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Technischer Bereich
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Die
Erfindung betrifft ein ophtalmologisches Wellenfrontaberrationsdiagnosewerkzeug
mit optischen Komponenten, durch die seine Empfindlichkeit verbessert
wird. Die Erfindung betrifft außerdem
Systeme, in denen ein verbessertes Werkzeug für die refraktive Augenchirurgie
verwendet wird.
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Hintergrundtechnik
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Im
Bereich der Ophtalmologie oder Augenheilkunde wurden in den letzten
Jahren große
Fortschritte in der Entwicklung refraktiver Behandlungen zum Korrigieren
von Sehfehlern des Auges gemacht. Diese Techniken wurden aus früheren radialen
Keratotomietechniken entwickelt, in denen der Hornhaut durch Schlitze
in der Hornhaut ermöglicht
wurde, sich zu entspannen und umzuformen, um Techniken bereitzustellen,
wie beispielsweise photorefraktive Keratektomie ("PRK"), äußere lamellare
Keratektomie ("ALK"), Laser in situ
Keratomileusis ("LASIK") und thermische
Techniken, z.B. thermische Laserkeratoplastie ("LTK").
Ziel aller dieser Techniken ist es, eine relativ schnelle, jedoch
anhaltende Sehfehlerkorrektur zu erreichen.
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Durch
die Entwicklung und Weiterentwicklungen oder Verfeinerungen dieser
Techniken wurde eine größere Präzision in
der refraktiven oder Brechungsfehlerkorrektur erreicht. In frühen Behandlungsarten
war die Präzision
der Korrektur re lativ grob. Eine Korrektur mit einer Toleranz von
z.B. plus/minus einer Dioptrie der gewünschten Korrektur für Kurzsichtigkeit
oder Myopie wäre
als sehr gutes Ergebnis betrachtet worden. Die Behandlungsarten wurden
zunehmend weiterentwickelt und verfeinert, so daß eine Korrektur schwierigerer
oder subtilerer Defekte ermöglicht
wurde. Kurzsichtigkeit (Myopie) und Weitsichtigkeit (Hyperopie)
können
nun durch herkömmliche
Techniken mit hoher Präzision
korrigiert werden, und unter Verwendung von Excimerlasern können auch
Effekte höherer
Ordnung, z.B. Aspherizität
und ungleichmäßige Stabsichtigkeit
(Astigmatismus), korrigiert werden.
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Gleichzeitig
wurden auch die Diagnosewerkzeuge zum Bestimmen, welche Korrektur
erforderlich ist, weiterentwickelt. Durch Verwendung von Topografiesystemen
können
Sehfehler unabhängig
von ihrer "Gleichmäßigkeit" bestimmt und korrigiert
werden. Solche Techniken sind im US-Patent Nr. 5891132 mit dem Titel "Distributed Excimer
Laser System", erteilt
am 6. April 1999, beschrieben. Durch verschiedene neuartige Topografiesysteme,
Pachymetriesysteme, Wellenfrontsensoren und allgemein durch Brechungsfehlererfassungssysteme
kann nicht nur der Myopie-, Hyperopie- und Astigmatismusgrad bestimmt
werden, sondern können
auch Aberrationen höherer
Ordnung der Brechungseigenschaften des Auges erfaßt werden.
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Die
Erfassung von Wellenfrontaberrationen im menschlichen Auge für intraokulare
Chirurgie und zur Herstellung von Kontaktlinsen und intraokularen Linsen
ist beispielsweise in "Objective
measurement of wave aberrations of the human eye with the use of a
Hartman-Shack wave-front Sensor",
Liang et al., Journal of the Optical Society of America, Bd. 11,
Nr. 7, Juli 1994, Seiten 1–9,
beschrieben. Diese Technik wird unter Bezug auf 1 zusammengefaßt dargestellt.
Ein Lichtstrahl von einer Laserdiode oder einer anderen geeigne ten
Lichtquelle wird zur Pupille hin gerichtet und trifft auf die Netzhaut
auf. Ein Strahl (oder eine Wellenfront, wie in 1 beschrieben) wird
durch die Netzhaut reflektiert und tritt aus der Pupille aus. Typischerweise
folgen das ankommende oder einfallende und das austretende Licht
einem gemeinsamen Weg; das ankommende Licht wird durch einen Strahlenteiler
in den gemeinsamen optischen Weg gebracht. Der austretende Strahl
wird einem Hartmann-Shack-Detektor zugeführt, um die Aberrationen zu
erfassen. Ein solcher Detektor weist eine Anordnung oder Matrix
aus kleinen Linsen auf, die das Licht in eine Anordnung oder Matrix
von Lichtflecken aufbrechen und die Lichtflecken auf einen Ladungskopplungsdetektor
(in 1 nicht dargestellt) oder einen anderen zweidimensionalen
Lichtdetektor fokussieren. Jeder Lichtfleck wird lokalisiert, um
seine Verschiebung Δ bezüglich der
Position zu bestimmen, die er bei Abwesenheit von Wellenfrontaberrationen
einnehmen würde,
und die Verschiebungen der Lichtflecken ermöglichen eine Rekonstruktion
der Wellenfront und damit die Erfassung der Aberrationen durch bekannte
mathematische Verfahren. In 1 bezeichnet θ die lokal
gemittelte Wellenfrontsteigung vor der Linsenanordnung und steht
mit der Lichtfleckverschiebung und der Brennweite der kleinen Linsen
durch θ = Δ/f in Beziehung,
wie für
Fachleute ersichtlich ist.
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Verbesserungen
der von Liang et al. dargestellten Technik werden in "Aberrations and retinal image
quality of the normal human eye",
J. Liang und D.R. Williams, Journal of the Optical Society of America,
Bd. 4, Nr. 11, November 1997, Seiten 2873–2883 und im US-Patent Nr.
5777719 von Williams et al. ("Williams") beschrieben. Williams
beschreibt Techniken zum Erfassen von Aberrationen und zum Verwenden
der so erfaßten
Aberrationen für die
Augenchirurgie und zum Herstellen intraokularer und von Kontaktlinsen.
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In
der internationalen Patentveröffentlichung WO/99/27334
(Internationale Anmeldung PCT/US97/21688) ("Frey")
wird eine weitere Modifikation unter Verwendung optischer Polarisationselemente
zum Steuern der Rückstreuung
von den Linsen in der Detektoranordnung beschrieben. Ähnlich wie
bei Williams wird von Frey vorgeschlagen, Daten vom Wellenfrontsensor
zu verwenden, um eine optische Korrektur für das untersuchte Auge zu entwickeln.
D.h., die so bestimmte optische Korrektur ist auf die durch den
Sensor vermessene Blende der Hornhaut begrenzt, z.B. auf einen Kreis
von 6 mm, auf den die Pupille des Auges erweitert war, als das Auge
vermessen wurde. Außerhalb
dieses Bereichs schlägt
Frey die Verwendung eines sich verjüngenden Übergangsbereichs einer partiellen
Ablation vor, um starke Änderungen
der Hornhautkrümmung
zu minimieren und dadurch Rückbildungen
zu reduzieren.
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Eine
frühere
Vorrichtung und Verfahren ist aus der DE-A-4 222 395 bekannt.
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Diese
Diagnosesysteme und -verfahren ermöglichen eine Korrektur sowohl
der Grundeffekte als auch der Effekte höherer Ordnung, insbesondere wenn
sie mit noch weiter verfeinerten Brechungskorrekturtechniken verwendet
werden, so daß die
Möglichkeit
besteht, daß eines
Tages Sehfehlerkorrekturen von besser als 20/20 die Norm sind. Es
besteht jedoch Bedarf an verbesserten Techniken zum Anwenden weiterentwickelter
Diagnosetechniken in der refraktiven Chirurgie.
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Beschreibung der Erfindung
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Die
Erfindung ist in den Ansprüchen
angegeben.
