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GEBIET DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein Verfahren und Vorrichtungen
zur Ausführung
diagnostischer Auswertungen der lichtbrechenden Eigenschaften eines
menschlichen Auges. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung
die Zusammenstellung von Informationen und Messungen, welche zur Bestimmung
und Auswahl von Methoden nützlich sind,
welche für
die Sehkorrektur notwendig und geeignet sind. Die vorliegende Erfindung
ist besonders, aber nicht ausschließlich, nützlich zur Erstellung von Sehschärfe-Karten
und topographischen Karten der Brechkraft des menschlichen Auges,
welche für
die Verschreibung von Korrekturelementen verwendet werden können, wie
zum Beispiel Kontaktlinsen und Brillen, oder für die Planung der Durchführung refraktärer chirurgischer
Eingriffe.
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STAND DER TECHNIK
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Im
vollkommenen Auge wird ein einfallender Lichtstrahl durch die Hornhaut
und durch die kristalline Linse auf eine Art und Weise fokussiert,
welche zur Folge hat, dass alles Licht einer punktförmigen Quelle
an dem gleichen Punkt auf der Netzhaut des Auges zusammenläuft. Dieses
Zusammenlaufen findet statt, weil alle optischen Weglängen, für alles Licht
im Strahl, miteinander identisch sind. Anders ausgedrückt wird
im vollkommenen Auge die Zeit, welche alles Licht zum Durchqueren
des Auges benötigt,
ungeachtet des jeweiligen vom Licht eingeschlagenen Weges, gleich
sein.
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Allerdings
sind nicht alle Augen vollkommen. Die daraus folgenden Konsequenzen
sind, dass die Lichtweglängen
durch das Auge verzerrt werden und nicht alle miteinander iden tisch
sind. Somit wird Licht einer punktförmigen Quelle, welches ein
unvollkommenes Auge durchquert, nicht notwendigerweise auf die Netzhaut
oder auf den gleichen Punkt der Netzhaut fokussiert werden.
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Wenn
Licht in ein Auge einfällt
und es durchquert, wird es an der vorderen Fläche der Hornhaut, der hinteren
Fläche
der Hornhaut und an den Oberflächen
der kristallinen Linse gebrochen. Erst nachdem alle diese Brechungen
stattgefunden haben, erreicht das Licht letztendlich die Netzhaut.
Wie oben angezeigt resultieren im Fall des vollkommenen Auges alle
diese Brechungen in keiner übergreifenden Veränderung
der optischen Weglängen
des Lichts des einfallenden Strahls. Daher weisen alle Abweichungen,
welche in ungleichförmigen
Veränderungen
dieser optischen Weglängen
resultieren, auf Unvollkommenheiten im Auge, die möglicherweise
korrigiert werden müssen,
hin.
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Im
Allgemeinen können
Sehschwierigkeiten im menschlichen Auge durch Veränderungen
und Unterschiede der optischen Weglängen charakterisiert werden,
welche beim Durchqueren des Lichtes durch das Auge vorkommen. Diese
Schwierigkeiten sind nicht selten. In der Tat leidet fast die Hälfte der Weltbevölkerung
an unvollkommener visueller Wahrnehmung. Zum Beispiel sind viele
Menschen kurzsichtig, weil ihre Augäpfel „zu lang" sind (Myopie). Demzufolge wird ein
scharfes Bild eines Objekts nicht auf der Netzhaut, sondern vor
der Netzhaut erzeugt. Daher erscheint einer myopischen Person eine
entfernte Szene mehr oder weniger verschwommen. Auf der anderen
Seite ist Hyperopie ein Zustand, bei dem der Fehler der Lichtbrechung
verursacht, dass Lichtstrahlen, welche parallel zur optischen Achse
in das Auge einfallen, hinter der Netzhaut fokussiert werden. Dies
kommt vor, weil der Augapfel von vorne nach hinten „zu kurz" ist. Dieser Zustand
wird üblicherweise
als Weitsichtigkeit bezeichnet. Im Gegensatz zur myopischen Person,
wird eine hyperopische oder weitsichtige Person eine nahe Szene
als mehr oder weniger verschwommen wahrnehmen.
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Eine
weitere Krankheit der Lichtbrechung ist der Astigmatismus. Allerdings
unterscheidet sich Astigmatismus von sowohl Myopie wie auch Hyperopie
darin, dass Astigmatismus durch eine ungleiche Krümmung der
lichtbrechenden Oberflächen
des Auges verursacht wird. Bei Astigmatismus wird ein Lichtstrahl
nicht scharf auf der Netzhaut fokussiert, sondern über ein
mehr oder weniger diffuses Gebiet ausgebreitet. Darüberhinaus
gibt es sogar höhergradige
Krankheiten der Lichtbrechung, die für die Sichtkorrektur von Interesse
sind, einschließlich
Coma und sphärische
Aberration. Insbesondere ist Coma eine Aberration in einer Linse
oder einem Linsensystem, wobei ein Punkt abseits der optischen Achse
als ein kleiner birnenförmiger
Schweif abgebildet wird. Coma entsteht, wenn die Kraft der Zonen
der Linse entsprechend des Abstands der Zone von der Achse variiert.
Auf der anderen Seite wird die sphärische Aberration durch einen
Verlust der Schärfe
von Bildern verursacht, welche durch optische Systeme, wie zum Beispiel
das Auge, gebildet werden. Solche Aberrationen kommen durch die
Geometrie sphärischer Oberflächen zustande.
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In
der Vergangenheit wurden einfache Fehler der Lichtbrechung des menschlichen
Auges (Myopie, Hyperopie und Astigmatismus) üblicherweise durch Brillengläser korrigiert,
ein Verfahren, das bis auf das Jahr 1750 zurückzuführen ist. In letzter Zeit waren
Kontaktlinsen, die vor ungefähr
50 Jahren erfunden wurden, zur Korrektur dieser eher einfachen Fehler
der Lichtbrechung nützlich.
Ferner erfährt
die refraktive Laserchirurgie, welche Excimer UV-Laser verwendet,
steigende Popularität.
Bisher waren alle diese Techniken zur Korrektur optischer Störungen des
Auges allerdings auf die Korrektur von Fehlern wie Kurzsichtigkeit
(Myopie) oder Weitsichtigkeit (Hyperopie) und auf zylindrische Lichtbrechungsfehler, den
sogenannten Astigmatismus, begrenzt.
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Wie
oben bemerkt, können
Sehfähigkeit
und deren lichtbrechende Fehler sehr komplex sein. Ähnlich wie
bei jedem anderen optischen System zeigt das menschliche Auge zusätzlich zu
den einfachen Fehlern der Lichtbrechung auch höhergradige Fehler der Lichtbrechung
(„Aberrationen") wie zum Beispiel die
oben erwähnten
Coma und sphärische
Aberration. In allen Fällen
wird eine Aberration verursacht, wenn eine idealerweise flache ,Wellenfront' (d.h. ein Zustand,
bei dem alle optischen Weglängen
gleich sind) durch ein reales optisches System verzerrt wird. In
einigen Fällen
entstehen diese Verzerrungen auf eine sehr komplexe Art und Weise.
