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Die
vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen ein diagnostisches
Gerät für Augen.
Insbesondere, betrifft die vorliegende Erfindung Vorrichtungen und
Verfahren zur Untersuchung des Augenhintergrundes. Die vorliegende
Erfindung ist insbesondere, jedoch nicht ausschließlich, zum
Erzeugen eines Aberrations-freien Lichtstrahls nützlich, der mit einer Brenntiefe
von ungefähr
zwanzig Mikron in den Augenhintergrund fokussiert werden kann.
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Die
Untersuchung menschlicher Gewebe erfordert bei Verwendung einer
optischen Vorrichtung die Fähigkeit
einen einfallenden Lichtstrahl genau auf einen bestimmten Brennpunkt
auf dem Gewebe zu fokussieren. Dies kann schwer zu erreichen sein.
In dem speziellen Fall des Augenhintergrundes (d.h. der Retina)
ist die erforderliche Größe des Brennpunktes
für eine
wirksame Untersuchung unendlich klein. Die Aufgabenstellung wird
durch die Tatsache verkompliziert, dass der Lichtstrahl, bevor er
an dessen Brennpunkt in dem Augenhintergrund einfällt bzw.
auftrifft, wirksam durch das Auge gerichtet werden muss.
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Die
Anatomie des Augenhintergrundes eines Auges umfasst bekanntermaßen einige
unterschiedliche Schichten. Diese Schichten bestehen aus unterschiedlichen
Gewebetypen und umfassen in einer von vorne liegenden bzw. anterioren
zu einer hinten liegenden bzw. posterioren Richtung: Axone, Ganglienzellen,
bipolare Zellen, Rezeptoren (Stäbchen
und Zäpfchen),
Pigmentzellen und die Choroidea bzw. Aderhaut. Diese Schichten bilden
zusammen eine Tiefe für
den Augenhintergrund, der irgendwo in dem Bereich von ungefähr dreihundertundfünfzig Mikron, plus
oder minus einhundert Mikron (350 μm ± 100 μm) liegt. Einzelne Schichten
weisen jedoch lediglich eine Tiefe (bspw. Ganglienzellen und Pigmentzellen) von
ungefähr
zwanzig Mikron (20 μm)
auf. Um somit die unterschiedlichen Schichten des Augenhintergrundes
wirksam untersuchen zu können,
ist es notwendig ein Gewebevolumen mit einer Tiefe aufzulösen, die
gleich oder weniger als 20 μm
beträgt.
Mit anderen Worten erfordert dies eine Fähigkeit einfallendes Licht
auf einen Brennpunkt in dem Augenhintergrund zu fokussieren, der
eine dreidimensionale Punktstreufunktion (PSF) aufweist, d.h. das
kleinste aufzulösende
Volumen, das eine Tiefe von zwanzig Mikron aufweist. Die Optik und
die anatomische Struktur des Auges beeinflussen jedoch die Fähigkeit derart
zu verfahren.
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Wann
immer ein Lichtstrahl auf einen Punkt fokussiert wird, liegt der
Lichtstrahl in dem Raum zwischen dem fokussierenden Element (bspw.
einer Linse) und dem Punkt, auf den der Strahl fokussiert wird (d.h.
ein Brennpunkt) kegelförmig
ausgebildet vor. Gemäß der Optik
kommt es ebenfalls vor, dass die Tiefe eines Brennpunkts an dem
Brennpunkt deutlich verringert wird, wenn der Kegelwinkel des fokussierten
Lichts zunimmt. Wie vorstehend aufgezeigt ist es für Augenhintergrunds-Untersuchungen
wünschenswert,
dass eine Tiefe für
den Brennpunkt so flach bzw. oberflächlich wie möglich vorliegt.