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Kurzbeschreibung der Zeichnungen
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1 zeigt
Prinzipien von Wellenfrontmessungen;
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2 zeigt
ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsensors zur Verwendung in einem
erfindungsgemäßen System;
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3 zeigt
ein Diagramm eines exemplarischen Fixationsbildes zur Verwendung
im Wellenfrontsensor von 2;
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4A und 4B zeigen
Diagramme von im Wellenfrontsensor von 2 verwendeten
Prismen;
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4C zeigt
ein Diagramm eines erfindungsgemäßen Antriebssystems
für die
Prismen von 5B;
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5A und 5B zeigen
Diagramme zum Darstellen typischer Daten, die durch den erfindungsgemäßen Wellenfrontsensor
von 2 zurückgesendet
werden;
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6 zeigt
ein Bild realer Daten, die von einem beispielsweise in 2 dargestellten
Wellenfrontsensor zurückgesendet
werden;
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7A und 7B zeigen
Darstellungen der durch einen Wellenfrontsensor zurückgesendeten
unscharfen Wellenfrontsensordaten sowie die Erzeugung eines Schwerpunkts
der Datenpunkte des Wellenfrontsensors;
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8A–8D zeigen
Diagramme zum Darstellen des mittleren Schwerpunktabstands;
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9 zeigt
einen Graphen des mittleren Schwerpunktabstands als Funktion von
Brechungskorrekturen;
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10A–10D zeigen Schnittansichten eines Auges zum Darstellen
von Brennpunkten während
eines Akkommodationsvorgangs;
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11 zeigt
eine Schnittansicht eines Auges zum Darstellen des Wellenfrontbeitrags
verschiedener Komponenten; und
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12 zeigt
Gleichungen zum Berechnen der Änderung
der Form einer Linse während
eines Akkommodationsvorgangs.
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Ausführungsformen
der Erfindung
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2 zeigt
ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsensors 300, der eine
bevorzugte Implementierung der vorliegenden Erfindung darstellt.
Der Wellenfrontsensor 300 arbeitet ähnlich wie der Wellenfrontsensor
von Williams, er weist jedoch bestimmte zusätzliche Merkmale auf, die ihn
besonders geeignet machen zum Empfangen von Irisdaten und zum Scharfstellen
des Fokus von Lichtflecken auf einem Sensor, der zum Bestimmen der
Wellenfrontaberrationen des Auges verwendet wird. Außerdem weisen Wellenfrontmeßvorrichtungen
im allgemeinen mehrere Merkmale auf, auch andere als die von Williams beschriebenen
Merkmale. Solche Vorrichtungen weisen Scanvorrichtungen auf, die
keine Linsenanordnung und Mehrstrahlvorrichtungen aufweisen, z.B. Tschering
Aberrometer und Strahlverfolgungsaberrometer. Allgemein fokussiert
der Wellenfrontsensor 300 Licht (typischerweise eines Lasers)
auf die Netzhaut eines Auges oder scannt bzw. tastet es ab und analysiert
dann das durch die Linse und die Hornhautoptik des Auges zurückkehrende
(z.B. von der Netzhaut zurückgestreute)
und auf eine Linsenanordnung abgebildete und durch sie fokussierte
Licht. Basierend auf optischen Aberrationen in den optischen Komponenten
des Auges entwickelt das System eine Gesamtwellenfrontaberrationsanalyse
aus dem zurückkehrenden
Licht. Im allgemeinen werden aus dem zurückkehrenden Licht, um die Analyse auszuführen, durch
eine Linsenmatrix virtuelle Bilder auf einem Sensor der Linsenkamera
erzeugt. Aus diesen Bildern entwickelt der Wellenfrontsensor eine Wellenfrontaberrationskarte,
aus der bestimmt werden kann, welche Korrekturen der optischen Augenkomponenten
erforderlich sind, durch die eine Normalsichtigkeit oder nahezu
eine Normalsichtigkeit (Emmetropie) nach Korrektur erhalten wird.
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Um
das Auge E des Patienten geeignet auszurichten, können zwei
in 2 dargestellte 660 nm Laserdioden 302 schräg zum Auge
E ausgerichtet werden. Wenn Lichtflecke von den Laserdioden 302 auf
dem Auge E des Patienten durch geeignetes Ausrichten des Wellenfrontsensors 300,
der Ausgangsstrahlen der Laserdioden 302 (oder der optischen
Elemente zum Ausrichten dieser Strahlen), des Patienten, oder auf
andere Weise zu einem einzigen Lichtfleck vereinigt werden, ist
das Auge E im oder etwa im präzisen
Brennpunktabstand vom Wellenfrontsensor 300 angeordnet.
Alternativ kann das Auge E des Patienten durch einen Arzt, einen
Techniker oder anderes medizinisches Fachpersonal durch visuelles
Betrachten eines Irisbildes des Auges E geeignet ausgerichtet werden,
um den korrekten Brennpunktabstand zu finden und die Gesamtbelichtung
des Auges E zu reduzieren. In diesem Fall sind die Laserdioden 302 nicht
erforderlich. Durch eine Lichtquelle oder eine Augenbeleuchtung 304 wird Licht
für eine
nachstehend beschriebene Pupillenkamera 328 bereitgestellt.
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Wenn
das Auge E einmal geeignet ausgerichtet ist, empfängt es Licht
von einer Lichtquelle 306 (z.B. von einer Laserdiode, wie
beispielsweise eine 780 nm Laserdiode) entlang eines optischen Weges
zum Auge E. Vorzugsweise weist die Laserdiode 306 mehr
als eine einstellbare Ausgangsleistung auf (d.h. sie arbeitet in
Zwei- oder Mehrleistungsmodi), mindestens eine niedrigere Leistung
für die
Ausrichtung und die Anfangsfokussierung und mindestens eine höhere Leistung
zum Erzeugen eines aus mehreren Lichtflecken bestehenden oder Mehrpunktbildes
in einem Sensor (z.B. einer Linsenkamera) 312, wie nachstehend
beschrieben wird. Beispielsweise sind typische niedrigere und höhere Leistungen
0,5 μW bzw.
30 μW. Diese
Leistungswerte sind von mehreren Faktoren abhängig, z.B. davon, wie lange
die Laserdiode 306 bei einer höheren Leistung betrieben werden
soll.
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Ein
Teil des Strahls von der Laserdiode 306 wird zunächst von
einem Strahlenteiler 308 (z.B. mit einem Lichtdurchlaßgrad von
80% und einem Reflexionsvermögen
von 20%) reflektiert. Der reflektierte Strahl durchläuft einen
Polarisationsstrahlenteiler 310, der den Rauschabstand
(bzw. die Signalintensität)
des von der Netzhaut des Auges zurückgestreuten Lichts verbessert,
das schließlich
durch die Linsenkamera 312 erfaßt wird, wie nachstehend diskutiert
wird. Der Strahlenteiler 310 polarisiert das von der Laserdiode 306 empfangene
Licht und läßt im allgemeinen
Licht durch, das entlang einer Richtung linear polarisiert ist und
reflektiert Licht, das in dieser Richtung nicht polarisiert ist.
Das polarisierte Licht durchläuft
dann eine Trombon-Anordnung 314,
die vorzugsweise ein oder mehrere Prismen aufweist, die als eine
Einheit oder ein in Bezug auf das andere bewegbar sind, wie nachstehend
in Verbindung mit den 4A und 4B diskutiert
wird, das verwendet wird, um den Fokus des Lichts von der Laserdiode 306 auf
die Netzhaut des Auges E einzustellen, wobei an diesem Punkt von
der Netzhaut auf die Linsenanordnung zurückgestreutes Licht korrekt
oder nahezu korrekt fokussiert sein wird. Das Licht von der Trombon-Anordnung 314 wird
von einem Spiegel 316 reflektiert, durchläuft einen
Strahlenteiler 318 (z.B. mit einem Reflexionsvermögen von
20% und einem Lichtdurchlaßgrad
von 80%) und dann ein λ/4-Plättchen oder
Wellenplätchen 320.
Das λ/4-Plättchen 320 ist
so ausgerichtet, daß es
aus dem linear polarisierten Licht im wesentlichen zirkular polarisiertes
Licht erzeugt. Die Bedeutung davon wird in der nachstehenden Diskussion
des vom Auge E zum Polarisationsstrahlenteiler 310 zurückgestreuten
Lichts ("zurückkehrenden
Lichts") ersichtlich.
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Nachdem
das Licht das λ/4-Plättchen 320 durchlaufen
hat, wird es auf die Netzhaut des Auges E fokussiert. Das Licht
wird von der Netzhaut zurückgestreut
oder reflektiert, und der zurückgestreute Lichtfleck
auf der Netzhaut läuft
dann durch die optischen Komponenten des Auges, z.B. über die
Linse und die Hornhaut, zurück.
Auf dem Rückweg
wird das zirkular polarisierte Licht durch das λ/4-Plättchen 320 erneut
retardiert, um Licht zu erhalten, das bezüglich des ankommenden linear
polarisierten Lichts, das auf dem ersten Durchgang durch das λ/4-Plättchen 320 erzeugt
wird, wie vorstehend diskutiert, senkrecht linear polarisiert ist.
