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Die
Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront
von Licht, das an einem Objekt in unterschiedlichen Zonen gestreut
wird, mit einer ersten Lichtquelle, welche über eine optische Anordnung
ein Lichtstrahlenbündel
zum Einstrahlen auf das Objekt bereitstellt, mit einer zweiten Lichtquelle,
welche über
eine optische Anordnung ein Lichtstrahlenbündel zum Einstrahlen auf das
Objekt bereitstellt, und mit einer Wellenfront-Messeinrichtung zum Bestimmen der Wellenfront
eines Lichtstrahlenbündels.
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Eine
Vorrichtung der eingangs genannten Art ist aus der
US 6,050,687 bekannt. Dort ist eine
Vorrichtung zur Vermessung der refraktiven Eigenschaften eines menschlichen
Auges beschrieben, in der zwei Sensoranordnungen zur Bestimmung
einer Wellenfront vorgesehen sind. Dabei wird einer ersten Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoranordnung
diffuses Streulicht von der Retina eines untersuchten menschlichen
Auges zugeführt,
das von Licht hervorgerufen wird, welches mit parallelem Strahlengang auf
das menschliche Auge trifft. Mit einer zweiten Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoranordnung
wird Licht ausgewertet, das mit einem konvergenten Strahlengang
auf die Cornea gelangt und dort gestreut wird. Das den beiden Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoranordnungen
zugeführte
Licht hat unterschiedliche Wellenlängen. Durch Vermessen der Wellenfront
von auf der Retina gestreutem Licht und von an der Cornea gestreutem
Licht kann Aberration und Corneatopographie des menschlichen Auges bestimmt
werden.
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In
der
US 6,4409,345
B1 ist eine Vorrichtung zur Vermessung der refraktiven
Eigenschaften eines menschlichen Auges beschrieben, bei der das menschliche
Auge mittels eines polarisierten Laserlichtstrahls abgetastet wird.
Hierzu wird der Laserlichtstrahl mit einer Strahlsteuereinheit über das menschliche
Auge bewegt. Das an der Cornea reflektierte Laserlicht gelangt dann
zu einem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor. Der an der Retina gestreute
Anteil des Laserlichts wird demgegenüber einer räumlich auflösenden Fotodetek toreinheit
zugeführt. Aus
einer Sequenz von Wellenfrontsensorsignalen kann so die Corneatopographie
bestimmt werden. Aus den Signalen der räumlich auflösenden Photodetektoreinheit
lässt sich
die Aberration des Auges ermitteln.
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Die
US 6,234,631 offenbart eine
Vorrichtung zur simultanen Vermessung der Topographie von innerer
und äußerer Corneafläche, der
Dicke der Cornea sowie der Augenaberration. Dabei wird die Aberration
des Auges mit einem Laserstrahl bestimmt, der von einem Fokussiermechanismus über das
Auge bewegt wird. Das Licht dieses Laserstrahls wird im Bereich
des Sehnervs diffus gestreut und dann mittels Mikrolinsen-Kameras,
welche als Wellenfrontsensoren fungieren, ausgewertet. Demgegenüber wird
die Corneatopographie aus einem Lichtmuster bestimmt, das von einer
Lichtquelle auf der Cornea erzeugt und mit drei Kameras aus unterschiedlichen Blickwinkeln
aufgenommen wird.
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In
der
US 6,052,180 ist
dargelegt, wie eine Wellenfront von gepulstem Laserlicht mit einem
entsprechend der Pulsrate gesteuerten Wellenfrontsensor erfasst
werden kann.
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Bei
dem menschlichen Auge handelt es sich um ein optisches System, das
in der Regel weit davon entfernt ist, perfekt zu sein. In einem
perfekten Auge, das auch als emotropisches Auge bezeichnet wird,
konvergieren Lichtstrahlen, die von einem Punkt in einem Objektbereich
herrühren,
im Augeninnern in einem Punkt, der auf der Retina des Auges liegt.
In der Wirklichkeit kommt dieser Zustand jedoch nie vor. Zum einen
liegt dies daran, dass ein optisches System, welches eine begrenzte
Apertur aufweist, aufgrund der Beugung des Lichts einen mathematischen
Punkt, dessen Durchmesser streng genommen Null beträgt, auf
einen Punkt abbildet, dessen Durchmesser größer als Null ist. Zum anderen liegt
dies daran, dass die optischen Komponenten des Auges, nämlich Cornea
und Linse, weit davon entfernt sind, perfekt zu sein. Wenn die Krümmung der
Cornea zu groß oder
das Auge zu lang ist, so liegt das Bild eines Objektes in einer
Ebene, die sich vor der Retina befindet. Dies führt dazu, dass das Objekt mit
dem Auge verschwommen wahrgenommen wird. Der entsprechende Sehfehler
wird als „Myopie" bezeichnet. Umgekehrt,
wenn die Cornea zu flach oder das Auge zu kurz ist, liegt das im
Auge abgebildete Bild hinter der Fläche der Retina. Wiederum erscheint
ein beobachtetes Objekt unscharf. Dieser Sehfehler ist als „Hyperopie" bekannt. Schließlich gibt
es einen dritten Sehfehler, der mit „Astigmatismus" bezeichnet wird
und daher rührt,
dass die optischen Flächen
im Auge Elipsenform haben: Die Hornhaut ist häufig im Bezug auf eine erste
Achse stärker
gekrümmt
als im Bezug auf eine zweite Achse. Diese Eliptizität hat zur
Folge, dass es streng genommen mit dem menschlichen Auge überhaupt nicht
möglich
ist, einen Punkt genau als einen Punkt abzubilden. Vielmehr erscheint
das bestmögliche Bild
eines Punktes, das im Auge erzeugt werden kann, als Ellipse.
