DE3590539T1

DE3590539T1 - Scanning-Keratometer

Info

Publication number: DE3590539T1
Application number: DE19853590539
Authority: DE
Inventors: Chris Los Angeles Calif. Outwater; Alan El Monte Calif. Robinson
Original assignee: Kerascan, Inc., Santa Ana, Calif.
Priority date: 1984-10-18
Filing date: 1985-10-16
Publication date: 1986-11-20
Also published as: GB2182770B; GB8614553D0; WO1986002249A1; EP0197143A1; JPS62500569A; CA1271936A; US4662730A; GB2182770A

Description

• es·

Scanning-Keratometer
Hintergrund der Erfindung

1. Erfindungsgebiet.

Die Erfindung betrifft das Gebiet der Keratometer und, spezieller, das Gebiet der Scanning-Keratometer.

2. Stand der Technik.

Es gibt verschiedenste Gelegenheiten, bei denen eine präzise Wiedergabe der Oberfläche des menschlichen Auges gewünscht ist. Diese können von einfachen diagnostischen Untersuchungen bis zu genauen Messungen für das Anpassen von Kontaktlinsen auf Bestellung und bis zur vor- und nach-chirurgischen Darstellung der Cornea reichen.

Derzeit werden verschiedene gängige Techniken zur Messung der Augenoberfläche benutzt. Die gebräuchlichste Technik, die in der Mehrzahl klinischer Anwendungen benutzt wird, ist das Standardkeratometer. Konzentrische Kreise bekannter Durchmesser (Zwischenraum) werden auf die Oberfläche des Auges projeziert. Die reflektierten Muster werden dann untersucht und auf irgendwelche Unkonzentritäten der Reflektionen verglichen. Die Kontur wird jedoch eine begrenzte Anzahl von Malen abgetastet (geprüft), wobei gewöhnlich weniger als 10 Punkte genommen und dokumentiert werden. Diese Punkte werden manchmal manuell genommen und anderemale automatisch, wie in dem automatisierten

Humphrey-Keratometer. Jedenfalls leidet die Messung aufgrund der geringen Anzahl von Prüfpunkten und entsprechend geringen Auflösung an Genauigkeit, die für die Extrapolation von Punkt zu Punkt benötigt würde. Auf diese Weise gerät die Auswahl einer Kontaktlinse ähnlich wie die Auswahl eines Paares von Schuhen. Der Kunde erhält eine überschlägige Anpassung und hofft, daß etwaige Ungenauigkeiten von dem System absorbiert werden. Falls eine genaue Anpassung nicht erreicht wird, muß der Patient unter dem Unkomfort schlecht angepaßter Linsen leiden.

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Das automatisierte Keratometer von Humphrey ist in den US-Patenten 4,407,572 und 4,420,228 offenbart. Andere Patente, in denen Keratometer offenbart werden umfassen die US-Patente 3,781,096; 4,019,813; 4,157,359; 4,159,867; 4,429,960; und 4,440,477.

Kurze Zusammenfassung der Erfindung

Ein Scanning-Keratometer zur schnellen und genauen Messung und Darstellung der cornealen Krümmung wird offenbart. Das Keratometer weist eine monochromatische Lichtquelle auf, die das Licht auf einen Scanner richtet, der bevorzugt von einem Mikrocomputer gesteuert wird. Der Scanner richtet das Licht auf ein holographisches Element, daß als Linse fungiert, die wiederum das Licht auf einen festgelegten Brennpunkt hinter dem holographischen Element fokussiert, unabhängig von der ausgeleuchteten Fläche des holographischen Elementes. Das Auge des Subjektes ist in Bezug auf den festen Brennpunkt derart posistioniert, daß ein Teil des in das Auge fallenden Lichtes von dessen Oberfläche reflektiert wird, wieder durch das holographische Element passiert, um dann aus der optischen Hauptachse des Systems auf einen geeigneten Flächensensor umgelenkt zu werden. Angenommen, daß das Auge des Subjektes ordnungsgemäß positioniert und die Corneaoberflache mit der Kontur einer idealen Cornea übereinstimmt, wird das auf die Cornea fallende Licht entlang des einfallenden Lichtes reflektiert und fällt letztendlich auf das Zentrum des Sensors. Wenn andererseits die lokale Fläche der beleuchteten Cornea nicht übereinstimmt, wird das von der Cornea reflektierte Licht im Winkel bezüglich des einfallenden Lichtes stehen und letztendlich auf den Sensor bei einer Position auftreffen, die von der Form der lokalen Fläche der beleuchteten Cornea abhängt. Verschiedene Verfahren zum Positionieren des Auges und der Vorrichtung, des Scannens und andere Aspekte des Systems werden offenbart.

Kurze Beschreibung der Zeichnung

Figur 1 ist ein Blockdiagramm, das ein Scanning - Keratometer einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung darstellt.

Figur 2 ist ein Blockdiagramm, das ein Scanning - Keratometer einer alternativen Ausführungsform der Erfindung darstellt.

