DE19713138A1 - Anordnung zur Ermittlung optisch relevanter Daten des Auges - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine Anordnung zur Ermitt­ lung optisch relevanter Daten des Auges mit mindestens ei­ nem interferometrischen Meßsystem, bei dem ein diffraktiv­ optisches Element (DOE) zur Beeinflussung der auf das Auge gerichteten und vom Auge ausgehenden Strahlengänge eines Meß- und Einstellichtes vorgesehen ist und mit mindestens einer opto-elektronischen Auswerteeinheit im Strahlengang eines Meß- und Einstellichtanteiles, der ein optisches Sy­ stem vorgeordnet ist.

Aus der DE 32 01 801 ist es bereits bekannt, das von einer ersten Grenzfläche des Auges reflektierte Licht einer Lichtquelle kurzer Kohärenzlänge mit dem von einer weiteren Grenzfläche reflektierten Licht über eine interferometri­ sche Anordnung in einem Beobachtungsstrahlengang zu verei­ nigen, wobei über einen verschiebbaren Spiegel die optische Weglängendifferenz zwischen den reflektierten Lichtanteilen kompensiert wird. Die Verschiebung des Spiegels ist hierbei das Maß für den Abstand zwischen den untersuchten Grenzflä­ chen.

Nach DE 44 46 183 ist eine Anordnung zur Messung intraoku­ larer Distanzen zwischen verschiedenen optischen Grenzflä­ chen des lebenden Auges bekannt, welche ebenfalls auf der Grundlage eines interferometrischen Meßsystems arbeitet. Bei dieser Anordnung ist im interferometrischen Meßsystem ein diffraktiv-optisches Element (DOE) vorgesehen, das zur Aufteilung des Beleuchtungsstrahlenganges in mehrere Teil­ strahlengänge dient. Das DOE ähnelt in seiner Ausführung einer Phasenfresnellinse. Ein durch das DOE unbeeinflußter, kollimiert auf das Auge fallender Anteil des Beleuchtungs­ lichtes erzeugt das Netzhautsignal, während ein durch das DOE beeinflußter und dann konvergent auf das Auge fallender Anteil des Beleuchtungslichtes ein Hornhautsignal erzeugt, indem dieser beispielsweise durch das DOE auf den Hornhaut­ scheitel fokussiert wird. Ebenso ist es möglich, Refle­ xions-Signale von weiteren optischen Grenzflächen zu erzeu­ gen.

Nach nochmaligem Durchgang des nunmehr vom Auge kommenden Lichtes durch das DOE auf dem Wege zur Signalgewinnung lie­ gen sowohl das Netzhautsignal und das Hornhautsignal in ei­ ner bezüglich ihrer Wellenfronten angepaßten Form, bei­ spielsweise kollimiert vor. Insofern bewirkt das DOE, daß ein wesentlich größerer Anteil des Bündelquerschnittes zur Signalgewinnung genutzt werden kann als bei nicht angepaß­ ten Wellenformen.

Um mit dieser Anordnung den Abstand zwischen optischen Grenzflächen des Auges, etwa zwischen der Retina und dem Hornhautscheitel messen zu können, muß zunächst der Bild­ punkt der Retina mit Hilfe der Auswerteeinheit, die zu die­ sem Zweck eine CCD-Kamera mit angeschlossenem Monitor sein kann, gefunden werden. Voraussetzung dafür ist, daß das Meßlicht überhaupt die Pupille trifft.

Es ist also eine Vorjustierung notwendig, die manuell und visuell durchgeführt werden muß, wobei aus gerätetechni­ schen Gründen aber keine reelle Abbildung der Hornhaut bzw. des vorderen Augenabschnittes zur Verfügung steht. Die Vor­ justierung muß umständlicherweise durch Abstandsänderung zwischen der Anordnung und dem Auge so lange vorgenommen werden muß, bis eine der gesuchten Positionen, z. B. das Hornhautsignal, erkennbar ist. Dann muß der zweite Meß­ punkt, z. B. der Retina-Reflex, gefunden werden. Durch eine Brennweitenveränderung ist nun dafür zu sorgen, daß man ein scharfes Bild von beiden Meßpunkten gleichzeitig erhält.

Außerdem besteht der Nachteil, daß die Meßergebnisse durch subjektive Faktoren, wie Sehschwäche des zu prüfenden Au­ ges, oder auch durch ungenaue Ausrichtung der optischen Achse des Auges zum Meßlicht-Strahlengang, durch ungenaue Entfernungseinstellung zwischen Auge und Meßanordnung usw. verfälscht sein können, da aufgrund dessen Eindeutigkeit der von den optischen Grenzschichten des Auges ausgehenden Reflexions-Signale, die den Messungen zugrunde zu legen sind, nicht gegeben ist.

Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, eine Anord­ nung der vorbeschriebenen Art so weiterzubilden, daß bei einer einfacheren, zielstrebigeren Vorbereitung der Messung auch eine Erhöhung der Meßsicherheit gewährleistet ist.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, daß in mindestens einen der Strahlengänge zwischen Auge und Aus­ werteeinheit bedarfsweise eine Linse einschwenkbar ist, die in eingeschwenktem Zustand gemeinsam mit dem optischen Sy­ stem eine Abbildung des vorderen Augenabschnittes auf die Auswerteeinheit bewirkt. Mit dieser Anordnung ist es mög­ lich, ein reelles Bild des Auges auf der Anzeigeeinheit zu erzeugen und dieses Bild zu einer Vor- und/oder Grobein­ stellung der Anordnung zu nutzen.

Eine vorteilhafte Ausgestaltung besteht darin, daß für das Meß- und Einstellicht paralleles Licht vorgesehen ist, die Auswerteeinheit in der bildseitigen Brennebene des opti­ schen Systems angeordnet ist und die Linse im eingeschwenk­ ten Zustand gemeinsam mit dem optischen System eine Abbil­ dung des vorderen Augenabschnittes in die bildseitige Bren­ nebene des optischen Systems und damit auf die Auswerteein­ heit bewirkt. Damit ist der für die beabsichtigte Messung erforderliche Abstand zwischen Auge und Gerät im wesentli­ chen gefunden.

Mit dieser Anordnung ist eine einfachere, zielstrebigeren Vorbereitung der Messung gewährleistet. Das Auffinden des zumindest etwa scharf gestellten und zentrierten Bildes vom Auge nahe der Meßposition ist in wesentlich kürzerer Zeit möglich, als das Auffinden der ersten Meßposition beim Stand der Technik. Nach dieser Voreinstellung kann die Lin­ se aus dem Strahlengang ausgeschwenkt und anhand des Meß- und Einstellichtes die Feineinstellung vorgenommen und an­ schließend die Messung ausgeführt werden, z. B. die Ab­ standsmessung zwischen dem Retina-Reflex als erstem Meß­ punkt und dem Hornhautscheitel als zweitem Meßpunkt, dem Retina-Reflex als erstem Meßpunkt und einem Reflex auf der Linsenvorderseite als zweitem Meßpunkt usw.

In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung kann vorgesehen sein, daß das DOE in dem vom Auge aus gehen­ den Licht vor einem Strahlteiler, der zur Auskopplung des Meß- und Einstellichtanteiles dient, angeordnet ist, wäh­ rend die Linse hinter dem Strahlteiler im Strahlengang des ausgekoppelten Meß- und Einstellichtanteiles vorgesehen ist. Damit ist gewährleistet, daß der Beleuchtungsstrahlen­ gang, der zum Auge führt, durch die eingeschwenkte Linse nicht beeinflußt wird. Die Linse kann also auch während des Zuschaltens der Beleuchtungseinrichtung eingeschwenkt blei­ ben. Damit ist sowohl die Grobeinstellung anhand des reel­ len Bildes der vorderen Augenmedien möglich als auch die unmittelbar anschließende Feineinstellung durch Fokussie­ rung des Beleuchtungsstrahlenganges auf die optische Grenz­ schicht des Auges, die als Basisschicht für die Messung von Abständen zu weiteren optischen Grenzschichten ausgewählt worden ist. Spätestens nach erfolgter Feinjustierung wird die Linse aus dem Meßlichtstrahlengang ausgeschwenkt, damit das Meßlicht nicht beeinträchtigt wird.

Die Aufgabe der Erfindung wird weiterhin dadurch gelöst, daß in mindestens einem der Strahlengänge zwischen Auge und Auswerteeinheit eine Linse mit kreisrunder zentraler Aus­ sparung vorgesehen ist, deren äußerer Bereich gemeinsam mit dem optischen System eine Abbildung des vorderen Augenab­ schnittes auf die Auswerteeinheit bewirkt. Damit wird er­ reicht, daß das Meßlicht nicht durch die Linse beeinflußt wird, auch wenn diese während der Messung im Meßstrahlen­ gang verbleibt. Der Meßlichtanteil kann ungehindert die Linse durch deren Aussparung hindurch in Richtung zur Aus­ werteeinheit passieren. Der äußere Bereich dieser Linse bildet durch Zusammenwirken mit dem optischen System das vom Auge kommende Licht auf die Auswerteeinheit, etwa eine CCD-Kamera ab, die ein entsprechendes Bild auf einem ihr zugeordneten Monitor erzeugt. Daraus ergibt sich, daß mit dieser Ausgestaltung eine noch einfachere Handhabung der Anordnung möglich ist, denn die Vorjustierung anhand der reellen Augenabbildung und die Feinjustierung auf der Grundlage der Lichtreflexe von den Meßpunkten können unmit­ telbar ineinander übergehen.