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Ophthalmologen
und Optiker kennen die aufgeführten
Sehfehler. Sie sind in der Lage, diese mit Hilfe von Brillen und
Kontaktlinsen korrigieren. Seit kurzem kann eine „Sehfehlerkorrektur" auch durch Einsetzen
phakischer Intraokularlinsen in das Auge oder durch sogenannte photo-refraktive
Keratomileusis (PRK) erfolgen.
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Die
Abbildungsfehler eines jeden optischen Systems werden üblicherweise
mit Hilfe von sogenannten Zernike-Polynomen charakterisiert. Diese mathematische
Beschreibungsweise hat zwei Vorteile: Zum einen sind Zernike-Polynome
eine vollständige
Basis im mathematischen Sinne, die es ermöglicht, eine stetige zweidimensionale
Oberfläche
in einem dreidimensionalen Raum zu beschreiben. Zum anderen entsprechen
Polynome hoher Ordnung in etwa sogenannten Seidel-Aberrationen.
Dies bedeutet, dass es sich bei den Zernike-Polynomen um mathematische Ausdrücke handelt,
die eine physikalische Bedeutung haben. Bei einer Beschreibung der Abbildungseigenschaften
des menschlichen Auges können
die klassischen Sehfehler des Auges, d.h. Myopie, Hyperopie und
Astigmatismus, als sogenannte „Fehler
zweiter Ordnung" klassifiziert
werden. Sehfehler dritter Ordnung sind „coma" und „trefoil", bei Sehfehler vierter Ordnung handelt
es sich um sphärische
Aberrationen und sogenannten „Astigmatismus
vierter Ordnung" etc..
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Optikdesignern
sind bei optischen Systemen Abbildungsfehler hoher Ordnung seit
etwa einem Jahrhundert bekannt. Beispielsweise werden auf dem Gebiet
der Photolithographie Abbildungssysteme bis zur 30. Ordnung korrigiert.
Demgegenüber
findet auf dem Gebiet der Ophthalmologie eine Sehfehlerbestimmung
und Korrektur lediglich bis zur zweiten Ordnung statt.
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In
der Ophthalmologie ändert
sich diese Situation jedoch gerade: Seit 2001 sind auf dem freien Markt
Aberrometer erhältlich,
mit denen Sehfehler höherer
Ordnung des menschlichen Auges bestimmt werden können. Diese Aberrometer basieren
hauptsächlich
auf den Methoden „Tscherning-Aberometrie", „Ray-Tracing" oder „Shack-Hartmann-Sensing".
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Die „Photo-Refraktive
Chirurgie" und insbesondere
ein Behandlungsverfahren, das als „Laser in-situ Keratomileusis
(LASIK)" bekannt
ist, machen jedoch einen Einsatz von Aberrometern zwingend notwendig.
Dies liegt daran, dass bei diesen Verfahren zur Cornea-Ablation
die Oberfläche
der Corea als Asphäre
beschreiben wird. Das macht es erforderlich, die Cornea mit Verfahren
abzutasten, denen Aberrations-Therme einer Ordnung größer als
zwei zugänglich
sind. Als neuartige Wellenfrontsensoren mit dieser Eigenschaft am
Markt erhältlich
waren, hat sich überraschenderweise
herausgestellt, dass nach der Operation sogenannte Aberrationen
höherer Ordnung
vergrößert waren.
Dies lag an der Ungenauigkeit der Algorithmen, welche zum Abtasten
der Cornea eingesetzt wurden. Andererseits haben diese Aberrometer
gezeigt, dass beim menschlichen Auge, wie erwartet so wie bei jedem
anderen optischen System, verschiedene Abbildungsfehler höherer Ordnung
auftreten.
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Üblicherweise
wird das Ablationsprofil in einem photo-refraktiven Behandlungsverfahren
auf der Grundlage einer Vermessung der Corneatopographie oder einer
Wellenfrontvermessung berechnet.
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Bei
den meisten der derzeit eingesetzten Vorrichtungen wird zum Bestimmen
der Corneatopographie ein sogenannter Placido-Ring-Projektor eingesetzt.
Dieser besteht aus einem Konus, der konzentrische Ringkreise auf
die Cornea projiziert, was deren Topographie zugänglich macht. Entsprechende
Verfahren zum Bestimmen der Corneatopographie, welche auf Placido-Ring-Projektion
beruhen, sind beispielsweise in der
US
6,213,605 , oder der
US 6,257,723 beschrieben.
Nach der
US 6,382,794 kann darüber hinaus
die Cornea auch mittels Triangulation vermessen werden. Dies ermöglicht gleichzeitig
das Messen der Dicke der Cornea.
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Die
Wellenfront wird dann mit der Shack-Hartmann Methode oder einem
anderen geeigneten Verfahren vermessen.
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Für ein photo-refraktives
Behandlungsverfahren ist es daher wünschenswert, die Vermessung der
Corneatopographie und die Vermessung der Wellenfront mit einer einzigen
Vorrichtung durchzuführen.
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Gelingt
es, die Messung der Corneatopographie und das Vermessen der Wellenfront
gleichzeitig oder innerhalb von ein paar Millisekunden auf einer Zeitskala
durchzuführen,
bei der sich der Einfluss der sakkadischen Bewegungen des Auges
nicht auswirkt, ist es möglich,
den Einfluss der Cornea auf die vermessene Wellenfront zu berechnen.
Damit wird das isolierte Abbildungsverhalten der Linse im Auge zugänglich.
Werden demgegenüber
die Messungen nicht schnell genug bzw. nicht quasi gleichzeitig durchgeführt, so
kann die zeitliche Verschiebung der Messung zu Fehlern beim Bestimmen
der Linsenstärke
führen.
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Weiter
ist es bekannt, dass die Akkomodation des Auges nicht in jedem Fall
stabil ist, was an geringen zeitlichen Fluktuationen der Ziliar-Muskelstärke liegt.
Dies führt
zu Veränderungen
der Wellenfront, hauptsächlich
von deren sphärischer
Komponente in einem Bereich zwischen 0.1 und 0.3 Dioptrien. Auch
solche Fluktuationen können „eingefroren" werden, indem beide
Messungen gleichzeitig oder innerhalb von ein paar Millisekunden
durchgeführt
werden.