Folglich besteht ein Bedarf an relativ großen Kegelwinkeln. Der Kegelwinkel
für Licht,
das auf den Augenhintergrund fokussiert werden kann, ist beim menschlichen
Auge in mindesten zweierlei Hinsicht beschränkt. Einerseits beschränkt die
Iris des Auges die Lichtmenge, die in das Auge eintreten kann. Die
Iris kann bestenfalls erweitert bzw. dilatiert werden, um eine Apertur bzw. Öffnung zu
erstellen, die lediglich ungefähr
einen Durchmesser von 6 Millimetern (6 mm) aufweist. Andererseits
führen
die Kornea bzw. Hornhaut und die Linse des Auges wesentliche optische
Aberrationen in das Licht ein, das auf den Augenhintergrund fokussiert
wird, wenn die Apertur auf über
ungefähr zwei
Millimeter (2 mm) erhöht
wird.
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Um
die Folgen bei einer optischen Untersuchung des Augenhintergrundes
von einem normalen Auge gegenüberzustellen,
ist es hilfreich sich die Unterschiede zwischen den möglichen
PSFs für
eine 2 mm Apertur und einer 6 mm Apertur klar zu machen. Bei einer
Apertur von 2 mm beträgt
das PSF ein Volumen von ungefähr
10 μm × 10 μm × 200 μm. Andererseits
beträgt
möglicherweise
bei einer Apertur von 6 mm das Volumen eines PSF 2 μm × 2 μm × 20 μm. Die hierbei
getroffene Annahme bestand darin, dass das fokussierte Licht Aberrations-frei
ist. Somit ist es bei Untersuchungen des Augenhintergrundes, bei denen
die Tiefe des Brennpunktes auf ungefähr 20 μm beschränkt sein muss, sehr wünschenswert,
dass die gesamten möglichen
6 mm für
die Apertur der Iris verwenden werden können. Außerdem ist es aufgrund von
Unterschieden in den abzubildenden Geweben der Retina wünschenswert
verschiedene Abbildungsmodalitäten
zu verwenden. Insbesondere ist es notwendig Blut in Geweben der
Retina unter Verwendung von Verfahren abzubilden, die von den Verfahren
verschieden sind, die im Wesentlichen transparente Gewebe abbilden.
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Die
US-A-4,579,430 (Bille) offenbart ein Verfahren und Vorrichtung zum
Erstellen eines Bildes des Augenhintergrundes.
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Aus
der US-A-6,095,651 ist bekannt, dass eine Vorrichtung zum Abbilden
des Augenhintergrundes des menschlichen Auges bereitgestellt wird,
welche einen im Wesentlichen Aberrations-freien Lichtstrahl zur
Verwendung bei einer Diagnose des Augenhintergrundes erzeugen kann.
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Eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin eine Vorrichtung
zur Abbildung des Augenhintergrundes des menschlichen Auges bereitzustellen,
mit welcher einzelne Schichten des Gewebes in dem Augenhintergrund
unter Verwendung geeigneter Abbildungsmodalitäten untersucht werden können. Eine
andere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin eine Vorrichtung
zum Abbilden des Augenhintergrundes bereitzustellen, die Licht in den
Augenhintergrund mit einer Brenntiefe (d.h. PSF) von ungefähr zwanzig
Mikron wirksam fokussieren kann. Noch eine andere Aufgabe der vorliegenden
Erfindung besteht darin eine Vorrichtung zum Abbilden des Augenhintergrundes
des menschlichen Auges bereitzustellen, die einfach zu verwenden,
relative einfach herzustellen und vergleichsweise kostengünstig ist.