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Detaillierte Beschreibung der Erfindung

In Figur 1 ist ein Blockdiagramm des erfindungsgemäßen Systems zu sehen. Das System dieses Ausführungsbeispieles umfaßt sieben Hauptelemente, von denen einige mit einem kleinen Mikrocomputer, wie beispielsweise einem IBM PC gekoppelt sind und/
oder von ihm gesteuert werden, der ein Display 22 zum darstellen von Daten und Steuerinformationen (controll information) aufweist sowie einen Drucker 24 zum Erstellen von Ausdrucken der Ergebnisse. An der Stirnseite dieses Systems ist zum Positionieren vor dem Auge 26 eines Patienten ein holographisches Element 28 angeordnet, das als Linse in einer noch zu beschreibenden Weise dient. Hinter dem holographischen Element ist eine Lichtquelle 30 für im wesentlichen monochromatisches Licht angeordnet, und zwar in einer bevorzugten Ausführungsform ein Helium-Neon (HeNe)-Laser, der mit dem Mikrocomputer 20 gekoppelt und von ihm gesteuert wird. Die Laserlichtquelle 30 sendet einen Lichtstrahl entlang einer optischen Achse 32, wobei ein Teil dieses Lichtes von einem Strahlenteiler 34 so reflektiert wird, daß es auf einen Scanner 36 fällt, der ebenfalls vom Mikroprozessor 20 gesteuert wird um den in ihn einfallenden Lichtstrahl gesteuert durch einen zweiten Strahlenteiler 38 umzulenken auf jeden gewünschten Bereich des holographischen Elementes 28. Ein Teil des auf das holographische Element gerichteten Lichtstrahls wird von dem zweiten Strahlenteiler 38 auf einen mit dem Mikrocomputer gekoppelten Flächensensor 39 umgelenkt, welcher ein Maß der X- und Y-Position des Lichtstrahles zu jedem Zeitpunkt an den Mikrocomputer liefert.

Das holographische Element 28 arbeitet als eine Linse, die das von der Lichtquelle 30 erzeugte, vom dem Strahlenteiler 34 und dem Scanner 36 durch den Strahlenteiler 38 auf jeden beliebigen Bereich des holographischen Elementes reflektierte Licht

auf einen festliegenden Brennpunkt 40 fokussiert, der im Idealfall mit dem Zentrum des Krümmungsradius des zu prüfenden Auges zusammenfällt. Für den Moment wird das Problem des genauen Positionierens des Patienten vernachlässigt, so daß der Mittelpunkt des zu prüfenden Auges in Bezug auf den Brennpunkt 40 des holographischen Elementes genau positioniert ist, dann arbeitet das System folgendermaßen: Der HeNe-Laser erzeugt einen roten Strahl monochromatischen Lichtes von 632,8 nm, dieser Lichtstrahl wird von dem Strahlenteiler 34 zum Teil auf den Scanner 36 reflektiert. Der Scanner 36 wiederum ist mit dem Mikrocomputer 20 gekoppelt und wird veranlaßt, den Lichtstrahl in einem vorbestimmten Scan-Muster auf das holographische Element 28 zu richten. Diesbezüglich können, wie nachfolgend zu sehen sein wird, verschiedene Scannertypen verwendet werden, von denen einige von dem Mikrocomputer 20 gesteuert werden können, während andere selbstscannende Typen
sein können, die einige Signale dem Mikrocomputer 20 liefern, um diesen über die augenblickliche Scan-Position zu informieren, entweder durch den Sensor 39 oder durch andere unmittelbar mit dem Scanner gekoppelte Mittel.

In jedem Fall wird der vom Scanner auf jede beliebige Fläche des holographischen Elementes projektierte Lichtstrahl im Brennpunkt 40 hinter dem holographischen Element fokussiert und fällt in Abhängigkeit von der augenblicklichen Scan-Position auf einen Teilbereich der Cornea (Hornhaut des Auges). Wenn das zu prüfende Auge perfekt positioniert ist und die Cornea-Oberflache perfekt kugelförmig (spherical) ist, wird ein Teil des Lichtstrahles entlang einer den einfallenden Lichtstrahl enthaltenden Linie direkt reflektiert. Wenn z. B. der Scanner einen Lichtstrahl entlang der Linie 42 in irgendeinem bestimmten Augenblick richtet, wird das holographische Element 28 diesen Lichtstrahl entlang der Linie 44 auf die Cornea des zu prüfenden Auges weiterrichten. Eine perfekt kugelförmige, perfekt positionierte Cornea wird einen Teil die

