DE19950792A1

DE19950792A1 - Wellenfrontsensor mit Mehrleistungsstrahlmodi und unabhängiger Abgleichkamera

Info

Publication number: DE19950792A1
Application number: DE19950792A
Authority: DE
Inventors: Gerhard Youssefi; Hans-Joachim Polland
Original assignee: Technolas GmbH
Current assignee: Technolas GmbH
Priority date: 1999-10-21
Filing date: 1999-10-21
Publication date: 2001-04-26
Also published as: US7036934B1; US7625089B2; EP1920712A1; EP1223849A2; DE60024662D1; EP1514509A2; WO2001028408A2; ES2321937T3; BR0015063A; CA2385903C; AU1274201A; JP2003511181A; DE60024662T2; EP1514509A3; EP1514509B1; WO2001028408A3; ES2187394T1; ES2187394T3; US20060152677A1; DE60041720D1

Abstract

Es wird ein verbesserter Wellenfrontsensor bereitgestellt, durch den der Anfangsfokus und die Präzision abgebildeter Lichtflecken verbessert werden, die zum Bestimmen der monochromatischen Wellenaberrationen des Auges verwendet werden. Der Wellenfrontsensor weist eine von einer Linsenkamera unabhängige Abgleichkamera auf. Ein in einem niedrigeren Leistungsmodus betriebener Laser wird auf die Netzhaut des Auges projiziert und durch ein Steuerungssystem, das Daten von der Abgleichkamera verwendet, die die Fokussierung der abgebildeten Lichtflecken unterstützt, in einen präziseren oder scharfen Fokus gebracht. "Teleskopartig" bewegliche optische Komponenten werden verwendet, um den Fokus des auf die Netzhaut projizierten Lichts und der abgebildeten Lichtflecken auf einem Sensor einzustellen. Der Laser weist einen höheren Leistungsmodus auf, der verwendet wird, wenn Daten der abgebildeten Lichtflecken vom Sensor erfaßt werden.

Description

Hintergrund der Erfindung

Die Erfindung betrifft ein ophtalmologisches Wellen frontaberrationsdiagnosewerkzeug mit optischen Komponenten, durch die seine Empfindlichkeit verbessert wird. Die Erfin dung betrifft außerdem Systeme, in denen ein verbessertes Werkzeug für die refraktive Augenchirurgie verwendet wird.

Im Bereich der Ophtalmologie oder Augenheilkunde wurden in den letzten Jahren große Fortschritte in der Entwicklung refraktiver Behandlungen zum permänenten Korrigieren von Sehfehlern des Auges gemacht. Diese Techniken wurden aus früheren radialen Keratotomietechniken entwickelt, in denen der Hornhaut durch Schlitze in der Hornhaut ermöglicht wur de, sich zu entspannen und umzuformen, um Techniken bereit zustellen, wie beispielsweise photorefraktive Keratektomie ("PRK"), äußere lamellare Keratektomie ("ALK"), Laser in si tu Keratomileusis ("LASIK") und thermische Techniken, z. B. thermische Laserkeratoplastie ("LTK"). Ziel aller dieser Techniken ist es, eine relativ schnelle, jedoch permanente Sehfehlerkorrektur zu erreichen.

Durch die Entwicklung und Weiterentwicklungen oder Ver feinerungen dieser Techniken wurde eine größere Präzision in der refraktiven oder Brechungsfehlerkorrektur erreicht. In frühen Behandlungsarten war die Präzision der Korrektur re lativ grob. Eine Korrektur mit einer Toleranz von z. B. plus/minus einer Dioptrie der gewünschten Korrektur für Kurzsichtigkeit oder Myopie wäre als sehr gutes Ergebnis be trachtet worden. Die Behandlungsarten wurden zunehmend wei terentwickelt und verfeinert, so daß eine Korrektur schwie rigerer oder subtilerer Defekte ermöglicht wurde. Kurzsich tigkeit (Myopie) und Weitsichtigkeit (Hyperopie) können nun durch herkömmliche Techniken mit hoher Präzision korrigiert werden, und unter Verwendung von Excimerlasern können auch Effekte höherer Ordnung, z. B. Aspherizität und ungleichmäßi ge Stabsichtigkeit (Astigmatismus), korrigiert werden.

Gleichzeitig wurden auch die Diagnosewerkzeuge zum Be stimmen, welche Korrektur erforderlich ist, weiterentwic kelt. Durch Verwendung von Topografiesystemen können Sehfeh ler unabhängig von ihrer "Gleichmäßigkeit" bestimmt und kor rigiert werden. Solche Techniken sind im US-Patent Nr. 5891132 mit dem Titel "Distributed Excimer Laser System", erteilt am 6. April 1999, beschrieben. Durch verschiedene neuartige Topografiesysteme, Pachymetriesysteme, Wellen frontsensoren und allgemein durch Brechungsfehlererfassungs systeme kann nicht nur der Myopie-, Hyperopie- und Astigma tismusgrad bestimmt werden, sondern können auch Aberrationen höherer Ordnung der Brechungseigenschaften des Auges erfaßt werden.

Die Erfassung von Wellenfrontaberrationen im menschli chen Auge für intraokuläre Chirurgie und zur Herstellung von Kontaktinsen und intraokulären Linsen ist beispielsweise in "Objective measurement of wave aberrations of the human eye with the use of a Hartman-Shack wave-front Sensor", Liang et al., Journal of the optical Society of America, Bd. 11, Nr. 7, Juli 1994, Seiten 1-9, beschrieben. Diese Technik wird unter Bezug auf Fig. 1 zusammengefaßt dargestellt. Ein Lichtstrahl von einer Laserdiode oder einer anderen Licht quelle wird zur Pupille hin gerichtet und trifft auf die Netzhaut auf. Weil die Netzhaut hochgradig absorbierend ist, wird ein Strahl (oder eine Wellenfront, wie in Fig. 1 be schrieben) durch die Netzhaut reflektiert und tritt aus der Pupille aus. Typischerweise folgen das ankommende oder ein fallende und das austretende Licht einem gemeinsamen Weg; das ankommende Licht wird durch einen Strahlenteiler in den gemeinsamen optischen Weg gebracht. Der austretende Strahl wird einem Hartmann-Shack-Detektor zugeführt, um die Aberra tionen zu erfassen. Ein solcher Detektor weist eine Anord nung oder Matrix aus kleinen Linsen auf, die das Licht in eine Anordnung oder Matrix von Lichtflecken aufbrechen und die Lichtflecken auf einen Ladungskopplungsdetektor (in Fig. 1 nicht dargestellt) oder einen anderen zweidimensionalen Lichtdetektor fokussieren. Jeder Lichtfleck wird lokali siert, um seine Verschiebung Δ bezüglich der Position zu be stimmen, die er bei Abwesenheit von Wellenfrontaberrationen einnehmen würde, und die Verschiebungen der Lichtflecken er möglichen eine Rekonstruktion der Wellenfront und damit die Erfassung der Aberrationen durch bekannte mathematische Ver fahren. In Fig. 1 bezeichnet θ die lokal gemittelte Wellen frontsteigung vor der Linsenanordnung und steht mit der Lichtfleckverschiebung und der Brennweite der kleinen Linsen durch θ = Δ/f in Beziehung, wie für Fachleute ersichtlich ist.

Verbesserungen der von Liang et al. dargestellten Tech nik werden in "Aberrations and retinal image quality of the normal human eye", J. Liang und D.R. Williams, Journal of the Optical Society of nerlca, Bd. 4, Nr. 11, November 1997, Seiten 2873-2883 und im US-Patent Nr. 5777719 von Williams et al. ("Williams") beschrieben. Williams be schreibt Techniken zum Erfassen von Aberrationen und zum Verwenden der so erfaßten Aberrationen für die Augenchirur gie und zum Herstellen intraokulärer und von Kontaktlinsen.

In der internationalen Patentveröffentlichung WO/99/27334 (Internationale Anmeldung PCT/US97/21688) ("Frey") wird eine weitere Modifikation unter Verwendung op tischer Polarisationselemente zum Steuern der Rückstreuung von den Linsen in der Detektoranordnung beschrieben. Ähnlich wie bei Williams wird von Frey vorgeschlagen, Daten vom Wel lenfrontsensor zu verwenden, um eine optische Korrektur für das untersuchte Auge zu entwickeln. D. h., die so bestimmte optische Korrektur ist auf die durch den Sensor vermessene Blende der Hornhaut begrenzt, z. B. auf einen Kreis von 6 mm, auf den die Pupille des Auges erweitert war, als das Auge vermessen wurde. Außerhalb dieses Bereichs schlägt Frey die Verwendung eines sich verjüngenden Übergangsbereichs einer partiellen Ablation vor, um starke Änderungen der Hornhaut krümmung zu minimieren und dadurch Rückbildungen zu reduzie ren.

Diese Diagnosesysteme und -verfahren ermöglichen eine Korrektur sowohl der Grundeffekte als auch der Effekte höhe rer Ordnung, insbesondere wenn sie mit noch weiter verfei nerten Brechungskorrekturtechniken verwendet werden, so daß die Möglichkeit besteht, daß eines Tages Sehfehlerkorrektu ren von besser als 20/20 die Norm sind. Es besteht jedoch Bedarf an verbesserten Verfahren zum Anwenden weiterentwic kelter Diagnosetechniken in der refraktiven Chirurgie.

Beschreibung der Erfindung

Erfindungsgemäß kann ein Wellenfrontsensor durch Ver größern des Anfangsfokus und Verbessern der Präzision des auf die Netzhaut eines Auges auftreffenden Lichts verbessert werden, was dazu beiträgt, eine Gruppe abgebildeter Licht flecken, die zum Bestimmen der monochromatischen refraktiven Aberrationen des Auges verwendet werden können, auf einen Sensor zu fokussieren. Insbesondere weist ein Wellenfront sensor in einer Ausführungsform eine von einer Linsenkamera unabhängige Abgleichkamera auf. Ein Laser wird auf einen niedrigeren Leistungsmodus eingestellt und projiziert Licht auf die Netzhaut. Das Licht wird mit Hilfe der Abgleichkame ra in den Fokus gebracht. Weil das in die Abgleichkamera eintretende Licht, das von der Netzhaut zurückgestreut oder reflektiert wird, durch eine Anordnung oder Matrix aus klei nen Linsen bzw. eine Linsenanordnung nicht geteilt wird, wird die Intensität dieses Lichts nicht reduziert. Ein Steuerungssystem kann Daten des Lichts auf der Netzhaut von der Abgleichkamera verwenden, um die abgebildeten Lichtflec ken unter Verwendung hin- und hergehend oder teleskopartig beweglicher optischer Fokussierungselemente präziser auf den Sensor zu fokussieren.