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Gemäß einer
ersten erfindungsgemäßen Ausführungsform,
wird eine Vorrichtung zum Aberrations-freien Abbilden des Augenhintergrundes
des menschlichen Auges bereitgestellt, welche einen bewegbaren Spiegel
umfasst; eine Lichtquelle zum Erzeugen eines einfallenden Lichtstrahls,
wobei der einfallende Lichtstrahl eine einfallende Wellenfront aufweist;
und dadurch gekennzeichnet ist, dass sie weiter eine erste bildgebende
Einheit zum Abbilden einer ersten Schicht der Retina umfasst; eine
zweite bildgebende Einheit, die eine von der ersten bildgebenden
Einheit verschiedene Abbildungsmodalität aufweist, wobei die zweite
bildgebende Einheit eine zweite Schicht der Retina abbildet; ein
optisches Element zum Fokussieren des einfallenden Lichtstrahls auf
einen ersten Brennpunkt in einer ersten Schicht des Augenhintergrundes,
um davon als ein erster reflektierter Strahl reflektiert zu werden,
und einen zweiten Brennpunkt in der zweiten Schicht des Augenhintergrundes,
um davon als eine zweiter reflektierter Strahl reflektiert zu werden;
einen Sensor zum Bestimmen der ersten und zweiten, reflektierten
Wellenfront, wobei die reflektierte Wellenfronten für den ersten
beziehungsweise zweiten reflektierten Strahl charakteristisch sind;
einen Komparator zum Vergleichen der jeweils reflektierten Wellenfront
mit einer Aberrations-freien Wellenfront, um ein entsprechendes
Fehlersignal zu erstellen; und ein Mittel zum Programmieren des
bewegbaren Spiegels mit dem Fehlersignal, um die jeweils einfallende
Wellenfront durch das optische Element als eine Aberrations-freie
Wellenfront zum Fokussieren auf die Brennpunkte in dem Augenhintergrund
zu kompensieren, und um die jeweils reflektierte Wellenfront zur
Aufnahme durch die erste und zweite bildgebende Einheit als Aberrations-freie
Wellenfronten zu kompensieren.
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Die
Erfindung ist ebenfalls auf ein Verfahren zum Aberrations-freien
Abbilden des Augenhintergrundes des menschlichen Auges gerichtet,
das dadurch gekennzeichnet ist, das es die Schritte eines Erweiterns
der Iris des menschlichen Auges umfasst, um eine Apertur zu erzeugen,
die einen geweiteten Durchmesser aufweist; Ausrichten eines Lichtstrahls mit einem
bewegbaren Spiegel durch die Apertur auf einen ersten Brennpunkt
in einer ersten Schicht des Augenhintergrundes des menschlichen
Auges, um davon als ein erster reflektierter Strahl reflektiert
zu werden, und auf einen zweiten Brennpunkt in einer zweiten Schicht
des Augenhintergrundes, um davon als ein zweiter reflektierter Strahl
reflektiert zu werden; Bestimmen einer ersten und zweiten Wellenfront,
wobei die reflektierten Wellenfronten für den ersten beziehungsweise
zweiten reflektierten Strahl charakteristisch sind; Vergleichen
der jeweils reflektierten Wellenfront mit einer Aberrations-freien
Wellenfront, um ein entsprechendes Fehlersignal zu erzeugen; und
Programmieren des bewegbaren Spiegels mit dem Fehlersignal, um die
ersten und zweiten reflektierten Wellenfronten zur Aufnahme durch
erste und zweite bildgebende Einheiten als Aberrations-freie Wellenfronten
zu kompensieren, wobei die ersten und zweiten bildgebenden Einheiten
verschiedene Abbildungsmodalitäten
aufweisen.
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Erfindungsgemäß umfasst
eine Vorrichtung zum Aberrations-freien Abbilden des Augenhintergrundes
des menschlichen Auges, teilweise mehrere bildgebende Einheiten
und einen bewegbaren Spiegel. Die bildgebenden Einheiten werden
jeweils zum Betrachten des Augenhintergrundes (d.h. Retina) des
Auges mit verschiedenen Abbildungsmodalitäten verwendet und der bewegbare
Spiegel kann programmiert werden, um Aberrationen aus dem Licht, das
auf den Augenhintergrund fokussiert wird, wirksam zu entfernen und
welches anschließend
von dem Augenhintergrund reflektiert und durch die bildgebende Einheit
empfangen wird. Ausführlicher
beschrieben, umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung eine Lichtquelle
zum Erzeugen eines Lichtstrahls und es wird ein optisches Element
bereitgestellt, das den Lichtstrahl durch das Auge auf einen Brennpunkt
in dem Augenhintergrund fokussiert. Das von dem Brennpunkt reflektierte
Licht kann anschließend
abgebildet werden. Abhängig
von der Abbildungsmodalität
werden verschiedene Abbildungseinheiten verwendet werden, um dies
auszuführen.