Im gewöhnlichen Fall
würden
einfache Verzerrungen wie Kurzsichtigkeit und Weitsichtigkeit eine
unkomplizierte, kesselartige Verzerrung verursachen. Mit höhergradigen Aberrationen
ist das Ergebnis allerdings eine komplexe, nicht-symmetrische Verzerrung
der ursprünglich
flachen Wellenfront. Diese nicht-symmetrischen Verzerrungen sind
einzigartig für
jedes optische System, einschließlich eines jeden einzelnen
menschlichen Auges, und führen
zu einer verschwommenen optischen Abbildung betrachteter Szenen.
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Es
kommt vor, dass Fehler der Lichtbrechung (Aberrationen oder Verzerrungen)
stärker sind,
wenn Licht nicht nur durch das Zentrum eines optischen Systems fällt, sondern
auch durch die äußeren Regionen
des Systems. Besonders werden diese Aberrationen unter kritischen
Lichtbedingungen stärker
betont (zum Beispiel im Zwielicht). Zum Beispiel ist es bekannt,
dass Menschen eine vergleichsweise kleine Pupille bei hellem Tageslicht
haben. Wenn die Lichtstärke
sinkt, wird die Pupille allerdings dilatiert, um mehr Licht zur
Netzhaut durchzulassen. Mit der Pupillendilatation werden Lichtstrahlen
zusätzlich
zur Wanderung durch das Augenzentrum auch durch die äußeren Regionen
des Auges (d. h. des optischen Systems) wandern, in welchen die optische
Qualität
gering ausfällt.
Somit haben sogar Personen mit normaler 20/20 Sehfähigkeit
unter kritischen Lichtbedingungen eine erniedrigte Sehschärfe wegen
der erhöhten
höhergradigen
Aberrationen.
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Ein
typischer Ansatz für
die Verbesserung der Sehfähigkeit
eines Patienten bestand darin, zuerst diejenigen Messungen des Auges
zu erhalten, welche sich auf die Topographie der vorderen Fläche der
Hornhaut beziehen. Besonders werden solche Messungen durchgeführt, um
Zernike Polynome zu bestimmen. Die Zernike Polynome werden dann
verwendet, um die vordere Fläche
der Hornhaut mathematisch zu beschreiben und davon ein Modell zu
erstellen. Gemäß dieser
Vorgehensweise kann, abhängig
von der Ordnung des Zernike Polynoms, ein bestimmter Zustand der
Lichtbrechung des Auges beschrieben werden. Zum Beispiel beschreiben
die erstgradigen Ausdrücke
des Zernike Polynoms die Neigung einer Wellenfront, während die
zweitgradigen Ausdrücke
Myopie, Hyperopie oder Astigmatismus beschreiben. Die drittgradigen
Ausdrücke
beschreiben dann Coma und die viertgradigen Ausdrücke beschreiben
z.B. die sphärische
Aberration.
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Bis
zu diesem Zeitpunkt konnten die komplexen Aberrationen des menschlichen
Auges einschließlich
Coma und sphärische
Aberration nicht gemessen und daher auch nicht korrigiert werden. Ferner
ist heutzutage sogar die Messung der sogenannten einfachen „Standard"-Fehler der Lichtbrechung
immer noch nicht völlig
objektiv. Tatsächlich wird
zur Zeit die Sehfähigkeit
des Patienten normalerweise mit Hilfe eines Autorefraktors zur Messung der
Kurzsichtigkeit, Weitsichtigkeit und Astigmatismus kategorisiert.
In dem Prozess ist die Kooperation des Patienten für den Erhalt
sogar grob realistischer Ergebnisse entscheidend. Dennoch muss der
Optiker nach dieser Eingangsmessung in einem subjektiven Verfahren
Korrekturlinsen verwenden, um die korrektive Stärke, welche am besten zu dem
Patienten passt, zu finden.
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Diese
Einschränkungen
wurden in hohem Maße
durch das Unvermögen
verursacht, eine Topographie für
die hintere Oberfläche
des Auges zusätzlich
zu der vorderen Oberfläche
des Auges zu ermitteln. Darüberhinaus
wurde den peripheren Gebieten der Hornhaut wenig Aufmerksamkeit
gewidmet, bei welchen sphärische
Aberrationen stärker
in den Vordergrund treten, wenn sich die Pupille des Auges dilatiert.
Um diese Unzulänglichkeiten
zu überwinden, ist
es notwendig, neue Wege und Verfahren zur Messung der lichtbrechenden
Eigenschaften der Hornhaut zu auszuwerten.
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Vordem
war es die übliche
Praxis, Lichtstrahlen im Sinne von Wellenfronten und Aberrationen
von einer Wellenfront zu analysieren und zu beschreiben. In dieser
Hinsicht waren die Zernike Polynome nützlich. Ein Lichtstrahl kann
allerdings auf eine andere Art und Weise begrifflich erfasst werden,
nicht nur als eine Wellenfront. Er kann auch im Sinne einer Vielzahl
von individuellen Strahlen aufgefasst werden, wobei jeder Strahl
seine eigene optische Weglänge besitzt.
Besonders, im Vergleich betrachtet, kann eine Wellenfront zu einem
beliebigen bestimmten Zeitpunkt bestehend aus den zeitlichen Längen der verschiedenen
optischen Wege aufgefasst werden, welche von individuellen Lichtstrahlen
vom Ursprung oder von der Quelle des Lichtes aus zurückgelegt wurden.
Somit ist ein Lichtstrahl mit einer flachen oder ebenen Wellenfront
mit einem Lichtstrahl äquivalent,
in dem alles Licht im Strahl auf optischen Wegen gewandert ist,
welche die gleiche zeitliche Länge aufweisen.
Eine Wellenfront kann durch Unvollkommenheiten im Auge verzerrt
werden und in sogenannten Wellenaberrationen resultieren. In Hinsicht auf
optische Weglängen
können
dieselben Aberrationen als Ergebnis von Unterschieden in der optischen Weglänge der
individuellen Strahlen aufgefasst werden, welche durch unerwünschte Brechungen
des Lichtes verursacht werden, wenn es das Auge durchquert.
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US Patentschrift Nr. 6 234
978 B offenbart eine Vorrichtung zur Präzisionsmessung von optischen
Eigenschaften des Auges und der Form der Hornhaut des Auges. Die
offenbarte Vorrichtung umfasst ein illuminierendes optisches System,
welches eine winzige Region auf der Netzhaut des Auges mit Lichtwellen,
welche von einer illuminierenden Lichtquelle ausgesendet werden,
illuminiert, ein optisches System zur Leitung reflektierten Lichtes,
welches reflektierte Lichtstrahlen, die von der Netzhaut des Auges
reflektiert werden, zu einem lichterfassenden Gerät hin leitet,
ein Umwandlungsgerät
zum Umwandeln reflektierter Strahlen in mindestens siebzehn Lichtstrahlen,
eine Lichterfassungsgerät
zum Erfassen der Vielzahl von Lichtstrahlen vom Umwandlungsgerät und eine
arithmetische Einheit zur Bestimmung der optischen Eigenschaften
des Auges und der Form der Hornhaut auf der Basis der Inklination
der durch des Lichterfassungsgerät
bestimmten Lichtstrahlen.
