DE3122029A1 - Verfahren und vorrichtung zur hornhaut-formanalyse - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Analyse der Hornhautform. Insbesondere wird ein Verfahren und eine Vorrichtung beschrieben, mit welchen die "zentralen k-Werte" äquivalent den sphärischen, astigmatischen und Achsen-Werten festgestellt, die Hornhautform parameterisiert und der Scheitelpunkt der Hornhaut sowohl nach Schläfen-Aufwärts- und -Abwärts-Abstand und Unsicherheit des Scheitelpunktortes festgelegt, die "Kappengröße" spezifiziert, die Wölbungshöhe bestimmt, der korrigierte zentrale k-Wert errechnet und ein "Anpassgüte"-Parameter erhalten wird, der die Paßgröße des Modells für das eben gemessene besondere Auge bezeichnet. Ebenso wird eine Verwendung dieser Einzelwerte beim Anpassen von Kontaktlinsjen beschrieben.

Hornhaut-Formmessungen sind bereits in frühen Arbeiten zweier brillianter Augenforscher zu finden. Im Jahr 1619 hat Christopher Scheiner zürn ersten Mal die Krümmung der Außenfläche der Augenhornhaut durch Vergleich der Größe von Hornhautreflexen mit der Größe der Reflexe an einer Reihe von Glaskugeln mit unterschiedlicher Größe gemessen.

Der nächste größere Fortschritt bei der Bestimmung der Hornhautform stammt von Hermann von Helmholtz aus dem Jahr 1856. Unter Benutzung eines Bild-Verdopplungsverfahrens ähnlich dem, wie es heute noch üblich ist, ersann Helmholtz ein spezielles Meßinstrument zur Untersuchung von Hornhautkrümmungen. In der Praxis wurden während vieler Jahre Instrumente, die dem Helmholtz "sehen Entwurf ähnelten, verwendet, mit der Absicht einer Bestimmung der Hornhautform in der Mitte der Hornhaut, d.h. einer Bestimmung des sogenannten "zentralen k-Wertes". Die wenigen akademischen Studien, die sich in das Gebiet der Hornhaut-Umfassungsmessungen vorwagten, beruhen ebenfalls zum größten Teil auf den gleichen optischen Prinzipien der Messung von reflektierten Abbildern, die von der Außenfläche

der Hornhaut stammen.

Es gibt einige wenige Ausnahmen. Einige Untersuchungen wurden mit Benutzung eines Verfahrens ausgeführt, das der Luftaufnahmen-Auswertung ähnelt. Es wird dabei eine pulverisierte Substanz auf die Oberfläche der Hornhaut aufgetragen und es werden stereographische Aufnahmen der Hornhaut hergestellt. Die einzelnen Partikeln auf der Oberfläche der Hornhaut können unter Benutzung des Luftaufnahmen-Auswerteverfahrens zur Koinzidenz gebracht werden, und so entstehen Höhenlinien, die die Hornhautform wiedergeben. Natürlich müssen solche Messungen mit gefühllos gemachten Augen durchgeführt werden wegen der Reizung des pulverisierten Stoffes auf der Hornhaut, z.B. Ruß oder Talkum. Ein verwandtes Verfahren mit einem Fluoreszein-Farbstoff macht die Betäubung überflüssig. Andere Untersuchungen wurden durch Silhouetten-Photographien der Hornhaut ausgeführt, wobei die Kamera eine Aufnahmerichtung senkrecht zur Sehrichtung einnahm. Weitere Untersuchungen wurden so ausgeführt', daß eine Gießmasse auf die Hornhaut aufgegossen und dann ein positiver Abguß der Hornhautform mit Tastinstrumenten untersucht wurde. Diese und zahlreiche andere Verfahren mit Ultraschall- und mechanischer Abtastung sind eigentlich nur bei Laboruntersuchungen angewendet worden. Klinische Bedeutungen besitzen gegenwärtig nur das traditionelle Keratometer ähnlich dem von Helmholtz entwickelten und neuere photographische Verfahren mit sogenannten Photokeratometern. Jedes dieser Geräte besitzt seine Stärken und seine Schwächen. Beispielsweise ergibt das am weitesten eingesetzte Keratometer nur eine Information in der Nähe der Hornhautmitte. Photokeratometer wie beispielsweise das Corneascop geben andererseits Information über weiter außenliegende Gebiete, aber anscheinend mit dem Nachteil beträchtlicher Schwierigkeiten bei der Analyse der Messung oder mit einem Genauigkeitsverlust dieser Messungen. Beschreibungen solcher Photokeratometer sind in den Arbeiten von Townsley, 1967;Clark, 1971; Mandell und St. Helen, 1971 sowie Knoll, 1961 zu finden.

Aus diesem kurzen Abriß der Geschichte und der gegenwärtig verfügbaren Geräte ergibt sich, daß die Notwendigkeit, bessere Informationen über die Hornhautform zu erhalten, wohl erkannt wurde, daß jedoch kein praktisch einsetzbares Instrumentensystem verfügbar ist, das die Vorteile der peripheren Messungen im Klinikeinsatz ergibt.

Bisher wurde auch versucht, die Krümmung der menschlichen Hornhaut durch Vorsehen von Fixierungs-Zielen zu messen. Bei solchen Fixierungs-Zielen wird das Auge während der Messung der Hornhautkrümmung in verschiedene Winkel ausgerichtet. Bei Untersuchungen hat sich herausgestellt, daß die bekannten Keratometer nicht ausreichend genau arbeiten, um eine nutzbringende Information über die Hornhautform zu ergeben. So zeigt sich, daß das in dieser Erfindung beschriebene Keratometer es zum ersten Mal möglich macht, wirklich praktikable Umfangs-Targets zu verwenden.

Verschiedene Verfahren zur Parameterxsxerung der Hornhautform sind in der verfügbaren Literatur vorgeschlagen worden. Diese Verfahren können in zwei Klassen unterteilt werden:

1) Verfahren, die Auflistungen oder graphische Darstellungen der Größe von zahlreichen Abweichungen von einer Referenzfläche an verschiedenen Stellen der Hornhaut ergeben, und

2) Verfahren, die eine allgemeine Form mit Hilfe einiger weniger Formparameter beschreiben.

Bei der ersten Art von Verfahren wird eine Abweichung der Hornhauttiefe von einer besten Anpass- oder Vergleichsfläche für die mittlere Hornhaut (entweder eine Kugel- oder eine Paraboloidflache) durch Clark in den Jahren 1973 und 1974 vorgeschlagen. Dabei treten Probleme bei der Best-Anpassung im Zentralbereich auf und es"ergibt sich eine enorme Anzahl von Tiefenabweichungen, die.nur insgesamt

in graphischer Form erfaßt werden kann. Es scheint unwahrscheinlich, daß solche unverarbeitete detaillierte Kenntnis der Hornhaut einfach zur Erzielung eines formalisierten Anpass-Verfahrens gelangen läßt oder zur Festlegung einer verbesserten Klasse von Kontaktlinsenformen, es sei denn auf Basis einer Übereinkunft oder von Einzelanmessungen.

Von Townsley wurde 1970 gezeigt, daß elliptische Modelle des Hornhautquerschnittes beim Anpassen von tatsächlich vorliegenden Gruppen von Hornhautformen wirksam eingesetzt werden können. Manche Autoren verwenden als Parameter für die Hornhautform die Exzentrizität e einer Ellipse, es kann

jedoch gezeigt werden, daß e ein weit wirksameres und einsichtigeres Maß für die Hornhautform ergibt. In dem in der Anmeldung entwickelten "In"-Modell entspricht der Formparameter S sehr weitgehend dem Parameter e in einem Ellipsoidmodell und kann damit eine gleich gut annehmbare Parameterisierung der Hornhautform ergeben.

Verschiedene experimentelle Untersuchungen, die in der Literatur über Untersuchungen der Hornhautform .zu finden sind, sind erwähnenswert. Beispiele von einzelnen Hornhaut-Krümmungsmessungen sind in dem Buch von Mandell, 1976 über das Anpassen von Kontaktlinsen aufgeführt. Diese Kurven wurden unter Verwendung eines speziellen Kleinziel-Keratcrosters (small mire) entwickelt, kombiniert mit Ausricht-Zielen, die in Winkelabständen von der zentralen Sichtgeraden angeordnet waren.

Fünf weitere Forscher haben Arbeiten über Benutzung des Photokeratoskop-Verfahrens veröffentlicht. Die erste erschienene Untersuchung von Henry A. Knoll, 1961 unterteilte die untersuchten Hornhaut-Beispiele in zwei Gruppen, nämlich eine mit bemerkenswerten Synunetrieabweichungen, während die andere im wesentlichen symmetrische Hornhaut-Beispiele zeigt. Eine Zusammenfassung aller Ergebnisse bei symmetrischen Hornhaut-Beispielen ergab eine annehmbare Hornhaut-Formanpassung mit einem Wert von £ = 0,248.

Die zweite Arbeit von Towns-ley, 1970, ergibt ein interessantes Beispiel für die Auswahl eines Formfaktors und seinen Einfluß auf das Aussehen von Hornhautdaten. Diese Arbeit ist eine veröffentlichte Untersuchung von 350 Augenexemplaren, darunter befinden sich jedoch 259 Patienten mit einem "hohen Anteil von schwierigen Fällen". Die veröffentlichten Daten aus dieser Arbeit zeigen eine Form, in der die Exzentrizität e als Formfaktor gewählt wird. Es erscheinen dabei zwei Gruppen von Patienten, deren Exzentrizitäten sich zu beiden Seiten des Wertes e = 0 (sphärische Hornhautformen) häufen unter Nichtbeachtung der Frage der Zulässigkeit, negative Exzentrizitäten anzugeben.

Die dritte Arbeit von Robert E. Mandell und Roger St. Helen, 1971, findet einen Exzentrizitätsbereich mit Werten von 0,2 bis 0,85 mit einem Durchschnitt von 0/48.

Der vierte Beitrag von Barry A. J. Clark, 1974, zeigt viele typische Hornhauteigenschaften auf der Basis einer Analyse von 164 Keratogrammen. Die Daten sind ziemlich vollständig bis zu einem Umfang von 2 bis 3 mm und zeigen einen Formfaktor £ = 0,10 + 0,05 mit einem Zylinderwert von 0,54 + 0,35 Dioptrien bei 180°, eine Abweichung des Hornhaut-Scheitelpunktes von 0,4 mm in Schläfenrichtung von der Sichtachse und einen Kappen-Krümmungsradius von 7,759 + 0,260 mm. Die Daten zeigen unterschiedliche Hornhauthöhe in Sichtachsenrichtung für unterschiedliche Meridiane, wodurch eine Entstehung dieser Werte durch Interpolation angezeigt wird. Die ausgewählten Beispiele haben Brechungsfehler von weniger als 1,5 dpt. in jedem Meridian und weniger als 0,5 dpt Astigmatismus.

Eine zusätzliche Information über die Hornhaut-Scheitelpunktlage ergibt sich aus der fünften Arbeit von Tomlinson & Schwartz, 1979, bei der eine Versetzung in Schläfenrichtung der Hornhautächse gegenüber der Sichtachse um ca. 0,5 mm angegeben wird. Etwa 82 % der untersuchten Hornhaut-Beispiele

zeigten Abweichungen der Hornhautachsen von 1 nun oder weniger gegenüber der Sichtachse an. Wird eine um 0,5 mm in Schläfenrichtung von der Sichtachse versetzte Achse angenommen, so fallen etwa 87 % der untersuchten Hornhaut-Beispiele innerhalb von 1 mm von der versetzten Achse. Der "Formfaktor" für die untersuchten Beispiele reicht von 0,26 bis 0,60. Der verwendete Formfaktor war dabei das Quadrat der Exzentrizität. Damit ergab sich eine Auswahl, die zu großen Formfaktoren hin gerichtet ist. Es zeigte sich eine reziproke Zuordnung von Hornhautversetzung und radialer Abflachung im Schläfenmeridian.

Zwei der erwähnten Arbeiten, nämlich die von MandelΓ und St. Helen, 1971 sowie von Clark und March, 1974, ergeben Daten, die das Ausmaß beleuchten, in welchem einzelne "normale" Hornhaut-Beispiele von dem normalerweise in Verbindung mit der Hornhaut angenommenen idealisierten Ellipsoid-Modell abweichen können.

Untersucht man die "Parameterisierung" zur Beschreibung von Hornhautformen, so erscheint sich aus der. Literatur insgesamt zu ergeben, daß die typische normale Hornhaut als grob von

2 ellipsoidischer Form mit einem Formfaktor fc = e /₂ =0,12 + 0,06 beschrieben werden kann, wobei der Scheitelpunkt des Ellipsoids in Schläfenrichtung gegenüber der Sichtachse um 0,4 mm versetzt ist, wobei jedoch 90 % der Scheitelpunkte in einem Umkreis von 1 mm fallen. Die zentrale "Kappe" der typischen normalen Hornhaut besitzt einen durchschnittlichen Krümmungsradius von 7,8 + 0,26 mm und einen "regelrechten" Astigmatismus von 0,55 +■ 0,35 dpt . Einzelne Hornhaut-Beispiele können sowohl qualitativ als auch quantitativ radikal von der idealisierten "typischen" Hornhaut abweichen.

Linsenmeßgeräte erfassen die Brechkraft der Linse zumindestens nach Sphären-, Zylinder- und Achsengeometrie. Automatisierte Linsenmeßgeräte sind bekannt, beispielsweise aus US-PS 4 180

und 4 182 572, die auf den Anmelder der vorliegenden Anmeldung zurückgehen. In diesen beiden Schriften sind Linsenmeßgeräte der Firma Humphrey Instruments, Inc., San Leandro, Kalifornien, beschrieben. Bei diesen Geräten erscheint eine' Lichtquelle in einem weiten Bereich. Ein sich bewegender, d.h. umlaufender Begrenzungsbereich ist vorgesehen, wobei ein zugeordnetes Bild typischerweise auf eine Detektor-Apertur fokussiert wird. Licht aus vier diskreten Lichtwegen wird auf eine Pupille oder Blende an der Stelle der zu erfassenden Linse geleitet. Die Linse ergibt gemäß ihrer Brechkraft nach Sphäre, Zylinder und Achse eine Ablenkung an der Pupille oder Blende des Abbilds der umlaufenden Begrenzung an der Detektor-Apertur. Durch die Zeitbestimmung aufeinanderfolgender Bedeckungen der Flächen- oder Bereichtslichtquelle an der Detektor-Apertur kann die Ablenkung des Begrenzungsabbildes bestimmt werden, wenn dieses durch die Linse gelangt und es können so die erforderlichen Messwerte nach sphärischer, Zylinder- und Achsengeometrie bestimmt werden.

Die Keratometrie beschäftigt sich mit der Messung der Krümmung der Hornhaut des Auges ebenfalls mit mindestens sphärischer, Zylinder- und Achsengeometrie. Jedoch hat sich die Anwendung automatisierter Linsenmeßgerät-Technologie auf die Keratometrie als überraschend schwierig erwiesen. Erstens befindet sich bei einem Linsenmeßgerät die zu messende Linse immer am gleichen Ort. Dagegen ist bei der Keratometrie die Festlegung des Auges erheblich schwieriger. Das Auge kann beispielsweise nicht einfach auf eine feste Oberfläche aufgelegt werden. Es ist bei einem automatischen Keratometer nicht ertragbar, daß eine Bedienungsperson kontinuierlich das Auge ausrichtet und überwacht, um zu bestimmen, daß es in der richtigen Lage ist und verbleibt. Diese Art von Positionierung ist in der US-PS 4 189 215 des gleichen Anmelders benutzt worden.

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Es ist wichtig, anzuerkennen, daß das Auge auch nach richtiger Ausrichtung ein sich andauernd bewegendes Target bildet. Wenn man auch annimmt, daß der Patient sein Auge auf einen Zielpunkt gerichtet hält, so ist doch zumindest die sakkadische Augenbewegung vorhanden. Dazukommen komplizierende Faktoren wie Lidschlag, Zwinkern und dergleichen, die die Messung der Augenoberfläche gegenüber einer Fern-Linsenmessung zu einem äußerst komplizierten Problem gestalten.

Es hat sich gezeigt, daß Keratometer besonders empfindlich auf eine Bewegung des menschlichen Auges zum Instrument hin und von diesem weg reagieren. Eine Hilfseinrichtung, die die exakte Axialstellung des Auges, bezogen auf das Keratometer, erfaßt, wird nach dem Stand der Technik weder vorgeschlagen noch beschrieben.

Gebräuchliche Keratometer verwenden typischerweise eine Target-Mire. Bei der Verwendung einer Mire wird ein großes Bild mit bekannten Außenwinkeln auf die Oberfläche des Auges fokussiert. Das virtuelle Abbild an der Hornhaut des Auges wird durch die Überprüfungsperson so beobachtet, daß zuerst zur Erzielung des Abstandes in beiden Richtungen fokussiert und danach die Bildgröße auf dem Auge gemessen wird. Durch Bestimmung eines maximalen Miren-Durchmessers und eines minimalen Miren-Durchmessers längs Hornhautdurchmessern werden die Hauptachse, die sphärische und die Zylinder-Brechkraft festgestellt, gemessen und quantifiziert. Es ergeben sich Schwierigkeiten bei geringen Zylinder-Brechkräften, die Achse zu bestimmen.

Die Schwierigkeit der Anwendung der bekannten Verfahren zur automatisierten Keratometrie wurde im Verlauf der Untersuchungen durch einen überraschenden Faktor noch vergrößert. Bei der Untersuchung von automatisierten Keratometriegeraten mit verschiedenen Menschengruppen wurde gefunden, daß die Augenwimpern bei einzelnen Menschen eine überraschende"Störung der beabsichtigten Messung ergab. Diese Wimperproblerne traten bei unter-

schiedlichen Menschen der Gruppe auf und konnten nicht vor der Messung leicht identifiziert werden.

Es ist dabei zu verstehen, daß ein Zurückhalten oder Festlegen der Augenwimpern so, daß sie nicht stören, bei automatisierten keratometrisehen Messungen nicht annehmbar scheint. Zunächst schrecken relativ ungeübte Bedienungspersonen für die Instrumente davor zurück, überhaupt das Auge zu berühren. Zweitens können durch eine Berührung des Auges verschiedene Anpass-Bewegungen,ob unwillkürlich oder anders, hervorgerufen werden, die nicht-repräsentative Hornhautverformungen ergeben. Schließlich kann Zurückhalten oder Festlegen der Augenwimpern in unrichtiger Weise eine zeitweilige Hornhautvefformung ergeben. Dieses unerwartete Problem mußte, da es einmal verstanden und erkannt wurde, überwunden werden.

Es mußte eine Meßeinrichtung um die Wimpern herum entworfen werden, um relativ ungeübte Bedienungspersonen zur Durchführung akkurater keratometrischer Messungen mit dem beabsichtigten Instrument zu befähigen. Es ist zu verstehen, daß sowohl die Erkenntnis dieses Problems als auch seine Überwindung einen Teil der nachfolgend beschriebenen Erfindung bildet.

Die Krümmungsradien und Standardabmessungen der Kontaktlinsen sind relativ gut bekannt. Die Linse besitzt einen aktiven Abschnitt mit einer Breite von 6,3 bis 8,5 mm. Die Gesamtausmaße der Linse können 7 bis 9,5 mm betragen. Die Linsen zeigen eine Grundkrümmung, eine Sekundärkrümmung und eine Umfangskrümmung oder -fase. Typischerweise sind sie an den Kanten gerundet. Der typische Hornhautdurchmesser liegt in der Größenordnung von 12 mm.

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Die Festlegung und das Anpassen der Kontaktlinsen geschieht typischerweise iterativ. Typischerweise wird ein keratometrisches Verfahren zur Bestimmung der zentralen k-Werte nach Kugel-, Zylinder- und Achsengeometrie verwendet. Die keratometrischen Ablesungen werden als gegeben angenommen und dazu wird die gewünschte Brechkraft addiert. Wenn noch die Pupillengröße hinzugefügt wird, sind die Bestellunterlagen für die Linse vollständig.

Bei einem vollständigeren und diagnostischen Anpassvorgang beim Anpassen der Kontaktlinsen wird zunächst der beschriebene Vorgang benutzt. Daraufhin wird eine diagnostische Linse angelegt. Sobald diese angelegt ist, wird die Zentrierung, die Bewegung, der Tragekomfort, die subjektive Sicht und die Tränenschicht bestimmt, möglicherweise mit einem herkömmlichen Fluorozen-Test zur Bestimmung der Tränenschichtstärke. Eine Überprüfung der Brechkraft des Auges wird dann ausgeführt, um zu sehen, welche zusätzlichen Verschreibungen infolge der vorhandenen Tränenschicht nötig sind.

Bis zur Stunde verschreiben Ärzte Kontaktlinsen, ohne eine genaue Hornhaut-Aufzeichnung des Auges zur Verfügung zu haben. Beim ersten Anpassen der Linse ist normalerweise ein großer Anfall von Tränenflüssigkeit vorhanden wegen der neuen und/ oder geänderten Anbringung der Kontaktlinse an dem Auge. Deshalb ist ohne lange Meßzeit eine genaue Messung des Auges während des Erstanpassens einer Kontaktlinse unmöglich.

