DE102012011880A1 - Berührungsloses ophthalmologisches Messgerät - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft ein berührungsloses ophthalmologisches Messgerät zur Berechnung und Auswahl einer IOL. Das Messgerät besteht aus einer Kombination eines Keratometers mit einem auf einem OCT-Verfahren basierenden Gerät. Das erfindungsgemäße berührungslose ophthalmologische Messgerät besteht dazu aus einer interferometrischen Anordnung zur Bestimmung der Augenlänge, in dessen Referenzarm sich mindestens ein erster, teilreflektierender Spiegel und ein entlang der optischen Achse beweglicher zweiter Spiegel befinden, einer Keratometeranordnung zur Bestimmung der Hornhautkrümmung des Auges, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit zur Erfassung und Auswertung der Daten sowie zur Auslegung von Intraokularlinsen. Der vorliegenden Erfindung ist für die schnelle und sichere Bestimmung aller für die Auswahl einer künstlichen Augenlinse erforderlichen Messwerte einsetzbar.

Description

• Die Erfindung betrifft ein berührungsloses ophthalmologisches Messgerät zur Berechnung und Auswahl einer IOL. Das Messgerät besteht aus einer aus einer Kombination eines Keratometers mit einem auf einem OCT-Verfahren basierenden Gerätes.
• Die auf der optischen Kohärenztomographie (OCT = optical coherence tomography) basierenden Verfahren und Messgeräte stellen die nach dem bekannten Stand der Technik verbreitetsten Lösungen zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen dar.
• Bei den OCT-Verfahren wird kohärentes Licht mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung und Bildgebung an reflektiven und streuenden Proben eingesetzt. Am menschlichen Auge liefern die OCT-Verfahren beim Scan in die Tiefe, aufgrund der an optischen Grenzflächen auftretenden Änderungen des Brechungsindexes und aufgrund von Volumenstreuung, messbare Signale. Bei der optischen Kohärenztomographie handelt es sich um ein sehr empfindliches und schnelles Verfahren zur interferometrischen Bildgebung, das insbesondere im medizinischen Bereich und in der Grundlagenforschung weite Verbreitung gefunden hat. OCT-Abbildungen (OCT-Scans) von Augenstrukturen werden in der Augenheilkunde vielfach zur Diagnose und Therapiebegleitung, sowie zur Planung von Eingriffen und zur Auswahl von Implantaten eingesetzt.
• Bei einer Katarakt-Operation wird die natürliche Augenlinse entfernt und durch eine künstliche Linse (Intraokular-Linse, IOL) ersetzt. Wünschenswert ist dabei ein emmetroper postoperativer Zustand des Patientenauges. Dazu muss eine geeignete IOL ausgewählt werden, die auf die Geometrie des individuellen Auges angepasst ist. Dies wird durch eine Vermessung der Augengeometrie, die auch Biometrie genannt wird, vor der Operation erreicht. Als Kenndaten für eine geeignete IOL-Auswahl müssen mindestens die Augenlänge (von der Kornea bis zur Retina) und die Krümmung der Kornea gemessen werden. Für diesen Zweck sind optische Biometer, wie beispielsweise der IOL-Master der Firma Carl Zeiss Meditec ( DE 19857001 A1 ) und der Lenstar des Herstellers Haag-Streit, bekannt.
• Beide Geräte beinhalten ein Keratometer zur Bestimmung der Hornhaut-Krümmung und einen optischen Kohärenztomographen (OCT), mit dem die Augenlänge gemessen wird. Die Augenlängenmessung erfolgt dabei interferometrisch, wobei eine optische Weglänge im Gerät um den Betrag des Messbereiches, der mindestens 35 mm (in Luft) umfasst, variiert wird. Diese große Änderung der Weglänge wird auf mechanischem Wege erreicht und ist technisch aufwendig zu realisieren.