Wenn die Abgleichkamera einmal verwendet wurde, um den Laser anfangs auf die Netzhaut zu fokussieren, wird der La ser kurzzeitig auf einen höheren Leistungsmodus geschaltet, durch den, wenn er unbegrenzt eingeschaltet bleiben würde, die Netzhaut geschädigt werden könnte, der Laser wird jedoch nur kurzzeitig impulsartig aktiviert. Das in diesem Hochlei stungsmodus durch das zurückkehrende Licht erhaltene Bild wird dann durch die Linsenanordnung erzeugt. Obwohl die Lin senanordnung das zurückkehrende Licht in mehrere Lichtflec ken teilt, wird durch den Hochleistungsmodus die Signalin tensität und der Kontrast jedes dieser Lichtflecken verbes sert.

Die Größe der Linsenanordnung kann daher reduziert wer den, z. B. von einem Mittenabstand von 800 µm für die kleinen Linsen mit einer Brennweite von 80 mm auf einen Mittenab stand von 400 µm mit einer Brennweite von 40 mm. Dadurch kann die Stellfläche der Vorrichtung reduziert werden, oder es kann eine größere Anzahl kleiner Linsen und eine entspre chend größere Anzahl von Bildpunkten bereitgestellt werden.

Außerdem kann erfindungsgemäß ein Wellenfrontsensor stattdessen eine Linsenkamera zum Fokussieren verwenden. Dies erfolgt durch kontinuierliches Beobachten der Schwer punkte der von der Linsenkamera erhaltenen Lichtflecken und durch Vergleichen des realen oder tatsächlichen mittleren Schwerpunktabstands mit einem perfekt oder idealen fokus sierten oder idealen Schwerpunktabstand. Der Fokus des Wel lenfrontsensors wird langsam eingestellt, bis der reale mittlere Schwerpunktabstand dem idealen fokussierten Schwer punktabstand gleich ist, wobei festgelegt wird, daß der Wel lenfrontsensor zu diesem Zeitpunkt fokussiert ist.

Außerdem wird, indem mit einem myopischen Fokus begon nen und dann zu einem hyperopischen Fokus fortgeschritten wird, gewährleistet, daß die Linse des Auges entspannt ist, wenn der Wellenfrontsensor in den Fokus gebracht wird. Durch weiteres Einstellen des Fokus zum hyperopischen Fokus hin und durch fortgesetztes Beobachten des mittleren Schwer punktabstands wird der Anpassungs- oder Akkomodationsbereich einer Augenlinse bestimmt. Insbesondere wird, wenn der Ab stand des Schwerpunkts sich zu ändern beginnt, dies als Ende des Bereichs bestimmt, in dem die Augenlinse sich Fokusände rungen des Wellenfrontsensors anpassen kann. Dieser Fokalbe reich bestimmt den Gesamtakkomodationsbereich des Auges.

Außerdem kann aus diesen Daten der tatsächliche Formän derungsbereich der Augenlinse basierend auf den Wellenfron ten hergeleitet werden, die erfaßt werden, wenn das Auge zu nächst in den Fokus gegangen ist, und das Auge dann inner halb des Akkomodationsbereichs der Linse aus dem Fokus her ausgegangen ist.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt die in Wellenfrontmessungen enthaltenen Prinzipien;

Fig. 2 zeigt ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsen sors zur Verwendung in einem erfindungsgemäßen System;

Fig. 3 zeigt ein Diagramm eines exemplarischen Fixati onsbildes zur Verwendung im Wellenfrontsensor von Fig. 2;

Fig. 4A und 4B zeigen Diagramme von im Wellenfront sensor von Fig. 2 verwendeten Prismen;

Fig. 4C zeigt ein Diagramm eines erfindungsgemäßen An triebssystems für die Prismen von Fig. 5B;

Fig. 5A und 5B zeigen Diagramme zum Darstellen typi scher Daten, die durch den erfindungsgemäßen Wellenfrontsen sor von Fig. 2 zurückgesendet werden;

Fig. 6 zeigt ein Bild realer Daten, die von einem bei spielsweise in Fig. 2 dargestellten Wellenfrontsensor zu rückgesendet werden;

Fig. 7A und 7B zeigen Darstellungen der durch einen Wellenfrontsensor zurückgesendeten unscharfen Wellenfront sensordaten sowie die Erzeugung eines Schwerpunkts der Da tenpunkte des Wellenfrontsensors;

Fig. 8A-8G zeigen Diagramme zum Darstellen des mittleren Schwerpunktabstands;

Fig. 9 zeigt einen Graphen des mittleren Schwer punktabstands als Funktion von Brechungskorrekturen;

Fig. 10A-10D zeigen Schnittansichten eines Auges zum Darstellen von Brennpunkten während eines Akkomodations vorgangs;

Fig. 11 zeigt eine Schnittansicht eines Auges zum Dar stellen des Wellenfrontbeitrags verschiedener Komponenten; und

Fig. 12 zeigt Gleichungen zum Berechnen der Änderung der Form einer Linse während eines Akkomodationsvorgangs.

Ausführungsformen der Erfindung

Fig. 2 zeigt ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsen sors 300 (Aberrometer^TM), der eine bevorzugte Implementierung der vorliegenden Erfindung darstellt. Der Wellenfrontsensor 300 arbeitet ähnlich wie der Wellenfrontsensor von Williams, er weist jedoch bestimmte Merkmale auf, die ihn besonders geeignet machen zum Empfangen von Irisdaten und zum Scharf stellen des Fokus von Lichtflecken auf einem Sensor, der zum Bestimmen der Wellenfrontaberrationen des Auges verwendet wird. Allgemein fokussiert der Wellenfrontsensor 300 Licht (typischerweise eines Lasers) auf die Netzhaut eines Auges oder scannt bzw. tastet es ab und analysiert dann das durdh die Linse und die Hornhautoptik des Auges zurückkehrende (z. B. von der Netzhaut zurückgestreute) und auf eine Linsen anordnung abgebildete und durch sie fokussierte Licht. Ba sierend auf optischen Aberrationen in den optischen Kompo nenten des Auges entwickelt das System eine Gesamtwellen frontaberrationsanalyse aus dem zurückkehrenden Licht. Im allgemeinen werden aus dem zurückkehrenden Licht, um die Analyse auszuführen, durch eine Linsenkamera virtuelle Bil der auf einem Sensor der Linsenkamera erzeugt. Jede kleine Linse tastet die zurückkehrende Bildwellenfront an der Lin senanordnung ab und "sieht" effektiv den Laserlichtfleck auf der Netzhaut des Auges. Aus dieser Analyse entwickelt der Wellenfrontsensor 102 eine Wellenfrontaberrationskarte, um darzustellen, welche Korrekturen der optischen Augenkompo nenten erforderlich sind, durch die eine Normalsichtigkeit oder nahezu eine Normalsichtigkeit (Emmetropie) erhalten wird.

Um das Auge E des Patienten geeignet auszurichten, kön nen zwei in Fig. 2 dargestellte 660 nm Laserdioden 302 schräg zum Auge E ausgerichtet werden. Wenn Lichtflecke von den Laserdioden 302 auf dem Auge E des Patienten durch ge eignetes Ausrichten des Wellenfrontsensors 300 (oder 102), der Ausgangsstrahlen der Laserdioden 302 (oder der optischen Elemente zum Ausrichten dieser Strahlen), des Patienten, oder auf andere Weise zu einem einzigen Lichtfleck vereinigt werden, ist das Auge E im oder etwa im präzisen Brenn punktabstand vom Wellenfrontsensor 300 (oder 102) angeord net. Alternativ kann das Auge E des Patienten durch einen Arzt, einen Techniker oder anderes medizinisches Fachperso nal durch visuelles Betrachten eines Irisbildes des Auges E geeignet ausgerichtet werden, um den korrekten Brennpunktab stand vom Wellenfrontsensor 300 zu finden und die Gesamtbe lichtung des Auges E zu reduzieren. In diesem Fall sind die Laserdioden 302 nicht erforderlich. Durch eine Lichtquelle oder eine Augenbeleuchtung 304 wird Licht für eine nachste hend beschriebene Pupillenkamera 328 bereitgestellt.

Wenn das Auge E einmal geeignet ausgerichtet ist, emp fängt es Licht von einer Lichtquelle 306 (z. B. von einer La serdiode, wie beispielsweise eine 780 nm Laserdiode) entlang eines optischen Weges zum Auge E. Vorzugsweise weist die La serdiode 306 mehr als eine einstellbare Ausgangsleistung auf (d. h. sie arbeitet in Zwei- oder Mehrleistungsmodi), minde stens eine niedrigere Leistung für die Ausrichtung und die Anfangsfokussierung und mindestens eine höhere Leistung zum Erzeugen eines aus mehreren Lichtflecken bestehenden oder Mehrpunktbildes in einem Sensor (z. B. einer Linsenkamera) 312, wie nachstehend beschrieben wird. Beispielsweise sind typische niedrigere und höhere Leistungen 0,5 µW bzw. 30 µW. Diese Leistungswerte sind von mehreren Faktoren abhängig, z. B. davon, wie lange die Laserdiode 306 bei einer höheren Leistung betrieben werden soll.