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Aufgabe
der Erfindung ist es, eine Messeinrichtung bereitzustellen, mit
der die optischen Eigenschaften des menschlichen Auges vor, während oder nach
einem operativen Eingriff präzise
erfasst werden können.
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Diese
Aufgabe wird durch eine Vorrichtung der eingangs genannten Art gelöst, bei
der Schaltmittel vorgesehen sind, um der Wellenfront-Messeinrichtung
wahlweise Licht aus der ersten Lichtquelle, das an dem Objekt gestreut
bzw. reflektiert wurde, oder Licht aus der zweiten Lichtquelle,
das an dem Objekt gestreut bwz. reflektiert wurde, zuzuführen. Auf
diese Weise ist es möglich,
Licht aus unterschiedlichen Streuzonen im menschlichen Auge, etwa
Streulicht vom Augenhintergrund und Streulicht aus dem Linsenbereich
mit einem einzigen Wellenfrontsensor auf einer Zeitskala zu untersuchen,
die deutlich kürzer
ist als die Zeitskala der charakteristischen Bewegungen eines menschlichen
Auges. Die Verwendung eines einzigen Wellenfrontsensors macht dabei
die Vorrichtung vergleichsweise unempfindlich gegenüber Dejustage.
Auch bedarf es in einer solchen Vorrichtung vergleichsweise weniger
optischer Elemente, was Strahlungsverluste von Licht durch Reflexion
an Grenzflächen
innerhalb der Vorrichtung minimiert. Die wenigen für die Vorrichtung erforderlichen
optischen Elemente ermöglichen
darüber
hinaus eine kostengünstige
Fertigung.
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In
Weiterbildung der Erfindung ist die Wellenfront-Messeinrichtung
als Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor
ausgebildet. Auf diese Weise wird eine kleine Baugröße der Wellenfront-Messeinrichtung
ermöglicht.
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In
Weiterbildung der Erfindung umfasst die optische Anordnung optische
Elemente, die das Licht aus der ersten Lichtquelle zu einem Strahlenbündel formen,
welches mit konvergentem Strahlengang auf das Objekt trifft. Auf
diese Weise kann die Vorrichtung die Topographie der Linse und der
Hornhaut des menschlichen Auges vermessen.
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In
Weiterbildung der Erfindung umfasst die optische Anordnung optische
Elemente, die das Licht aus der zweiten Lichtquelle zu einem Strahlenbündel formen,
welches mit parallelem Strahlengang auf das Objekt trifft. Auf diese
Weise kann eine Fehlsichtigkeit des menschlichen Auges genauer bestimmt
werden.
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In
Weiterbildung der Erfindung ist die erste Lichtquelle als Superluminiszenzdiode
und die zweite Lichtquelle als Superluminiszenzdiode ausgebildet.
Dabei hat vorzugsweise das Licht aus der ersten Lichtquelle und
der zweiten Lichtquelle die gleiche Wellenlänge. Auf diese Weise können am
Wellenfrontsensor Interferenzerscheinungen und chromatische Fehler
vermieden werden, die das Messergebnis verfälschen.
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In
Weiterbildung der Erfindung umfasst die optische Anordnung einen
Polarisationsstrahlteiler, dem aus einer ersten Richtung Licht aus
der ersten Lichtquelle zugeführt
wird und dem aus einer von der ersten Richtung verschiedenen zweiten
Richtung Licht aus der zweiten Lichtquelle zugeführt wird und der Licht der
ersten Lichtquelle und der zweiten Lichtquelle zum Einstrahlen auf
das Objekt bereitstellt, wobei dem Polarisationsstrahlteiler ein λ/4-Plättchen zugeordnet
ist, welches sowohl vom Licht der ersten Lichtquelle als auch vom
Licht der zweiten Lichtquelle durchsetzt wird.
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In
Weiterbildung der Erfindung sind Schaltmittel für die Wellenfront-Messeinrichtung
vorgesehen, welche alternierend Licht aus der ersten Lichtquelle,
das am Objekt gestreut bzw. reflektiert wurde oder Licht aus der
zweiten Lichtquelle, das am Objekt gestreut bzw. reflektiert wurde,
zuführen.
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Indem
ein Operationsmikroskop mit einer entsprechenden Vorrichtung zum
Bestimmen der Wellenfront von Licht ausgerüstet wird, kann bei Augenoperationen
fortlaufend die Topographie der Hornhaut und die Brechkraft des
Auges überwacht werden.
Ein solches Operationsmikroskop könnte vorteilhaft z.B. in eine
Vorrichtung zur Sehfehlerkorrektur, beispielsweise eine Vorrichtung
zur Sehfehlerkorrektur mit Excimerlaser integriert werden. Dies
ermöglicht
dann Hornhauttopographie und Wellenfront vor, während und/oder nach einer Behandlung
zu messen. Insbesondere kann so ein Behandlungsvorgang überwacht
werden.
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Vorzugsweise
ist in dem Operationsmikroskop ein Strahlteiler vorgesehen, der
das Licht aus der ersten Lichtquelle und das Licht aus der zweiten Lichtquelle
der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht dem optischen
Beobachtungsstrahlengang des Operationsmikroskops überlagert.
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Dieser
Strahlteiler kann entweder auf der objektabgewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs oder
auf der objektzugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs angeordnet
sein.
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Es
sei bemerkt, dass sich auf einfache Weise gängige ophthalmische Wellenfrontsensoren
durch Einbau einer zusätzlichen
Lichtquelle zu der vorgeschlagenen Vorrichtung zum Bestimmen der
Wellenfront umrüsten
lassen. Der Aufwand zur Adaption von Software zum Auslesen der CCD-Kamera
eines üblichen
Wellenfrontsensors im Hinblick auf den Einsatz von zwei Lichtquellen
ist vergleichsweise gering.