• Mit dem sogenannten MR-OCT-Verfahren (MR-OCT = multiple reflection-optical coherence tomography) ist ein optisches Prinzip bekannt, mit dem durch Mehrfachreflexionen eine geringe Änderung der optischen Weglänge in einem OCT-Aufbau einen größeren Messbereich abdecken kann ( US 7751862 B2 ). Wesentliche Vorteile dieses Verfahrens sind ein kompakter Aufbau und hohe Scangeschwindigkeiten. Dieses MR-OCT-Verfahren wurde für Glukose-Messungen entwickelt, bei dem die Größe von Streusignalen in geringen Messtiefen (kleiner als 10 mm) im Gewebe ausgewertet wird. In den veröffentlichten Patentschriften werden jedoch wenig Details zur konkreten Umsetzung des beschriebenen Ansatzes offenbart. Insbesondere werden keinerlei Lösungswege aufgezeigt, um mit dem MR-OCT-Ansatz eine Erweiterung des Messbereiches auf über 10 mm zu realisieren.
• Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde ein möglichst kompaktes und schnelles, optisches Messgerät zu entwickeln.
• Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
• Das erfindungsgemäße berührungslose ophthalmologische Messgerät besteht dazu aus einer interferometrischen Anordnung zur Bestimmung der Augenlänge, in dessen Referenzarm sich mindestens ein erster, teilreflektierender Spiegel und ein entlang der optischen Achse beweglicher zweiter Spiegel befinden, einer Keratometeranordnung zur Bestimmung der Hornhautkrümmung des Auges, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit zur Erfassung und Auswertung der Daten sowie zur Auslegung von Intraokularlinsen.
• Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen
• 1: den optischen Aufbau des erfindungsgemäßen Messgerätes mit einem Interferometer in Mach-Zehnder-Geometerie,
• 2: den optischen Aufbau mit einem Interferometer in Mach-Zehnder-Geometerie zur Unterdrückung störender Rückreflexe,
• 3: den optischen Aufbau mit einem Interferometer in Dual-Beam-Anordnung und
• 4: den optischen Aufbau eines weiteren erfindungsgemäßen Messgerätes mit einem Interferometer in Michaelson-Geometerie.
• Das erfindungsgemäße berührungslose ophthalmologische Messgerät besteht hierbei aus einer Keratometeranordnung zur Bestimmung der Hornhautkrümmung des Auges, einer interferometrischen Anordnung zur Bestimmung der Augenlänge, in dessen Referenzarm mindestens ein erster, teilreflektierender Spiegel und ein entlang der optischen Achse beweglicher zweiter Spiegel befinden, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit zur Auswertung der Messdaten und zur Auslegung von Intraokularlinsen.
• Das kompakte Messgerät besteht aus einem OCT-Messsystem, einem Keratometer und einer Ansteuer- und Auswerteeinheit. Das OCT-System besitzt eine kurzkohärente Strahlquelle, die beispielsweise aus einer Superlumineszenzdiode, einer breitbandigen Single-Mode Laserdiode, einer faserbasierten ASE-Quelle oder einem Ultrakurzpuls-Laser bestehen kann. Die Strahlung wird kollimiert und in einem ersten Strahlteiler in einen Referenz-Strahl und einen Messstrahl aufgeteilt. Im Referenzarm befindet sich ein erster ortsfester Spiegel S₁ mit einer Reflektivitat R₁. In einem Abstand D zu dem Spiegel S₁ befindet sich ein zweiter Spiegel S₂ mit der Reflektivität R₂. Der Abstand D kann um einen Betrag δ variiert werden. Diese Variation kann z. B. durch eine Piezokeramik oder ein MEMS-System erfolgen. Die Variation δ liegt dabei im Bereich zwischen 20 μm und 200 μm. Der Messbereich des OCT-Systems Δ beträgt zwischen 30 mm und 60 mm in Luft.
