschiedlich groß.
Vor diesem Hintergrund sind derzeit vor allem zwei Möglichkeiten bekannt, um die Länge eines Auges zu bestimmen. Man kann eine Schätzung der Länge durch eine eingestellte Refraktion und einen manuell eingegebenen Radius der Hornhaut (Kornea) mit Hilfe eines Augenmodells vornehmen.
Man kann auch eine direkte Messung der Länge mit einem eigenen Gerät vornehmen. Vor diesem Hintergrund sind Biometrie-Geräte bekannt, die gleichzeitig ein grobes Bild der Netzhaut (Retina) aufnehmen, für welches eine Skalierung mit der von den Geräten ermittelten Länge bestimmt werden kann.
Allerdings sind diese Bilder aufgrund ihrer schlechten Qualität nicht für diagnostische Zwecke geeignet.
Eine separate Messung der Länge eines Auges oder der Krümmung der Hornhaut (Korneakrümmung) ist für einen Anwender ein zusätzlicher Aufwand. Daher werden diese Messungen nicht immer vorgenommen bzw. die Ergebnisse werden nicht in eine Software zur Bewertung von OCT-Bildern des hinteren Augenabschnitts übertragen.
Falls solche Werte eingetragen werden und die Eintragung manuell erfolgt, kann es überdies zu Übertragungsfehlern kommen. Der zusätzliche Einbau der Technik eines Biometers in ein diagnostisches Retina-OCT-Gerät würde eine System komplexität deutlich erhöhen.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zu Grunde, mittels einer Vorrichtung zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie möglichst zuverlässig die Länge eines durchleuchteten Objekts zu erfassen.
Die vorliegende Erfindung löst die zuvor genannte Aufgabe durch die Merkmale des Anspruchs 1. Erfindungsgemäß ist zunächst erkannt worden, dass Licht, welches in ein zu untersuchendes dispersives Objekt eindringt, eine Dispersion erfährt, dass nämlich das Objekt die Ausbreitungsgeschwindigkeit des Lichts in Abhängigkeit von dessen Frequenz beeinflusst. Weiter ist erkannt worden, dass in einer solchen Vorrichtung eine Auswerteeinheit vorgesehen sein muss, die aus einem OCT-Signal oder Interferenzspektrum gewonnene interferometrische Daten analysiert, dispersionsbedingte Daten der interferometrischen Daten ermittelt und mittels der dispersionsbedingten Daten die Länge des Objekts ermittelt. Erfindungsgemäß erfolgt eine Messung der axialen Länge des Objekts, insbesondere des menschlichen Auges, durch Erfassung der Dispersion. Erfindungsgemäß ist hier erkannt worden, dass Dispersion normalerweise ein Störfaktor ist, der zu schlechterer Bildqualität führt, weshalb dispersive Effekte in OCT-Vorrichtungen per Hardware und/oder Software kompensiert werden. Erfindungsgemäß wird der Effekt der Dispersion aber zur Messung von Längen gerade genutzt.
Mit einer solchen Vorrichtung ist eine Schätzung der Länge eines Auges durch Auswertung von OCT-Signalen relativ problemlos möglich. Des Weiteren ist eine Messung der Länge eines Auges während einer OCT-Bilderfassung am hinteren Augenabschnitt möglich.
In bestehenden Geräten werden die Korneakrümmung und die Refraktion verwendet, um die axiale Länge des Auges abzuschätzen und damit eine Skalierung zu bestimmen. Die Bestimmung der axialen Länge des Auges wird aber fehlerhaft, wenn nicht berücksichtigte Augenparameter, beispielsweise eine Hornhautkrümmung der zweiten Fläche, die Vorderkammertiefe und Linsenparameter, vom verwendeten Modellauge abweichen. Dies ist insbesondere dann der Fall, wenn durch Verwendung von intraokularen Linsen (lOLs) oder durch refraktive Chirurgie ein Refraktionsfehler eines Patienten korrigiert wurde. Die direkte Messung der axialen Länge des Auges ist daher ein deutlich robusterer Parameter für eine Skalierungsbestimmung. Durch die bessere Übereinstimmung der Skalierung zwischen Testdaten und Referenzdaten können Klassifizierungsverfahren eine höhere Teststärke erreichen.