Vorteilhaft sollte die Linse in den auf das Auge gerichte­ ten und vom Auge ausgehenden Strahlengängen des Meß- und Einstellichtes zwischen dem Auge und einem Strahlteiler, der zur Auskopplung des Meß- und Einstellichtanteiles dient, angeordnet sein.

Als einschwenkbare Linse wie auch als alternativ hierzu vorgesehene Linse mit der zentralen Aussparung sollten je­ weils Sammellinsen vorgesehen und ihre Brennebene etwa in der Brennebene des DOE angeordnet sein. Die Auswerteeinheit kann vorteilhaft als CCD-Kamera mit angeschlossenem Moni­ tor ausgeführt sein. Das DOE ist aufgrund seines geringen Wirkungsgrades auf dem Monitor nicht sichtbar, die Augenpu­ pille kann visuell beobachtet und zentriert werden. Bei vi­ sueller Scharfeinstellung, die mit den dargestellten Mit­ teln schnell erzielbar ist, ist der Abstand zum Auge vorju­ stiert.

Eine vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung bezieht sich darauf, daß zusätzlich zum Meß- und Einstellicht mindestens drei Lichtquellen vorgesehen sind, die radialsymmetrisch zum Strahlengang des Meß- und Einstellichtes angeordnet und unter einem Winkel α auf die Hornhaut gerichtet sind. Jede dieser Lichtquellen erzeugt sowohl auf der Hornhaut als auch beispielsweise auf der Linsenrückseite Lichtpunkte, wobei auf der mit der Auswerteeinheit verbundenen Anzeige­ einheit (Monitor) ein der Hornhaut und ein der Linsenrück­ seite zugeordnetes Lichtpunktdreieck zu sehen ist. Die Lichtpunktdreiecke werden zur Ausrichtung der optischen Achse des Auges genutzt, indem die Blickrichtung des Auges durch Anweisung an den Patienten geändert wird, bis die beiden Lichtpunktdreiecke zentrisch zueinander angeordnet sind.

Damit ist die optische Achse des Auges in Bezug auf den Meß- und Einstellstrahlengang für die spätere Messung aus­ gerichtet, wodurch eine wesentliche Voraussetzung für ge­ naue Messungen erfüllt ist.

Eine weitere sehr vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung sieht vor, daß anstelle der drei Lichtquellen sechs zusätz­ liche Lichtquellen vorhanden sind, daß von den sechs zu­ sätzlichen Lichtquellen jeweils zwei sich diametral gegen­ überstehende Lichtquellen einem von drei Meßmeridianen zu­ geordnet sind und daß mit der Auswerteeinheit eine Rechen­ schaltung zur Ermittlung der Krümmungsradien der Hornhaut aus den Bildern, die diese Lichtquellen auf der Auswerte­ einheit verursachen, verbunden ist.

Mit dieser Anordnung ist einmal die Ausrichtung der opti­ schen Achse des Auges wie oben beschrieben möglich, mit dem Unterschied, daß an die Stelle der Lichtpunktdreiecke Lichtpunktsechsecke treten, was vorteilhaft zur Folge hat, daß eine exaktere Zentrierung möglich ist, da die jeweils sechs Lichtpunkte wesentlich deutlicher veranschaulichen, ob die Lage beider Figuren im Hinblick auf einen gemeinsa­ men Mittelpunkt zugeordnet werden kann.

Des weiteren ist es mit dieser Ausgestaltung möglich, die Krümmungsradien der Hornhaut in ihren Hauptschnitten zu er­ mitteln. Dazu werden jeweils zwei sich diametral gegenüber­ liegende Lichtpunkte einem von drei Meßmeridianen zugeord­ net und aus den Abbildungen auf einer Auswerteeinheit, etwa einer Flächendiode, über die Rechenschaltung die Krümmungs­ radien berechnet. Die mathematische Grundlage hierzu ist in der Veröffentlichung DD 251 497 ausführlich dargelegt. An­ hand der so ermittelten Ergebnisse der Krümmungsmessung ist eine äußerst exakte Einstellung des Auges in Bezug auf die Meßanordnung möglich, sowohl hinsichtlich der Ausrichtung der optischen Achse als auch der Ausrichtung der Sehachse des Auges und vor allem auch im Hinblick auf die Abstand­ seinstellung der Meßanordnung zum Auge.

In einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung ist vorgese­ hen, daß in einen der Strahlengänge zwischen dem Auge und der Auswerteeinheit bedarfsweise Probegläser mit unter­ schiedlicher Brennweite einschwenkbar sind, die gemeinsam mit dem optischen System eine Abbildung des von der Retina des Auges kommenden Lichtes auf die Auswerteeinheit bewir­ ken. Damit ist es vorteilhaft möglich, anhand der Größe des Retina-Reflexes den Refraktionszustand des Auges zu ermit­ teln, indem Probegläser unterschiedlicher Dioptrien in den Strahlengang eingeschwenkt werden, und zwar so lange, bis der Retina-Reflex, z. B. auf einer CCD-Kamera und einem die­ ser Kamera angeschlossenen Monitor dargestellt, eine mini­ male Größe aufweist. Ist das der Fall, ist der optimale Re­ fraktionszustand eingestellt. Die Probegläser können auf einer drehbaren Wechseleinrichtung angeordnet sein, deren Drehachse parallel zur optischen Achse des Meß- und Ein­ stellichtes ausgerichtet ist.