• Erfindungsgemäß wird das Interferometersystem so ausgelegt, dass der mittlere Spiegelabstand D der Hälfte der Quadratwurzel aus dem Produkt der Abstandsvariation δ und dem Messbereich Δ entspricht.
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• Vorzugsweise beträgt der Spiegelabstand daher zwischen 400 μm und 1700 μm. Außerdem wird das Interferometer so ausgelegt, dass die Spiegelkombination aus S₁ und S₂ im Referenzarm in Transmission betrieben wird. In diesem Fall werden die Spiegel erfindungsgemäß derart ausgelegt, dass die Reflektivität beider Spiegel identisch ist und der Transmissionswert des einzelnen Spiegels der Hälfte der Quadratwurzel aus dem Quotienten der Abstandsvariation δ und dem Messbereich Δ entspricht. Die Reflektivität der beiden Spiegel beträgt daher zwischen 96% und 99%.
• Hierzu zeigt die 1 einen optischen Aufbau des erfindungsgemäßen Messgerätes, bei dem das Interferometer in Mach-Zehnder-Geometerie ausgeführt ist. In dieser Geometrieform wird die Spiegelkombination S₁ und S₂ in Transmission betrieben.
• Die kurzkohärente Strahlquelle SLD emittiert einen polarisierten und kollimierten Strahl, der im gekennzeichneten Polarisations-Strahlteiler PT in zwei Teilstrahlen aufgespalten wird, die dem Mess- und dem Referenzstrahl des Mach-Zehnder-Interferometers entsprechen. Der Polarisationsstrahlteiler PT transmittiert tangential polarisiertes Licht und reflektiert den sagittal polarisierten Anteil. Durch eine geeignete Orientierung der λ/2-Wellenplatte, die sich zwischen der Strahlquelle SLD und dem Polarisations-Strahlteiler PT befindet, kann das Leistungsverhältnis zwischen Mess- und Referenzarm optimal eingestellt werden.
• Der Messstrahl wird in Richtung des Patientenauges A gelenkt und von dort reflektiert beziehungsweise zurückgestreut. Durch die λ/4-Wellenplatte, die sich zwischen dem Auge A und dem Polarisationsstrahlteiler PT befindet, wird eine Polarisationsänderung zwischen dem austretenden und dem vom Auge A reflektierten Messstrahl erreicht. Die Wellenplatte wird dabei so orientiert, dass der reflektierte Messstrahl mit um 90° gedrehter, also zur Zeichenebene paralleler (gleich tangentialer), Polarisation auf den Polarisations-Strahlteiler PT trifft. Daher wird der reflektierte Messstrahl vom Polarisationsstrahlteiler PT vollständig transmittiert. Eine Überlagerung mit dem Referenzstrahl findet mit Hilfe des 50%-Strahlteilers T statt. Da es sich um einen Mach-Zehnder-nterferometeraufbau handelt, existieren zwei Ausgangsstrahlen des Interferometers, deren Interferenzsignal gegenphasig zueinander ist. Im dargestellten Aufbau werden beide Ausgangssignale durch zwei Detektoren BD aufgenommen. Die beiden Detektoren BD werden günstiger weise in einer sogenannten „balanced”-Anordnung betrieben, um das Interferenzsignal besser vom Untergrund-Signal trennen zu können. Die beiden Linsen L vor den Detektoren BD dienen der Fokussierung der Interferometer-Strahlung auf die Detektoren BD.
• Im Referenzarm des Interferometers wird die Spiegelkombination S₁ und S₂ transmittiert und über zwei Umlenkspiegel US über den 50%-Strahlteiler T mit dem Messstrahl wie beschrieben überlagert. Dabei wird die Polarisation des Referenzstrahles über die dargestellte zweite λ/2-Wellenplatte an den Polarisationszustand des Messstrahles angepasst.
• Der Dichroit D bewirkt eine Trennung von OCT- und Keratometrie-Strahlung, indem die Interferometer-Strahlung reflektiert und die Keratometrie-Strahlung transmittiert wird.
