DE19857001A1 - Anordnung und Verfahren zur berührungslosen Messung der Achslänge, der Hornhautkrümmung und/oder der Vorderkammertiefe des Auges - Google Patents

Abstract

Kombinationsgerät zur berührungslosen Bestimmung von Achslänge (AL), Vorderkammertiefe (VKT) sowie Hornhautkrümmung (HHK) des Auges, auch für die Auswahl der zu implantierenden Intraokularlinse IOL wichtig sind, insbesondere die Auswahl einer zu implantierenden Intraokularlinse IOL, vorzugsweise mit einer Fixierung des Auges über eine Fixierlampe und/oder der Beleuchtung durch exzentrisch um die Beobachtungsachse gruppierte Lichtquellen.

Description

In Fig. 1 ist schematisch ein Längsschnitt durch das menschliche Auge dargestellt.

Die Achslänge AL des menschlichen Auges wird üblicherweise mittels Ultraschall im Kontaktverfahren gemessen.

Andere Meßverfahren sind beschrieben in DE 32 01 801 und US 5673096, DE 44 46 183 A1.

Die Krümmung der Hornhaut-Hornhautradius HHR wird mittels bekannter Keratometer/­ Ophthalmometer bestimmt (DD 2 51 497, US 4572628, US 4660946, US 5212507, 5325134).

Die Messung der Vorderkammertiefe VKT kann mittels Ultraschalles oder mittels einer Zusatzeinheit zu einer Spaltlampe (Vorderkammertiefenmesser, Einstellung über das Spaltlampenbild) erfolgen.

Insbesondere vor einer Katarakt-Operation, aber auch bei der Verlaufskontrolle der Schulmyopie und der Aniseikoniebestimmung müssen diese Meßgrößen bestimmt werden, die auch für die Auswahl der zu implantierenden Intraokularlinse IOL wichtig sind In der klinischen Praxis ist es üblich, diese Größen zumindest mittels zweier Geräte (z. B. Ultraschall a-scan und automatisches Keratometer) zu messen.

Die Meßgrößen werden in Formeln eingesetzt, welche die optische Wirkung der IOL errechnen. Je nach eingesetztem Gerätetyp kann es zu unterschiedlichen Fehlern kommen, welche die Auswahl der IOL beeinflussen.

Aufgabe der Erfindung ist es, diese geräteabhängigen Meßfehler auf ein Minimum zu reduzieren.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.

Vorteilhaft werden erfindungsgemäß alle jeweils notwendigen Parameter des Auges mittels einer Geräteanordnung und entsprechender Meßverfahren bestimmt.

Notwendige Einstellungen, welche das Justieren des Gerätes zum Patienten ermöglichen, werden ebenfalls in dieser Anordnung realisiert.

Die Berechnung der IOL wird ebenfalls mittels dieser Geräteanordnung durchgeführt. Damit entfallen auch Datenverluste oder Datenverfälschungen bei der Übertragung der Meßwerte von verschiedenen Geräten zu dem Rechner, der die IOL-Berechnung durchführt.

Die Erfindung und ihre Vorteile werden nachstehend anhand der schematischen Darstellungen näher erläutert.

Der schematische Aufbau des Gerätes ist in Fig. 2 dargestellt.

Zur Vermessung der Achslänge wird das Licht einer Laserdiode 1 über ein Michelson- Interferometer (3-5), bestehend aus einem feststehenden Referenzarm R1 mit einem Reflektor 4, hier ein Tripelprisma und einem anhand von verschiedenen Positionen eines weiteren Reflektors 5 (Tripelprisma) dargestellten verstellbaren Referenzarm R2, sowie einem Strahlteilerwürfel 3 zur Überlagerung der in R1 und R2 reflektierten Strahlungsanteile, einen Teilerwürfel 8 sowie ein diffraktiv-optisches Element DOE 9 auf das Patientenauge 14 abgebildet. Eine Diode 7 überwacht die Lichtleistung der Laserdiode 1.

Die von Hornhaut und Netzhaut des Auges 14 reflektierten Teilstrahlen überlagern sich und werden mittels DOE 9, Teilerwürfel 8, der eine Lambda/4 Platte P1 zur Drehung der Polarisationsebene aufweist, Teilerwürfel 15 mit einer Lambda/2 Platte P2 über ein Fokussierelement, hier ein Achromat 16 auf eine Avalanche-Photodiode APD 17 abgebildet.

Die Achslängenmessung erfolgt hierbei gemäß bekannter Verfahren, beispielsweise beschrieben in US 5673096.

Zur Beobachtung des Auges und der entstehenden Reflexe wird ein Teil des Reflexlichts (vom Auge kommendes Licht) mittels eines Achromaten 22 über Spiegel 20 auf eine CCD- Kamera 23 abgebildet.

Achromate 18, 19 sind hier ausgeschwenkt.

Eine Blende 21 befindet sich hierbei in ausgeschalteter Stellung.