Sollen beispielsweise Blutgefäße in der
Retina abgebildet werden, dann kann die bildgebende Einheit ein Fluoroskop
sein. Andererseits kann die bildgebende Einheit ein Ellipsometer
sein, wenn transparentes Gewebe abgebildet werden soll.
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Ungeachtet
der verwendeten Abbildungsmodalität, wird der von dem Brennpunkt
in dem Augenhintergrund reflektierte Lichtstrahl eine reflektierte Wellenfront
zeigen, die dem reflektierten Strahl charakteristisch ist. Diese
reflektierte Wellenfront wird dann durch den bewegbaren Spiegel
in Richtung der bildgebenden Einheit gerichtet. Aufgrund von Aberrationen,
die durch das Auge eingeführt
werden, ist es jedoch erforderlich, dass die reflektierte Wellenfront eine
gewisse Kompensation erfährt
bevor sie die bildgebende Einheit erreicht.
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Um
die Wellenfront zu kompensieren, die von dem Augenhintergrund des
Auges reflektiert wird, wird ein Computer/Komparator verwendet,
um die reflektierte Wellenfront mit einer Aberrations-freien Wellenfront
(bspw. einer ebenen Wellenfront) zu vergleichen. Dieser Vergleich
wird spezifischerweise gemacht, um ein Fehlersignal zu erstellen.
Der Computer/Komparator verwendet dann das Fehlersignal, um den
bewegbaren Spiegel zu programmieren, um zwei getrennte, jedoch miteinander
verbunden Funktionen zu erhalten. Einerseits kompensiert der programmierte,
bewegbare Spiegel Aberrationen, die in den Lichtstrahl eingeführt werden
bevor er auf den Brennpunkt in dem Augenhintergrund fällt. Andererseits
kompensiert der programmierte, bewegbare Spiegel die reflektierte
Wellenfront, um dadurch eine Aberrations-freie Wellenfront zu erzeugen,
die durch die bildgebende Einheit empfangen wird.
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Ein
wichtiger Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung besteht darin,
dass das Auge so weit wie möglich
erweitert ist, wenn der Lichtstahl auf den Brennpunkt des Augenhintergrundes
fokussiert wird, und dementsprechend, wenn das Licht von dem Brennpunkt
reflektiert und an der bildgebenden Einheit empfangen wird. Spezifischerweise
ist die Apertur des Auges während
der erfindungsgemäßen Durchführung bevorzugterweise
bis zu ungefähr sechs
Millimetern im Durchmesser erweitert. Die Apertur ist normalerweise
ungefähr
zwei Millimeter im Durchmesser. Die Folge dieser Erweiterung ist zweifach.
Erstens, gestattet die erweiterte Apertur (d.h. 6 mm) eine stark
verbesserte Punktstreufunktion (PSF) für den Brennpunkt. Die PSF ist
eine spezifische dreidimensionale Erfassung, die das kleinste Volumen
eines Brennpunkts für
einen Lichtstrahl festlegt. Ist die Apertur des Auges auf ungefähr 6 mm erweitert,
dann kommt es vor, dass die PSF so klein wie 2 μm × 2 μm × 20 μm werden kann. Im Gegensatz dazu,
ist bei einer Apertur des Auges mit einem Durchmesser von zwei Millimetern
die PSF vielmehr in der Größenordnung
von 10 μm × 10 μm × 200 μm. Zweitens,
werden mit einer erweiterten Apertur wesentliche Aberrationen in
das Licht eingeführt,
wenn es durch die Kornea in das Auge ein- und aus dem Auge austritt.
Trotzdem ist es notwendig, dass die verbesserte PSF eine Tiefe eines
Brennpunkts ungefähr
20 μm beträgt, um einzelne
Schichten des Augenhintergrundes des Auges, die eine so geringe Tiefe
von 20 μm
aufweisen können,
wirksam abzubilden. Daher besteht der Zweck der vorliegenden Erfindung
darin für
die eingeführten
Aberrationen zu kompensieren und folglich von der verbesserten PSF profitieren
zu können.