Alternativ zu der vorgenannten Ausgestaltungsvariante mit einschwenkbaren Probegläsern kann im Meß- und Einstellicht ein Autofokus-System vorgesehen sein, welches eine Abbil­ dung des von der Retina des Auges kommenden Lichtes auf die Auswerteeinheit bewirkt. Das Autofokus-System kann durch das optische System und eine in Richtung des Strahlenganges verschiebbare, vor der bildseitigen Brennebene des opti­ schen Systems angeordnete Linse gebildet sein. Durch Ver­ schieben dieser Linse wird erreicht, daß sich der Retina-Re­ flex, von der CCD-Kamera aufgenommen und über den Monitor als Abbildung ausgegeben, in seiner Größe verändert. Die Linse wird so weit verschoben, bis der Retina-Reflex eine minimale Größe aufweist und dann die Verschiebeweite der Linse von ihrer Ausgangsposition abgelesen. Die Verschiebe­ weite der Linse ist ein Maß für den Refraktionszustand.

Mit der Möglichkeit der Ermittlung des Refraktionszustandes ist eine weitere Erhöhung der Meßsicherheit bei der Bestim­ mung von Abständen zwischen optischen Grenzschichten des Auges gegeben, weil die Meßergebnisse im Vergleich zu der Messung mit bekannten Anordnungen nun nicht mehr durch eine Sehschwäche des zu prüfenden Auges verfälscht sein kann.

Die Vorteile der erfindungsgemäßen Anordnung insgesamt ein­ schließlich ihrer Ausgestaltungen liegen darin begründet, daß sich wesentlich höhere Signalamplituden von den Meßpo­ sitionen an den optischen Grenzschichten ergeben und auf dieser Basis eindeutigere Meßergebnisse möglich sind. Die Anordnung weist dadurch eine bedeutend höhere Meßsicherheit und Meßgenauigkeit z. B. bei der Ermittlung der Vorkammer­ tiefe, der Linsen- und Hornhautdicke u. a. relevanter Daten des Auges auf, als das bei Anordnungen des Standes der Technik der Fall ist.

Vorteilhaft kann in der Auswerteeinheit eine Rechenschal­ tung vorhanden sein, die zur Ermittlung von Trübungswerten aus der Größe der Abbildung des Retina-Reflexes vorgesehen ist. Der Wert für die Größe wird dann ermittelt, wenn der optimale Refraktionszustand bei minimaler Größe des Retina-Re­ flexes eingestellt ist, woraus sich ein Maß für die Trü­ bungen in den vorderen Augenmedien ergibt.

Die Erfindung soll nachfolgend anhand eines Ausführungsbei­ spieles näher erläutert werden. In den zugehörigen Zeich­ nungen zeigen

Fig. 1 eine prinzipielle Darstellung der erfindungsge­ mäßen Anordnung mit einer einschwenkbaren Linse

Fig. 2 ein Beispiel für die Fokussierung von Teilstrah­ lengängen des kollimierten Meß- und Einstellich­ tes auf optische Grenzschichten des Auges

Fig. 3 eine prinzipielle Darstellung der erfindungsge­ mäßen Anordnung mit einer ausgesparten Linse

Fig. 4 die zum Beleuchtungsstrahlengang radialsymmetri­ sche Anordnung von sechs zusätzlichen Lichtquel­ len

Fig. 5 eine prinzipielle Darstellung mit einer drehba­ ren Wechseleinrichtung für optische Probegläser.

In Fig. 1 bildet ein Strahlteiler 1 mit einem feststehenden Spiegel 2 und einem verschiebbaren Spiegel 3 ein interfero­ metrisches Meßsystem, in das von einer Superlumineszenzdi­ ode 4, ebenfalls über den Strahlteiler 1, das Meß- und Ein­ stellicht 5 eingestrahlt wird. Über einen weiteren Strahl­ teiler 6 erreicht dieses Licht das Patientenauge 7. Im Strahlengang zwischen dem Strahlteiler 6 und dem Patienten­ auge 7 ist ein diffraktiv-optisches Element (DOE) 8 vorge­ sehen, das zur Aufteilung des Beleuchtungsstrahlenganges in mehrere Teilstrahlengänge, beispielsweise 5.1 und 5.2, dient. Das DOE 8 ähnelt in seiner Ausgestaltung einer Pha­ senfresnellinse.