Ein Teil des senkrecht polarisierten Lichts durchläuft dann
den Strahlenteiler 318, wird vom Spiegel 316 reflektiert,
läuft durch die
Trombon-Anordnung 314 zurück und kehrt dann zum Polarisationsstrahlenteiler 310 zurück. An diesem
Punkt ist das Licht vollständig
oder zum größten Teil
senkrecht polarisiert, so daß es
im wesentlichen durch den Polarisationsstrahlenteiler 310 reflektiert wird
und dann durch einen Spiegel 322 in eine Linsenabbildungskamera 312 reflektiert
wird. Um einen Teil des zurückkehrenden
Lichts in eine Abgleichkamera 323 zu leiten, wie weiter
unten diskutiert wird, kann das λ/4-Plättchen 320 bezüglich seiner
optimalen Ausrichtung geneigt und/oder gedreht werden (z.B. um etwa
5 Grad gedreht werden). Bei dieser Implementierung wäre das durch
die Abgleichkamera 323 empfangene Licht im wesentlichen
senkrecht zum zurückkehrenden
Licht polarisiert. Innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung
sind auch von Neigung und Drehung des λ/4-Plättchens 320 von seiner
optimalen Ausrichtung verschiedene Verfahren zum Zuführen des
zurückkehrenden
Lichts zur Abgleichkamera 323 denkbar, z.B. Änderungen
des optischen Weges und der optischen Komponenten des Wellenfrontsensors 300.
Beispielsweise könnte statt
des Spiegels 322 eine Vorrichtung mit steuerbarem Lichtdurchlaßgrad und
Reflexionsvermögen
verwendet werden, z.B. eine Flüssigkristallvorrichtung, und
die Abgleichkamera und jegliche optischen Fokussierungselemente
können
so positioniert werden, daß sie
einen Teil des durch die steuerbare Vorrichtung durchgelassenen
Lichts empfangen. Bei einer solchen Implementierung wäre der Strahlenteiler 308 unnötig, und
das durch die steuerbare Vorrichtung empfangene Licht würde im wesentlichen
die gleiche Polarisation aufweisen wie das zurückkehrende Licht oder eine
parallele Polarisation.
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Die
Linsenkamera 312 ist vorzugsweise eine Ladungsspeicherbaustein
(CCD) -kamera, z.B. eine Kamera des Modells TM-9701, hergestellt durch Pulnix, mit
einer Anordnung aus kleinen Linsen 324, obwohl andersartige
Kameras und der Linsenanordnung 324 (einschließlich der
von einer Kamera getrennten optischen Komponenten) analoge, andere optische
Abtastkomponenten verwendet werden könnten. Beispielsweise kann
eine JCX039DLA-Kamera der Sony Corporation als Linsenkamera 312 und
als Pupillenkamera eingesetzt werden. Die Linsenanordnung 324 erzeugt
virtuelle Bilder auf dem Lichterfassungselement (z.B. auf der CCD-Anordnung)
der Linsenkamera 312 aus dem vom Spiegel 322 reflektierten,
zurückkehrenden
Licht. Das λ/4-Plättchen 320 kann
dazu beitragen, den Anteil des unerwünschten zurückgestreuten oder Streulichts
zu reduzieren, um die Signalintensität oder den Kontrast der virtuellen
Bilder zu verbessern. Die Linsenanordnung 324 fokusiert
Teile des Lichts, das anfangs die optischen Komponenten des Auges
E durchlaufen hat, so daß die
refraktiven Wellenfrontaberrationseffekte des Auges E, ähnlich wie
von Williams beschrieben, bestimmt werden können. Diesbezüglich können, wenn
die Wellenfrontaberrationen und damit der Phasenfehler des Auges
E einmal bestimmt worden sind, diese in ein erforderliches Ablationsprofil
umgewandelt werden, um Hornhautgewebe zu entfernen und Sehfehler
unter geeignetem Bezug auf Parameter des Auges E (z.B. der Brechungsindizes
der Komponenten des Auges E und/oder anderer Parameter) zu korrigieren
oder zu verbessern. Eine Technik zum Bestimmen eines geeigneten
Profils besteht einfach darin, die Wellenfrontdaten so zu skalieren,
daß die
skalierten Daten im wesentlichen der von der Hornhaut des Patienten
zu entfernenden Gewebemenge entsprechen. Lasersysteme können dann
das Gewebeprofil von der Hornhaut entfernen. Es können Markierungen
auf dem Auge verwendet werden, um die Ausrichtung des Auges E während der
Erfassung der Wellenfrontsensordaten zu unterstützen.
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Vorzugsweise
ist die Linsenanordnung 324 eine Anordnung aus etwa 25 × 25 kleinen
Linsen mit einer Fläche
von jeweils 600 μm2, z.B. das Modell 0600-40-5, hergestellt
durch Adaptive Optics Associates, Incorporated. Die kleinen Linsen
sind kleiner als die im vorstehend erwähnten US-Patent Nr. 5777719
beschriebenen und in anderen Systemen verwendeten Linsen, was durch
die größere Lichtintensität des der
Linsenkamera 312 zugeführten Lichts
ermöglicht
wird, die durch Komponenten des nachstehend zu diskutierenden Wellenfrontsensors 300 erhalten
wird. Der optische Weg des in 9 dargestellten
Wellenfrontsensors 300 kann auch Linsen 326 (z.B.
vier Linsen) und Blenden oder Öffnungen 327 aufweisen
(um Änderungen
der Strahlgröße zu ermöglichen),
die für
die Ausleuchtungs-, Abbildungs- und Fokussierungsoptik typisch sind
und auch andere mögliche
optische Komponenten umfassen können,
die zur Verdeutlichung weggelassen sind. Beispielsweise kann bei
einer Ausführungsform der
Erfindung die Brennweite einer oder beider Linsen 326 in
der Nähe
der teleskopartig beweglichen Prismaanordnung 314 geändert, möglicherweise
verkürzt,
werden, um eine kleinere Strahlbreite des in die Linsenanordnung 324 eintretenden
Strahls zu er möglichen.
Bei einer anderen Ausführungsform
kann der durch den Wellenfrontsensor 300 mögliche Dioptrienmeßbereich
beispielsweise durch geeignete Auswahl der Linse 326 vor
dem Laser 306 geändert werden,
um eine Anpassung an die natürliche schlechte
Sehkraftverteilung in der allgemeinen oder in einer ausgewählten Population
von Patienten zu erhalten. Ein Verfahren, um dies zu erreichen,
besteht darin, die Linse 326 (z.B. eine Linse mit 5 Dioptrien)
vor der Laserdiode 306 so anzuordnen, daß der Laserstrahl
nicht mehr parallel verläuft.
Dadurch wird ein bestimmter Dioptrienversatz bereitgestellt, der verwendet
werden kann, um das Auge des Patienten durch den Wellenfrontsensor 300 zu
prüfen.
In einem nicht einschränkenden
Beispiel kann der Dioptrienbereich, wie für Fachleute ersichtlich ist,
von einem symmetrischen Bereich von –8 bis +8 Dioptrien mit einer
symmetrischen Struktur zu einem asymmetrischen Bereich von –13 bis
+3 Dioptrien mit einer asymmetrischen Struktur modifiziert werden.
Dies kann ohne Änderung
der Größe des teleskopartig
beweglichen Fokussierungsprismas 314 (oder einer anderen
Einstell- oder Abgleichvorrichtung) und/oder von Parametern der
optischen Elemente bzw. der Optik erreicht werden.
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Alternativ
zur Position der Linse 326 könnte eine Linse 338 in
den Weg zur Linsenkamera 312 bewegt werden. Es können mehrere
Positionen innerhalb des Weges zur Linsenkamera 312 verwendet werden,
um den Gesamtbereich der erfassten Wellenfront einzustellen. Durch
Verwendung der Linse 326 oder 338, die in eine
vorgegebene Position und aus der Position heraus bewegt werden kann,
wird der für
den Teleskopmechanismus erforderliche "Hubweg" reduziert. Außerdem wird die Laserdiode 306 typischerweise
einen Eigen "-astigmatismus" aufweisen. Dieser
kann mit dem im Auge E des Patienten gefundenen Astigmatismus ausgerichtet
werden, wodurch der Gesamtbereich des Wellenfrontsensors 300 wiederum
vergrößert wird.