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Wie
oben diskutiert, war die Sichtkorrektur bisher primär mit der
Umbildung der Hornhaut mit Hilfe von Daten beschäftigt, welche über die
Topographie der vorderen Fläche
des Auges gesammelt werden. Ein gutes Beispiel einer Technologie,
die für
diesen Zweck hilfreich ist, wird in der
US Patentschrift 5 062 702 bereitgestellt,
welche an Bille für
eine Erfindung mit dem Titel „Device
for Mapping Corneal Topography" ausgestellt
wurde. Die hintere Fläche
des Auges beeinflusst allerdings die Brechung des Lichtes, welches
das Auge durchquert, ebenso. Somit sind für präzisere Korrekturen der Lichtbrechung
zusätzliche
Informationen über
die Dicke der Hornhaut notwendig. Zu diesem Zweck wäre eine
Karte der hinteren Fläche
der Hornhaut zweifellos hilfreich. Während darüberhinaus grobe Annäherungen
der niedriggradigen visuellen Aberrationen mit Hilfe der Zernike
Polynome für
eingeschränkte
Zwecke hilfreich sein können,
werden die oberflächlichen
Modelle, welche durch die Zernike Polynome bereitgestellt werden,
sehr beschwer lich und weniger präzise,
sofern höhergradige
Aberrationen betroffen sind.
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Angesichts
des oben gesagten ist es ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein
Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung der lichtbrechenden Eigenschaften
des menschlichen Auges bereitzustellen, welche in der Lage sind,
eine topographische Karte der vorderen Fläche des Auges und eine Sehschärfe-Karte
der lichtbrechenden Stärke
des gesamten menschlichen Auges zu erstellen, welche entweder für die Verschreibung
korrigierender Elemente oder die Planung von chirurgischen Eingriffen
hilfreich sind. Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es,
ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung der lichtbrechenden
Eigenschaften des menschlichen Auges durch Berücksichtigen des Nettoergebnisses
auf individuelle Strahlen, während
sie das menschliche Auge durchqueren, bereitzustellen. Noch ein
weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren und
eine Vorrichtung zur Messung der lichtbrechenden Eigenschaften des
menschlichen Auges bereitzustellen, welche zusätzlich zu Myopie, Hyperopie
und Astigmatismus auch dazu verwendet werden können, höhergradige lichtbrechende Fehler
(Aberrationen), wie zum Beispiel Coma und sphärische Aberration, zu bestimmen.
Noch ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren
und eine Vorrichtung zur Messung der lichtbrechenden Eigenschaften
des menschlichen Auges bereitzustellen, welche effektiv einfach
zu verwenden, relativ bequem zu betreiben und einzusetzen und vergleichsweise
kosteneffektiv sind.
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Gemäß eines
ersten Aspekts der bevorzugten Ausführungsform ist ein System zur
Messung der optischen Eigenschaften des Auges bereitgestellt, wobei
das Auge, in Reihenfolge, eine Hornhaut, eine Linse und eine Netzhaut
aufweist, wobei das System Folgendes umfasst:
ein optisches
Mittel zum Richten eines ersten Lichtstrahls zur Reflexion von der
Hornhaut des Auges als ein reflektierter erster Lichtstrahl;
ein
Lenslet-Array zum Trennen des reflektierten ersten Lichtstrahls
in eine Vielzahl von ersten einzelnen Strahlen, wobei jeder erste
einzelne Strahl eine optische Weglänge aufweist;
ein optisches
Mittel zum Ausrichten eines zweiten Lichtstrahls durch die Hornhaut
und durch die Linse, zur Reflexion von der Netzhaut des Auges als
ein reflektierter zweiter Lichtstrahl;
ein Lenslet-Array zum
Trennen des reflektierten zweiten Lichtstrahls in eine Vielzahl
von zweiten einzelnen Strahlen, wobei jeder zweite einzelne Strahl eine
optische Weglänge
aufweist;
ein Computermittel zum Verwenden der Vielzahl von ersten
einzelnen Strahlen, um eine topographische Karte der Hornhaut zu
erstellen, welche die optischen Weglängen der ersten einzelnen Strahlen
anzeigt, und zum Verwenden der Vielzahl von zweiten einzelnen Strahlen,
um eine Sehschärfe-Karte
des Auges zu erstellen, welche die optischen Weglängen der zweiten
einzelnen Strahlen anzeigt; und
ein Vergleichsmittel, welches
mit dem Computermittel betriebsfähig
ist, zum Vergleichen der topographischen Karte der Hornhaut mit
der Sehschärfe-Karte des
Auges, um ausgewählte
optische Eigenschaften des Auges zu bestimmen;
dadurch gekennzeichnet,
dass die topographische Karte Aberrationen für die vordere Fläche der
Hornhaut anzeigt, während
die Sehschärfe-Karte
Aberrationen des gesamten Auges anzeigt, und wobei das Vergleichsmittel
Mittel zum Trennen der Aberrationen der vorderen Fläche der
Hornhaut und einer vorbestimmte Aberration für die Linse von den Aberrationen
des gesamten Auges umfasst, um Aberrationen für die hintere Fläche der
Hornhaut zu bestimmen; und dadurch, dass das Computermittel so konfiguriert
ist, dass es die vorbestimmte Aberration der Linse unter Verwendung
einer Vielzahl von der Reihe nach erstellten Sehschärfe-Karten bestimmt.
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KURZDARSTELLUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung beinhaltet ein System zur Messung der lichtbrechenden
Eigenschaften des Auges ein optisches Teilsystem zur präzisen Bestimmung
der Position des Auges. Genauer beinhaltet dieses Teilsystem eine
Pupillenkamera zur Ermittlung der generellen x-y-Position des Auges
und einen konfokalen Detektor zur präzisen Ermittlung der z-Position
des Auges.
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Sobald
die Position des Auges bestimmt und stabilisiert wurde, wird eine
Lichtquelle aktiviert, um einen Lichtstrahl zur Reflexion von der
vorderen Fläche
des Auges auf das Auge zu richten. Auch wird ein Lenslet so im System
positioniert, dass das Licht, welches von der vorderen Fläche des
Auges reflektiert wird, in eine Vielzahl von individuellen Lichtstrahlen
aufgetrennt wird, welche, je nach der Topographie der vorderen Fläche der
Hornhaut, alle ihre jeweils eigene optische Weglänge aufweisen werden. Diese optischen
Weglängen
können
miteinander identisch sein oder nicht. Die individuellen Strahlen
dieser Vielzahl werden dann auf einen Sensor hin gerichtet, welcher
so mit einem Computer zusammenwirkt, dass eine digitale topographische
Karte der Hornhaut erstellt wird. Diese topographische Karte basiert
somit auf den optischen Weglängen
der individuellen Lichtstrahlen, welche von der vorderen Fläche der Hornhaut
reflektiert werden. Zum Zweck der vorliegenden Erfindung weist Licht
in dem Strahl, welcher von der vorderen Fläche der Hornhaut reflektiert
werden soll, vorzugs weise eine Wellenlänge von ungefähr 840 nm
auf und wird auf das Zentrum der Hornhautkrümmung fokussiert.