Das vom Patientenauge 7 kommende Licht passiert wieder das DOE 8 und erreicht den Strahlteiler 6, durch den ein Meß­ lichtanteil 10 ausgekoppelt und in Richtung auf eine Avalanche-Diode 15 gelenkt wird. Im Strahlengang dieses Meßlichtanteiles 10 befindet sich ein weiterer Strahlteiler 11 sowie eine Optik 12, in deren Brennebene die Avalanche-Di­ ode 15 angeordnet ist.

Der Strahlteiler 11 dient zur Auskopplung eines Teilstrah­ lenganges 10.1, der auf eine in der bildseitigen Brennebene eines optischen Systems 13 angeordnete optoelekronische Auswerteeinheit gerichtet ist, beispielsweise eine CCD-Kamera 14. Die CCD-Kamera 14 ist mit einem Monitor (nicht gezeichnet) zur Darstellung von Reflexpositionen an aus zu­ wählenden optischen Grenzschichten im Auge verbunden.

Sollen mit der dargestellten Anordnung Beobachtungen bzw. Messungen am Auge durchgeführt werden, so ist die Superlu­ minuszenzdiode 4 zur Abstrahlung eines Meß- und Ein­ stellichtes 5 mit kurzer Kohärenzlänge einzuschalten, wo­ durch ein von dem DOE 8 unbeeinflußter, kollimiert auf das Patientenauge 7 fallender Anteil 5.1 aufgrund der optischen Wirkung der vorderen Augenmedien das Netzhautsignal er­ zeugt, während ein durch das DOE 8 beeinflußter und auf das Patientenauge 7 fallender Teilstrahlengang 5.2 ein Horn­ hautsignal erzeugt, indem durch das DOE 8 eine Fokussierung auf den Hornhautscheitel 9 erfolgt (vgl. auch Fig. 2) . Ein weiterer, durch das DOE 8 beeinflußter und auf das Patien­ tenauge 7 fallender Teilstrahlengang 5.3 kann der Darstel­ lung in Fig. 2 entsprechend auf die Linsenvorderseite fo­ kussiert sein, wodurch die Messung des Abstandes zwischen Hornhautscheitel 9 und Linsenvorderseite möglich ist.

Das von der Netzhaut reflektierte Licht verläßt das Patien­ tenauge 7 wieder als kollimiertes Bündel, das bei nochmali­ gem Durchgang durch das DOE 8 wiederum im wesentlichen un­ beeinflußt bleibt. Dagegen wird das an der Hornhaut reflek­ tierte divergente Bündel des Teilstrahlenganges 5.2 beim Rückweg durch das DOE 8 zumindest teilweise rekollimiert. Das Verhältnis zwischen unbeeinflußtem und beeinflußtem Teilstrahlengang 5.1 und 5.2, d. h. der Wirkungsgrad des DOE 8, kann dabei über die auf dem DOE 8 gewählte Profiltiefe oder auch durch entsprechende Ausbildung der Phasenfresnel­ linse mit zonenweise fehlender Struktur optimiert werden.

Aus dem vom Patientenauge 7 reflektierten und bei Durchgang durch das DOE 8 kollimierten Licht wird am Strahlteiler 6 die Teilstrahlung 10 ausgekoppelt und in Richtung auf den Strahlteiler 11 abgelenkt. Über den Strahlteiler 11 und das optische System 13 erreicht die Teilstrahlung 10.1 die CCD-Kamera 14, durch welche die Lichtreflexe des Patientenauges 7, wie Retina-Reflex und Cornea-Reflex (z. B. vom Hornhaut­ scheitel 9), erfaßt und über den Monitor bildlich darge­ stellt werden. Damit ist sowohl eine erste visuelle Auswer­ tungen möglich als auch die Ausgangsposition für Abstands­ messungen zwischen Hornhautscheitel 9 und weiteren opti­ schen Grenzflächen geschaffen. Zu diesem Zweck kann der Brennpunkt des Teilstrahlenganges 5.2 in Richtung der Strahlenachse auf die in Frage kommende Grenzschicht ver­ schoben wird.

Für die von den unterschiedlichen Grenzflächen des Patien­ tenauges 7 reflektierten Lichtanteile der Superlumineszens­ diode 4 wird in der interferometrischen Anordnung nach be­ kannter Verfahrensweise die optische Weglängendifferenz durch Verschiebung des Spiegels 3 ermittelt, wobei die Ver­ schiebeweite V des Spiegels 3 das Maß für den Abstand zwi­ schen den untersuchten Grenzflächen ist.