Insbe sondere wird ein solcher Astigmatismus "mit der Regel" ausgerichtet, mit der typischerweise
der Astigmatismus eines Patienten gefunden wird, und die Software der
Linsenkamera 312 und des entsprechenden Wellenfrontsensors 300 können diesen
Eigenastigmatismus berücksichtigen,
um einen noch größeren Bereich
bestimmbarer Astigmatismen bereitzustellen.
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In
der Darstellung empfängt
eine Pupillenkamera 328 z.B. 20% des vom Strahlenteiler 318 reflektierten
Lichts. Die Pupillenkamera 328 erzeugt vorzugsweise die
Irisbilddaten zum Abgleichen der Wellenfrontdaten mit anderen Diagnosedaten
oder mit von einem Laser auf ein Auge zu projizierenden Ablationsprofilen.
Dies wird in der gleichzeitig anhängigen deutschen Anmeldung
Nr. 100 14 479.9 mit dem Titel Iriserkennung und -nachführung zum
Behandeln optischer Ungleichmäßigkeiten
des Auges genauer erläutert.
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Die
Pupillenkamera 328 ist im optischen Weg zwischen dem Auge
E und dem teleskopartig beweglichen Fokussierungsprisma 314 angeordnet, so
daß die
Pupillenkamera 328 unabhängig von Änderungen der Brennweite des
Rests des Systems zum Fokussieren auf die Netzhaut auf die Pupille
und die Iris des Auges E fokussiert werden kann. Daher kann die
Pupillenkamera 328 unabhängig von der Tiefe des Auges
E und dem entsprechenden Abstand von der Netzhaut zur Iris ein klares
Bild der Oberfläche
des Auges E erzeugen.
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Fokusabgleichkamera
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Der
Wellenfrontsensor 300 weist außerdem die Ausrichtungs- oder
Abgleichkamera 323 auf, die ein Bild des zurückgestreuten
Lichtflecks auf der Netzhaut des Auges E von einem Strahlenteiler 332 (z.B.
mit einem Reflexionsvermögen
von 50% und einem Lichtdurchlaßgrad
von 50%) empfängt.
Die Abgleichkamera 323 ist im Weg der optischen Elemente angeordnet,
die Licht auf die Netzhaut des Auges E fokussieren, und ist unabhängig von
der Linsenkamera 312. Die Abgleichkamera 323 ermöglicht eine präzise Bestimmung,
wann der von der Laserdiode 306 auf die Netzhaut auftreffende
Lichtfleck sich im oder etwa im Fokus befindet, und unterstützt daher die
Bestimmung, wann das von der Netzhaut zurückgestreute Licht sich im oder
etwa im Fokus der Linsenkamera 312 befindet. Durch die
Abgleichkamera 323 kann der Lichtfleck auf der Netzhaut
gesehen werden, der (wie bei Williams) die Quelle für die Schwerpunktsignale
ist, und automatisch untersucht werden, wenn er sich im schärfsten Fokus
befindet, um eine möglichst
scharfe Fokussierung der virtuellen Bilder auf der Linsenkamera 312 zu
ermöglichen. In
herkömmlichen
Systemen wurde keine Abgleichkamera verwendet. Solche Systeme verwenden
lediglich eine Linsenkamera, um die Fokussierung des Lichts auf
eine Netzhaut und des zurückgestreuten Lichts
auf die Linsenkamera zu unterstützen.
Das Problem bei dieser Technik ist, daß der durch eine einzelne kleine
Linse einer Linsenanordnung aus n kleinen Linsen abgetastete Teil
der Wellenfront einen einzelnen Lichtfleck oder Punkt auf dem Kamerasensor
mit höchstens
etwa 1/n der Gesamtenergie des zurückkehrenden, zurückgestreuten
Lichts unmittelbar vor Eintritt in die Linsenkamera erzeugt. Dadurch wurde
die Netzhaut (oder das Auge) unnötigerweise einer
hohen Lichtenergie ausgesetzt. Wie für Fachleute erkennbar ist,
kann durch die vorliegende Erfindung die Gesamtbelichtung der Netzhaut
(oder des Auges) im Vergleich zu diesen herkömmlichen Systemen reduziert
werden, weil die an der Abgleichkamera 323 empfangene Lichtenergie
nur etwa der Lichtenergie entsprechen muß, die an einer einzelnen kleinen
Linse der Linsenanordnung empfangen wird. Die Abgleichkamera 323 wird
verwendet, um die Fokussierung des Lichts von der Laserdiode 306 auf
die Netzhaut direkt zu beobachten, während die Laserdiode 306 in
ihrem niedrigeren Leistungsmodus betrieben wird. Die Abgleichkamera 323 unterstützt daher eine
möglichst
scharfe Fokusierung der virtuellen Bilder auf der Linsenkamera 312,
während
die Laserdiode 306 in ihrem niedrigeren Leistungsmodus
betrieben wird. Dadurch können
die Lichtdurchlaßgrade des
Polarisierungsstrahlenteilers 310 und des. Strahlenteilers 308,
das Reflexionsvermögen
des Strahlenteilers 332 und jegliche Neigung oder Drehung des λ/4-Plättchens 320 bezüglich seiner
optimalen Ausrichtung berücksichtigt
werden, um zu ermöglichen,
daß ein
Teil des zurückkehrenden
Lichts zur Abgleichkamera 323 zurückgeführt wird.
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Wie
vorstehend diskutiert, wird die Abgleichkamera 323 verwendet,
um zu gewährleisten,
daß der
Lichtfleck auf der Netzhaut so scharf wie möglich ist. D.h., daß die korrekten
Einstellungen der Trombon-Anordnung 314 (oder 314', wie nachstehend
unter Bezug auf die 4B und 4C diskutiert
wird) sowie die Ausrichtung des Patienten geprüft werden. Basierend auf diesen
Einstellungen und auf der Ausrichtung kann ein Signal erzeugt werden
(z.B. von der Abgleichkamera), um eine manuelle Prüfung der Meßwerte eines
Patienten zu veranlassen oder die Patientenvermessung oder -untersuchung
automatisch zu starten. Solche Funktionen ermöglichen auch, daß nur für die Zeitdauer
der Messungen oder Untersuchung und nicht während der vorstehend diskutierten
Fokussierungs- und Abgleichperiode der Linsenkamera 312 eine
erhöhte
Lichtintensität
zugeführt
wird.
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Im
niedrigeren Leistungsmodus wird die Laserdiode 306 auf
eine Leistung eingestellt, die niedrig genug ist, um eine Schädigung der
Netzhaut des Auges E zu verhindern, z.B. auf 0,5 μW. Die Verwendung
der Abgleichkamera 323 im Steuerungssystem zum Unterstützen der
Fokussierung der Laserdiode 306 auf die Netzhaut kann auf
mehrere Weisen erfolgen. Beispielsweise kann die Lichtfleckgröße auf der Netzhaut
mini miert werden, oder die Intensität des Lichtflecks auf der Netzhaut
kann maximiert werden, indem die Position der Trombon-Prismaanordnung 314 (oder 314', wie nachstehend
unter Bezug auf die 4B und 4C diskutiert)
im optischen Weg des Wellenfrontsensors 102 (und 300)
eingestellt wird, bis der Lichtfleck so klein wie möglich ist.
Durch die Position der Trombon-Prismaanordnung 314 (oder 314') wird eine "Grund- oder Referenzlinie" des Myopie- oder
Hyperopiegrades der Dioptrienkorrektur festgelegt, die erforderlich
ist, um optische Brechungsaberrationsmerkmale niedrigerer Ordnung des
Auges E, d.h. ein Defokus und Astigmatismus anfangs zu korrigieren.
Es ist nützlich,
sicherzustellen, daß die
Laser 302 unter einem Winkel zur Laserdiode 306 ausgerichtet
sind, durch den eine Überlappung
ihrer jeweiligen Lichtflecke auf der Netzhaut erhalten wird (oder
durch andere Verfahren, z.B. eine manuelle oder durch visuelle Untersuchung
erhaltene Ausrichtung des Auges des Patienten) in Verbindung mit
der Einstellung der Position des teleskopartig beweglichen Prismas 314 (oder 314'), während der
Grund- oder Referenzlinienpegel des Myopie- oder Hyperopiefehlers
oder der Myopie- oder
Hyperopiekorrektur bestimmt wird.