Verfahren, bei denen kein dichtes Volumen aufgenommen wird, die aber Scanpattem bzw. Scanmuster mit fester Skalierung verwenden, profitieren darüber hinaus von einer besseren Übereinstimmung des Aufnahmeortes der aufgenommenen OCT-Schnittbilder mit den Sollpositionen. Zum Beispiel wird bei Kreisscans mit gewähltem absolutem Radius, insbesondere im Millimeterbereich, der tatsächliche Radius im Auge weniger variieren.
Die Auswerteeinheit könnte die Länge des Objekts durch einen Fit an ein Modell bzw. anhand eines Modells ermitteln, welches den Einfluss von Dispersion auf Licht in Abhängigkeit von der Wegstrecke darstellt, die das Licht in einem dispersiven Medium durchlaufen hat. Bei transparenten Medien hängt ein Brechungsindex von der Frequenz des in diese Medien einfallenden Lichts ab. Dieser Effekt der Dispersion wird für die Ermittlung der Länge des Objekts genutzt.
Die Auswerteeinheit könnte auf ein vorgegebenes Modell zugreifen, welches die Dispersion, nämlich den Einfluss eines Mediums auf die Ausbreitungsgeschwindigkeit von Licht in diesem Medium, theoretisch beschreibt. Solche Modelle könnten in einem Speichermedium der Vorrichtung hinterlegt sein. In Abhängigkeit vom durchleuchteten Objekt kann auf das am besten passende Modell zugegriffen werden, um das Dispersionsverhalten des jeweils untersuchten Objekts näherungsweise theoretisch zu beschreiben und anhand experimenteller Werte auf die Länge des Objekts zu schließen. Das Modell könnte das Dispersionsverhalten eines Mediums oder mehrerer Medien des menschlichen Auges beschreiben. Hierdurch sind Messungen der Länge eines Auges zuverlässig möglich. Die natürlich vorhandene Dispersion von Augenmedien kann zur Bestimmung der Länge des Auges bei Durchführung einer FD-OCT, insbesondere ohne zusätzliche Hardware, genutzt werden.
Die interferometrischen Daten könnten A-Scans oder OCT-Bilder umfassen, die aus Teilspektren eines Interferenzspektrums erzeugt sind. A-Scans werden in der Tiefe einer Strahlrichtung erzeugt, so dass aus diesen auf Dispersionseinflüsse längs einer optischen Weglänge geschlossen werden kann.
Vor diesem Hintergrund könnte die Auswerteeinheit zur Ermittlung der dispersionsbedingten Daten einen axialen Abstand je zweier A-Scans oder zweier OCT-Bilder längs einer Strahlrichtung ermitteln.
Die Auswerteeinheit könnte eine Anpassungskurve oder Fitkurve durch Werte legen, die aus den dispersionsbedingten Daten gewonnen sind, um die Länge des untersuchten Objekts zu ermitteln. So kann aus experimentell ermittelten Daten auf ein Längenmaß geschlossen werden, indem theoretische Werte mit experimentellen abgeglichen werden.
Die hier verwendete Vorrichtung könnte als FD-OCT, nämlich als Vorrichtung, die zur Durchführung einer Frequency Domain optischen Kohärenztomografie (FD-OCT), insbesondere zur Durchführung einer Spektraldomänen optischen Kohärenztomografie (SD-OCT) oder zur Durchführung einer Swept-Source optischen Kohärenztomografie (SS-OCT) geeignet ist, ausgestaltet sein. Eine Vorrichtung der hier beschriebenen Art könnte bei einem Verfahren zur Ermittlung der Länge eines menschlichen Auges verwendet werden, wobei das Verfahren die nachfolgenden Schritte umfasst:
Aufnahme eines Interferenzspektrums mit der Vorrichtung;
Aufteilung des Interferenzspektrums in zwei oder mehrere Teilspektren; Berechnung je eines A-Scans oder eines OCT-Bildes für jedes Teilspektrum;
Bestimmung des relativen axialen Versatzes je zweier A-Scans oder OCT-Bilder in optischer Weglänge zueinander, um auf das Dispersionsverhalten des Auges zu schließen;
Bestimmung der Länge des Auges anhand eines Modells, insbesondere einer Anpassungskurve oder Fitkurve, welches den Einfluss von Dispersion auf Licht in Abhängigkeit von der Wegstrecke darstellt, die das Licht in einem dispersiven Medium durchlaufen hat.