Ein Teil des Strahls von der Laserdiode 306 wird zu nächst von einem Strahlenteiler 308 (z. B. mit einem Licht durchlaßgrad von 80% und einem Reflexionsvermögen von 20%) reflektiert. Der reflektierte Strahl durchläuft einen Pola risationsstrahlenteiler 310, der den Rauschabstand (bzw. die Signalintensität) des von der Netzhaut des Auges zurückge streuten Lichts verbessert, das schließlich durch die Lin senkamera 312 erfaßt wird, wie nachstehend diskutiert wird. Der Strahlenteiler 310 polarisiert das von der Laserdiode 306 empfangene Licht und läßt im allgemeinen Licht durch, das entlang einer Richtung linear polarisiert ist und re flektiert Licht, das in dieser Richtung nicht polarisiert ist. Das polarisierte Licht durchläuft dann ein hin- und hergehend oder teleskopartig bewegliches Prisma 314, wie nachstehend in Verbindung mit den Fig. 4A und 4B disku tiert wird, das verwendet wird, um den Fokus des Lichts von der Laserdiode 306 auf die Netzhaut des Auges E einzustel len, wobei an diesem Punkt von der Netzhaut auf die Linsen anordnung zurückgestreutes Licht korrekt oder nahezu korrekt fokussiert sein wird. Das Licht vom teleskopartig bewegli chen Prisma 314 wird von einem Spiegel 316 reflektiert, durchläuft einen Strahlenteiler 318 (z. B. mit einem Refle xionsvermögen von 20% und einem Lichtdurchlaßgrad von 80%) und dann ein λ/4-Plättchen oder Wellenplättchen 320. Das λ/4- Plättchen 320 ist so ausgerichtet, daß es aus dem linear po larisierten Licht im wesentlichen zirkular polarisiertes Licht erzeugt. Die Bedeutung davon wird in der nachstehenden Diskussion des vom Auge E zum Polarisationsstrahlenteiler 310 zurückgestreuten Lichts ("zurückkehrenden Lichts") er sichtlich.

Nachdem das Licht das λ/4-Plättchen 320 durchlaufen hat, wird es auf die Netzhaut des Auges E fokussiert. Das Licht wird von der Netzhaut zurückgestreut oder reflektiert, und der zurückgestreute Lichtfleck auf der Netzhaut läuft dann durch die optischen Komponenten des Auges, z. B. über die Linse und die Hornhaut, zurück. Auf dem Rückweg wird das zirkular polarisierte Licht durch das λ/4-Plättchen 320 er neut retardiert, um Licht zu erhalten, das bezüglich des an kommenden linear polarisierten Lichts, das auf dem ersten Durchgang durch das λ/4-Plättchen 320 erzeugt wird, wie vor stehend diskutiert, senkrecht linear polarisiert ist. Ein Teil des senkrecht polarisierten Lichts durchläuft dann den Strahlenteiler 318, wird vom Spiegel 316 reflektiert, läuft durch das Prisma 314 zurück und kehrt dann zum Polarisati onsstrahlenteiler 310 zurück. An diesem Punkt ist das Licht vollständig oder zum größten Teil senkrecht polarisiert, so daß es im wesentlichen durch den Polarisationsstrahlenteiler 310 reflektiert wird und dann durch einen Spiegel 322 in ei ne Linsenabbildungskamera 312 reflektiert wird. Um einen Teil des zurückkehrenden Lichts in eine Abgleichkamera 323 zu leiten, wie weiter unten diskutiert wird, kann das λ/4- Plättchen 320 bezüglich seiner optimalen Ausrichtung geneigt und/oder gedreht werden (z. B. um etwa 5 Grad gedreht wer den). Bei dieser Implementierung wäre das durch die Ab gleichkamera 323 empfangene Licht im wesentlichen senkrecht zum zurückkehrenden Licht polarisiert. Innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung sind auch von Neigung und Drehung des λ/4-Plättchens 320 von seiner optimalen Ausrichtung ver schiedene Verfahren zum Zuführen des zurückkehrenden Lichts zur Abgleichkamera 323 denkbar, z. B. Änderungen des opti schen Weges und der optischen Komponenten des Wellenfront sensors 300 (oder 102). Beispielsweise könnte statt des Spiegels 322 eine Vorrichtung mit steuerbarem Lichtdurchlaß grad und Reflexionsvermögen verwendet werden, z. B. eine Flüssigkristallvorrichtung, und die Abgleichkamera und jeg liche optischen Fokussierungselemente können so positioniert werden, daß sie einen Teil des durch die steuerbare Vorrich tung durchgelassenen Lichts empfangen. Bei einer solchen Im plementierung wäre der Strahlenteiler 308 unnötig, und das durch die steuerbare Vorrichtung empfangene Licht würde im wesentlichen die gleiche Polarisation aufweisen wie das zu rückkehrende Licht oder eine parallele Polarisation.

Die Linsenkamera 312 ist vorzugsweise eine Ladungsspei cherbaustein (CCD) -kamera, z. B. eine Kamera des Modells TM- 9701, hergestellt durch Pulnix, mit einer Anordnung aus kleinen Linsen 324, obwohl andersartige Kameras und der Lin senanordnung 324 (einschließlich der von einer Kamera ge trennten optischen Komponenten) analoge, andere optische Ab tastkomponenten verwendet werden könnten. Beispielsweise kann eine JCX039DLA-Kamera der Sony Corporation als Linsen kamera 312 und als Pupillenkamera eingesetzt werden. Die Linsenanordnung 324 erzeugt virtuelle Bilder auf dem Lich terfassungselement (z. B. auf der CCD-Anordnung) der Linsen kamera 312 aus dem vom Spiegel 322 reflektierten, zurückkeh renden Licht. Das λ/4-Plättchen 320 kann dazu beitragen, den Anteil des unerwünschten zurückgestreuten oder Streulichts zu reduzieren, um die Signalintensität oder den Kontrast der virtuellen Bilder zu verbessern. Die Linsenanordnung 324 fo kusiert Teile des Lichts, das anfangs die optischen Kompo nenten des Auges E durchlaufen hat, so daß die refraktiven Wellenfrontaberrationseffekte des Auges E, ähnlich wie von Williams beschrieben, bestimmt werden können. Diesbezüglich können, wenn die Wellenfrontaberrationen und damit der Pha senfehler des Auges E einmal bestimmt worden sind, diese in ein erforderliches Ablationsprofil umgewandelt werden, um Hornhautgewebe zu entfernen und Sehfehler unter geeignetem Bezug auf Parameter des Auges E (z. B. der Brechungsindizes der Komponenten des Auges E und/oder anderer Parameter) zu korrigieren oder zu verbessern. Es können Markierungen auf dem Auge verwendet werden, um die Ausrichtung des Auges E während der Erfassung der Wellenfrontsensordaten zu unter stützen.

Vorzugsweise ist die Linsenanordnung 324 eine Anordnung aus etwa 25 × 25 kleinen Linsen mit einer Fläche von jeweils 600 µm², z. B. das Modell 0600-40-S, hergestellt durch Adap tive Optics Associates, Incorporated. Die kleinen Linsen sind kleiner als die im vorstehend erwähnten US-Patent Nr. 5777719 beschriebenen und in anderen Systemen verwendeten Linsen, was durch die größere Lichtintensität des der Lin senkamera 312 zugeführten Lichts ermöglicht wird, die durch Komponenten des nachstehend zu diskutierenden Wellenfront sensors 300 erhalten wird. Der optische Weg des in Fig. 9 dargestellten Wellenfrontsensors 300 kann auch Linsen 326 (z. B. vier Linsen) und Blenden oder Öffnungen 327 aufweisen (um Änderungen der Strahlgröße zu ermöglichen), die für die Ausleuchtungs-, Abbildungs- und Fokussierungsoptik typisch sind und auch andere mögliche optische Komponenten umfassen können, die zur Verdeutlichung weggelassen sind. Beispiels weise kann bei einer Ausführungsform der Erfindung die Brennweite einer oder beider Linsen 326 in der Nähe des te leskopartig beweglichen Prismas 314 geändert, möglicherweise verkürzt, werden, um eine kleinere Strahlbreite des in die Linsenanordnung 324 eintretenden Strahls zu ermöglichen. Bei einer anderen Ausführungsform kann der durch den Wellen frontsensor 300 (oder 102) mögliche Dioptrienmeßbereich bei spielsweise durch geeignete Auswahl der Linse 326 vor dem Laser 306 geändert werden, um eine Anpassung an die natürli che schlechte Sehkraftverteilung in der allgemeinen oder in einer ausgewählten Population von Patienten zu erhalten. Ein Verfahren, um dies zu erreichen, besteht darin, die Linse 326 (z. B. eine Linse mit 5 Dioptrien) vor der Laserdiode 306 so anzuordnen, daß der Laserstrahl nicht mehr parallel ver läuft. Dadurch wird ein bestimmter Dioptrienversatz bereit gestellt, der verwendet werden kann, um das Auge des Patien ten durch den Wellenfrontsensor 300 (oder 102) zu prüfen. In einem nicht einschränkenden Beispiel kann der Diopttienbe reich, wie für Fachleute ersichtlich ist, von einem symme trischen Bereich von -8 bis +8 Dioptrien mit einer symmetri schen Struktur zu einem asymmetrischen Bereich von -13 bis +3 Dioptrien mit einer asymmetrischen Struktur modifiziert werden. Dies kann ohne Änderung der Größe des teleskopartig beweglichen Fokussierungsprismas 314 (oder einer anderen Einstell- oder Abgleichvorrichtung) und/oder von Parametern der optischen Elemente bzw. der Optik erreicht werden.

Alternativ zur Position der Linse 326 könnte eine Linse 338 in den Weg zur Linsenkamera 312 bewegt werden. Es können mehrere Positionen innerhalb des Weges zur Linsenkamera 312 verwendet werden, um den Gesamtbereich des Wellenfrontsen sors 300 einzustellen. Durch Verwendung der Linse 326 oder 338, die in eine vorgegebene Position und aus der Position heraus bewegt werden kann, wird der für den Teleskopmecha nismus erforderliche "Hubweg" reduziert. Außerdem wird die Laserdiode 306 typischerweise einen Eigen "-astigmatismus" aufweisen. Dieser kann mit dem im Auge E des Patienten ge fundenen Astigmatismus ausgerichtet werden, wodurch der Ge samtbereich des Wellenfrontsensors 300 wiederum vergrößert wird. Insbesondere wird ein solcher Astigmatismus "mit der Regel" ausgerichtet, mit der typischerweise der Astigmatis mus eines Patienten gefunden wird, und die Software der Lin senkamera 312 und des entsprechenden Wellenfrontsensors 300 können diesen Eigenastigmatismus berücksichtigen, um einen noch größeren Bereich bestimmbarer Astigmatismen bereitzu stellen.

