DE60218406T2

DE60218406T2 - Ophthalmische Vorrichtung

Info

Publication number: DE60218406T2
Application number: DE60218406T
Authority: DE
Inventors: Masanao Toyohashi-shi Fujieda
Original assignee: Nidek Co Ltd
Current assignee: Nidek Co Ltd
Priority date: 2001-12-03
Filing date: 2002-12-03
Publication date: 2007-11-15
Anticipated expiration: 2022-12-04
Also published as: EP1316287A3; US20030120266A1; DE60218406D1; JP3978024B2; US7284861B2; EP1316287A2; JP2003164483A; EP1316287B1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft eine ophthalmologische Vorrichtung, die in ophthalmologischen Kliniken und dergleichen verwendet wird.
2. Beschreibung des verwandten Standes der Technik
Bei der ophthalmologischen Diagnose, Untersuchung, Behandlung und Medikation ist es manchmal erforderlich, Informationen über die Position und/oder Form einer Pupille zu erhalten. So ist es beispielsweise in der Praxis der Kornealeingriffe zur Brechkraftkorrektur mittels Hornhautablation mit einem Laserstrahl üblich, eine Bezugsachse des Einstrahlens des Laserstrahls in Bezug auf die Position der Pupillenmitte auszurichten.
Darüber hinaus gibt es bei multifokalen Kontaktlinsen, bei denen verschiedene Linsendioptrien in Form konzentrischer Kreise um eine Achse eines optischen Linsenmittelpunktes vorgesehen sind, einige Fälle, bei denen die Achse des optischen Mittelpunktes gegenüber dem geometrischen Linsenmittelpunkt dezentriert ist. Das Ausmaß der Dezentrierung wird unter Berücksichtigung der Position der Pupillenmitte bestimmt.
Im übrigen führt bei einem oben erwähnten Kornealeingriff der Chirurg diesen Eingriff in einem hell erleuchteten Operationssaal durch, wobei er das Auge des Patienten unter Beleuchtung mit sichtbarem Licht beobachtet. In diesem Fall ist das Auge des Patienten im photopischen Zustand (Zustand des photopi schen Sehens) (d.h. die Pupille des Auges ist verengt), und die Laserbestrahlung wird in Ausrichtung an der Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens durchgeführt. Es gibt indessen einige Fälle, bei denen die Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens in Abhängigkeit von individuellen Faktoren nicht notwendigerweise mit der Position der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens (d.h. die Pupille des Auges ist geweitet) übereinstimmt.
Herkömmlicherweise werden die Unterschiede (Abweichungen) zwischen der Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens und der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens nicht berücksichtigt. Daher besteht die Tendenz, dass eine Laserbestrahlung auf der Grundlage der Position der Pupillenmitte des Auges im Zustand des photopischen Sehens einen Lichtschleier oder eine Blendung bewirkt, wenn das Auge im Zustand des skotopischen Sehens ist.
Auch wurde bei der Entwicklung der oben beschriebenen multifokalen Kontaktlinsen nicht in Betracht gezogen, dass sich die Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens von der Position der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens unterscheidet.
EP-A-0850614 beschreibt eine Vorrichtung für ophthalmologische Eingriffe zum Durchführen einer Behandlung des Auges eines Patienten mittels eines Laserstrahls. Diese Vorrichtung umfasst optische Systeme zum Beobachten eines vorderen Teils des Auges des Patienten durch Einstrahlen eines sichtbaren Lichtstrahls und eines Nahe-Infrarot-Lichtstrahls auf das Auge des Patienten sowie eine Bildverarbeitungseinrichtung zum Erhalt einer Position einer Pupillenmitte, basierend auf einem Bild, das mittels des Nahe-Infrarot-Lichtstrahls erfasst wurde, so dass es möglich ist, die Bewegung des Auges des Patienten während des Laserstrahleingriffs zu verfolgen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung wurde angesichts der obigen Umstände gemacht und hat die Aufgabe, die obigen Probleme zu überwinden und eine ophthalmologische Vorrichtung zur Verfügung zu stellen, die in der Lage ist, Informationen über die Differenzen zwischen der Pupilleninformation im Zustand des photopischen Sehens und der Pupilleninformation im Zustand des skotopischen Sehens mit unfehlbarer Genauigkeit zu erhalten.