Nachprüfungen sollten routinemäßig erfolgen. Typischerweise ist die erste Nachprüfung bei einem Patienten nach einem Zeitablauf von beispielsweise vier Stunden möglich. Danach werden weitere Überprüfungen nach einer Woche, nach drei, acht, sechzehn Wochen festgesetzt. Weitere Überprüfungen sollten von da an alle sechs Monate stattfinden.

Ein Problem beim Anpassen der Kontaktlinsen ist das Durchdringen des lebensspendenden Sauerstoffs zur Hornhaut, Die Hornhaut wird typischerweise aus der daraufliegenden Tränenschicht mit Sauerstoff versorgt. Es ist natürlich Sorgfalt geboten, um irgendeine Beschädigung der Hornhaut zu verhindern. Wenn ein Patient zur Nachprüfung erscheint, werden Überprüfungen der "Verwolkung" oder Trübung der mittleren Hornhaut durchgeführt. Zusätzlich werden keratometrische Änderungen oder Brechungsänderungen und ebenso Hornhaut-Flecken zu beobachten sein.

Bei weichen Linsen ist die "Gewölbehöhe"des Freiraums zwischen der Kontaktlinse einerseits und der Hornhaut andererseits sehr kritisch. Bei einigen Arten von harten Linsen, bei denen große Komponenten des Astigmatismus in der "torischen" Hornhaut durch Auflegen einer harten Kontaktlinse über das Auge mit seiner kugelförmigen Oberfläche entstehen, füllt die Tränenschicht den sonst entstehenden Spalt aus. Dadurch, daß dieser sonst entstehende Spalt ausgefüllt wird, trägt die Tränenschicht zur Gesamtbrechkraft bei.

Dadurch wird das Anpassen von Kontaktlinsen ein außerordentlich kompliziertes Problem. Es bestehen folgende brechende Zwischenflächen: zunächst zwischen Auge und Tränenschicht, danach zwischen Tränenschicht und Kontaktlinse und schließlich zwischen Kontaktlinse und Umgebung.

Wenn ein Patient eine Kontaktlinse angepaßt bekommt, sollen grundsätzliche drei Dinge erreicht werden:

a. Bequemlichkeit,

b. Sichtverbesserung,

c. ungeänderte Hornhaut-Physiologie.

Alle diese Faktoren können durch Benutzung der nachfolgend beschriebenen Vorrichtung und des Verfahrens zur Nachbildung

einer Hornhaut weitgehend verbessert werden.

Eine Analyse der Hornhautform durch Kombination verschiedener Keratometermessungen wird beschrieben. Das Auge wird vorzugsweise gemäß einer nasalen Winkellage, einer zentralen Winkellage und einer schlafenseitigen Winkellage überprüft. Die zentrale Lage befindet sich längs der Sichtlinie des Patienten. Die schlafenseitige und die nasenseitige Lage sind jeweils in einem breiten Bereich von 5 bis 22 , in einem Mittelbereich von 10 bis 15° oder in einem schmalen Bereich von 12 bis 14° zu beiden Seiten der Sichtlinie. Es werden Messungen der sphärischen, der Zylinder- und der Achsengeometrie unternommen. Der Astigmatismus wird in der bevorzugteren Form von 0-90°-Astigmatismus und 45-135°-Astigmatismus ermittelt. Wenn jeder individuelle Punkt gemessen wird mit den jeweiligen Angaben für sphärische und Zylinder-Komponenten, werden diese Messungen an einen idealisierten Parameter angepaßt. Dann werden drei Reihen von Krümmungsmessungen an den bezeichneten Stellen zu einer Reihe von angepaßten, idealisierten Krümmungen in Anpassung an ein elliptisches Modell reduziert. Daraufhin werden aus diesen angepaßten Werten die endgültigen Hornhautformparameter geschaffen, wobei dieses besondere Verfahren die Schaffung von Zwischenparametern einschließt. Schließlich werden Ablesewerte für Zentral-"k", Hornhautform, Scheitelpunktlage, Kappengröße, Gewölbehöhe, korrigiertes Zentral-"k" und Anpassgüte beschrieben.

Es wird ein Keratometer beschrieben zur berührungsfreien Messung der Hornhautkrümmung mindestens nach Sphären-, Zylinder- und Achsengeometrie. Unter der Annahme, daß das Auge genau zur Messung ausgerichtet ist, werden Lichtquellen überdeckt und zu einer virtuellen Bildlage hinter der menschlichen Hornhaut abgebildet. Diese Lichtquellen, vorzugsweise drei (obwohl auch mehr als drei verwendet werden können), besitzen jeweils ihnen eigene diskrete Wege von der Lichtquelle zum Auge und von dort wieder zu einem jeweiligen Detektor. Zwischen der Lichtquelle

und dem Auge wird das längs jedes Lichtweges laufende Licht durch eine umlaufende Randblende oder Begrenzungsblende unterbrochen, wobei die umlaufende Begrenzung jeweils einen transparenten Abschnitt, einen nicht-transparenten Abschnitt und dazwischen eine Grenze besitzt. Die sich bewegende oder umlaufende Begrenzung wird wiederum durch Reflexion von der zu messenden Hornhaut in eine reale Bildlage abgebildet, die zu und über einen Lichtdetektor überlagert wird. Der Detektor für jeden Lichtweg ist zu dem durch die Lichtquelle in dem genau ausgerichteten Auge erzeugten virtuellen Abbild ausgerichtet. Streulicht, das von anderen Stellen als aus der Nähe des virtuellen Bildes der Lichtquelle an der Hornhaut stammt, kann durch den Detektor nicht empfangen werden. Durch Messen der Versetzung der virtuellen Abbilder jeder umlaufenden Grenze in der Begrenzung bei dem zugeordneten diskreten Lichtweg kann eine keratometrische Messung mit nur drei Lichtquellen, drei Detektoren und drei dazwischen befindlichen separaten und diskreten Wegen hergestellt werden. Eine bevorzugte Geometrie des Augenuntersuchungsmusters wird beschrieben, bei dem zwei Punkte mit horizontalem Abstand und ein dritter,in der Mitte tieferliegender Punkt gleichzeitig untersucht werden. Dadurch, daß der obere Abschnitt des Musters weggelassen wird, wird eine Störung durch die oberen Augenwimpern vermieden. Die genannten Punkte besitzen jeweils Winkelabstände um 90° von der optischen Achse des Instrumentes und erlauben dadurch gleichartige Messungen der konkaven Oberfläche von Kontaktlinsen, wobei vorzugsweise eine einzelne zusätzliche Lichtquelle (oder Detektor) hinzugefügt wird. Zur automatisierten Augenuntersuchung wird jede Lichtquelle - vorzugsweise im infraroten Bereich - mit zwei diskreten Dioden versehen, die dann, wenn das Auge optimal in seinem Abstand vom Instrument längs der optischen Achse ausgerichtet ist, gleichzeitig durch die umlaufende Begrenzung verdeckt werden. Wenn das Auge in Axialrichtung verschoben ist, signalisiert eine bezeichnende Ver-

Schiebung des optischen Zentrums der dualen Lichtquellen jeweils einzeln oder in Kombination mit einer begleitenden Verschiebung anderer dualer Lichtquellen diese Fehlausrichtung. Eine ungenaue axiale Augenstellung kann durch Verschieben des optischen Zentrums der dualen Lichtquelle allein erfaßt werden. Vorzugsweise karin die erzeugte Verschiebung durch einen Mikroprozessor in Hinsicht sowohl der Stellung als auch des Vorhandenseins von nicht-torischen Flächen (die ein Anzeichen für das Vorhandensein von Hornhaut-Irregularitäten sind) analysiert werden. Diese Analyse wird nicht durch die natürliche Augenbewegung wie die sakkadische Augenbewegung unterbrochen. Bei einer Ausführung der umlaufenden Begrenzung mit,undurchlässigen Durchlaßbegrenzungen, die jeden Lichtweg durchlaufen, wird im wesentlichen gleichzeitig die immer vorhandene Bewegung des menschlichen Auges durch Erzeugung einer effektiven hohen Blendengeschwindigkeit zur Messung klein gehalten. Die dualen Lichtquellen werden mit einer kodierten Oszillation versehen, die erfaßt und identifiziert werden kann, wobei diese Identifizierung dazu benutzt werden, das Instrument quer zum Auge von einer groben Instrumentenausrichtung zu einer für die Hornhautmessung erforderlichen Präzisions-ausrichtung zu bewegen. Damit ergibt sich eine vollständig automatisierte Vorrichtung und ein entsprechendes Verfahren für Keratometrie.

Durch die Erfindung wird ein Keratometer für automatisierte Augenuntersuchung geschaffen. Es werden mindestens drei Lichtquellen auf drei diskrete Bereiche des menschlichen Auges abgebildet. Jede Lichtquelle wird durch Intensitäts-Modulätion kodiert. Jeweils ein Detektorbereich sieht und erfaßt die Lichte quelle, deren Lichteinfall auf den bestimmten Bereich erfolgt. Ist das Instrument einmal grob ausgerichtet, so daß irgendeine der drei Lichtquellen irgendeinen der drei Detektorbereiche erfaßt, wird die Lichtquelle erkannt und das Instrument bewegt sich so, daß eine volle Untersuchung ermöglicht ist.

Dadurch ergibt sich der Vorteil, daß das Instrument zunächst grob ausgerichtet werden kann, wobei die Bedienungsperson längs einer direkten Sichtverbindung blickt und ein virtuelles Bild mit dem zu beobachtenden Auge ausrichtet. Daraufhin kann die automatisierte Augenuntersuchung,. wie eben beschrieben, mit geringsrer Instrumentenbewegung zur genauen Ausrichtung gemäß dem Auge benutzt werden.

Weiter schafft die Erfindung ein System zur Erfassung der Augenbewegung zu dem Instrument hin und von ihm weg zur genauen Abstandseichung für das Auge in Bezug auf das Instrument. Dazu enthält jeder Lichtweg einen Lichtaussende-Bereich, der zwei Lichtquellen umfaßt, die jeweils typischerweise einen diskreten Lichtemissionsbereich besitzen. Jede dieser gepaarten Lichtquellen jedes optischen Weges wird in ihrer Emission oszilliert oder zeitgetaktet, so daß der dem bestimmten Weg zugeordnete Detektor die jeweilige besondere Lichtquelle erkennen kann. Wenn das Instrument richtig ausgerichtet ist, ergibt eine Bedeckung durch die Grenzen der umlaufenden Begrenzung bei beiden Lichtquellen jedes Lichtweges im wesentlichen konstante optische BedeckungsZentren. Wenn die Lichtquellen sich von ihrer ausgerichteten Lage entfernen, ergeben sich Bewegungen der gepaarten Lichtquellen in Bezug auf die Zeit der Bedeckung ihres erfaßten optischen Zentrums. Diese Bewegung ergibt einen Hinweis, der berührungslos überwacht werden kann, daß das zu untersuchende Auge sich von seiner genauen Stellung entfernt hat, und daß eine Bewegung des Instruments in seinem Abstand notwendig ist, wobei Nachführungsrichtung und Nachführungsgröße für optimale Ausrichtung erfaßt werden.

Ein Vorteil der gepaarten Lichtquellen besteht darin, daß ein einzelner optischer Weg mit zwei Lichtquellen ausreicht für die Abstandseichung. Unter der Annahme, daß das Auge

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ein essentiell stationäres Objekt ist, kann die bezeichnende Bewegung des erfaßten optischen Zentrums der Lichtquellen ausreichen, um Abstandsfehler anzuzeigen.

Weiter wird die Verwendung von gepaarten Lichtquellen für jeden der drei optischen Wege als wirksam erkannt. Dementsprechend ist jeder optische Weg mit gepaarten Lichtquellen versehen. Zwei dieser Lichtquellen sind typischerweise um senkrecht aufeinanderstellende Achsen ausgerichtet. Eine mittlere Lichtquelle ist im wesentlichen schräg zu den Achsen der beiden Lichtwege ausgerichtet und typischerweise von einer sich in der Mitte der beiden Lichtquellen erstreckenden Achse versetzt. Die Verschiebung des optischen Zentrums bei einer ersten Gruppe von Lichtquellen - jeweils einer von jedem Lichtweg - wird gemessen. Danach wird die optische Verschiebung einer weiteren Gruppe von Lichtquellen - der jeweils anderen Lichtquelle aus jedem Weg - gemessen. Dann werden diese Messungen benutzt, um die Abstandslage zum Instrument zu bestimmen.

Weiter werden durch die vorliegende Erfindung die eben beschriebenen gepaarten Lichtquellen in jedem optischen Weg zur Untersuchung .von möglicherweise nicht torischen Flächen benutzt. Wenn nicht torische Flächen angetroffen werden, kann eine Messung abgelehnt oder zurückgewiesen werden und die mit der überprüfung beschäftigte Person wird durch diese Zurückweisung gewarnt, daß möglicherweise ein Patient mit einer nicht torischen Hornhaut untersucht wird.

Bisher wurde die Verwendung von nur drei Lichtquellen besprochen. Wie dem Fachmann auf dem Gebiet einleuchtet, können auch mehr als drei Lichtquellen, beispielsweise vier Lichtquellen und vier Detektoren verwendet werden.

Ein Vorteil des erfindungsgemäßen Systems besteht darin, daß das Problem der Positionierung des Patienten In Bezug auf die Richtung zum Keratometer durch Fokussierung vermieden wird. Es sind auch keine optisch kompensierten Wege erforderlich, sondern das beschriebene Keratometer kann durch Fernsteuerung in die richtige, genau bestimmte Abstandslage vom Auge gebracht werden. Es ist auch keine genaue überwachung der Bedienungsperson für die Keratometerlage zur Erzielung der Messung und während der Messung erforderlich.

Dadurch ergibt sich der weitere Vorteil des automatisierten Auge-Ausrichtmechanismus¹ durch die größere Genauigkeit der erhaltenen Messung, da keine Fehler.infolge ungünstiger Instrumentenpositionierung auftreten.

Durch die Erfindung wird auch eine Verteilung der Punktquellen für die keratometrische Messung des Auges beschrieben. Demgemäß sind drei Punkte auf der Hornhaut um eine optische Achse der Messung unterzogen. Zwei Punkte sind dabei im wesentlichen horizontal ausgerichtet und liegen auf: einander entgegengesetzten Seiten zur optischen Achse. Der dritte Punkt befindet sich unter einer Linie durch die optische Achse auf der Hornhautfläche des Auges. Vorzugsweise besitzen alle drei Meßpunkte jeweils Abstände von 90° zueinander. Der restliche 90°-Abstand vertikal über der optischen Achse wird nicht verwendet.

Es hat sich gezeigt/ daß diese Augen-Meßpunktverteilung ohne Meßpunkt am oberen Abschnitt des Auges das überraschend schwierige Problem der Störung durch die Augenwimpern bei der keratometrischen Messung umgeht. Der im wesentlichen zufällige Anteil der Bevölkerung, der störende Augenlider besitzt, kann mit dieser Meßpunktverteilung untersucht werden, da die oberen Augenwimpern nicht das auf das Auge auftreffende Licht stören.

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Ein Vorteil dieser umgangenen Störung durch die Wimpern bei der beschriebenen keratometrisehen Messung besteht darin, daß die Wimpern nicht manipuliert werden müssen* Der die Untersuchung Ausführende braucht nicht nahe an die empfindliche Augenoberfläche zu kommen und eine Berührung der empfindlichen Bereiche des Auges wie der Lederhaut wird vermieden.

Dadurch ergibt sich der weitere Vorteil, daß eine körperliche und autonome Verformung der Hornhaut vermieden oder zumindest so gering wie möglich gehalten wird. Es ist bekannt, daß die Hornhaut sich für begrenzte Zeitabschnitte verformt.

Als weitere Eigenschaft der Erfindung ergibt sich die Verwendung von drei Punktmeßquellen; demgemäß wird die Analyse dieser drei Punkte zur Ausführung der erforderlichen keratometrisehen Messung beschrieben.

Als weitere Eigenschaft der Erfindung ergibt sich die Verwendung des gleichen Lichtauffallmusters auf das Auge für die komplementäre Messung der gleichartigen entgegengesetzten Fläche, die den Innenabschnitt von Kontaktlinsen bildet. Demgemäß wird das gleiche Lichtverteilungsmuster zur Messung von Kontaktlinsen erzeugt. Es wird eine zweite vertikal ausgerichtete Quelle hinzugefügt, um in einer neuen Lage eine Lichtquelle zu ergeben. Durch die einfache Hinzufügung einer einzigen Lichtquelle können die komplementär gekrümmten Flächen von Kontaktlinsen gemessen werden.

Dadurch ergibt sich der Vorteil, daß das gleiche Element für die .fernbediente Messung von Kontaktlinsen wie für die fernbediente Messung des Auges eingesetzt werden kann. Eine Verträglichkeit der angepaßten Kontaktflächen mit dem Auge durch Benutzung der gleichen Meßstandards ist möglich.

Ein weiterer Vorteil der Erfindung besteht darin, daß Lichtquellen und -detektoren untereinander austauschbar sind. Obwohl ein solcher Austausch verschiedene Erschwernisse in Bezug auf den beschriebenen optischen Aufbau ergibt, ist zu verstehen, daß ein Umwechseln der Lichtwege möglich ist.

Ein weiterer Vorteil besteht darin, daß die Lichtquellen Punktlichtquellen für Infrarotlicht hoher Intensität sein können. Diese Quellen werden so ausgewählt, daß sie unter der Grenze liegen, die möglicherweise physiologische Auswirkungen auf das Auge mit sich bringen, jedoch mit genügend kleiner Lichtfläche, so daß eine Störung durch Augenwimpern so klein wie möglich bleibt. Der Vorteil von Punktlichtquellen wird besonders dann relevant, wenn es erforderlich ist, zwischen den Wimpern hindurch zu messen.

Durch die Erfindung wird auch ein bestimmter Lichtweg geschaffen > und zwar werden Doppellichtquellendetektoren hinter der umlaufenden Begrenzung angeordnet. Dabei wird durch Einzellichtemitter Licht.auf die Hornhaut ausgesendet.

Durch diese Ausbildung der Erfindung ergibt sich der Vorteil, daß die Lichtquellen im wesentlichen Punktlichtquellen sein können. Die Verwendung von Punktlichtquellen hoher Intensität hält ebenfalls die durch Augenwimpern verursachte Störung der beschriebenen keratometrischen Messung so gering wie möglich.

Weiter wird durch die Erfindung unter Benutzung von drei Punktlichtquellen ein Aussondern und Erkennen von nicht torischen Funktionen erreicht. Demzufolge können Messungen, die einen bestimmten Schwellwert überschreiten, abgewiesen werden. Bei einer solchen Abweisung werden mit großen Fehlern behaftete Instrumentenmessungen vermieden und

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es können darüberhinaus Abweichungen des Auges von der Norm erfaßt werden. Beispielsweise kann bei einer Abweisung durch das Instrument untersucht werden, ob ein Fall von Keratakonus vorliegt.

Ferner wird durch die Erfindung ein System für automatisierte Messung von getrennten Punkten des Auges auf im wesentlichen simultaner Basis geschaffen. Dementsprechend werden die drei ausgewählten Punktlichtquellen auf dem Auge abgebildet. Es wird eine umlaufende Begrenzung mit mindestens drei Grenzen im gleichen Abstand ausgewählt und die Grenzen sind so beschaffen, daß das Auge an allen drei Punkten im wesentlichen gleichen Zeitintervall durch die Begrenzung überstrichen wird. Dadurch ergibt sich eine Gleichheit der Bildüberstreichung an den drei Punkten des Auges.

Ein Vorteil dieser Ausbildung der Erfindung besteht darin, daß eine größere Genauigkeit erreicht werden kann, obwohl das Auge sich während der Messung dauernd bewegt. Durch Anwendung einer sehr hohen "Blendengeschwindigkeit¹¹ kann die Bewegung des Auges neutralisiert werden. Auf diese Weise wird die Auswirkung der natürlichen Bewegung des Auges durch die Instrumentenauslegung neutralisiert.

Weiter wird durch die Erfindung ein Verfahren und eine Vorrichtung zum kartographieren oder Aufzeichnen der Kontur des Auges geschaffen. Demgemäß wird das Keratometer mit zentralen, schlafenseitigen und nasenseitigen Festpunkten oder Fixationspunkten versehen. Der zentrale Festpunkt entspricht der geraden Sichtlinie des Auges. Die nasenseitigen und schläfenseitigen Punkte weichen von der Sichtlinie um •Winkel im Bereich zwischen 5 und 22°, im Zwischenbereich von .15 und 10 und im engen Bereich von 12 bis 14 ab.

Bei jedem Festpunkt werden diskrete Messungen nach Kugel-, Zylinder- und axialer Geometrie genommen. Diese Festpunktmessungen werden danach.zur Anpassung an ein elliptisches Modell idealisiert. Aus dem elliptischen Modell wird mindestens eine der folgenden Messungen erzeugt:

Zentrale "k"-Ablesewerte in äquivalenten Sphäre-, Achsen- und Zylinder-Geometrien,

ein Hornhaut-Formfaktor,

eine Scheitelpunktlage einschließlich horizontaler und vertikaler Versetzung wie auch eines Unsicherheitsfaktors bei der Lokalisierung des Scheitelpunktes,

Kappen größe,

Gewölbehöhe (in mm", über einem Lederhautdurchmesser von 25 mm), und

korrigierte zentrale "k"-Werte und "Anpaßgüte"-Faktor, wodurch die Gültigkeit des Modells für das untersuchte Auge angezeigt wird.

