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(A _X ) — L(A ₂ ) = (zi(A ₁ ) — n(A ₂ )) • d

Damit ergibt sich die Länge d des modellhaften Auges zu:

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