Mit einem solchen Verfahren ist eine Schätzung der Länge eines Auges mittels der Anwendung einer Frequency-Domain optischen Kohärenztomografie (FD- OCT) realisierbar. Das Verfahren umfasst zumindest folgende Schritte: Das Verfahren umfasst den Schritt der Aufnahme von FD-OCT-Daten am Auge, den Schritt der Bestimmung eines Dispersionsverhaltens, bevorzugt über eine geeignete Methode, und den Schritt der Berechnung der axialen Länge des Auges mittels eines Fits, insbesondere einer Fitkurve oder Anpassungskurve, basiert auf einem Modell des Dispersionsverhaltens in Abhängigkeit von der Länge der durchlaufenen dispersiven Augenmedien.
Für die Bestimmung der Dispersion aus einem OCT-Signal sind verschiedene Verfahren möglich: Eine geeignete Methode ist die Dispersionsbestimmung über eine spektrale axiale Verschiebung, nämlich die sogenannte „Walk-off Shift“ -Methode, die aus den folgenden Verfahrensschritten besteht: Es erfolgt eine Aufnahme eines Interferenzspektrums mit einem Spektraldomain-OCT. Das Spektrum wird in zwei oder mehrere Teilspektren aufgeteilt. Die Berechnung eines A-Scans oder OCT-Bilds wird für jedes einzelne dieser Teilspektren durchgeführt. Der relative axiale Versatz in optischer Weglänge der A-Scans oder OCT-Bilder der verschiedenen Teilspektren zueinander wird ermittelt. Eine Dispersionskurve wird durch einen Modellfit bestimmt.
Es könnten mehrere A-Scans oder OCT-Bilder zusammen verwendet werden, insbesondere Streifen benachbarter A-Scans oder OCT-Bilder, um den relativen axialen Versatz von OCT-Bildern aus den Teilspektren zu ermitteln. So kann die axiale relative Position der OCT-Bilder aus den Teilspektren mit höherer Genauigkeit geschätzt werden.
Es könnten auch dezentrale A-Scans oder A-Scans von verschiedenen Orten des Augenhintergrunds berechnet werden, um die Form des Augenhintergrunds zu ermitteln. Im Zusammenhang mit einer OCT-Vorrichtung, die die Retina scannt, kann die Ermittlung der Dicke des durchlaufenen Mediums, insbesondere die Länge des Auges, auch mit nicht zentralen A-Scans und für jede Scankoordinate separat durchgeführt werden. Dadurch können noch detailliertere Informationen über die Form des Augenhintergrunds gewonnen werden.
Ein OCT-Signal der Netzhaut könnte aufgenommen werden und die Länge des Auges könnte ermittelt werden und/ oder ein OCT-Signal könnte am hinteren Augenabschnitt aufgenommen werden, und die Länge des Auges könnte ermittelt werden. So kann bei einer Untersuchung des Augenhintergrundes, insbesondere der Netzhaut, die Länge des Auges ermittelt werden. Vorteilhaft ist keine separate Messung der Länge des Auges notwendig, und es tritt keine Fehlerquelle bei der Übertragung von Daten bzw. durch die Nichteingabe von Daten auf. Dadurch steigt die durchschnittliche Genauigkeit einer absoluten Skalierungsangabe von Retina-OCT-Aufnahmen, sowie von gleichzeitig aufgenommenen cSLO-Bildern, nämlich von Bildern der konfokalen Scanning- Laser-Ophthalmoskopie (cSLO).