Weitere Aufgaben, Gegenstände und Vorteile der Erfindung werden in der nachfolgenden Beschreibung zum Teil dargelegt, teilweise sind sie im Hinblick auf die Beschreibung naheliegend oder können bei der Durchführung der Erfindung erkannt werden. Die Aufgaben, Gegenstände und Vorteile der Erfindung können mit Hilfe der Instrumente und Kombinationen, die in den beigefügten Ansprüchen genau dargelegt werden, erkannt und erzielt werden.
Zur Lösung dieser Aufgaben und in Übereinstimmung mit dem Erfindungszweck, der hier verkörpert ist und allgemein beschrieben wird, umfasst eine ophthalmologische Vorrichtung eine Eingabeeinrichtung zur Eingabe eines ersten Bildes eines vorderen Segments des Auges eines Patienten im Zustand des photopischen Sehens und eines zweiten Bildes des vorderen Segments des Auges im Zustand des skotopischen Sehens, eine Pupilleninformationsberechnungseinrichtung zum Erhalt von Pupilleninformation aus jedem der eingegebenen Bilder mittels Bildverarbeitung, wobei die Pupilleninformation zumindest ein Element, ausgewählt aus einer Position der Pupille des Auges und einer Form der Pupille, beinhaltet, sowie zum Erhalt von Information über die Differenz zwischen der Pupilleninformation im ersten Bild und der Pupilleninformation im zweiten Bild, und eine Ausgabeeinrichtung zur Ausgabe der erhaltenen Information über diese Differenz, wobei die Pupilleninformationsberechnungseinrichtung eine Position der Pupillenmitte des Auges aus jedem der eingegebenen Bilder und Information über die Differenz zwischen der Position der Pupillenmitte im ersten Bild und der Position der Pupillenmitte im zweiten Bild bezieht, und die Ausgabeeinrichtung die erhaltene Information über die Differenz der Positionen ausgibt.
Die mit der erfindungsgemäßen ophthalmologischen Vorrichtung erhaltene Information über diese Differenzen kann in Verbindung mit einer Vorrichtung zum Kornealeingriff zur Hornhautablation mittels Laserbestrahlung verwendet werden, die eine Laserbestrahlungseinheit umfasst, welche die Hornhaut eines Auges eines Patienten mit einem Laserstrahl bestrahlt, wobei die Bestrahlungseinheit ein optisches System, eine Ausrichtungseinrichtung, welche eine Bestrahlungsposition des Laserstrahls mit dem Auge ausrichtet, eine Positionseingabeeinrichtung zur Eingabe von Information über eine Positionsdifferenz zwischen einer Position der Pupille des Auges im Zustand des photopischen Sehens und einer Position der Pupille des Auges im Zustand des skotopischen Sehens, eine Pupillenpositionsdetektionseinheit, welche eine Pupillenposition des Auges im Zustand des photopischen Sehens mittels Bildverarbeitung detektiert, wobei die Pupillenpositionsdetektionseinheit ein Bildaufnahmeelement umfasst, welches ein Bild des Auges im Zustand des photopischen Sehens mittels Bildaufnahme erhält, eine Positionsberechnungseinheit, welche Information über eine Ausrichtungsposition des Laserstrahls auf der Basis der detektierten Pupillenposition und der eingegebenen Information über die Positionsdifferenz erhält, sowie eine Ausrichtungssteuerungseinheit umfasst, welche die Ausrichtungseinheit auf der Basis der erhaltenen Information über die Ausrichtungsposition steuert.