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Indem
bei dem Operationsmikroskop eine Ophthalmoskopielupe vorgesehen
ist, welche von dem Beobachtungsstrahlengang des Operationsmikroskops
und von Licht der ersten Lichtquelle und von Licht der zweiten Lichtquelle
der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront durchsetzt wird, ist
eine Untersuchung des Augenhintergrunds eines menschlichen Auges
bei gleichzeitiger Bestimmung der Brechkraft und der Topographie
der Augenhornhaut also der Cornea möglich.
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Vorteilhafte
Ausführungsformen
der Erfindung sind in den Zeichnungen dargestellt und werden nachfolgend
beschrieben.
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Es
zeigen:
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1:
Eine Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront mit Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor;
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2:
ein Schaubild über
die Ansteuerung von Lichtquellen und Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor
in der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront aus 1;
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3:
in schematischer Darstellung ein erstes Operationsmikroskop mit
einer Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront;
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4:
in schematischer Darstellung ein zweites Operationsmikroskop mit
einer Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront; und
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5:
ein Ophthalmoskopie-Operationsmikroskop mit einer Vorrichtung zum
Bestimmen der Wellenfront.
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Die 1 zeigt
eine Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront mit
einem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124.
Die Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront umfasst
eine erste Lichtquelle 101 in Form einer Superluminiszenzdiode und
eine zweite Lichtquelle 102 in Form einer Superluminiszenzdiode.
Die erste Lichtquelle 101 erzeugt Licht, das mit parallelem
Strahlengang 103 über
eine optische Anordnung einem zu untersuchenden Patientenauge 190 zugeführt wird.
Hierzu ist der Lichtquelle 101 ein Polarisationsstrahlteiler 104 zugeordnet.
Der Polarisationsstrahlteiler 104 umfasst ein erstes 90°-Prisma 105 und
ein zweites 90°-Prisma 106 mit
strahlteilender Fläche 107,
an der das Licht mit parallelem Strahlengang 103 in einem
parallelen Strahlengang 108 polarisiert zu einem Strahlteiler 109 reflektiert
wird. Der Strahlteiler 109 besteht wiederum aus einem ersten
90°-Prisma 110 und
einem zweiten 90°-Prisma 111.
Er hat eine strahlteilende Fläche 112.
An dieser Fläche 112 wird
das polarisierte Licht aus dem parallelen Strahlengang 108 zu
dem parallelen Strahlengang 113 umgelenkt. Es wird dann über eine
Sammellinse 114, welche das Licht der Lichtquelle 101 aus
dem Strahlengang 113 auf einer strahlteilenden Fläche 115 von
Strahlteiler 116 fokussiert. Dieser Strahlteiler 116 besteht
ebenfalls aus zwei 90°-Prismen 117 und 118.
Das Licht aus dem Strahlengang 113 durchsetzt die strahlteilende
Fläche 115 des
Strahlteilers 116 und wird durch eine dem Strahlteiler 116 nachgeordnete
Sammellinse 119 geführt,
die sich zwischen dem Strahlteiler 116 und dem zu untersuchenden
Patientenauge 190 befindet. Diese Sammellinse 119 formt
das Licht aus der ersten Lichtquelle 101 wiederum zu einem
Strahlenbündel,
das dann durch ein λ/4-Plättchen 120 mit parallelem
Strahlengang 121 in das zu untersuchende Patientenauge 190 gelangt.
Dort ruft es Streulicht 122 hervor, das vom Hintergrund 123 des
Patientenauges 190 herrührt.
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Das
Streulicht vom Augenhintergrund, welches aus dem Patientenauge 190 austritt,
durchsetzt wiederum das λ/4-Plättchen 120,
die Linse 119, den Strahlteiler 116 und die Linse 114.
Es gelangt mit Strahlengang 132 zu dem Strahlteiler 109,
der es zu dem Polarisations strahlteiler 104 umlenkt. Von
dort wird das Streulicht vom Augenhintergrund durch zwei in Teleskopkonfiguration
angeordnete Linsen 133, 134 zu dem Mikrolinsenarray 130 eines
Shack-Hartmann-Wellenfrontsensors 124 geleitet.
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Die
Teleskopkonfiguration mit den Linsen 133, 134 ist
dabei so eingestellt, dass sich das Mikrolinsenarray 130 in
einer Ebene 135 befindet, die zur Ebene 136 der
Cornea 125 des Patientenauges 190 konjugiert ist.
Dem Mikrolinsenarray 130 im Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor
ist eine CCD-Kamera 131 zugeordnet. Die CCD-Kamera 131 befindet
sich in der Brennebene der Mikrolinsen des Mikrolinsenarrays 135.
Sie erfasst die Lage des Fokuspunktes für das aus dem Patientenauge 104 kommenden
gestreuten bzw. reflektierten Lichts für eine jede Mikrolinse. Mit
dem Hartmann-Shack-Wellenfrontsensor 124 ist es möglich, die
Wellenfront dieses Streulichts 122, das vom Hintergrund 123 des
Patientenauges 190 herrührt
und das aus dem Patientenauge 190 austritt, zu bestimmen.
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In
dieser Anordnung verhält
sich der Augenhintergrund 123 des Patientenauges 190,
d.h. die Retina, als Diffusor. Demnach wirkt der Leuchtfleck des
Lichtes aus der Lichtquelle 101 am Augenhintergrund als Punktlichtquelle,
von der eine sphärische Lichtwelle
ausgeht. Das Licht dieser Punktlichtquelle wird durch die Optik
im Patientenauge 190 gebündelt und tritt kollimiert
aus dem Patientenauge 190 aus. Wenn das Patientenauge 190 perfekt
wäre, so
hätte dies
zur Folge, dass dieses Licht wieder eine Ebene Wellenfront hätte. Eine
Abweichung des Patientenauges 190 von einem „perfekten" Auge führt dazu, dass
die Wellenfront der Lichtquelle im Strahlengang 132 Aberrationen
aufweist, die mit dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124 vermessen
werden können.
