用于测量眼睛的生物识别变量以计算人工晶状体的装置的制作方法

技术领域

本发明涉及一种用于确定眼睛的生物识别(biometric)变量的装置，如在人工晶状体(intraocular lenses，眼内透镜)的计算中所结合的。这些变量是角膜前侧和角膜后侧的半径(包括角膜前侧和角膜后侧的定向)、角膜的非球度、角膜的厚度(在中心处或者作为一维或二维轮廓)、前房深度、晶状体(lens)厚度、晶状体前侧和/或后侧的半径、眼睛的轴线长度、总体而言与眼睛的视觉能力相关的光学有效界面或区域(诸如眼睛中的角膜的前/后侧、晶状体前侧和后侧、视网膜)的位置和形状。这些变量或这些变量中的一些被要求用于根据已知的IOL等式或通过射线跟踪方法计算人工晶状体(下文称为IOL计算)。

背景技术：

现有技术仅已经公开了OCT(光学相干断层照相)系统和地形图(topography，形貌)/OCT组合系统来用于测量整个眼睛的生物识别变量。尽管沙伊姆弗勒成像(Scheimpflug)、PCI(部分相干干扰)和地形图系统或者它们的组合仪器能测量上述变量中的一些，但是这些组合不能测量眼睛的所有参数。特别地，它不能测量晶状体后侧和视网膜、或者这些区域的各自轮廓，因为这些系统(即使在组合系统中)被限于测量眼睛的前房和轴向一维长度。

只有通过眼睛的前房和后房测量的OCT的系统以及同样通过后房和前房测量的地形图/OCT系统能够测量整个眼睛。

另一种可能的组合为用于前房测量的地形图/沙伊姆弗勒成像系统和用于后房测量的OCT系统的组合。但是，因为OCT也可检测前房，所以与附加的成本相比较，从沙伊姆弗勒前房测量得到的利益是较低的。

相比于地形图/OCT组合系统，纯OCT系统的不利之处在于，通过传统的地形测量仪(特别是普拉西多(Placido)系统)测量角膜地形图基本上比OCT系统的测量更精确，其中OCT系统的测量受运动伪象的影响。尽管所述OCT系统能够通过快速测量或通过相对于眼睛配准的测量来减少这些运动伪象，但是这仅在较大的花费的情况下才可能，并且不容易以足够可靠的方式实现。

作为实例，普拉西多地形图和时域B-扫描OCT的组合在US2004/066489中被描述为地形图/OCT组合系统。原理上看，这允许可通过生物识别的方式测量整个眼。但是，所描述的装置呈现出一些明显的缺点，这降低了测量值的可靠性。

尽管普拉西多地形图具有很高的分辨率，但是当与角膜曲率计测量相比时，它在重建表面的方面具有较差的可再现性。这首先是由于在地形图的重建期间为了实现高分辨率所做的假设，和/或与角膜曲率计相比地形图系统的缺少远心度/不足的聚光能力所致，并且因此测量仪器相对于患者的定位误差在地形图测量过程中变得相关。

此外，普拉西多地形图不允许考虑所谓的Skrew射线，当角膜不仅在通过角膜顶点的中平面中、而且在与该中平面相垂直的平面中弯曲时(即，在角膜具有方位曲率(azimuthal curvature)的情况下)，所述Skrew射线总是在普拉西多环形照射的情况下产生。不考虑这一点的结果是，角膜表面不能被正确地再现。因此，总的来说，普拉西多地形图并没有足够可靠地再现IOL计算所要求的半径，或者一般而言，并没有足够可靠地再现IOL计算所要求的角膜的前侧。

此外，时域OCT系统太慢，并且具有价格有竞争力的基于光谱仪的系统不具有轴向分辨率、和/或具有太小的轴向扫描或检测深度，从而使得眼睛长度不是以IOL计算所要求的分辨率出现，或者使得仅存在部分的深度测量。但是，虽然通过对前房和后房的单独测量以及对数据的随后合成原则上在两种情况下均可对整个眼睛进行生物识别(即，就整个眼的与眼睛的视觉能力光学地相关的区域在眼睛中的位置和轮廓方面建立所述区域)，但是图像相对于彼此的配准通常是不可靠的，原因在于在分段图像中缺少合适的公共参考变量。