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Wie
für die
vorliegende Erfindung vorgesehen, kann die bildgebende Einheit jede
im Stand der Technik bekannte Einrichtung oder Vorrichtung, wie beispielsweise
ein Ellipsometer oder eine Fluoroskop sein. Ebenfalls kann die Lichtquelle
ein jeder im Stand der Technik bekannte Typ, wie beispielsweise eine
Laserdiode oder eine Superlumineszenzdiode (SLD) sein.
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Die
neuen Merkmale dieser Erfindung als auch die Erfindung selbst, werden
sowohl gegenüber deren
Struktur und deren Betrieb aus den beigefügten Zeichnungen zusammen in
Verbindung mit der beigefügten
Beschreibung, in der sich ähnliche
Bezugsziffern auf ähnliche
Teile beziehen, am besten verstanden werden, und in denen:
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1 eine
schematische Darstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist, die die
Beziehung derer Bestandteile zeigt;
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2 ein
anatomischer Querschnitt durch das menschliche Auge ist; und
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3 eine
erläuternde
Darstellung eines Abschnitts des Augenhintergrundes eines menschlichen
Auges ist.
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Unter
anfänglicher
Bezugnahme auf 1 wird eine Vorrichtung zum
Aberrations-freien Abbilden des Augenhintergrundes des menschlichen
Auges gezeigt und im Allgemeinen mit 10 bezeichnet. Die
Vorrichtung umfasst, wie gezeigt, eine Laserquelle 12 zum
Erzeugen eines Lichtstrahls 14. Der Lichtstrahl 14 wird
nach Verlassen der Laserquelle 12 durch einen bewegbaren
Spiegel 16 in Richtung einer Scann- bzw. Abtasteinheit 18 gedreht
bzw. abgelenkt. Wie für
die vorliegende Erfindung vorgesehen, ist der bewegbare Spiegel 16 vorzugsweise
von einem Typ, der in dem am 4. April 2001 herausgegebenen US-P-6,220,707
für eine
Erfindung von J. Bille mit dem Titel "Method for Programming an Active Mirror
to Mimic a Wavefront" offenbart
ist. Wie für
die vorliegende Erfindung vorgesehen, kann die Scanneinheit 18 irgendein
im Stand der Technik gut bekannter Typ sein, der den Lichtstrahl 14 entlang
eines vorgewählten
Lichtweges ausrichten kann.
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1 zeigt
ebenfalls, dass die Scanneinheit 18 mit Sammellinsen 20a und 20b zusammenarbeitet,
um den Lichtstrahl 14 auf einen Punkt auf dem Lichtweg
zu fokussieren. Bei der vorliegenden Erfindung soll spezifischerweise
der Lichtstrahl 14 in das Auge 22 fokussiert werden.
Der Lichtstrahl 14 wird, noch spezifischer, wie in 2 am
besten gesehen werden kann, auf einen Brennpunkt 24 auf
der Innenseite des Augenhintergrundes (Retina) 26 des Auges 22 fokussiert.
Für einen
Augenblick auf 3 verweisend, sollte gesehen
und verstanden werden, dass der Brennpunkt 24 tatsächlich als
ein Gewebevolumen in dem Augenhintergrund 26 vorliegt,
in den der Lichtstrahl 14 fokussiert wird. Wie vorstehend
angezeigt, kann die PSF für
diesen Brennpunkt 24 so klein wie 2 μm × 2 μm × 20 μm sein.
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Hinsichtlich 2 sollte
verstanden werden, dass der Lichtstrahl 14, wenn er in
das Auge 22 eintritt, durch die Kornea 28 und
durch eine Apertur 30 tritt, die durch dir Iris 32 gebildet
wird. Zu Zwecken der Offenbarung ist die Apertur 30 im
Allgemeinen ringförmig
und weist einen Durchmesser 34 auf, der abhängig von
der Erweiterung des Auges 22 zunimmt oder abnimmt. In jedem
Fall durchtritt der Lichtstrahl 14 nach dem Durchtritt
durch die Apertur 30 die Linse 36 des Auges 22 und
fällt auf
den Brennpunkt 24 des Augenhintergrundes 26. Während der Lichtstrahl 14 dem
vorstehend beschriebenen Weg folgt, kommt es vor, dass Aberrationen
in den Lichtstrahl 14 eingeführt werden. Am meisten zu beachten sind
die Aberrationen die durch die Kornea 28 in den Lichtstrahl 14 eingeführt werden.