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Je
nachdem wie stark das untersuchte Patientenauge 190 myopisch
oder hyperopisch ausgebildet ist, erweist sich die Intensität des vom
Augenhintergrund 123 zurückgeworfenen Streulichts als
vergleichsweise schwächer.
Wie in der WO 01/058339 A2 beschrieben, hängt das Auflösungsvermögen eines
Shack-Hartmann-Wellenfrontsensors, dem Streulicht vom Augenhintergrund
zugeführt
wird, von der Größe des Brennflecks
ab, das ein dem zu untersuchenden Auge zugeführtes paralleles Lichtstrahlenbündel im
Augenhintergrund hervorruft.
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Um
unabhängig
von Abbildungsfehlern des menschlichen Auges das Auflösungsvermögen der
in 1 gezeigten Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront
zu optimieren, ist es vorteilhaft, den Durchmesser des parallelen
Strahlenbündels 121 mit Licht
aus der Lichtquelle 101 möglichst gering zu halten, vorzugsweise
kleiner als 1mm. Hierdurch entsteht nämlich ein möglichst kleiner Leuchtfleck
auf dem Augenhintergrund 123 des Patientenauges 190.
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Wie
auf Seite 5, Zeile 3 bis 17 in der WO 01/058339 A2 beschrieben,
ist es jedoch auch möglich,
vor dem Patientenauge 190 eine zusätzliche langbrennweitige Linse
vorzusehen, welche als Feldlinse fungiert und das dem Auge zugeführte Licht
auf dem Augenhintergrund bündelt,
ohne dass sich dabei Aberrationen des Auges auswirken.
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Die
zweite Lichtquelle 102 in der Vorrichtung 100 zum
Bestimmen der Wellenfront erzeugt Licht, das über eine optische Anordnung
mit konvergentem Strahlengang in etwa lokal senkrecht auf die Oberfläche der
Cornea 125 des Patientenauges 190 trifft. Hierzu
gibt es bei dieser Lichtquelle 102 ein Linsenelement 126,
welches ein von der Lichtquelle 102 herrührendes
paralleles Strahlenbündel 127 zu
einer Sammellinse 128 hin aufweitet. Diese Sammellinse 128 ist
dem Strahlteiler 116 zugeordnet. Sie führt diesem mit parallelem Strahlengang 129 Licht
aus der Lichtquelle 102 zu. Die strahlteilende Fläche 115 des Strahlteilers 116 lenkt
den Strahlengang 129 über
die Sammellinse 119 und das λ/4-Plättchen 120 mit
konvergentem Strahlengang 140 senkrecht zur Oberfläche der
Cornea 125 des Patientenauges 190 in das Patientenauge 190.
Dieses Licht führt
damit zu reflektiertem Licht, das von der Cornea sowie den optisch
aktiven Flächen
der Linse des Patientenauges 190 herrührt.
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Das
so im vorderen Bereich des Patientenauges reflektierte Licht aus
der Lichtquelle 102 wird wiederum über das λ/4-Plättchen 120 und die
Sammellinse 119 eingefangen und gebündelt. Es verläuft durch
den Strahlteiler 116 zu der Sammellinse 114 und
in den Strahlengang 132. Die Sammellinsen 119 und 114 wirken
dabei als Teleskopanordnung mit Vergrößerungsfaktor 1. Aus dem Strahlengang 132 gelangt
dann das reflektierte Licht aus dem vorderen Bereich des Patientenauges 190 entsprechend
dem Streulicht, das vom Augenhintergrund 123 herrührt, über den
Strahlteiler 109 und den Polarisationsstrahlteiler 104 sowie
die in Teleskopkonfiguration angeordneten Linsen 133 und 134 zu
dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124.
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Die
Auswertungssoftware für
handelsübliche Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoren
vermag es, eine mit dem Wellenfrontsensor erfasste Wellenfront einer
Lichtquelle in die entsprechenden Zernike-Polynome zu zerlegen.
Wie oben erwähnt
entsprechen bei einer solchen Zerlegung der Wellenfront die Zernike-Polynome
zweiter Ordnung den Sehfehler „Defokussierung" und „Astigmatismus". Beiträge von Zernike-Polynomen
höherer
Ordnung haben demgegenüber
ihre Ursache in der Abweichung der Cornea von einer Sphäre. In der
Publikation „Representation of
videokeratoscopic height data with Zernike polynomials" J. Schwiegerling
et al., JOSA A, Vol. 12, Issue 10, p. 2105, October 1995 ist detailliert
beschrieben, wie die Topographie der Cornea aus Kenntnis der Zernike-Polynomdarstellung
der Wellenfront von an der Cornea eines Patientenauges gestreutem
bzw. reflektiertem Licht errechnet werden kann.
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Die
Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront 100 umfasst weiter
eine Kamera 137. Dieser Kamera 137 wird ein Bild
des Patientenauges 190 durch das λ/4-Plättchen, die Linse 119,
den Strahlteiler 116, die Linse 114 und den Strahlteiler 109 entlang
der Achse 138 zugeführt.
Mit dieser Kamera 137 kann die Vorrichtung bezüglich dem
zu untersuchenden Patientenauge 190 zentriert werden. Mit
der Kamera 137 kann das Patientenauge 190 auch
während
einer Wellenfront und/oder Topographiemessung aufgenommen werden.
Dies ermöglich,
einen erfassten Messdatensatz zur Bestimmung von Wellenfront bzw.
Topographie zu charakterisitschen Augenmerkmalen zu referenzieren.
Denn anhand dieser Merkmale kann bei einer späteren Augenuntersuchung bzw.
Therapie mit der Vorrichtung erkannt werden, ob das Patientenauge
im Bezug auf einen vorherigen Untersuchungs- bzw. Therapievorgang
dieselbe Position hat. Stellt sich dann heraus, dass das Patientenauge
gegenüber
dem früheren
Untersuchungs- bzw. Therapievorgang verlagert, etwa verdreht ist,
kann dies durch Verstellen der Vorrichtung entsprechend korrigiert
werden.
