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In den letzten Jahren hat sich zur Diagnose von retinalen Erkrankungen die optische Kohärenztomographie (OCT) als Routine-Modalität etabliert. Sie ergänzt durch ihre 2D-Schnitt- bzw. 3D-Datensätze von der Retina die bisherigen klassischen Fundusaufnahmen wie Farb-Aufnahmen und Fluoreszenzangiographie-Aufnahmen und auch die neueren Autofluoreszenznahmen- und Makulapigment-Messungen der Funduskameras. Dabei sind bisher aus Gründen der Gerätekomplexität Funduskamera-Aufnahmen und OCT-Messungen an unterschiedlichen Geräten gemacht worden. Dem entsprechend wurden auch insbesondere in den großen Klinken die Ablaufprozesse gestaltet. Erst seit wenigen Jahren gibt es auch Kombinationsgeräte auf dem Markt, die sowohl Funduskamera-Aufnahmen als auch OCT-Messungen machen können.
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Diese Kombinationsgeräte haben den Vorteil, daß durch die Reduktion von zwei auf ein Gerät weniger Platz als bei zwei getrennten Geräten gebraucht wird. Ferner wird das Umsetzen des Patienten vermieden, wenn Aufnahmen oder Messungen verschiedener Modalitäten für ein und denselben Patienten gemacht werden sollen, was die Ablaufprozesse in den Praxen und Kliniken positiv beeinflusst. Jedoch weisen die bisherigen Kombinationsgeräte eine Reihe von Defiziten auf.
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Bei den bisherigen Kombinationsgeräten erfolgen Funduskamera-Aufnahmen und OCT-Messungen gleichzeitig oder kurz hintereinander wie in
US 2007/159595 beschrieben und unter Trennung der Signale der Modalitäten durch einen dichrotischen Spiegel wie ebenfalls in
US 2007/159595 oder bereits in
US 5,537,162 beschrieben. Bei gleichzeitiger Aufnahme von Fundusbildern und OCT-Signalen können beide Modalitäten zwar bewegungsartefaktfrei zueinander lateral registiert werden, jedoch ist die Signalstärke beider Modalitäten im Vergleich zu einer Einzelmessung reduziert, da die maximal für das Auge aus Sicherheitsgründen zulässige Beleuchtungsintensität zwischen beiden/mehreren gleichzeitig aufgenommenen Modalitäten aufgeteilt werden muss.
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Die Verwendung von dichroitischen Spiegeln ist, sofern die zu trennenden Wellenlängen weit auseinander liegen, mit hoher Effizienz möglich. Jedoch führt die zunehmende Anzahl an Modalitäten und optischen Assistenzfunktionen wie Fixations-, Positionierungs- und Fokussierungshilfen dazu, daß die zutrennenden Wellenlängenbereiche immer näher beieinanderliegen, so daß die Trenneffizienz der dichroitischen Spiegel und damit auch die Signalintensität der einzelnen Modalitäten abnimmt.
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Bei den bisherigen Kombinationsgeräten werden ferner die Assistenz-Funktionen einer klassischen Funduskamera übernommen und in der selben Art und Weise wie für klassischen Funduskameras üblich benutzt. Das Ausrichten der Kamera auf das Auge um Reflexe an der Cornea zu minimieren erfolgt unter Verwendung von Positionierungsmarken und das Scharfstellen auf die Retina erfolgt unter Verwendung von Fokussierungsmarken, beides im IR-(Infrarot)-Live-Bild der Funduskamera.
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Die Positionier-/Scharf-Einstellungen für die anderen Modalitäten sind dann in den für alle Patienten gleichen fixen Art und Weise mit den Aufnahmeeinstellungen des scharfen IR-Live-Bildes gekoppelt. Insbesondere ist die Fokuslage des OCTs und der Fundusaufnahme fix mit der Fokuslage des scharfen IR-Live-Bildes gekoppelt. Diese starre Kopplung führt dazu, daß die Fokus-Einstellung nicht optimal für jede der Modalitäten, wie Farb- oder Fluoresenzangiographie-Aufnahmen, und/oder nicht optimal für jedes Untersuchungsobjekt in der Retina, wie der Nervenfaserschicht oder der Pigmentepithelium, und/oder nicht optimal für jeden Patienten vorgenommen wird. Diese nicht optimale Fokussierung führt dann dazu das feine laterale Strukturen der Untersuchungsobjekte unter Umständen nicht mehr richtig wahrgenommen werden.