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Eine
weitere Lichtquelle wird so in dem System positioniert, dass ein
Lichtstrahl zur Reflexion von der Netzhaut auf das Auge gerichtet
wird. Vorzugsweise wird das Licht dieses Strahles beim Treffen auf
das Auge kollimiert, und der Strahl hat beim Durchqueren der Pupille
zur Netzhaut hin einen Durchmesser von weniger als ungefähr 2 mm.
Das Licht, welches dann von der Netzhaut reflektiert wird, füllt die
Pupille aus und wird auf ein Lenslet gerichtet, wo es, wie das von
der Hornhaut reflektierte Licht, in eine Vielzahl von individuellen
Strahlen aufgetrennt wird. Abhängig
von den bestimmten Lichtbrechungen, welche während des Durchquerens dieser
individuellen Strahlen durch das Auge entstanden, mögen sie
einander gleich sein oder nicht. Die individuellen Strahlen dieser
Vielzahl werden dann auf einen Sensor gerichtet. Wie der Sensor,
welcher mit den von der Hornhaut reflektierten individuellen Strahlen assoziiert
ist, wirkt auch dieser Sensor mit dem Computer zusammen. Die von
der Netzhaut reflektierten individuellen Lichtstrahlen werden allerdings
verwendet, um eine digitale Sehschärfe-Karte des gesamten Auges
zu erstellen. Die Sehschärfe-Karte,
welche somit erstellt wurde, basiert auf den optischen Weglängen der
von der Netzhaut reflektierten, individuellen Lichtstrahlen. Zum
Zweck der vorliegenden Erfindung wird das Licht in dem von der Netzhaut
zu reflektierenden Strahl eine Wellenlänge von ungefähr 780 nm
aufweisen.
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Wie
für die
vorliegende Erfindung beabsichtigt, müssen die lichtbrechenden Wirkungen
der kristallinen Linse im Auge mit einberechnet werden, um die Topographie
der hinteren Fläche
der Hornhaut festzulegen. Dies kann auf zwei Wegen erreicht werden.
Beim myopischen Auge wird der Patient gebeten, sich auf einen unendlich
entfernten Punkt zu konzentrieren. Die kristalline Linse des Patientenauges wird
sich dann entspannen und daher nur die durch ihren entspannten Zustand
verursachte Lichtbrechung beitragen. Auf der anderen Seite werden für das hyperopische
Auge oder das Auge eines Kindes mehrere aufeinander folgende Messungen
von aufeinander folgenden Vielzahlen der von der Netzhaut reflektierten
individuellen Strahlen benötigt.
Es kommt vor, dass diese bei unfokussierten Zuständen der Linse vorgenommenen
Messungen kollektiv proportional zum entspannten Zustand vorliegen.
Somit kann mit Hilfe von Kurvenanpassungstechniken der entspannte
Zustand für
die Linse aus den Daten extrapoliert werden. Eine Bestimmung der
Topographie der hinteren Fläche
der Hornhaut wird dann durch Subtraktion der Topographie der vorderen
Fläche des
Auges (die topographische Karte) von den für die Feststellung der lichtbrechenden
Eigenschaften des gesamten Auges ermittelten Daten (die Sehschärfe-Karte)
erstellt.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Die
neuartigen Eigenschaften dieser Erfindung, wie die Erfindung selbst,
sowohl bezüglich
ihrer Struktur wie auch ihres Betriebs, werden am besten durch die
beiliegenden Zeichnungen im Zusammenhang mit der beiliegenden Beschreibung
verstanden, in welchen sich entsprechende Bezugskennzeichen auf
entsprechende Teile beziehen, und in welchen Folgendes gilt:
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1 ist
eine schematische Zeichnung des Systems der vorliegenden Erfindung;
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2A ist
eine seitliche Querschnittsansicht eines Auges, welches in Beziehung
zu einer einfallenden ebenen Lichtwellenfront gezeigt wird;
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2B ist
eine seitliche Querschnittsansicht eines Auges, welches in Beziehung
zu einer heraus strahlenden Lichtwellenfront gezeigt wird, welche durch
die lichtbrechenden Eigenschaften des Auges verzerrt wurde;
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3 ist
eine seitliche Querschnittsansicht eines Auges, welche mit von der
Netzhaut reflektiertem Licht gezeigt wird;
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4 ist
eine seitliche Querschnittsansicht eines Auges, welche mit von der
vorderen Fläche
der Hornhaut reflektiertem Licht gezeigt wird;
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5 ist
eine Kurve, welche die Beziehung zwischen unfokussierten Zuständen eines
Auges und der sphärischen
Aberration zeigt, welche die Linse des Auges in einem entsprechend
entfokussierten Zustand aufweist.
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BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN
AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Zunächst wird
mit Bezug auf 1 ein System zur Bestimmung
der lichtbrechenden Eigenschaften des menschlichen Auges in einer
schematischen Zeichnung gezeigt und allgemein mit 10 gekennzeichnet.
Wie in 1 angedeutet, soll die Verwendung des Systems 10 diagnostische
Informationen über
das Auge 12 bereitstellen. Um dies zu erreichen, setzt
das System 10 vier verschiedene Lichtquellen ein und verwendet
vier verschiedene Wellenlängen,
alle für
unterschiedliche Zielsetzungen. Genauer beinhaltet das System 10 eine
Lichtquelle 14, welche vorzugsweise eine Laserdiode ist,
die einen Lichtstrahl generiert, der eine Wellenlänge von
ungefähr
achthundertvierzig Nanometern aufweist (840 nm). Eine weitere Lichtquelle 16 ist
bereitgestellt, welche vorzugsweise eine Laserdiode ist, die einen Lichtstrahl
generiert, der eine Wellenlänge
von ungefähr
siebenhundertachtzig Nanometern aufweist (780 nm). Es gibt noch
eine weitere Lichtquelle 18, welche vorzugsweise eine Laserdiode
ist, die einen Lichtstrahl generiert, der eine Wellenlänge von
ungefähr neunhundertdreißig Nanometern
aufweist (930 nm). Zuletzt gibt es einen Illuminator 20,
welcher eine Vielzahl von Infrarotdioden beinhalten kann, die kollektiv einen
Lichtstrahl generieren, welcher eine Wellenlänge von ungefähr neunhundertundachtzig
Nanometern (980 nm) aufweist.
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Wie
für das
System 10 der vorliegenden Erfindung geplant, wird ein
Computer 22 verwendet, um das Licht auszuwerten, welches
von jeder der oben erwähnten
Lichtquellen 14, 16 und 18 und vom Illuminator 20 ausgesendet
wird. Genauer wird diese Auswertung von einem Computer 22 ausgeführt, nachdem
das Licht von dessen entsprechender Quelle auf das Auge 12 gerichtet
und in einer Art und Weise vom Auge 12 reflektiert wurde.
Mit dem Ziel, die kollektive Wirkung allen Lichtes, welches im System 10 vom Auge 12 reflektiert
wurde, zu betrachten, ist es vielleicht am besten, zuerst jede Lichtquelle
individuell zu betrachten und das Licht von dieser bestimmten Quelle
zu verfolgen, während
es das System 10 durchquert.