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Um
sicherzustellen, dass bei der Vorrichtung die Ebene
135 des
Mikrolinsenarray
130 konjugiert zu der Cornea
125 des
zu untersuchenden Patientenauges
190 angeordnet ist, gibt
es bei der Vorrichtung ein nicht weiter dargestelltes Triangulationssystem,
dessen Aufbau beispielsweise der
US 6,382,794 oder
der
US 6,050,687 entnommen
werden kann.
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In
der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront 100 ist weiter
eine Steuer- und Überwachungseinheit 139 vorgesehen,
welche mit den Lichtquellen 101, 102 und der Kamera 131 in
dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124 verbunden ist.
Mittels der Steuer- und Überwachungseinheit 139 werden
die Lichtquellen 101 und 102 alternierend aktiviert
und deaktiviert wobei dann für
die momentan eingeschaltete Lichtquelle die CCD-Kamera 131 im Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124 ausgelesen wird.
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Durch
Aktivieren der Lichtquellen 101 und 102 und entsprechendem
Auswerten des Streulichts, das diese am Patientenauge hervorrufen,
kann also mit der Vorrichtung 100 aus 1 die
Wellenfront von Streulicht aus unterschiedlichen Zonen eines Patientenauges 104 vermessen
werden.
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Die 2 erläutert das
aufeinander abgestimmte Ansteuern der Lichtquellen 101 und 102 sowie
das entsprechende Aktivieren und Auslesen der CCD-Kamera 131 im
Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124 mit
der Steuer- und Überwachungseinheit 139 in
der Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront aus 1.
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Die
Lichtquelle 101 wird entsprechend der Kurve 201 für einen
Zeitrahmen von 10ms aktiviert und für einen Zeitraum von 20ms deaktiviert.
Entsprechend wir die Lichtquelle 101 wie mit der Kurve 202 angezeigt
wie die Lichtquelle 101 angesteuert, dabei jedoch um einen
Zeitintervall von 15ms zeitlich versetzt betrieben. Mit dem Aktivieren
der Lichtquellen 101 oder 102 wird für die Dauer
der Aktivierung der Lichtquellen die CCD-Kamera im Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor
entsprechend der Kurve 203 empfindlich geschaltet. In den
Zeiträumen 204, 205,
in denen die beiden Lichtquellen 101, 102 deaktiviert
sind, wird der CCD-Chip der CCD-Kamera entsprechend der Kurve 206 ausgelesen.
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Es
versteht sich, dass die in der 2 angegebenen
Steuerzeiten zwar durch die Empfindlichkeit und das Ausleseverhalten
des CCD-Chips der CCD-Kamera bedingt sind, jedoch grundsätzlich variiert
werden können.
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Indem
auf einer Zeitskala von 30ms sowohl das Streulicht aus einem vorderen
Augenabschnitt als auch vom Augenhintergrund eines Patientenauges
einem Wellenfrontsensor zugeführt
wird, wirken sich die sakkadischen Bewegungen eines solchen Auges
nicht auf die Aperration und die bestimmte Corneatopographie aus.
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Die 3 zeigt
schematisch eine erste Ausführungsform
eines Operationsmikroskops, das mit einer Vorrichtung 320 zum
Bestimmen der Wellenfront kombiniert ist. Diese Anordnung ermöglicht es, sowohl
die Wellenfront von Streulicht aus einem vorderen Bereich eines
untersuchten Patientenauges als auch Streulicht, das vom Augenhintergrund
herrührt,
auszuwerten.
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Das
Operationsmikroskop 300 hat ein Mikroskop-Hauptobjektiv 301,
durch das mit einem binokularen Beobachtungsstrahlengang durch einen
Einblicktubus 303 und ein Zoomsystem 391 ein in
einem Objektbereich angeordnetes Patientenauge 302 untersucht
werden kann. Das Operationsmikroskop 300 hat einen Arbeitsabstand 390,
der vorzugsweise im Bereich zwischen 150mm und 300mm liegt. Vor
der objektzugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs 301 ist
eine λ/4-Platte 304 angeordnet.
Weiter befindet sich vor dem zu untersuchenden Objekt in Form des
Patientenauges 302 eine Ophthalmoskopierlupe 305.
Die optische Wirkung der Ophthalmoskopierlupe 305 ist dabei
so gewählt,
dass Strahlen, die vom Augenhintergrund 331, d.h. der Retina
des Patientenauges 302 ausgehen, durch das optische System
des Patientenauges nach unendlich und von der Ophthalmoskopierlupe 305 in
etwa in die objektseitige Brennebene 309 des Hauptobjektivs 301 des Operationsmikroskopes 300 abgebildet
werden. Damit wird der Augenhintergrund durch das Mikroskop-Hauptobjektiv 301 nach
unendlich abgebildet und kann durch Einblicktubus 303 und
Zoomsystem 391 betrachtet werden. Auf der objektabgewandten Seite
des Mikroskop-Hauptobjektivs 301 gibt es einen Teilerspiegel 306,
mittels dessen die Strahlengänge im
Operationsmikroskop 300 und der Vorrichtung zum Bestimmen
der Wellenfront gekoppelt sind.
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Entsprechend
der anhand von 1 erläuterten Vorrichtung 100 zum
Bestimmen der Wellenfront umfasst die Vorrichtung 320 eine
erste Lichtquelle 321 und eine zweite Lichtquelle 322,
welche jeweils als Superluminiszenzdioden ausgebildet sind. Der
ersten Lichtquelle 321 ist ein Streulinsenelement 323 zugeordnet.