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Ferner ist bei bisherigen Kombinationsgeräten der Ablauf der Messungen der einzelnen Modalitäten stark an vordefinierten Applikationsfragestellungen orientiert. Dies ist z. B. in
US 2012/121158 beschrieben. Gemäß der
US 2012/121158 werden für verschiedene Fragestellungen wie Makula-Erkrankungen oder Glaukom-Erkrankungen verschiedene Messabläufe bestehend aus Messungen verschiedener Modaliäten und deren dazugeöhrige Aufnahmeparametern vordefiniert. Zur Messung eines Patienten wird dann eine Fragestellung bzw. ein Messablauf gewählt und die im Messablauf definierten Messungen ausgeführt. Dies hat den Vorteil, daß durch den Messablauf sichergestellt wird, daß alle Aufnahmen, die für eine Diagnose zu einem Krankheitsbild benötigt werden auch tatsächlich gemacht werden.
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Dies hat aber auch folgende Nachteile: Wird z. B. bei einem Verdacht auf Glaukom für den Patienten ein Messablauf gestartet, der den Sehnervkopf in einer OCT-Messung und einer Fundusaufnahme umfasst, so kann zwar im Anschluß ein Messablauf zur Untersuchung einer Makula-Erkrankung mit einer OCT-Messung und einer Fundusaufnahme der Makula gestartet werden. Jedoch ist dies nur im weitgetropften Zustand des Auges sinnvoll, da die erste Fundusaufnahme sonst zu einer Pupillenverengung führen würde, die die Messungen des zweiten Messablaufs unmöglich machen würde. Mit einer höheren Flexibiltät beim Messablauf liese sich das gleiche Ergebnis durch eine OCT-Makula, eine OCT-Sehnervkopf-Aufnahme und eine 50-Grad Fundusaufnahme auch für ein Nicht-Weitgetropftes Auge erzielen. Zwar könnte nun ein weiteres Set mit genau diesem alternativen Messablauf definiert werden. Jedoch wird die Anzahl an Messabläufen zur Abdeckung der in der Praxis auftretenden Konstellationen sehr schnell unübersichtlich.
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Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist nun eine Lösung für obige Probleme aufzuzeigen, die einfach, kostengünstig die Aufnahmequalität der einzelnen Modalitäten eines Kombinationsgeräts aus Funduskamera und OCT-System verbessert und auch die Flexibilität eines solchen Kombinationsgerätes gewährleistet, ohne dessen Bedienungskomplexität zu erhöhen.
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Die Aufgabe wird gelöst durch eine Vorrichtung und Verfahren bestehend aus einer Funduskamera mit einem OCT-Messmodul, bei der nach dem Fokussierobjektiv ein Spiegel das zu detektierende Licht entweder zu dem OCT-Messmodul oder einem Bilddetektor schaltet.
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Die erfindungsgemäße Vorrichtung wird anhand der 1 beschrieben. 1 zeigt eine Funduskamera mit Ophthalmoskoplinse, Lochspiegel, Fokussierobjektiv, Kamera und Biltzlichtquelle mit Antireflexpunkten. Bei der Fundusaufnahme wird der Lichtblitz über den Lochspiegel auf den Augenhintergrund geleitet. Dabei ist die Beleuchtungsoptik so ausgelegt, daß in der Pupille des Auges eine ringförmige Beleuchtungsapertur entsteht, die verhindert, daß der Corneapex beleuchtet wird und einen störenden Bildreflex erzeugt. Die Antireflexpunkte verhindern, daß Licht welches an der Ophthalmoskoplinse reflektiert und im Bild stören könnte, überhaupt erst in den Detektionsstrahlengang gelangt.
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Das von der Retina reflektierte Licht wird von der Ophthalmoskoplinse in ein Zwischenbild abgebildet, welches dann vom Fokussierobjektiv erfasst und über den in den Strahlengang eingeschobnen Spiegel (in dessen Stellung A) zu einem Abbildungsobjektiv weitergeleitet wird. Dieses erzeugt dann auf einem Flächensensor ein Bild der Retina.
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Zur Unterstützung der Fokussierung ist eine Testmarke vorhanden, welche auf zwei verschiedenen, lateral getrennten optischen Wegen im IR-Licht auf die Retina abgebildet wird und daher im Bereich der Retina 2 Halbmarken erzeugt. Das Fokussierobjektiv und die Testmarke werden bei der Fokussierung des Gesamtgerätes gemeinsam nun so justiert, daß sowohl beide Halbmarken in Koinzidenz auf der Retina, als auch auf der Kamera abgebildet werden.