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Wenn
die Fokussierung einmal erreicht ist, wird die Laserdiode 306 für eine sehr
kurze Zeitdauer auf den höheren
Leistungsmodus eingestellt. Beispielsweise kann eine Leistung von
30 μW bei
einer Lichtfleckgröße von 10–20 μm auf der
Netzhaut für eine
Zeitdauer von 400 ms verwendet werden. Obwohl durch eine höhere Intensität die Netzhaut
geschädigt
werden könnte,
wenn sie für
eine längere Zeitdauer
(z.B. mehr als 100 s) aufrechterhalten würde, ist ein solcher kurzer
Impuls harmlos. Durch den kurzen Impuls wird jedoch die Intensität der einzelnen
Lichtflecke auf dem Sensor der Linsenkamera 312 wesentlich
erhöht,
so daß durch
die Kombination aus der Mehrleistungslaserdiode 306, der
Abgleichkamera 323, der Linsenanordnung 342 und
der Linsenkamera 312 eine höhere Signalintensität oder Linsenbilder
mit höherem
Kontrast durch die Linsenkamera 312 erhalten werden als
in anderen Systemen. Die höhere
Leistung der Laserdiode 306 ermöglicht im Vergleich zu anderen
Systemen die Verwendung einzelner kleiner Linsen mit kleinerer Querschnittsfläche in der
Linsenanordnung 324.
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Wenn
die Daten der Linsenkamera 312 einmal bereitgestellt sind,
können
sie über
die Zernike-Polynome direkt verwendet werden, um die Wellenfrontaberrationsdaten
zu erzeugen, oder die Wellenfrontaberrationsdaten können als
Mittelwert einer Serie von Belichtungen berechnet werden. Beispielsweise
kann das System fünf "Schüsse" verwenden, und dann
können
entweder die erfaßten
Daten oder die entsprechenden Zernike-Daten gemittelt werden. Außerdem können breit
gestreute "Schüsse" ausgesondert werden.
Im beschriebenen System werden vorzugsweise fünf "Schüsse" verwendet, und die Wellenfrontaberrationsdaten
werden als die mittlere berechnete Wellenfrontaberration festgelegt.
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Fixationsziel
-
Der
Wellenfrontsensor 300 (und 102) verwendet auch
ein Bild, das als Fixationsziel 334 verwendet wird, wie
in 2 dargestellt. Das Fixationsziel 334 wird
durch eine Lichtquelle 336 beleuchtet und ermöglicht es
einem Patienten, sein Auge darauf zu fixieren und zu fokussieren,
während
die Abgleichkamera 323 durch das Prisma 314 auf
die Netzhaut fokussiert ist. Das Fixationsziel 334 ist
nützlich,
wenn die virtuellen Bilder von der Linsenanordnung 324 durch
Einstellen des teleskopartig beweglichen Prismas 314 auf
den Sensor der Linsenkamera 312 fokussiert werden. Durch
das System wird vorteilhaft ein Bild für das Fixationsziel 334 bereitgestellt,
wobei ein nicht einschränkendes
Beispiel eines Fi xationsziels das in 3 dargestellte
Segelboot auf Wasser ist, und nicht nur einfach ein Fixationspunkt.
Das Fixationsziel 334 vermittelt dem Auge E und dem Gehirn
des Patienten ein bildähnliches
oder reales Bild oder eine Szene – tatsächlich wird durch das Auge
E ein Objekt oder eine Szene betrachtet – auf das/die fokussiert werden
soll. Die Fokussierung des Auges E mit Hilfe eines realen Bildes
ist typischerweise einfacher als die Fokussierung auf einen Punkt.
Das Bild des Fixationsziels ermöglicht
es dem Auge E auf Unendlich zu fokussieren, so als ob das Bild weit
entfernt wäre,
wodurch die Effekte der Akkommodation oder Drehung des Auges E eliminiert
oder reduziert werden können,
wenn die virtuellen Bilder fokussiert werden, oder wenn die Wellenfrontsensordaten
erfaßt
werden. D.h., das Bild des Fixationsziels verhindert oder trägt dazu
bei, in einem gewissen Umfang zu verhindern, daß das Auge auf weniger als
Unendlich fokussiert.
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Das
Fixationsziel zwingt das Auge E, seine "normale" Drehposition zu drehen, wodurch Drehfehler
in der Diagnoseanalyse minimiert werden. Daher kann durch das Fixationsziel 334 ein
Drehbezugsrahmen bezüglich
des Auges E definiert werden. Ein asymmetrisches Bild, z.B. das
Segelboot von 3, das bei einem auf Unendlich
eingestellten Fokus des Auges E betrachtet werden kann, ist bevorzugt,
weil es dazu beiträgt,
daß das
Auge E auch bei einer leichten Kopfbewegung die normale oder eine
vorgegebene Drehposition bezüglich
des Fixationsziels 334 beibehält. Das Fixationsziel 334 kann
außerdem verwendet
werden, um die Drehposition des Auges E in Verbindung mit der Erkennung,
Lokalisierung und Ausrichtung einer Iris des Auges E einzustellen,
wie vorstehend diskutiert wurde. Ein ähnliches Bild kann erfindungsgemäß in anderen
Komponenten verwendet werden, sowohl bei der Diagnose als auch bei
der Behandlung, um Akkommodations- oder Drehfehler zu eliminieren oder
zu reduzieren.
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Für Fachleute
ist anhand der vorliegenden Beschreibung erkennbar, daß verschiedenartige Komponenten
verwendet werden können,
um im Wellenfrontsensor 300 (oder 102) verwendete
Komponenten zu ersetzen, und daß verschiedenartige optische
Konfigurationen möglich
sind, um andere Ausführungsformen
der Erfindung zu bilden. Beispielsweise kann die Laserdiode 306 durch
eine hochintensive, kollimierte Lichtquelle oder durch mehrere Lichtquellen,
z.B. eine Niedrig- und eine Hochleistungslichtquelle, ersetzt werden.
Die Abgleichkamera 323 kann im Weg des Spiegels 322 angeordnet
werden, und die Linsenanordnung 324 der Linsenkamera 312 kann
nach Wunsch oder konstruktionsgemäß mehr oder weniger kleine
Linsen aufweisen. Außerdem
ist für
Fachleute erkennbar, daß alle diese
Komponenten im allgemeinen durch ein Steuerungssystem, z.B. einen
Mikrocomputer, gesteuert werden. Innerhalb des Umfangs der vorliegenden
Erfindung ist eine breite Vielfalt anderer Konfigurationen möglich.
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Fokussierprisma
-
4A zeigt
eine Ausführungsform
der Trombon-Prismaanordnung 314 von 2 als
Doppelprismaanordnung mit einem ersten Prisma 350 und einem
zweiten Prisma 352. Wie durch einen Lichtstrahl 354 dargestellt,
reflektiert das erste Prisma 350 den Strahl 354 nacheinander
von zwei Flächen 356 und 358,
so daß der
erhaltene Strahl 360 parallel oder etwa parallel zur Richtung
des Ursprungs des Strahls 354 läuft. Der Strahl 360 trifft
auf das zweite Prisma 352 auf, das den Strahl 360 nacheinander
von zwei Flächen 362 und 364 reflektiert, wodurch
ein zurücklaufender
Strahl 366 erhalten wird. Der zurücklaufende Strahl 366 wird
nacheinander von den Flächen 358 und 356 reflektiert,
wodurch ein Strahl 368 erhalten wird, der in die entgegengesetzte
Richtung oder etwa entgegengesetzt parallel zur Richtung des Ursprungs
des Strahls 354 läuft.
Ein besonders vorteilhafter Aspekt dieser Konfiguration ist, daß der parallele
oder ungefähr
parallele Rückweg
des Strahls 368 unabhängig
von dem Winkel erhalten wird, unter dem der Strahl 354 in
das Prisma 314 eintritt. Dies ist der Fall, weil die Flächen 356 und 358 den
vertikalen Ablenkwinkel des ankommenden Strahls 354 beibehalten
und die Flächen 362 und 364 den
horizontalen Ablenkwinkel beibehalten. Obwohl das Fokussierprisma 314 dazu
geeignet ist, den Strahl von der Laserdiode 306 dem Auge
E zuzuführen,
ist es insbesondere auf dem Rückweg
nützlich, weil
das vom Auge E zurückgestreute
Licht nicht wie der auf das Auge E auftreffende Strahl der Laserdiode 306 kollimiert
ist. Weil das Prisma 314 das vom Auge E zurückgestreute
Licht (das schließlich
durch die Linsenanordnung 324 abgetastet wird) auf einem senkrechten
Weg zurückführt, wird
dadurch die Fehlerwahrscheinlichkeit innerhalb der Linsenkamera 312 reduziert.