Zur Vermessung der Hornhautkrümmung HHK wird das Auge 14 analog zu DD 2 51 497 unter einem Winkel von ca. 18° zur optischen Achse A1 mittels 6 vorzugsweise infraroter LED's 10 beleuchtet, von denen in Fig. 1 beispielhaft zwei in der Zeichenebene befindliche dargestellt sind. Den LED sind zur Erzeugung punktförmiger Beleuchtungsbilder Lochblenden 10a nachgeordnet.

Zur Kollimation des Diodenlichtes sind den LED in Beleuchtungsrichtung sechs Linsen 11 nachgeordnet. Die im Auge (als Reflex der Hornhaut) entstehenden Bilder dieser Lichtquellen werden über Teilerwürfel 8 und 15 sowie Achromaten 18 und 19 auf die CCD-Kamera abgebildet. Das DOE 9 ist hier vorteilhaft ausgeschwenkt, kann aber auch im Strahlengang verbleiben. Der Achromat 22 ist ausgeschwenkt.

Für die Bestimmung der VKT wird jedes Auge unter einem Winkel von ca. 33° mittels LED 12, Spaltblende 12a und Zylinderlinse 13 spaltförmig beleuchtet.

Die sich ergebenden Streubilder von Hornhaut und Linsenvorderfläche werden über Teilerwürfel 8 und 15 sowie Achromaten 18 und 19 auf die CCD-Kamera 23 bei vorzugsweise ausgeschwenktem DOE abgebildet.

Der Achromat 22 ist ausgeschwenkt.

Fig. 3 stellt eine Vorderansicht des Gerätes in Richtung der Beobachtung dar, wobei auf die Darstellung eines bekannten Spaltlampen-Kreuztisches zur x/y/z-Verstellung verzichtet wurde.

Zu sehen ist das DOE 9 (kennzeichnet in seinem Mittelpunkt A1 die Lage der optischen Achse im Gerät), die Linsen 11 für die Bestimmung der Hornhautkrümmung mit dahinter befindlichen, nicht sichtbaren LED 10, die Zylinderlinsen 13 für die Spaltabbildung zur Vermessung der VKT und sechs IR-Dioden 24 zur Beleuchtung und Justierung des Auges 14.

Anhand Fig. 4 sollen die Meßaufgaben anhand des Strahlenganges A-D vom Auge 14 zur CCD-Kamera 23 genauer erläutert werden.

Strahlengang C: Justierung des Gerätes zum Auge

Das Auge befindet sich in der Brennweite von Achromat 18, wird nach unendlich abgebildet und über Achromat 22 in die Ebene der CCD-Kamera abgebildet.

Achromat 19 ist hier ausgeschwenkt.

Dem Patienten wird ein Fixierlicht mittels Laserdiode (LD) oder LED 1 angeboten, damit er die Augenpupille in Richtung der optischen Achse ausrichtet. Es macht sich erforderlich, einen größeren Abschnitt des Auges 14 (z. B. 15 mm) auf die CCD-Kamera abzubilden. Das DOE ist durch seinen geringen Wirkungsgrad (ca. 5% im fokussierenden Teil) für die Abbildung der Irisstrukturen weniger geeignet, so daß ein optisches System mit festem Abbildungsmaßstab, bestehend aus den Achromaten 18 und 22 die Abbildung realisiert.

Das DOE wird dabei vorzugsweise ausgeschwenkt.

Um für den Patienten keine zusätzlichen Fixieranreize zu schaffen, erfolgt eine Beleuchtung des Auges 14 mittels IR-Dioden 24 (Fig. 2) (z. B. 880 nm), die vorzugsweise durch eine breite Abstrahlcharakteristik (großer Halbwertswinkel) gekennzeichnet sind.

Die Justierung des Gerätes zum Patienten erfolgt über den bekannten, in x,y,z-Richtung verstellbaren Spaltlampen-Kreuztisch.

Als CCD-Kamera kann beispielsweise eine VCM 3405 von Phillips verwendet werden.

Es ist eine Beleuchtung des Auges notwendig, um auch in dunkleren Räumen den Patienten zum Gerät einjustieren zu können.

Diese Beleuchtung sollte möglichst diffus für ein Feld von 15 mm erfolgen, eine Abbildung der Lichtquelle durch die Hornhaut läßt sich jedoch nicht vermeiden (da die Hornhaut als Konvexspiegel wirkt).

Die Grundidee ist hier, vorteilhaft die Mittel zur Beleuchtung gleichzeitig zur Justierung des Patientenauges zu verwenden.

Es werden auf einem Kreisumfang (evtl. gleicher Kreisumfang wie bei der Keratometermessung) sechs infrarote LED 24 mit relativ großem Halbwertswinkel angeordnet. Diese erzeugen 6 Punkte auf der Hornhaut, welche auf die CCD-Kamera abgebildet werden.

Auf einem LC-Display oder Monitor wird das Patientenauge live dargestellt; zusätzlich wird zur Mittenmarkierung auf dem LCD/Monitor ein Kreis/Fadenkreuz dargestellt.