Die Situation wird jedoch verstärkt,
wenn das Auge 22 bis auf den Punkt erweitert ist, an dem
der Durchmesser 34 der Apertur 30 ungefähr gleich
sechs Millimetern beträgt. Wie
vorstehend angezeigt, ist diese erweiterte Apertur 30 (d.h.
Durchmesser 34 beträgt
sechs Millimeter) wünschenswert,
um einen wirksamen PSF für
den Brennpunkt 24 zu erreichen.
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Es
kommt vor, dass das Licht von dem Brennpunkt 24 reflektiert
wird als ob der Brennpunkt 24 gewissermaßen eine
Lichtpunktquelle darstellt. Da dieses reflektierte Licht durch das
Auge 22 zurückgelenkt
wird, wird es jedoch gegenüber
den gerade erwähnten
gleichen Aberrationen empfindlich. Erneut, können bei einer erweiterten
Apertur 30 solche Aberrationen wesentlich sein.
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Unter
rückwärtiger Bezugnahme
auf 1 wird klar werden, dass das von dem Brennpunkt 24 reflektierte
Licht für
weitere Reflektion von dem bewegbaren Spiegel 16 ausgerichtet
wird. Für
Zwecke der erfindungsgemäßen Vorrichtung 10 wird
ein Teil des von dem bewegbaren Spiegel 16 reflektierten Lichts
dann durch einen Strahlteiler 38 in Richtung auf einen
Wellenfrontsensor 40 gelenkt. Vorzugsweise ist der Wellenfrontsensor 40 ein
Hartmann-Shack-Typsensor,
der eine reflektierte Wellenfront für das Licht, das von dem Brennpunkt 24 reflektiert
wurde, wirksam beschreiben wird. Diese reflektierte Wellenfront
wird selbstverständlich
die Aberrationen umfassen, die bei dem Verlauf des Lichts von dem
Auge 22 zu dem Wellenfrontsensor 40 eingeführt wurden.
Die reflektierte Wellenfront wird anschließend durch einen Computer/Komparator 42 analysiert.
Spezifischerweise vergleicht der Computer/Komparator 42 die
reflektierte Wellenfront mit einer Aberrations-freien Wellenfront
(bspw. einer ebenen Wellenfront), um ein Fehlersignal zu erzeugen. Dieses
Fehlersignal wird dann dazu verwendet, um den bewegbaren Spiegel 16 zu
programmieren. Wie erfindungsgemäß vorgesehen,
wird dieses Programmieren des bewegbaren Spiegels 16 danach Änderungen
in die reflektierte Wellenfront einführen, wenn sie von dem Brennpunkt 24 reflektiert
wird, um eine Aberrations-freie Wellenfront auf Reflektion von dem bewegbaren
Spiegel 16 zu erzeugen. Wie erfindungsgemäß vorgesehen,
kann der bewegbare Spiegel 16 auf ein neues Fehlersignal
bei einer Frequenz von ungefähr
zehn Hertz umprogrammiert werden.
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Immer
noch mit Bezugnahme auf 1 wird gesehen werden, dass
eine Aberrations-freie Wellenfront des von dem Brennpunkt 24 reflektierten
Lichts selektiv auf verschiedene bildgebende Einheiten gerichtet
werden kann. Abhängig
von dem besonderen Abbildungszweck, kann beispielsweise die Aberrations-freie
Wellenfront durch einen Strahlteiler 44 auf eine bildgebende
Einheit (Ellipsometer) 46 gerichtet werden. Alternativ
kann die Aberrations-freie Wellenfront durch einen Strahlteiler 48 in
Richtung einer bildgebenden Einheit (Fluoroskop) 50 gerichtet
werden. 1 zeigt ebenfalls an, dass eine
Lawinen-Photo(AP)-Diode 52 als ein reflektierendes Mikroskop,
das konfokal mit dem Strahlteiler 54 angeordnet ist, verwendet
werden kann, um eine reflektierte konfokale Abbildung der gewählten Schicht
in der Retina 26, zu erzeugen. Um entweder den einfallenden
oder den ausfallenden Lichtstrahl 14 zu optimieren, kann,
wie erfindungsgemäß vorgesehen,
die Diode 52 zusammen mit dem bewegbaren Spiegel 16 verwendet
werden.