Ein Vorteil der Erfindung besteht darin, daß zum ersten Mal im großen Maßstab eine Verwendung von Fixpunkten bei der Messung der menschlichen Hornhaut möglich ist. Die Genauigkeit des erfindungsgemäßen Keratometers erlaubt nun die Modellierung,, der Hornhaut in dem beschriebenen elliptischen Format.

Ein weiterer Vorteil des Verfahrens der Aufzeichnung besteht darin, daß die vorgesehenen Formparameter anschauliche Eingangswerte enthalten, die durch den Untersucher zur Verdeutlichung der aufgezeichneten Oberfläche benutzt werden.

O I

Durch die Erfindung wird eine Verfahrensvorrichtung zum Anpassen von Kontaktlinsen geschaffen. Demgemäß werden Messungen der Kontaktlinse und der vorgesehenen Hornhautaufzeichnung zur Erzeugung von angepaßten Kontaktlinsen mit hohem Tragekomfort geschaffen. Eine Datenbank mit gespeicherten Informationen wird erzeugt, die mindestens einen oder mehrere folgender Parameter der untersuchten Augen enthält:

zentraler "k"-Wert,

Hornhautform,

Scheitelpunktlage,

Kappengröße,

Gewölbehöhe,

korrigierter zentraler "k"-Wert und/oder Anpaßgüte.

Die Messung der Kontaktlinse wird auf übliche Weise durchgeführt und die Daten werden ebenfalls mit den Daten der entsprechenden Hornhautdarstellung gespeichert. Die Darstellungen oder Aufzeichnungen von gemessenen Augen werden mit den gespeicherten Daten in der Tafel verglichen. Dadurch ergibt sich eine weitgehend verbesserte Anpassung von Kontaktlinsen.

Es ergibt sieh aus dieser Beschreibung, daß ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Durchführung von keratometrischen Messungen durch die Erfindung geschaffen ist, die zur einfachen Ansammlung von Erfahrungswerten und Meßwerten von einem beträchtlichen Teil der Bevölkerung führen wird. Die dadurch erhaltene Übersicht über die Zuordnung von den möglichen Arten von Kontaktlinsen zu den bei der Bevölkerung anzutreffenden unterschiedlichen Hornhautfprmen wird eine Reihe von Nutzeffekten ergeben, die der betroffenen Bevölkerungsschicht zugute kommen.

Diese Nutzeffekte können wahrscheinlich in zwei Hauptgruppen unterteilt werden. Der erste Nutzeffekt ist verbunden mit dem Anpassen der Kontaktlinsen. Die zusätzliche Information Über Hornhautformen kann beim Anpassen von Kontaktlinsen auf verschiedene Art benutzt werden. Beispielsweise kann bei der Anpaßvorbereitungsstufe eine Analyse der Hornhautform eine Beurteilung der optischen Verträglichkeit oder Anpaßbarkeit der Kontaktlinsen bei dem bestimmten Patienten erleichtern. Die Form der Hornhaut kann in der Analyse der Sichtverbesserung für den Patienten viele Hindernisse ergeben. Sowohl die Abweichung der Hornhaut von einer Kugelform wie auch die Fehlausrichtung der Symmetrieachse der Hornhaut sind mögliche Quellen für optische Abweichungen einschließlich Astigmatismus und noch komplizierterer Formen von Sehfehlern. Man hört oft von Patienten, deren Sehschärfe durch die Verwendung von Kontaktlinsen beeinträchtigt wurde. Es kann auch gelegentlich der entgegengesetzte Fall zutreffen, d.h. daß die Kontaktlinsen zur Verbesserung der Sehschärfe bei einigen Patienten erheblich beitragen. Die Quelle dieser optischen Abweichungen wurde bisher am besten von Ludlan und Wittenberg 1966 analysiert. Als einfache Extrapolation dieser berichteten Ergebnisse kann man sagen, daß durch Kenntnis der Abweichung der Hornhaut von einer idealen Kugelform man in die Lage versetzt wird, den am wahrscheinlichsten eine hohe Sehschärfe ergebenden Linsentyp auszuwählen, beispielsweise durch Verkleinerung der Auswirkungen der sphärischen Aberration (Campbell). Information über die Hornhautform kann auch zu einer besseren Einschätzung des dynamischen Verhaltens der Kontaktlinse nach dem Einsetzen am Auge des Patienten fjühren. Beispielsweise kann ein Abschätzen der Kontaktlirisenbewegung während des Lidschlags oder die Wahl zwischen harten und weichen Kontaktlinsen von der Kenntnis der Hornhautform in gewissem Maße beeinflußt werden.

O I

Beim übergang zur zweiten Phase des Anpassens von Kontaktlinsen, nachdem grundsätzlich die Brauchbarkeit von Kontaktlinsen bestimmt und die Auswahl des Kontaktlinsentyps getroffen wurde, kann erwartet werden, daß eine Information über Hornhautform den Vorgang des Anpassens der tatsächlichen Kontaktlinse erleichtert und befördert. Üblicherweise wird ein "zentraler k-Wert" benutzt, um eine Versuchs-Kontaktlinse auszuwählen und zumindest im Fall von harten Kontaktüisen verläßt man sich sehr auf die Verwendung von Fluoreszin-Verteilungen, um die Auswahl der Versuchslinsen zu beeinflussen, um die Omfangseffekte der Hornhautform in Rechnung zu stellen. So kann eine Verbesserung der ersten Auswahl bei größerer Kenntnis der tatsächlichen Hornhautform im ümfangs- wie im Zentralbereich erfolgen. Der Vorteil für den Patienten liegt schon einmal darin, daß er sich sachverständiger behandelt fühlt und weniger mit langer dauernden Anpaßversuchen gequält wird; für den Arzt ergibt sich der Vorteil, daß der Patient zufriedener ist und er weniger Zeit für die Anpaßversuche aufwenden muß.

Um den zweiten Nutzeffekt der Hornhautform-Information zu erkennen, wird nun die Überwachung von Änderungen der Hornhautform in längeren Zeiträumen betrachtet. Allgemein gesprochen ergeben sich zwei häufige Situationen, in denen ein Interesse dafür besteht. Einmal ist dies bei Erkrankungen, beispielsweise bei einem sich entwickelnden Keratokonus
der Fall. Eine routinemäßige überprüfung kann dem Arzt
helfen, den Krankheitsfortschritt und die Wirksamkeit der Behandlung zu bestimmen. Ein weiterer häufig auftretender Grund zur überwachung der Hornhautänderungen über längere Zeit bezieht sich wiederum auf die Kontaktlinsenanpassung. Allgemein wird anerkannt, daß der routinemäßige Gebrauch von Kontaktlinsen nicht zu wesentlichen Änderungen der Hornhäutform führen soll. Dabei können regelmäßige Messungen sowohl des Zentral- wie des ümfangsbereichs der Hornhaut

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während der ersten Monate des Kontaktlinsengebrauchs dem Arzt dazu verhelfen, daß er sich von den möglichen Auswirkungen des Tragens von Kontaktlinsen auf Veränderungen der Hornhautform überzeugen kann.

Nachfolgend sollen einige eingehende Betrachtungen mathematischer Modelle der Hornhautform angestellt werden. Es werden zunächst alle Hornhäutdimensionen auf den Krümmungsradius im Scheitelpunkt der Hornhaut bezogen, um dimensionslose Angaben zu schaffen. Durch die Entdimensionierung der Pfeiltiefe der Hornhaut durch Bezug auf den zentralen , Krümmungsradius und durch (Darstellung dieser Pfeiltiefe in Abhängigkeit vom Radialabstand von. der Symmetrieachse der Hornhaut, wieder bezogen auf den zentralen Krümmungsradius, ist es möglich, ganze Familien von Hornhautformen mit vollständig verschiedenen Größen, jedoch ähnlicher Gestalt, durch einen einzigen Formparameter darzustellen. Auf diese Weise vereinfacht die dimensionslose Analyse der Hornhautform die Betrachtung einer Vielzahl von möglichen Hornhautgestalten, die behandelt werden müssen, so daß eine ganze Hornhautformfamilie mit einer einzigen Tafelreihe oder einer einzigen Gruppe von Beziehungen erfaßt werden kann, in dem einfach die angemessenen Variablen mit einem Maßstabfaktor, d.h. dem zentralen Krümmungsradius, multipliziert wird.

Ein zweiter Vorteil der dimensionslosen Analysen besteht darin, daß die dimensionslose Darstellung der Hornhaut den linearen Größenmaßstab zwar ignoriert, jedoch die Winkelskala der Hornhautformen erhält. Wenn Fixierungen mit bestimmten Winkelabständen vom zentralen Fixierungspunkt verwendet werden, liegen bei jedem Formfaktor die Erfassungsbereiche der Hornhaut bei festen Werten des dimensionslosen Radius. Dadurch wird die mathematische Analyse vereinfacht.

O I L· L U L

In der folgenden Analyse wird mit dem Symbol \ die Pfeiltiefe der Hornhaut in dimensionsloser Form und mit dem Symbol «^ der Radialabstand der Hornhaut in dimensionsloser Form bezeichnet. Diese zwei Terme werden durch funktionale Beziehungen mit nur einem einzigen weiteren Parameter aufeinander bezogen, insbesondere durch den ebenfalls dimensionslosen Hornhaut-Formfaktor.

Ein Formmodell für die Hornhaut wurde entwickelt auf der Grundlage einer Kombination bekannter anatomischer Eigenschaften der Hornhautstruktur sowie auf verschiedenen Annahmen, die mit der Physik der Fluidstatik und der Verteilung von Spannungen an der Hornhautoberfläche zu tun haben. Es wird angenommen, daß die Hornhautform durch Schichten von bandartigen, Lamellen genannten Gewebeteilen aufrechterhalten wird.. Ferner wird angenommen, daß die Lamellen des Auges so verteilt sind, daß sie etwa die gleiche Spannung pro Faser halten. Die Lamellen werden als über die gesamte Hornhaut nicht unterbrochene Bänder betrachtet. Es wird eine Verstärkung der Hornhaut zum Umfang zu beobachtet, die etwa eine 20%-ige Verstärkung im Abstand von 6 mm vom Zentrum der Hornhaut erreicht (so wird berichtet durch Mandell und Polse, 1969;. andererseits wird beispielsweise durch Smith, 1977 ein etwas abweichendes Ergebnis berichtet) . Es wird angenommen, daß diese Verstärkung ein Ergebnis einer zusätzlichen Lamellendichte ist. (Ein interessantes, halb-quantitatives Ergebnis dieser Annahmen, von der Fluidstatistik sowie von der Gleichheit der radialen und tangentialen Faserspannungen bestinmt, führt-zu dem Schluß, daß zum Umfang der Hornhaut hin die Zunahme der Dichte der radialen Fasern nur etwa 1/3 der Zunahme der tangentialen Fasern beträgt, da die Ringspannungen schneller wachsen müssen als die radialen Spannungen. Damit trägt die Zunahme der Dichte der tangentialen Fasern mehr zu der Hornhautverstärkung zum Rand der Hornhaut hin bei.)

Auf der Grundlage dieser spärlichen Annahmen und Daten ist es möglich, ein mathematisches Modell zu entwickeln, aus welchem verschiedene bekannte Eigenschaften der Hornhaut abzuleiten sind. Neben der bereits als Eingabewert betrachteten korrekten Hornhautverstärkung ergibt das Modell eine Abnahme der Krümmung um etwa 3 dpt im Abstand von 3 mm vom Zentrum einer typischen Hornhaut; dieser Wert ist in vernünftigem Einklang mit den gemessenen Änderungen. Das Modell ergibt auch eine Pfeilhöhe einer Hornhaut mit durchschnittlichem Durchmesser von 2,58 mm, während der gemessene Wert 2,59 + 0,22 beträgt, wiederum eine überraschend gute Übereinstimmung; die Neigung der Hornhaut an ihrem Umfang ist nahezu eine Tangente zur öffnung in einer 25 mm-Kugel, die den Lederhautmantel darstellt, wiederum in guter Übereinstimmung mit den Beobachtungen und konsistent mit den hydrostatischen Anforderungen für dieses Augenmodell. Damit erzielt man das sehr ermutigende Ergebnis, ein Hornhautmodell mit nur einem freien Parameter erreicht zu haben, das in vernünftiger Weise mit vielen bekannten physikalischen ilessungen der Hornhaut verträglich ist.

Es ist jedoch eine Mahnung zur Vorsicht angebracht. Obwohl das Hornhautmodell in ausgezeichneter Übereinstimmung mit den Durchschnittswerten bei einer großen Vielzahl von Hornhautmessungen sein kann, ergibt sich durch die Durchschnittsbildung bei den Messungen eine Glättung der möglichen Abweichungen, die bei jeder bestimmten einzelnen Hornhaut auftreten können. Der Erfolg dieses mathematischen Modells der Hornhaut hängt dann davon ab, daß der Formfaktor und die Scheitelpunktlage der Hornhaut die dominierenden Effekte bei der Beschreibung der Hornhautform sind, dominierend über die einzelnen Hornhautabweichungen.

J I ii UZ.

Man kann fast sicher sein, daß für einen kleinen Bruchteil der Bevölkerung diese Bedingung niht gilt. Als erster bedeutender Punkt kann vorgetragen werden, daß eine 3:1-Regel erkennbar ist. Diese Regel stellt fest, daß bei jedem vernünftig glatten Hornhautformmode11 die Abweichung der Krümmung der Hornhaut, gemessen an der Symmetrieachse, sich so darstellt, daß eine dreimal so große Änderung der Krümmung in dem meridionalen (radialen) Querschnitt ergibt als im sagittalen (tangentialen) Querschnitt. Da der Unterschied der Krümmungen in diesen beiden Querschnitten als eine Komponente eines Hornhaut-Astigmatismus gedeutet werden kann, ergibt sich, daß Änderungen des Hornhaut-Astigmatismus ein direktes Maß des Hornhaut-Formfaktors sind gegenüber den gebräuchlicheren Veränderungen der Krümmung längs des radialen Querschnittes. Diese wertvolle Information bezüglich der Hornhautform, die auf Änderung des Hornhaut-Astigmatismus beruht, wurde möglicherweise deswegen bisher nicht beachtet, weil der Einfluß nicht erkannt wurde und möglicherweise, weil Schwierigkeiten der mathematischen Analyse von Änderungen des Astigmatismus bestanden. Es ist sofort einsichtig, daß sowohl das "1n-Modell" als auch die Ellipsoid-Annäherung der 3:1-Regel folgen.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Zeichnung beispielsweise näher erläutert; in der Zeichnung zeigt:

Fig. 1A eine perspektivische Darstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung mit eingezeichneten Bewegungsmöglichkeiten des Instrumentes gegenüber dem Patienten bei automatisierter Untersuchung,

Fig. 1B eine Teildarstellung eines Zusatzes zum Instrument nach Fig. 1A zur Messung von Kontaktlinsen,

Fig. 2A eine perspektivische Darstellung der inneren Bestandteile des Instruments mit einer Darstellung des Sichtweges für Grobausrichtung und der drei

Detektor-Lichtwege für Feinausrichtung und keratometrische Messungen,

Fig. 2B eine schematische Darstellung der prinzipiellen Lichtwege zur Vermessung des menschlichen Auges ^v mit Infrarot-Lichtquellen in der Nähe der umlaufenden Begrenzung und Detektoren in der Nähe des Auges,

Fig. 2C eine Darstellung der Lichtwege ähnlich Fig. 2B zur Vermessung einer Kontaktlinse, wobei Detektor und Lichtquellen gewechselt wurden, so daß die Lichtquellen in der Nähe der Kontaktlinse und die Detektoren in der Nähe der umlaufenden Begrenzung liegen a, [nachträglich

j geändert

Fig. 2D eine vergrößerte Abbildung der auf den entsprechenden Meßbereichen des Auges auftreffenden Lichtflecke,

Fig. 2E ein vergrößerter Querschnitt durch einen Lichtsender oder -detektor,

Fig. 3A eine vergrößerte Darstellung eines untersuchten Auges mit der Lage der Abfragedetektoren und der Lichtpunkte bei der Vermessung,

Fig. 3B eine Darstellung ähnlich Fig. 3A mit einer Darstellung der Überstreichbereiche der drei Lichtquellen in simultaner Weise zur Erzeugung der erfindungsgemäßen Messungen, wobei Freiheit bei der tatsächlichen Anordnung der Abbildung der umlaufenden Begrenzung aus Darstellungsgründen in Anspruch genommen wurde,

Fig. 3C eine schematische Darstellung der Detektorschaltung zur Identifizierung der jeweils abgebildeten Lichtquelle,

Fig. 3D eine schematische Darstellung des Analog/Digital-Wandlers aus Fig. 3C,

Fig. 3E eine schematische Darstellung eines zur Signalerkennung bei den Photodetektoren benutzten Filters,

Fig. 4A eine schematische Darstellung der benutzten Lichtwege,

Fig. 4B eine Darstellung des Instrumentes vom Patienten aus gesehen mit Detektoranbringung und verschiedenen benutzbaren Fixierungszielen,

Fig. 4C eine perspektivische Darstellung des bevorzugten Detektors,

Fig. 5 eine Darstellung der erfindungsgemäßen umlaufenden Begrenzung, die typischerweise mit dem Detektor mittels eines durch Reflexion von der zu untersuchenden Hornhaut oder Kontaktlinse übertragenen Realbildes in Deckung gebracht wird,

Fig. 6 eine schematische Darstellung der Mikroprozessor-Logik, die mit dem erfindungsgemäßen Meßsystem verwendet werden kann,

Fig. 7 eine Darstellung der Erfassungsvorgänge von Meßsignalen bei diffus reflektiertem Licht von der menschlichen Iris,

Fig. 8 eine Vorderansicht ähnlich Fig. 2C, bei der photodiskrete Erfassungselemente bei der Analysierung der Sphären-, Zylinder- und Achsengeometrie an drei diskreten Punkten der menschlichen Hornhaut gezeigt sind,

Fig. 9 einen Schnitt durch das menschliche Auge mit Darstellung der Hornhaut ohne angebrachter Kontaktlinse,

Fig. 10 eine Darstellung ähnlich Fig. 9 mit angebrachter Kontaktlinse an der Hornhaut zur Verdeutlichung der verschiedenen Brechflächen, und

Fig. 11 ein Schema ' zur Verdeutlichung des erfindungsgemäßen Verfahrens beim Anpassen von Kontaktlinsen.

In der nun folgenden längeren Beschreibung wird zunächst die körperliche Ausbildung des Meßgerätes beschrieben. Daraufhin wird die umlaufende Begrenzung, im wesentlichen ist dies eine rotierende Scheibe mit hellen und dunklen Bereichen von bekannter spezieller Form zur Unterbrechung des Lichtdurchgangs zwischen Auge und Detektor, beschrieben. Daraufhin erfolgt eine Beschreibung des Meßvorgangs mit Strahllage unter Benutzung der umlaufenden Begrenzung. Daraufhin werden beispielsweise Berechnungen erläutert, um die Vorteile der Erfindung zu demonstrieren.

Daraufhin erfolgt eine Diskussion eines elektrischen Schaltschemas mit einem Mikrocomputer-Flußdiagramm und einem Zeitablauf -Diagramm.

Nach der Beschreibung des Keratometers wird seine Verwendung zur Ableitung einer Hornhautdarstellung nach Landkartenart beschrieben. Insbesondere wird die Vermessung des Auges nach Sphären-, Zylinder- und Achsengeometrie an drei voneinander einen Abstand aufweisenden Punkten dargelegt. Danach wird die Parameterisierung der Erfindung zur Erzeugung der Augendarstellung erläutert und schließlich die Verwendung dieser Augenkarte beim Anpassen von Kontaktlinsen dargestellt.

Wie Fig. 1 und 2A zeigen, sind die optischen Teile des Keratometers in einem Gehäuse H untergebracht. Das Gehäuse H ist auf einem Tisch T angebracht, wobei Fig. 1A die verschiedenen Bewegungsmöglichkeiten zeigt. Es ist eine Schwenkbefestigung

O I Δ/LU

vorhanden, die die Azimutbewegung (Pfeil 15) zuläßt. Die Befestigung 14 ist insgesamt mittels einer Spindel, mittels Bändern oder einer ähnlichen Einrichtung 16 zum Patienten hin bzw. von ihm weg (Pfeil 17) beweglich. Eine weitere Einrichtung 18, die wieder durch Spindel, Bänder oder ähnliches gebildet sein kann, erlaubt eine Seitenbewegung mit Bezug auf den Patienten (Pfeil 19).

Der Patient P richtet seinen Kopf und sein Kinn so aus, daß Anlage an die Kopfstütze 20 und die Kinnstütze 22 erfolgt. Die Stirn wird dabei an den Querstab 25 angelegt. In dieser Stellung ist das Auge E des Patienten zur keratometrischen Messung grob ausgerichtet. Die Bewegungsabläufe in Abhängigkeit von den Meßergebnissen werden später diskutiert. Da der grundsätzliche Apparateaufbau mit den in Fig. 1A bezeichneten Bewegungen dem Fachmann bekannt ist, wird er nicht näher beschrieben.