Zur Positionierung des Auges müssen die 6 Punkte zentrisch zum dargestellten Kreis eingestellt werden - dieses geschieht durch Bewegung des Kreuztisches; der Patient ist in Höhe /Seite/Tiefe richtig eingestellt, wenn die Punkte mittig und scharf zu sehen sind.

Der Patient selber blickt in das Gerät - von dort wird ein Justierlaser 1 oder LED 1a projiziert, auf welchen der Patient fixieren muß. Der Laserreflex ist in der Mitte der Pupille zu sehen.

Eine zusätzliche Einstellhilfe soll auf dem LC Display/Monitor dargestellt werden.

Für die Detektierung der Interferenzsignale des Achslängenmessers ist eine Avalanche- Photodiode APD vorgesehen.

Wenn das Patientenauge auf der optischen Achse des Meßgerätes ist, wird der Justierlaser 1 oder LED 1a von der Hornhautvorderfläche reflektiert; das reflektierte Licht wird auf die APD abgebildet. Damit wird ein Gleichspannungssignal durch die APD erzeugt, dessen (relative) Höhe ein Maß für die Zentrierung des Patientenauges darstellt.

Dieses Gleichspannungssignal wird über einen A/D-Wandler dem internen Rechner zugeführt und von dort in geeigneter Form (z. B. ein Balken/Kreis) auf dem LCD dargestellt.

Dem Bediener wird somit durch die unterschiedliche Größe des Balkens/Kreises eine weitere Information zum Justierzustand des Patientenauges vermittelt.

Strahlengang D: ALM

Die Reflexe der Laserdiode 1 (z. B. 780 nm) werden über das DOE als paralleler Strahlengang und den Achromaten 22 auf die CCD-Kamera 23 abgebildet wobei ein Augenabschnitt von ca. 5 mm bei ausgeschwenkter Optik 18, 19 zur Beobachtung und Reflexeinstellung dargestellt wird. Um eine maximale Energie auf die APD 17 zu übertragen, wird am in Fig. 2 dargestellten Teilerwürfel 15 ein großer Teil, vorteilhaft mehr als ca. 80-95% der Gesamtenergie auf die APD ausgekoppelt; auf die CCD-Kamera fallen somit nur ca. 20-5% des Lichtes.

Strahlengang B: Keratometer

Die Beleuchtung erfolgt vorzugsweise analog DD 2 51 497 mittels sechs IR-Dioden 10 (z. B. 880 nm), um die Fixation des Patientenauges 14 auf das Fixierlicht der LD 1 oder der LED 1a nicht zu behindern.

Die vorgegebene Auflösung der CCD Kamera 23 erfordert die Abbildung eines Feldes nicht größer als ca. 6 mm am Auge 14, um eine Meßgenauigkeit von 0,05 mm zu erreichen. Die Wirkung des DOE wird vorzugsweise wiederum durch Ausschwenken ausgeschaltet und die Achromaten 18 und 19 realisieren die Abbildung der 6 Hornhautreflexbilder.

Zur Erhöhung einer vom Abstand des Patientenauges zum Gerät weitgehend unabhängigen Meßgenauigkeit dienen

• - eine telezentrische Blende 21, die die Apertur für die Messung auf vorzugsweise weniger als 0,05 begrenzt und
• - zwischen LED und Patientenauge befindliche Kollimatoren 11, die den Einfallswinkel unabhängig von der axialen Lage des Patientenauges konstant halten.

Vorteilhaft erfolgt die Abbildung des LED-Lichtes über eine Lochblende 10a, die eine exakte Justierung der Keratometermeßpunkte ermöglicht.

Die Kollimatorbrennweite sollte mehr als das 50 fache der wirksamen Lichtquellenausdehnung betragen, um die gewünschte Meßgenauigkeit der Radienmessung lageunabhängig zu erreichen.

Strahlengang A: VKT

Da bei der Beobachtung von Lichtschnitten im menschlichen Auge die Lichtstreuung die entscheidende Rolle spielt, muß zur Beleuchtung des Auges 14 eine möglichst kurzwellige Lichtquelle ausgewählt werden (z. B. 400-600 nm).

Auch bei der Bestimmung der VKT muß zur Erzielung der geforderten Meßgenauigkeit von 0,1 mm ein Feld von nicht größer als ca. 6 mm am Auge 14 auf die CCD-Kamera 23 abgebildet werden.

Unter Umgehung der DOE-Wirkung oder bei ausgeschwenktem DOE wird dieses durch die Achromaten 18 und 19 realisiert. Achromat 22 ist ausgeschwenkt.

Die hier eingeschwenkte oder eingestellte telezentrische Blende 21 muß einen größeren Durchmesser (für eine Apertur von vorzugsweise größer 0,07 - z. B. 13 mm) besitzen, um die Lichtintensität der bei der VKT-Messung entstehenden lichtschwachen Streubilder nur minimal zu reduzieren. Sie ist also in mindestens zwei Stellungen einstellbar oder gegen eine zweite Blende austauschbar.