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Ferner zeigt die Vorrichtung ein OCT-Modul, bestehend aus einer Lichtquelle, einem Interferometer und einem Detektor, wo bei die Einzelkomponenten in 1 nicht einzeln aufgezeigt sind. Je nachdem ob es sich um ein sogenanntes „timedomain”-, „spectral domain”- oder „sweptsource”-OCT-Verfahren handelt, ist dieses Modul nach dem bereits bekannten Stand der Technik ausgelegt.
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Dieses OCT-Modul ist mittels einer Faser mit der Funduskamera gekoppelt. Das OCT-Beleuchtungslicht wird über diese Faser, die Scanspiegel, das Scanobjektiv, ein Feldobjektiv und bei ausgeschobenem Spiegel (in dessen Stellung B) auf die Retina geworfen. Das Scanobjektiv sorgt zusammen mit dem Fokussierobjektiv, daß die Bildebene und damit auch die Retina fokussiert scannend punktweise beleuchtet wird. Das von der Retina reflektierte Licht wird über den Beleuchtungspfad, nun in umgekehrter Richtung, zurück in die Faser gekoppelt, im OCT-Modul mit dem Referenzsignal überlagert und detektiert und so ein OCT-Signal der Retina generiert.
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Der Spiegel schaltet gemäß 1 somit zwischen einer Fundusaufnahme und einer OCT-Messung um.
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Im Stand der Technik, siehe
US 5,537,162 oder auch
US 2007/222946 , erfolgt keine Umschaltung mittels Spiegel, sondern es wird stattdessen ein dichroitischer Spiegel verwendet.
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Die Verwendung eines dichroitischen Spiegels ist sinnvoll um eine zeitgleiche oder überlappende oder kurz hintereinander folgende Messung zwischen Fundus-Aufnahme und OCT-Aufnahme zu ermöglichen. Diese Trennung ist jedoch bei einem Gerät das für mehrere Modalitäten mit unterschiedlichen Wellenlängenanforderung ausgelegt ist, nicht vollständig, so daß mit einem geringeren Signal der einzelnen Modalitäten gegenüber einer Lösung mit schaltbarem Spiegel gerechnet werden muß. Dieser Nachteil bleibt auch dann bestehen wenn nicht gleichzeitig sondern sequentiell die verschiedenen Modalitäten gemessen werden.
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Ferner kommt bei einer simultanen Aufnahme verschiedener Modalitäten zusätzlich hinzu, daß die Beleuchtungsintensität der einzelnen Modalitäten und damit auch das Signal geringer als bei einer sequentiellen Aufnahme gewählt werden muß. Um Schädigungen des Auges zu vermeiden darf die Gesamtintensität allen gleichzeitig auf das Auge einfallenden Lichts über einem gewissen Schwellwert nicht hinaus gehen. Dabei muß die Intensitätsbelastung über den gesamten das Auge potentiell schädigenden Wellenlängen-Bereich berücksichtigt werden, was bei einem Kombinationsgerät mit gleichzeitiger Aufnahme verschiedener Modalitäten sowohl den sichtbaren Bereich als auch den nahen Infrarotbereich und damit auch die OCT-Beleuchtung umfasst. Daher muß bei einer gleichzeitiger OCT-Messung und Fundusaufnahme, diese maximale Beleuchtungsintensität zwischen bei den Modalitäten verteilt werden. Daher ist die Beleuchtungsintensität geringer als bei einer Messung mit jeweils nur einer Intensität und folglich ist auch das Meßsignal geringer.
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Prinzipiell liese sich das Signal durch eine längere Meßzeit für die Aufnahme erhöhen. Dies läßt sich jedoch nur im begrenzten Umfang realisieren, da sonst die Augenbewegung und/oder der Pupillenreflex zu einer Reduzierung der Bildqualität führt.
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Die Verwendung eines schaltbaren Spiegels bedingt nun zwangläufig eine sequentielle Aufnahme der Fundus- und der OCT-Aufnahmen. Diese sequenzielle Abfolge der Aufnahmen ermöglicht nun in einer weiteren Ausgestaltung die Fokuslagen der Fundus-Aufnahmen und der OCT-Messungen unabhängig von einander einzustellen.
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Werden auch die einzelnen Fundus-Aufnahmen der Farb-, der Angiographie-, der Autofluoreszenz-, der Makulapigmentdichte-Modalitäten sequentiell hintereinander ausgeführt, dann kann die Fokuslage für jede der Modalitäten individuell optimal eingestellt werden.