Die Kopfstütze 20 ist typischerweise an dem Tisch T mit einer Befestigungsstange 28 starr angebracht. Damit ist das Gehäuse H gegenüber der Kopfstütze 20 frei beweglich. Dabei wird das Gehäuse H so um das Auge E des Patienten bewegt, daß eine richtige Ausrichtung für die keratometrische Messung ermöglicht ist.

Wie bereits erwähnt, kann die erfindungsgemäße Apparatur auch zur Messung der Krümmungen einer Kontaktlinse C eingesetzt werden. Dazu wird der in Fig. 1B gezeigte Aufbau verwendet.

Es ist die Befestigungsstange 28 an dem, in der Darstellung nach Fig. 1B nicht gezeigten, Tisch T angebracht, und bei Messung eines Auges sitzt die Kopfstütze 20 abnehmbar in einer Bohrung 30 im oberen Teil der Befestigungsstange In der dargestellten Weise besitzt die Stange 28 einen flachen unteren, an dem Tisch fest angebrachten Abschnitt,

einen nach oben schrägstehenden Mittelabschnitt und einen wiederum ebenen und horizontalen oberen Abschnitt. In diesem ist die Bohrung 30 angebracht und es wird bei Untersuchung einer Kontaktlinse nach Fig. 1B in dieser Bohrung die Kontaktlinsenhalterung 35 eingesetzt.

Die Kontaktlinsenhalterung besteht aus einer vertikalen Stütze 36 mit einem oberen Querstab 37. In dem Ouerstab

37 ist eine Schwalbenschwanz-Nut angebracht und eine Stütze

38 in diese eingelegt. Die Stütze 38 ist an ihrem dem Meßgerät zugewendeten Ende mit einer zylindrischen Erweiterung

39 versehen, die eine gekrümmte Fläche zum Anbringen der Kontaktlinse C, typischerweise auf einer Fluidschicht, enthält.

Zur Messung wird die Kontaktlinse C an der Oberfläche 39 am Ende der Stütze 38 angebracht. Dann wird die Stütze 38 in die V-förmige Nut, d.h. die Schwalbenschwanz-Nut der Stange 37 eingelegt. Die Stange 37 wird mittels der Stütze 36 in die Bohrung 30 eingesetzt. Nach dem Einsetzen der Stange 37 schließt ein Reed-Kontakt 32. Wie später beschrieben wird, wird durch den Reed-Schalter 32 die Logik der Vorrichtung beeinflußt; das ist nötig, da die konkave Oberfläche der Kontaktlinse den optischen Weg von Lichtquelle zum Detektor ändert. Durch diese Anordnung kann beispielsweise, wie später beschrieben wird, in dem 90°-Raumabstand um die optische Achse des Instruments entweder eine zusätzliche Lichtquelle oder ein zusätzlicher Detektor oder beides hinzugefügt werden.

Das zu beschreibende Keratometer mißt Krümmungen nur in einem vorgewählten Bereich. Diese Krümmungen, die für die konvexe Oberfläche der Augen positiv und für die konkaven Oberflächen der Kontaktlinsen negativ sind, müssen in einem vorbestimmten Bereich liegen, sonst wird die Messung unterbrochen und zurückgewiesen.

I L. £. U C

Zunächst soll mit Bezug auf Fig. 2A die Haupteinrichtung des Keratometers diskutiert werden. Danach wird mit Bezug auf Fig. 2B der bei der Prüfung eines Auges benutzte optische Weg beschrieben und zwar sind in Fig. 2B die Lichtquellen in der Nähe der umlaufenden Begrenzung und die Detektoren in der Nähe des Auges angebracht.

Nach dieser Beschreibung wird anhand der Fig. 2C der zur Ausmessung einer Kontaktlinse erzeugte optische Weg diskutiert, und zwar ist in diesem Fall der jeweilige optische Weg so angeordnet, daß die Lichtquelle in der Nähe der zu untersuchenden optischen Oberfläche (hier der Kontaktlinse) und die Detektoren in der Nähe der umlaufenden Begrenzung angebracht sind.

Zum leichteren Verständnis wird zunächst der im undurchsichtigen Gehäuse H untergebrachte Teil des Keratometers beschrieben.

Fig. 2A zeigt einen schematischen Schnitt durch das Gehäuse H. Es sind vier Lichtquellen 41, 42, 43 und 44 in dem Gehäuse angebracht. Es handelt sich typischerweise um Infrarot-Lichtquellen mit jeweils gepaarten Lichtaussendequellen, wie näher erläutert wird. Zunächst soll eine Lichtquelle 43 mit dem zugehörigen optischen Weg erläutert werden. Im Laufe der Erläuterung wird sowohl auf die Seitenansicht Fig. 4A als auch die perspektivischen Ansichten Fig. 2A und 2B Bezug genommen.

Die Lichtquelle 43 enthält typischerweise in ihrem Inneren zwei gepaarte Punktlichtquellen. Das ausgesandte Licht wird durch eine in der Lichtquelle untergebrachte Linse auf einen Spiegel 45 fokussiert. Der Spiegel 45 dient nur zur Umlenkung des Lichtweges und damit zur Verkürzung des Gehäuses H. Die Erfindung arbeitet in gleicher Weise, wenn die Lage der Detektoren und Lichtquellen, die einander zugeordnet sind, vertauscht wird (Fig. 2C). Die in den Detektoren enthaltenen

gepaarten Lichtempfangsbereiche 41a, 41b sind in Fig. 2E gezeigt.

Vom Spiegel 45 gelangt das Licht zunächst durch eine Fokussierungsoptik 46 und fällt von hier auf einen Pyramidenspiegel 47, von dort zu einem Konvexspiegel 48 und wird von dort auf eine Aperturblende 50 abgebildet.

Von dem an der Aperturblende 50 entstehenden realen Bild gelangt das Licht durch die Fokussierungsoptik 52.

Das Auge E des richtig ausgerichteten Patienten fängt das Licht auf und erzeugt ein virtuelles Bild der Lichtquelle innerhalb des Auges in einer Lage, die von dem Krümmungsradius der zu untersuchenden Hornhaut abhängt.

In Fig. 5 ist die Ausgestaltung der umlaufenden Begrenzung dargestellt. Diese umlaufende Begrenzung (moving boundary locus) ist in der US-PS 4 182 572 des gleichen Anmelders beschrieben, dort in Fig. 3A. Der Offenbarungsgehalt dieser Schrift wird ausdrücklich zum Inhalt dieser Beschreibung erklärt. Die dort enthaltene Offenbarung kann auf folgende Weise zusammengefaßt werden:

Eine Lichtquelleneinheit wird durch eine Prismaanordnung so abgebildet, daß eine Vielzahl von vorzugsweise vier Scheinlichtquellen erhalten werden, die jeweils einen Ausgangspunkt für einen diskreten Abtastweg für eine Linse bilden. Von jeder Scheinlichtquelle läuft der zugehörige Abtastlichtweg auseinander zu einem Übergabe-Linsensystem. Das Übergabe-Linsensystem leitet das Licht und richtet es aus zu einer Li,nse, die in Abständen diskrete Abbildungen jeder Scheinlichtquelle erzeugt. Die Abbildungen können mit entsprechend abgeblendeten Linsenabtastmembranen ausgerichtet werden, gegen welche die zu untersuchende Optik zur Messung angelegt wird. Eine umlaufende Begrenzung überstreicht den Lichtweg zwischen jeder Scheinlichtquelle und dem Abtast-

O I

Intervall mit paarweise auftretenden Begrenzungen unterschiedlicher Steigung, wodurch eindeutige Schnittpunkte mit Zeitbezug erzeugt werden. Nach Durchlaufen der zu untersuchenden Optik im Abtastintervall gelangt das Licht zu einem Photodetektor mit einer überdeckenden Reihe von Aperturblenden, die jeweils einer der vier Scheinlichtquellen zugeordnet sind. Ein Linsenpaar wirkt als Weitergabeoptik und fokussiert ein konjugiertes Abbild des Lichtes an der zu untersuchenden Optik auf die überdeckenden Aperturblenden am Detektor. Licht, das nicht an den Abbildungspunkten der Scheinlichtquellen durch die zu untersuchende Optik geleitet ist, wird ausgeschieden. Dazu läßt eine Abtastapertur in Kombination mit einer der Linsen des Weiterleitungspaares nur das Licht, das im wesentlichen parallel zum gewählten optischen Weg für jede diskrete Lichtquelle einen begrenzten Winkelbereich aufweist, weiter. Licht, dessen Winkellage nicht dem ausgewählten Winkelbereich entspricht, wird aus dem konjugierten Abbild ausgesondert. Es sind Vorkehrungen getroffen, um die Lichtwege in C-Form umzulenken, um sowohl Außenlicht als auch elektromechanische Störungen von den empfindlichen Photodetektorelementen abzuschirmen .

Ein Anspruch dieser Patentschrift lautet folgendermaßen:

1. Es wird beansprucht eine Kombination aus einer Einrichtung zum Aussenden von Licht aus einem diskreten Lichtaussendebereich, einer umlaufenden Begrenzung mit mindestens einer Grenze zum Abdecken des diskreten Lichtaussendebereiches, einem Abtastintervall, in welchem die zu untersuchende Optik zum Ablenken von durch den Abtastintervall durchgeleiteten Licht eingesetzt werden kann, mit einer Einrichtung zum Konvergieren des Lichtes von dem Lichtaussendebereich zu einem Bündel von nicht-parallelen Lichtstrahlen mit einer Pupille, die mit der in den für die Untersuchungsoptik zum Ablenken des Lichtes vorgesehenen Abtastintervall eingesetzten zu untersuchenden Optik zusammenfallend angebracht ist, wobei das Licht so divergiert, wie es von der zu untersuchenden Optik in dem Abtast-

intervall zu einem divergierenden Bündel abgelenkt wird,

einem Lichtweg in Fortpflanzungsrichtung nach dem Äbtastintervall zum Empfang mindestens eines Anteils des Lichtes von der zu untersuchenden Optik und einem im Raum mit Bezug auf den in Fortpflanzungsrichtung nach dem Abtastintervall befindlichen Lichtweg feststehenden Fotodetektor, der in einem Bereich einer erwarteten Abweichung des Lichtes von dem Abtastintervall angebracht ist, um Bedeckungsveränderungen in dem Lichtweg durch die umlaufende Begrenzung zu erfassen.

Bei dem Einsatz gemäß der vorliegenden Erfindung kann die umlaufende Begrenzung L identisch mit der gestaltet werden, die in der genannten US-PS 4 182 572 beschrieben ist. Wie Fig. 5 zeigt, besteht die umlaufende Begrenzung aus einer Scheibe, die aus Glas, aber auch aus Metall bestehen kann. Die Scheibe ist mit zwei breiten Informationsbereichen ausgestattet. Der erste Bereich ist der Grenzbereich 120, der die Drehung der Scheibe definiert. Der zweite Bereich ist der Innenbereich 124, der den Durchblick der Lichtdetektoren zum virtuellen Abbild der Lichtquellen im-Auge des Patienten E abdeckt. Der Randbereich 120 besteht aus einer Gruppe von diskreten Einschnitten, die ein Stabmuster 122 in ausgewählter Winkel-Raumbeziehung längs des ganzen Umfangs der Scheibe ergeben. In diesem Fall sind 256 Einschnitte längs des Umfangs vorgesehen. Die Einschnitte sollen eine genaue Drehlage der Scheibe erfassen lassen. Wenn die genaue oder präzise Drehlage der Scheibe in Verbindung mit den Lichtbedeckungen des Lichtweges zum Detektor von der Lichtquelle identifiziert sind, kann eine genaue Winkelmessung der jeweiligen Stellung der Scheibe erfolgen.

Es wird dabei auf einen fehlenden Einschnitt im Abstand hingewiesen. Durch elektronische Erfassung dieses Intervalls in der Zeiterfassungsschaltung kann die genaue Drehlage der

umlaufenden Begrenzung L zum Zeitpunkt der Bedeckung bestimmt werden.

Es ist dabei eine vielfache Ausführung des Randbereichs möglich. Beispielsweise kann eine Baldwin-Digitalisier-Scheibe (Hersteller Baldwin Electronics Inc., Little Rock, Arkansas) benutzt werden.

Es ist zu sehen, daß der Lichtweg von jeder Lichtquelle bis 44 die umlaufende Begrenzung L in jeweiligen Bereichen 70 bis 73 Überschneidet. Diese Bereiche sind in Fig. 5 gestrichelt eingezeichnet.

Unter Benutzung der Hornhautfläche des Auges E (Fig. 2B) wird ein reales Abbild der umlaufenden Begrenzung mit den Detektoren ausgerichtet. Nimmt man beispielsweise den Detektor D₃, so läuft ein reales Abbild der Begrenzung vor dem Detektor D₃ durch, und die Stellung des virtuellen Abbildes der Lichtquelle 43 im Auge E kann leicht mit der Bewegung erfaßt werden. Bei der Erklärung, wie eine derartige Bedeckung theoretisch arbeitet, werden zunächst die Parameter der Scheibe betrachtet, sowie die Grenzen zwischen den undurchsichtigen und lichtdurchlässigen Bereichen erläutert. Zweitens wird die Arbeitsweise dieser Bereiche dargestellt und schließlich wird der allgemeine Fall bei einer solchen umlaufenden Begrenzung erklärt.

Grob gesprochen enthält die umlaufende Begrenzung zwei lichtdurchlässige und zwei lichtundurchlässige Bereiche. Die beiden lichtdurchlässigen Bereiche enthalten jeweils eine Grenze, die durch die Gleichungen R — k© " (Grenzen 134a und 134b) und R = -k© (Grenzen 135a und 135b) beschreibbar sind, wobei .

R der radiale Abstand eines Grenzpunktes von der Mitte der Scheibe oder des Grenzortes (in Millimetern),

θ der Winkelabstand eines Grenzpunktes von einer Referenzachse (in Grad) und |

k eine Konstante der Größe 0,4433062 ist (k = 0,017453 für Angaben in Inch).

Dabei sind hier für diese und die noch folgenden Konstanten sehr genaue Werte angegeben. Diese Werte stammen aus experimentellen Ermittlungen. Es ist zu verstehen, daß unterschiedliche Einheiten unterschiedliche Konstanten verlangen.

Jede Grenze 134a und 134b einerseits sowie 135a und 135b andererseits sind durch einen genauen Winkelabstand von 90° bei jedem bestimmten Radius voneinander getrennt. Auf diese Weise ist zu sehen, daß die transparenten Abschnitte der sich bewegenden Scheibe beim überstreichen irgendeines Punktes innerhalb des Gebietes 124 während der Hälfte der Zeit Licht durchlassen und in der anderen Hälfte der Zeit Licht sperren während jeweils eines vollständigen Umlaufes.

Mit Bezug auf den lichtundurchlässigen Teil 140 ist zu sehen, daß die lichtundurchlässige Fläche allmählich in dem besetzten Winkelabschnitt bei der Bewegung der umlaufenden Begrenzung von der Axialen 145 weg zunimmt. Das rührt davon her, daß die jeweiligen Begrenzungen 134a und 135a einen zunehmenden Winkelabstand der Scheibe mit wachsendem radialen Abstand von der Achse 141 einnehmen.

Der undurchlässige Teil 142 ist umgekehrt aufgebaut, d.h. der Winkelabstand zwischen den Kurven 134b und 135b nimmt mit zunehmendem Abstand von d.er Drehachse 141 an ab..

Wird angenommen, daß ein Strahl durch die Scheibe an einer Stelle mit Abstand r und Winkel θ durchläuft, so kann zunächst der Durchlauf dieses Strahles verstanden werden, bevor der allgemeinere Fall betrachtet wird. Insbesondere kann in Abhängigkeit vom Abstand r von der Achse 141 die Bedeckungszeit des Strahles durch die jeweiligen undurchlässigen Bereiche 140 und 142 bestimmt werden. Bei der undurchlässigen Fläche 140 trifft zu, daß mit größerem Abstand r die Bedeckung des Strahles durch die Fläche 140 immer länger dauert, d.h. je länger diese Bedeckungszeit währt, um so weiter ist der betrachtete Strahldurchtrittspunkt von der Drehachse 141 entfernt. Umgekehrt gilt für die lichtundurchlässige Fläche 142, daß der Strahldurchtritt einen um so größeren Abstand von der Achse 141 besitzt, je kürzer die Bedeckungszeit des Strahles ist. Damit ergeben die lichtundurchlässigen Flächen jeweils diskrete zeitbestimmte Intervalle, die die Polarkoordinate, d.h. den Mittenabstand r des Strahles von der Drehachse 141 bezeichnen.

Mit Bezug auf den Abstandswinkel θ des Strahles von der Achse 145 kann der durchschnittliche integrierte Zeitabstand zwischen der Referenzstellung der Scheibe und zwei Grenzen zwischen lichtdurchlässigen und -undurchlässigen Bereichen zur Bestimmung der Winkellage herangezogen werden. Wenn beispielsweise die Grenzen 134a und 135a in ihrem Bedeckungsverhalten untersucht werden, wird beobachtet, daß der Winkel zwischen der Erfassung der Markierung 121 und diesen Bedeckungen im Durchschnitt einen Wert ergibt , der der Azimutstellung des Strahles,bezogen auf die Achse. 145 entspricht. Diese Azimutlage kann mit außerordentlicher Genauigkeit mit Hilfe der Stäbe oder Markierungen 122 am Umfang der umlaufenden Begrenzung bestimmt werden.

Es können auch mehr als die hier gezeigten vier bevorzugten Grenzen benutzt werden, beispielsweise sechs Grenzen. Außerdem können jeweils die lichtdurchlässigen und lichtundurch-

lässigen Bereiche vertauscht werden.

Nach dieser Einzelbetrachtung des Strahles kann nun der allgemeinere Fall erklärt werden. Der Bewegungsweg der Begrenzung kann erfindungsgemäß weithin geändert werden. Beispielsweise kann der Bewegungsweg . linear sein und eine Reihe von Grenzen umfassen, die jeweils nacheinander den Bereich des erwarteten Strahldurchtritts überqueren. Es kann auch die Begrenzung außen auf einen transparenten umlaufenden Zylinder aufgetragen werden. Es wird dann Licht durch die Seitenwände des Zylinders abgelenkt und ein Strahl wird verdeckt, wenn er auf die bemalten Seitenwände des Zylinders auftrifft, Die gezeigte und im folgenden verwendete Ausführung der umlaufenden Begrenzung mit einer rotierenden Scheibe ist ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel.

Die gezeigte Begrenzung umfaßt aufeinanderfolgende lichtundurchlässige und lichtdurchlässige Bereiche auf der Scheibenoberfläche. Es ist dabei zu verstehen, daß keine absolute Lichtdurchlässigkeit oder -undurchlässigkeit bei der praktischen Ausführung der Erfindung erforde'rlich ist. Es können verschiedene Beschaffenheiten benutzt werden, solange nur relativ lichtdurchlässige Bereiche einen Lichtstrahl durchlassen, der ohne merkliche Verschlechterung durch einen Detektor erfaßt werden kann. Auch können Lichtarten in unterschiedlichen Farben mit Farb-Diskriminatorfilter benutzt werden. So kann beispielsweise eine Kombination ecus Lichtquellen und schmalbandigenLichtfiltern benutzt werden, die nacheinander die verschiedenen Strahlen durchlaufen. Auch diese Strahlen können nach ihrem Durchtritt in ihrer Zeitabhängigkeit mit einer einzigen Detektorebene erfaßt werden.

Natürlich können die Grenzen in der umlaufenden Begrenzung * nicht parallel zur Bewegung der umlaufenden Begrenzung verlaufen, da in diesem Fall die Abweichungs- oder Durchlauf- *,

gebiete nicht überstrichen und Veränderungen an den Strahlen nicht erfaßt werden.

Es ist erforderlich/ daß die zwei Grenzen festliegende unterschiedliche Form besitzen. Diese unterschiedliche Winkelrichtung erfordert, daß jede Grenze den Bereich der vermuteten Strahlabweichung überstreicht und daß die beiden Grenzen bei einer Bedeckung einen gemeinsamen Überschneidungspunkt bilden. Dieser gemeinsame Überschneidungspunkt kann den Abweichungspunkt des Strahles bestimmen.

Bevorzugt wird eine umlaufende Begrenzung verwendet, die sich mit einer bekannten konstanten Geschwindigkeit bewegt. Bei einer Bewegung mit bekannter und in vernünftigem Maße konstanter Geschwindigkeit kann die Gleichung zur Bestimmung des Strahlortes auf eine Zeit bezogen werden, die sich auf die Kenntnis der Lage der Markierung 121 und eine der Markierungen 122 bezieht. D.h., daß durch Beobachten des Zeitpunktes der jeweiligen Bedeckung eine genaue Ortung der Strahlabweichung bestimmt werden kann. Wenn einmal die Strahlabweichung oder Strahllage bekannt ist, kann das sich daraus ergebende Linsenrezept erhalten werden.