Um nun die Voraussetzung für den Beginn dieser Messungen schnell und sicher durch eine Grobeinstellung bzw. Vorju­ stierung der Anordnung schaffen zu können, ist eine in Richtung R in den Teilstrahlengang 10 einschwenkbare Linse 16 vorgesehen, die gemeinsam mit dem optischen System 13 eine Abbildung des vorderen Augenabschnittes in die bild­ seitige Brennebene des optischen Systems 13 bewirkt. Diese Bildinformation wird mit Hilfe der dort angeordneten CCD-Kamera 14 in grafische Bildsignale umgesetzt und über den angeschlossenen Monitor ausgegeben, auf dem das Bild des vorderen Augenabschnittes erscheint, sobald die Hornhaut zumindest grob in die Brennweite gestellt ist. Diese Ein­ stellung läßt sich schnell und unkompliziert durch Über­ streichen der insgesamt möglichen Abstandsveränderung fin­ den. Ist diese Einstellung gefunden, wird die Linse 16 aus dem Teilstrahlengang 10 ausgeschwenkt und es kann die Mes­ sung der Abstände zwischen einzelnen optischen Grenzschich­ ten, wie oben beschrieben, vorgenommen werden. Zur Auswer­ tung steht neben der CCD-Kamera 14 mit Monitor auch die Avalanche-Diode 15 zur Verfügung.

Anstelle der Superlumineszenzdiode 4 kann eine Laserdiode (nicht dargestellt) vorhanden sein, oder es können sowohl die Superlumineszenzdiode 4 als auch eine Laserdiode vorge­ sehen sein und als Meß- und Einstellichtquelle dienen. Bei letzterer Ausführungsvariante ist eine Einkoppeloptik, etwa ein weiterer Strahlteiler, erforderlich, der für die Ein­ kopplung des Laserlichtes sorgt.

In einer in Fig. 3 beispielhaft dargestellten Ausgestal­ tungsvariante ist im Strahlengang zwischen dem DOE 8 und dem Strahlteiler 6 eine Linse 17 mit kreisrunder zentraler Aussparung 18 (vgl. Fig. 3) vorgesehen. Der äußere Bereich 19 dieser Linse 17 beeinflußt das vom Auge kommende diver­ gente Licht gemeinsam mit dem optischen System 13 so, daß eine Abbildung des vorderen Augenabschnittes in die bild­ seitige Brennebene des optischen Systems 13 erfolgt. Die Linse 17 übernimmt also die Funktion der in der Ausgestal­ tung nach Fig. 1 vorgesehenen Linse 16. Insofern kann, ana­ log zur Ausgestaltung gemäß Fig. 1, mit Blick auf den Moni­ tor eine sehr schnelle Vor- bzw. Grobeinstellung vorgenom­ men werden. Die Strahlungsanteile des Meß- und Einstellich­ tes 5 können ungehindert die Aussparung 18 passieren und nach Auskopplung entsprechender Meßlichtanteile visuell oder rechnerisch ausgewertet werden. Bei einer solchen Aus­ führung und Anordnung der Linse 17 ist also vorteilhaft kein Ein- und Ausschwenken in den Strahlengang bzw. aus dem Strahlengang heraus notwendig.

Die Linse 16 wie auch die Linse 17 sind jeweils als Sammel­ linsen ausgebildet.

In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfin­ dung, die prinzipiell in Fig. 4 dargestellt ist, sind sechs vom Meß- und Einstellicht 5 unabhängige Lichtquellen 23 bis 28 vorgesehen, die radialsymmetrisch um den Strahlengang des Meß- und Einstellichtes angeordnet und dabei unter ei­ nen Winkel von z. B. α = 20∘ Grad auf die Hornhaut des Pati­ entenauges 7 gerichtet sind.

Jede dieser sechs Lichtquellen 23 bis 28 erzeugt sowohl auf der Hornhaut als auch beispielsweise auf der Linsenrücksei­ te Lichtpunkte 33, wodurch auf der mit der Auswerteeinheit verbundenen Anzeigeeinheit (CCD-Kamera mit Monitor) ein der Hornhaut und ein der Linsenrückseite zugeordnetes "Lichtpunktsechseck" zu sehen ist. Die Lichtpunktsechsecke werden zur Ausrichtung der optischen Achse des Auges ge­ nutzt, indem die Blickrichtung des Auges durch Anweisung an den Patienten geändert wird, bis die Lichtpunktsechsecke zentrisch zueinander angeordnet sind. Ist das der Fall, ist die optische Achse des Auges zur Strahlachse 34 und damit auch zur Einfallsrichtung des Meß- und Einstellichtes 5 zentriert, womit eine wesentliche Voraussetzung für die Ge­ nauigkeit der durchzuführenden Messungen der Abstände zwi­ schen einzelnen Grenzschichten erfüllt ist.