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Wird z. B. die Kamera durch die Fokussierhilfe im IR-Live-Modus bzgl. des Auges fokussiert und dazu die Fokussierhilfe mit dem Weggeber 1, siehe 1 positioniert, so ist zu beachten, daß das IR-Licht, weil es tiefer in das Gewebe eindringt, an anderen Stellen reflektiert wird als z. B. der Oberfläche der Retina. Will man diese Retinaoberfläche jedoch scharf im OCT oder im Farbbild abbilden, so kann bei gleicher Einstellung der Fokussierhilfe für OCT und der Fundusaufnahme der Weggeber 2 die axiale Position des Fokussierobjektives so einstellen, daß die Retina im OCT oder im Fundusbild scharf wird. Dabei wird die Position des Fokussierobjektives bei der größten Schärfe der Retina im Farbbild von der Position des Fokussierobjektives bei der größten Schärfe der Retina im OCT schon allein wegen der chromatischen Apertur im Auge unterschiedlich sein. Ein weiteres Beispiel sind Autofluoreszenzaufnahmen von Lipofuscin bei denen auf das RPE fokussiert wird, oder RNFL-Dickemessungen mittels OCT bei der auf die äußeren Retinaschichten fokussiert werden sollte.
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Auch selbst für eine Modalität können verschiedene Fokuslagen eingestellt werden um verschiedene Untersuchungsstrukturen optimal lateral aufgelöst aufnehmen zu können. Z. B. für OCT-Messungen der Retina gegenüber OCT-Messungen des Choroids.
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Besonders vorteilhaft ist nun, wenn der Detektionsstrahlengang für alle Modalitäten telezentrisch ausgestaltet ist. Dadurch geht das Umfokussieren von einer Modalität auf die andere nicht auch mit einer Änderung der Bildgröße einher. Daher können OCT-Daten und Fundus-Bilder untereinander ohne weitere laterale Skalierung miteinander verglichen werden. Dies ist insofern wichtig da bei sequentieller OCT-Messung und Fundus-Bilder miteinander und auch Fundus-Bilder aus unterschiedlichen Fokuslagen miteinander verglichen und lateral zueinander registriert werden müssen. Bei gleichzeitigen Aufnahmen hingegen werden die verschiedenen Aufnahmen bzw. Messungen schon registriert zueinander gemessen. Durch eine unterschiedliche laterale Skalierung der zueinander zu registrierenden Daten, zusätzlich zu der lateralen Verschiebung wird das Auffinden von Korrelation zwischen beiden Daten erschwert und die laterale Registrierung zueinander verschlechtert.
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Ferner ist empfehlenswert, wie in der Abbildung anhand des Strahlteilers zur Einkopplung des Fixierlichtes gezeigt, daß das OCT-Signal möglichst durch keine dichroitischen Strahlteiler geht, sondern allenfalls an diesen reflektiert wird.
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Dadurch können Polarisationseffekte die beim Durchgang des OCT-Signales durch dichroitische Strahlteiler entstehen und die OCT-Signal negativ beeinflussen minimiert werden.
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Der in 1 beschriebene Aufbau erlaubt auch die Durchführung eines Verfahrens (A) zur verbesserten Fokussierung um die Aufnahmen-Qualität der einzelnen Modalitäten zu verbessern.
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Unabhängig von diesem in 1 beschriebenen Aufbau besteht dieses Verfahren zur verbesserten Fokussierung eines multimodalem retinalen Bildaufnahmesystems erfindungsgemäß aus folgenden Schritten:
- 1. Fokussierung der Fokussierungsmarke und des Fokussierobjektives anhand von IR-Live-Aufnahmen der Fokussierungsmarke. Speicherung der axialen Position des Fokussierobjektives als Referenzposition
- 2. Verstellen der axialen Position des Fokussierobjektives um einen fest vorgegebenen Offset gegenüber der Referenzposition zwecks Scharfstellens für die OCT-Messung ggf. unter Berücksichtigung der fest vorgegebenen Tiefenlage des Untersuchungssobjektes
- 3. Umschalten eines Spiegels von IR-Live-Modus auf OCT-Messung
- 4. Durchführen einer OCT-Messung z. B. eines Schnittbildes
- 5. ggf. erneutes Verstellen der axialen Position des Fokussierobjektives um einen weiteren fest vorgegebenen Offset relativ zur Referenzposition zwecks Scharfstellen der OCT-Messung auf eine fest vorgegebene Tiefenlage des neuen Untersuchungsobjektes und erneute OCT-Messung
- 6. Verstellen der axialen Position des Fokussierobjektives um weiteren, vorgegebenen Wert relativ zur Referenzposition zwecks Scharfstellens für eine Fundus-Aufnahme
- 7. Umschalten des Spiegels von OCT-Messung auf Fundus-Aufnahme
- 8. Fundus-Aufnahme
- 9. ggf. erneutes Verstellen der axialen Position des Fokussierobjektives um einen weiteren fix vorgegebenen Offset relativ zur Referenzposition zwecks Scharfstellen der Funduskamera für eine neue Funduskamera-Modalität z. B. Angiographie oder Autofluoreszenz und erneute Fundus-Aufnahme
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Sofern es sich bei dem Patienten um ein weitgetropftes Auge handelt kann die Reihenfolge der Schritte zu den einzelnen Modalitäten auch geändert werden. Bei den vorgegebenen Werten handelt es sich um einen Offset in axialer Richtung der von der Meßmodalität und ggf. von dem Untersuchungobjekt abhängt.