因此，普拉西多时域OCT系统不允许以足够可靠和简单的方式获得所有生物识别数据以用于IOL计算。

简单的角膜曲率计和B-扫描OCT的组合在US20050203422中作为地形图/OCT组合系统进行了描述。该系统还允许确定眼睛的生物识别的重要生物识别变量。但是，所描述的装置还呈现出一些明显的缺点，这降低了测量值的可靠性或仍未解决与整个眼睛的生物识别相关的重要问题：

所描述的角膜曲率计仅允许对角膜的前侧上的半径进行稳定(robust，鲁棒)测量。不可能获得比所描述的角膜曲率计对角膜表面的更高阶描述或用更高的分辨率进行的描述。但是，这对于人工晶状体(简称IOL)、特别是对于复合曲面IOL的计算来说是越来越需要的。

此外，这不能解决将由角膜曲率计测量的地形图从OCT数据赋值到空间数据的问题，它也不能确保特别快速地进行OCT测量以便补偿测量过程中的眼球运动。

技术实现要素：

本发明是基于公开这样一种装置的目的，所述装置以快速、可靠和可再现的方式并且以所要求的精度和分辨率来测量眼睛处的生物识别变量的测量值，所述生物识别变量与人工晶状体的计算相关、并且与呈现整个眼睛的生物识别的那些计算相关。

特别地，整个眼睛的与眼睛的视觉能力光学地相关的区域应就所述区域在眼睛中的位置和轮廓方面来确定，这在下文中被称为整个眼睛的生物识别。在此，上述变量处于前景中，但是也可使用所述装置从测量数据提取眼睛的不同变量(所述不同变量直到现在未被用完)，尤其还提取用于模拟眼睛的光学模型所要求的那些变量。

用于测量眼睛的生物识别变量以用于计算人工晶状体的装置(包括多点角膜曲率计和OCT布置)通过以下事实实现该目的，即，所述事实是：所述多点角膜曲率计被构造为使得角膜曲率计测量点被遥感地照射并且被远心地检测、并且使得OCT布置设计为横向扫描扫掠源(swept-source，扫频源)系统，所述横向扫描扫掠源系统具有在整个眼睛的整个轴向长度上检测整个眼睛的检测区域。

所述多点角膜曲率计首先确保了足够数量的角膜曲率计测量点可用于以较高的分辨率测量角膜表面，但是测量点的密度又足够低以便可检测Skrew射线。相反，远心度确保了测量仪器相对于待测量的眼睛的定位不足不会导致反射点的局部不匹配。

所述扫掠源OCT扫描(其在眼睛的长度上捕获整个眼睛)所达到的效果为：前房和视网膜结构均能够以A-扫描(A-scan，轴向扫描)或B-扫描(B-scan，横向扫描)的方式被检测，并且由此，基于视网膜和前房/角膜的定向在扫描期间变得可能。这使得更易于组合A-扫描和/或B-扫描以形成一致的整个眼睛图像。在此，就确保A-扫描在整个眼睛长度上的快速、无运动伪像的测量方面，扫掠源OCT优于其他OCT变型(所述其他OCT变型诸如为时域OCT或基于光谱仪的OCT)。

附图说明

下述文本将更详细地描述装置及其一些变型和实施例。在这种情况下，参考下述附图：

图1示出了装置的基本光学设计。

图2a和图2b示出了被记录在不同的OCT测量模式(即，前房模式以及视网膜模式)中的两次B-扫描。

图3示出了装置的B-扫描/角膜曲率计几何形状的优选实施例。

图4示出了当测量地形图时并且在OCT测量的情况下的Skrew射线的效果。

图5a和图5b示出了优选扫掠源OCT测量系统的基本设计的两个优选实施例。

具体实施方式

根据本发明的用于测量眼睛的生物识别变量以用于计算人工晶状体的装置包括多点角膜曲率计和OCT布置，其中所述多点角膜曲率计被构造为使得角膜曲率计测量点被遥感地照射并且被远心地检测、并且使得OCT布置设计为横向扫描扫掠源系统，所述横向扫描扫掠源系统具有在整个眼睛的整个轴向长度上检测整个眼睛的检测区域。