In der Darstellung empfängt eine Pupillenkamera 328 z. B. 20% des vom Strahlenteiler 318 reflektierten Lichts. Die Pupillenkamera 328 erzeugt vorzugsweise die Irisbildda ten zum Abgleichen der Wellenfrontdaten mit anderen Diagno sedaten oder mit von einem Laser auf ein Auge zu projizie renden Ablationsprofilen.

Die Pupillenkamera 328 ist im optischen Weg zwischen dem Auge E und dem teleskopartig beweglichen Fokussie rungsprisma 314 angeordnet, so daß die Pupillenkamera 328 unabhängig von Änderungen der Brennweite des Rests des Sy stems zum Fokussieren auf die Netzhaut auf die Pupille und die Iris des Auges E fokussiert werden kann. Daher kann die Pupillenkamera 328 unabhängig von der Tiefe des Auges E und dem entsprechenden Abstand von der Netzhaut zur Iris ein klares Bild der Oberfläche des Auges E erzeugen.

Fokusabgleichkamera

Der Wellenfrontsensor 300 weist die Ausrichtungs- oder Abgleichkamera 323 auf, die ein Bild des zurückgestreuten Lichtflecks auf der Netzhaut des Auges E von einem Strahlen teiler 332 (z. B. mit einem Reflexionsvermögen von 50% und einem Lichtdurchlaßgrad von 50%) empfängt. Die Abgleichkame ra 323 ist im Weg der optischen Elemente angeordnet, die Licht auf die Netzhaut des Auges E fokussieren, und ist un abhängig von der Linsenkamera 312. Die Abgleichkamera 323 ermöglicht eine präzise Bestimmung, wann der von der Laser diode 306 auf die Netzhaut auftreffende Lichtfleck sich im oder etwa im Fokus befindet, und unterstützt daher die Be stimmung, wann das von der Netzhaut zurückgestreute Licht sich im oder etwa im Fokus der Linsenkamera 312 befindet. Durch die Abgleichkamera 323 kann der Lichtfleck auf der Netzhaut gesehen werden, der (wie bei Williams) die Quelle für die Schwerpunktsignale ist, und automatisch untersucht werden, wenn er sich im schärfsten Fokus befindet, um eine möglichst scharfe Fokussierung der virtuellen Bilder auf der Linsenkamera 312 zu ermöglichen. In herkömmlichen Systemen wurde keine Abgleichkamera verwendet. Solche Systeme verwen den lediglich eine Linsenkamera, um die Fokussierung des Lichts auf eine Netzhaut und des zurückgestreuten Lichts auf die Linsenkamera zu unterstützen. Das Problem bei dieser Technik ist, daß der durch eine einzelne kleine Linse einer Linsenanordnung aus n kleinen Linsen abgetastete Teil der Wellenfront einzelne Lichtflecke oder Punkte auf dem Kamera sensor mit höchstens etwa 1/n der Gesamtenergie (oder -leistung) des zurückkehrenden, zurückgestreuten Lichts un mittelbar vor Eintritt in die Linsenkamera erzeugt. Dadurch wurde die Netzhaut (oder das Auge) unnötigerweise einer ho hen Lichtenergie (oder -leistung) ausgesetzt. Wie für Fach leute erkennbar ist, kann durch die vorliegende Erfindung die Gesamtbelichtung der Netzhaut (oder des Auges) im Ver gleich zu diesen herkömmlichen Systemen reduziert werden, weil die an der Abgleichkamera 323 empfangene Lichtenergie (oder -leistung) nur etwa der Lichtenergie (oder -leistung) entsprechen muß, die an einer einzelnen kleinen Linse der Linsenanordnung empfangen wird. Die Abgleichkamera 323 wird verwendet, um die Fokussierung des Lichts von der Laserdiode 306 auf die Netzhaut direkt zu beobachten, während die La serdiode 306 in ihrem niedrigeren Leistungsmodus betrieben wird. Die Abgleichkamera 323 unterstützt daher eine mög lichst scharfe Fokussierung der virtuellen Bilder auf der Linsenkamera 312, während die Laserdiode 306 in ihrem nied rigeren Leistungsmodus betrieben wird. Dadurch können die Lichtdurchlaßgrade des Polarisierungsstrahlenteilers 310 und des Strahlenteilers 308, das Reflexionsvermögen des Strah lenteilers 332 und jegliche Neigung oder Drehung des λ/4- Plättchens 320 bezüglich seiner optimalen Ausrichtung be rücksichtigt werden, um zu ermöglichen, daß ein Teil des zu rückkehrenden Lichts zur Abgleichkamera 323 zurückgeführt wird.

Wie vorstehend diskutiert, wird die Abgleichkamera 323 verwendet, um zu gewährleisten, daß der Lichtfleck auf der Netzhaut so scharf wie möglich ist. D. h., daß die korrekten Einstellungen des Teleskopmechanismus des beweglichen Pris mas 314 (oder 314', wie nachstehend unter Bezug auf die Fig. 4B und 4C diskutiert wird) sowie die Ausrichtung des Patienten geprüft werden. Basierend auf diesen Einstellungen und auf der Ausrichtung kann ein Signal erzeugt werden (z. B. von der Abgleichkamera), um eine manuelle Prüfung der Meß werte eines Patienten zu veranlassen oder die Patientenver messung oder -untersuchung automatisch zu starten. Solche Funktionen ermöglichen auch, daß nur für die Zeitdauer der Messungen oder Untersuchung und nicht während der vorstehend diskutierten Fokussierungs- und Abgleichperiode der Linsen kamera 312 eine erhöhte Lichtintensität zugeführt wird.

Im niedrigeren Leistungsmodus wird die Laserdiode 306 auf eine Leistung eingestellt, die niedrig genug ist, um ei ne Schädigung der Netzhaut des Auges E zu verhindern, z. B. auf 0,5 µW. Die Verwendung der Abgleichkamera 323 im Steue rungssystem zum Unterstützen der Fokussierung der Laserdiode 306 auf die Netzhaut kann auf mehrere Weisen erfolgen. Bei spielsweise kann die Lichtfleckgröße auf der Netzhaut mini miert werden, oder die Intensität des Lichtflecks auf der Netzhaut kann maximiert werden, indem die Position des tele skopartig beweglichen Prismas 314 (oder 314', wie in Verbin dung mit den Fig. 11B und 11C diskutiert) im optischen Weg des Wellenfrontsensors 102 (und 300) eingestellt wird, bis der Lichtfleck so klein wie möglich ist. Durch die Posi tion des teleskopartig beweglichen Prismas 314 (oder 314') wird eine "Grund- oder Referenzlinie" des Myopie- oder Hy peropiegrades der Dioptrienkorrektur festgelegt, die erfor derlich ist, um optische Brechungsaberrationsmerkmale nied rigerer Ordnung des Auges E anfangs zu korrigieren. Es ist nützlich, sicherzustellen, daß die Laser 302 unter einem Winkel zur Laserdiode 306 ausgerichtet sind, durch den eine Überlappung ihrer jeweiligen Lichtflecke auf der Netzhaut erhalten wird (oder durch andere Verfahren, z. B. eine manu elle oder durch visuelle Untersuchung erhaltene Ausrichtung des Auges des Patienten) in Verbindung mit der Einstellung der Position des teleskopartig beweglichen Prismas 314 (oder 314'), während der Grund- oder Referenzlinienpegel des Myo pie- oder Hyperopiefehlers oder der Myopie- oder Hyperopie korrektur bestimmt wird.

Wenn die Fokussierung einmal erreicht ist, wird die La serdiode 306 für eine sehr kurze Zeitdauer auf den höheren Leistungsmodus eingestellt. Beispielsweise kann eine Lei stung von 30 µW bei einer Lichtfleckgröße von 10-20 µm auf der Netzhaut für eine Zeitdauer von 400 ms verwendet werden. Obwohl durch eine höhere Intensität die Netzhaut geschädigt werden könnte, wenn sie für eine längere Zeitdauer (z. B. mehr als 100 s) aufrechterhalten würde, ist ein solcher kur zer Impuls harmlos. Durch den kurzen Impuls wird jedoch die Intensität der einzelnen Lichtflecke auf dem Sensor der Lin senkamera 312 wesentlich erhöht, so daß durch die Kombinati on aus der Mehrleistungslaserdiode 306, der Abgleichkamera 323, der Linsenanordnung 342 und der Linsenkamera 312 eine höhere Signalintensität oder Linsenbilder mit höherem Kon trast durch die Linsenkamera 312 erhalten werden als in an deren Systemen. Die höhere Leistung der Laserdiode 306 er möglicht im Vergleich zu anderen Systemen die Verwendung einzelner kleiner Linsen mit kleinerer Querschnittsfläche in der Linsenanordnung 324.

Wenn die Daten der Linsenkamera 312 einmal bereitge stellt sind, können sie über die Zernike-Polynome direkt verwendet werden, um die Wellenfrontaberrationsdaten zu er zeugen, oder die Wellenfrontaberrationsdaten können als Mit telwert einer Serie von Belichtungen berechnet werden. Bei spielsweise kann das System fünf "Schüsse" verwenden, und dann können entweder die erfaßten Daten oder die entspre chenden Zernike-Daten gemittelt werden. Außerdem können breit gestreute "Schüsse" ausgesondert werden. Im beschrie benen System werden vorzugsweise fünf "Schüsse" verwendet, und die Wellenfrontaberrationsdaten werden als die mittlere berechnete Wellenfrontaberration festgelegt.