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In einer weiteren Ausführungsform des Verfahrens kann über das OCT die konkrete Tiefenlage der Untersuchungsstruktur im Auge bestimmt werden. Diese Information kann dann dazu benutzt werden um den Offset des Fokussierobjektives gegenüber der Referenzlage so festzulegen, daß die Untersuchungsstruktur im Fokus liegt und bei einer Fundusaufnahme für diese Struktur die höchste Schärfe eingestellt werden kann. Dabei kann die OCT-Messung zur Bestimmung der Tiefenlage durch eine vorherige OCT-Messung bereits bekannt sein oder die OCT-Messung kann im Rahmen des Fokussierungprozesses erstmalig erfolgen.
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So kann z. B. die Tiefenlage des RPEs, welches die Hauptreflexionschicht im IR darstellt und auf das im IR scharfgestellt wird, gegenüber der Retinaoberfläche im OCT bestimmt und dann die axiale Position des Fokussierobjektives für die Fundusaufnahmen entsprechend personenspezifisch unter angepasst auf die Untersuchungsstruktur eingestellt werden.
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Unabhängig von obigen Verfahrenschritten oder auch als alternative Ausgestaltung des Teilschrittes 1 des obigen Verfahrens kann die Positionierung des Gerätes und/oder die Scharfeinstellung von 2D Fundusaufnahmen auf die Ebene des Referenzwert nicht nur anhand der Fokussierungsmarke sondern ergänzend oder bei ausreichender Scantiefe des OCTs alleinig anhand der OCT-Messungen selbst durchgeführt werden. Dazu wird anhand eines Voreinstellungs-OCT-Scanrasters oder auch nur des A-Scans die Entfernung der Cornea und/oder der Retina von Gerät bestimmt. Dabei muß gegebenenfalls zwischen einem Vorderkammermodus und einem Hinterkammermodus im OCT umgeschaltet werden um die notwendige Scantiefe zu erreichen. Ist eine Entfernungsbestimmung nicht möglich oder liegt die ermittelte Entfernung außerhalb eines vordefinierten Bereiches für die Cornea bzw. der Retina, so wird dem Anwender ein Hinweis über diese axiale Abweichung und zusätzlich ein Hinweis bzgl. notwendiger Änderungen der Positionierung der Kamera bzw. der Fokussierung gegeben. Dabei wird die axiale Positionierung der Kamera zur Cornea anhand der Cornea-Position im OCT-Signal bestimmt. Die Fokussierung des Fokussierobjektives hingegen wird durch die Retinaposition im OCT-Signal bestimmt. Anstelle eines Hinweises bzgl. der Richtung der notwendigen Änderungen der Ausrichtung des Geräte bzw. Fokus kann bei automatisierten Geräten, das Gesamtgerät anhand der Cornea-Position im OCT-Signal automatisch positioniert werden (Autoalignment) oder das Fokussierobjektiv automatisch eingestellt werden (Autofokus). Somit beinhaltet diese Ausgestaltung des Verfahrens zum verbesserten Fokussierung oder Positionierung eines multimodalen Retina-Bildaufnahme-Systems folgende Schritte:
- a) Ggf. Umschalten auf OCT-Vorderkammer-Meßmodus
- b) OCT-Messung und Bestimmung der Lage der Cornea
- c) Abgleich der bestimmten Cornealage mit Solllagebereich.
- d) Sofern die Cornealage außerhalb des Solllagebereich liegt: Hinweis an Anwender und/oder automatisches axiales Verschieben des Gesamtgerätes
- e) Wiederholen von Schritt a–d bis Cornea-OCT-Position in Sollagebereich liegt
- f) ggf. Umschalten auf OCT-Hinterkammermodus
- g) OCT-Messung und Bestimmung der Lage der Retina
- h) Abgleich der bestimmten Retinalage mit Solllagebereich.
- i) Sofern Retinalage außerhalb Sollagebereich liegt: Hinweis an Anwender und/oder automatische axiale Verstellung des Fokussierobjektives
- j) Wiederholen von Schritt j–l bis Retina-OCT-Position in Solllagebereich
- k) Justage und Fokussierung abgeschlossen.