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Um
mit der Lichtquelle 14 zu beginnen, wie oben festgestellt,
wird ein Lichtstrahl 24 generiert, welcher eine Wellenlänge von
ungefähr
achthundertundvierzig Nanometern (840 nm) aufweist. Ferner richtet
die Lichtquelle 14 diesen Strahl 24 auf einen
dichroitischen Strahlenteiler 26, welcher 840nm-Licht durchlässt, aber
ansonsten Licht, welches erheblich unter 840nm liegt (z.B. 780 nm),
reflektiert. Nach Durchqueren des Strahlenteilers 26 wird
der Lichtstrahl 24 dann durch einen polarisierenden Strahlenteiler 28 zur
weiteren Transmission durch einen Strahlenexpander, welcher die
Linsen 30 und 32 beinhaltet, reflektiert. Der
Lichtstrahl 24 durchquert dann einen dichroitischen Strahlenteiler 34,
welcher, wie der Strahlenteiler 26, 840nm-Licht durchlassen,
jedoch 780nm-Licht reflektieren wird. Nach Durchqueren des Strahlenteilers 34 wird
der Lichtstrahl 24 durch die kollektive Wirkung der Linsen 36, 38 und 40 expandiert
und durchquert einen dichroitischen Strahlenteiler 42 in
Richtung des dichroitischen Strahlenteilers 44. Zum Zweck
der vorliegenden Erfindung wird der dichroitische Strahlenteiler 42 Licht
mit Wellenlängen
von weniger als ungefähr
900 nm durchlassen und Licht mit Wellenlängen von mehr als ungefähr 900 nm
reflektieren. Auf der anderen Seite wird der dichroitische Strahlenteiler 44 Licht mit
Wellenlängen
von mehr als ungefähr
830 nm durchlassen und Licht mit Wellenlängen von weniger als ungefähr 830 nm
reflektieren. Somit wird der Lichtstrahl 24 beide Strahlenteiler 42 und 44 durchqueren.
Nach Durchqueren des Strahlenteilers 44 durchquert das
Licht in dem Lichtstrahl 24 ein λ/4-Plättchen 46, wo er um
ungefähr
fünfundvierzig Grad
(45°) rotiert
wird. Der Lichtstrahl 24 wird dann durch eine bewegliche
Linse 48 auf das Auge 12 fokussiert.
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Nach
Reflexion von dem Auge 12 läuft der Lichtstrahl 24 zurück durch
das λ/4-Plättchen 46,
wo er wiederum um zusätzliche
fünfundvierzig
Grad (45°)
rotiert wird. Somit wurde er nunmehr um ungefähr neunzig Grad (90°) im Verhältnis zum
Licht im Lichtstrahl 24, wie es ursprünglich von der Lichtquelle 14 ausgesendet
wurde, rotiert. Ferner durchquert der Lichtstrahl 24 wiederum
die Strahlenteiler 44, 42 und 34. Wegen
seiner dualen Rotation durch das λ/4-Plättchen 46 wird
der Lichtstrahl 24 allerdings nicht durch den polarisierenden
Strahlenteiler 28 reflektiert werden. Stattdessen wird
der polarisierende Strahlenteiler 28 den Lichtstrahl 24 in
Richtung auf ein Lenslet-Array 50 durchlassen, wobei der
Stahl 24 in eine Vielzahl von individuellen Strahlen aufgetrennt
wird. Diese individuellen Strahlen sind alle zueinander parallel
und werden vom Lenslet-Array 50 in Richtung auf einen dichroitischen
Strahlenteiler 52 gerichtet, welcher, wie die Strahlenteiler 26 und 34, Licht
mit einer Wellenlänge
von 840 nm durchlassen wird. Nach Durchqueren des Strahlenteilers 52 werden
die individuellen Strahlen, welche nun Strahl 24 umfassen,
durch einen gebietssensitiven Detektor 54 erfasst und dann
als eine Vielzahl von entsprechenden Signalen über die Leitung 56 an den
Computer 22 weitergeleitet. Vorzugsweise ist der gebietssensitive
Detektor 54 ein CCD eines in der einschlägigen Fachwelt
gut bekannten Typs.
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In
einer ähnlich
der oben zur Beschreibung des von Strahl 24 eingeschlagenen
Weges dargelegten Art und Weise wird nun der Lichtstrahl 58,
welcher von der Lichtquelle 16 erzeugt wird, betrachtet. Wie
oben angedeutet, wird der Lichtstrahl 58 eine Wellenlänge von
ungefähr
780 nm aufweisen. Daher wird der Lichtstrahl 58 vom dichroitischen
Strahlenteiler 26 und dem polarisierenden Strahlenteiler 28 reflektiert
werden. Im Unterschied zu Lichtstrahl 24 wird der Lichtstrahl 58 allerdings
vom Strahlenteiler 34 reflektiert werden und in Richtung
auf die Linse 60 und die Lochblende 62 gerichtet
werden. Ein dichroitischer Strahlenteiler 64 wird dann
bereitgestellt, um den Lichtstrahl 58 durch eine Linse 66,
in Richtung auf einen Umlenkspiegel 68 und durch eine Fokussierungslinse 70 zu
richten. Es kann bemerkt werden, dass zum Zweck der vorliegenden
Erfindung der Strahlenteiler 64 in der Lage sein muss,
sichtbares Licht unterhalb einer Wellenlänge von 780 nm (d.h. Licht
mit einer Wellenlänge
im Bereich von 780 bis 380 nm) durchzulassen. Nach Reflexion durch
den Strahlenteiler 44 wird der Lichtstrahl 58 durch
ein λ/4-Plättchen 46 rotiert
und durch den Fokussierungsspiegel 48 in Richtung auf das
Auge 12 gerichtet. Es ist wichtig, dass das Licht im Lichtstrahl 58, während Lichtstrahl 58 in
Richtung auf das Auge 12 gerichtet wird, wesentlich kollimiert
wird und einen Strahlendurchmesser von ungefähr zwei Millimetern (2 mm)
aufweisen wird.
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Nach
Reflexion vom Auge 12 wird der Lichtstrahl 58 wiederum
durch das λ/4-Plättchen 46 rotiert werden.
Somit wird er vom Strahlenteiler 44 reflektiert, vom Umlenkspiegel 68 umgelenkt
und von den Strahlenteilern 64 und 34 reflektiert.
So wie der Lichtstrahl 24 wird auch der Lichtstrahl 58 vom
polarisierenden Strahlenteiler 28 in Richtung auf das Lenslet-Array 50 durchgelassen.
Ebenso wie der Lichtstrahl 24 wird der Lichtstrahl 58 durch
das Lenslet-Array 50 in eine Vielzahl von individuellen
Lichtstrahlen aufgetrennt. Die Vielzahl individueller Strahlen,
welche nun den Lichtstrahl 58 umfassen, werden durch den
Strahlenteiler 52 reflektiert und in Richtung auf einen
gebietssensitiven Detektor 72 gerichtet, wo die individuellen
Strahlen in entsprechende Signale zur Übertragung über die Leitung 74 an
den Computer 22 umgewandelt werden.