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Bei
dem Betrieb der erfindungsgemäßen Vorrichtung 10 ist
es zuerst notwendig das Auge 22 zu erweitern. Vorzugsweise
wird dies ausgeführt
bis der Durchmesser 34 der Apertur 30 ungefähr sechs Millimeter
beträgt.
Der Lichtstrahl 14 wird anschließend durch die Scann-Einheit 18 und
die Sammellinsen 20a und 20b auf den Brennpunkt 24 ausgerichtet und
fokussiert. Bei/Mit der Vorrichtung 10 kann der Brennpunkt 24 durch
die Scann-Einheit 18 und die Sammellinsen 20a und 20b durch
den Augenhintergrund 26 bewegt werden, um einzelne Schichten
innerhalb des Augenhintergrundes 26 betrachten zu können.
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Aus 3 sollte
klar sein, dass der Brennpunkt 24 im Allgemeinen im Maßstab relativ
zu dem Augenhintergrund 26 gezeigt ist. Es ist von Bedeutung,
dass die Z-Dimension des Brennpunkts 24 ungefähr zwanzig
Mikron (20 μm)
beträgt.
Somit kann eine Bewegung des Brennpunkts 24 durch den Augenhintergrund 26 in
Z-Richtung die verschiedenen Schichten des Augenhintergrundes 26 abbilden,
da solche Schichten entsprechende Tiefen in der Z-Richtung aufweisen,
die im Allgemeinen kleiner als 20 μm sind. Spezifischerweise, weisen
die verschiedenen Gewebeschichten innerhalb des Augenhintergrundes 26 eine
ungefähre
Tiefe wie folgt auf Axone 56 (50–100 μm), Ganglienzellen 58 (20 μm), bipolare Zellen 60 (50 μm), Rezeptoren 62 (30–50 μm), Pigmentzellen 64 (20 μm) und die
Choroidea 66 (100 μm).
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Aufgrund
der Unterschiede der Gewebeeigenschaften in den verschiedenen Schichten
des Augenhintergrundes 26 sind erfindungsgemäß unterschiedliche
Abbildungsmodalitäten
mög lich.
Das Abbilden von beispielsweise Mikroblutgefäßen in dem Augenhintergrund 26 und
noch spezifischer der Blutgefäße der Choroidea 66 erfolgt
am besten unter Verwendung fluoroskopischer Verfahren bzw. Röntgenverfahren
abgebildet. Derartige Verfahren können ebenfalls am besten zum
Abbilden von Rezeptoren 62 und Pigmentzellen 64 verwendet
werden. Dementsprechend wird die bildgebende Einheit 50 für solche
Zwecke verwendet werden. Andererseits können im Wesentlichen transparente
Gewebe, wie beispielsweise die in den Nervenfasern von Axonen 56 und
Ganglienzellen 58 aufgefundenen, am besten unter Verwendung
doppelbrechender (Polarisation) Verfahren abgebildet werden. In
diesem Fall würde die
bildgebende Einheit (Ellipsometer) 46 verwendet werden.
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Obwohl
das besondere Aberrations-freie Abbilden des Augenhintergrundes
des menschlichen Auges, wie hierin ausführlich gezeigt und offenbart, völlig die
Aufgaben erfüllen
kann und die hierin vorstehend angegebenen Vorteile bereitstellt,
sollte klar sein, dass die vorliegenden, bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsformen
lediglich erläuternd sind
und dass keine Beschränkungen
auf die hierin gezeigten Einzelheiten einer Konstruktion oder Gestaltung,
als die in den beigefügten
Ansprüchen
beschriebenen, vorgesehen sind.