ses einfallenden Lichtstrahls entlang der Linie 44 reflektieren, daß holographische Element wiederum wird den reflektierten Lichtstrahl entlang der Linie 42 zum Scanner 36 fokussieren. Der zweite Strahlenteiler 38 wiederum reflektiert einen Teil des von der Oberfläche der Cornea reflektierten Lichtes auf einen Flächensensor 46, der ein elektrisches Output-Signal dem Mikrocomputer 20 liefert, das für die Position des reflektierten Lichtstrahles auf dem Flächensensor kennzeichnend ist. Geeignet als solche Flächensensoren (d. h., zweidimensionale Sensoren) sind Fotodiodenfelder, obwohl Sensoren verschiedener Typen gewünschtenfalls auch benutzt werden können. Wenn, andererseits, der Teil der Corneaoberflachen, auf die der ankommende Lichtstrahl zu einem beliebigen Zeitpunkt einfällt kein Kugelflächenelement mit Mittelpunkt im Brennpunkt 40 ist, wird der reflektierte Teil des einfallenden Lichtes in einem Winkel zur Richtung des einfallenden Lichtstrahles reflektiert und von dem holographischen Element 28 zurückgeschickt und von dem zweiten Strahlenteiler 38 zum Teil reflektiert um auf den Flächensensor 46 bei einer X/Y-Position einzufallen, die von der Richtung und dem Grad der nicht Übereinstimmung der betroffenen Fläche der Cornea mit der idealen, theoretisch kugelförmigen Charakteristik abhängt. Entsprechend ist das elektrische Output-Signal des Flächensensors 46 ein Maß für beides: Die Richtung und den Grad der Abweichung der Krümmung der lokalen Fläche der Cornea von der theoretisch kugelförmigen Kontur.

In der bisherigen Beschreibung wurde angenommen, daß das Auge des zu untersuchenden Patienten bezüglich des Brennpunktes 40 des holographischen Elementes perfekt positioniert war. Dies kann natürlich nur annähernd erreicht werden, obwohl dies in der bevorzugten Ausführungsform im Ergebnis während des Scannens kontinuierlich überwacht werden kann, um das Einhalten der Anforderungen während der Datenerfassungsphase einer

Prüfung festzustellen. Im einzelnen wird in einer bevorzugten Ausführungsform ein Lichtsystem, schematisch durch Leuchtfeld (light array) 48 dargestellt, welches aus einem zentralen Ziel (target), auf das der Patient fokussiert werden soll, einem oberen und unteren Lichtpaar, einem linken und rechten Lichtpaar und einem abschließenden vorderen und hinterem Lichtpaar besteht. Da das holographische Element 28 im Ergebnis im wesentlichen transparent ist, kann der Patient das Lichtfeld 48 leicht erkennen und entsprechend seinen Kopf rauf und runter, links und rechts und vor und zurück bewegen, wie es zum Intensitätsausgleich aller Lichter erforderlich ist. Die Lichter selbst werden vom Mikrocomputer aufgrund von Daten gesteuert, die während des kontinuierlichen Scannens der Cornea gesammelt werden. Sogesehen werden die aufgenommenen Daten (vielleicht nur einige Punkte zu Ausrichtungszwecken) das Nichtfluchten der X-Achse durch Asymmetrie in den Daten entlang der Horizontalen, daß Nichtfluchten der Y-Achse durch Asymmetrie in den Daten entlang der Vertikalen sowie Z-Achsen-Fehler (vor und zurück) durch Reflektion von auf die Cornea einfallenden Strahlen entlang der Linien, die näher an oder weiter entfernt von der optischen Achse des Systems als der einfallende Strahl sind, klar anzeigen.

Eine andere Ausrichtungsmöglichkeit besteht darin, daß Auge am Anfang oder periodisch mit Flutlicht zu bestrahlen anstatt das Auge zu scannen. Wenn z. B. der Scanner ein Scanner vom HoIogon-Typ ist (nachfolgend noch mehr im einzelnen beschrieben) , wird ein Element den Lichtstrahl streuen anstatt ihn umzulenken. Eine ideale Cornea, die perfekt positioniert ist, wird alles einfallende Licht entlang der einfallenden Linien reflektieren, was in dem beleuchteten Flächensensor 46 zu einem Lichtfleck (Spot) in seinem Mittelpunkt führt. Die beste Flucht ist dann erreicht, wenn der Spot seine schmälste Ausdehnung hat (die vordere und hintere Position ist korrekt) und auf der Fläche des Sensors zentriert ist (X- und Y-Position

korrekt). Das Lichtfeld 48 erlaubt es also, daß der Patient selbst die Augenposition für die X-, Y- und Z-Position anpaßt, und daß ein Soll (target) geliefert wird, um die Mittellinie in der gewünschten Richtung aufrechtzuerhalten.