Die Länge des Auges und die axiale Position eines OCT-Bildes könnten verwendet werden, um den Abstand zwischen einer Kamera der Vorrichtung und dem Auge zu messen und/ oder einzustellen. Der Anwender muss daher weniger Justierschritte vornehmen, um ein Auge zu untersuchen. Aus der berechneten Länge des Auges kann zusammen mit der axialen absoluten Position des OCT-Bildes der Abstand zwischen Kamera und Auge berechnet werden. Wenn zusätzlich z. B. aus einem Anatom ischen-Positionierungssystem Informationen über die Position der Fovea (Sehgrube) in der Software zur Verfügung stehen, kann die zentrale Länge des Auges mit höherer Sicherheit bestimmt werden.
Das OCT-Signal des hinteren Augenabschnitts, insbesondere der Netzhaut, könnte als direkte Stellgröße für eine automatische Einstellung des Abstands einer Kamera der Vorrichtung vom Auge verwendet werden, nachdem dessen Länge ermittelt ist. Vorteilhaft kann durch eine Abstandmessung, berechnet aus der Länge des Auges und OCT-Position auf der Netzhaut, bei der Aufnahme geprüft werden, ob der Abstand der Kamera zum Auge korrekt ist. Diese Information kann zur manuellen oder automatischen Justage der Kamera genutzt werden. Das OCT-Signal der Netzhaut kann als direkte Stellgröße (Netzhautsignal im Sweet Spot für auf Augenlänge optimal eingestellte Referenzarm länge) für die automatische Abstandseinstellung verwendet werden, sofern die optische Länge des Auges bekannt ist.
Die Krümmung des hinteren Augenabschnitts, insbesondere der Netzhaut, könnte ermittelt werden. Vorteilhaft benötigt das Verfahren über ein FD-OCT- System hinaus keine zusätzliche Hardware. Eine Messung der Krümmung der Netzhaut ist für diverse Pathologien, beispielsweise bei Myopie-Patienten, relevant. Die Krümmung des Netzhautsignals innerhalb des OCT-Bildfelds ist wesentlich vom Arbeitsabstand Apex-Objektiv / Apex-Hornhaut abhängig.
Bei Kenntnis der optischen Bulbuslänge kann aus den bekannten Parametern Referenzarm länge und Probenarm länge bis zum Objektiv-Apex der Arbeitsabstand zuverlässig bestimmt werden. Damit kann unter Verwendung von entsprechenden Augenmodellen die wahre Krümmung der Netzhaut wesentlich genauer bestimmt werden. Gegenüber Verfahren, die sequenziell den Abstand zu Netzhaut und Kornea messen, zum Beispiel indem die Referenzarm länge variiert wird, besteht im Prinzip der Vorteil, dass die Messung gleichzeitig geschieht. Daher sind Fehler in der Längenmessung durch axiale Bewegungen des Auges weitgehend oder ganz ausgeschlossen.
Die hier beschriebene Lehre erlaubt es, Klassifikationsverfahren, die von einer Skalierung abhängen, genauer zu gestalten. Die Lehre bietet eine Hilfe bei der manuellen Justage durch Angabe des Augenabstands oder abgeleiteter Anzeigen, daher wird im Mittel eine höhere Bildqualität erreicht. Es erfolgt eine Unterstützung einer automatischen Justage-Funktion der Vorrichtung. Es besteht die Möglichkeit der maßstabsgerechten Darstellung der Retina mit tatsächlicher Krümmung.