Gemäß der oben beschriebenen Erfindung kann die Information über die Unterschiede zwischen der Pupilleninformation im Zustand des photopischen Sehens und der Pupilleninformation im Zustand des skotopischen Sehens mit unfehlbarer Genauigkeit erhalten werden. Die so erhaltene Pupilleninformation und/oder die Information über die Differenzen können daher für Eingriffe zur Korrektur der Brechkraft und zur Entwicklung einer Kontaktlinse verwendet werden.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die beiliegenden Zeichnungen, welche in diese Ausführungen einbezogen sind und einen Teil derselben darstellen, illustrieren Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung und dienen zusammen mit der Beschreibung dazu, die Aufgaben und Gegenstände, Vorteile und Prinzipien der Erfindung näher zu erklären. In den Zeichnungen:
1A und 1B sind Ansichten, die schematisch eine äußere Konfiguration einer mit der vorliegenden Erfindung konsistenten ophthalmologischen Vorrichtung zeigen;
2 ist eine Ansicht, die schematisch eine Struktur eines in der ophthalmologischen Vorrichtung enthaltenen optischen Systems zeigt;
3 ist ein Blockdiagram, das schematisch ein in der ophthalmologischen Vorrichtung enthaltenes Regelsystem zeigt;
4 ist eine Ansicht, die eine Anordnung von bildaufnehmenden Elementen zeigt;
5 ist eine Ansicht, die ein Verfahren zur Durchführung der Ausrichtung unter Verwendung eines auf einem Monitor angezeigten Bildes eines vorderen Segments des Auges zeigt;
6A und 6B sind Ansichten, die ein Verfahren zum Erhalt der Position der Pupillenmitte vom aufgenommenen Bild des vorderen Segments des Auges zeigen;
7 ist eine Ansicht, die ein Beispiel für die Anzeige einer Differenz zwischen der Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens und der Position der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens zeigt;
8 ist eine Ansicht, die schematisch eine externe Konfiguration einer Vorrichtung zum Korenaleingriff zeigt; und
9 ist eine Ansicht, die schematisch eine Struktur eines in der Vorrichtung zum Korenaleingriff enthaltenen optischen Systems zeigt.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
In Folgenden wird eine detaillierte Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform einer die vorliegende Erfindung verkörpernden ophthalmologischen Vorrichtung und einer Vorrichtung zum Korenaleingriff unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen gegeben. 1A und 1B sind Ansichten, die schematisch eine äußere Konfiguration einer mit der vorliegenden Erfindung konsistenten ophthalmologischen Vorrichtung zeigen; 1A ist eine Frontalansicht von der Seite des Prüflings, 1B ist eine Seitenansicht.
Auf einer Befestigungsbasis 1 ist eine Kopfstütze 2 sicher montiert, um den Kopf des Prüflings zu fixieren. In einem Messgeräteteil 5 sind optische Systeme und andere Systeme untergebracht. Ein Messfenster 5a, durch das Licht hindurchtritt, ist in etwa am lateralen Mittelpunkt der dem Prüfling zugewandten Seite vorgesehen. Wenn ein Joystick 4 nach hinten/vorne bzw. nach rechts/links geneigt wird, gleitet und bewegt sich der Hauptkörper 3, die den Messgeräteteil 5 beinhaltet, nach hinten/vorne bzw. nach rechts/links (in die Z- und X-Richtung) auf der Befestigungsbasis 1. Zusätzlich wird, wenn ein am Joystick 4 angebrachter Drehknopf 4a gedreht wird, eine Vorschubeinrichtung, bestehend aus einem Motor oder dergleichen, in Y-Richtung (auf und ab) betätigt, um den Messgeräteteil 5 (in Y-Richtung) in Bezug auf den Hauptkörper 3 auf und ab zu bewegen.