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In einer Variante zum Verfahren A weiter oben können obiger Schritte a)–e) bzw. f)–j) oder auch alle Schritte a)–j) ergänzend zu dem klassischen Positionier- und Fokussier-Methoden in Schritt 1 der Verfahrens A verwendet werden.
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All die obigen beschriebenen Verfahren zur Optimierung der Fokuslage können auch durchgeführt werden, wenn anstelle des schaltbaren Spiegel ein feststehender dichrotischer Spiegel verwendet wird, jedoch die Messungen zu den einzelnen Modalitäten weiterhin – wie bei der Ausgestaltung mit einem schaltbare Spiegel – sequentiell erfolgen.
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Um trotz der Komplexität des oben skizzierten multimodalen Gerätes eine sichere und in der Anwendung flexible Bedienung durch den Anwender zu gewähren, bedarf es eines einfachen, klaren, intuitiven Bedienungskonzeptes. Dabei sollte die Bedienung sowohl die Steuerung des Gerätes für die Aufnahme von multimodalen Daten als deren Auswertung zulassen.
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Dieses erfindungsgemäße Bedienkonzept des Multimodale Messgerätes ist gegenzeichnet durch (siehe 2 und 3):
- • Einen bildschirmfüllenden Aufnahme-Bereich und einen bildschirmfüllenden Bildbetrachtungs-/Analyse-Bereich wobei zwischen beiden Bereichen durch eine einzige Anwenderaktion bevorzugt ein Mouse click oder Drücken genau einer Taste mit dem Finger umgeschaltet werden kann.
- • Einem Aufnahmebereich bestehend aus einem ein Messgerätsteuerbereich und einem ersten und einem zweiten Bilddarstellungsbereich.
- • Einen Messgerätsteuerbereich beidem ein Fundus-Aufnahme-Modus, ein OCT-Aufnahme-Modus und ein Kombinations-Aufnahme-Modus durch einen Reiter charakterisiert ist, bei dem alle durch den Anwender für die Einstellung dieses Modus vor der Aufnahme zu spezifizierenden Meß-Parameter und nur diese aufgeführt sind, wobei diese Parameter die gleichen sind wie es der Anwender von den separaten Messgeräten für die entsprechende Meßmodalität gewohnt ist, wobei jeder Modus/Reiter seinen eigenen Meßparametersatz hat auch wenn die gleiche Modalität nochmals in einem anderen Aufnahme-Modus vorkommt. Wird bei Wahl des Kombinations-Aufnahme-Modus (durch Selektion des entsprechenden Reiters) die dem ersten Bilddarstellungsbereich zugeordnete Aufnahmetaste aktiviert, so wird zuerst die OCT-Aufnahme gemacht und sofort danach, ohne weitere Anwenderinteraktion die Fundus-Aufnahme.
- • Einem ersten Bilddarstellungsbereich zur Anzeige von 2D-Bildern die für die Einstellung der jeweils gewählten Meßmodus notwendig sind. Dies sind z. B. die IR-Live-Bilder für die Positionierung und Fokussierung des Gerätes und Bilder für die Festlegung bzw. Anzeige der OCT-Scanlinie im 2D Bild (IR-Live-Bilder der Kamera oder auch das IR-Live-LoReFo-Bild oder aber auch ein Standbild), wobei die während der Aufnahme oder Justage vom Anwender zu bedienenden Steuerelemente wie die der Aufnahmeauslösung oder eines für die Angiographie notwendigen Zeitgeber diesem ersten Bilddarstellungsbereich zugeordnet sind. Dieser Bilddarstellungsbereich dient auch zur Anzeige der gemachten (Standbild-)2D-Fundusaufnahmen.
- • Einem zweiten, neben dem ersten liegenden Bilddarstellungsbereich zur Darstellung der von OCT-Schnitt-Bildern sowohl der Standbilder als auch von Live-Bildern.
- • Einem Bildbetrachtungs/Analysebereich bestehend aus einem Übersichtsbereich zur Anzeige eines Übersichtsbildes des Fundus, einem Bildbereich zum Anschauen, Analysieren eines Bildes und/oder vergleichen mehrerer Bilder oder Segmenten von Bildern – seien es Fundus- oder OCT-Bilder, und einem Bibliothekdarstellungsbereich, indem alle Bilder eines Patienten zugänglich sind und für die Darstellung im Übersichtsbereich und Bildbereich ausgewählt werden.