Bevorzugterweise wird die in Fig. 5 dargestellte Ausführung der umlaufenden Begrenzung verwendet. Beim tatsächlichen Einsatz können andere Formen und Ausführungen Verwendung finden. Die Neigung einer der beiden Grenzkonturen muß algebraisch größer als die andere in Richtung der Bewegung der Grenze über den Lichtweg sein. Eine derartige Neigung verleiht den Grenzen einen unzweideutigen Überschneidungspunkt, wodurch eine genaue Bestimmung des Strahlortes innerhalb eines vermuteten Durchschnittsbereiches, beispielsweise des Bereiches 70 erhalten wird.

Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Neigung ihr Vorzeichen nicht ändert. Falls eine Neigung mit sich änderndem Vorzeichen auftritt, zeigt sich, daß die sich ergebende

Funktion nicht monoton ist. D.h., der Wert einer die Neigung erzeugenden Komponente nimmt ab statt zu im Durchtrittsbereich. Dadurch wird die Lösung der sich ergebenden Gleichungen schwierig.

Es ist natürlich, die umlaufende Begrenzung mit Bezug auf Polarkoordinaten zu beschreiben, solange sie, wie in der bevorzugten Ausführung dargestellt, um ihre Rotationsachse gedreht wird; andererseits wird sie natürlich in kartesischen Koordinaten beschrieben, solange sie nicht als umlaufende, sondern als geradlinig verschobene Begrenzung benutzt wird, wobei die jeweiligen lichtundurchlässigen und -durchlässigen Bereiche innerhalb durch die herkömmliche X-Y-Beschreibung definierter Grenzen über die Lichtstrahlen hinweggeschoben werden.

Sobald eine rotierende Begrenzung verwendet wird, muß die Steigung de/dr einer Grenze algebraisch größer als die der anderen sein, da die Verschiebung in Richtung θ erfolgt.

Wenn die Begrenzung in der X-Richtung eines kartesischen Systems verschoben wird, muß die Neigung dx/dy einer Grenze algebraisch größer als die entsprechende Neigung der anderen Grenze sein.

Eine wichtige Grundförderung besteht darin, daß jede Grenze über den gesamten erwarteten Durchtrittsbereich hinwegstreifen muß. Sobald die Grenze nicht vollständig den erwarteten Durchtrittsbereich überstreicht, ist diese Bedingung nicht erfüllt.

Mit Bezug auf Fig. 2A und 4A wird daran erinnert, daß das Licht von jeder Lichtquelle auf den Pyramiden-Spiegel 47 auftrifft. Dieser Pyramiden-Spiegel ist bei der tatsächlichen Ausführung mit einer Mittelöffnung oder -apertur 49 versehen. Der Spiegel besitzt geneigte Flächen, die jeweils eine Spiegelfläche bilden, von der das das Abbild der um-

O I

laufenden Begrenzung in der Nähe der Detektoren bildende Licht reflektiert wird.

Es wird daran erinnert, daß das reale Abbild der umlaufenden Begrenzung L durch die zu untersuchende Netzhaut in eine Stellung an oder in der Nähe der Apertur des Detektors D, weitergeleitet wird. Wenn man durch den Detektor D₃ auf die Oberfläche des Auges E zurückblickt, wird dann das virtuelle Abbild der Lichtquelle 43 verdeckt. Falls man ein Diagramm auf dem Auge zeichnen wollte, das den projezierten photoempfindlichen Bereich jedes Detektors darstellt und die Bedeckung aller virtueller Abbilder der Lichtquellen durch das reale Abbild.der umlaufenden Begrenzung darstellt, kann man ein Diagramm ähnlich Fig. 3B entwerfen. Dabei ist jedoch zu verstehen, daß Fig. 3B nur eine schematische Darstellung der stattfindenden Bedeckung der virtuellen Bilder der Lichtquellen zeigt und nicht mit vollständiger Genauigkeit an diesen Stellen auftretende Bilder darstellt.

In Fig. 3B ist ein menschliches Auge E gezeigt, das von der optischen Achse 57 des Instrumentes durchstoßen wird. Der Pyramiden-Spiegel 47 erzeugt Quadranten des Auges, auf die die Lichtwege projiziert werden. In der Darstellung der Fig.3B sehen wir die Begrenzung auf eine Augenansicht überlagert. So sehen wir, daß die Grenze 135b an der Stelle 135b¹ den Quadranten III überstreicht. Gleicherweise überstreicht die

»'"Grenze 135a an der Stelle 135a¹ den Quadranten II und die Grenze 134a den Quadranten I an der Stelle 134a'.

Ein Vergleich der Fig. 5 und Fig. 3B zeigt , daß die Flächengebiete 70, 71 und 72 in der umlaufenden Begrenzung L mit räumlichen Abständen dazwischen ausgebildet sind (Fig. 5). Insbesondere ist ein Raumintervall, der zur Aufnahme der An- . triebswelle 143 der umlaufenden Begrenzung L ausreicht, dargestellt.

Nun zeigt Fig. 3B, daß der Raumabstand zwischen den jeweiligen

Abbildungsbereichen 70, 71 und 72 weggelassen ist und daß nun die Flächengebiete 70 bis 72 im wesentlichen den Sektoren I, II und III entsprechen. Das geschieht durch die Auswirkung des Pyramiden-Spiegels 47. Dieser Spiegel bewirkt, daß die jeweiligen Abbilder der Flächenbereiche 70, 71 und 72 einen überdeckenden Realabbildungsbereich am Auge des Untersuchenden bilden. So überlappen die realen Abbilder der durch die Begrenzung überstrichenen Raumbereiche am Auge einander in der Tat ein wenig längs der Grenzen der Quadranten I, II und III.

Wie später vollständig erfaßt wird, kann und muß, sobald jede Lichtquelle in Ausrichtung mit dem ihr zugeordneten Segment ist, eine weitere Bewegung eintreten, um das Instrument noch besser auszurichten. Diese Bewegung ergibt eine präzisere Winkelausrichtung und eine präzisere axiale Abstandsstellung. Diese Bewegung tritt mit Bezug auf einen mathematischen Parameter auf, der effektiv durch die weitere gesteuerte Bewegung des Instruments auf Null gebracht wird. Um diesem Parameter zu verstehen, wird nun die Instrumentenmessung anhand der Fig. 3B weiter diskutiert, wobei angenommen ist, daß die optische Achse 57 genau auf die Hornhaut des Auges E zentriert ist.

Wie bereits gesagt, ist in Fig. 3B das Abbild der Begrenzung L auf das Auge E fokussiert. Gleichzeitig kann jeder Detektor D₁, D- und D.J das Auge erfassen. Es muß nun die Lichtaufnahmeeigenschaft dieser Detektoren beachtet werden. Ein typischer Detektor ist in Fig. 4C dargestellt.

Typischerweise enthält der Detektor eine Linse 150 und ein Infrarot-Detektorelement 151. Die Linse und das Detektorelement sind in einem lichtundurchlässigen Gehäuse 152 mit Abstand voneinander angebracht.

Der Detektor hat einen diskreten Raumwinkel, in welchem er

aufnimmt. Dieser wird durch das Detektorelement 151 und die Linse 150 bestimmt. Das konjugierte Abbild jedes Detektorelementes 151 wird auf dem virtuellen Bild der Lichtquelle, das auf der Hornhaut des Auges E erscheint, abgebildet, wie es durch die Flächenbereiche A, B und G in Fig. 3B gezeigt ist.

Weiter ist daran zu erinnern, daß ein Abbild der umlaufenden Begrenzung L auf die Detektoren projiziert wird. Ferner ist daran zu denken, daß die Zeitmarkierungsstrecke 120 mit ihren Markierungen 122- (Fig. 5) auf dem Umfang der Scheibe '132 die genaue Winkelbestimmung der Scheibe mit Bezug auf die zu bestimmende Bedeckung ergibt. In Kenntnis der Form der Grenzen auf der Begrenzung L kann man dadurch die Winkellage nach R und θ jedes virtuellen Abbildes A¹, B¹ und C¹ genau bestimmen. Dies wird in den folgenden Gleichungen entwickelt, die zu einem Berechnungsbeispiel für die Krümmungsmessung der Augenhornhaut führen.

Die folgenden mathematischen Gleichungen unterscheiden sich von den in der angeführten US-PS 4 180 325 enthaltenen. Insbesondere werden mit den folgenden Gleichungen nur drei Punkte benutzt, um Ablesungswerte nach Kugel, Zylinder und Achse zu erhalten.

Es muß beachtet werden, daß die folgenden Gleichungen nur für das hier beschriebene keratometrische Beispiel geeignet sind. Sie sind für ein Linsenmeßgerät ungeeignet.

Sobald die mathematischen Gleichungen entwickelt sind, kann der Fachmann die Programmierung selbst durchführen durch Verfolgung des Formates des Beispielprogramms, wie es in der angegebenen US-PS entwickelt ist durch Anpassung der Programmierung an den im folgenden entwickelten Gleichungen.

Obwohl nur drei Detektoren D₁-D dargestellt sind, sollte daran erinnert werden, daß die Anordnung von Detektoren und Lichtquellen gemäß den Fig. 2B und 2C vertauscht werden kann. D.h. in Fig. 2B bedeuten die Elemente D-D- Detektoren, während in Fig. 2C die Elemente D₁-D-. Lichtquellen sowie die Elemente 41-44 Detektoren darstellen.

Es.sollte beachtet werden, daß kein Abbild auf den oberen Quadranten des Auges projiziert wird, um die Störung mit den oberen Augenwimpern zu vermeiden oder gering zu halten; dieser Quadrant kann jedoch bei der Messung von Kontaktlinsen verwendet werden. Die Verwendung von relativ kleinen, gepaarten Lichtquellen oder Detektoren für jeden Weg reduziert weiter die Störung durch die Augenwimpern.

In der Gleichungsform, die in den nächsten Absätzen angegeben wird, sei R., Θ. die Bezeichnung für die Stellung eines virtuellen Bildes A¹, B¹, C entsprechend den jeweiligen Detektoren D₁-D₃ in Fig. 3B. d. sei die Anzahl von Zählungen zwischen zwei Kantenuberquerungen bei einem gegebenen Detektor. Bei der umlaufenden Begrenzung nach Fig.- 5 ist zu beachten, daß vier Kanten mit einem Abstand von jeweils 90° überkreuzen, so daß jeder Ausdruck vier Terme besitzt, während nur die Stellungen von drei Abbildern bestimmt werden.

Bei der Lösung der Gleichungen muß zunächst der radiale Abstand des virtuellen Abbilds der Stellen A¹, B' und C in der körperlichen Ebene des Begrenzungsortes bestimmt werden. Das geschieht durch folgende Gleichungen:

R₁ = I (d₃ -d₄ +d₂ -U₁) + 1,0000
R₂ = j (d₂ -d₃ +d₁ -d₄) + 2,5708
R₃ = ~ Cd₁ -d₂ +d₄ -d₃) + 1,0000

O I L· L· U C O

wobei R₁ der Radialabstand (in inch) des Punktes A¹ von der optischen Achse 57 ,

R₂ der Radialabstand (in inch) des Punktes B¹ von der optischen Achse 57,

R₃ der Radialabstand (in inch) des Punktes C von der optischen Achse 57, und

k eine Konstante 0,017453 ist, sowie

ä^-d. die Winkelabstände (in Grad) zwischen der
Referenzmarkierung 121 und aufeinanderfolgenden Kantenüberguerungen des jeweiligen Punktes A¹, B¹ oder C sind.

Dazu braucht man noch eine Bestimmung des Winkels von der Achse 57" aus für jedes Abbild A¹-C¹. Den Abstand erhält
man durch folgende Gleichungen:

O₁ = 45° + \

Q₂ = 225° + \ £dj - 180°

Θ-, = 315° + X £dj - 180°

wobei O₁, θ-, und Θ., die im Uhrzeigersinn (in Grad) gemessenen Winkelabstände zwischen der Referenzachse 57" und den Punkten A¹, B¹ bzw. C sind.

Bei diesen Gleichungen hängen die Konstanten selbstverständlich von der jeweiligen Form der umlaufenden Begrenzung ab.

Wie es in der US-PS 4 180 325 erklärt ist, ist die umlaufende Begrenzung L mit 256 Zeitmarkierungen längs des Umfangs versehen, wobei eine Markierung am Ort 121 zur Bestimmung der Winkelreferenz weggelassen ist. Es werden auch etwa 256 Zeitzählungen zwischen dem Durchlauf jeder Zeitmarkierung hergestellt. Unter diesen Umständen ist es möglich, die Genauig-

keit einer jeweiligen Zeitmessung dadurch zu erkennen, daß die Abweichung von Null der folgenden Prüf summen T.. , T₂ und T₃ bestimmt wird:

T₁ = d₃ -d₂ -d«! +d₄ - 360°

^T2 ^=d2 "^d1 ^+d3 "^d4

T₃ = -d₃ +d₂ -d₄ 4^d₁ + 360°,

wobei T₁ die Prüfsumme für den Punkt A', T₂ die Prüfsumme für den Punkt B', T₃ die Prüfsumme für den Punkt C ist

und ä^-ά. wie oben angegeben bestimmt sind.

Eine Messung ist zurückzuweisen, falls T₁, T oder T₃ einen vorbestimmten Wert überschreiten.

Danach wird jeder bestimmte Winkelwert θ mit vorbestimmten Konstanten für die bestimmten Θ-Werte Θ.,-, Q₂ und θ₃ korrigiert:

O₁-} O₁ - 4,97°
θ₂-> Q₂ - 4,62°
Θ₃-*Θ₃ - 4,58°

Es ist daran zu erinnern, daß ein Pyramiden-Spiegel 47 im Lichtweg vorhanden ist. Dieser Spiegel 47 verzerrt den bestimmten Radius in bestimmter Weise längs Radialkomponenten, die in der Neigung der Spiegel liegen. Dementsprechend müssen die bestimmten Radien durch die Neigungskorrektur des Spiegels auf folgende Weise korrigiert werden:

= r_± cos (θ_± - θ_0±)

= r_± sin (G₁ - θ_0±),

wobei:

i = 1, 2, 3

R₁₁₁ die Komponente von R längs einer den jeweiligen Quadranten halbierenden Linie,

R₁₁ die Komponente von R senkrecht auf R.-J₁*

r. der Radialabstand eines jeweiligen Punkts vom optischen Zentrum 57,

Θ. wie oben definiert, ^θοι

« 315°

^θ03 ⁼²²⁵°

Nach Durchführung dieser Korrekturen müssen die tatsächlichen Radien und Winkel.auf folgende Weise bestimmt werden:

021 (R. „ - I)]

ill * ^{+ (R}il + arc sin (

wobei R¹ ..... die korrigierte R..,., Komponente,

R¹. der korrigierte Abstand R.,

Θ¹. die korrigierte Winkellage θ. ist.

Ferner muß eine Korrektur angebracht werden für jeden in der beschriebenen Optik vorhandenen Vergrößerungsfaktor und ebenso für weitere Verzerrungen. Es ist dabei zu verstehen, daß die Korrekturen empirisch bestimmt werden, so daß die angegebenen numerischen Werte die dabei ermittelten tatsächlichen Konstanten sind, die natürlich bei anderen Ausführungen der Vorrichtung neu ermittelt werden müssen.

Der so bestimmte Wert R¹. ist der Punktabstand gemessen in der Ebene der physikalisch tatsächlich vorhandenen Begrenzung. Gemessen in der Hornhautebene, ergibt sich der entsprechende Abstand r. durch:

r_± = 0,0991R^ - 0,00142R^³. Danach kann nach den Formeln
X. - R. cos Θ.
Y. = R₁ sin θ_±

eine Umwandlung in kartesische Koordinaten durchgeführt werden.

Zur Korrektur des Spiegelwinkels und der sich dadurch ergebenden Versetzung dienen folgende Formeln:

χ'_χ = X₁ - k γ·_χ = Y₁ - k

Χ'₂ = X₂ - k Υ'₂ = Y₂ + k

X'₃ = X₃ + k Y¹3 = Y₄ + k

k = 0,0235.

Wenn das durchgeführt ist, kann eine Berechnung der äquivalenten Sphäre (S₁), der 0°-90°-Astigmatismus-Komponente. (S_), der 45°-135°-zylindrischen Komponente (S-) und der Fehlerfunktion X (S.) durchgeführt werden. Das geschieht nach folgenden Gleichungen:

^Sl ~ X₂-X₃ ^{+ Y}i~

V xV yV Υ^ΫΓ

-X₃ X₂ ^X3 ^y3 ^Yl 2 ^Xl

^(Cx^/2)

s, = πτ ⁺ 3ΓΤΓ ⁺ γ=γ τ^γ

3 X₃-X₂ ^Xl"^X ₂ ^Yl ^Y3 ^Y2 ^Yl

1 . 1 , 1 . 1

^S4 = χ^ς χρς Y₃-Y₁ Y₁-Y₂

S die äquivalente Sphäre,

(C+/2) die Hälfte der 0°-90°-astigxnatischen Komponente,

(C_v/2) die Hälfte der 45°-135°-astigmatischen Komponente, und

(X²) eine Fehler funktion ist.

Mit Bezug auf die Gleichung S₄ können zwei wichtige Punkte angeführt werden. Erstens wird S₄ typischerweise zur Bestimmung der erforderlichen Abstandskalibrierung analysiert. Die Analyse enthält einen Vergleich von S. bei Benutzung einer ersten Gruppe von Lichtquellen und dann einer zweiten Gruppe von Lichtquellen in den Punktquellen 41 bis 43. Die Instrumentenbewegung erfolgt dann zur Änderung dieser Werte. Wenn beide Ermittlungen von S. übereinstimmen, ist das Instrument in seiner Axialrichtung im richtigen Abstand vom Auge E des Patienten.

Zweitens können nicht-torische Oberflächen dadurch bezeichnet werden, daß sich bei den beiden Ermittlungen von S₄ ähnliche von Null verschiedene Werte bei jeder Lichtquellengruppe ergeben. Der ermittelte Wert ändert sich mit dem jeweils vorhandenen Aufbau. Dieser Wert dient als Überprüfung für nicht-torische Funktionen. D.h. wenn S₄ einen bestimmten empirisch ermittelten Wert überschreitet, kann die Messung "bezeichnet" (flagged) werden, wodurch dem die Prüfung Durchführenden signalisiert wird, daß er ein Auge E überprüft, das auf nicht-torische Flächen untersucht werden soll.

Die ermittelten Werte S₁ bis S₃ werden nun "gerichtet", um Ablesungen der Kugel und des Astigmatismus in dpt zu ergeben, und zwar auf folgende Weises

S =

C+/2 = -K-

C_x/2 = +K.S₂.

S die äquivalente Kugel in

K eine empirische Konstante vom Wert 1,8698 und

C+/2 und C/2 die oben bezeichneten astigmatischen Komponenten in dpt sind.

Danach können die so ermittelten Werte der Kugel und Zylinder (Astigmatismus) bzgl.ihrer Entstehungsfehler durch die folgende Kugelanpaßbeziehungen korrigiert werden, wobei die Konstanten a , a.. und a₂ entsprechend Standard-Kurvenanpaßverfahren bestimmt werden:

Y-Y- [a_n + a, (S -S_n) + a, (S -S_n)²]

¹O "1 *" ⁰O' ^a2 ^K °0

Y entweder S, C+/2 oder C_v/2 darstellt,

a , a₁, a, jeweils auf S, C+/2 und C /2 bezogene Konstanten, und

S₀ ein vorgewählter Referenzwert der äquivalenten Sphäre ist.

Dann kann der Zylinder unter Benutzung gleichzeitiger Lösung der folgenden Gleichungen gefunden werden:

C+/2 - (C/2) cos 2G C_x/2 = (C/2) sin 2G

C die Gesamtzylinderbrechkraft und θ die Zylinderachse ist.

Schließlich kann das Ergebnis in konventioneller Form mit den Brechungswerten in zwei senkrecht stehenden Achsen angegeben

werden, nämlich S_Rx1, der Brechkraft längs einer Richtung senkrecht zur Zylinderachse und S_x. _o, der Brechkraft längs

ΚΧέ

der Zylinderachse:

^SRx1 - ^{S +}

^SRx2 - ^S -

S die Äquivalentsphäre und C/2 die Hälfte der Gesamtzylinderbrechkraft ist.

Nach der Erklärung einer tatsächlichen Durchführung einer Augenvermessung anhand von Fig. 3B wird nun die Auswertung eines Auges diskutiert.

Mit Bezug auf Fig. 2A wird die Optik, mit der die Grobauswertung des Auges E des Patienten durchgeführt wird, nun beschrieben:

Das Keratometergehäuse H ist mit einem direkten Einblickweg für die Bedienungsperson O (schematisch dargestellt) versehen, durch welchen längs einer direkten Sichtgeraden auf das Auge E des Patienten geblickt werden kann. Eine Lichtquelle 80 im Gehäuse H beleuchtet einen Strahlteiler 81, durch welchen ein virtuelles Abbild auf dem Auge E oder in seiner Nähe erzeugt wird.

Um das Ausrichten insbesondere bei gedämpftem Licht zu erleichtern, werden die Lichtquellen 83 und 84 an der Frontfläche des Instruments (Fig. 4B) angeschaltet. Diese Lichtquellen sind wiederum als virtuelle Abbilder in der Hornhaut des Auges E des Patienten zu sehen. Die Bedienungsperson O des Keratometers verlegt das imaginäre Abbild der Lichtquelle 80 typischerweise zwischen die virtuellen Bilder der Lichtquellen 83 und 84 ' · an der

L. \J

Instrumentenfrontwand im Auge E des Patienten. Dadurch wird die Grobausrichtung des Instruments bewirkt.