Das Probandenauge wird seitlich unter einem festen Winkel durch den hellen Lichtspalt beleuchtet. Die dabei entstehenden Lichtschnitte am Auge werden mit einem optischen System 18, 19, 21 auf die CCD-Kamera abgebildet. Beleuchtung und Beobachtung bilden dabei einen festen Winkel, vorzugsweise ca. 33°.

Im Beobachtungssystem ist eine Lichtquelle integriert (z. B. LED 1a oder Laserdiode 1), auf welche der Proband fixiert.

Das Videosignal der Kamera wird auf einem Monitor oder LC Display dargestellt.

Der Bediener kann sich während der Einjustierung und der Vermessung des Probanden davon überzeugen, daß der Proband richtig fixiert - und somit das Meßergebnis unverfälscht ist.

Der Lichtspalt wird durch eine Zeile lichtstarker LEDs 12 gebildet, welche einen definierten Abstand zu einem Spalt 12a fester Breite besitzen.

Der auf diese Weise beleuchtete Spalt wird durch eine Zylinderlinse auf das Probandenauge (4) abgebildet.

Als besonders vorteilhaft erwiesen sich eine geringfügig von einer 1 : 1 Abbildung abweichende Abbildung eines 0,3 mm breiten Spaltes mit einer Apertur von größer 0,1 sowie der Einsatz von Weißlicht-LED.

Es erfolgt eine Abbildung des Probandenauges mit den relevanten Bildausschnitten über eine Abbildungsoptik 18, 19 auf vorzugsweise einen CCD-Sensor 8. Die Abbildung wird telezentrisch durchgeführt, um den Einfluß der Probandenjustierung zu minimieren. Das Videosignal wird auf einem Monitor oder LC Display dargestellt, so daß der Bediener in ungezwungener Haltung die Probandenjustierung und Vermessung vornehmen kann.

Das Signal der CCD-Kamera wird z. B. mittels Frame Grabber in den Speicher eines Rechners übernommen.

Mit Hilfe geeigneter Bildverarbeitungssoftware werden Abstände im Schnittbild ermittelt, aus denen die VKT (Genauigkeit 0,1 mm) errechnet wird.

Eine Verbesserung der relevanten Bildinhalte (z. B. durch Ausschalten von Umgebungslicht) wird erreicht, indem die Beleuchtungs-LED in geeigneter Form synchron zu den Videohalbbildern getaktet ein- und ausgeschaltet werden.

Nachstehend wird anhand von Fig. 7 dargestellt, wie anhand des Bildes auf der CCD-Matrix die VKT ermittelt wird.

Dargestellt ist das Bild des Auges, das durch die CCD-Kamera erfaßt wird, mit dem Reflexbild FI des Justierlasers bzw. der Fixier LED sowie das Streulicht SH der Hornhaut und der Linse SL bei eingeschalteter Beleuchtung 1.

Bestimmung, des Abstandes der Vorderkanten der Streubilder von Hornhaut und Linse in digitalisierten Aufnahmen

Ausgangspunkt der Bildverarbeitung ist (n-mal) ein Paar unmittelbar nacheinander aufgenommener Bilder: Bild 1 mit eingeschaltener Spaltbeleuchtung ("Hellbild"), Bild 2 ohne Spaltbeleuchtung mit Bild der Fixierlampe ("Dunkelbild"). Die Verarbeitung vollzieht sich in folgenden wesentlichen Schritten:

• - Detektion der Pupille im Dunkelbild: histogrammbasierte Auswahl eines Schwellwertes zur Binarisierung bei Berücksichtigung von Randbedingungen. Bestimmung einer die Pupille umschreibenden Ellipse durch Auswertung der Kovarianzmatrix des Binärbildes.
• - Detektion des Fixierpunktes in der Pupille im Dunkelbild: Bestimmung aller zusammenhängender Regionen, deren Grauwerte oberhalb des 0.9-Quantils der Grauwertverteilung im Dunkelbild liegen. Bestimmung eines Wahrscheinlichkeitsmaßes für jede Region, das von Fläche, Form und Abstand zum Pupillenmittelpunkt abhängt. Auswahl des Schwerpunktes der wahrscheinlichsten Region als Fixpunkt.
• - Berechnung des Differenzbildes (Hellbild minus Dunkelbild) und Rauschunterdrückung im Differenzbild durch Medianfilterung
• - Bestimmung des Kantenverlaufs der Streubilder der Spaltbeleuchtung im Differenzbild: histogrammbasierte Auswahl eines Schwellwertes zur Binarisierung bei Berücksichtigung von Randbedingungen. Grobdetektion der Kanten als Ort der Schwellwertüberschreitung in vorgegebenem Bereich um den Fixierpunkt. Feindetektion der Kanten als Ort des Wendepunktes des Grauwertverlaufs im Zeilenprofil, der der grobdetektierten Position am nächsten liegt. Eliminierung von Reflexkanten durch Ausreißerdetektion im Kantenverlauf (Entfernung eines vorgegebenen Anteils von Punkten, der am weitesten vom mittleren Kantenverlauf entfernt ist).
• - Bestimmung des Abstandes X der Vorderkanten von Hornhaut- und Linsenstreubild SH, SL (in Pixeln): Approximation des Kantenverlaufs durch Ellipsen (restringierte Minimierung der Quadratfehlersumme). Berechnung des Abstandes der Schnittpunkte dieser Ellipsen mit der Horizontalen durch den Fixierpunkt.