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Der Vorteil dieses so strukturieren und ausgestalteten Aufnahmebereiches gegenüber dem Stand der Technik liegt darin, daß einerseits eine klare Trennung der Modalitäten hinsichtlich der Steuerung erfolgt, sodaß z. B. ein Anwender der nicht in die OCT-Bedienung eingewiesen ist, nur die Bedienelementen der Fundus-Aufnahme bedienen und auch nur Information bzgl. der Fundus-Aufnahme präsentiert bekommt und so nicht unnötig verwirrt wird. Anderseits erlaubt das einfache Umschalten zwischen den Reitern einem versierten Benutzer sehr schnell zwischen den einzelnen Modalitäten umzuschalten und dabei auch sofort deren Meßparameter dargestellt zu sehen. Ferner erlaubt der Kombinations-Aufnahme-Modus dem versierten Benutzer auch die Aufnahme mehrerer Modalitäten bei einmaligem Auslösen, was das Umschalten zwischen den Modalitäten und eine nochmalige Ausrichtung und Fokussierung des Gerätes erspart.
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Ferner ist das obige Bedienkonzept durch einige Besonderheiten gekennzeichnet, die den Übergang vom Aufnahmebereich in den Bildbetrachtungs-/Analyse-Bereich- und umgekehrt- betreffen und das tägliche Arbeiten erleichtern:
- 1. So wird beim Übergang vom Bildbetrachtungs-/Analyse-Bereich zum Aufnahmebereich des OCT-Modus oder des Kombinations-Aufnahme-Modus das im Bildbetrachtungs-/Analyse-Bereich zuletzt/aktuell selektierte Fundus-Bild in den Betrachtungsbereich des Aufnahmebereichs übernommen.
- 2. Umgekehrt wird beim Übergang vom Aufnahmebereich in den Bildbetrachtungs-/Analyse-Bereich das aktuelle Bild des Betrachtungsbereich des Aufnahmebereichs in den Übersichtsbereich- und den Bildbereich des Betrachtungs-/Analyse-Bereich übernommen.
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Der Vorteil dieser Aspekte des Bedienkonzept ist die einfache Initiierung der Übernahme von Bildern aus dem Aufnahmemodus in den Bilddarstellungs/Analysemodus und umgekehrt um im jeweiligen Hinkunftsmodus schnell weiterarbeiten zu können. Das für das Weiterarbeiten im Hinkunftsmodus notwendige Bild muß nicht durch Laden/Import oder Anklicken des gewünschten Bildes realisiert werden sondern erfolgt automatisch.
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So ist wird ein Bild aus einer vorherigen Messung, welches man im Bildbereich des Betrachtungs-/Analyse-Bereichs analysiert hat und dabei eine Auffälligkeit feststellt, die nochmals genauer vermessen werden soll, sofort als Voreinstellbild im ersten Bildbetrachtungsbereich des Aufnahmebereichs präsentiert zu bekommen um z. B: das OCT-Scanraster über die Auffälligkeit zu positionieren.
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Dieses Scanmuster wird dann nach Registrierung des Analysebildes zum Live-Bild bei der OCT-Aufnahme verwendet. Ist dabei für die OCT eine Umfixation des Patienten notwendig, so wird diese automatisch durchgeführt.
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Im Folgenden soll noch auf 2 Aspekte eingegangen werden die bei der Umsetzung der in 1 beschriebenen Vorrichtung kostengünstig gelöst werden müssen um die durch obige Maßnahmen erreichte höhere Meßwertqualität abzusichern.
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Um sehr hohe Empfindlichkeiten im OCT zu erzielen müssen die Referenz und die vom Objekt reflektierte Strahlung auch bzgl. Polarisation exakt zueinander ausgerichtet sein. Dies geschieht vielfach dadurch, daß in einem der beiden Strahlengänge ein sogenanntes Paddel eingebaut wird, das je nach Stellung dieses Paddels die Polarisation ändert. Durch entsprechende Einstellung des Paddels wird die Polarisation des Referenz- und des Objektstrahles parallel ausgerichtet um möglichst hohen Signalkontrast zu erzielen.