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Die
Lichtquelle 18, wie oben erwähnt, wird einen Lichtstrahl 75 generieren,
welcher eine Wellenlänge
von ungefähr
930 nm aufweist. Wie in 1 gezeigt, wird dieser Lichtstrahl 75 einen
polarisierenden Strahlenteiler 76, eine Linse 78 und
einen dichroitischen Strahlenteiler 80 durchlaufen, bevor
er durch den Strahlenteiler 42 in Richtung auf das Auge 12 reflektiert
wird. Es ist wichtig, dass der Strahl 75, während er
in Richtung auf das Auge 12 gerichtet wird, das λ/4-Plättchen 46 durchläuft und
von demselben rotiert wird. Der Lichtstrahl 75 wird dann
vom Auge 12 reflektiert und das Licht im reflektierten
Lichtstrahl 75 wird wiederum das λ/4-Plättchen 46 durchlaufen
und von demselben rotiert werden. Am Strahlenteiler 42 wird
der Lichtstrahl 75 zurück
in Richtung auf den polarisierenden Strahlenteiler 76 gerichtet.
Diesmal durchläuft
der Lichtstrahl 75 den Strahlenteiler 76 allerdings
nicht. Stattdessen wird der Lichtstrahl 75 wegen seiner
Rotationen durch das λ/4-Plättchen 46 vom
polarisierenden Strahlenteiler 76 durch eine Lochblende 81 in
Richtung auf den konfokalen Detektor 82 hin reflektiert.
Ein Signal, welches durch den konfokalen Detektor 82 als
Antwort auf dessen Empfang des Lichtstrahls 75 generiert
wird, wird dann über
Leitung 84 an den Computer 22 weitergeleitet.
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Wie
oben angedeutet, generiert der Illuminator 20 einen Lichtstrahl 86,
welcher eine Wellenlänge von
ungefähr
980 nm aufweist. Für
die vorliegende Erfindung kann der Illumi nator 20 entweder
eine Vielzahl gesonderter Infrarotdioden beinhalten oder als ein
Ring konfiguriert sein. In jedem Fall, wie in 1 gezeigt,
wird der resultierende Lichtstrahl 86 direkt auf das Auge 12 gerichtet.
Nach Reflexion des Lichtstrahls 86 vom Auge 12,
weist 1 darauf hin, dass der Strahl einen Strahlenteiler 44 durchläuft, aber
sowohl vom Strahlenteiler 42 als auch vom Strahlenteiler 80 reflektiert
wird. Besonders, sofern der Strahlenteiler 80 betroffen
ist, wird er Licht wie zum Beispiel das Licht im Lichtstrahl 86,
welches eine Wellenlänge von
mehr als 950 nm aufweist, reflektieren. Dementsprechend wird das
Licht im Lichtstrahl 86, welches vom Auge 12 reflektiert
wurde, von einer Pupillenkamera 88 empfangen und ein reagierendes,
von der Pupillenkamera 88 generiertes Signal über Leitung 90 zum
Computer 22 gesendet werden.
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1 zeigt
ebenfalls, dass der Computer 22 über eine Leitung 92 mit
der Linse 70 verbunden ist. Mit dieser Verbindung ist der
Computer 22 in der Lage, den Fokus des Lichtstrahls 58,
der durch die Linse 70 bereitgestellt wird, einzustellen.
Ferner zeigt 1, dass der Computer 22 über Leitung 94 mit
der Linse 48 verbunden ist. Mit dieser Verbindung ist der Computer 22 in
der Lage, den Fokus der Lichtstahlen 24 und 75 einzustellen.
Auch zeigt 1, dass der Computer 22 eine
Bildfangschaltung 96 beinhalten kann, welche visuelle Darstellungen
der Signale bereitstellt, welche vom den gebietssensitiven Detektoren 54 und 72,
sowie von den Signalen, welche vom konfokalen Detektor 82 und
der Pupillenkamera 88 empfangen werden.
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BETRIEB
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Als Übersicht
kann Licht zum Zweck des Betriebs des Systems 10 auf eine
von zwei Arten begrifflich erfasst werden. Erstens kann man sich
Licht im Sinne von Wellenfronten vorstellen. Zweitens kann man sich
Licht als ein kollektives Bündel
von vielen verschiedenen gesonderten Strahlen vorstellen. Diese
beiden Konzepte müssen
selbstverständlich
miteinander in Beziehung stehen, wenn sie den gleichen Lichtstrahl
beschreiben sollen. Dementsprechend kann man sich, um beide Konzepte
miteinander in Übereinstimmung
zu bringen, eine Wellenfront als eine räumliche Repräsentation
der optischen Weglängen,
welche von allen verschiedenen individuellen Strahlen von einem
gemeinsamen Ursprung (einer Lichtquelle) aus zu jedem beliebigen
Zeitpunkt zurückgelegt
wurden, vorstellen. Somit ist es der Fall mit ungebrochenem Licht,
welches von einer Lichtquelle in Richtung des Pfeils 98,
wie in 2A gezeigt, gewandert ist, dass
das Licht eine ebene Wellenfront 100 vorweisen wird. Anders
ausgedrückt,
die optische Weglänge
eines individuellen Strahls in diesem Licht, welches den Weg von
der Quelle zur Position 102 in der Wellenfront 100 zurückgelegt
hat, wird dieselbe Länge
aufweisen wie die optische Weglänge
eines individuellen Strahls, welcher den Weg von der Quelle zur
Position 104 in der Wellenfront 100 zurückgelegt
hat. Während
das Licht in Wellenfront 100 das Auge 12 durchquert,
werden die individuellen Lichtstrahlen allerdings unterschiedlich
gebrochen.
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Anatomisch
ist es für
das in das Auge 12 eintretende Licht notwendig, die Hornhaut 106 und
die kristalline Linse 108 des Auges 12 zu durchqueren, bevor
es mit der Netzhaut 110 in Kontakt tritt. Es ist bekannt,
dass unsere Sehwahrnehmung davon abhängig ist, wie dieses Licht
mit der Netzhaut 110 in Kontakt tritt und es ist natürlich bekannt,
dass gemäß Snell's Gesetz dieses Licht
von der Hornhaut 106 und der Linse 108 gebrochen
wird, während
es das Auge 12 durchquert. Ferner wird jegliches Licht,
welches von der Netzhaut 110 reflektiert wird, um wieder durch
das Auge 12 zurück-
und von dem Auge 12 fortzuwandern, ebenfalls durch die
Linse 108 und die Hornhaut 106 gebrochen werden.
Das Ergebnis aller dieser Brechungen könnte voraussichtlich eine verzerrte
Wellenfront 112 sein, welche von dem Auge 12 in
Richtung des Pfeiles 114 fortwandert, so wie in 2B gezeigt.