Fixationsziel

Der Wellenfrontsensor 300 (und 102) verwendet auch ein Bild, das als Fixationsziel 334 verwendet wird, wie in Fig. 2 dargestellt. Das Fixationsziel 334 wird durch eine Licht quelle 336 beleuchtet und ermöglicht es einem Patienten, sein Auge darauf zu fixieren und zu fokussieren, während die Abgleichkamera 323 durch das Prisma 314 auf die Netzhaut fo kussiert ist. Das Fixationsziel 334 ist nützlich, wenn die virtuellen Bilder von der Linsenanordnung 324 durch Einstel len des teleskopartig beweglichen Prismas 314 auf den Sensor der Linsenkamera 312 fokussiert werden. Durch das System wird vorteilhaft ein Bild für das Fixationsziel 334 bereit gestellt, wobei ein nicht einschränkendes Beispiel eines Fi xationsziels das in Fig. 3 dargestellte Segelboot auf Was ser ist, und nicht nur einfach ein Fixationspunkt. Das Fixa tionsziel 334 vermittelt dem Auge E und dem Gehirn des Pati enten ein bildähnliches oder reales Bild oder eine Szene - tatsächlich wird durch das Auge E ein Objekt oder eine Szene betrachtet - auf das/die fokussiert werden soll. Die Fokus sierung des Auges E mit Hilfe eines realen Bildes ist typi scherweise einfacher als die Fokussierung auf einen Punkt. Das Bild des Fixationsziels ermöglicht es dem Auge E auf Un endlich zu fokussieren, so als ob das Bild weit entfernt wä re, wodurch die Effekte der Akkomodation oder Drehung des Auges E eliminiert oder reduziert werden können, wenn die virtuellen Bilder fokussiert werden, oder wenn die Wellen frontsensordaten erfaßt werden. D. h., das Bild des Fixati onsziels verhindert oder trägt dazu bei, in einem gewissen Umfang zu verhindern, daß das Auge auf weniger als Unendlich fokussiert.

Das Fixationsziel zwingt das Auge E, seine "normale" Drehposition zu drehen, wodurch Drehfehler in der Diagnose analyse minimiert werden. Daher kann durch das Fixationsziel 334 ein Drehbezugsrahmen bezüglich des Auges E definiert werden. Ein asymmetrisches Bild, z. B. das Segelboot von Fig. 3, das bei einem auf Unendlich eingestellten Fokus des Auges E betrachtet werden kann, ist bevorzugt, weil es dazu beiträgt, daß das Auge E auch bei einer leichten Kopfbewe gung die normale oder eine vorgegebene Drehposition bezüg lich des Fixationsziels 334 beibehält. Das Fixationsziel 334 kann außerdem verwendet werden, um die Drehposition des Au ges E in Verbindung mit der Erkennung, Lokalisierung und Ausrichtung einer Iris des Auges E einzustellen, wie vorste hend diskutiert wurde. Ein ähnliches Bild kann erfindungsge mäß in anderen Komponenten verwendet werden, sowohl bei der Diagnose als auch bei der Behandlung, um Akkomodations- oder Drehfehler zu eliminieren oder zu reduzieren.

Für Fachleute ist anhand der vorliegenden Beschreibung erkennbar, daß verschiedenartige Komponenten verwendet wer den können, um im Wellenfrontsensor 300 (oder 102) verwende te Komponenten zu ersetzen, und daß verschiedenartige opti sche Konfigurationen möglich sind, um andere Ausführungsfor men der Erfindung zu bilden. Beispielsweise kann die Laser diode 306 durch eine hochintensive, kollimierte Lichtquelle oder durch mehrere Lichtquellen, z. B. eine Niedrig- und eine Hochleistungslichtquelle, ersetzt werden. Die Abgleichkamera 323 kann im Weg des Spiegels 322 angeordnet werden, und die Linsenanordnung 324 der Linsenkamera 312 kann nach Wunsch oder konstruktionsgemäß mehr oder weniger kleine Linsen auf weisen. Außerdem ist für Fachleute erkennbar, daß alle diese Komponenten im allgemeinen durch ein Steuerungssystem, z. B. einen Mikrocomputer, gesteuert werden. Innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung ist eine breite Vielfalt anderer Konfigurationen möglich.

Fokussierprisma

Fig. 4A zeigt eine Ausführungsform des Prismas 314 von Fig. 2 als Doppelprismaanordnung mit einem ersten Prisma 350 und einem zweiten Prisma 352. Wie durch einen Licht strahl 354 dargestellt, reflektiert das erste Prisma 350 den Strahl 354 nacheinander von zwei Flächen 356 und 358, so daß der erhaltene Strahl 360 parallel oder etwa parallel zur Richtung des Ursprungs des Strahls 354 läuft. Der Strahl 360 trifft auf das zweite Prisma 352 auf, das den Strahl 360 nacheinander von zwei Flächen 362 und 364 reflektiert, wo durch ein zurücklaufender Strahl 366 erhalten wird. Der zu rücklaufende Strahl 366 wird nacheinander von den Flächen 358 und 356 reflektiert, wodurch ein Strahl 368 erhalten wird, der parallel oder etwa parallel zur Richtung des Ur sprungs des Strahls 354 läuft. Ein besonders vorteilhafter Aspekt dieser Konfiguration ist, daß der parallele oder un gefähr parallele Rückweg des Strahls 368 unabhängig von dem Winkel erhalten wird, unter dem der Strahl 354 in das Prisma 314 eintritt. Dies ist der Fall, weil die Flächen 356 und 358 den vertikalen Ablenkwinkel des ankommenden Strahls 354 beibehalten und die Flächen 362 und 364 den horizontalen Ab lenkwinkel beibehalten. Obwohl das Fokussierprisma 314 dazu geeignet ist, den Strahl von der Laserdiode 306 dem Auge E zuzuführen, ist es insbesondere auf dem Rückweg nützlich, weil das vom Auge E zurückgestreute Licht nicht wie der auf das Auge E auftreffende Strahl der Laserdiode 306 kollimiert ist. Weil das Prisma 314 das vom Auge E zurückgestreute Licht (das schließlich durch die Linsenanordnung 324 abgeta stet wird) auf einem senkrechten Weg zurückführt, wird da durch die Fehlerwahrscheinlichkeit innerhalb der Linsenkame ra 312 reduziert.

Fig. 4B zeigt eine andere teleskopartig bewegliche oder Teleskopoptik 314', die erfindungsgemäß für das Prisma 314 in Fig. 2 verwendbar ist. Die Optik 314' weist zwei be abstandete Prismen 370 und 372 auf. Die Prismen 370 und 372 bilden ein gefaltetes optisches System, das sowohl das von der Laserdiode 306 zum Auge E hin laufende Licht als auch das zur Linsenanordnung 324 und zur Linsenkamera 312 hin laufende, von der Netzhaut des Auges E zurückgestreute Licht ähnlich wie durch die Oberflächenreflexionen durch das in Fig. 4A dargestellte Prisma 314 sechsmal reflektiert. Die sechs Reflexionen sind in Fig. 4B als Licht 374 schematisch dargestellt. Obwohl andere Konfigurationen möglich sind, ist die Linse 372 in der Praxis in der Position fixiert, und die Position der 370 wird bezüglich der Linse 372 eingestellt, wie durch einen Pfeil 375 in Fig. 4B als ein nicht ein schränkender Typ einer Teleskopbewegung dargestellt, um eine optimale oder nahezu optimale Fokussierung des durch die Linsenanordnung 372 zur Linsenkamera 312 laufenden Lichts zu erhalten. Der variable Abstand zwischen den Prismen 370 und 372 beträgt vorzugsweise etwa 5 mm bis etwa 100 mm, und ihre Abmessungen betragen vorzugsweise 40 × 40 mm bzw. 20 × 40 mm, obwohl andere Abstände und Abmessungen möglich sind.

Durch die Anordnung der Prismen 370 und 372 wird vor teilhaft ein reflektierter abgehender Strahl erhalten, der exakt oder nahezu exakt parallel zum ankommenden Strahl aus gerichtet ist (d. h., entweder zum oder vom Auge E), auch wenn das Prisma 370 während der Teleskopbewegung geneigt ist. Dadurch können die Kosten eines Schiebers oder eines Schiebemechanismus reduziert werden, der verwendet werden kann, um eine automatische rechnergesteuerte Teleskopbewe gung zu ermöglichen, z. B. des in Fig. 4C dargestellten Schiebers 376, obwohl auch ein teurer oder hochwertiger Schieber oder ein handbetätigter Schieber verwendet werden kann. Fig. 4C zeigt eine Ansicht entlang der Linie A-A', wenn die teleskopartig bewegliche Optik 314' in Fig. 4B auf dem Schieber 376 angeordnet wäre. In Fig. 4C weist der Schieber 376 eine Bahn oder Spur bzw. Schiene 378 auf, auf der das Prisma 370 beispielsweise unter Verwendung einer ge eigneten Klemme oder eines Halters für optische Komponenten läuft, wie für Fachleute erkennbar ist. Der Schieber 376 weist auch einen Schrittmotor 380 zum Bewegen der Position des Prismas 370 entlang der Bahn oder Schiene 378 und einen Arm 382 auf, mit dem das Prisma 370 durch ein geeignetes Verbindungsstück 384 (in Fig. 4C schematisch dargestellt) mechanisch verbunden ist, wie für Fachleute erkennbar ist. Wenn der Schrittmotor 380 aktiviert wird, bewegt er die Po sition des am Prisma 370 befestigten Verbindungsstücks 384 zusammen mit dem Arm 382 in eine der beiden Richtungen des Pfeils 375. Die Richtung und das Maß der Bewegung werden ge mäß den Fokussierungsanforderungen des auf das Auge E auf treffenden Strahls von der Laserdiode 306 und denen der Lin senanordnung 324 und der Linsenkamera 312, die durch die te leskopartig bewegliche Optik 314' eingestellt werden, be stimmt. Es könnten weitere optische Fokussierungskomponenten an den Prismen 370 oder 372 befestigt werden, so daß für die optischen Fokussierungskomponenten auch der Vorteil der selbstreflektierenden Eigenschaften der Prismen 370 und 372 ausgenutzt werden kann. Beispielsweise müßte die Fokussie rungsoptik des Wellenfrontsensors 102 nicht durch die Linsen 326 gebildet werden, sondern könnte stattdessen im wesentli chen auf der Fläche des Prismas 372 angeordnet sein. Wie für Fachleute erkennbar ist, könnten an Stelle der telekopartig beweglichen Optik 314' (oder 314) oder des Schiebers 376 verschiedenartige andere Antriebsmechanismen, Prismenkonfi gurationen oder Linsensysteme, einschließlich fokusabglei chender Linsensysteme, verwendet werden. Beispielsweise könnte ein alternatives optisches System für die teleskopar tig bewegliche Optik 314' (oder 314) ein Linsensystem sein, bei dem Linsen hinzufügbar oder entfernbar sind, wobei jede Linse des Systems hinsichtlich der Brechkraft durch eine Reihe oder eine andere Brechkraftbeziehung mit den anderen Linsen in Beziehung stehen kann oder nicht. Ein Beispiel ei nes solchen Linsensystems ist ein Phoropter oder ein ähnli ches Linsensystem. Durch ein derartiges Linsensystem könnte der Patient sehen, welche Verbesserung (z. B. hinsichtlich Defokussierung und Astigmatismus) durch herkömmliche sehfeh lerkorrigierende Techniken, z. B. herkömmliche Brillen oder Kontaktlinsen, erhalten werden kann, und dann im Vergleich sehen, welche Verbesserungen durch Korrekturen anderer Aber rationen und Aberrationen höherer Ordnung erhalten werden können.