Berechnung der Vorderkammertiefe aus o. g. Abstand

Umrechnung des in Pixel vorliegenden Abstandes X in mm (Abbildungsmaßstab der Optik und Pixelgröße der CCD-Matrix gehen ein)
r = Hornhautradius,
n = Brechzahl des Kammerwasseres,
ω = Winkel zw. Beleuchtung und Beobachtung

Diese Formel gilt exakt, wenn sich das Bild der Fixierlampe an der Vorderkante des Linsenstreubildes befindet, wie in Fig. 7 dargestellt; anderenfalls kann der Abstand des Fixierlampenbildes von der Vorderkante des Linsenstreubildes ermittelt werden und aus dem Betrag dieser "Dezentrierung" kann nach bekannten Abbildungsformeln ein Korrekturwert für die Vorderkammertiefe ermittelt werden.

Der Hornhautradius wird vorzugsweise mittels der oben beschriebenen Keratometer- Einrichtung gemessen.

Es folgt zusammenfassend eine Übersicht von charakteristischen Einstellungen, welche bei der Kombination der 3 erforderlichen Meßwerte sowie des Justiervorganges zu beachten sind:

Wie dieser Übersicht zu entnehmen ist, werden bei den verschiedenen Meßaufgaben unterschiedliche Wellenlängenbereiche verwendet. Den Teilerwürfeln 8 und 15 kommt dabei eine große Bedeutung zu, da an diesen Stellen Beleuchtungs-, Beobachtungs- und Meßstrahlengang voneinander getrennt werden.

Spezielle Teilerschichten realisieren diese Aufgabe unter Berücksichtigung der linearen Polarisation der Laserdiode 1.

Teilerwürfel 8

Das aus dem Interferometer kommende Laserlicht soll maximal in Richtung Auge 14 reflektiert werden; das vom Auge 14 kommende Laserlicht soll maximale Transmission besitzen.

Zusätzlich muß die Teilerschicht im Würfel 8 für die IR- und VIS Lichtanteile der Keratometer- und VKT-Messung maximale Transmission aufweisen.

Da es sich bei der LD 1 (beispielsweise LT 023 Sharp) um linear polarisiertes Licht handelt, kann vorzugsweise eine dielektrische Mehrfachschicht mit polarisierender Wirkung zum Einsatz kommen. Der charakteristische Transmissionsverlauf ist in Abb. 4 dargestellt. Das von 1 kommende senkrecht polarisierte Licht (s-pol, 780 nm) wird soweit wie möglich (ca. 98%) reflektiert.

Durch die Lamba/4 Platte wird zirkular polarisiertes Licht erzeugt. Das vom Auge 14 reflektierte Licht wird somit nach Durchlaufen der Lambda/4 Platte wieder linear polarisiert; jedoch ist die Polarisationsrichtung um 90° gedreht (parallel polarisiert, p-pol). Für diese Schwingungsrichtung weist die Teilerschicht bei 780 nm annähernd 100% Transmission auf.

Die IR und VIS LED senden unpolarisiertes Licht aus.

Wie aus Abb. 6a zu entnehmen ist, ist die Transmission der Teilerschicht im Wellenlängenbereich von 420 bis 580 nm sowie im Bereich von 870 bis 1000 nm größer 90% für unpolarisiertes Licht.

Aufbau der Schicht: Teilerwürfel 8

Dieser Polteilerwürfel erfüllt neben seiner normalen Funktion - hohe Polteilerwirkung in einem definierten Wellenlängenbereich - die zusätzlichen Forderungen der hohen Transmission im visuellen Wellenlängenbereich (420 . . . 560 nm) und im nahem Infrarotbereich (870 . . . 1000 nm). Das Schichtdesign erfüllt diese Forderungen für einen engen Einfallswinkelbereich um 46°. Die eingesetzten Materialien sind bezüglich Brechzahl Substrat, Kittbrechzahl und der Brechzahl der Beschichtungssubstanzen aufeinander abgestimmt. Für diesen speziellen Einsatz wurden folgende Materialien ausgewählt:

Substrat

SF2	n = 1,64
Kitt	n = 1,64
H	n = 1,93
L	n = 1.48

Das Design besteht aus 17 Wechselschichten H L.

HFO2 ist H, SIO2 ist L.

Für vergleichbare Teiler können durch eine geeignete Wahl der Brechzahlen von Substrat und Beschichtungssubstanzen sowie des Einfallswinkels geeignete Teiler gefertigt werden.