Durch Vergleich von 2A mit 2B wird
man bemerken, dass wegen der vom Auge 12 verursachten Lichtbrechungen
die optische Weglänge
der individuellen Strahlen, welche den Weg von Position 102 in
der ebenen Wellenfront 100 zur Position 102' in der verzerrten
Wellenfront 112 zurückgelegt
haben, anders als die optische Weglänge der individuellen Strahlen
sein wird, die den Weg von Position 104 zu 104' zurückgelegt
haben. Wie in der vorliegenden Erfindung berücksichtigt, weisen die Unterschiede
dieser optischen Weglängen
auf die entsprechenden Lichtbrechungen hin, welche die individuellen
Strahlen erfahren haben, während
sie das Auge 12 durchliefen.
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Für den Betrieb
des Systems 10 der vorliegenden Erfindung mag es zunächst notwendig
sein, das System 10 zu kalibrieren. Dies kann durch Ersetzen
des Auges 12 mit einem flachen Spiegel (nicht gezeigt)
erreicht werden. Licht kann dann sequenziell durch das System 10 geschickt
werden, ausgehend von den Lichtquellen 14, 16 und 18 und
von dem Illuminator 20 zur Reflexion vom flachen Spiegel
zurück durch
das System 10. Auf diesem Weg können von den gebietssensitiven
Detektoren 54 und 72, vom konfokalen Detektor 82 und
von der Pupillenkamera 88 Signale generiert werden. Die
Signale, welche somit generiert werden, werden auf inhärente optische Aberrationen
in dem System 10 hinweisen und können nachfolgend dazu verwendet
werden, die tatsächlichen
durch das Auge 12 generierten Signale zu kompensieren.
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Sobald
das System 10 kalibriert wurde, ist es wünschenswert,
die genaue räumliche
x-y-z-Position für
das Auge 12 zu bestimmen. Dies wird mit Hilfe des konfokalen
Detektors 82 und der Pupillenkamera 88 erreicht.
Besonders wird, um eine „z"-Position für das Auge 12 zu
ermitteln, die Lichtquelle 18 aktiviert, um den Lichtstrahl 75 zu
generieren. Für
die vorliegende Erfindung wird der Lichtstrahl 75 durch
die Linse 48 fokussiert, um eine spiegelnde Reflexion des Lichtstrahls 75 von
der Spitze 114 der Hornhaut 106 (siehe
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3)
zu erhalten. Abhängig
von der Position der Linse 48, welche durch den Computer 22 erkannt
wird, während
diese spiegelnde Reflexion erhalten wird, wird die Position des
Auges 12, und genauer die Position der Spitze 114 des
Auges 12 in einer „z"-Richtung entlang
der visuellen Achse des Auges 12 ermittelt. Um eine „x-y"-Position des Auges 12 zu
ermitteln, muss der Illuminator 20 aktiviert werden. Insbesondere
wird die „x-y"-Position des Auges 12 mit
Hilfe der Intensitätsunterschiede
in der Reflexion des Lichtstrahls 86 vom Auge 12,
wie durch die Pupillenkamera 88 und letztendlich durch
den Computer 22 erkannt, ermittelt. Für die vorliegende Erfindung
werden die Intensitätsunterschiede,
welche für diese
Messung verwendet werden, durch den Kontrast zwischen der Regenbogenhaut 116 und
der Linse 108 in der Peripherie der Pupille 118 verursacht. Während die "z"-Position in dieser Diskussion als erstes
in Betracht gezogen wurde, wird ein Fachmann verstehen, dass die „x-y"-Bestimmung in der Tat
zuerst durchgeführt
werden kann.
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Sobald
das System 10 kalibriert und die „x-y"- sowie „z"-Position
des Auges 12 ermittelt wurde, können Messungen der Lichtbrechung
des Auges stattfinden. Angesichts der obigen Diskussion wird bemerkt,
dass diese Messungen unter Kenntnis der Länge des Auges 12 und
mit einem Verständnis darüber, dass
sich die kristalline Linse 108 in ihrem grundlegenden entspannten
Stadium der Lichtbrechung befindet, betrachtet werden müssen. Insofern eine
Messung der Augenlänge 12 betroffen
ist, kann dies durch Aktivieren der Lichtquelle 114 durchgeführt werden,
während
das Auge 12 auf einen Punkt 124 in der unendlichen
Ferne (siehe 1) fokussiert ist. Die Fokussierungslinse 70 wird
dann wie benötigt
durch den Computer 22 oder manuell durch den Betreiber
des Systems 10 bewegt, bis der Lichtstrahl 24 von
der Lichtquelle 114 auf die Netzhaut 110 fokussiert
ist. Unter Verwendung der Position der Linse 70 für diesen
Fokuszustand ist der Computer 22 in der Lage, die Position der
Netzhaut 110 zu ermitteln. Dann kann, durch Kenntnis der
Position der Netzhaut 110 und durch Kenntnis des Ortes
der Spitze 114, welche von früheren Messungen der „z"-Position des Auges 12 erhalten
wurde, die Länge
des Auges 12 bestimmt werden. Diese Messung wird selbstverständlich auch
bestimmen, ob das Auge 12 myopisch oder hyperopisch ist.
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Mit
Bezug auf 3 wird man verstehen, dass das
Auge myopisch ist, wenn der Lichtstrahl 24 ohne jegliche
Korrektur durch das Auge 12 auf einen Ort 120 vor
der Netzhaut 110 fokussiert wird, und eine Bewegung der
Linse 70 notwendig ist, um den Brennpunkt des Lichtstrahls 24 von
dem Ort 120 rückwärts in Richtung
auf die Netzhaut 110 zu verlegen. Auf der anderen Seite
ist das Auge 12 hyperopisch, wenn der Lichtstrahl 24 durch
das Auge 12, wiederum ohne jegliche Korrektur, auf einen
Ort 122 hinter der Netzhaut 110 fokussiert wird
und eine Bewegung der Linse 70 notwendig ist, um den Brennpunkt
des Lichtstrahls 24 von dem Ort 122 vorwärts in Richtung
auf die Netzhaut 110 zu verlegen. Die Feststellung davon,
ob das Auge 12 myopisch oder hyperopisch ist, ist wichtig,
nicht nur als eigenständige
Information, sondern auch für
nachfolgende Messungen der Lichtbrechung. Wichtig ist, dass vorausgesetzt
werden kann, dass die kristalline Linse 70, während das
myopische Auge 12 auf einen Punkt 124 in der unendlichen
Ferne fokussiert, sich in ihrem grundlegend entspannten Zustand
der Lichtbrechung befindet. Auf der anderen Seite müssen, wie
oben bemerkt und wie weiter unten genauer erklärt, mehrere aufeinander folgende
Messungen vorgenommen werden, wenn das Auge 12 hyperopisch
oder das eines Kindes ist.
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Die
initiale Messung für
die generelle Topographie der Hornhaut 106 des Auges 12 wird
mit Hilfe des Lichtstrahls 24 vorgenommen, welcher durch
die Lichtquelle 14 generiert wird und welcher eine Wellenlänge von
840 nm aufweist. Durch Querverbindung von 1 mit 4 wird
man sehen, dass der Lichtstrahl 24 durch die Linse 48 in
Richtung auf das Zentrum der Krümmung 126 der
Hornhaut 106 fokussiert wird. Dadurch überbrückt der Lichtstrahl 24 eine Distanz 128 auf
der vorderen Fläche 130 der
Hornhaut 106, welche ungefähr sieben Millimetern (7 mm) entspricht.