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Bei dem in Skizze 1 gezeigten System ist hat sich gezeigt, daß aufgrund der langen optischen Wege zwischen Kurzkohärenter Lichtquelle und der interferometrischen Überlagerung von Referenz und Objektstrahl, die Polarisation des Objektsignal im unkompensierten Zustand sehr stark von der optimalen Polarisationsrichtung abweicht und wegen der nicht immer gleichen Lage der externen Zuleitungsfaser, z. B. durch versehentliches Berühren oder beim Verfahren des Gerätes, auch über einen größeren Bereich variiert werden muß. Um den erweiterten Polarisationsänderungsbereich kosteneffizient zu realisieren wird zum einem beim Faserende, daß zum Messgerät führt zwei oder mehrere Positionierungs-Nuten angebracht. Diese Nuten passen in ein oder mehre Konterstellen des Faseranschlusses am Gerät. – Selbstverständlich lassen sich auch die Nuten am Gerät und die Konterstellen am Faserende anbringen oder anstelle des Gerätes das OCT-Modul verwenden – Dadurch lassen sich durch die entsprechende Wahl der Fasernuten, die auf die Konterstellen aufgesetzt werden, verschiedene in ihrer Rotationsrichtung unterschiedliche Einstellungen vornehmen. Dadurch kann die Größenordung der notwendigen Polarisationsdrehung voreingestellt werden. Das weiterhin vorhandene Paddel wird dann in seinem variablen Umfang nur so ausgelegt, daß es die im normalen Betrieb vorkommenden Schwankungen abdeckt. Insbesondere hat sich gezeigt, daß 2 Paddel vorteilhaft sind.
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Für eine hohe Meßwertqualität ist auch eine korrekte Registrierung der 2D-Fundusbilder zu den OCT-Daten notwendig.
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Wie oben bereits erwähnt, muß bei sequentieller Messung die OCT-Meßdaten und die 2D-Fundusdaten zueinander registriert werden, da sie nicht registriert zueinander aufgenommen werden. Die geschieht vorteilhaft durch die Berechnung eines sogenannten enface-Bildes aus den OCT-B-Scan-Meßwerten. Dabei handelt sich es um ein 2D-Bild, das durch eine Reduktion der Daten entlang der OCT-Achse berechnet wird. Die Reduktion entlang der z-Achse kann dabei als z. B. als Projektion, Maximumsintensität oder Intensität einer bestimmten retinalen Struktur erfolgen. Somit ist das enface-Bild direkt mit dem 3D-OCT-Datensatz registriert.
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Das 2D-Fundusbild wird nun auf das 2D-enface-Bild registriert. Dabei erfolgt sowohl eine laterale als auch eine Verzerrungskorrektur anhand der in beiden Bildern aufgefundenen Strukturen.
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In der kombinierten Ausgabe beider Bilder Z. B. in einer Nebeneinanderdarstellung wird dann das 2D-Fundusbild in der auf das enface-Bild registrierten Version angezeigt. Gegenüber der Variante die OCT-Daten des auf des Fundus-Bild zu transformieren hat diese Variante den Vorteil, daß die Verzerrungen im Fundusbild aufgrund der hohen Auflösung des Fundusbildes nicht zu einem signifikant wahrnehmbaren Änderung der lokalen Auflösung im transformierten Fundus-Bild führen. Wird hingegen umgekehrt transformiert, so wird bei der Anzeige eines B-Scan durch einen transformierten 3D-OCT-Datensatz doch erheblich und ungleichmäßig für die einzelnen Pixel interpoliert werden müssen, da die laterale Auflösung des OCT bei weitem nicht die eines 2D Fundus-Bildes zeigt.
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Bezugszeichenliste
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- 1
- Auge
- 2
- Ophthalmoskop-Linse
- 3
- Lochspiegel
- 4
- ARP-Objektiv
- 5
- Antireflex-Punkte (ARP)
- 6
- Beleuchtungseinheit
- 7
- Fokusiermaske
- 8
- Sperrfilter
- 9
- Hauptobjektiv
- 10
- Fokussierobjektiv
- 11
- Weggeber 1
- 12
- Wggeber 2
- 13
- Steuergerät
- 14
- Strahlteiler
- 15
- Lichtsensor
- 16
- Spiegel
- 17
- Abbildungsobjektiv
- 18
- Kamera/Flächensensor
- 19
- Strahlteiler
- 20
- Fixations-Target
- 21
- Scanobjektiv
- 22
- Scanspiegel
- 23
- Lichtleitfaser
- 24
- OCT-Modul
- 30
- Bildschirm
- 31
- Aufnahmebereich
- 32
- erster Bilddarstellungsbereich
- 33
- zweiter Bilddarstellungsbereich
- 34
- Messgerätesteuerbereich
- 35
- Umschaltung zum Aufnahmebereich
- 36
- Betrachtungs- und Analyse-Bereich
- 37
- Übersichtsbild
- 38
- Bildbereich
- 39
- Bibliothek-Bereich
- 40
- Umschaltung zum Betrachtungs- und Analyse-Bereich
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
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Zitierte Patentliteratur
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- US 2007/159595 [0003, 0003]
- US 5537162 [0003, 0017]
- US 2012/121158 [0007, 0007]
- US 2007/222946 [0017]