In der Zeichnung zeigen
Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Aufnahme des hinteren Augenabschnitts mittels OCT oder cSLO, bei welcher der Gesichtsfeldwinkel als Geräteparameter bekannt ist, die Größe des aufgenommenen Bereichs am Fundus d jedoch nicht direkt zugänglich ist, weil die Optik und Größe des Auges nicht bekannt sind, Fig. 2 eine schematische Darstellung unterschiedlicher Augen, die jeweils unterschiedliche Längen zeigen,
Fig. 3 ein Diagramm, welches den Brechungsindex n auf der y-Achse gegen die Wellenlänge des Lichts in pm auf der x-Achse darstellt,
Fig. 4 eine schematische Darstellung eines Auges, in welchem drei Lichtstrahlen mit unterschiedlichen Frequenzen durch die dispersiven Eigenschaften der Augenmedien unterschiedliche Wellenlängen im Augeninneren haben,
Fig. 5 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie (OCT), welche ein Lichtbündel in ein zu untersuchendes Auge leitet, und eine Auswerteeinheit, welche aus einem OCT-Signal oder Interferenzspektrum gewonnene interferometrische Daten analysiert und dispersionsbedingte Daten der interferometrischen Daten ermittelt und mittels der dispersionsbedingten Daten die Länge des Auges ermittelt,
Fig. 6 eine schematische Darstellung einer Berechnung zweier OCT-Bilder aus Teilspektren eines Spektrums,
Fig. 7 eine schematische Darstellung des axialen Versatzes der beiden registrierten OCT-Bilder aus Fig. 6 und
Fig. 8 eine Fitkurve, aus welcher die Augenlänge anhand des axialen Versatzes ermittelbar ist, wobei die Fitkurve einen Graphen umfasst, bei dem auf der x-Achse die Länge des Auges in mm aufgetragen ist und auf der y-Achse der axiale Versatz. Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung einer Aufnahme des hinteren Augenabschnitts mittels einer Vorrichtung 1 ‘ zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie, bei welcher der Gesichtsfeldwinkel als Geräteparameter bekannt ist. Die Größe des aufgenommenen Bereichs am Fundus d ist jedoch nicht direkt zugänglich, weil die Optik und Größe des Auges 2 nicht bekannt sind. Fig. 2 zeigt verschiedene Augen 2 mit unterschiedlichen Längen 3.
Fig. 3 stellt mathematisch dar, dass die Ausbreitungsgeschwindigkeit von Licht in dispersiven Medien von dessen Frequenz abhängig ist. Der Brechungsindex n eines Mediums errechnet sich aus dem Quotienten der Wellenlänge des Lichts im Vakuum zur Wellenlänge des Lichts im Material.
Fig. 4 zeigt schematisch, dass drei Lichtstrahlen mit unterschiedlichen Frequenzen im Inneren des Auges 2 unterschiedliche Wellenlängen und daher unterschiedliche Ausbreitungsgeschwindigkeiten haben. Durch die Dispersion ist bei gleichem physischem Abstand eine optische Weglänge für unterschiedliche Wellenlängen verschieden. Je mehr dispersives Medium vom Licht durchlaufen wird, desto mehr unterscheiden sich die optischen Weglängen für verschiedene Wellenlängen. D.h. je länger das Auge 2 ist, desto stärker ist der Effekt der Dispersion.
Mit einem Modell n (A, z) für die Dispersion eines Auges, kann man aus der Stärke der Dispersionseffekte die Länge des Auges berechnen. Bei einem Beispielmodell für ein homogen aufgebautes Auge gilt:
L(A) = n(A) • d
In dieser Formel ist L die optische Weglänge für Licht einer bestimmten Wellenlänge A, n der Brechungsindex und d ein physischer Abstand, der vom Licht in einem dispersiven Medium zu durchlaufen ist, also die Länge des modellhaften Auges. Dann gilt für die Differenz von optischen Weglängen L:
AL = L(AX) — L(A2) = (zi(A1 ) — n(A2)) • d
Damit ergibt sich die Länge d des modellhaften Auges zu:
Figure imgf000015_0001
Um das AL, also die Differenz von optischen Weglängen zu messen, kann eine OCT-Vorrichtung verwendet werden.
Fig. 5 zeigt eine solche Vorrichtung 1 zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie (OCT), umfassend ein Interferometer 1a zum Leiten eines Lichtbündels 4 in ein zu untersuchendes dispersives Objekt, nämlich ein Auge 2, welches die Ausbreitungsgeschwindigkeit von Licht in Abhängigkeit von dessen Frequenz beeinflusst, und eine Auswerteeinheit 5 zur Erfassung einer Länge 3 des Objekts, nämlich des Auges 2.