• Die strukturierte Beleuchtung SB der Keratometeranordnung wird in der Zeichnung durch zwei LEDs repräsentiert. Das von der Oberfläche des Patientenauges A reflektierte Licht der Keratometerbeleuchtung wird durch eine als Doublett dargestellte Abbildungsoptik AO auf einen entsprechenden Detektor CCD abgebildet und ortsaufgelöst detektiert.
• Aufgrund der hohen Reflektivität der Spiegel S₁ und S₂ wird ein großer Anteil des in den Referenzarm einfallenden Lichtes zurückreflektiert. Dieses Licht liefert keinen Beitrag zur Messung. Dieser störende Reflex kann ungewünschte Rückkoppelreflexe in der Strahlquelle SLD hervorrufen, weshalb in der Strahlquelle geeigneter weise eine optische Diode integriert ist.
• Eine alternative Anordnung zur Beseitigung störender Rückreflexe ist in der 2 dargestellt. Dort wird der Reflex über eine zusätzliche Kombination aus λ/4-Wellenplatte und Palarisationsstrahlteiler PT, die sich im Referenzarm des Interferomters befindet, aus dem relevanten optischen Strahlengang entfernt. Entsprechend muss die Wellenplatte am Ausgang des Referenzarmes angepasst werden, d. h. die λ/2- muss gegen eine λ/4-Wellenplatte getauscht werden.
• Die 3 zeigt den optischen Aufbau eines erfindungsgemäßen Messgerätes in Dual-Beam-Anordnung. Hier wird die kollimierte Strahlung einer kurzkohärenten Strahlquelle SLD durch einen Strahlteiler T₁ in zwei Teilstrahlen aufgespalten und nach Durchlaufen unterschiedlicher optischer Weglängen im gleichen Strahlteiler T₁ koaxial mit Hilfe zweier Retroreflektoren R1 und R2 überlagert. Der eine Teilstrahl wird dabei durch die Spiegelkombination S₁ und S₂ transmittiert. Über einen Polarisationsstrahlteiler PT werden die beiden überlagerten Teilstrahlen auf das Patientenauge A gelenkt und das reflektierte Licht durch einen Polarisationsstrahlteiler PT vom Keratometerlicht getrennt und wie oben beschrieben detektiert. Die λ/4-Wellenplatte im Aufbau dient wie oben beschrieben dazu, für das reflektierte OCT-Licht eine maximale Transmission durch den Palarisations-Strahlteiler PT zu erzielen. Mit der λ/2-Wellenplatte wird eine Drehung der Polarisationsrichtung erzielt, wodurch die OCT-Strahlung am zweiten Polarisations-Strahlteiler PT reflektiert wird.
• Die Erfindung schließt auch den Fall mit ein, dass die Spiegelkombination aus S₁ und S₂ im Referenzarm in Reflektion betrieben wird. In diesem Fall wird der rückwärtige Spiegel S₂ hochreflektierend ausgelegt. Der Spiegel S₁ wird erfindungsgemäß derart ausgelegt, dass sein der Transmissionswert der Quadratwurzel aus dem Quotienten der Abstandsvariation δ und dem Messbereich Δ entspricht. Die Reflektivität des Spiegels S₂ beträgt in diesem Fall daher zwischen 92% und 98%.
• Durch die vielen Reflexionen zwischen den Spiegeln S₁ und S₂ wird die Qualität der Wellenfront im Referenzarm des Interferometers gemindert. Somit nimmt die Stärke des Messsignals am Interferometerausgang ab. Um dennoch brauchbare Messsignale zu erhalten, weisen die beiden Spiegel S₁ und S₂ erfindungsgemäß eine besonders hohe Oberflächengüte auf. Die Ebenheit der beiden Spiegel ist bevorzugt besser als λ/20, besonders bevorzugt besser als λ/50 (bei 633 nm).