Das Maß der Z-Position des vordersten Punktes auf der Cornea ist ebenfalls wichtig und sollte sorgfältig gemessen werden, um einen Z-Achsen-Referenzpunkt zu liefern, um die Datenverdichtung zu vereinfachen. Im Kern liefert dieses Maß eine Maßstabs- oder Größenreferenz für die zu scannende Cornea, während die normalen Scan-Daten lokale Neigungs-Daten liefern, die für die absolute Größe nicht kennzeichnend ist. Zu diesem Zweck passiert in diesem Ausführungsbeispiel ein Teil des Lichtstrahles (optische Achse) 32 durch den Strahlenteiler 34, um entlang der Linie 50 auf das holographische Element gerichtet zu werden. Dieser Lichtstrahl, der zur Oberfläche des holographischen Elementes 28 normal gerichtet ist, wird auf einen Punkt vor dem Brennpunkt 40, der nominell der Mittelpunkt der Cornea eines mittelgroßen theoretische idealen Auges ist, gerichtet. Wenn die zu prüfende Cornea tatsächlich so positioniert und so groß ist, wird das auf die Cornea entlang der Linie 52 einfallende Licht von dieser Oberfläche entlang einer Linie 54 reflektiert, unter Passieren durch das holographische Element 28 auf eine Linie 56 zurückgerichtet, um auch den Mittelpunkt eines Linearsensors 58 einzufallen. Wie in Figur 1 gezeigt, wird die Position des vordersten Punktes (kleine Fläche) der Cornea in der Z-Richtung zum holographischen Element das auf den Linearsensor 58 einfallende Licht veranlassen, in einer höheren Position auf den Sensor einzufallen, während eine Bewegung der Cornea fort vom holographischen Element den reflektierten Teil des auf dem Sensor einfallenden Lichtes veranlassen wird, in einer niedrigeren Position darauf aufzutreffen; hierdurch wird einem Mikrocomputer eine kontinuierliche Information bezüglich der Z-Position der Front der Cornea geliefert. In der bevorzugten Ausführungsform ist die

Lichtquelle in einer Anordnung 51 untergebracht und die Sensorvorrichtung in einer Anordnung 57, von denen beide unisono zur optischen Achse hin und von ihr fort verschiebbar sind, um den Output des Linearsensors 58 auf 0 zu stellen. Die Positon des Lichtquellenapparates und des Sensorapparates bei einem O-Output des Sensors ist für die Position des vorderen Punktes der Cornea kennzeichnend. Dies ist weit genauer als lediglich den Sensor-Output für die Z-Position zu messen, da es den Effekt der Cornea-Größe und -Ungleichmäßigkeit von solchen Ablesungen im wesentlichen eliminiert. Schließlich gewährleisten optischen Elemente 53 und 59 - typischerweise einzelne Linsen - , einen geeigneten Brennpunkt des auf die Cornea einfallenden Lichtstrahles sowie entsprechendes Sammeln des Lichtes auf dem Sensor.

Offensichtlich können - gemäß einer weiteren Ausführungsform das holographische Element, der Scanner, der Laser, die Strahlenteiler und Detektoren als Teil einer justierbaren Plattform unter Steuerung des Computers angeordnet sein, um die Position der Funktionselemente des Scanning-Keratometers bezüglich des Patientenauges derart zu justieren, daß die relative Positionierung automatisch erfolgt und ausschließlich erfordert, daß der Patient ruhig verbleibt und das Auge auf ein geeignetes sichtbares Ziel richtet. Dies ist in Figur 2 dargestellt, welche ein schematisches Diagramm ähnlich der Figur 1 ist, aber die Bewegbarkeit der Scanninganordnung unter Steuerung des Mikrocomputers 20 darstellt. Insbesondere ist bei dieser Ausführungsform der vordere Teil der Scanninganordnung auf dem Rahmen des Keratometers befestigt, der schematisch durch Teil 60 dargestellt ist, und diesbezüglich vor- und zurückschiebbar ist, als auch in einem gewissen Umfang um sowohl die X als auch die Y Achsen rotierbar ist. Das andere Ende der Anordnung ist auf dem Rahmen mittels Schrittmotoren angeordnet dargestellt sowie Verstellschraubenspindel-Anordnungen 62, 64 und 66, die die Justierbarkeit am hinteren Ende der Anordnung in der X-,

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Y- und Z-Richtung für Z-Achsen-Bewegung und X- und Y-Achsen-Rotation ermöglichen.

In einem solchen System würde eine Art sichtbares Ziel, wie z. B. Leuchten 48, dem Patienten (und/oder Arzt) dargeboten, damit der Patient darauf fokussiert wird und die Kopfbewegung des Patienten geführt wird, um die Augenposition in den Bereich des Systems zu bringen.