Nach dieser Grobausrichtung des Instruments muß die Optik des Instruments benutzt werden, um die Feinausrichtung durchzuführen. Diese Feinausrichtung wird nach der Erklärung der Lichtwege in Fig. 2B und 2D und der Schaltung in Fig. 3C besprochen.

In Fig. 2B ist gezeigt, daß aus dem Gehäuse H austretendes Licht auf das Auge E auftrifft. Das Auge E bildet für dieses Licht eine konvexe Oberfläche. Infolgedessen erhalten die jeweiligen Detektoren D.. bis D₃ Licht von den Lichtquellen 41 bis 43 (s. Fig 2A).

Es wurde im Zusammenhang mit Fig. 1A und 1B bereits erwähnt, daß mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung auch Messungen von Kontaktlinsen C durchgeführt werden. Eine solche Messung ist im Lichtwegschema nach Fig. 2C gezeigt. Es muß dabei darauf hingewiesen werden, daß die Kontaktlinse C jedoch eine konkave Fläche für den Lichtweg ergibt. Deshalb wird die Lichtquelle 41 beim Detektor D und die Lichtquelle 43 beim Detektor D₁ abgebildet. Die Lichtquelle 42 wird nicht verwendet, sondern statt dessen die Lichtquelle 44, welche nun den Detektor D₃ beleuchtet.

Es ist erinnerlich, daß bei Fig. 1B ein Reed- oder Mikroschalter 32 vorgesehen ist. Der Mikroschalter 32 wird beim Einsetzen des Kontaktlinsenhalters 35 geschaltet. Dieser Mikroschalter schaltet nun die Detektorausrichtung zu der Logikschaltung hinzu, wie nachfolgend beschrieben, sobald eine Kpntaktlinse C statt eines Auges E untersucht wird. Das ergibt eine zusätzliche Vereinfachung, da die Entsprechung der Lichtquellen und Detektoren zueinander ebenfalls die Kontaktlinsen identifiziert und dazu noch zeigt, welche Kontaktlinsenfläche der Vorrichtung zugewendet ist.

Es wurde bereits erwähnt, daß die Lichtquellen 41 bis 44 und die Detektoren D- bis D₃ untereinander vertauscht werden können. Dabei wird die Anbringung der Lichtquellen in der Nähe des Auges zur Zeit bevorzugt.

Zusätzlich kann erwünscht sein/ die optische Krümmung des konvexen Anteils einer Kontaktlinse zu messen. Auch dazu kann die beschriebene Vorrichtung benutzt und entsprechend angepaßt werden.

Nach der Beschreibung der Lichtwege und der jeweiligen Schaltung der Detektoren kann nun die Aufmerksamkeit auf die Lichtquellen gelenkt werden.

Es ist bereits mit Bezug auf die Fig. 2C und 2D vorher beschrieben worden, daß hochintensive Lichtquelle in den Stellungen D^, D_ und D₃ in der Nähe der Kontaktlinse C benutzt werden, und die Detektoren können in den Stellungen 41 bis 44 angesehen werden. Jeder Detektor und seine Ausrichtung ist schematisch in Fig. 2D dargestellt. Die folgende Erklärung betrifft nun die Abbildung der Detektoren, wie sie schematisch auf das Auge in Fig. 2D übertragen wurde.

Es zeigt sieh, daß beispielsweise der Detektor 41 zwei Lichtempfangsflächen 41a und 41b aufweist. Diese lichtempfindlichen Elemente sind infrarotempfindlich und nebeneinander längs einer ersten schrägen Achse 90 ausgerichtet.

Der Detektor 42 enthält zwei nebeneinander angeordnete lichtempfindliche Flächen oder Bereiche 42a und 42b, die ebenfalls infrarotempfindlich und längs einer horizontalen Achse 91 ausgerichtet sind. Der Reflektor 43 enthält zwei nebeneinander längs einer schräg liegenden Achse 92 ausgerichtete lichtempfindlichen Flächen oder Bereiche 43a und 43b. Diese jeweiligen Lichtempfangsflächen'sind infrarotlichtempfindlich, um bei der Hprnhautmessung des Auges Komplikationen

I LLV

zu vermeiden, die erfolgen könnten, wenn das für sichtbares Licht empfindliche Auge plötzlich mit sichtbarem Licht bestrahlt wird,- wodurch Blinzeln, Augenzwinkern oder eine ähnliche Bewegung ausgelöst werden kann.

Mit Bezug auf die Fig. 2B bis 2D ist zu verstehen, daß die in Fig. 2B dargestellten gepaarten Lichtquellen oder die in Fig. 2C gezeigten gepaarten Lichtdetektoren allein oder in Kombination miteinander benutzt werden können, um den axialen oder Z-Abstand des Instruments von dem Auge E einzustellen. Dieser Abstand kann auf zwei verschiedene Arten bestimmt werden.

Erstens, und unter Benutzung z.B. gepaarter fotoempfindlicher Bereiche 41a und 41b, kann gesehen werden, daß diese jeweiligen gepaarten Flächen in einer Weise wirken, die der Spaltbildentfernungsmessung bei. einer 35 mm-Kamera nicht unähnlich ist. Insbesondere kann, wenn durch die umlaufende Begrenzung L das optische Zentrum jedes Abschnitts der gepaarten fotoempfindlichen Bereiche 41a und 41b bestimmt ist, eine ziemlich präzise Abstandsbestimmung des Auges"E vom Gehäuse H durchgeführt werden. Die gleichen Prinzipien, wie sie bei den Spaltbild-Entfernungsmessern durch optisch aktive unterschiedliche Abschnitte der Kameralinse benutzt werden, können zur Bestimmung des Axialabstandes zum Auge eingesetzt werden. Unter der Annahme, daß das Auge sich zwischen der Messung an der Oberfläche 41a und der Messung an der Oberfläche 41b nicht wesentlich bewegt, kann durch Erfassung des optischen Zentrums und Beobachtung der Änderungen der genaue Abstand bestimmt werden.

Bei der praktischen Durchführung wird das Auge sich immer bewegen. Mindestens ist die schnelle sakkatische Folgebewegung des Auges vorhanden, welche eine Quantifizierung

jeder Verschieblang der durch das Instrument erfaßten optischen Zentren erforderlich macht. Dementsprechend wurde zur maximalen Ausnutzung der beschriebenen optischen Wege eine mathematische Beziehung zur Bestimmung des Abstandes entwickelt, nämlich die oben bestimmte Beziehung S..

Es wird betont, daß die für die Größe S₄ abgeleitete mathematische Beziehung es erforderlich macht, daß jeder Lichtweg zwei fotodistinkte Abschnitte besitzt. Zur hier durchzuführenden Analyse spielt es dabei keine Rolle, ob diese fotodistinkten Flächen Licht aussenden oder Licht empfangen. Deshalb werden diese nebeneinanderliegenden Flächenbereiche als "fotodistinkt" bezeichnet, womit sowohl Lichtaussendung als auch Lichtempfang überdeckt werden soll.

Jede der beiden nebeneinander befindlichen fotodistinkten Flächen muß nun in eine getrennte Beziehung gesetzt werden. Darüberhinaus müssen die Achsen 90, 91 und 92 unterschiedliche Winkel zueinander besitzen. Vorzugsweise wird eine solche Ausrichtung vorgenommen, daß die Achse 90 schräg, die Achse 91 horizontal und die Achse 92 schräg liegt. Die schrägliegenden Achsen 90 und 92 stehen senkrecht aufeinander. Dabei können die fotodistinkten Flächen 42a und 42b zur optimalen Wirkung etwas weiter voneinander entfernt sein als die anderen Flächenpaare (Fig. 2D), das ist jedoch nicht unbedingt erforderlich. Vorzugsweise besteht eine Abstandsvergrößerung um einen Faktor von etwa -fT. Falls vier Kanäle benutzt werden, ist ein unterschiedlicher Abstand nicht unbedingt erwünscht.

Wie später näher erklärt wird, tritt die Bedeckung der gepaarten fotodistinkten Flächenbereiche 41a, 41b; 42a, 42b und 43a, 43b so auf, daß bei optimal ausgerichtetem Auge das beobachtete optische Zentrum sich nicht verschiebt. Wenn das Auge etwas außer seiner Vorzugslage gekommen ist, tritt

Lt-V

eine Verschiebung des beobachteten optischen Zentrums auf. Bevor das erklärt werden kann, muß ein Schema der erfindungsgemäßen Schaltung erklärt werden.

Nach Fig. 3C sind die fotodistinkten Flächen 41a, 41b, 42a, 42b, 43a, 43b, 44a und 44b als lichtemittierende Quellen oder Flächen dargestellt. Jede dieser Lichtquellen sendet im Infraroten und enthält eine erste und eine zweite lichtemittierende Diode LED. Die jeweilige Ausrichtung, die zur Ausführung der Erfindung nötig ist, ist in Fig. 2B gegeben.

In Fig. 3C ist gezeigt, daß ein Oszillator A über eine Verstärkerschaltung und eine Schaltmatrix 101 entweder eine Lichtquelle 41a oder eine Lichtquelle 41b betreiben kann, je nach der Stellung des LED-Steuerschalters 102. In gleicher Weise kann der Oszillator B die Lichtquelle 42a oder 42b und der Oszillator C die Lichtquelle 43a oder 43b ansteuern. Dabei arbeiten diese Oszillatoren mit jeweils bestimmten unterschiedlichen Betriebsarten, d.h. die Oszillatoren A, B und C besitzen drei diskrete Oszillationsfrequenzen.

Bei der Ausführung nach Fig. 2B wurde erklärt, daß die Lichtquellen 41a und 41b den Detektor. D-, die Lichtquellen 42a und 42b den Detektor D_ und die Lichtquellen 43a und 43b den Detektor D₃ bestrahlen.

Es ist nun notwendig, daß jeder Detektor D bis D₃ auch bestimmt, welche Lichtquelle ihn gerade beleuchtet. Dafür wird die Schaltmatrix 101 mit einem Schaltimpuls TOO zur Matrixsteuerung versehen. Durch den Schaltimpuls 100 werden nun die Oszillatoren A bis C schrittweise von einer Lichtquelle zur anderen gelegt. Gleichzeitig wird durch den LED-Steuerschalter 102 eine abwechselnde Erregung der beiden LED in den jeweiligen Lichtquellen erreicht, so daß jeweils die eine oder die andere mit a bzw. b bezeichnete Lichtquelle leuchtet.

Die Detektoren D₁ bis D₃ sind jeweils mit Vorverstärkern 104, 105 bzw. 106 verbunden. Diese Vorverstärker geben die vorverstärkten Ausgangssignale der Detektoren D₁ bis D₃ jeweils an freguenz-selektive Phasendetektoren 111, bzw. 114 ab. Die Oszillatoren A bis C geben ebenfalls ihre Ausgangssignale an die Detektoren 111, 112 bzw. 114 ab.

Wie bereits angeführt, wird durch den Matrixsteuerimpuls 100 eine schrittweise Veränderung der Matrix so erreicht, daß die jeweiligen Oszillatoren A bis C nacheinander die einzelnen Lichtquellen erregen. Das jeweils auf die Detektoren D₁ bis D₃ auffallende Licht kann nach seiner Herkunft von einer der Lichtquellen dann durch einen Vergleich der Frequenz des von dem jeweiligen Detektor erhaltenen Signals zu einer bestimmten Zeit mit den Frequenzen der Oszillatoren identifiziert werden. Es ist dabei zu bemerken, daß diese Signale von irgendeiner Lichtquelle 41a, 41b, 42a, 42b, '43a, 43b (oder, wie später beschrieben 44a und 44b) an einem einzelnen Detektor ankommen sollen. Wenn am Komparator die Lichtquellen identifiziert sind, kann die Digitallogik eine Bewegung des Keratometers aus einer grob eingerichteten Stellung in die genaue Lage für keratometrische Messungen ■ einleiten. Das ist auf der Grundlage der mit Bezug auf Fig. 5 diskutierten R-0-Beziehung möglich. Wenn die Ausrichtung durchgeführt ist, wird die tatsächliche Vermessung des Auges eingeleitet.

Nachdem nun die Schaltung zur Erkennung der diskreten Punktlichtquellen in jedem empfindlichen Quadranten und die Grobausrichtung des Gehäuses beschrieben wurde, kann mit der Beschreibung der tatsächlichen Auswertung des Auges E eines Patienten anhand von Fig. 2B und danach Fig. 3A beschrieben werden.

Nach Fig. 2B sind drei aktive Detektoren D., D und D₃ zum Auge hin mit einem Winkel in der Größenordnung von 20° gerichtet. Die Lichtquellen 41a bis 43b senden Licht längs der optischen Achse 57 des Instrumentes zum Auge. Es wird daran erinnert/ daß die Hornhaut des Auges E eine konvexe Fläche ist und gewünscht wird, die Mire zwischen den Abbildern der Lichtquellen A¹, C und B¹ so auszubilden, daß sie um einen mit der optischen Achse 57 (Fig. 2A) zusammenfallenden Pol des Auges auftrifft. .Nach Fig. 3A wird eine Grobausrichtung angenommen, bei der die optische Achse 57 auf einem Punkt 57' unten rechts vom gewünschten Durchstoßpunkt 57 aufstößt. Demzufolge liegt das Zentrum der Beleuchtungsbereiche der Lichtquellen A¹, B¹ und C¹ ebenfalls unten rechts.

Wenn die Grobausrichtung eingetreten ist, bleiben die Bereiche der Detektorempfindlichkeit der Detektoren D₁, D₅ und D^ im wesentlichen ungeändert. Diese Detektorbereiche A, B und C verbleiben im wesentlichen an den gleichen Quadranten des Auges.

In Fig. 3A ist zu sehen, daß die Fehlausrichtung zunächst bewirkt, daß die Lichtquelle C im Detektorbereich B auftrifft. Durch entsprechendes Schalten der anhand der Fig. Fig. 3C beschriebenen Schaltung erfaßt der das Segment B des Auges überwachende Detektor D₂, daß er die Lichtquellen 43a und 4 3b sieht. Der Komparator 112 gibt ein Signal ab, das anzeigt, daß er das Abbild C von den Lichtquellen 41a und 41b in seinem Quadranten erkannt hat. Eine Verschiebung des gesamten Instruments kann dann durch Fernsteuerung so erfolgen, daß das in Fig. 1 gezeigte Keratometer in Richtung der Pfeile 15 und 19 bewegt wird.

Es sind nun zwei Arten der Instrumentenausrichtung beschrieben worden. Zunächst wurde eine Ausrichtung durch die Logik der Fig. 3C und nach dem Diagramm nach Fig. 3A längs der X- und Y-Achsen gezeigt. Zweitens wurde nach Fig. 2D ein System gezeigt, um optische Verschiebungen der beschriebenen optischen Zentren der Flächenquellen oder -detektoren zu erkennen, das eine Positionierung des Instruments längs "der Achse" zum Patienten hin oder von ihm weg ermöglicht. Damit ergibt sich eine automatisierte Stellungsausrichtung des Instruments.

Es ist einzusehen, daß bei der Bewegung von der in Fig. 3A . gezeigten Fehlausrichtung zu der in Fig. 3B gezeigten richtigen Ausrichtung eine Instrumentnachführung auftritt, die die Lichtquellen A¹ bis C in die jeweiligen Quadranten I bis III bringt. Dabei können sich die Lichtquellen zwar in den richtigen Quadranten, aber noch nicht in die richtige Endlage bewegen. Eine solche Ausrichtung der Lichtquellen ist mit zweifach gestrichenen Punkten A", B" und C" sowie 57" in Fig. 3A dargestellt. In diesem Fall ist daran zu erinnern, daß durch Benutzung der bereits entwickelten Gleichungen für R und θ diese Rest-Fehlausrichtung erkannt und beseitigt werden kann, so daß sich das Instrument weiter so bewegt, bis die in Fig. 3B gezeigte Ausrichtung erfolgt ist.

Fig. 6 zeigt nun die Schaltung der Logik und des Rechners bei der bevorzugten Ausführung.

Die elektronische Schaltung der Erfindung enthält vier logische Stufen. Zunächst wird die Drehlage der umlaufenden Begrenzung L überwacht. Zweitens wird (typischerweise aus einer digital erzeugten Intensitätskurve) eine Aufzeichnung der Bedeckungen hergestellt, die die Fotodiode D erfährt. Drittens errechnet die Schaltung den Winkelabstand der jeweiligen Bedeckung. Das wird typispherweise mit einer

Genauigkeit von 1:50000 der Gesamtdrehung erreicht oder zweimal 10 der Gesamtdrehung. Schließlich werden diese Winkelwerte auf sphärische und zylindrische Brechkraft sowie Achsenlage umgerechnet. Diese errechneten Werte werden entweder durch LED-Anzeige oder Ausdruck der Bedienungsperson dargestellt.

Nach Fig. 6 bestehen die Standardteile des Elektronikrechners aus einer zentralen Verarbeitungseinheit CPU 200, für die ein Chip 8086 der Intel Corporation, Santa Clara, California, (im folgenden Intel genannt) verwendet ist sowie ein Systemtaktgeber 201 (Intel 8224). Der Taktgeber 201 wird zur Ansteuerung eines Stellungszählers 202 benutzt, eines Chips 163 der National Semiconductor, Sunnyvale, California.

Die CPU 200 erhält Eingangssignale und gibt Ausgangssignale ab über eine Sammelleitungssteuerung 208 (Intel 8228). Die Sammelleitungs- oder BüS-Steuerung 208 kontrolliert die verschiedenen Ausgangs- und Eingangssignale so, daß Schaltungseingriff, Errechnung und Signalausgabe erfolgt.

Ein Festwertspeicher ROM 202 (Intel 2708) enthält das Programm für die CPU 200. Ein Lese-Schreib-Speicher RAM 204 (Intel 8111) speichert wiedergewinnbar die verschiedenen Größen, die von den Detektoren ermittelt und teilweise oder vollständig durchgerechnet sind.

Die Daten werden durch das Gesamtsystem über eine Adreßsammelleitung oder einen Adreßbus 207 und eine Datensammelleitung oder einen Datenbus 208a durch das System bewegt. Nicht näher besprochene Standard-Rechnerbestandteile, beispielsweise eine Drucker-Schnittstelle mit Drucker 212 und eine Anzeige- und Tastenfeldschnittstelle mit Anzeige und Tastenfeld 211 sind ebenfalls angeschlossen.

In Fig. 6 ist der Randbereich der umlaufenden Begrenzung L schematisch dargestellt, und es wird daran erinnert, daß drei gepaarte separate Ausgangssignale empfangen werden. Die Fotodioden- und Puffer-Verstärkeranordnung 210 überwacht die Zählung der einzelnen Einschnitte 122 im Randbereich 12O. Dadurch wird ein Ablesewert für die Drehung der umlaufenden Begrenzung L erzeugt. Gleichfalls werden aus den Flächenbereichen der Fotodioden D₁, D₂ und D₃
diskrete Ausgangssignale aus der Mittelfläche 125 der
Begrenzung L erhalten.

Jedes dieser optisch erzeugten Ausgangssignale der jeweiligen Fotodioden in der Anordnung 210 wird gepuffert. Das wird durch einen Doppelverstärker erreicht, in dem zunächst ein Strom/Spannungs-Verstärker und dann eine oder mehrere
einfache Spannungsverstärkerstufen hintereinander geschaltet sind. Das Ausgangssignal wird üblicherweise mit reduzierter Impedanz abgegeben, die weniger rauschanfällig ist.

Es ist notwendig zu erfassen, wenn eine vollständige Umdrehung der Begrenzung L vollendet ist. Das wird, wie
bereits besprochen, durch Weglassen einer Marke (Fig. 5) an der Stelle 121 erreicht, es kann aber auch alternativ eine doppelt starke Marke vorgesehen sein.

Bei der bereits angesprochenen Störung der Lichtintensitätskurve muß auf ein bestimmtes schwieriges Problem bei Hornhautmessungen hingewiesen werden. Wenn Licht, wie die Infrarotlichter der erfindungsgemäßen Art, zur Anzeige verwendet werden, tritt außer ^u* ^die keratonetrische ffessung beabsich- · tigten Reflexion an der Hornhaut auch eine diffuse Reflexion an der Regenbogenhaut gleichzeitig auf. Diese Regenbogenhaut- oder Irisbeleuchtung bildet ein Stör- oder Fremdlicht, das abgeschirmt oder ausgeblendet werden muß. Dabei wird diese Irisbeleuchtung je nach der Augenfarbe unterschiedlich sein.

Es ist nun in Fig. 7 ein Signallichtverlauf in Zeitabhängigkeit dargestellt. Die als Hintergrundbeleuchtung wirkende Iris- oder Regenbogenhautbeleuchtung ist durch die durchgezogene Linie 300 dargestellt. Sie besitzt eine variable Größe und ist auch dann vorhanden, wenn eine Bedeckung erfolgt.