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4B zeigt
eine andere teleskopartig bewegliche oder Teleskopoptik 314', die erfindungsgemäß für das Prisma 314 in 2 verwendbar
ist. Die Optik 314' weist
zwei beabstandete Prismen 370 und 372 auf. Die
Prismen 370 und 372 bilden ein gefaltetes optisches
System, das sowohl das von der Laserdiode 306 zum Auge
E hin laufende Licht als auch das zur Linsenanordnung 324 und
zur Linsenkamera 312 hin laufende, von der Netzhaut des
Auges E zurückgestreute
Licht ähnlich
wie durch die Oberflächenreflexionen
durch das in 4A dargestellte Prisma 314 sechsmal
reflektiert. Die sechs Reflexionen sind in 4B als
Licht 374 schematisch dargestellt. Obwohl andere Konfigurationen
möglich
sind, ist die Linse 372 in der Praxis in der Position fixiert, und
die Position der 370 wird bezüglich der Linse 372 eingestellt, wie
durch einen Pfeil 375 in 4B als ein
nicht einschränkender
Typ einer Teleskopbewegung dargestellt, um eine optimale oder nahezu
optimale Fokussierung des durch die Linsenanordnung 372 zur
Linsenkamera 312 laufenden Lichts zu erhalten. Der variable
Abstand zwischen den Prismen 370 und 372 beträgt vorzugsweise
etwa 5 mm bis etwa 100 mm, und ihre Abmessungen betragen vorzugsweise
40 × 40
mm bzw. 20 × 40
mm, obwohl andere Abstände
und Abmessungen möglich
sind.
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Durch
die Anordnung der Prismen 370 und 372 wird vorteilhaft
ein reflektierter abgehender Strahl erhalten, der exakt oder nahezu
exakt parallel zum ankommenden Strahl ausgerichtet ist (d.h., entweder
zum oder vom Auge E), auch wenn das Prisma 370 während der
Teleskopbewegung geneigt ist. Dadurch können die Kosten eines Schiebers
oder eines Schiebemechanismus reduziert werden, der verwendet werden
kann, um eine automatische rechnergesteuerte Teleskopbewegung zu
ermöglichen,
z.B. des in 4C dargestellten Schiebers 376,
obwohl auch ein teurer oder hochwertiger Schieber oder ein handbetätigter Schieber
verwendet werden kann. 4C zeigt eine Ansicht entlang
der Linie A-A', wenn
die teleskopartig bewegliche Optik 314' in 4B auf
dem Schieber 376 angeordnet wäre. In 4C weist
der Schieber 376 eine Bahn oder Spur bzw. Schiene 378 auf,
auf der das Prisma 370 beispielsweise unter Verwendung
einer geeigneten Klemme oder eines Halters für optische Komponenten läuft, wie
für Fachleute
erkennbar ist. Der Schieber 376 weist auch einen Schrittmotor 380 zum
Bewegen der Position des Prismas 370 entlang der Bahn oder
Schiene 378 und einen Arm 382 auf, mit dem das
Prisma 370 durch ein geeignetes Verbindungsstück 384 (in 4C schematisch
dargestellt) mechanisch verbunden ist, wie für Fachleute erkennbar ist.
Wenn der Schrittmotor 380 aktiviert wird, bewegt er die
Position des am Prisma 370 befestigten Verbindungsstücks 384 zusammen
mit dem Arm 382 in eine der beiden Richtungen des Pfeils 375.
Die Richtung und das Maß der
Bewegung werden gemäß den Fokussierungsanforderungen
des auf das Auge E auftreffenden Strahls von der Laserdiode 306 und denen
der Linsenanordnung 324 und der Linsenkamera 312,
die durch die teleskopartig bewegliche Optik 314' eingestellt
werden, bestimmt. Es könnten weitere
optische Fokussierungskomponenten an den Prismen 370 oder 372 befestigt
werden, so daß für die optischen
Fokussierungskomponenten auch der Vorteil der selbstreflektierenden
Eigenschaften der Prismen 370 und 372 ausgenutzt
werden kann. Beispielsweise müßte die
Fokussierungsoptik des Wellenfrontsensors 102 nicht durch
die Linsen 326 gebildet werden, sondern könnte stattdessen
im wesentlichen auf der Fläche
des Prismas 372 angeordnet sein. Wie für Fachleute erkennbar ist,
könnten
an Stelle der teleskopartig beweglichen Optik 314' (oder 314)
oder des Schiebers 376 verschiedenartige andere Antriebsmechanismen,
Prismenkonfigurationen oder Linsensysteme, einschließlich fokusabgleichender
Linsensysteme, verwendet werden. Beispielsweise könnte ein
alternatives optisches System für
die teleskopartig bewegliche Optik 314' (oder 314) ein Linsensystem
sein, bei dem Linsen hinzufügbar
oder entfernbar sind, wobei jede Linse des Systems hinsichtlich
der Brechkraft durch eine Reihe oder eine andere Brechkraftbeziehung
mit den anderen Linsen in Beziehung stehen kann oder nicht. Ein
Beispiel eines solchen Linsensystems ist ein Phoropter oder ein ähnliches
Linsensystem. Durch ein derartiges Linsensystem könnte der
Patient sehen, welche Verbesserung (z.B. hinsichtlich Defokussierung
und Astigmatismus) durch herkömmliche
sehfehlerkorrigierende Techniken, z.B. herkömmliche Brillen oder Kontaktlinsen,
erhalten werden kann, und dann im Vergleich sehen, welche Verbesserungen
durch Korrekturen anderer Aber rationen und Aberrationen höherer Ordnung
erhalten werden können.
-
Mittelpunktberechnung
für Lichtfleckpositionen
des Wellenfrontsensors
-
Die 5A, 5B, 6, 7A und 7B zeigen
ein anderes Merkmal des erfindungsgemäßen Wellenfrontsensors 102 (und 300).
Wie in Verbindung mit 2 dargestellt, erzeugt die Linsenanordnung
oder -matrix 324 der Linsenkamera 312 typischerweise
eine Anordnung oder Matrix von Lichtfleckbildern (oder virtuellen
Bildern) auf dem Sensor der Linsenkamera 312. Wie im Patent
von Williams diskutiert, werden mit den Mittelpunkten dieser Lichtflecken
in Beziehung stehende Parameter oder Informationen, z.B. die zweidimensionale
Verschiebung der Mittelpunkte von den idealen Positionen dieser
Lichtflecke, in Verbindung mit einer mathematischen Transformation
verwendet, z.B. mit einer Anpassung durch Zernike-Polynome verschiedener
Ordnungen, um die dem Auge E zugeordneten Wellenfrontaberrationen
zu bestimmen. 5A zeigt beispielsweise eine
Anordnung von Lichtflecken 400 auf dem Sensor, der typischerweise
ein "perfektes" Auge wäre, wenn
die Lichtflecken von ihren idealen Mittelpunkten nicht versetzt
wären. 5B zeigt
dagegen eine Anordnung von Lichtflecken 402, die in einem
Bereich 404 versetzt sind, wodurch das Vorhandensein von
Wellenfrontaberrationen des Auges angezeigt wird. Die Aberrationen
werden durch Analyse der mathematischen Transformation bestimmt, z.B.
durch Analyse der zum Anpassen der Parameterdaten verwendeten Zernike-Polynome.
Die Linien in den 5A und 5B sind
lediglich angegeben, um die Abweichung in der Anordnung von Lichtflecken 402 darzustellen
und würden
im Bild in der Linsenkamera 312 nicht erscheinen. Ein reales
(invertiertes oder negatives) Bild 406 von einer Linsenkamera,
z.B. von der Linsenkamera 312, ist in 6 dargestellt.
Das Bild 406 zeigt den Typ und die Qualität von Lichtflecken,
die typischerweise durch die Linsenkamera 312 beobachtet
würden.