Danach können X-, Y- und Z-Positions-Fehler für die Steuerung der Schrittmotoren (62, 64 und 66) in der vorerwähnten Weise bestimmt werden, wobei das System in seinem normalen Scan-Modus arbeitet. Im besonderen können Daten von einem oder mehreren Punkten einer gegebenen Distanz oder Distanzen von dem gewünschten Zentrum der Cornea in einer Richtung verglichen werden mit Daten von einer oder mehreren korrespondierenden Punkten derselben Position auf der anderen Seite des gewünschten Zentrums der Cornea. Während die an dem entsprechenden Schrittmotor anzubringende Korrektur eine nichtlineare Funktion der Differenz in den Daten zwischen der rechten und linken Seite sein wird, kann eine einfache Tabelle, die im Speicher des Mikrocomputers gespeichert ist, auf einfache Weise die erforderliche Korrektur, basierend auf den gewonnenen Daten ermöglichen. Natürlich kann dieselbe Prozedur für die X-Achsen-Korrektur benutzt werden, ebenfalls mit der mittleren Konvergenz oder Divergenz es reflektierten Lichtstrahls, die Vor- und Zurück- oder X-Achsen-Fehler anzeigen. Auf diese Weise werden Erste -Ordhungs-X-, -Y- und -Z-Korrketuren während eines einzelnen Scanns der Cornea, welcher bevorzugt etwa 1/10-tel einer Sekunde dauert, auf einfache Weise ermöglicht, wenn man sich erst einmal innerhalb der Steuerbreite befindet. Selbst wenn eine zweiter-Ordnung-Korrektur gewünscht ist kann - entsprechend - der nach der ersten Korrektur verbleibende Fehler beim nächsten Scan bestimmt werden, um eine weitere Feinjustierung zu liefern, wobei die ganze Prozedur nur einen

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kleinen Bruchteil einer Sekunde für ein ordnungsgemäßes Ausrichten in Anspruch nimmt. Natürlich können auch andere Arten automatischer Bewegungssysteme auf einfache Weise vorgesehen und in der beschriebenen Weise wie gewünscht benutzt werden, wie z. B. Systeme, die eine Translation des Scan-Apparates entlang jeder der drei Raumachsen ermöglichen, weil die X- und Y- Korrektur durch die entsprechende Translation des Systems durchgeführt werden kann, wie entgegengesetzt zur Richtungsänderung der optischen Achse des Systems wie in der Ausführungsform gemäß Figur 2 schematisch dargestellt.

Jedenfalls, wenn sich die Ausrichtung der X-,Y- und Z-Achse innerhalb dem gewünschten anfänglichen Ausrichtbereich befinden, werden eine relativ große Anzahl von Scan-Ablesungen hintereinander durchgeführt, typischerweise innerhalb eines Bruchteils einer Sekunde. In dieser Beziehung können etwa in der Größenordnung von 1.000 Ablesungen in annähernd einer 1/10-tel Sekunde durchgeführt werden, während welcher Zeit die Z-Achsen-Position der Cornea wiederholt angezeigt wird. Jedes gewünschte Scan-Muster kann natürlich benutzt werden, obwohl wegen der relativ großen Anzahl von Punkten und der Tatsache, daß ein perfektes Fluchten der Cornea weder durchführbar noch erforderlich ist, ein X, Y raster-ähnlicher Scan bevorzugt wird.

Wenn das Auge des Patienten sich während des Scannens außerhalb des festgelegten Bereiches bewegt, wird das Scannen unterbrochen und die Prozedur des wieder Ausrichtens
wiederholt. Wenn andererseits das Auge innerhalb des festgelegten Bereiches verbleibt werden eine Anzahl von Scans, vorzugsweise mindestens drei, durchgeführt und die Daten für jeden in geeigneter Weise aufgenommen. Da die Arbeitsgeschwindigkeit des Systems im allgemeinen von der Ansprechzeit des Flächensensors 46 begrenzt ist, im Gegensatz zur Geschwindigkeit des Mikrocomputers, können Punkte auf jeglichem aufeinanerfolgenden Scan mit dem entsprechenden Punkt des vorangehen-

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den Scans verglichen werden, so daß der Scanvorgang automatisch abbricht, wenn irgendwelche Punkte zu unähnlich sind, wodurch das erneute Ausrichten durchgeführt werden kann. Wenn auf der anderen Seite alle Punkte innerhalb eines bestimmten Bereiches fallen, können Neigungsfehler berechnet werden und eine topographische Darstellung des Auges vorbereitet und auf dem Display und/oder einem Ausdruck in jeder beliebigen Form dargeboten werden. Diesbezüglich kann das erlaubte Abweichungsmaß zwischen Punkten in aufeinanderfolgenden Scans sich erheblich unterscheiden von und, insbesondere, kleiner sein als das korrespondierende Maß der anfänglichen Ausrichtung der Cornea, da die Ausrichtung der Cornea in erster Linie sicherstellen soll, daß die Vorrichtung innerhalb ihres vorbestimmten Arbeitsbereiches ordnungsgemäß arbeitet, während die Verschiedenheit von nacheinanderfolgenden Datenpunkten Bewegungen der Cornea während der Datenerfassung anzeigt, welche Bewegung, selbst wenn sie völlig innerhalb der erlaubbaren anfänglichen Corneaposition ist, sofort Fehler in den Daten erzeugen wird.