Es ist wichtig, dass ein Teil des Lichtes im Lichtstrahl 24 von
der vorderen Fläche 130 der
Hornhaut 106 reflektiert und zurück durch das System 10 in
Richtung auf das Lenslet 50 gerichtet wird, wo es in eine
Vielzahl individueller Strahlen aufgetrennt wird. Diese individuellen
Strahlen im reflektierten Licht des Lichtstrahls 24 werden
dann durch den gebietssensitiven Detektor 54 erfasst, welcher
Signale generiert, die über
Leitung 56 an den Computer 22 gesendet werden.
Unter Verwendung dieser besonderen Signale ist der Computer 22 in
der Lage, eine topographische Karte der vorderen Fläche 130 der Hornhaut 106 zu
erstellen.
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Für die vorliegende
Erfindung werden Messungen der Lichtbrechung des gesamten Auges 12 mit
Hilfe des Lichtstrahls 58 vorgenommen, welcher von der
Lichtquelle 16 generiert wird. Die kürzere Wellenlänge von
780 nm wird für
den Lichtstrahl 58 ausgewählt, weil sie nahe am sichtbaren
Bereich liegt und deshalb das Auge 12 leichter durchqueren
wird als Lichtstrahlen längerer
Wellenlänge,
welche zu anderen Zwecken im System 10 verwendet werden.
Es ist ein wichtiger Gesichtspunkt, dass der Lichtstrahl 58 einen
relativ kleinen Querschnitt hat, wenn er anfänglich in das Auge 12 eintritt.
Dies ist der Fall, um Lichtbrechungen, welche verursacht werden,
während
der Lichtstrahl 58 durch das Auge 12 in Richtung
auf die Netzhaut 110 wandert, zu minimieren. Für die vorliegende
Erfindung wird der Lichtstrahl 58 vorzugsweise auf ungefähr zwei
Millimeter (2 mm) Durchmesser begrenzt. Auch wird der Lichtstrahl 58 durch
die Optik entlang seinem Strahlenweg so eingestellt, dass er, während Lichtstrahl 58 die
Linse 48 verlässt
und in Richtung auf das Auge 12 wandert, erheblich kollimiert wird,
wenn er an der vorderen Fläche 130 der
Hornhaut 106 ankommt.
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Beim
Zurückkehren
zu 3 wird man sehen, dass das Licht im Lichtstrahl 58 von
der Netzhaut 110 als ein Lichtstrahl 58', welcher die
Pupille 118 ausfüllt,
reflektiert wird. Dieser reflektierte Lichtstrahl 58' wird dann zurück durch
das System 10 zu einem Lenslet 50 geleitet, wo
er, wie der Strahl 24, in eine Vielzahl von individuellen
Strahlen aufgetrennt wird. Ebenso wie die individuellen Strahlen
des Lichtstrahls 24, werden die individuellen Strahlen
des Lichtstrahls 58 zu einem gebietssensitiven Detektor 72 geleitet,
wo Signale für Übertragung über Leitung 74 an
den Computer 22 generiert werden. Genauer werden die individuellen
Strahlen des Lichtstrahls 58 kollektiv verwendet, um eine
Sehschärfe-Karte
des Auges 12 zu generieren, welche auf die Lichtbrechungen
hinweisen, die vom das Auge 12 durchquerenden Licht erfahren
werden.
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Für ein myopisches
Auge 12, welches in seinem grundlegend entspannten Zustand
der Lichtbrechung verbleibt, während
es auf einen Punkt in der unendlichen Ferne 124 (siehe 1)
fokussiert, kann mit Hilfe des Computers 22 eine Topographie der
hinteren Fläche 132 der
Hornhaut 106 bestimmt werden. Im Grunde genommen wird dies
durch Subtraktion der Daten der Topographie-Karte für die vordere
Fläche
des Auges 12 und der grundlegenden entspannten Lichtbrechung
für die
kristalline Linse 108 von der Sehschärfe-Karte des gesamten Auges 12 erreicht.
Das Ergebnis sind Daten, welche direkt dazu verwendet werden können, die
Topographie für die
hintere Fläche 132 des
Auges 12 zu bestimmen.
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Für ein hyperopisches
Auge 12 oder das Auge eines Kindes 12, welches
nicht in der Lage ist, den grundlegenden entspannten Zustand der
Lichtbrechung aufzubauen, während
es auf einen Punkt in der unendlichen Ferne 124 fokussiert
ist, müssen aufeinander
folgende Messungen gemacht und die gesammelten Daten extrapoliert
werden, um den grundlegenden entspannten Zustand der Lichtbrechung
zu bestimmen. Dies ist möglich,
weil es bekannt ist, dass es eine generell lineare Beziehung zwischen
jedem entfokussierten Zustand der kristallinen Linse 108 im
Auge 12 und den entsprechenden durch die Linse 108 verursachten
sphärischen
Aberrationen (siehe 5) gibt. Daher kann durch Heranziehen
einer Serie von aufeinander folgenden Messungen für die Sehschärfe-Karte
(d.h. mit Hilfe des Lichtstrahls 58 von den Lichtquellen 16)
eine Vielzahl von Datenpunkten 134 (von denen 134a, 134b und 134c repräsentativ
sind) aufgezeichnet werden. In 5 sieht
man, dass die Aufzeichnungen der Datenpunkte 134 verwendet
werden können,
um eine Leitung 136 zu identifizieren und dass der Punkt 138 extrapoliert
werden und als äquivalent
gegenüber den
noch vorhandenen Zuständen,
während
derer sich die kristalline Linse 108 in ihrem grundlegenden entspannten
Zustand der Lichtbrechung befindet, betrachtet werden kann. In einer
Art und Weise wie oben bei Betrachtung des myopischen Auges 12 offenbart,
können
diese Daten zusammen mit der Topographie-Karte der vorderen Fläche 130 der
Hornhaut 106 und der Sehschärfe-Karte des gesamten Auges 12 verwendet
werden, um eine Topographie-Karte für die hintere Fläche 132 des
Auges 12 zu bestimmen. In jedem Fall werden alle gesammelten
Daten dem operierenden Arzt eine viel detailgetreuere Messung der
Anatomie des Auges 12 geben, welche für die Verschreibung von korrigierenden
Elementen oder für
die Planung der Durchführung
refraktiver chirurgischer Eingriffe hilfreich sein wird.
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Während das
besondere Verfahren und die Vorrichtung zur Messung der lichtbrechenden
Eigenschaften des menschlichen Auges, wie sie hier gezeigt und im
Detail offenbart wurden, zum Erzielen der Aufgaben und zur Bereitstellung
der Vorteile, wie sie hier vorher beschrieben wurden, vollständig tauglich
sind, muss man verstehen, dass es sich lediglich um eine Illustrierung
der gegenwärtig
bevorzugten Ausfüh rungsformen
der Erfindung handelt und dass keine anderen Einschränkungen
auf die Details der Konstruktion oder des Designs, wie sie hier
gezeigt werden, beabsichtigt sind, außer wie in den angehängten Ansprüchen beschrieben.