Auf einem Farbmonitor 39 wird ein Bild eines vorderen Segments eines Auges eines Patienten zusammen mit Ausrichtungsinformation, einem Messergebnis und anderer für einen Untersucher bestimmter Information zur Beobachtung angezeigt.
2 ist eine Ansicht, die schematisch die Struktur der im Messgeräteteil 5 gelagerten optischen Systeme zeigt. Ein optisches System 101 wird verwendet, um Licht zur Messung einer Hornhautform einzustrahlen (projizieren). Eine Placido-Disk 102 und eine Reflektionsplatte 104 sind in etwa kalottenförmig und weisen in ihren Mitten Öffnungen auf. Auf der Scheibe 102 ist ein Ringmuster einschließlich einer Vielzahl von lichtdurchlässigen und lichtabschirmenden Teilen in konzentrischen Kreisen um die optische Achse L1 ausgebildet. Eine Lichtquelle 103 wie z.B. eine LED strahlt sichtbares Licht aus, welches anschließend von der Reflektionsplatte 104 reflektiert wird, um die Placido-Disk 102 nahezu gleichförmig von hinten zu beleuchten. Ein Bild des Ringmusters wird auf der Hornhaut Ec eines Auges E eines Patienten abgebildet. Eine Lichtquelle 105 zur Beleuchtung des vorderen Segments, welche Nahe-Infrarot-Licht emittiert, ist am Rand der Placido-Disk 102 vorgesehen.
Hinter der Reflektionsplatte 104 sind ein optisches System 110, das verwendet wird, um Nahe-Infrarot-Licht als Target (Index) zur Ausrichtung in einem wirksamen Richtungsabstand einzustrahlen (zu projizieren), welches eine Lichtquelle 111 und eine Linse 112 aufweist, sowie ein optische System 115, das verwendet wird, um ein Bild des Targets zu detektieren, welches eine Linse 116 und ein Positionsdetektionselement 117 aufweist; angeordnet. Das von der Lichtquelle 111 emittierte Nahe-Infrarot-Licht wird durch die Linse 112 in nahezu paralleles Licht umgewandelt. Das Licht tritt durch die in der Reflektionsplatte 104 bzw. der Placido-Disk 102 vorgesehenen Öffnungen und wird anschließend aus einer Schrägrichtung auf die Hornhaut Ec appliziert, wodurch das Targetbild auf der Hornhaut Ec abgebildet wird. Das Licht des auf der Hornhaut Ec abgebildeten Targetbildes tritt durch die in der Placido-Disk 102 und der Reflektionsplatte 104 vorgesehenen Öffnungen und tritt in das Positionsdetektionselement 117 durch die Linse 116 ein. Auf der Grundlage der Position des Lichtes des Targetbildes, das in das Positionsdetektionselement 117 eingetreten ist, wird der Sachverhalt der Ausrichtung im wirksamen Richtungsabstand der Vorrichtung in Bezug auf das Auge E festgestellt.
Ein optisches System 120 zur Messung der Brechkraft des Auges ist hinter der Reflektionsplatte 104 vorgesehen. Das optische System 120 zur Messung der Brechkraft des Auges besteht aus einem optischen System 121 zur Bestrahlung (Projektion) mit einer Spaltlampe und einem optischen System 131 zur Detektion des Spaltbildes. Von einer Lichtquelle 122 emittiertes Nahe-Infrarot-Licht beleuchtet eine Spaltöffnung, die in einem Rotationssektor 123 vorgesehen ist. Das mittels Rotation des Rotationssektors 123 abgetastete Spaltlicht tritt durch eine Linse 124 und ein Diaphragma 125 und wird anschließend von einem halbdurchlässigen Spiegel 126 reflektiert. Anschließend tritt das Spaltlicht durch einen dichroitischen Spiegel 25, konvergiert in der Nähe der Hornhaut Ec und wird dann auf den Augenhintergrund Ef des Auges E gestrahlt (projiziert).