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Wie
vorstehend beschrieben, soll die Abgleichkamera 323 (vgl. 2)
dazu beitragen, den Lichtfleck auf der Netzhaut des Auges E scharfzustellen,
so daß jeder
Lichtfleck, z.B. ein Lichtfleck 408, auf der Linsenkamera 312 so
gut fokussiert wie möglich
ist. Weil ein solcher Abgleich nur für Effekte niedriger Ordnung
geeignet ist, wird jeder erhaltene einzelne Lichtfleck kein exakt
scharfer Punkt sein. Wie im Patent von Williams diskutiert, kann
in Verbindung mit dem entwickelten Bild eine adaptive Optik verwendet
werden, so daß ein
aberrationskorrigiertes schärferes "Bild" der Lichtflecken
erhalten wird. Im Wellenfrontsensor 300 von 2 wird
eine solche adaptive Optik jedoch nicht verwendet, so daß das Bild 406 der
Lichtflecken, z.B des Lichtflecks 408, aufgrund der optischen
Aberrationen des Auges E etwas "verschmiert" sein kann. Gemäß den 5A und 5B ist
ersichtlich, daß in
der zum Bestimmen der Gesamtwellenfrontaberration des Auges verwendeten
Transformation Informationen verwendet werden, die mit in einer
Anordnung von Lichtflecken, z.B. der Anordnung von Lichtflecken 400 und 402,
verfügbaren
spezifischen Punkten in Beziehung stehen. Daher kann durch eine
offensichtliche "Verschmierung" dieser Lichtflecken,
z.B. des Lichtflecks 408, verhindert werden, daß ihre Mittelpunkte
(z.B. die Mittelpunkte der maximal gewichteten Intensität) präzise lokalisierbar
sind.
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Die 7A und 7B zeigen
Diagramme zum Darstellen eines Schwerpunktverfahrens zum Bestimmen
des Mittelpunktes jedes Lichtflecks, z.B. des Lichtflecks 408 von 6. 7A zeigt
eine Anordnung 410 "verschmierter" Lichtflecken, z.B.
eines Lichtflecks 412. Ein detaillierteres Profil des Lichtflecks 412 ist
in 7B dargestellt, das Profil linien 414 aufweist,
die, ähnlich
wie Äquipotentiallinien oder
Höhenliniendiagramme,
eine Zunahme der Intensität,
allgemein zum Mittelpunkt des Lichtflecks 412 hin, anzeigen.
Die Zunahme der Intensität
würde entsprechend
in den digitalisierten Werten des Sensors (z.B. CCD) in der Linsenkamera 312 gefunden und
ist als dunklere Bereiche in den Lichtflecken von 6 sichtbar.
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Es
können
mehrere Verfahren verwendet werden, um die Mittelpunkte der verschiedenen Lichtflecken
in den Ausführungsformen
der Erfindung zu bestimmen. Gemäß einem
Verfahren wird ein gewichteter Intensitäts "-schwerpunkt" in der X- und Y-Richtung eines Koordinatensystems
verwendet, wie in 7B dargestellt, für das die
jeweiligen Schwerpunkte für
jeden Lichtfleck durch folgende Gleichungen gegeben sind:
-
-
In
diesen Gleichungen bezeichnet Ii die Intensität an einem
bestimmten Punkt. Die Intensität kann
auf mehrere Weisen berechnet werden, z.B. als Intensitätsschwellenwert,
wobei jedem Bildelementwert, der größer ist als der Schwellenwert,
die Intensität
1 und jedem Bildelementwert, der kleiner ist als der Schwellenwert,
die Intensität
0 zugeordnet ist. Stattdessen könnte
eine gewichtete Intensität
verwendet werden, die einfach die Bildelementintensität darstellt.
Die Intensität
könnte
nicht-linear gewichtet sein, wobei Bildelemente mit höherer Intensität einen größeren als
einen linear proportionalen Effekt haben, indem beispielsweise der Intensitätswert Ii quadriert wird. Es könnten andere nichtlineare Gewichtungen
verwendet werden. Die Intensitätswerte
Ii können
auf verschiedene Weisen gewichtet werden, um die "Mittelpunkte" der Lichtflecken
des Wellenfrontsensors zu berechnen.
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Verwendung des Schwerpunktabstands
zur Fokussierung
-
Als
Beispiel aber nicht als Teil der vorliegenden Erfindung kann anstatt
die Abgleichkamera 323 zum Fokussieren des Wellenfrontsensors 300 zu
verwenden, der Wellenfrontsensor 300 unter Verwendung der
Linsenkamera 312 basierend auf Schwerpunktabständen fokussiert
werden. Für
ein geeignet ausgerichtetes Auge E weisen die in der Linsenkamera 312 auftretenden
Schwerpunkte, wenn der Wellenfrontsensor 300 geeignet fokussiert
worden ist, einen mittleren Abstand auf, der einem idealen Abstand
gleich ist. Wenn der Fokus geringfügig myopisch ist, werden die
Schwerpunkte einen mittleren Abstand haben, der kleiner ist als
der ideale Abstand, und wenn der Fokus hyperopisch ist, werden die Schwerpunkte
einen mittleren Abstand haben, der größer ist als der ideale Abstand.
Eine Defokussierung wird korrigiert, indem mit ausgefahrenem Teleskopmechanismus
begonnen wird, d.h. mit einem myopischen Fokus, und der Teleskopmechanismus dann
eingefahren wird, bis der in der Linsenkamera 312 erscheinende
Schwerpunktabstand einen mittleren Abstand hat, der dem idealen
Abstand gleich ist. Vorzugsweise wird mit dem myopischen Fokus begonnen,
weil dies einer vollständig
entspannten Linse des Auges E entspricht. Das Auge kann sich tatsächlich einem
bestimmten Hyperopiebereich anpassen, so daß, indem mit einem myopischen
Fokus begonnen wird, keine solche Anpassung des Auges E induziert
wird. Dieses Konzept ist in den 8A–10D dargestellt. 8A zeigt
mehrere reale Schwerpunkte, z.B. den in der Linsenkamera 312 er scheinenden
Schwerpunkt 500, die mit idealen Schwerpunkten, z.B. mit
dem Schwerpunkt 502 verglichen werden. Wiederum sind die
idealen Schwerpunkte, z.B. der Schwerpunkt 502, Schwerpunkte, die
auftreten würden,
wenn ein perfektes Auge unter Verwendung des teleskopartig beweglichen
Prismas 314 in den Fokus gebracht würde. An diesem Punkt ist ein
idealer Schwerpunktabstand 504 noch immer größer als
ein durch den Schwerpunktabstand 506 dargestellter mittlerer
realer Schwerpunktabstand. Es wird jedoch vorausgesetzt, daß das teleskopartig bewegliche
Prisma 314 langsam eingefahren wird, bis, wie in 8B dargestellt,
beispielsweise durch den Schwerpunkt 508 dargestellte reale
Schwerpunkte den gleichen Abstand haben wie die beispielsweise durch
den Schwerpunkt 510 dargestellten theoretischen idealen
Schwerpunkte. Dies ist durch einen Abstand 512 im Vergleich
zum idealen Abstand 504 dargestellt. An diesem Punkt ist
der Wellenfrontsensor 300 im Fokus. In einem realen Auge
E würden
die durch den Schwerpunkt 508 dargestellten verschiedenen
Schwerpunkte aufgrund der anderen Effekte höherer Ordnung auf das Auge nicht
alle mit den beispielsweise durch den Schwerpunkt 510 dargestellten
theoretischen Schwerpunkten ideal ausgerichtet. Wenn der mittlere
Abstand der Schwerpunkte dem idealen Abstand gleich ist, zeigt dies
an, daß die
Defokussierung kompensiert worden ist.
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8D zeigt
eine Technik zum Bestimmen des Gesamtschwerpunktabstands. Bei diesem
Verfahren wird für
jede Reihe von 520 Schwerpunkten eine Y-Achsen-"Mitte" bestimmt, und für jede Spalte wird
eine X-Achsen-"Mitte" bestimmt. Dies kann
unter Verwendung eines Massenschwerpunkt-, eines gewichteten Massenschwerpunkt-
oder eines anderen Verfahrens durchgeführt werden. Dann werden die
Abstände ΔYn und ΔXn summiert, wodurch ein Gesamtwert ΔY bzw. ΔX erhalten
wird. Dieses Verfahren könnte
wiederum gewichtet sein oder von ei ner einfachen Summenbildung verschieden
sein. Schließlich
wird der Gesamtwert ΔY
mit dem Gesamtwert ΔY
gemittelt, wodurch ein Mittelwert Δ erhalten wird. Dieser Wert
wird dann verwendet, um festzulegen, wann das System fokussiert
ist.