Mittelpunktberechnung für Lichtfleckpositionen des Wel lenfrontsensors

Die Fig. 5A, 5B, 6, 7A und 7B zeigen ein anderes Merkmal des erfindungsgemäßen Wellenfrontsensors 102 (und 300). Wie in Verbindung mit Fig. 2 dargestellt, erzeugt die Linsenanordnung oder -matrix 324 der Linsenkamera 312 typi scherweise eine Anordnung oder Matrix von Lichtfleckbildern (oder virtuellen Bildern) auf dem Sensor der Linsenkamera 312. Wie im Patent von Williams diskutiert, werden mit den Mittelpunkten dieser Lichtflecken in Beziehung stehende Pa rameter oder Informationen, z. B. die zweidimensionale Ver schiebung der Mittelpunkte von den idealen Positionen dieser Lichtflecke, in Verbindung mit einer mathematischen Trans formation verwendet, z. B. mit einer Anpassung durch Zernike- Polynome verschiedener Ordnungen, um die dem Auge E zugeord neten Wellenfrontaberrationen zu bestimmen. Fig. 5A zeigt beispielsweise eine Anordnung von Lichtflecken 400 auf dem Sensor, der typischerweise ein "perfektes" Auge wäre, wenn die Lichtflecken von ihren idealen Mittelpunkten nicht ver setzt wären. Fig. 5B zeigt dagegen eine Anordnung von Lichtflecken 402, die in einem Bereich 404 versetzt sind, wodurch das Vorhandensein von Wellenfrontaberrationen des Auges angezeigt wird. Die Aberrationen werden durch Analyse der mathematischen Transformation bestimmt, z. B. durch Ana lyse der zum Anpassen der Parameterdaten verwendeten Zerni ke-Polynome. Die Linien in den Fig. 5A und 5B sind ledig lich angegeben, um die Abweichung in der Anordnung von Lichtflecken 402 darzustellen und würden im Bild in der Lin senkamera 312 nicht erscheinen. Ein reales (invertiertes oder negatives) Bild 406 von einer Linsenkamera, z. B. von der Linsenkamera 312, ist in Fig. 6 dargestellt. Das Bild 406 zeigt den Typ und die Qualität von Lichtflecken, die ty pischerweise durch die Linsenkamera 312 beobachtet würden.

Wie vorstehend beschrieben, trägt die Abgleichkamera 323 (vergl. Fig. 2) dazu bei, den Lichtfleck auf der Netz haut des Auges E scharfzustellen, so daß jeder Lichtfleck, z. B. ein Lichtfleck 408, auf der Linsenkamera 312 so klein wie möglich ist. Weil ein solcher Abgleich nur für Effekte niedriger Ordnung geeignet ist, wird jeder erhaltene einzel ne Lichtfleck kein exakt scharfer Punkt sein. Wie im Patent von Williams diskutiert, kann in Verbindung mit dem entwic kelten Bild eine adaptive Optik verwendet werden, so daß ein aberrationskorrigiertes schärferes "Bild" der Lichtflecken erhalten wird. Im Wellenfrontsensor 300 von Fig. 2 wird ei ne solche adaptive Optik jedoch nicht verwendet, so daß das Bild 406 der Lichtflecken, z. B. des Lichtflecks 408, aufgrund der optischen Aberrationen des Auges E etwas "verschmiert" sein kann. Gemäß den Fig. 5A und 5B ist ersichtlich, daß in der zum Bestimmen der Gesamtwellenfrontaberration des Au ges verwendeten Transformation Informationen verwendet wer den, die mit in einer Anordnung von Lichtflecken, z. B. der Anordnung von Lichtflecken 400 und 402, verfügbaren spezifi schen Punkten in Beziehung stehen. Daher kann durch eine of fensichtliche "Verschmierung" dieser Lichtflecken, z. B. des Lichtflecks 408, verhindert werden, daß ihre Mittelpunkte (z. B. die Mittelpunkte der maximal gewichteten Intensität) präzise lokalisierbar sind.

Die Fig. 7A und 7B zeigen Diagramme zum Darstellen eines Schwerpunktverfahrens zum Bestimmen des Mittelpunktes jedes Lichtflecks, z. B. des Lichtflecks 408 von Fig. 6. Fig. 7A zeigt eine Anordnung 410 "verschmierter" Lichtflec ken, z. B. eines Lichtflecks 412. Ein detaillierteres Profil des Lichtflecks 412 ist in Fig. 7B dargestellt, das Profil linien 414 aufweist, die, ähnlich wie Äquipotentiallinien oder Höhenliniendiagramme, eine Zunahme der Intensität, all gemein zum Mittelpunkt des Lichtflecks 412 hin, anzeigen.

Die Zunahme der Intensität würde entsprechend in den digita lisierten Werten des Sensors (z. B. CCD) in der Linsenkamera 312 gefunden und ist als dunklere Bereiche in den Lichtflec ken von Fig. 6 sichtbar.

Es können mehrere Verfahren verwendet werden, um die Mittelpunkte der verschiedenen Lichtflecken in den Ausfüh rungsformen der Erfindung zu bestimmen. Gemäß einem Verfah ren wird ein gewichteter Intensitäts "-schwerpunkt" in der X- und Y-Richtung eines Koordinatensystems verwendet, wie in Fig. 7B dargestellt, für das die jeweiligen Schwerpunkte für jeden Lichtfleck durch folgende Gleichungen gegeben sind:

In diesen Gleichungen bezeichnet I_i die Intensität an einem bestimmten Punkt. Die Intensität kann auf mehrere Weisen be rechnet werden, z. B. als Intensitätsschwellenwert, wobei je dem Bildelementwert, der größer ist als der Schwellenwert, die Intensität 1 und jedem Bildelementwert, der kleiner ist als der Schwellenwert, die Intensität 0 zugeordnet ist. Stattdessen könnte eine gewichtete Intensität verwendet wer den, die einfach die Bildelementintensität darstellt. Die Intensität könnte nicht-linear gewichtet sein, wobei Bild elemente mit höherer Intensität einen größeren als einen li near proportionalen Effekt haben, indem beispielsweise der Intensitätswert I_i quadriert wird. Es könnten andere nicht lineare Gewichtungen verwendet werden. Die Intensitätswerte I_i können auf verschiedene Weisen gewichtet werden, um die "Mittelpunkte" der Lichtflecken des Wellenfrontsensors zu berechnen.

Verwendung des Schwerpunktabstands zur Fokussierung

Anstatt die Abgleichkamera 323 zum Fokussieren des Wel lenfrontsensors 300 zu verwenden, kann der Wellenfrontsensor 300 unter Verwendung der Linsenkamera 312 basierend auf Schwerpunktabständen fokussiert werden. Für ein geeignet ausgerichtetes Auge E weisen die in der Linsenkamera 312 auftretenden Schwerpunkte, wenn der Wellenfrontsensor 300 geeignet fokussiert worden ist, einen mittleren Abstand auf, der einem idealen Abstand gleich ist. Wenn der Fokus gering fügig myopisch ist, werden die Schwerpunkte einen mittleren Abstand haben, der kleiner ist als der ideale Abstand, und wenn der Fokus hyperopisch ist, werden die Schwerpunkte ei nen mittleren Abstand haben, der größer ist als der ideale Abstand. Eine Defokussierung wird korrigiert, indem mit aus gefahrenem Teleskopmechanismus begonnen wird, d. h. mit einem myopischen Fokus, und der Teleskopmechanismus dann eingefah ren wird, bis der in der Linsenkamera 312 erscheinende Schwerpunktabstand einen mittleren Abstand hat, der dem idealen Abstand gleich ist. Vorzugsweise wird mit dem myopi schen Fokus begonnen, weil dies einer vollständig entspann ten Linse des Auges E entspricht. Das Auge kann sich tat sächlich einem bestimmten Hyperopiebereich anpassen, so daß, indem mit einem myopischen Fokus begönnen wird, keine solche Anpassung des Auges E induziert wird. Dieses Konzept ist in den Fig. 8A-10D dargestellt. Fig. 8A zeigt mehrere reale Schwerpunkte, z. B. den in der Linsenkamera 312 er scheinenden Schwerpunkt 500, die mit idealen Schwerpunkten, z. B. mit dem Schwerpunkt 502 verglichen werden. Wiederum sind die idealen Schwerpunkte, z. B. der Schwerpunkt 502, Schwerpunkte, die auftreten würden, wenn ein perfektes Auge unter Verwendung des teleskopartig beweglichen Prismas 314 in den Fokus gebracht würde. An diesem Punkt ist ein idealer Schwerpunktabstand 504 noch immer größer als ein durch den Schwerpunktabstand 506 dargestellter mittlerer realer Schwerpunktabstand. Es wird jedoch vorausgesetzt, daß das teleskopartig bewegliche Prisma 314 langsam eingefahren wird, bis, wie in Fig. 8B dargestellt, beispielsweise durch den Schwerpunkt 508 dargestellte reale Schwerpunkte den gleichen Abstand haben wie die beispielsweise durch den Schwerpunkt 510 dargestellten theoretischen idealen Schwer punkte. Dies ist durch einen Abstand 512 im Vergleich zum idealen Abstand 504 dargestellt. An diesem Punkt ist der Wellenfrontsensor 300 im Fokus. In einem realen Auge E wür den die durch den Schwerpunkt 508 dargestellten verschiede nen Schwerpunkte aufgrund der anderen Effekte höherer Ordnung auf das Auge nicht alle mit den beispielsweise durch den Schwerpunkt 510 dargestellten theoretischen Schwerpunkten ideal ausgerichtet. Wenn der mittlere Abstand der Schwer punkte dem idealen Abstand gleich ist, zeigt dies an, daß die Defokussierung kompensiert worden ist.