图1通过分束器3示出了装置的基本光学设计，OCT系统2与位于共用仪器轴线28上的多点角膜曲率计系统1统一在一起，从而使得两者都能够以可横向地配准的方式对眼睛27进行生物统计学测量。

在此，多点角膜曲率计系统1包括位于距离仪器轴线28不同的径向距离处的多个光源(优选地为LED 4)。透镜附接件29确保LED通过共线光束以点状方式远心地照射角膜。由角膜反射的光束被照相机5检测，在所述照相机的上游处已经附接有远心度光圈(telecentricity aperture)6。

取代具有附接透镜的单独LED，可替换地，也可使用一个或者多个LED由适当设计的Fresnel(菲涅耳)透镜(所谓的菲涅耳轴椎体)产生准直光束。如果期望产生非常多相互间隔的准直光束的话，这是特别有利的。

照射和检测的远心度设计降低了相对于定位误差的灵敏度。这是因为，由于远心度，仅这样的光线有助于建立图像，即，所述光线相对于角膜的角度是已知的、并且所述光线与距离无关。因此，这种设计确保了变量(诸如角膜半径)的测量具有比普拉西多地形图的情况更高的可再现性，并且因此，该设计对于获得与IOL确定相关的参数来说比普拉西多地形图更可靠。

在第一实施例中，角膜曲率计在6个测量点处照射和测量一角度，该角度对应于由卡尔蔡司医疗技术股份公司(Carl Zeiss Meditec AG)生产的非接触式光学相干生物测量仪(IOL Master)的角膜曲率计的角度，所述6个测量点布置于围绕仪器轴线的环上，特别地位于相对于仪器轴线的17与18之间的照射角度处。这确保了，当将来自于IOLMaster的测量数据与来自于根据本发明的装置的测量数据相比较时，不需要考虑由于不同角度对准产生的影响。

在另一实施例中，角膜曲率计在分布于围绕所述仪器轴线的多个环上的多个点处照射和测量。在此，围绕仪器轴线在至少2个环上对称地布置的至少12个点是优选的。

在此，具有3个环(每个环具有6个点)的布置是特别地优选的。为此，图3示出了可能的布置。3环布置所确保的是可测量对角膜表面的描述的基本变量，所述变量对于当前IOL的IOL计算来说有利于实现良好的近似值：角膜半径、像散性或2个主要半径以及所述半径中的一个的轴线的位置、角膜非球面性。如图3所示，特别地，第一和第三环的点相对于第二环的点的位置的旋转所实现的是，测量点位于这样的区域中，即，在所述区域处，对于许多眼睛来说，角膜表面的低阶的Zernike(泽尼克)描述将预期相比于球形表面的最大偏差。此外，例如IOLMaster角膜曲率计中的几何形状也可被设置成用于这种情况中的其中一个环的角膜曲率计照射。

在此，OCT布置的扫描方向优选地以这样的方式对准，即，在所述方式中，OCT的至少一个B-扫描穿过至少一个角膜曲率计测量点。

为了提供甚至更高的分辨率来用于角膜表面的精确化分辨率或用于眼睛疾病的更精确的诊断，角膜曲率计以多于30个但少于4000个的角膜曲率计测量点进行照射和测量，其中，角膜曲率计测量点分布于多个环上或至少径向地覆盖多个区域。结果，可确定更高阶的角膜表面。但是，与普拉西多地形图相反，与OCT测量相联合的角膜表面的无缝隙测量不利于确保对所谓Skrew射线的检测。因此，具有大于800且小于1600的测量点的角膜曲率计是特别优选的。这在地形图分辨率与Skrew射线的检测能力方面提供了良好的面向应用的折衷。