Die sechs vom Meß- und Einstellicht 5 unabhängigen und ra­ dialsymmetrisch zu diesem angeordneten Lichtquellen 23 bis 28 werden nun vor Beginn der Messung zu weiteren Erhöhung der Meßgenauigkeit genutzt, indem jeweils ein Paar sich diametral gegenüberstehender Lichtquellen, beispielhaft die Lichtquellen 23 und 26, 24 und 27, 25 und 28, jeweils einen Meßmeridian bilden. Die Meßmeridiane sind (aufgrund der Ra­ dialsymmetrie der Lichtquellen zur Strahlachse 34) in einem senkrecht zur Strahlachse 34 gemessenen Winkel von 60 Grad zueinander geneigt. Mit dieser Anordnung ist für die drei feststehenden Meridiane die Krümmung der Hornhaut mathema­ tisch eindeutig bestimmbar. Damit ist die Möglichkeit gege­ ben, nach einem in Stand der Technik bekannten Verfahren (DD 251 497) die Größe der Krümmungsradien in den Haupt­ schnitten der Hornhaut zu bestimmen. Vorteilhafterweise sollten sich dazu in den Brennebenen der Optik 12 oder des optischen Systems 13 ein oder mehrere hochauflösende Pho­ toempfänger befinden, bei denen die Meßwertscalen durch po­ sitionsempfindliche Sensorpunkte gebildet sind.

Eine weitere Ausgestaltungsvariante zeigt Fig. 6. Hier ist eine um die Drehachse 29 drehbare Wechseleinrichtung 30 vorgesehen, bei der am Umfang eines Wechselrades 31 mehrere Probegläser 32 unterschiedlicher Dioptrien angeordnet und zur Bestimmung der Refraktion des Patientenauges 7 nutzbar sind. Die Beurteilung des Refraktionszustandes erfolgt nach der weiter oben beschriebenen Voreinstellung der Anordnung zwecks Vorbereitung der Messungen. Zeitlich nacheinander werden verschiedene Probegläser 32 in den Strahlengang des Meß- und Einstellichtes 5 eingeschwenkt und anhand der Grö­ ße der Abbildung des von Netzhaut 20 kommenden Lichtes, von der CCD-Kamera 14 aufgenommen und auf einem angeschlossenen Monitor dargestellt, der Refraktionszustand vom Meßpersonal beurteilt. Der optimale Refraktionszustand ist dann er­ reicht, wenn diese Abbildung ihre geringste Größe hat.

Mit diesen vorbereitenden Einstellungen sind die Vorausset­ zungen für eine hochgenaue Messung z. B. der Vorkammertiefe, der Linsen- und Hornhautdicke u. a. relevanter Daten des Au­ ges erfüllt, da nun ausreichend hohe Signalamplituden von den Meßpositionen an den optischen Grenzschichten zu emp­ fangen sind, auf deren Basis eindeutige Meßergebnisse mög­ lich sind.

Eine alternative Variante zur Ausführung nach Fig. 6 kann vorsehen, im Beobachtungsstrahlengang ein Autofokus-System (nicht zeichnerisch dargestellt) einzuordnen, bei dem z. B. eine in Richtung des Strahlenganges verschiebbare weitere Linse vor dem optischen System 13 vorgesehen ist, wobei de­ ren Verschiebeweite ein Maß für die Refraktion ergibt und der optimale Refraktionszustand ebenfalls dann erreicht ist, wenn die Abbildung des Lichtes von der Netzhaut 20 ih­ re geringste Größe hat.

Wird die Auswerteeinheit weiterhin mit einer Rechenschal­ tung zur Beurteilung der Größe der Abbildung des Lichtes von der Netzhaut 20 bei optimal eingestellter Refraktion versehen, kann daraus auf Trübungen im Bereich der vorderen Augenmedien geschlossen werden, da die Größe dieser Abbil­ dung ein Maß für derartige Trübungen ist.

Bezugszeichenliste

1

Strahlteiler

2

fester Spiegel

3

bewegbarer Spiegel

4

Superlumineszenzdiode

5

Meß- und Einstellicht

5.1

kolliminierter Anteil

5.2

konvergenter Anteil

6

Strahlteiler

7

Patientenauge

8

diffraktiv- optisches Element

9

Hornhautscheitel

10

Lichtanteil

10.1

Teilstrahlung

11

Strahlteiler

12

Optik

13

optisches System

14

CCD-Kamera

15

Avlanche-Diode

16

,

17

Linse

18

Aussparung

19

äußerer Bereich

20

Netzhaut

21

Augenlinse

23-28

Lichtquellen

29

Drehachse

30

Wechseleinrichtung

31

Wechselrad

32

Probegläser

33

Reflexpositionen

34

Strahlachse
R Richtung
V Verschiebung

Claims (15)

1. Anordnung zur Ermittlung optisch relevanter Daten des Auges, mit mindestens einem interferometrischen Meßsy­ stem, bei dem ein diffraktiv-optisches Element (DOE) zur Beeinflussung der auf das Auge gerichteten und vom Auge ausgehenden Strahlengänge eines Meß- und Ein­ stellichtes vorgesehen ist, und mit mindestens einer opto-elektronischen Auswerteeinheit im Strahlengang ei­ nes Meß- und Einstellichtanteiles, der ein optisches System vorgeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, daß in mindestens einen der Strahlengänge zwischen Auge und Auswerteeinheit bedarfsweise eine Linse (16) ein­ schwenkbar ist, die im eingeschwenkten Zustand gemein­ sam mit dem optischen System (13) eine Abbildung des vorderen Augenabschnittes auf die Auswerteeinheit be­ wirkt.