Fig. 9 zeigt einen Graphen des idealen Abstand als Funktion des tatsächlichen oder realen Abstands im Vergleich zum Fokus des Wellenfrontsensors 300. Fig. 8A entspricht einem Punkt 550 auf diesem Graphen, wo der ideale Abstand größer ist als der reale Abstand. Fig. 8B entspricht einem Punkt 522, wo der ideale Abstand dem realen Abstand gleich ist. Ein Punkt 554 entspricht einem in Fig. 8C dargestell ten Abstand, wo mehrere reale Schwerpunkte, z. B. der Schwer punkt 514, sich kontinuierlich von mehreren idealen Schwer punkten, z. B. einem Schwerpunkt 516, weg entfernen. D. h., ein realer mittlerer Schwerpunktabstand 518 ist nun größer als der ideale Schwerpunktabstand 504. Wie im Graphen von Fig. 9 dargestellt, zeigt der Punkt 554, daß der Teleskop mechanismus immer weiter eingefahren wird, so daß der Fokus hyperopisch wird.

Wenn der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsensors 300 eingefahren wird, bis der Punkt 552 erreicht ist, und der mittlere theoretische Schwerpunktabstand 504 dadurch dem mittleren realen Schwerpunktabstand 512 gleicht, wird der Wellenfrontsensor 300 im Fokus sein. Dadurch kann die Ab gleichkamera 323 eliminiert werden, und die Fokussierung kann unter Verwendung der Linsenkamera 312 erfolgen, wobei jedoch nicht jeder einzelne Schwerpunkt hinsichtlich des "Streu"-grades im Schwerpunkt untersucht werden muß. D. h., es wird nicht die Schärfe sondern der Schwerpunktabstand zur Fokussierung verwendet.

Vorzugsweise wird dieser Fokussierungsvorgang durch das Steuerungssystem des Wellenfrontsensors 300 gesteuert.

Bestimmung des Akkomodationsbereichs

Fig. 9 zeigt, daß ein Bereich 556 existiert, über den der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsensors 300 bewegt werden kann, und in dem der Schwerpunktabstand dennoch dem mittleren idealen Schwerpunktabstand entspricht, so daß das Auge E im Fokus ist. Dies ist der Fall, weil das Auge E sich durch Komprimieren der Linse im Auge E einem Bereich von 2 bis 4 Dioptrien anpassen kann. Dies ist in den Fig. 10A- 10D dargestellt. In Fig. 10A, die dem Punkt 550 im Graph von Fig. 9 entsprechen würde, befindet sich ein Brennpunkt oder Fokus 558 vor einer Netzhaut 560. Dieser Brennpunkt 558 ergibt sich durch eine entspannte Linse 562 und eine Horn haut 564. Wenn der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsen sors 300 eingefahren wird, bewegt sich der Brennpunkt zur Netzhaut 560 hin, so daß in Fig. 10B ein Brennpunkt 566 er halten wird, der auf der Netzhaut 560 liegt, so daß das Auge fokussiert ist. Dies entspricht dem Punkt 552 in Fig. 9.

Wenn der Teleskopmechanismus weiter eingefahren wird, und wenn das Auge E sich nicht angepaßt hat; würde sich ein Brennpunkt 568 in Fig. 100 jenseits der Netzhaut 560 befin den. Stattdessen paßt sich, wie in Fig. 100 dargestellt, die Linse 562 an, wodurch eine Linsenform 570 erhalten wird, und es wird ein Brennpunkt 572 auf der Netzhaut 560 beibe halten. Dies entspricht dem Bereich 556 in Fig. 9, über den der Schwerpunktabstand im wesentlichen konstant bleibt. Wenn der Akkomodationsbereich der Linse 570 erreicht ist, wird der Brennpunkt sich jedoch erneut über die Netzhaut 560 hin aus erstrecken, wodurch der Punkt 554 im Graphen von Fig. 9 erhalten wird.

Durch Überwachen des mittleren Abstands der realen Schwerpunkte kann der Wellenfrontsensor 300 daher auch zum Bestimmen des Gesamtakkomodationsbereichs der Linse 562 ver wendet werden. Durch langsames Einfahren des Teleskopmecha nismus und Überwachen des mittleren Abstands des Schwer punkts wird der Bereich 556 in Fig. 9 bestimmt. Wenn das Auge E einmal in den Fokus gebracht wurde, indem der Tele skopmechanismus eingefahren wird, wodurch die Dioptrienstär ke zunimmt, paßt sich das Auge E durch Komprimieren der Lin se an, wie durch die Linse 570 dargestellt. Dies wird fort gesetzt, bis in Fig. 9 ein Punkt 555 erreicht ist, an dem die Linse nicht weiter komprimierbar ist bzw. sich nicht mehr anpassen kann, woraufhin der Schwerpunktabstand erneut beginnt zuzunehmen. Durch Bestimmen dieser beiden Werte kann der Gesamtbereich der Augenakkomodation bestimmt werden.

Bestimmung der Formänderung einer Linse im entspannten und angepaßten Zustand

Die Fähigkeit des Wellenfrontsensors 300, das Auge zu zwingen, sich anzupassen und währenddessen die Schwerpunkte zu überwachen, kann verwendet werden, um die Formänderung der Linse 562 zu bestimmen, wie in Fig. 11 und durch die Gleichungen von Fig. 12 dargestellt. Fig. 11 zeigt die entspannte Linse 562 und die vollständig angepaßte Linse 570. Eine Wellenfront W wird durch die Linsenkamera 312 be stimmt, und diese Wellenfront W ist abhängig von einer Wel lenfront W_Hornnaut und einer Wellenfront W_Linse, die beide in Fig. 11 dargestellt sind. Die Hornhautwellenfront W_Hornnaut bleibt im wesentlichen konstant, während die Linsenwellen front W_Linse sich in Abhängigkeit vom Anpassungs- oder Akko modationsgrad der Linse 562 ändert.

Nachstehend wird dies in Fig. 12 unter Bezug auf Fig. 9 dargestellt. Wenn der Punkt 552 im Graphen erreicht ist, wird eine Wellenfront W^∞ erfaßt. Diese Wellenfront W^∞ ist der Summe aus der Wellenfront W_Hornhaut und der Wellenfront W_Linse bei entspannter Linse gleich. Der Teleskopmechanismus wird eingefahren, bis der Punkt 555 erreicht ist, an dem ei ne Wellenfront W⁰ für eine vollständige Anpassung oder Akko modation erfaßt wird, die wiederum der Summe W_Hornnaut plus W⁰ _Linse entspricht. Wie durch die Gleichungen dargestellt, ist die Änderung ΔW_Linse der Wellenfront der Linse daher gleich W^∞ minus W⁰. Mit dem Wellenfrontsensor wird die Formänderung der Linse jedoch der Formänderung der Wellenfront multipli ziert mit einer Konstanten gleich, die von den Brechungsei genschaften der Linse bezüglich ihrem Umgebungsfluid ab hängt. Daher ist die Formänderung A gleich einer Konstanten k multipliziert mit ΔW_Linse.

Auf diese Weise kann der Wellenfrontsensor während der Anpassung oder Akkomodation des Auges zum Bestimmen der Formänderung der Linse verwendet werden.

Schlußfolgerung

Die vorstehende Offenbarung und Beschreibung der Erfin dung dienen zur Darstellung und Erläuterung, und innerhalb des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung können zahlrei che Änderungen in den Details der dargestellten Vorrichtung und in der Konstruktion und den Betriebsverfahren vorgenom men werden.

Claims

1. Wellenfrontsensor zum Bestimmen der Wellenaberrationen des Auges mit:
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild eines Lichtflecks auf einer Netzhaut des Auges zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu er zeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, Signale vom Sensor zu empfangen, die virtuellen Bildern ent sprechen, und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen; die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf den Sensor zu fokussieren.

2. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem te leskopartig beweglichen Reflektor, der dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder zu fokus sieren.

3. Wellenfrontsensor nach Anspruch 2, wobei der telesko partig bewegliche Reflektor dazu geeignet ist, Aberra tionen niedriger Ordnung des Auges zu kompensieren.

4. Wellenfrontsensor nach Anspruch 2, wobei der telesko partig bewegliche Reflektor zwei Prismen aufweist.

5. Wellenfrontsensor nach Anspruch 2, wobei der teleskop artig bewegliche Reflektor einen teleskopartig bewegli chen, doppelt gefalteten Fokussierungsreflektor auf weist.

6. Wellenfrontsensor nach Anspruch 2, wobei der teleskop artig bewegliche Reflektor dazu geeignet ist, dazu bei zutragen, Aberrationen niedriger Ordnung des Auges zu bestimmen.

7. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem fo kusabgleichenden Linsensystem, das dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder zu fokussieren.

8. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Wellenplättchen, das dazu geeignet ist, den Kontrast der virtuellen Bilder zu erhöhen.

9. Wellenfrontsensor nach Anspruch 8, wobei das Wellen plättchen dazu geeignet ist, die Signalintensität der virtuellen Bilder zu verbessern.

10. Wellenfrontsensor nach Anspruch 8, wobei das Wellen plättchen dazu geeignet ist, eingestellt zu werden, um zu ermöglichen, daß ein Teil des Lichtfleckbildes die Abgleichkamera erreicht.

11. Wellenfrontsensor nach Anspruch 10, wobei das Wellen plättchen dazu geeignet ist, geneigt zu werden, um zu ermöglichen, daß ein Teil des Lichtfleckbildes die Ab gleichkamera erreicht.

12. Wellenfrontsensor nach Anspruch 10, wobei das Wellen plättchen dazu geeignet ist, gedreht zu werden, um zu ermöglichen, daß ein Teil des Lichtfleckbildes die Ab gleichkamera erreicht.

13. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Polarisationsstrahlenteiler, der dazu geeignet ist, ei nen Teil des Lichtfleckbildes der Abgleichkamera zuzu führen.

14. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich kamera dazu geeignet ist, einen Teil des Lichtfleckbil des im wesentlichen als Licht zu empfangen, das senk recht zum durch die Linsenanordnung empfangenen, ande ren Teil des Lichtfleckbildes polarisiert ist.

15. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich kamera dazu geeignet ist, einen Teil des Lichtfleckbil des im wesentlichen als Licht zu empfangen, das paral lel zum durch die Linsenanordnung empfangenen, anderen Teil des Lichtfleckbildes polarisiert ist.

16. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einer steuerbaren Vorrichtung, deren Lichtdurchlaßgrad für einen Teils des durch die Abgleichkamera empfangenen Lichtfleckbildes einstellbar ist.

17. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Strahlenteiler, der dazu geeignet ist, einen Teil des durch die Abgleichkamera empfangenen Lichtfleckbildes zu reflektieren.

18. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit Laser dioden, die dazu geeignet sind, unter einem Winkel zum Auge ausgerichtet zu werden, um dazu beizutragen, das Auge mit dem Wellenfrontsensor auszurichten.

19. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Linsenan ordnung einer Linsenkamera zugeordnet ist, und wobei die Abgleichkamera unabhängig von der Linsenkamera ist.

20. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich kamera dazu geeignet ist, Licht von einer Lichtquelle, die einen niedrigeren Leistungsmodus aufweist, auf die Netzhaut des Auges zu fokussieren.

21. Wellenfrontsensor nach Anspruch 20, wobei die Licht quelle einen höheren Leistungsmodus aufweist.

22. Wellenfrontsensor nach Anspruch 20, wobei die Licht quelle einen Laser aufweist.

23. Wellenfrontsensor nach Anspruch 22, wobei der Laser ei nen Impulslaser mit zwei Leistungsmodi aufweist, um die Lichtintensität im höheren Leistungsmodus zu erhöhen.

24. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei der Wellen frontsensor dazu geeignet ist, Wellenfrontaberrationen des Auges zu messen.

25. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich kamera dazu geeignet ist, dazu beizutragen, einen Mehr leistungsstrahl auf die Netzhaut des Auges zu fokussie ren.

26. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleichkamera dazu ge eignet ist, die virtuellen Bilder scharfzustellen.

27. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich kamera dazu geeignet ist, dazu beizutragen, eine höhere Auflösung der virtuellen Bilder zu ermöglichen.

28. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au genfixationsziel, das dazu geeignet ist, durch einen Patienten fixiert und fokusiert zu werden, um das Auge in einer relativ fixierten Position zu halten, während die Abgleichkamera dazu beiträgt, die virtuellen Bilder zu fokussieren.

29. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel ein Bild aufweist, das dazu geeignet ist, einen Drehbezugsrahmen bezüglich des Auges zu definieren.

30. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel ein Bild eines Bootes aufweist.

31. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel ein asymmetrisches Bild aufweist.

32. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel eine Bildszene aufweist.

33. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel dazu beiträgt, die Drehposition des Auges beizube halten.

34. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel dazu geeignet ist, dem Auge zu ermöglichen, eine vorgegebene Drehposition bezüglich des Fixationsziels beizubehalten.

35. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel dazu verwendet wird, die Drehposition des Auges in Verbindung mit der Erkennung und Lokalisierung einer Iris des Auges einzustellen.

36. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Licht fleckbild ein Bild des von der Netzhaut zurückgestreu ten Lichts aufweist.

37. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au genfixationsziel, das durch einen Patienten ohne Akko modation fixiert werden kann.

38. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au genfixationsziel, das durch einen Patient bei Unendlich fixiert werden kann.

39. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel ein Bild eines Objekts aufweist, das weit entfernt vom Auge erscheint.

40. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations ziel dazu geeignet ist, einen akkomodationslosen Zu stand des Auges zu unterstützen.

41. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au genfixationsziel, das durch einen Patienten ohne Akko modation bei Unendlich fokussiert werden kann.

42. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au genfixationsziel, das durch einen Patienten mit redu zierter Akkomodation bei Unendlich fokussiert werden kann.

43. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei, um die virtu ellen Bilder auf den Sensor zu fokussieren, ein Signal für eine manuelle Prüfung oder einen automatischen Start einer Untersuchung eines Patienten durch Verwen dung der Abgleichkamera entwickelt werden kann.

44. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einer Ab gleichvorrichtung, die dazu geeignet ist, dazu beizu tragen, die virtuellen Bilder zu fokussieren.

45. Wellenfrontsensor nach Anspruch 44, wobei die Wellen aberrationen unter Verwendung eines Dioptrienbereichs bestimmt werden, der von einem symmetrischen zu einem asymmetrischen Bereich modifiziert werden kann, ohne die Größe der Abgleichvorrichtung oder andere Parameter des Wellenfrontsensors zu ändern.

46. Wellenfrontsensor zum Bestimmen von Wellenaberrationen des Auges mit:
einer Linsenanordnung zum Empfangen von Licht, das von einem Lichtfleck auf einer Netzhaut des Auges zu rückgestreut wird, und zum Erzeugen virtueller Bilder des Lichtflecks;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, virtuelle Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, dazu bei zutragen, den virtuellen Bildern entsprechende Signalen vom Sensor zu empfangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf dem Sensor zu fokussieren und zu ermöglichen, daß jede kleine Linse der Linsenanordnung bei gleicher Auflösung der virtuellen Bilder kleiner sein kann als bei einem anderen Wellenfrontsensor, der größere Linsen verwendet und die größeren Linsen zum Fokussieren von Licht auf die Netzhaut verwendet.

47. Wellenfrontsensor nach Anspruch 46, ferner mit einem Mehrleistungslaser, der dazu geeignet ist, der Netzhaut Licht zuzuführen.

48. Wellenfrontsensor zum Bestimmen der Wellenaberrationen des Auges mit:
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild von von einem Lichtfleck auf der Netzhaut des Au ges zurückgestreutem Licht zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu erzeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen von den Signalen zu bestimmen;
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf den Sensor zu fokussieren; und
einem Mehrleistungslaser, der dazu geeignet ist, der Netzhaut Licht zuzuführen und die Intensität zum Erzeugen der virtuellen Bilder zu erhöhen.

49. Wellenfrontsensor zum Bestimmen der Wellenaberrationen des Auges mit:
einer aus kleinen Linsen bestehenden Linsenanord nung, die dazu geeignet ist, ein Bild des von einem Lichtfleck auf einer Netzhaut des Auges zurückgestreu ten Lichts zu empfangen und virtuelle Bilder des Licht flecks zu erzeugen, wobei jede kleine Linse der Linsen anordnung bei gleicher Auflösung der virtuellen Bilder kleiner sein kann als bei anderen Wellenfrontsenso ren, die größere Linsen verwenden und die größeren Lin sen zum Fokussieren von Licht auf die Netzhaut verwen den;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von den mehreren kleinen Linsen zu empfan gen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einem Mehrleistungslaser, der dazu geeignet ist, der Netzhaut Licht zuzuführen und die Intensität zum Erzeugen der virtuellen Bilder zu erhöhen.

50. Wellenfrontsensor nach Anspruch 49, ferner mit einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, Licht von einem gepulsten Laser während eines Niedrigleistungsbetriebs des gepulsten Lasers zu fokussieren.

51. Verfahren zum Fokussieren eines Wellenfrontsensors, der virtuelle Bilder erzeugt, die Schwerpunkte bilden, mit den Schritten:
Überwachen von Abständen der Schwerpunkte;
Einstellen des Fokus des Sensors; und
Bestimmen, wann der Sensor fokussiert ist durch Bestimmen, wann der mittlere Schwerpunktabstand einem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist.

52. Verfahren nach Anspruch 51, wobei der Fokus von einem myopischen zu einem hyperopischen Fokus eingestellt wird.

53. Verfahren nach Anspruch 52, ferner zum Bestimmen eines Akkomodationsbereichs mit den Schritten:
Fortsetzen der Fokuseinstellung, bis der Schwer punktabstand wieder beginnt sich zu ändern, nachdem be stimmt wurde, wann der Sensor fokussiert ist; und
Bestimmen eines Mittelwerts als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Schwerpunktabstand dem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist, und der Brechkraft, wenn der Schwerpunktabstand wieder begonnen hat, sich zu ändern.

54. Verfahren nach Anspruch 53, ferner zum Bestimmen der Formänderung der Linse eines Auges über ihren Akkomoda tionsbereich, ferner mit den Schritten:
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Wellenfront sensor wieder aus dem Fokus herausgeht; und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.

55. Verfahren nach Anspruch 54, ferner mit dem Schritt:
Bestimmen der Formänderung der Linse als Differenz der beiden Wellenfronten multipliziert mit einer Kon stanten.

56. Wellenfrontsensor mit:
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild eines Lichtflecks auf einer Netzhaut des Auges zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu er zeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einer Fokussierungsoptik, die den Fokus des Wel lenfrontsensors einstellt;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einem Fokussteuerungssystem, das den Fokus des Wel lenfrontsensors durch Ausführen der computerimplemen tierten Schritte einstellt:
Überwachen des Abstands der virtuellen Bilder;
Einstellen des Fokus des Sensors; und
Bestimmen, wann der Sensor im Fokus ist durch Be stimmen, wann der mittlere Abstand der virtuellen Bil der einem Abstand der virtuellen Bilder des fokussier ten Sensors gleich ist.

57. Wellenfrontsensor nach Anspruch 56, wobei der Fokus von einem myopischen zu einem hyperopischen Fokus einge stellt wird.

58. Wellenfrontsensor nach Anspruch 57, wobei der Sensor ferner einen Akkomodationsbereich bestimmt, und wobei das Fokussteuerungssystem ferner die computerimplemen tierten Schritte ausführt:
Fortsetzen der Einstellung des Fokus, bis der Schwerpunktabstand erneut beginnt sich zu ändern, nach dem bestimmt wurde, wann der Sensor fokussiert ist; und
Bestimmen des Mittelwertes als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Schwerpunktabstand dem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist, und der Brechkraft, wenn der Schwerpunktabstand begonnen hat, sich wieder zu ändern.

59. Wellenfrontsensor nach Anspruch 58, wobei der Prozessor ferner die Formänderung der Linse des Auges über seinen Akkomodationsbereich bestimmt, wobei der Prozessor und das Fokussteuerungssystem ferner die computerimplemen tierten Schritte ausführen:
Erfassen der Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen der Wellenfront, wenn der Wellenfrontsen sor wieder aus dem Fokus herausgeht; und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.

60. Wellenfrontsensor nach Anspruch 56, wobei das Fo kussteuerungssystem den Prozessor verwendet.