Wie bereits beschrieben, ist die Lichtquelle 30 vorzugsweise ein Niederenergie-HeNe-Laser, obwohl andere Lichtquellen ohne weiteres genutzt werden können, vorausgesetzt, daß sie hinreichend monochromatisch sind, um das Arbeiten des holographischen Elementes innerhalb der erforderlichen Grenzen zu gewährleisten. Die Strahlenteiler 34 und 38 können aus Standardkonstruktionen bestehen, insbesondere aus versilberten Spiegeln, die für diesen Zweck besonders geeignet sind. Andererseits kann der Scanner 36 verschiedene Formen annehmen, von denen jede verschiedene Vorteile in dem betreffenden System haben. Z. B. kann der Scanner 36 ein Paar von einachsigen oder ein doppelachsiger Schwingspulen-Scanner sein, d. h., daß Schwingspulen-Treiber einen oder mehrere Spiegel in Winkelablenkungen treiben. Solche Scanner haben den Vorteil relativ geringer Kosten und haben eine geeignete Frequenzempfindlichkeit für den Anwendungszweck. In dieser Beziehung ist die Scanner-Posi-

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tionsgenauigkeit nicht allzu kritische bei dieser Anwendung, da Cornea-Abweichungen vom Kugelideal allmählich sind, so daß ein Scanner-Positionsfehler von 1 oder 2 % nur zu sehr kleinen Fehlern imAblesewert Anlaß gibt. Ähnlich können auch piezoelektrisch getriebene Scanner verwendet werden, wobei alle der vorerwähnten Scannertypen durch das gewünschte Scanning-Muster getrieben werden oder mittels eines Mikrocomputers durch das gewünschte Scanning-Muster servogesteuert werden.

Eine andere für die Verwendung bei der Erfindung interessante Scannerform ist das Hologon. Ein solcher Scanner benutzt ein rotierendes Teil, durch welches der monochromatische Lichtstrahl gelenkt wird, wobei das rotierende Teil nacheinander verschiedene holographische Elemente oder verschiedene Bereiche eines einzigen holographischen Elementes, von dene jedes seinen eigene Charakteristik aufweist, zur Ausrichtung mit dem Lichtstrahl bringt, um so den Lichtstrahl nacheinander entsprechend den Charakteristiken jedes der Elemente oder der Elementbereiche abzulenken. Ein solcher Scanner hat für die Erfindung gewisse Vorteile, da er im Ergebnis den Lichtstrahl von Punkt zu Punkt des Scanning-Musters hüpfen (to step) läßt und zwar unabhängig von der dynamischen Empfindlichkeit einer offenen Schleife oder eines servogesteuerten konventionellen mechanischen Scanners. Eine einzige solche rotierende Scheibe könnte verwendet werden um die X- und Y-Ablenkung herbeizuführen, obwohl eine relativ große Zahl von Elementen auf der Scheibe erforderlich wären. Bevorzugt wird ein Paar solcher Scheiben verwendet, die mit gemeinsamen (cooperative) Geschwindigkeiten rotieren um eine scanähnliche Raster-X- und Y-Abtastung der Scanfläche zu erreichen. Gewünschtenfalls könnte eine die Scanfläche außerhalb der Sequenz abtasten oder eventuell bestimmte Scanlinien einige Male während eines gegebenen CorneaScanns wiederholen, wie z. B. Scan-Linien wiederholen, die deutlich oberhalb oder unterhalb des Zentrums der Cornea liegen, wobei diese beiden Linien während der Datenverdichtung

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benutzt werden könnten, um eine Abschätzung erster Ordnung und eine Korrektur der X-, Y- und Z-Achsen-Bewegung des Auges während der Phase des Corneaflächen-Scanns (Datenerfassung) ermöglichst wird. Ebenso wird ein periodisches Ausleuchten des Auges mit Licht während des Scanns Daten bereitstellen, von denen die Augenbewegung zum Zwecke der Datenkorrektur berechnet werden können.

Es sind hier neue Formen von Scanning-Keratometern beschrieben worden, welche den Vorteil von Geschwindigkeit, einfachem Gebrauch, Genauigkeit und geringen Kosten haben. Während die Erfindung im generellen Zusammenhang mit diagnostischen Untersuchungen beschrieben wurde, kann sie auch während augenchirugischer Eingriffe wie Katarakt-Chirugie, radialer Keratotomie usw. verwendet werden, um den Zustand der Cornea darzustellen. In dieser Hinsicht ist seine Verwendung nicht auf die des konventionellen Keratometers begrenzt, sondern es kann auch für andere Zwecke verwendet werden wie beispielsweise um die Breite oder Tiefe von mit einem Diamantmesser oder Laser während einer radialen Keratotomie vorgenommenen Einschnitte zu messen. Während bevorzugte Ausführungsformen offenbart und hier beschrieben wurden, ist es für den Fachmann dieses Sachgebietes auch naheliegend, verschiedene Veränderungen in Aufbau und im Detail vorzunehmen, ohne sich von Erfindungsgedanken und Erfindungsumfang zu entfernen.