Parameter:
hohe Transmission von 420 . . . 560 nm, unpol.
hohe Transmission von 870 . . . 1000 nm, unpol.
Polteilung 780 ± 20 nm

Beispiel

Teilerwürfel 15

Das von Teilerwürfel 8 kommende Laserlicht soll zu ca. 80-95% reflektiert werden bei annähernd 20-5% Transmission. Die Teilerschicht soll für die IR und VIS Lichtanteile max. Transmission aufweisen.

Realisiert wird diese Schicht ebenfalls durch einen Polteiler, welcher in seinen Eigenschaften der Teilerschicht in 8 nahekommt. Die auf Teilerwürfel 15 angeordnete Lambda/2 Platte dreht die Polarisationsrichtung des ankommenden Lichtes um 90°, so daß auf Teilerwürfel 15 wieder die s-pol Komponente fällt.

Durch Modifizierung der Schicht 8 wird das o. g. Teilerverhältnis eingestellt.

Für unpolarisiertes Licht im IR und VIS Bereich beträgt die Transmission größer 90%. Aufbau der Schicht: Teilerwürfel 15:
Dieser Teilerwürfel erfüllt neben der Forderungen der Reflexion s-pol von 80 . . . 95% bei einer Wellenlänge von 780 nm ± 20 nm - die zusätzlichen Forderungen der hohen Transmission im visuellen Wellenlängenbereich (420 . . . 560 nm) und im nahem Infrarotbereich (870 . . . 1000 nm) (Fig. 6b).

Das Schichtdesign erfüllt diese Forderungen für einen engen Einfallswinkelbereich um 46°. Die eingesetzten Materialien sind bezüglich Brechzahl Substrat, Kittbrechzahl und der Brechzahl der Beschichtungssubstanzen aufeinander abgestimmt. Für diesen speziellen Einsatz wurden folgende Materialien ausgewählt:

Substrat

BK7	n = 1,52
Kitt	n = 1,52
H	n = 1,93
L	n = 1.48

Das Design besteht aus 13 Wechselschichten H L.

Für vergleichbare Teiler können durch eine geeignete Wahl der Brechzahlen von Substrat und Beschichtungssubstanzen sowie des Einfallswinkels geeignete Teiler gefertigt werden.

Parameter:
hohe Transmission von 420 . . . 560 nm, unpol.
hohe Transmission von 870 . . . 1000 nm, unpol.
Reflexion s-pol ca. 80 . . . 95% 780 ± 20 nm

Beispiel

Zur Einstellung und Ansteuerung aller verstellbaren Einheiten und optischen Glieder wie Optik 18, 19, 22, Blende 21 usw. ist gemäß Fig. 5 eine zentrale Ansteuerung vorgesehen.

Die verschiedenen Abbildungsmaßstäbe unter Berücksichtigung der Wirkung des DOE machen Umschaltvorgänge im Gerät erforderlich. Diese erfolgen vorzugsweise motorisch und programmgesteuert.

Es wurde ein kompaktes Gerät realisiert, in welches die wesentlichen Elektronikbausteine integriert sind.

Kernstück ist ein embedded Pentium controller C, an welchen ein Display D (Darstellung des untersuchten Auges 14 und Menüführung für den Bediener), Tastatur, Maus, Fußschalter und Drucker als periphere Geräte angeschlossen werden.

ALM

Die Ansteuerung der Laserdiode 1 sowie des Interferometerschlittens 15 (bewegliches Prisma 5, mit Meßsystem verbunden) erfolgt über den Controller C. Zur Reduzierung des Einflusses von Augenbewegungen muß eine kurze Meßzeit (kleiner 0,5 sec) realisiert werden. Das von der APD 17 erzeugte Signal gelangt in eine Signalverarbeitungseinheit SE wird in Abhängigkeit der Signalgröße verstärkt, anschließend frequenzselektiv verstärkt und mit einer Abtastfrequenz, die etwa der 4 fachen Frequenz des Nutzsignals entspricht, analog/digital gewandelt. Die digitalen Abtastwerte werden vom high-speed Port HS der Pentium Plattform übernommen.

Dort erfolgt eine digitale Signalverarbeitung mittels Fouriertransformation ohne extern erzeugte Referenzfrequenz.

Das Signal wird auf dem Display dargestellt; das Wegmeßsystem liefert den dazugehörigen Achslängenbetrag.

Keratometer

Der Controler C ist mit der Ansteuerung der CCD-Kamera 23 und den Dioden 10 verbunden.

Beim Einstellvorgang zur Messung der Hornhautkrümmung werden die Dioden 10 vorzugsweise im Dauerlichtmodus betrieben, um ein Flackern der auf dem LCD dargestellten Hornhautreflexbilder zu verhindern.

Beim Meßvorgang werden diese Dioden bildweise ein- und ausgeschaltet; dazu steuert der Controler C die Dioden 10 synchron zum Bildimpuls der CCD-Kamera 23, d. h. die Dioden sind bei einem Bild eingeschaltet und beim nächsten ausgeschaltet.