• Hierzu zeigt die 4 den optischen Aufbau eines erfindungsgemäßen Messgerätes, bei dem das Interferometer in Michaelson-Geometerie ausgeführt ist. Dies stellt die einfachste Aufbauform dar. In dieser Geometrieform wird Spiegel S₁ in Transmission und Spiegel S₂ in Reflektion betrieben.
• Der kollimerte Ausgangsstrahl einer kurzkohärenten Strahlquelle SLD wird über einen Strahlteiler T in einen Referenz- und einen Messstrahl aufgeteilt und die jeweils reflektierten Strahlen über den gleichen Strahlteiler T überlagert. Der Ausgangsstrahl des Interferometers wird durch einen Dichroiten D vom Licht des Keratometers getrennt und mit einer Linse L auf einen Detektor APD fokussiert. Das Keratometersignal wird wie bei den anderen Anordnungen detektiert.
• Weiterhin wird die mechanische Halterung der beiden Spiegel erfindungsgemäß derart ausgelegt, dass die Parallelität der beiden Spiegeloberflächen von S₁ und S₂ besser als 10 μrad ist.
• Alternativ kann die Spiegelkombination so ausgelegt werden, dass nur die vielfach reflektierten Strahlen des Referenzarmes, die den hinteren Messbereich abdecken, optimal mit dem Strahl des Messarmes überlagert werden. Somit kann der Leistungsabfall des Referenzarmlichtes, der mit jeder Reflexion stattfindet, teilweise kompensiert werden.
• Diese Kompensation kann beispielsweise durch eine definierte Dejustage der parallelen Ausrichtung der beiden Spiegeloberflächen zueinander realisiert werden. Auch eine geringe Veränderung des Strahldurchmessers bei jeder Reflexion stellt eine Lösungsmöglichkeit dar. Dies kann z. B. über eine geringe Fokussierung oder Defokussierung des Referenzstrahles im Bereich der Mehrfachreflexionen erreicht werden. Alternativ ist auch eine definierte geringe Krümmung einer oder beider Spiegeloberflächen möglich.
• Da die Augenlänge mit einer hohen Genauigkeit von besser als 100 μm bestimmt werden muss, sind die Anforderungen an die Kenntnis des Abstandes der Spiegel S₁ und S₂ aufgrund der hohen Anzahl der erforderlichen Reflexionen (25 bis 120 Stück) um den entsprechenden Faktor erhöht. Dies wird beispielsweise durch eine integrierte interferometrische Abstandsmessung realisiert. Eine hohe passive Stabilität bzw. hohe Reproduzierbarkeit wird durch eine Temperaturstabilisierung des gesamten Halterungssystems der beiden Spiegel erreicht.
• Darüber hinaus ist erfindungsgemäß eine regelmäßige Eichmessung an einem oder mehrerer bekannter Eichlängenmaße vorgesehen. Idealerweise sind die Eichmaße im Gerät integriert. Die Eichung erfolgt dann über das Einschwenken eines Strahlumlenkers in den Messstrahlengang im Gehäuse. Es kann eventuell notwendig werden, unmittelbar vor und/oder nach jeder Messung eine Eichung vorzunehmen.
• Weitere Komponenten, die nicht in den Abbildungen dargestellt, aber im erfindungsgemäßen Aufbau enthalten sind, sind eine Ansteuer- und Auswerteeinheit, ein Display, ein Netzteil sowie eine Fixierlichteinrichtung, um die Blickrichtung des Patienten auszurichten.