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Claims

Ansprüche

1. Scanning-Keratometer mit

einem Lichtquellenmittel zum Liefern eines Strahls von im wesentlichen monochromatischen Licht,

einem Ablenk-Mittel zum Ablenken des Lichtstrahls von dem Lichtquellenmittel in einem vorbestimmten Muster,
einem holographischen Element zum Fokussieren von auf eine erste Fläche des holographischen Elementes einfallendem monochromatischen Licht aus der Lichtquelle und dem Ablenkmittel in einen festgelegten ersten außerhalb der zweiten Fläche des holographischen Elementes gelegenen Brennpunkt und

Abtastmitteln zum Abtasten der relativen Position des auf den festgelegten Brennpunkt gerichteten und zurück durch das holographische Element von der Oberfläche der Cornea eines mit seinem, Mittelpunkt annähernd in dem ersten Brennpunkt positionierten Auges reflektierten Teiles des Lichtstrahles.

2. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Abtastmittel einen Strahlenteiler und einen zweidimensionalen Lichtsensor aufweist, wobei der Strahlenteiler zwischen dem Ablenkmittel und dem holographischen Element positioniert ist, um von dem holographischen Element zurückkehrendes Licht auf den Lichtsensor umzulenken, daß der Lichtsensor derart positioniert ist, daß sein ungefähres Zentrum in einem zweiten Brennpunkt positioniert ist, daß der zweite Brennpunkt der Brennpunkt für von der Cornea entlang der Linien durch den ersten Brennpunkt reflektierten Lichtes ist, so daß der Output des Abtastmittels kennzeichnend'ist für die Richtung und den
Grad der Ablenkung der lokalen Fläche der mit dem Lichtstrahl beleuchteten Cornea von einem kugeltreuen Segment, welches sein Zentrum in dem ersten Brennpunkt hat.,

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3. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch visuelle, durch die zweite Fläche des holographischen Elementes sichtbare Ausrichtungsmittel zum Führen des Patienten in der Augenbewegung zum Ausrichten des Auges in einer mit dem holographischen Element parallelen Ebene für die Ausrichtung in X-, Y- und Z-Richtung des Zentrums des Auges auf den ersten Brennpunkt.

4. Scanning-Keratometer nach Anspruch 3, gekennzeichnet durch mit den Ablenkmitteln und den Abtastmitteln gekoppelte Computermittel zum Aufzeichnen des Output der Abtastmittel in vorbestimmten Positionen der Ablenkmittel.

5. Scanning-Keratometer nach Anspruch 4, gekennzeichnet durch einen zweiten Sensor und Lichtstrahlen-Richtmittel, wobei die Richtmittel Mittel zum Richten eines Teils des Lichtes aus der Lichtquelle auf das holographische Element sind, das dadurch gebrochen wird um auf die vordere Region der Cornea des mit seinem Zentrum in dem ersten Brennpunkt positionierten Auges aufzutreffen, wobei der zweite Sensor positioniert ist, um von der vordersten Region der Cornea eines in dem ersten Brennpunkt positionierten Auges reflektiertes und durch das holographische Element wieder gebrochenes Licht aufzufangen, so daß der Output des zweiten Sensors kennzeichnend für den Z-Abstand der Front der Cornea von dem ersten Brennpunkt zum holographischen Element hin ist.

6. Scanning-Keratometer nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite Sensor mit dem Computermittel zum Liefern eines Signales mit diesem gekoppelt ist, wobei das Signal für den Z-Abstand (Z distance alignment) der zu scannenden Cornea kennzeichnend ist.

7. Scanning-Keratometer nach Anspruch 6, dadurch gekennzeich-

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net, daß die Lichtstrahlen-Richtmittel und der zweite. Sensor sich translatorisch auf die optische Achse des Scanning-Keratometers in Abhängigkeit vom Output des zweiten Sensors hin und von ihr fort bewegen können.

8. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle, die Ablenkmittel, das holographische Element und die Abtastmittel eine bewegbare Einheit aufweisen und daß ferner eine stationäre Rahmenanordnung und Antriebsmittel vorgesehen sind, daß die bewegbare Einheit auf der stationären Rahmenanordnung für Bewegungen relativ zu dieser montiert ist, daß die Antriebsmittel zwischen der stationären Rahmenanordnung und der bewegbaren Einheit gekuppelt sind und ferner mit den Computermitteln gekuppelt sind, daß die Antriebsmittel auf ihnen von den Computermitteln gelieferte Signale reagieren um die bewegbare Einheit entsprechend zu Positionieren, so daß der Output der Abtastmittel dann, wenn das Auge des Patienten ungefähr positioniert ist, benutzt werden kann, um die Antriebsmittel zu steuern, um die bewegbare Einheit bezüglich des zu Scannenden Auges genau zu Positionieren bevor der Output der Abtastmittel in vorgegebenen Positionen der Ablenkmittel aufgezeichnet wird.

9. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch mit den Ablenkmitteln und den Abtastmitteln gekoppelte Comp zum Aufzeichnen des Output der Abtastmittel in vorbestimmten Positionen der Ablenkmittel.

10. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle eine Niederenergie-Laserlichtquelle ist.

11. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Ablenkmittel ein Hologon aufweisen.