Nach Abzug (Differenzbildung) zweier aufeinanderfolgender Bilder erhält man Bildpaarweise nur noch die Reflexe von der Hornhaut, die von den LED 10 erzeugt wurden und störende Reflexe von Umgebungslicht werden ausgeschaltet.

Die auf der Kamera 23 entstehenden Reflexbilder werden mittels Framegrabber FG digitalisiert und im Arbeitsspeicher der Pentium Plattform (Controler C) abgelegt.

Im Anschluß erfolgt die Bestimmung der Schwerpunktslagen der Reflexbilder der Dioden mittels Bildverarbeitung sowie die Berechnung der Hornhautradien mittels der in DD 251497 beschriebenen Näherungsformeln.

Zur Erhöhung der Reproduzierbarkeit der Meßresultate werden pro Meßvorgang ca. 5 Bildserien (bestehen aus je zwei Halbbildern mit und ohne Belichtung durch die synchron getakteten LED) aufgenommen.

VKT

Der Controler C ist weiterhin mit den Dioden 12 verbunden.

Beim Einstellvorgang (Justierung) werden analog zum Keratometer die Dioden 12 vorzugsweise im Dauerlichtmodus betrieben.

Beim Meßvorgang werden die Beleuchtungsdioden für linkes und rechtes Auge wahlweise durch den Controller getaktet (analog zu Keratometer).

Nach Vorgabe des Bedieners wird das Gerät nach links oder rechts verschoben und mittels . . . auf den Augenmittelpunkt justiert.

Mittels Bildverarbeitung wird die Kantenlage der Streubilder ermittelt. . . .

Die VKT errechnet sich aus dem Abstand der Hornhaut- und Linsenstreubilder, wie bereits beschrieben.

Es werden ebenfalls ca. 5 Bildserien pro Meßvorgang aufgenommen.

Beleuchtung

Der Controler C ist mit den Dioden 24 verbunden.

Die IR Dioden 24 zur Beleuchtung des Auges können zu beliebigem Zeitpunkt über den Controller zugeschaltet werden (programmintern oder durch den Bediener gesteuert) Der Controler ist weiterhin (nicht dargestellt) mit den Ansteuerungen zur Ein- und Ausschwenkung/Verstellung des DOE 9, der Linsen 18, 19,22 und der Blenden 21 verbunden.

Die Berechnung der IOL erfolgt über international übliche Berechnungsformeln, die im Gerätespeicher abrufbar gespeichert sind, aus den ermittelten Meßwerten AL, HHR, VKT und werden über Drucker ausgedruckt.

Claims (31)

1. Kombinationsgerät zur berührungslosen Bestimmung von Achslänge (AL) und Vorderkammertiefe (VKT) des Auges oder
Achslänge und Hornhautkrümmung (HHK) oder
Hornhautkrümmung und Vorderkammertiefe oder
Achslänge und Vorderkammertiefe und Hornhautkrümmung.

2. Kombination eines Gerätes nach Anspruch 1 mit der Fixierung des Auges über eine Fixierlampe und/oder der Beleuchtung durch exzentrisch um die Beobachtungsachse gruppierte Lichtquellen.

3. Anordnung nach mindestens einem der vorangehenden Ansprüche, wobei zur Abbildung des Auges auf eine Kamera und zur Erzeugung verschiedener Abbildungsmaßstäbe vorzugsweise ausschwenkbare Abbildungsoptiken im Strahlengang vorgesehen sind.

4. Anordnung nach mindestens einem der vorangehenden Ansprüche, wobei telezentrische Blenden unterschiedlicher Größen, auschwenkbar oder verstellbar, im Strahlengang vorgesehen sind.

5. Anordnung nach mindestens einem der vorangehenden Ansprüche, wobei zur AL-Messung eine Interferometeranordnung mit einstellbarer Weglängendifferenz vorgesehen ist.

6. Anordnung nach Anspruch 5, wobei in der Interferometeranordnung ein vorzugsweise ausschwenkbares DOE vorgesehen ist.

7. Anordnung nach Anspruch 5 oder 6, wobei die Lichtquelle des Interferometers der AL- Messung oder eine zusätzliche am Interferometer eingekoppelte Lichtquelle zur Fixierung des Auges bei der VKT-Messung oder HHK-Messung dient.

8. Anordnung nach einem der Ansprüche 5-7, wobei das Detektionselement der Anordnung zur AL-Messung zur Erfassung des Justierzustandes des Auges sowie zur Anzeige des Justierzustandes des Auges vorgesehen ist.

9. Anordnung zur Ermittlung der VKT, vorzugsweise in einem Kombinationsgerät nach einem der Ansprüche 1-8, bestehend aus einer seitlich zum Auge unter einem Winkel einstrahlenden spaltförmigen Beleuchtung über eine Abbildungsoptik.

10. Anordnung nach Anspruch 9, wobei für die Beleuchtung eine anamorphotische Abbildungsoptik, vorzugsweise eine Zylinderlinse, vorgesehen ist.

11. Anordnung nach Anspruch 9 oder 10, mit einem Beleuchtungswinkel vorzugsweise in einem Bereich um 33 Grad zur Beobachtungsachse.