Das von der Lichtquelle 321 im Streulinsenelement 323 zugeführte Licht
wird mit divergentem Strahlengang 324 durch einen Strahlteiler 325 dem
Teilerspiegel 306 in das Operationsmikroskop 300 so
eingekoppelt, dass es durch das Mikroskop-Hauptobjektiv 301 zu
einem parallelen Strahlengang 307 umgeformt wird, der durch
das λ/4-Plättchen 304 tritt
und zu der Ophthalmoskopierlupe 305 gelangt.
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Aus
der zweiten Lichtquelle 322 wird Licht mit parallelem Strahlengang 324 zu
einem Polarisationsstrahlteiler 326 geführt. Die Strahlenteilerfläche 327 des
Polarisationsstrahlteilers 326 lenkt es zum Strahlteiler 325,
von wo es zu dem Teilerspiegel 306 im Operationsmikroskop 300 gelangt.
Damit durchsetzt das Licht der zweiten Lichtquelle 322 das
Mikroskop-Hauptobjektiv mit parallelem Strahlengang 308. Es
gelangt durch die Brennebene 309 des Mikroskop-Hauptobjektivs 301 und
durch die Ophthalmoskopierlupe 305 in das Patientenauge 302.
Es sei bemerkt, dass bei einer modifizierten Ausführungsform der
Vorrichtung 320 zum Bestimmen der Wellenfront mit dem Operationsmikroskop 300 anstelle
des Polarisationsstrahlteilers 326 auch ein Strahlteiler
eingesetzt werden kann, der das auf ihn eintreffende Licht nach
einem bestimmten Intensitätsverhältnis aufgeteilt,
ohne dass dabei Licht entsprechend seiner Polarisationseigenschaft
getrennt wird.
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Die
Ophthalmoskopierlupe 305 ist dabei zu der Brennebene 309 des
Operationsmikroskop-Hauptobjektivs 301 so
angeordnet, dass die Ebene der Cornea 330 des Patientenauges 302 zur Brennebene 309 des
Operationsmikroskop-Hauptobjektivs 301 konjugiert ist.
Damit wird erreicht, dass bei einem auf unendlich adaptierten Patientenauge 302 das
Licht aus der Lichtquelle 321 in etwa auf dem Hintergrund 331 des
Patientenauges fokussiert wird, das Licht aus der Lichtquelle 322 dagegen
in etwa lokal senkrecht auf die gekrümmte Cornea trifft und in einem
vorderen Abschnitt 332 des Patientenauges 302 etwa
3,9mm hinter dem Scheitel der Cornea konvergiert.
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Das
Streulicht vom Hintergrund 331 des Patientenauges, das
aus dem Auge tritt, wird entsprechend dem Strahlengang 333 vom
Operationsmikroskop-Hauptobjektiv 301 eingefangen. Es gelangt über den
Teilerspiegel 306 aus dem Operationsmikroskop 300 zu
der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront 320. Dort
wird es durch den Strahlteiler 325 und den Polarisationsstrahlteiler 326 über ein
Teleskopabbildungssystem mit Abbildungslinsen 334 und 335 auf
einen Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 340 mit Mikrolinsenarray 341 und
CCD-Kamera 342 geführt.
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Das
Streulicht vom vorderen Abschnitt 332 des Patientenauges 302 tritt
mit einem Strahlengang 343 aus dem Patientenauge und wird
von der Ophthalmoskopierlupe 305 eingefangen. Es gelangt durch
das Mikroskop-Hauptobjektiv 301 ebenfalls zu dem Teilerspiegel 306.
Dort wird es aus dem Operationsmikroskop 300 ausgekoppelt
und wiederum über
den Strahlteiler 325 und den Polarisationsstrahlteiler 326 sowie
das Teleskop-Abbildungssystem
mit den Abbildungslinsen 334 und 335 dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 340 zugeführt.
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Durch
alternierendes Beschalten der Lichtquellen 321 und 322 bei
entsprechender Auswertung der Wellenfront des von einem untersuchten
Patientenauges zurückgeworfenen
Streulichts ist es möglich,
auf einer Zeitskala von Millisekunden quasi gleichzeitig sowohl
die Topographie der Cornea des untersuchten Patientenauges als auch
dessen Aberration zu vermessen.
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Die 4 zeigt
schematisch eine zweite Ausführungsform
für ein
Operationsmikroskop 400, das mit einer Vorrichtung 420 zum
Bestimmen der Wellenfront kombiniert ist. Soweit Baugruppen dieser Anordnung
den anhand der 3 erläuterten Anordnung entsprechen,
haben diese um die Zahl 100 erhöhte Bezugszeichen.
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Das
Operationsmikroskop 400 hat ein Mikroskop-Hauptobjektiv 401,
durch das mit einem binokularen Beobachtungsstrahlengang durch einen
Einblicktubus 403 und ein Zoomsystem 491 ein in
einem Objektbereich angeordnetes Patientenauge 402 untersucht
werden kann.
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Im
Unterschied zu Anordnung aus 3 wird bei 4 das
Licht aus der Vorrichtung 420 zum Bestimmen der Wellenfront über einen
Teilerspiegel 406 in den optischen Beobachtungsstrahlengang
des Operationsmikroskops eingekoppelt, der einschwenkbar auf der
objektzugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs 401 angeordnet
ist. Von diesem Teilerspiegel 406 gelangt das Licht wiederum durch
eine Ophthalmoskopierlupe 405 zu dem Patientenauge 402,
das untersucht werden soll.
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Die
optische Wirkung der Ophthalmoskopierlupe 405 ist so gewählt, dass
Strahlen, die vom Augenhintergrund 431, d.h. der Retina
des Patientenauges 402 ausgehen, durch das optische System
des Patientenauges nach unendlich von der Ophthalmoskopierlupe 405 in
etwa in die objektseitige Brennebene 409 des Hauptobjektivs 401 des
Operationsmikroskopes 400 abgebildet werden. Damit wird
der Augenhintergrund durch das Mikroskop-Hauptobjektiv 401 nach
unendlich abgebildet und kann durch einen Tubus 403 und
Zoomsystem 401 betrachtet werden.