考虑Skrew射线的必要性被解释如下：

作为对普拉西多地形图的替代，具有多个分开的测量点的角膜曲率计的使用所确保的是，当估算局部曲率时，甚至所谓的Skrew射线也能被正确地考虑。这是特别重要的，因为角膜的局部曲率对于进入角膜中并因此进入眼睛中的OCT测量束的折射来说是重要的。曲率上的误差(特别是将OCT光束偏转出B-扫描的标称子午平面之外的那些误差)导致在B-扫描中出现眼内界面的错误定位。在这种情况下特别严重的是，虽然折射中的角度误差可能较小，但是与其相连的定位误差随着眼内距离增加而增加。

这示出在图4中。图4的左手侧示出了角膜的仅径向倾斜的表面元件。因此，矢量区域41不具有方位角分量(经向分量，azimuthal component)。因此，作为OCT光束43入射到角膜表面元件上的OCT光束42也仅在子午平面中被折射。右手侧示出了也在方位角方向倾斜的表面元件44。这种倾斜没有通过传统普拉西多或者环投影系统检测到，因为子午平面之外的反射叠加于其他相邻的角膜区域的反射上，并且这两个分量不能被容易地分离。相反，多点角膜曲率计能够检测这种倾斜，因为角膜曲率计的检测器上的反射点出现在子午平面的外部，并且假如照射点并未被定位得非常靠近在一起，则没有来自于其他照射点的反射干扰那儿。但是，表面元件的这种倾斜现在导致OCT光束45(其落到具有矢量区域44的表面元件上，同样地作为OCT光束46被折射到子午平面之外。因此，A-扫描中的眼内界面将同样地不位于子午平面中，而是到达其侧面。因此，在没有检测该方位角倾斜的情况下，对于形成眼睛的模型来说，眼内界面将被错误地再现。

为了获得所检测到的角膜曲率计测量点与相关联的照射光源的更好的可配准性指向，在一附加的实施例中，如果角膜曲率计测量点以单独地或者以组的方式依次地被照射和测量，则它对于角膜曲率计来说是有利的。这在2个或更多个组的角膜曲率计测量点的情况下是特别有利的，所述角膜曲率计测量点在每个情况下均测量大部分角膜表面，并且其中，所述各个角膜区域完全地或在很大程度上重叠，但是所述组的角膜曲率计测量点在每个情况下均相对于彼此偏离或转动。结果，对于一个组的测量来说，这确保了该组的两个点之间的距离足够大，以便可实现照射源与所检测到的光斑之间可靠的关联，但是角膜仍然可通过测量各个组的角膜曲率计测量点而以高分辨率被测量。因此，例如，在18点角膜曲率计的情况下，测量可通过3个子组(每个子组具有6个点)来进行。

此外，在根据图3的优选实施例中，OCT的至少一个或多个B-扫描31-36通过角膜曲率计照射点37中的一个或多个。如果角膜表面的角膜曲率计数据应该与由OCT获得的眼内距离组合，以便通过射线跟踪形成用于IOL计算的整个眼睛的模型，则这是特别有利的。在角膜曲率计测量点处对准B-扫描确保了，当从角膜曲率计构成角膜前侧的数据以及从OCT构造眼内数据时，在与角膜曲率计中的来自角膜前侧的反射相同的位置处测量OCT数据。

在这样做时，可在二向色分离的帮助下同时测量角膜曲率计和OCT(为了这一目的，图1中的分束器3具有二向色设计)，或者，可通过移除可由软件在角膜曲率计图像中检测的OCT照射光斑而同时测量角膜曲率计和OCT、或者角膜曲率计和OCT可在时间上以较小时间延迟(即，在由于眼球运动引起的轻微偏移的情况下)交替地/依次地被测量。可替换地，这两种形态中的每一个也可与虹膜和/或瞳孔和/或巩膜图像同时地或在相同的时间窗中单独地被记录，并且基于所述图像而相对于彼此被横向地定位。OCT信号与角膜曲率计信号的这些类型的分离不限于角膜曲率计，而是还可应用于普拉西多地形图以替代角膜曲率计。