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9 zeigt
einen Graphen des idealen Abstand als Funktion des tatsächlichen
oder realen Abstands im Vergleich zum Fokus des Wellenfrontsensors 300. 8A entspricht
einem Punkt 550 auf diesem Graphen, wo der ideale Abstand
größer ist
als der reale Abstand. 8B entspricht einem Punkt 522,
wo der ideale Abstand dem realen Abstand gleich ist. Ein Punkt 554 entspricht
einem in 8C dargestellten Abstand, wo
mehrere reale Schwerpunkte, z.B. der Schwerpunkt 514, sich
kontinuierlich von mehreren idealen Schwerpunkten, z.B. einem Schwerpunkt 516,
weg entfernen. D.h., ein realer mittlerer Schwerpunktabstand 518 ist
nun größer als der
ideale Schwerpunktabstand 504. Wie im Graphen von 9 dargestellt,
zeigt der Punkt 554, daß der Teleskopmechanismus immer
weiter eingefahren wird, so daß der
Fokus hyperopisch wird.
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Wenn
der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsensors 300 eingefahren
wird, bis der Punkt 552 erreicht ist, und der mittlere
theoretische Schwerpunktabstand 504 dadurch dem mittleren
realen Schwerpunktabstand 512 gleicht, wird der Wellenfrontsensor 300 im
Fokus sein. Dadurch kann die Abgleichkamera 323 eliminiert
werden, und die Fokussierung kann unter Verwendung der Linsenkamera 312 erfolgen,
wobei jedoch nicht jeder einzelne Schwerpunkt hinsichtlich des "Streu" -grades im Schwerpunkt
untersucht werden muß.
D.h., es wird nicht die Schärfe
sondern der Schwerpunktabstand zur Fokussierung verwendet.
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Vorzugsweise
wird dieser Fokussierungsvorgang durch das Steuerungssystem des
Wellenfrontsensors 300 gesteuert.
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Bestimmung
des Akkommodationsbereichs
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9 zeigt,
daß ein
Bereich 556 existiert, über
den der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsensors 300 bewegt
werden kann, und in dem der Schwerpunktabstand dennoch dem mittleren
idealen Schwerpunktabstand entspricht, so daß das Auge E im Fokus ist.
Dies ist der Fall, weil das Auge E sich durch Komprimieren der Linse
im Auge E einem Bereich von 2 bis 4 Dioptrien anpassen kann. Dies
ist in den Figuren 10A–10D dargestellt.
In 10A, die dem Punkt 550 im Graph von 9 entsprechen
würde,
befindet sich ein Brennpunkt oder Fokus 558 vor einer Netzhaut 560.
Dieser Brennpunkt 558 ergibt sich durch eine entspannte Linse 562 und
eine Hornhaut 564. Wenn der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsensors 300 eingefahren
wird, bewegt sich der Brennpunkt zur Netzhaut 560 hin,
so daß in 10B ein Brennpunkt 566 erhalten wird,
der auf der Netzhaut 560 liegt, so daß das Auge fokussiert ist.
Dies entspricht dem Punkt 552 in 9. Wenn
der Teleskopmechanismus weiter eingefahren wird, und wenn das Auge
E sich nicht angepaßt
hat, würde
sich ein Brennpunkt 568 in 10C jenseits
der Netzhaut 560 befinden. Stattdessen paßt sich,
wie in 10D dargestellt, die Linse 562 an,
wodurch eine Linsenform 570 erhalten wird, und es wird
ein Brennpunkt 572 auf der Netzhaut 560 beibehalten.
Dies entspricht dem Bereich 556 in 9, über den
der Schwerpunktabstand im wesentlichen konstant bleibt. Wenn der
Akkommodationsbereich der Linse 570 erreicht ist, wird
der Brennpunkt sich jedoch erneut über die Netzhaut 560 hinaus
erstrecken, wodurch der Punkt 554 im Graphen von 9 erhalten
wird.
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Durch Überwachen
des mittleren Abstands der realen Schwerpunkte kann der Wellenfrontsensor 300 daher
auch zum Bestimmen des Gesamtakkommodationsbereichs der Linse 562 verwendet
werden. Durch langsames Einfahren des Teleskopme chanismus und Überwachen
des mittleren Abstands des Schwerpunkts wird der Bereich 556 in 9 bestimmt.
Wenn das Auge E einmal in den Fokus gebracht wurde, indem der Teleskopmechanismus
eingefahren wird, wodurch die Dioptrienstärke zunimmt, paßt sich
das Auge E durch Komprimieren der Linse an, wie durch die Linse 570 dargestellt.
Dies wird fortgesetzt, bis in 9 ein Punkt 555 erreicht
ist, an dem die Linse nicht weiter komprimierbar ist bzw. sich nicht
mehr anpassen kann, woraufhin der Schwerpunktabstand erneut beginnt
zuzunehmen. Durch Bestimmen dieser beiden Werte kann der Gesamtbereich
der Augenakkommodation bestimmt werden.
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Wie
vorstehend diskutiert, ist die Verwendung des Schwerpunktabstands
eine Alternative zur Verwendung der Abgleichkamera 323 zum
Fokussieren des Wellenfrontsensors. D.h. der Schwerpunktabstand
ist eine Alternative dafür,
einzelne Schwerpunkte in den Fokus zu bringen. Unabhängig davon, welche
Technik verwendet wird, kann der Gesamtakkommodationsbereich unter
Verwendung der vorstehenden Technik bestimmt werden.
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Bestimmung der Formänderung
einer Linse im entspannten und angepaßten Zustand
-
Die
Fähigkeit
des Wellenfrontsensors 300, das Auge zu zwingen, sich anzupassen
und währenddessen
die Schwerpunkte zu überwachen,
kann verwendet werden, um die Formänderung der Linse 562 zu
bestimmen, wie in 11 und durch die Gleichungen
von 12 dargestellt. 11 zeigt
die entspannte Linse 562 und die vollständig angepaßte Linse 570. Eine
Wellenfront W wird durch die Linsenkamera 312 bestimmt,
und diese Wellenfront W ist abhängig
von einer Wellenfront WHornhaut und einer
Wellenfront WLinse, die beide in 11 dargestellt
sind. Die Hornhautwellenfront WHornhaut bleibt
im wesentlichen konstant, während
die Linsenwellen front WLinse sich in Abhängigkeit
vom Anpassungs- oder Akkommodationsgrad der Linse 562 ändert.
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Nachstehend
wird dies in 12 unter Bezug auf 9 dargestellt.
Wenn der Punkt 552 im Graphen erreicht ist, wird eine Wellenfront
W∞ erfaßt. Diese
Wellenfront W∞ ist
der Summe aus der Wellenfront WHornhaut und
der Wellenfront WLinse bei entspannter Linse
gleich. Der Teleskopmechanismus wird eingefahren, bis der Punkt 555 erreicht
ist, an dem eine Wellenfront W0 für eine vollständige Anpassung
oder Akkommodation erfaßt
wird, die wiederum der Summe WHornhaut plus
W0 Linse entspricht.
Wie durch die Gleichungen dargestellt, ist die Änderung ΔWLinse der Wellenfront
der Linse daher gleich W∞ minus W0.
Mit dem Wellenfrontsensor wird die Formänderung der Linse jedoch der
Formänderung
der Wellenfront multipliziert mit einer Konstanten gleich, die von
den Brechungseigenschaften der Linse bezüglich ihrem Umgebungsfluid
abhängt.
Daher ist die Formänderung Δ gleich einer
Konstanten k multipliziert mit ΔWLinse Obwohl die Änderung der Wellenfront ΔWLinse ausschließlich als Ergebnis von Änderungen
der Linse diskutiert wurde, ist ΔWLinse genauer die Gesamtänderung der Aberration des
Auges während
des Akkommodationsvorgangs. Wenn beispielsweise die Akkommodation
die Hornhautform beeinflußt,
wird die Formänderung
auch eine Komponente zu ΔWLinse beitragen.
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Auf
diese Weise kann der Wellenfrontsensor während der Anpassung oder Akkommodation
des Auges zum Bestimmen der Formänderung
der Linse (oder allgemeiner der optischen Augenkomponenten) verwendet
werden.
-
Die
vorstehende Offenbarung und Beschreibung der Erfindung dienen zur
Darstellung und Erläuterung,
und es können zahlreiche Änderungen
in den Details der dargestellten Vorrichtung und in der Konstruktion
und den Betriebsverfahren vorgenommen werden, ohne die in den Ansprüchen angegebene
Erfindung zu verlassen.