• In einer möglichen Ausführungsform, in der vorzugsweise nur die Achslänge gemessen wird, ist es vorgesehen, dass beim Dual-Beam-Verfahren zusätzlich zur erfolgenden Variation des Abstandes der Spiegel S₁ von S₂, der Spiegel R1 relativ in seiner Position zum Strahlteiler T1 verändert wird. Dies kann durch ein mechanisches Einstellen am Gerät oder einen Antrieb im Gerät erfolgen. Wenn bei einer Position des Spiegel R1 kein Dual-Beam-Messsignal bei der Variation des Spiegelabstandes S1 zu S2 messbar wird, wird eine neue, andere Position des Spiegels R1 eingestellt und erneut das Dual-Beam-Messsignal bei der nochmals erfolgenden Variation des Spiegelabstandes S1 zu S2 gemessen. Dies wird solange fortgesetzt, bis ein auswertbares Dual-Beam-Messsignal entsteht. Der durch die Variation des Abstandes der Spiegel S₁ und S₂ abgedeckt Messbereich deckt also alleine die gesamte Variationsbreite der Augenlänge über die Population nicht ab. Häufig kann jedoch bereits vor der Augenlängenmessung der Bereich, in dem der Wert erwartet wird, mit hoher Wahrscheinlichkeit eingeengt werden, da die Augenlänge beispielsweise stark mit der Fehlsichtigkeit korreliert. Zudem kommen extreme Augenlängen nur sehr selten vor, so dass dieses Verfahren in der Praxis nur zu geringen zusätzlichen Zeitaufwendungen führt.
• In einer weiteren möglichen Ausführungsform ist es vorgesehen, mit dem OCT-System neben der Augenlänge auch die Vorderkammertiefe und/oder die Linsendicke zu bestimmen. In diesem Fall wird es zwei Messmodalitäten geben: Im Modus für die Augenlängenmessung wird der OCT-Messstrahl kollimiert in das Patientenauge eingestrahlt. Der optische Aufbau entspricht somit den und . Im Modus für die Linsendetektion wird dagegen eine zusätzliche Linse in den Messstrahl eingeschwenkt, die eine Fokussierung des Messstrahls in die Vorderkammer des Patientenauges bewirkt. Durch diese zusätzliche Einschwenkoptik werden die von der Linse reflektierten beziehungsweise zurück gestreuten Signale signifikant erhöht.
• Besonders bevorzugt erfolgt der Geräteaufbau als handgehaltene Version. In diesem Fall wird das kompakte Gerät während der Messung vom Anwender per Hand vor dem Patientenauge positioniert. Besonders günstig ist in diesem Fall, wenn die Stromversorgung über einen im Gerät befindlichen Akku erfolgt. Der Akku kann dann durch die Ablage des Gerätes in einer geeigneten Ladestation zwischen den Messungen geladen werden.
• Weiterhin wird erfindungsgemäß offenbart eine Kombination aus MR-OCT-System zur Vermessung der Augenlänge mit einem Keratometer-Aufbau zur Bestimmung der Kornea-Krümmung in einem Gerät.
• Ein Keratometer besteht üblicherweise aus einer strukturierten Beleuchtung der Kornea, einer optischen Abbildung des durch die Reflexion an der konkaven Korneaoberfläche erzeugten virtuellen Bildes der Beleuchtungsstruktur auf einen Sensor und die Auswertung der Sensorsignale.
• Eine besonders vorteilhafte Ausführungsform ist im IOL-Master realisiert. Hier erfolgt die Beleuchtung der Kornea mit δ parallelen Strahlbündeln aus unterschiedlichen Richtungen, die symmetrisch um die optische Achse verteilt sind. Zusammen mit einer telezentrisch ausgelegten Abbildungsoptik wird so ein Messaufbau realisiert, der unabhängig vom Abstand des Keratometers vom Messobjekt ist.
• Bei anderen Ausführungsformen erfolgt die Beleuchtung durch eine Reihe symmetrisch angeordneter Punktlichtquellen, die beispielsweise aus Leuchtdioden mit eventuellen Lochblenden bestehen. In diesem Fall muss für die Auswertung der Sensorsignale der Abstand zwischen dem Messobjekt und den Punktlichtquellen bekannt sein, um zu präzisen Ergebnissen zu gelangen. Hier kann z. B. der erforderliche Abstandswert aus den OCT-Signalen ermittelt werden, wenn die Kornea im Messbereich enthalten ist.