Die gestrichelte Linie 301 stellt die Infrarotreflexion von der Hornhaut des Auges E dar, die durch die Bedeckungen durch die umlaufende Begrenzung erzeugt wird. Dadurch ergibt sich eine etwa glockenförmige Kurve als eine bezeichnend Anzeige der Beleuchtungsstärke. Durch Addierung dieser beiden Kurven erhält man die zusammengesetzte Kurve 302. Zur genauen Messung gehört ein scharfes Festlegen der Abschnitte der Kurve, bei denen eine rasche Neigungsänderung auftritt, wie sie durch die Punkte 303, 304, 305 und 306 bezeichnet ist.

Es können nun optische Einrichtungen, z.B. verminderte Abtastsektoren an der umlaufenden Begrenzung benutzt werden, um diese Iris- oder Regenbogenhauteffekte zu reduzieren, jedoch ist es besser, die gewünschten Punkte mit Hilfe von digitalen Filtern .festzulegen. Insbesondere wird der Verlauf der Lichtintensität kontinuierlich durch die beschriebene Logik überwacht. Bei dieser Überwachung, die längs der zusammengesetzten Kurve 302 durch die angekreuzten Markierungsstellen bezeichnet ist, überprüft die Logik den zeitlichen Intensitätsverlauf. Es werden Anzeigen abgegeben, sobald Krümmungs- oder Abweichungspunkte festgestellt sind, und eine zugehörige Subtraktionslogik erlaubt es, die Überkreuzungsstellen der zusammengesetzten Kurve 302 mit einer Mittellinie 310 zu beobachten. Damit können die vorher aufgestellten Gleichungen gelöst werden, unter Verwendung der Kreuzungspunkte der Kurven 302 und 310.

In Anklang auf die bereits beschriebene Logik nach Fig. 3C und insbesondere mit Bezug auf Fig. 3D wird ein bei der Erfindung eingesetzter Phasendetektor erläutert. Das Eingangssignal eines typischen Phasendetektors 111, 112 bzw. 114 aus Fig. 3C wird empfangen und über eine Leitung 3O4A einem Komparator 301A zugeleitet· Ein weiteres Signal empfängt der Komparator 301A von einem 12-Bit-Aufwärts-Abwärts-Zähler 3O2A über einen Digital/Analog-Wandler 3O3A. Das Ausgangssignal des Komparators 301A wird nun zum Aufwärts-Abwärts-Zähler 3O2A, und zwar zu dessen Richtungssteuereingang zurückgeleitet. Das Ausgangssignal des Aufwärts-Abwärts-Zählers gelangt zu einer Torschaltung 3O5A, die unter Einfluß der GPU steht und wird von dort zum Datenbus der Rechenanordnung über den Ausgang 3O6A geleitet, wie es in Fig.6 mit 306 angedeutet ist. Das Eingangssignal für diese Schaltung besitzt die Intensität der fest durchgezogenen Linie 310A in der rechten unteren Ecke der Fig. 3D, während das Ausgangssignal 3O6A an der Torschaltung 3O5A der dargestellten Rechteckform folgt, die durch die Zusammenwirkung von Komparator 301A und Rückführung des Ausgangssignals zum Zähler 3O2A erreicht wird. Auf diese Weise wird die Glockenkurve 310A nachgezeichnet.

Es ist wichtig, daß die Filter nicht, mit den jeweiligen Oszillatoren phasenabgestimmte Signale zurückweisen. Es wird dazu geeigneter Filter ist in Fig. 3E dargestellt. Es wird hier ein zweipoliger Zweistellungsschalter 320 mit der Frequenz des Oszillators über den Eingang 321 dauernd geschaltet. Das geschaltete Ausgangssignal dieses zweipoligen Zweistellungsschalters 320 durchläuft einen Differentialverstärker 322 mit einer Ausgangsleitung 324.

Wenn das auf der Leitung 323 ankommende Signal phasenabgestimmt mit der Referenzfrequenz ist, wendet das System im Zusammenhang mit dem Differentialverstärker 322 die Signal-

phase bei jedem Halbzyklus der Referenzfrequenz. Damit erscheint ein Ausgangssignal des Differenzverstärkers, das einen positiven Gleichstromwert besitzt/ das den Tiefpaßfilter 325 durchläuft und weiterverarbeitet werden kann.

Wenn ein nicht mit dem Oszillator phasenabgestimmtes Signal ankommt, wird ebenfalls durch das System die Phase bei jedem Halbzyklus der Referenzfrequenz gewendet und die nicht phasenabgestimmten Anteile des Eingangssignals werden sich im Durchschnitt aufheben; dadurch ergibt sich ein Sperren der nicht phasenabgestimmten Signale.

Der weitere Schaltverlauf der Logik beim Einsetzen einer Kontaktlinse wird nicht weiter besprochen, da er dem Fachmann aus dem Vorstehenden verständlich ist.

Es soll nun die Erfassung der Hornhautform beschrieben werden.

Wie Fig. 4B zeigt, sind Fixierungsleuchten 500, 501 und an der Frontfläche des Instruments angebracht. Typischerweise ergeben diese Leuchtei JFixierungspunkte für den Patienten. Dem Patienten wird gesagt, daß er die jeweils leuchtende Lampe während der keratometrischen Messungen anblicken soll, und die Leuchten 500 bis 5O2 werden nacheinander einzeln angeschaltet.

Vorzugsweise sind den Leuchten bestimmte Winkelstellungen zugeordnet, die in dem breiten Bereich von 5° bis 22°, dem Mittelbereich von 10 bis 15 oder im engen Bereich von 12° bis 14° liegen können.

Dann erfolgt an den jeweiligen Meßpunkten 500', 501' und 502" die besonders beschriebene Messung. Vergleicht man die in Fig. 8 gegebene Darstellung

mit der Augendarstellung in Fig. 2D,so fällt auf, daß die fotodistinkten Elemente in Fig- 8 weitgehend gegen die Fig. 2D verkleinert sind, und zwar gibt Fig. 8 die tatsächlich bei der Messung verwendete Größe. Der typische Hornhautdurchmesser des menschlichen Auges liegt in der Größenordnung von 12 mm, während die fotodistinkten Elemente einen Bereich von annähernd 3 mm Durchmesser überdecken. Mit den beschriebenen Fixierungspunkten für das Auge kann nun die Messung vor sich gehen. Es wird dabei noch darauf hingewiesen, daß die Messungen typischerweise längs einer horizontalen Linie 503' erfolgen. Vorzugsweise wird nicht an anderen Punkten als längs einer horizontalen Achse gemessen, so daß keine Störung durch die Wimpern eintritt.

Es kann berichtet werden, daß das Rechenverfahren ein überraschendes Ergebnis zeigt, nämlich, daß durch Messung längs einer geraden Linie auch mit einiger Genauigkeit die Hornhautform über und unter der Achse 503' bestimmt werden kann. Das bedeutet, daß eine Untersuchung längs einer solchen Achse auch eine Bestimmung der Gesamtform und -Neigung des menschlichen Auges außerhalb der Bestimmungslinie ergibt.

In Fig. 9 ist eine Horizontalschnittdarstellung eines menschlichen Auges in der Nähe der Hornhaut 510 gezeigt. Insbesondere ist mit Bezug auf Fig. 9 zu bemerken, daß eine Hornhautfläche 511, an der eine Brechung erfolgt, vorhanden ist. Beim Durchtreten der Hornhaut und bei der Linse erfolgt die Übliche Brechung zur Fokussierung auf der Netzhautfläche 515 des Auges in der Nähe der Fovea 514.

Eine ähnliche Schnittdarstellung eines Auges E ist in Fig. 10 gezeigt, jedoch ist hier das Auge mit einer Kontaktlinse 520 versehen. .

O I LLV

Es ist sehr instruktiv, die Anzahl von zusätzlichen Brechflächen zu beachten, die eine Kontaktlinse herbeiführt. Zunächst ist die bereits besprochene Hornhaut-Außenfläche

511 vorhanden. Nur durch die Anwesenheit der Kontaktlinse 520 kann sich, wie eingesehen wird, eine Änderung der Form der. Hornhautaußen fläche 511 ergeben.

Zweitens ist zwischen der Kontaktlinse 520 einerseits und der Hornhautaußenfläche 511 andererseits eine Schicht 518 aus Tränenflüssigkeit vorhanden. Diese Tränenschicht 518 kann eine merkliche Stärke besitzen und kann durch ihre Form eine sehr wirksame Brechfläche ergeben. Es ist beispielsweise bekannt, daß bei einer harten Kontaktlinse durch diese Zwischenbrechfläche ein Astigmatismus erzeugt werden kann, der typischerweise entgegengesetzt zum im Auge vorhandenen Astigmatismus liegt. Dabei wird durch diese Astigmatismus-Korrektur an der Hornhaut der in der Linse

512 oder in der Netzhautfläche 515 vorhandene Astigmatismus nicht beeinflußt. Die genaue Bestimmung der Stärke der Tränenschicht und ihrer optischen Wirkung kann demgemäß wichtig sein.

Da es nun ein erwünschtes Ziel ist, eine erhöhte Information in Bezug auf die Hornhautform zu erhalten, sollen die verschiedenen Arten dargestellt werden, in denen die Hornhautform charakterisiert werden kann. Dabei ergeben sich zwei Parameterarten; solche, die in erster Linie ein theoretisches Interesse insoweit besitzen, daß sie eine verbesserte Beschreibung der Hornhautform ergeben, und solche, die in erster Linie einen praktischen oder klinischen Wert insoweit besitzen, daß sie beim Anpaßvorgang für Kontaktlinsen von Wert sind. Natürlich sind einige Hornhautparameter in beider Hinsicht wichtig. Die folgende Liste ergibt in allgemeinen Ausdrücken die zusätzliche Informationsart, die erwartet werden kann:

1. zentrale "k"-Werte,

2. ein Maß für die Abweichung vom Kreisquerschnitt,

3. ein Maß für die Ausrichtung oder Lage der Symmetrieachse der Hornhaut,

4. eine Erfassung von Hornhaut-Irregularitäten,

5. Hornhautdurchmesser,

6. Gewölbehöhe der Hornhaut (über dem Augapfel),

7. "Kappengröße" und

8. korrigierte Scheitelpunkt-"k"-Werte.

Diese Klassen von Information über die Hornhaut sind in sehr allgemeiner Form charakterisiert. Um tatsächlich eine spezifische Art zur Beschreibung dieser Hornhaut-Formfaktoren zu erhalten, ist es notwendig, eine Art von Kompromiß zwischen dem Ausmaß und den Einzelheiten der Hornhautinformation und der Belastung sowohl für den Patienten als auch den Arzt (oder den medizinischen Assistenten, falls dieser die Messung durchführt) zu finden.

Eine sehr komplizierte Prüfung ergibt eine Belastung für einen Patienten, die die Prüfung auf zwei-Arten beeinträchtigen kann. Zuerst besitzen die verschiedenen Patienten sehr unterschiedliche Aufmerksamkeit. Dabei wird die Fähigkeit, eine komplizierte Hornhautmessung durchzuführen, sehr erhöht, wenn der Meßvorgang kürzer und einfacher wird, da der Patien weniger ermüdet. Auch die Ausrüstung für die Hornhautmessungen bei Ausführung durch einen Assistenten wird vorzugsweise so einfach wie möglich gehalten und · der Meßvorgang sollte so objektiv wie möglich sein. Dadurch wird nur eine minimale Fertigkeit des Assistenten für die Ausführungen der Messung verlangt. Vorgänge, wie beispielsweise das Zurückstreifen des oberen oder unteren Augenlides bei einer erheblichen Anzahl von Patienten sollten vermieden werden. Diese Manipulationen sind nicht nur für den Assistenten und den Patienten unbequem, sondern können auch möglicherweise zu bedeutenden Änderungen der Hornhautform

führen.Schließlich ist die Beurteilung von zu viel oder zu wenig Information ein wichtiger Faktor für den Arzt. Eine übermäßig detaillierte Information über die Hornhautform kann die grundlegende Charakterisierung der Hornhautform durch übermäßig viele Parameter, die uneinsichtig und schwierig durch den Arzt interpretierbar sind, verwirren. Da es wahrscheinlich unmöglich ist, eine umfassende numerische Beschreibung jeder möglichen Hornhautform zu geben, erhebt sich die Frage, die wirksamste und einsichtigste Abstraktion der verfügbaren Daten zu finden, um diese Daten leichter beherrschbar und durch den Arzt leichter deutbar zu gestalten.

Dieser Ausgleich zwischen der Kompliziertheit der Hornhautform-Charakterisierungen und der Schwierigkeit der Messung und Deutung führte zu der folgenden besonderen Liste vorgeschlagener Hornhautform-Parameter:

1. zentrale "k"-Ablesungen in Millimeter oder Dioptrien (dpt),

2. Hornhaut-Formfaktor (6 ),

3. Dezentrierungsabstände der Hornhaut (A. , Δ., Δ ),

5 t ρ

4. χ -Quadratwerte für einzelne Hornhautmessungen und zur Anpassung der Hornhautmessungen an eine Gesamt-Hornhautform,

5. geschätzte Gewölbehöhe in Millimeter,

6. Kappengröße in Millimeter, und

7. "k"-Ablesungen, bezogen auf den Hornhautscheitelpunkt und korrigiert in Millimeter oder dpt.

Von diesen Parametern sind die letzteren drei aus den ersten drei ableitbar, werden jedoch zur Bequemlichkeit mit angegeben.

Die Analyse der Hornhautform aus einer Kombination verschiedener Keratometermessungen kann in zwei Teile unterteilt werden. Teil I besteht aus den individuellen Hornhautmessungen

vervollständigt mit der Angabe für Sphären- und Zylinderkomponenten, zuzüglich von Anpassüberprüfungen in Form ei-

nes Wertes £ . Bei einer an vier Punkten durchgeführten Keratometermessung unter Benutzung voller Information in

2 2

jedem der vier Meßgebiete, kann der Wert )ζ ein "3c"-JC Wert sein. Bei Keratometermessungen mit voller Information von drei Untersuchungsflächen oder üntersuchungsgebieten

bringt der j( -Wert eine "1c"-Anpassung mit sich, und dieses Verfahren wird bevorzugt. Es wird nun die Kombination von Einzelmessungen mit den Meßwerten bei jedem angenommenen Fixierungswinkel betrachtet.

Die mathematische Analyse der Hornhautform umfaßt eine Reihenfolge von Analysevorgängen. Zunächst werden die Reflexionsabweichungen in einem kleinen Hornhautgebiet zu einer Reihe von Krümmungsmessungen zusammen mit einem Anpassgüte-Parameter verarbeitet. Dann werden mehrere solche Gruppen von Krümmungsmessungen, die an verschiedenen Hornhautstellen genommen sind, auf eine Reihe von eingerichteten idealisierten Krümmungswerten, d.h. angepaßten Krümmungen reduziert. Daraufhin werden diese angepaßten Werte zur Schaffung von Zwischenparametern benutzt, und diese Parameter werden dann kombiniert, um die endgültigen Hornhaut-Formparameter zu erzeugen.

Unter verschiedenen Annahmen ist es denkbar, die Hornhaut-Formfaktoren nur aufgrund einer zentralen "k"-Wertablesung und einer Umfangsablesung zu bestimmen. Die mathematische Behandlung dieser abgekürzten Hornhautmessung wird jedoch zu Gunsten einer Dreipunkt-Hornhautmessung vernachlässigt. Der Grund für die Bevorzugung der Dreipunkt-Hornhautmessung liegt in der Tatsache, daß nicht nur der Hornhaut-Formfaktor, sondern auch die Hornhaut-Dezentralisierungsabstände A und A. bestimmt werden können.

Die folgende detailliertere mathematische Behandlung des Dreipunktverfahrens erfordert, daß zunächst einige mathematische Begriffsbestimmungen getroffen werden. Die behandelten Krümmungsmessungen werden durch x. bezeichnet, wie es in der nachfolgenden Aufstellung erklärt ist:

χ zentral, senkrecht zur Untersuchungslinie,

x- zentral, parallel zur Untersuchungslinie,

X₂ nasenseitig, senkrecht zur Untersuchungslinie,

X₃ nasenseitig, parallel zur Untersuchungslinie,

χ. schlafenseitig, senkrecht zur Untersuchungslinie,

Xr schlafenseitig, parallel zur Untersuchungslinie,

x_fi zentral, schräg zur Untersuchungslinie, Astigmatismuskomponente ,

x_ nasenseitig, schräg zur Untersuchungslinie, Astigmatismuskomponente ,

Xq schlafenseitig, schräg zur Untersuchungslinie, Astigmatismuskomponente.

Optimierte Wertungen für X_n bis Xp werden als angepaßte Werte (fitted values) f bis f_g bezeichnet. Der Anpass- oder Optimierungsvorgang behandelt die Daten in zwei Gruppen. Die erste Gruppe besteht aus x_ bis Xr, und es wird in der folgenden Weise vorgegangen:

Es wird eine V -Quadratabschätzung oder -bestimmung vorgenommen unter folgenden Einschränkungen:

3(f₀ - f₂) - Cf₁ - f₃) = O
3(f₀ - f₄) - (f₁ - f₅) = 0

Diese Bedingungen sind nur der mathematische Ausdruck der bereits früher erwähnten 3:1-Regel.

NAOHeERBOHT

Diese Regel wird getrennt für nasenseitige und srlil ;if ensi-i 1 i <u-Messungen angewendet, damit die /uiswirkungon einer- gomäßi gt on Hornhaut-Winkeldezentralisierung berücksichtigt werden können. Das ist nur annähernd gerechtfertigt, wie auch die 3:1-Regol selbst.

Unter den erwähnten Bedingungen· ist die Form der chi-Qmidratfunktion folgende:

X - ^iI i^xo~^fO^ ⁴^^Xl~^fl^ ⁺^^X2~^f2^ "*^^X3~^1^ ⁺^^X4~^f4^ ⁺^^X5~^5^ ·*

Die angepaßten oder optimierten Werte werden durch die folgenden Beziehungen bestimmt:

f_n = 1/30

T₁= 1/30 (6x_o+28₁-3(x₂+x₄)+(x₃+x₅)) f₂■= 1/30 (9x_o-3x₁4l2x₂+9x₄H6x₃-3x₅) f₃ = 1/30 (-3x₍₎4x₁+6x₂-3x₄ + 28x₃+x₅)
f₄ = 1/30 (9x_o-3x₁+12x₄+9x₂-t6x₅-3x₃) f-c = 1/30 (-3x_o+x₁+6x₄-3x₂+28x₅+x₃) χ² zwei FxjSrade= 1/10σ²(2/3) (a²+b²-ab)

a = 3x_o-x₁-3x₂+x₃,. b =

Die den Hornhaut-Formfaktor betreffende Information wie auch ein Teil der die Hornhautorientierung betreffenden Information ist in den Meßwerten χ bis X₅ enthalten, während die schrägen Astigmatismusmessungen X₆ bis x_R die restliche, die Hornhautorientierung betreffende Information enthalten. Beim Anpassen dieser Daten bringt es Vorteile, wenn man eine mögliche Hornhautdezentralisierung senkrecht zur Meßlinie zuläßt. Das wird durch die folgende Bedingungsgleichung erreicht:

^{2 f}6 - ^f7 - ^f8 ⁼ °'

und eine chi-Quädratfunktion wird dann in folgender Weise definiert:

χ² = l/a²[(x₆-f₆)² + (x₇-f_?)² + (x₈-f₈)²],

wobei die optimierten f-Werte durch die folgenden Beziehungen bestimmt sind:

^f6 ^{= 1}^(X₆ + X₇ + X₈)

f₇ = (l/3)x₆ + (5/6)x₇ - (l/6)x₈ f₈ = (l/3)x₆ - (l/6)x₇ + (5/6)x₈

<^2xfi * ^X7 * ^xft)² ein Freiheitsgrad = 1 2—

6o

Nachdem man zu dieser Reihe von optimierten Krümmungswerten gelangt ist, können die "f"-Werte so manipuliert werden, daß man zu den früher definierten Hornhautformfaktoren gelangt. Die folgende Aufstellung ist eine umfassende Sammlung der Beziehungen für Zwischenwerte und endgültige Formparameterausdrücke auf der Grundlage der "f"-Werte:

Tell I: Zwischenergebnisse

2 2 2 2

^επν3^η ' ^£m5ⁿ ' ^εΤ2^η ' ^εΤ4^η ' definiert durch

²<^fi -

^f0 ^{+ f}l

- ^f5>

f₀

²<^f0 ' ^f2>

2 _ ε„η = .9ε

ε_Φη²)

Ej-. ist ein Formfaktor. Dieser Faktor kombiniert die Gesamtform des Auges mit der Größe der Achsenversetzung, bezogen auf den Scheitelpunkt oder den "Gipfel" der Hornhaut.

η wird definiert durch

1-

( = geometrische Konstante), oder

Π²/(1 + επ²) = K

K₁ =

0.3375 χ 10³

(mn,-¹)

Teil II: Hornhautparameter-1. Zentraler "k"-Wert

äquivalente Sphäre - = -^—^ ~ = Seq.

0-90 ^Astigmatismus = —;—- = A

Zylirderwert b.0°

T ~ "0-90 -90 > °>

45-135 Astigmatismus = (+Zylinderwert.b. 45° -» A

_45-135

> O)

<-< I C I-

Die zentralen "k"-Werte geben so die Brechkraft in Sphäre und Zylinder und die Achse des Scheitelpunktes oder "Gipfels" der Hornhaut.