2. Anordnung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß für das Meß- und Einstellicht (5) paralleles Licht vor­ gesehen ist, die Auswerteeinheit in der bildseitigen Brennebene des optischen Systems (13) angeordnet ist und die Linse (16) im eingeschwenkten Zustand gemeinsam mit dem optischen System (13) eine Abbildung des vorde­ ren Augenabschnittes in die bildseitige Brennebene des optischen Systems (13) und damit auf die Auswerteein­ heit bewirkt.

3. Anordnung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeich­ net, daß das DOE (8) in dem vom Auge (7) ausgehenden Licht vor einem Strahlteiler (6), der zur Auskopplung des Meß- und Einstellichtanteiles (10) dient, angeord­ net ist, während die Linse (16) hinter dem Strahlteiler (6) im Strahlengang des ausgekoppelten Meß- und Ein­ stellichtanteiles (10) vorgesehen ist.

4. Anordnung zur Ermittlung optisch relevanter Daten des Auges, insbesondere nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1, dadurch gekennzeichnet, daß in mindestens einem der Strahlengänge zwischen Auge (7) und Auswerteeinheit ei­ ne Linse (17) mit kreisrunder zentraler Aussparung (18) vorgesehen ist, deren äußerer Bereich (19) gemeinsam mit dem optischen System (13) eine Abbildung des vorde­ ren Augenabschnittes auf die Auswerteeinheit bewirkt.

5. Anordnung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Linse in den auf das Auge gerichteten und vom Auge ausgehenden Strahlengängen des Meß- und Einstellichtes (5) zwischen dem Auge (7) und einem Strahlteiler (6), der zur Auskopplung des Meß- und Einstellichtanteiles (10) dient, angeordnet ist.

6. Anordnung nach einem der vorgenannten Ansprüche, da­ durch gekennzeichnet, daß als Linse (16, 17) eine Sam­ mellinse vorgesehen und ihre Brennebene etwa in der Brennebene des DOE (8) angeordnet ist.

7. Anordnung nach einem der vorgenannten Ansprüche, da­ durch gekennzeichnet, daß als Auswerteeinheit eine CCD-Kamera (14) mit einem angeschlossenen Monitor vorgese­ hen ist.

8. Anordnung nach einem der vorgenannten Ansprüche, da­ durch gekennzeichnet, daß zusätzlich zum Meß- und Ein­ stellicht (5) mindestens drei Lichtquellen vorgesehen sind, die radialsymmetrisch zum Strahlengang des Meß- und Einstellichtes (5) angeordnet und unter einem Win­ kel α auf die Hornhaut gerichtet sind.

9. Anordnung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß vorzugsweise sechs zusätzliche Lichtquellen (23, 24, 25, 26, 27, 28) vorgesehen sind.

10. Anordnung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß von den sechs zusätzlichen Lichtquellen (23, 24, 25, 26, 27, 28) jeweils zwei sich diametral gegenüberstehende Lichtquellen einem von drei Meßmeridianen zugeordnet sind und daß mit der Auswerteeinheit eine Rechenschal­ tung zur Ermittlung der Krümmungsradien der Hornhaut aus den Bildern, die diese Lichtquellen auf der Auswer­ teeinheit verursachen, verbunden ist.

11. Anordnung nach einem der vorgenannten Ansprüche, da­ durch gekennzeichnet, daß in einen der Strahlengänge zwischen dem Auge (7) und der Auswerteeinheit bedarfs­ weise Probegläser (32) mit unterschiedlicher Brennweite einschwenkbar sind, die gemeinsam mit dem optischen Sy­ stem (13) eine Abbildung des von der Retina des Auges (7) kommenden Lichtes auf die Auswerteeinheit bewirken.

12. Anordnung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Probegläser (32) auf einer drehbaren Wechselein­ richtung (30) angeordnet sind, deren Drehachse (29) parallel zur Strahlachse (34) ausgerichtet ist.

13. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß in mindestens einem der Strahlen­ gänge zwischen dem Auge (7) und der Auswerteeinheit ein Autofokus-System vorgesehen ist, welches eine Abbildung des von der Retina des Auges (7) kommenden Lichtes auf die Auswerteeinheit bewirkt.

14. Anordnung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß das Autofokus-System durch das optische System (13) und eine in Richtung des Strahlenganges verschiebbare, vor dem optischen System (13) angeordnete Linse gebildet ist, wobei deren Verschiebeweite ein Maß für die Re­ fraktion ist.

15. Anordnung nach einem der Ansprüche 11 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß mit der Auswerteeinheit eine Re­ chenschaltung zur Ermittlung von Trübungswerten aus der Größe der Abbildung auf der Auswerteeinheit verbunden ist.