12. Anordnung nach einem der Ansprüche 9-11, wobei das von unterschiedlichen Schichten des Auges gestreute Licht auf einer Kamera erfaßt und das Kamerasignal ausgewertet wird.

13. Anordnung zur Bestimmung der HHK, vorzugsweise in einem Kombinationsgerät nach einem der Ansprüche 1-12, bestehend aus 6 konzentrisch und symmetrisch angeordneten Lichtquellen.

14. Anordnung nach Anspruch 13, mit Lichtquellen im IR-Bereich.

15. Anordnung nach Anspruch 13 oder 14, wobei die Strahlung der Lichtquellen über eine Optik kollimiert wird.

16. Anordnung nach einem der Ansprüche 13-15, mit einem Beleuchtungswinkel zur Beobachtungsachse in einem Bereich von vorzugsweise um 18 Grad.

17. Anordnung zur Justierung des Patientenauges zum Gerät, vorzugsweise in einem Kombinationsgerät nach einem der Ansprüche 1-16, bestehend aus vorzugsweise sechs konzentrisch angeordneten Lichtquellen.

18. Anordnung nach einem der Ansprüche 13-17, wobei die Lichtquellen zwischen den HHK- Lichtquellen angeordnet sind.

19. Strahlteilerwürfel in einem Kombinationsgerät einem der Ansprüche 1-18, mit einer hohen Transmission im visuellen und/oder nahem Infrarotbereich sowie zur Einkopplung des zur AL-Bestimmung aus dem Interferometer kommenden Laserlichtes einer hohen Reflektivität in Richtung des Auges für das polarisierte Laserlicht sowie einer hohen Transmission für das vom Auge reflektierte Laserlicht in Richtung der Detektion.

20. Strahlteilerwürfel nach Anspruch 19, der eine Lambda/4 Platte zur Erzeugung zirkular polarisierten Lichtes aufweist.

21. Strahlteilerwürfel in einem Kombinationsgerät nach einem der Ansprüche 1-20, zur Auskopplung des vom Auge kommenden polarisierten Laserlichtes in Richtung eines Detektors mit einer hohen Reflektivität sowie einer hohen Transmission für den sichtbaren und/oder nahen Infrarotbereich.

22. Strahlteilerwürfel nach Anspruch 21, der eine Lambda/2-Platte zur Drehung der Polarisationsrichtung des polarisierten Laserlichtes aufweist.

23. Strahlteilerwürfel nach einem der Ansprüche 19-22, mit einem wechselnden Aufbau aus einer höherbrechenden Schicht H und einer niedrigbrechenden Schicht L.

24. Anordnung nach einem der Ansprüche 1-23, wobei eine gemeinsame Kamera mit nachgeschalteter Auswerteeinheit zur Erfassung und Verarbeitung der Lage der Lichtquellenbilder der VKT-Bestimmung und der HHK- Bestimmung und Darstellung oder Erfassung der Justierlichtquellen vorgesehen ist.

25. Anordnung nach einem der Ansprüche 1-24, mit der Darstellung des beleuchteten Auges sowie einer Bedienoberfläche auf einem Monitor.

26. Anordnung nach einem der Ansprüche 1-25, mit einer zentralen Ansteuerung zur Einschwenkung des DOE und/oder der Abbildungsoptiken und/oder der Blenden und oder der Interferometerverstellung und/oder der Ein- und Ausschaltung der Lichtquellen für VKT- Bestimmung und/oder HHK-Messung und oder Justierung und/oder AL-Messung.

27. Verfahren zum Betrieb eines Kombinationsgerätes nach mindestens einem der Ansprüche 1-26, mit folgender Reihenfolge der Messungen:
zuerst AL, dann HHK, danach VKT oder zuerst HHK, dann VKT, dann AL oder zuerst HHK, dann AL dann VKT.

28. Verfahren zur Bestimmung der HHK und/oder der VKT, wobei die Beleuchtung zur Bilderzeugung der CCD-Kamera synchronisiert ein- und ausgeschaltet wird.

29. Verfahren nach Anspruch 28, wobei bildweise an- und ausgeschaltet wird.

30. Verfahren nach einem der Ansprüche 28 oder 29, wobei Bildpaare beleuchtet/unbeleuchtet erzeugt und weiterverarbeitet werden.

31. Verfahren zur Bestimmung der VKT, insbesondere nach einem der Ansprüche 1-30, mit folgendem Ablauf

• - Detektion der Pupille im Dunkelbild
• - Detektion des Fixierpunktes in der Pupille im Dunkelbild.
• - Berechnung eines Differenzbildes (Hellbild minus Dunkelbild) und Rauschunterdrückung im Differenzbild
• - Bestimmung des Kantenverlaufs der Streubilder der Spaltbeleuchtung im Differenzbild.
• - Bestimmung des Abstandes X der Vorderkanten von Hornhaut- und Linsenstreubild SH, SL (in Pixeln)
• - Berechnung der Vorderkammertiefe aus dem Abstand X.