在另一实施例中(同样示出在图3中)，OCT的B-扫描不仅通过角膜曲率计测量点37，而且还形成对，所述对的扫描平面(例如31和32)分别相互垂直，其中各个对彼此相对转动以便尽可能多地覆盖角膜曲率计测量点或覆盖所有的角膜曲率计测量点。

其优点在于，根据US7,452,077，对于每个对确定角膜顶点，并且该顶点可与由角膜曲率计测量所确定的角膜的顶点相比较。如果OCT顶点与角膜曲率计顶点的距离在一系列的OCT和角膜曲率计测量期间变化太大，则这表明患者没有被正确地固定，并且OCT扫描与角膜曲率计测量点的配准对于从角膜曲率计和OCT数据产生眼睛模型来说不够可靠。

下文描述OCT系统，通过该OCT系统，多点角膜曲率计有利地被组合以用于整个眼睛的生物识别测量/检测。

根据图1，OCT系统包括扫掠源干涉仪13、准直仪14、至少一个横向偏转扫描器11和/或12以及多个光学元件或透镜18、19和20，所述多个光学元件或透镜用于将OCT的聚焦平面固定在眼睛中。扫掠源干涉仪本身以2个变型示出在图5a和5b中。在此，在两种情况下这均是马赫-曾德尔(Mach-Zehner)布置，但其他布置也是可行的。

如开始所提到的，扫掠源系统由于其高灵敏度而特别适合于记录整个眼睛的OCT扫描。特别地，满足在组合仪器中如在DE10 2008 063 225中所描述的条件是有利的。在此，还应该选择介于780nm与1100nm之间(优选地介于1010nm与1090nm之间)的OCT波长用于所述应用，因为这些波长的光不会使患者眼睛感觉到、并且仍可较好地透过由于白内障而形成为不透明的眼睛晶状体。在组合仪器的范围内，680-980nm或大于1100nm的波长趋使其自身可被选择用于角膜曲率计，以便实现颜色分离的目的。

此外，在另一实施例中，如果除了样本干涉仪之外还存在参考干涉仪以用于在扫描期间监测激光器波长，则可提高所获得的OCT信号的可靠性。

在这方面，图5a示出了一种扫掠源OCT系统的具体设计。在此，用于参考干涉仪的光是在光源之后或在实际样本测量和样品参考所需要的光学元件之前立即解耦。这样的优点是，参考干涉仪可集成到扫掠源激光模块中。可替换地，图5b示出了这样一种布置，即，在该布置中，该参考干涉仪不直接位于光源本身中，或者不位于实际样本测量和样本参考所需要的光学元件之前、而是位于其之后。

在一优选实施例中，通过延迟线在视网膜模式与前房模式之间进行切换。在视网膜模式的情况下，OCT照射光束的焦点和相干栅极的零点设定在视网膜附近。在这种情况下，相干栅极的零点优选地被设定在视网膜后方。此外，在B-扫描期间，旋转点位于眼睛瞳孔中，从而使得，如在纯视网膜OCT的情况中一样，视网膜的B-扫描/横截面记录具有高横向和轴向分辨率。在前房模式的情况下，OCT照射光束的焦点和相干栅极的零点位于前房附近或位于前房中。特别优选的是该焦点位于前房中、并且相干栅极的零点位于角膜之前。此外，旋转点事实上位于视网膜附近，从而使得B-扫描提供前房的高分辨率的横截面图像，正如从前房OCT已知的。

但是，扫掠源OCT的高灵敏度在两个扫描模式中均确保眼睛的未位于焦点中的部分也可用作为信号。这在图2a和图2b中示出。在前房模式中，来自视网膜R的信号也存在，虽然不具有较高横向分辨率。在视网膜模式中，来自角膜前侧CV的信号也存在。因此，A-扫描可以将两种模式的B-扫描彼此轴向地链接并且在不同模式中在2扫描之间补偿眼睛的轴向运动，其中所述A-扫描在每种情况下均沿主仪器轴线发生，并且A-扫描与患者的被固定光对齐的视轴相同。原则上，一个公共界面的检测是足够的，但在界面信号中通常不清楚这实际上是什么界面。在此，在各个模式中，每个扫描具有2界面信号提供了与眼睛中的界面更好的可配准性。