• Es ist auch möglich, durch eine geeignete nicht symmetrische Anordnung der Beleuchtungsquellen den Abstand zwischen Gerät und Kornea direkt aus den Sensorsignalen des Keratometers abzuleiten. Hierzu ist es erforderlich, dass die Beleuchtungsquellen nicht den gleichen Abstand vom Messobjekt besitzen. Auch über eine geeignete zeitliche Variation des Abstandes kann das Problem gelöst werden.
• Der so aus den entsprechenden Keratometer-Messdaten gewonnene Abstandstandswert zwischen Gerät und Kornea kann erfindungsgemäß nicht nur zur Ermittelung der präzisen Krümmungswerte verwendet werden. Vielmehr ist auch eine Verwendung für die Augenlängenmessung möglich. In diesem Fall muss mit dem OCT-Messsystem nur noch die Position der hinteren Grenzfläche des Auges, der Retina, detektiert werden. Das bedeutet, dass der OCT-Messbereich nicht mehr das gesamte Auge, sondern nur noch die Variationsbreite der Augenlänge über die zu untersuchende Population abdecken muss. Somit kann die erforderliche Messstrecke in Luft von ~55 mm auf etwa 35 mm reduziert werden.
• ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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• Zitierte Patentliteratur
• DE 19857001 A1 [0004]
• US 7751862 B2 [0006]

Claims (4)

1. Berührungsloses ophthalmologisches Messgerät, dadurch gekennzeichnet, dass – eine interferometrische Anordnung zur Bestimmung der Augenlänge, in deren Referenzarm sich mindestens ein erster, teilreflektierender Spiegel (S₁) und ein entlang der optischen Achse beweglicher zweiter Spiegel (S₂) befinden, und – eine Keratometeranordnung zur Bestimmung der Hornhautkrümmung des Auges (A) vorhanden sind und – dass das Messgerät über eine Steuer- und Auswerteeinheit zur Erfassung und Auswertung der Daten sowie zur Auslegung von Intraokularlinsen verfügt.
2. Messgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der mittlere Abstand D der beiden Spiegel (S₁, S₂) im Referenzarm folgender Gleichung gehorcht:

   

   in der D dem mittleren Abstand, δ der Abstandsvariation und Δ dem Messbereich entsprechen.
3. Messgerät nach Anspruch 1, bei dem sich im Referenzarm der interferometrischen Anordnung mindestens zwei teildurchlässige Spiegel (S₁, S₂) befinden, dadurch gekennzeichnet, dass die beiden teildurchlässigen Spiegel (S₁, S₂) – eine Reflektivität zwischen 96% und 99%, – zueinander einen mittleren Abstand zwischen 400 μm und 1700 μm, – eine zeitliche Variation des Abstandes zueinander im Bereich zwischen 20 μm und 200 μm und – eine Ebenheit der Oberflächen von besser als λ/20 (bei 633 nm) aufweisen.
4. Messgerät nach Anspruch 1, wobei sich im Referenzarm des Interferometers mindestens ein teildurchlässiger Spiegel (S₁) und ein hochreflektierender Spiegel (S₂) befinden, dadurch gekennzeichnet, dass – der teildurchlässige Spiegel (S₁) eine Reflektivität zwischen 92% und 98% besitzen, – die beiden Spiegel (S₁, S₂) zueinander einen mittleren Abstand zwischen 400 μm und 1700 μm besitzen, – der Abstand zwischen den beiden Spiegeln (S₁, S₂) zeitliche um einen Betrag zwischen 20 μm und 200 μm variiert wird und – die Ebenheit der Oberflächen der beiden Spiegel (S₁, S₂) besser als λ/20 (bei 633 nm) ist.

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