Das Interferometer 1a teilt Licht mit einer gewissen Bandbreite in einem Strahlteiler in zwei Teilstrahlen. Der erste Teilstrahl fällt auf das zu untersuchende Objekt, nämlich das Auge 2, der zweite Teilstrahl durchläuft eine Referenzstrecke. Das vom Objekt reflektierte Licht interferiert mit dem Referenzstrahl. Durch Signale aus der Interferenz lässt sich das Objekt tiefenaufgelöst, also in der Tiefe der optischen Achse des ersten Teilstrahls, durch sogenannte A-Scans oder OCT-Bilder untersuchen.
Die Auswerteeinheit 5 analysiert aus einem OCT-Signal oder Interferenzspektrum gewonnene interferometrische Daten und ermittelt dispersionsbedingte Daten der interferometrischen Daten und ermittelt mittels der dispersionsbedingten Daten die Länge 3 des Auges 2. Fig. 6 zeigt anhand eines sogenannten „Split-Spectrum-Ansatzes“, dass die interferometrischen Daten A-Scans 6a, 6b oder OCT-Bilder 6’a, 6’b umfassen, die aus Teilspektren eines Interferenzspektrums 7 erzeugt bzw. errechnet sind. Die OCT-Bilder 6’a, 6’b aus den verschiedenen Teilspektren werden registriert.
Fig. 7 zeigt, dass die Auswerteeinheit 5 zur Ermittlung der dispersionsbedingten Daten einen axialen Abstand 8 der zwei A-Scans 6a, 6b oder der OCT-Bilder 6’a, 6’b längs einer Strahlrichtung ermittelt. Konkret umfassen die dispersionsbedingten Daten daher mindestens einen axialen Versatz 8 der OCT-Bilder 6’a, 6’b.
Insoweit verwendet die Auswerteeinheit 5 mehrere A-Scans 6a, 6b oder OCT- Bilder 6’a, 6’b zusammen, nämlich konkret Streifen benachbarter A-Scans 6a, 6b oder OCT-Bilder 6’a, 6‘b, um den relativen axialen Versatz 8 von OCT- Bildern 6’a, 6‘b aus den Teilspektren zu ermitteln.
Fig. 8 zeigt, dass die Auswerteeinheit 5 die Länge 3 des Auges 2 durch einen Fit an ein Modell bzw. anhand eines Modells ermittelt, welches den Einfluss von Dispersion auf Licht in Abhängigkeit von der Wegstrecke darstellt, die das Licht in einem dispersiven Medium durchlaufen hat.
Konkret greift die Auswerteeinheit 5 auf ein vorgegebenes Modell zu, welches die Dispersion, nämlich den Einfluss eines Mediums auf die Ausbreitungsgeschwindigkeit von Licht in diesem Medium, theoretisch beschreibt. Das Modell gemäß Fig. 8 beschreibt das Dispersionsverhalten eines Mediums oder mehrerer Medien des menschlichen Auges 2. In Kenntnis des axialen Versatzes 8 kann aus der Fitkurve gemäß Fig. 8 auf der x-Achse die Länge 3 des Auges 2, also die durchlaufene Wegstrecke, abgelesen werden. Die Auswerteeinheit 5 legt eine Anpassungskurve oder Fitkurve durch Werte, die aus den dispersionsbedingten Daten gewonnen sind, um die Länge 3 zu ermitteln.
Die Vorrichtung ist als FD-OCT ausgestaltet, nämlich als Vorrichtung, die zur Durchführung einer Frequency Domain optischen Kohärenztomografie (FD- OCT), insbesondere zur Durchführung einer Spektraldomänen optischen Kohärenztomografie (SD-OCT) oder zur Durchführung einer Swept-Source optischen Kohärenztomografie (SS-OCT) geeignet ist.