在另一优选实施例中，与视网膜模式相比较，延迟线在前房模式中通过其他光学元件扩展。这种情况发生使得在视网膜模式的情况下测量仪器的更少光学元件处于光束路径中，从而使得较弱的视网膜信号不被仪器的光学元件处的反射进一步衰减。相反，对于来自于前房的较强信号(原因在于，与来自视网膜的信号相比，眼睛在测量光束路径中的更高折射率变化和更少的光学元件，在焦点移位和延迟线处的反射而产生的信号的衰减)，可容许移位光学单元的存在。在图1中示出了一实施例，在该实施例中，通过在透镜18中枢转、翻走透镜20并插入棱镜16来实现切换到前房模式。

在另一实施例中，装置具有一个或多个LED以照射眼睛和/或其附近环境。在图1中，以示例性的方式仅示出了这些LED中的LED 25。由角膜曲率计的图像传感器产生的记录进而提供一图像，该图像用于仪器相对于眼睛的横向定位、或用于确定从角膜缘到角膜缘的距离。在这种情况下，与角膜曲率计测量相反，如果通过将透镜枢转进来和/或出去而导致的聚焦在眼睛周围环境上的焦点位置存在变化，则是有利的。借助于环境图像对仪器的横向定位可在前房模式中使用OCT测量通过轴向定位来补充。

在另一实施例中，装置具有用于照射巩膜的一个或多个LED。关于所发射的波长，选择对于血管和/或虹膜具有良好对比度的那些。在图1中，以示例性的方式仅示出了这些LED中的LED 26。由角膜曲率计的图像传感器产生的记录提供一图像，该图像实现了OCT的横向和旋转对准和/或相对于眼睛的多点角膜曲率计测量值。该对准可被用于从测量值形成眼睛模型或用于人工晶状体的随后的手术中的对准。

上面解释中所描述的所有元件和实施例在它们的整体上有助于增加如计算人工晶状体所需要的生物识别变量的测量的速度、可靠性、鲁棒性和准确性。

对于不同的测量对象，不是必须使用所有的方面。例如，如果仪器应该仅测量前室的横截面和眼睛的轴线长度，则多点角膜曲率计和仅用于待由OCT检测的前房(而不是用于整个眼睛)的前房OCT的组合仪器就已足够。进而，OCT不需要覆盖整个眼睛，并且进而可有利地将其他OCT系统(诸如时域系统和基于光谱仪的系统)与多点角膜曲率计相组合。这是因为所有这些OCT/多点角膜曲率计系统得益于考虑Skrew射线来获得用于角膜表面的数据，进而所述数据被用于OCT数据的侧向定位/配准。

参考标记列表

1 角膜曲率计系统

2 OCT系统

3 分束器

4 LED

5 照相机、区域传感器

6 远心度光圈

7、8 用于设定焦点的透镜

9 物镜

10 分束器

11、12 可枢转的平面镜

13 OCT干涉仪

14 准直器

15 光波导

16 可插入的棱镜

17 光束偏转

18、19、20 用于设定焦点和场的透镜

21 开闭器

22 分束器

23 光电二极管功率测量

24 固定的LED

25 围绕照射的LED

26 巩膜照射LED

27 眼睛

28 仪器轴线

29 附接透镜

28 仪器轴线

31-36 B-扫描方向

37 角膜曲率计照射测量点

41、44 表面元件矢量

42、45 入射的OCT光束

43、46 在表面元件处光学地折射的OCT光束

47 OCT扫描和角膜中央平面

50 扫掠源源

51、52、53 耦接器

54 参考干涉仪

55、56 被平衡的检测器

58 路径长度适配

59 干涉仪处的准直器

CV 角膜前侧

R 视网膜。