2. Hornhautformfaktor £

ε =

ad π²

Der Hornhautformfaktor £ ergibt ein Maß für die Abweichung der Hornhautfläche von einer wahren Sphäre. Beispielsweise ist bei kugelförmiger Hornhaut der Wert £ gleich Null. Tatsächlich ist das Auge immer abgeflacht mit einem typischen Wert von £ = 0,2.

3. Scheitelpunktlage

_τ,

4εηΚ

(positiv, falls die Sichtachse'auf der Schlafen seite,vom Scheitelpunkt aus gesehen, liegt)

= 1/4εηΚ

^f7 - ^f8

(positiv , falls die Sichtachse über dem Scheitelpunkt beim rechten Auge liegt)

(Präzisionskreis für A und Δ ; Κ_ ist eine empirisch bestimmte Präzisionskonstante).

Diese Zahlen ergeben ein Maß für die Versetzung des Scheitelpunktes, bezogen auf die Sichtlinie. Λ_T ist die Horizontalabweichung, Ag ist die Vertikalabweichung und «Δ _ρ ergibt ein Maß für die Unsicherheit der .Scheitelpunktlage.

4. Kappengröße beim Niveau 1 3pt; _t Durchmesser in nun

cap

1" L²

-8

2 (SiegΓ - 1 )

5. Gewölbehöhe (in mm über einem Hornhautdurchmesser von 25 nun)

^V = ^Η

(ε)

mit H, ν =0.3596 -ύ.ΐ902ε +0.1115ε²

6. Korrigierter zentraler "k"-Wert

εη

in

Seg. = Seg. (1 + )

wobei

= Seq. (1+ kJ mit k₇=

«J O

α die Flächentangente an die Hornhaut-Meßbereiche m

und

k_ die sich ergebende Rechenkonstante von typischerweise 0,036 ist.

7. Anpaßgüte xJ_D bzw.

(2D bzw. 1D bedeuten 2 bzw. 1 Freiheitsgrad).

Diese Hornhautparameter können in verschiedener Weise geändert oder gedehnt werden. Beispielsweise kann die Anpaßgüte so ausgedehnt werden, daß sie eine.Anpaßinformation von jeder örtlichen Meßstelle enthält. Es kann auch die Exzentrizität - und die Dezentralisierungsinformation - benutzt werden, um eine ausgeklügeltere Korrektur für die Messung des zentralen "k"-Wertes zu schaffen.

Dazu gehören noch einige allgemeine Bemerkungen. Zunächst sollte immer darauf geachtet werden, daß der mathematischen Analyse die Annahme zugrundeliegt, daß die Hornhautachse näher an der Sichtachse liegt als die Umfangs-Meßgebiete. Dieser Forderung wird bei Hornhautachsen innerhalb eines Kreises von 1 mm um die Sichtachse genügt, und die Literatur zeigt an, daß die übergroße Mehrheit aller bisher untersuchten Hornhautformen dieser Bedingung genügt. Für Hornhautbeispiele mit außerordentliche Dezentralisierung gibt es verschiedene Verfahrensweisen. Eine Möglichkeit besteht darin, daß die außergewöhnliche Dezentralisierung als interessanter Faktor bezeichnet wird und daß die Berechnungen weggelassen werden, die am empfindlichsten auf Dezentralisierung reagieren. Es sollte dabei beachtet werden, daß nur statistisch bedeutsame Dezentralisierungen auf diese Weise behandelt werden müssen. Beispielsweise besitzt eine fast sphärische Hornhaut eine sehr schlecht definierte Hornhautachse, die ohne weiteres als außerordentlich dezentralisiert erscheinen kann, jedoch bleiben die meisten Berechnungen gültig, da die für fast sphärische Hornhautformen notwendigen Korrekturen so klein sind, daß die Größe der Hornhautdezentralisierung.nicht sehr bedeutsam ist.

_ Q T —
O /

Eine andere Möglichkeit besteht darin, die auf Grundlage der besten Schätzung der Hornhaut-Scheitelpunktstellung entwickelten Formeln neu zu formulieren und die Hornhautparameter noch einmal zu berechnen, wobei dieser Vorgang wiederholt wird, bis eine konsistente Parametergruppe erzielt wird. Dieser Wiederholungs- oder Iterations-Vorgang kann durch Korrekturen der örtlichen Meßdaten (x.), insbesondere für unsymmetrische Hornhaut-Meßbereiche, ergänzt werden. Diese Behandlung des Problems ist durchführbar, jedoch sehr rechenzeit-raubend, und wird hier nicht näher behandelt.

In Fig. 11 wird das erfindungsgemäße Verfahren zum Anpassen von Kontaktlinsen schematisch dargestellt. Zunächst werden an dem Auge E aufeinanderfolgende Messungen der schläfenseitigen_f zentralen und nasenseitigen Abschnitte der Hornhaut unternommen. (N = nasenseitig, T = temporal = schlafenseitig). Wenn diese aufeinanderfolgenden Meßvorgänge beendet sind, werden die Einzelwerte entsprechend Block 400 in Fig. 11 bestimmt. Danach werden die Ergebnisse typischerweise zu Anpaßzwecken gemäß Block 402 optimiert -oder angepaßt und eine Darstellung oder Karte des Auges in Form der dargestellten Parameter ausgegeben (Block 403). Die charakteristischen Größen werden an eine Datenbank 404 weitergegeben, die also die entsprechende Augen- bzw. Hornhautdarstellung enthält.

Gleichzeitig wird eine empirisch an das Auge E angepaßte Kontaktlinse abgenommen und auf übliche Weise gemessen. Die Parameter der Kontaktlinse werden gleichfalls der Datenbank überstellt. Die Messung der Kontaktlinse kann selbstverständlich auch mit dem erfindungsgemäßen Keratometer erfolgen.

Es ist wichtig, dabei zu bemerken, daß die Augendarstellung und die Kontaktlinsenabmessungen zueinander gepaarte, entsprechende Dateneingänge bilden. Diese gepaarten und einander

O I Δ.Ζ.ΌΔΌ

entsprechenden Dateneingänge können in irgendeiner erforderlichen Weise indiziert werden, so daß bei einer Feststellung sehr ähnlicher oder gleicher .Augendarstellungen die entsprechenden Kontaktlinsen abgerufen werden können.

An diesem Punkt werden die Vorzüge des beschriebenen Augenmeßverfahrens sichtbar. Durch die Darstellung eines Auges und der Referenz zu einer mit Daten versehenen Datenbank kann eine gute Schätzung der für ein gutes Linsenanpassen benötigten Parameter durchgeführt werden. Es ist bereits bemerkt worden, daß die Beschreibung oder Aufzeichnung der Augen und die Eingabe von angepaßten Kontaktlinsen in die Datenbank gleichzeitig geschieht. Deswegen kann es erwartet werden, daß für ähnliche Darstellungen sich ähnliche Linsenauslegungen ergeben. Zumindest kann erwartet werden, daß eine größere Genauigkeit bei der Verschreibung von Kontaktlinsen möglich ist.

Es ist zu verstehen, daß auch andere zum Anpassen von Kontaktlinsen entwickelte Parameter sich als Ergebnis der detaillierteren Hornhautdarstellungen, die auf diese Weise geschaffen sind, ergeben . Das wird mit zunehmendem Gebrauch der Datenbank erkennbarer.

Erfindungsgemäß können auch, was sehr wichtig ist, Hornhautmessungen in bestimmten Zeitabständen oder während einiger Zeiträume durchgeführt werden. Es ist bekannt, daß die Form der Hornhaut durch das Tragen einer Kontaktlinse verändert werden kann. Wenn eine Formänderung der Hornhaut wegen des Tragens einer Kontaktlinse stattgefunden hat, kehrt die Hornhaut nach Entfernen der Kontaktlinse zu einer anderen Form zurück. Es ist wichtig, daran zu denken, daß sowohl die Änderungsrate der Hornhautform als auch die Form, zu der die Hornhaut zurückkehrt, unterschiedlich sein können. Bei-

spielsweise kann auf dem Fachgebiet der Orthokeratometrie die Form des Auges begriffsgemäß entweder permanent geändert und temporär geändert sein, je nach den Eigenschaften der verwendeten Kontaktlinse. Wenn die erfindungsgemäßen Messungen während einer Grundzeit wiederholt werden, können damit die Rückkehrraten, also auch der Endzustand der Hornhaut einwandfrei erfaßt werden.

In Fig. 11 ist angedeutet, daß die Meßergebnisse der Sphären-, Zylinder- und Achsenbrechkraft bei festgelegten Zeiten genommen werden. Beispielsweise wird eine erste Messung um 16.00 Uhr und eine zweite Messung um 16.30 Uhr durchgeführt. Dazu können noch weitere Messungen in gleichen oder unterschiedlichen Zeitabständen durchgeführt werden und die Änderungsrate der Hornhautform auf diese Weise festgelegt werden.

Zur Hornhautdarstellung wurde bevorzugt ein elliptisches Augenmodell verwendet. Wie dem Fachmann bekannt, bestehen auch andere Modelle, auf die hin die Hornhautbeschreibung ausgerichtet werden kann. Durch das erfindungsgemäße Verfahren und die beschriebene Vorrichtung ist es nun zum ersten Mal möglich, die Faktoren des Auges numerisch schnell zu bestimmen und praktisch zu verwenden, nicht nur um die Augenphysiologie zu bestimmen oder zu überwachen, sondern auch um ein verbessertes und rascheres Anpassen von Kontaktlinsen zu ermöglichen.

Zum Problem der Zeitbasismessung zwecks Erfassung der Hornhautformänderungen nach Abnehmen einer Kontaktlinse ist noch anzumerken, daß die Zeitbasis mit dem Augenblick beginnt, zu dem die Kontaktlinse entfernt wird. Zu dieser Zeit werden die die Hornhaut möglicherweise außer ihrer Normalform haltenden Kräfte entfernt und die Hornhaut ihrer eigenen natürlichen Formänderungsdynamik überlassen.

Claims (6)

1. Patentansprüche:

   1 .JKeratometer zum Messen der Krümmung einer optischen Fläche mittels Reflexion, dadurch gekennzeichnet , daß mindestens drei· optische Wege (41-D-, 42-D₂/ 43-D-) vorgesehen sind, wobei ein Abschnitt jedes Weges im wesentlichen einer optischen Achse des Keratometers benachbart verläuft und jeder optische Weg einen Detektor (D-, D2, D₃) an einem Ende und eine Lichtquelle .(41,42,43,44) am anderen Ende enthält, daß eine Einrichtung (20,22,25,28,-28,30,35) zum Positionieren der gekrümmten optischen Fläche (E;C) im wesentlichen koaxial zur optischen Achse (57) des Keratometers vorgesehen ist, um ein virtuelles Abbild jeder Lichtquelle (41,42,43,44) an unterschiedlichen, voneinander einen Abstand aufweisenden Stellen in der Nähe der optischen Fläche zu erzeugen, daß eine umlaufende Begrenzung (L) zum Abdecken des Lichtes zwischen der Lichtquelle und dem Detektor in jedem der drei Wege vorgesehen ist, welche einen lichtdurch-

   lässigen Abschnitt (132, 133), einen lichtundurchlässigen Abschnitt (140,142) und mindestens zwei Grenzen (134a, 134b, 135a, 135b) zwischen diesen Abschnitten mit distinktiv unterschiedlicher Form besitzt, wodurch eine Zeitbestimmung de,r Abdeckungen der Lichtquelle durch die umlaufende Begrenzung ein Erfassen der Abweichung der virtuellen Bilder und der Krümmung der optischen Fläche zumindestens nach Sphäre und Zylinder ermöglicht. . '
2. 2. Keratometer zum Messen der Krümmung einer optischen Fläche mittels Reflexion, dadurch gekennzeichnet , daß mindestens ein Lichtaussendebereich (41a, 41b; 42a, 42b; 43a, 43b; 44a, 44b) und ein entsprechender Photoerfassungsbereich (D₁;" D₂; D₃) mit einem separaten optischen Weg zwischen dem Lichtempfangsbereich und dem Photoerfassungsbereich vorgesehen sind, daß der Weg zwischen den zwei Bereichen einen im wesentlichen in Nachbarschaft der optischen Achse (57) des Keratometers laufenden Anteil besitzt und der eine der beiden Bereiche erste (41a) und zweite (41b) photodistinkte Abschnitte enthält, daß eine Einrichtung (14; 16; 18) zum Positionleren der optischen Fläche mit ihrer Krümmung im wesentlichen koaxial zur optischen Achse des Keratometers zur Definierung eines virtuellen Abbildes des Lichtaussendebereiches vorgesehen ist, wobei der Lichtweg an den im wesentlichen benachbart der optischen Achse verlaufenden Abschnitten auf die mit einer Krümmung versehenen optischen Fläche auf trifft,, daß eine umlaufende Begrenzung (L) zum Abdecken des Lichtes zwischen den Lichtaussende- und den Photoerfassungsbereichen vorgesehen ist, mit mindestens einem lichtdurchlässigen Abschnitt (132; 133) mindestens einem lichtundurchlässigen Abschnitt (140; 142) und mindestens einerGrenze (134a, 134b, 135a, 135b) zwischen diesen Abschnitten zum Abdecken des Lichtes beim Umlauf der Begrenzung zwischen der Lichtquelle und dem Detektor, wodurch, eine Zeitbestimmung der Bedeckungen des ersten Abschnittes relativ zum zweiten Abschnitt der einen der Bereiche durch Bewegen der umlaufenden Begrenzung eine Erfassung der Bewegung

   des bewerteten BeleuchtungsZentrums der Bereiche zur Bestimmung der Abstandspositionierung der optischen Fläche längs der optischen Achse zur Messung der optischen Fläche, mindestens nach Kugel- und Zylinderkrümmungen ermöglicht.
3. 3. Keratometer zum Messen der Krümmung einer optischen Fläche durch Reflexion, dadurch gekennzeichnet , daß zumindestens eine Vielzahl von Lichtquellen (41, 42, 43, 44), eine entsprechende Vielzahl von Detektoren (D₁, D,, D-), eine Einrichtung (OSC A, OSC B, OSC C, 101, 102) zum Modulieren jeder Lichtquelle in unterschiedlicher bestimmter Weise vorgesehen ist, daß eine Einrichtung (111, 112, 114) zum Synchronisieren jedes Detektors mit jeder besonderen Modulation vorgesehen ist, um eine Identifizierung jeder Lichtquelle durch jeden Detektor zu ermöglichen, daß eine Einrichtung (45, 46, 47,48, 52) zum Fokussieren jedes Detektorbereiches auf einen Bereich der mit Krümmung versehenen optischen Fläche (E) zum Empfang von Licht von der optischen Fläche vorgesehen ist, daß eine Einrichtung zur Positionierung der mit Krümmung versehenen Oberfläche in dem Reflexionsweg zu einem der Detektoren vorgesehen ist und eine Einrichtung zur Relativbewegung der mit Krümmung versehenen optischen Oberfläche in Abhängigkeit von der Erfassung der Lichtquellen an den Erfassungsbereichen längs Bewegungsachsen vorgesehen ist, die Komponenten einer Bewegung quer zur optischen Achse des Instrumentes enthalten, wodurch eine Bewegung des Instrumentes ein Ausrichten des Keratometers in eine Mittellage längs der optischen Achse zum Ausrichten der entsprechenden Lichtquellen und entsprechenden Detektoren zur Messung der Krümmung der optischen Achse erreicht.
4. 4. Verfahren zum Bestimmen der Form der Hornhaut eines Auges, insbesondere mit einem Keratometer nach einem der Ansprüche 1-3, dadurch gekennzeichnet , daß das Auge längs einer Sichtlinie zum Messen des Auges in einer ersten Ausrichtung fixiert wird, daß das Auge mit Bezug auf die erste Fixierung zur Bestimmung der Kugel-Zylinder- und Achsen-Werte

   vermessen wird, daß das Auge in einer zweiten Fixierung ausgerichtet wird, daß das Auge mit Bezug auf die zweite Fixierung in Kugel-Zylinder- und Achsen-Werten vermessen wird, daß das Auge in einer dritten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge mit Bezug auf die dritte Fixierung in Kugel-, Zylinder- und Achsen-Werten vermessen wird und daß aus einer Kombination aus mindestens eines Teils dieser Messungen nach Kugel-Zylinder- und Achsen-Werten mindestens einer der Parameter zentrale "k"-Werte in Kugel-, Zylinder- und Achsen-Geometrie, Hornhaut-Formfaktor, Hornhaut-Dezentralisierung, Hornhautanpassung an eine gesamt-elliptische Hornhautform, Gewölbehöhe, Kappengröße, "k"-Werte bezogen auf den Hornhaut-Scheitelpunkt, bestimmt wird.
5. 5. Verfahren zur Erzeugung von Parametern zum Anpassen von Kontaktlinsen mit Bestimmung der Form der Hornhaut, insbesondere mit einem Keratometer nach einem der Ansprüche 1-3, dadurch gekennzeichnet , daß aus einer Gruppe von Kontaktlinsen tragenden Menschen solche mit Kontaktlinsen ausgerüsteten Augen ausgewählt werden, daß bei jedem Individium der Gruppe die Kontaktlinsen entfernt werden, daß das Auge längs einer Sichtlinie zum Messen des Auges in einer ersten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge bezogen auf die erste Fixierung zur Bestimmung der Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werte vermessen wird, daß das Auge in einer zweiten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge mit Bezug auf die zweite Fixierung in Sphären-, Zylinder- und, Achsen-Werten vermessen wird, daß das Auge in einer dritten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge bezogen auf die dritte Fixierung nach Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werten vermessen wird und daß aus einer Kombination mindestens eines Anteiles der Messungen nach Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werte mindestens einer der Parameter; " zentrale "k"-Werte in Sphären-, Zylinder- und Achsengeometrie, Hornhaut-Formfaktor, Hornhaut-Dezentralisierung, Anpassung der Hornhautmessung an eine gesamt-elliptische Hornhautform, Gewölbehöhe, Kappengröße, auf den Scheitelpunkt der Hornhaut bezogene "k"-Werte, bestimmt wird, daß die Krümmung der an das Auge angepaßten Kontaktlinse bestimmt wird und daß die ent-

   sprechende Information des Auges zusammen mit den entsprechenden Krümmungswerten der Linse gespeichert wird.
6. 6. Verfahren zur Erzeugung von Parametern zum Anpassen von Kontaktlinsen, insbesondere mit einem Keratometer nach einem der Ansprüche 1-3dadurch gekennzeichnet , daß aus einer Gruppe von Kontaktlinsen tragenden Menschen mit Kontaktlinsen versehene Augen ausgewählt werden, daß bei jedem Individium der Gruppe die Kontaktlinsen entfernt werden, daß das Auge längs einer Sichtlinie zum Messen des Auges in einer ersten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge bezogen auf die erste Fixierung zur Bestimmung der Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werte vermessen wird, daß das Auge in einer zweiten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge bezogen auf die zweite Fixierung in Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werten vermessen wird, daß das Auge in einer dritten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge bezogen auf die dritte Fixierung •in Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werten vermessen wird, daß von einer Kombination aus mindestens einem Teil der Messungen nach Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werten mindestens einer der Parameter:zentrale "k"-Werte in Sphären-, Zylinder- und Achsengeometrie, Hornhaut-Formfaktor, Hornhaut-Dezentralisierung, Anpassung von Hornhautmessung an eine gesamt-elliptische Hornhautform, Gewölbehöhe, Kappengröße, auf den Hornhaut-Scheitelpunkt bezogene "k"-Werte, ermittelt werden, daß die Krümmung der an das Auge angepaßten Kontaktlinse bestimmt wird, daß die entsprechend bestimmten Informationen des Auges mit den entsprechenden Krümmungswerten der Linse zusammen gespeichert werden, daß das Auge des Patienten längs einer Sichtlinie zur Messung des Auges in einer ersten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge des Patienten mit Bezug auf die erste Fixierung zur Bestimmung der Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werte vermessen wird, daß das Auge des Patienten in einer zweiten Fixierung festgelegt wird, daß das Auge des Patienten mit Bezug auf die zweite Fixierung in Sphären-, Zylinder- und Achsen-Werten vermessen wird, daß das Auge des Patienten in einer dritten

   Fixierung festgelegt wird, daß das Auge des Patienten mit Bezug auf die dritte Fixierung in Sphäre, Zylinder und Achse vermessen wird, daß aus einer Kombination von mindestens einem Teil der Meßwerte in Sphäre, Zylinder und Achse mindestens einer der Parameter:zentrale "k"-Ablesungen in Sphären-, Zylinder- und Achsengeometrie, Hornhaut-Formfaktor, Hornhaut-Dezentralisierung, Anpasswerte der Hornhautvermessung an eine gesamt-elliptische Hornhautform, Gewölbehöhe, Kappengröße, auf den Hornhaut-Scheitelpunkt bezogene "k"-Werte, bestimmt wird, daß für den Patienten aus einer Kombination mindestens eines Teils der Vermessungen nach Sphäre, Zylinder und Achse mindestens die gleichen Parameter wie vorher bestimmt werden,und die bestimmten Parameter der an das Auge angepaßten Kontaktlinse aus den gespeicherten entsprechenden Parametern des Auges abgerufen werden.