Mit der hier beschriebenen Vorrichtung wird ein Verfahren zur Ermittlung der Länge 3 eines menschlichen Auges 2 durchgeführt, welches die folgenden Schritte umfasst:
Aufnahme eines Interferenzspektrums 7 mit der Vorrichtung 1 ;
Aufteilung des Interferenzspektrums 7 in zwei oder mehrere Teilspektren; Berechnung je eines A-Scans 6a, 6b oder OCT-Bildes 6’a, 6’b für jedes Teilspektrum;
Bestimmung des relativen axialen Versatzes 8 je zweier A-Scans 6a, 6b oder OCT-Bilder 6’a, 6‘b in optischer Weglänge zueinander, um auf das Dispersionsverhalten des Auges 2 zu schließen;
Bestimmung der Länge 3 des Auges 2 anhand eines Modells, nämlich einer Anpassungskurve oder Fitkurve, welche den Einfluss von Dispersion auf Licht in Abhängigkeit von der Wegstrecke darstellt, die das Licht 4 in einem dispersiven Medium durchlaufen hat.
Es werden mehrere A-Scans 6a, 6b oder OCT-Bilder 6’a, 6’b zusammen verwendet, insbesondere Streifen benachbarter A-Scans 6a, 6b oder OCT- Bilder 6’a, 6‘b, um den relativen axialen Versatz 8 von Bildern 6’a, 6’b aus den Teilspektren zu ermitteln. Mit dem Verfahren wird ein OCT-Signal der Netzhaut aufgenommen und die Länge 3 des Auges 2 wird ermittelt. Ein OCT-Signal wird konkret am hinteren Augenabschnitt aufgenommen und die Länge 3 des Auges 2 wird ermittelt.
Die Länge 3 des Auges 2 und die axiale Position eines OCT-Bildes 6’a, 6’b können verwendet werden, um den Abstand zwischen einer Kamera 1 b der Vorrichtung 1 und dem Auge 2 zu messen und ggfs. einzustellen. Aus der Länge 3 des Auges 2 und der axialen OCT-Position kann der Abstand zwischen Kamera 1b und Auge 2 berechnet werden. Die Länge 3 des Auges 2 kann an mehreren, beliebigen Stellen eines B-Scans gemessen werden.
Das OCT-Signal des hinteren Augenabschnitts, insbesondere der Netzhaut, wird als direkte Stellgröße für eine automatische Einstellung des Abstands einer Kamera 1b der Vorrichtung 1 vom Auge 2 verwendet wird, nachdem dessen Länge 3 ermittelt ist. Der ermittelte Abstand zum Auge 2 wird zur Justage der Kamera 1b bei einer Aufnahme genutzt. Insbesondere wird eine vollautomatische Justage der Kamera 1 b unterstützt.
Die Krümmung des hinteren Augenabschnitts, insbesondere der Netzhaut, wird ermittelt. Die Länge 3 des Auges 2 kann zur maßstabsgetreuen Darstellung der Nezthaut (Retina) mit natürlicher Krümmung genutzt werden.
Bezugszeichenliste:
1 Vorrichtung
1 a Interferometer von 1
1 b Kamera von 1
2 Auge
3 Länge von 2
4 Lichtbündel
4a-c Licht, Lichtstrahl mit bestimmter Wellenlänge
5 Auswerteeinheit
6a, 6b A-Scan
6‘a, 6‘b OCT-Bild
7 Spektrum
8 axialer Versatz

Claims

Patentansprüche Vorrichtung (1 ) zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie (OCT), umfassend ein Interferometer (1 a) zum Leiten eines Lichtbündels (4) in ein zu untersuchendes dispersives Objekt, welches die Ausbreitungsgeschwindigkeit von Licht (4a, 4b, 4c) in Abhängigkeit von dessen Frequenz beeinflusst, und eine Auswerteeinheit (5) zur Erfassung einer Länge (3) des Objekts, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (5) aus einem OCT- Signal oder Interferenzspektrum gewonnene interferometrische Daten analysiert und dispersionsbedingte Daten der interferometrischen Daten ermittelt und mittels der dispersionsbedingten Daten die Länge (3) ermittelt. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (5) die Länge (3) des Objekts durch einen Fit an ein Modell bzw. anhand eines Modells ermittelt, welches den Einfluss von Dispersion auf Licht (4a, 4b, 4c) in Abhängigkeit von der Wegstrecke darstellt, die das Licht (4a, 4b, 4c) in einem dispersiven Medium durchlaufen hat. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (5) auf ein vorgegebenes Modell zugreift, welches die Dispersion, nämlich den Einfluss eines Mediums auf die Ausbreitungsgeschwindigkeit von Licht (4a, 4b, 4c) in diesem Medium, theoretisch beschreibt. Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Modell das Dispersionsverhalten eines Mediums oder mehrerer Medien des menschlichen Auges (2) beschreibt. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die interferometrischen Daten A-Scans (6a, 6b) oder OCT-Bilder (6’a, 6’b) umfassen, die aus Teilspektren eines Interferenzspektrums (7) erzeugt sind. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (5) zur Ermittlung der dispersionsbedingten Daten einen axialen Abstand (8) je zweier A-Scans (6a, 6b) oder je zweier OCT-Bilder (6’a, 6’b) längs einer Strahlrichtung ermittelt. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (5) eine Anpassungskurve oder Fitkurve durch Werte legt, die aus den dispersionsbedingten Daten gewonnen sind, um die Länge (3) zu ermitteln. Vorrichtung (1 ) nach einem der voranstehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Ausgestaltung als FD-OCT, nämlich als Vorrichtung, die zur Durchführung einer Frequency Domain optischen Kohärenztomografie (FD-OCT), insbesondere einer Spektraldomänen optischen Kohärenztomografie (SD-OCT) oder einer Swept-Source optischen Kohärenztomografie (SS-OCT), geeignet ist. Verfahren zur Ermittlung der Länge (3) eines menschlichen Auges (2) unter Verwendung einer Vorrichtung (1 ) nach einem der voranstehenden Ansprüche, umfassend die nachfolgenden Schritte:
- Aufnahme eines Interferenzspektrums (7) mit der Vorrichtung (1 );
- Aufteilung des Interferenzspektrums (7) in zwei oder mehrere Teilspektren;
- Berechnung je eines A-Scans (6a, 6b) oder eines OCT-Bildes (6’a, 6’b) für jedes Teilspektrum;
- Bestimmung des relativen axialen Versatzes (8) je zweier A-Scans (6a, 6b) oder je zweier OCT-Bilder (6’a, 6’b) in optischer Weglänge zueinander, um auf das Dispersionsverhalten des Auges (2) zu schließen;
- Bestimmung der Länge (3) des Auges (2) anhand eines Modells, insbesondere einer Anpassungskurve oder Fitkurve, welches den Einfluss von Dispersion auf Licht (4a, 4b, 4c) in Abhängigkeit von der Wegstrecke darstellt, die das Licht (4a, 4b, 4c) in einem dispersiven Medium durchlaufen hat.
10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere A- Scans (6a, 6b) oder OCT-Bilder (6’a, 6’b) zusammen verwendet werden, insbesondere Streifen benachbarter A-Scans (6a, 6b) oder OCT-Bilder (6’a, 6’b), um den relativen axialen Versatz (8) von Bildern (6’a, 6‘b) aus den Teilspektren zu ermitteln.
11 . Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass dezentrale A-Scans oder A-Scans von verschiedenen Orten des Augenhintergrunds berechnet werden, um die Form des Augenhintergrunds zu ermitteln.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11 , dadurch gekennzeichnet, dass ein OCT-Signal der Netzhaut aufgenommen wird und die Länge (3) des Auges (2) ermittelt wird und/ oder dass ein OCT-Signal am hinteren Augenabschnitt aufgenommen wird und die Länge (3) des Auges (2) ermittelt wird.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Länge (3) des Auges (2) und die axiale Position eines OCT- Bildes (6’a, 6‘b) verwendet werden, um den Abstand zwischen einer Kamera (1 b) der Vorrichtung (1 ) und dem Auge (2) zu messen und/ oder einzustellen. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass das OCT-Signal des hinteren Augenabschnitts, insbesondere der Netzhaut, als direkte Stellgröße für eine automatische Einstellung des Abstands einer Kamera (1b) der Vorrichtung (1 ) vom Auge (2) verwendet wird, nachdem dessen Länge (3) ermittelt ist. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Krümmung des hinteren Augenabschnitts, insbesondere der Netzhaut, ermittelt wird.
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