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12. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Ablenkmittel ein Paar mit kooperierenden (cooperative) Geschwindigkeiten rotierenden Halogonen aufweisen, so daß ein Hologon die Ablenkung des Lichtstrahls in eine erste Richtung ermöglichen kann und das zweite Hologon eine Ablenkung des Lichtstrahls in eine zweite Richtung ermöglichen kann.

13. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Mittel zum Fluten der Cornea mit Licht aus der Lichtquelle der Gestalt, daß die Position und Größe des Flecks des reflektierten Lichtes auf dem Sensor als kennzeichnend für die X-, Y- und Z-Positionsfehler verwendbar ist.

14. Scanning-Keratometer nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch zweite Abtastmittel zum Messen der durch die Ablenkmittel verursachten Ablenkung des Lichtstrahls.

15. Scanning-Keratometer mit

einer Laserlichtquelle zum Bereitstellen eines Lichtstrahls von im wesentlichen monochromatischem Licht,
doppelachsigen Ablenkmitteln zum Ablenken des Lichtstrahles aus der Lichtquelle in einem vorbestimmten Muster,
einem holographischen Element zum Fokussieren von auf seine erste Fläche einfallendem monochromatischen Licht aus der Lichtquelle und den Ablenkmitteln in einen festgelegten ersten außerhalb einer zweiten Fläche des holographischen Elementes gelegenen Brennpunkt,
Abtastmitteln zum Abtasten der Relativposition des auf den festgelegten Brennpunkt gerichteten und durch das holographische Element hindurch von der Oberfläche der Cornea des mit seinem Zentrum annähernd in dem ersten Brennpunkt positionierten Auges reflektierten Teiles des Lichtstrahles und
mit den Ablenkmitteln und den Abtastmitteln gekoppelten

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Computermittel zum Aufzeichnen des Output der Abtastmittel in vorbestimmten Positionen der Ablenkmittel.

16. Scanning-Keratometer nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Abtastmittel einen Strahlenteiler und einen zweidimensionalen Lichtsensor aufweisen, daß der Strahlenteiler zwischen den Ablenkmitteln und dem holographischen Element zum Ablenken des von dem holographischen Element zu dem Lichtsensor zurückkehrenden Lichtes positioniert ist, daß der Lichtsensor derart positioniert ist, daß sein ungefähres Zentrum in einem zweiten Brennpunkt positioniert ist, daß der zweite Brennpunkt der Brennpunkt des von der Cornea entlang beliebiger Linien durch den ersten Brennpunkt reflektierten Lichtes ist, wodurch der Output der Abtastmittel für die Richtung und den Grad der Abweichung der lokalen Fläche der von dem Lichtstrahl beleuchteten Cornea von einem kugeltreuen Segment, dessen Mittelpunkt in dem ersten Brennpunkt liegt, kennzeichnend ist.

17. Scanning-Keratometer nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle, die Ablenkmittel, das holographische Element und die Abtastmittel eine bewegbare Einheit aufweisen und daß das Scanning-Keratometer eine stationäre Rahmenanordnung und Antriebsmittel aufweist, daß die bewegbare Einheit auf der stationären Rahmenanordnung für Bewegungen bezüglich dieser montiert ist, daß die Antriebsmittel zwischen der stationären Rahmenanordnung und der bewegbaren Einheit sowie ferner mit den Computermitteln gekoppelt sind, daß die Antriebsmittel auf ihnen von den Computermitteln gelieferte Signale reagieren, um die bewegbare Einheit dementsprechend zu Positionieren, wodurch, wenn das Auge des Patienten annähernd positioniert ist, der Output der Abtastmittel zum Steuern der Antriebsmittel verwendbar ist, um die bewegbare Ein-

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heit bezüglich des zu scannenden Auges genau zu positionieren, bevor der Output der Abtastmittel in vorbestimmten Postionen der Ablenkmittel aufgezeichnet wird.

18. Scanning-Keratometer nach Anspruch 17, gekennzeichnet durch durch die zweite Fläche des holographischen Elementes sichtbare Mittel zum visuellen Ausrichten, wobei das visuelle Ausrichtungsmittel ein Mittel zum Führen des Patienten in der Augenbewegung zum Ausrichten des Auges in der X-, Y- und Z-Richtung des Zentrums des Auges auf den ersten Brennpunkt ist.

19. Scanning-Keratometer nach Anspruch 17, gekennzeichnet durch einen zweiten Sensor, wobei ein Teil des Lichtes von der Lichtquelle auf das holographische Element gerichtet wird um dadurch gebrochen zu werden und auf die vordere Region der Cornea des mit seinem Zentrum in dem ersten Brennpunkt positionierten Auges einzufallen, wobei der zweite Sensor zum Auffangen des von der vordersten Region der Cornea des im ersten Brennpunkt positionierten Auges reflektierten und wieder durch das holographische Element gebrochenen Lichtes positioniert ist, wodurch der zweite Sensor für den Z-Abstand der Corneafront kennzeichnend ist.