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Entsprechend
der anhand von 1 erläuterten Vorrichtung 100 zum
Bestimmen der Wellenfront umfasst die Vorrichtung 420 eine
erste Lichtquelle 421 und eine zweite Lichtquelle 422,
welche jeweils als Superluminiszenzdioden ausgebildet sind. Der
ersten Lichtquelle 421 ist eine strahlaufweitende Anordnung
optischer Elemente in Form von Linsen 423 zugeordnet. Das
von der Lichtquelle 421 den Linsen 423 zugeführte Licht
tritt mit parallelem Strahlengang 424 durch einen Strahlteiler 425 und
gelangt zu dem Teilerspiegel 406 unterhalb des Mikroskop-Hauptobjektivs 401 von
Operationsmikroskop 400. Dieser lenkt es mit parallelem
Strahlengang 424 zur Ophthalmoskopierlupe 405 vor
dem Patientenauge 402.
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Aus
der zweiten Lichtquelle 422 wird Licht mit parallelem Strahlengang 440 durch
eine strahlaufweitende Anordnung optischer Elemente in Form von
Linsen 441 einem Polarisa tionsstrahlteiler 426 zugeführt. Die
Strahlteilerfläche 427 des
Polarisationsstrahlteilers 426 lenkt den parallelen Strahlengang 440 durch
ein Linsenelement 442 mit positiver Brechkraft durch ein λ/4-Plättchen 443 zum
Strahlteiler 425. Das Licht der zweiten Lichtquelle 422 wird dabei
mit konvergentem Strahlengang 444 zur strahlteilenden Fläche 445 des
Polarisationsstrahlteilers 426 geworfen, zum Teilerspiegel 406 reflektiert und
in der objektseitigen Brennebene 409 des Hauptobjektivs 401 fokussiert.
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Es
sei bemerkt, dass bei einer modifizierten Ausführungsform der Vorrichtung 420 zum
Bestimmen der Wellenfront mit dem Operationsmikroskop 400 anstelle
des Polarisationsstrahlteilers 426 auch ein Strahlteiler
eingesetzt werden kann, der das auf ihn auftreffende Licht nach
einem bestimmten Intensitätsverhältnis aufteilt,
ohne dass dabei Licht entsprechend seiner Polarisationseigenschaften
getrennt wird.
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Die
Ophthalmoskopierlupe 405 ist zu der Brennebene 409 des
Operationsmikroskop-Hauptobjektivs 401 so
angeordnet, dass der Hintergrund 431 des Patientenauges 402 zur
Brennebene 409 des Operationsmikroskop-Hauptobjektivs 401 konjugiert ist.
Damit wird erreicht, dass bei einem auf unendlich adaptierten Patientenauge 402 das
Licht aus der Lichtquelle 421 in etwa auf dem Hintergrund 431 des Patientenauges
fokussiert wird, das Licht aus der Lichtquelle 422 dagegen
in etwa lokal senkrecht auf die gekrümmte Cornea trifft und in einem
vorderen Abschnitt 432 des Patientenauges 302 etwa
3,9 mm hinter der Ebene 440, in welcher der Scheitel der Cornea
liegt, konvergiert.
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Das
Streulicht vom Hintergrund 431 des Patientenauges, das
aus dem Auge tritt, wird über
die Ophthalmoskopierlupe 405 durch den Teilerspiegel 406 vor
dem Operationsmikroskop-Hauptobjektiv 401 eingefangen.
Dieser lenkt es zum Strahlteiler 425, von wo es wiederum
durch das λ/4-Plättchen 443 und
das Linsenelement zum Strahlteiler 426 gelenkt wird. Aus
diesem tritt es mit parallelem Strahlengang 445 aus und
gelangt über
Linsenelemente 446, 447 als paralleler Strahlengang 448 zu
einem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 450 mit Mikrolinsenarray 451 und
CCD-Kamera 452.
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Das
reflektierte Licht vom vorderen Abschnitt 432 des Patientenauges 402 wird
von der Ophthalmoskopierlupe 405 eingefangen. Es gelangt über den
Teilerspiegel 406 vor dem Operationsmikroskop-Hauptobjektiv 401 zum
Strahlteiler 425, von wo es durch das λ/4-Plättchen 443 und
das Linsenelement zum Strahlteiler 426 gelenkt wird. Aus
diesem tritt es wiederum mit parallelem Strahlengang 445 aus
und gelangt über
Linsenelemente 446, 447 zu dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 450.
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Durch
alternierendes Beschalten der Lichtquellen 421 und 422 bei
entsprechender Auswertung der Wellenfront des von dem untersuchten
Patientenauge zurückgeworfenen
Streulichts ist es möglich, auf
einer Zeitskala von Millisekunden quasi gleichzeitig die Topographie
der Cornea des Patientenauges und dessen Aberration zu vermessen.
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Die 5 zeigt
ein Operationsmikroskop 500 zur Untersuchung eines Patientenauges 520 mit einer
Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront mit einer der 4 entsprechenden
Anordnung. Das Operationsmikroskop 500 ist an eine nicht
weiter dargestellten Halteeinrichtung 501 montiert. Das
Operationsmikroskop 500 umfasst einen Operationsmikroskop-Grundkörper 502 der
ein Mikroskop-Hauptobjektiv 503 trägt und an den ein binokularer
Einblicktubus 504 aufgenommen ist. Weiter ist an dem Operationsmikroskop-Grundkörper 502 eine
höhenverstellbare
Ophthalmoskopierlupe 505 befestigt.
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Unterhalb
des Operationsmikroskop-Grundkörper 502 befindet
sich eine Vorrichtung 510 zum Bestimmen der Wellenfront.
Diese Vorrichtung 510 zum Bestimmen der Wellenfront ist über einen Strahlteiler 506,
der auf der Objekt zugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs 503 angeordnet
ist, mit dem optischen Strahlengang des Operationsmikroskops 500 gekoppelt.