Der halbdurchlässige Spiegel 126 bewirkt, dass die optische Achse L1 der Linse 124 mit der optischen Achse L2 der Licht empfangenden Linse 132 koaxial ist. Der dichroitische Spiegel 25 bewirkt, dass die optische Achse L1 mit der optischen Achse L3 der Linse 28 koaxial ist.
Ein Diaphragma 134 ist am rückseitigen Brennpunkt der Linse 132 angeordnet. Ein Licht empfangendes Teil 135 weist eine Licht empfangende Oberfläche auf, auf der acht Licht empfangende Elemente 136a bis 136 in annähernd mit der Hornhaut Ec im Bezug auf die Linse 132 konjugierten Positionen angeordnet sind. Unter diesen sind die Licht empfangenden Elemente 136a bis 136f auf einer geraden Linie angeordnet, die durch die Mitte der Licht empfangenden Oberfläche geht (die optische Achse L2), und jedes Paar der Licht empfangenden Elemente 136a und 136b, 136c und 136d sowie 136e und 136f ist symmetrisch hinsichtlich der Mitte der Licht empfangenden Oberfläche angeordnet. Der Abstand zwischen den in drei Paaren angeordneten, Licht empfangenden Elementen ist so gewählt, dass an den Positionen eine Brechkraft erhalten wird, die diesen Elementen in einer Meridianrichtung auf der Hornhaut entspricht (jeder der Abstände in 4 ist als eine äquivalente Größe auf der Hornhaut gezeigt). Andererseits sind die Licht empfangenden Elemente 136g und 136 in Bezug auf die Mitte der Licht empfangenden Oberfläche symmetrisch auf einer geraden Linie angeordnet, die senkrecht auf der geraden Linie der Licht empfangenden Elemente 136a bis 136f steht.
Das vom Augenhintergrund Ef reflektierte Spaltlicht tritt durch den dichroitischen Spiegel 25, den halbdurchlässigen Spiegel 126 und die Linse 132, wird vom Spiegel 133 reflektiert, tritt durch das Diaphragma 134 und wird anschließend vom Licht empfangenden Teil 135 empfangen.
Beim optischen System 120 zur Messung der Brechkraft des Auges rotiert ein Rotationsmechanismus 140, bestehend aus einem Motor, einem Getriebe und dergleichen, den Rotationssektor 123 und den Licht empfangenden Teil 135 synchron um ihre entsprechenden optischen Achsen.
Auf der optischen Achse L3 sind die halbdurchlässigen Spiegel 26 und 27, eine Fixations-Target-Platte 29 und eine Lichtquelle 30 zur Fixierung des Auges angebracht. Die Fixations-Target-Platte 29 weist einen Fixationspunkt als Target (Index) zur Fixierung des Auges auf seine Mitte auf, und die Peripherie dieses Punktes auf der Platte 29 ist zur Transmission von sichtbarem Licht, das von der Lichtquelle 30 emittiert wird, konfiguriert. Das von der Lichtquelle 30 emittierte Licht wird über die Platte 29, die Linse 28, die halbdurchlässigen Spiegel 27 und 26 und den dichroitischen Spiegel 25 auf das Auge E gestrahlt (projiziert). Die Linse 28, die in der Richtung der optischen Achse L3 beweglich ist, um die Position des Fixationspunktes zu verändern, verschleiert das Auge E zum Zeitpunkt der Messung der Brechkraft des Auges oder appliziert die Lichtstärke zur Akkommodation.
Auf der optischen Achse L4 der Linse 33, die durch den halbdurchlässigen Spiegel 27 mit der optischen Achse L3 koaxial ist, ist eine Lichtquelle 34 zur Ausrichtung angeordnet und Nahe-Infrarot-Licht wird als Target (Index) zur Ausrichtung in vertikaler und lateraler Richtung auf die Hornhaut Ec eingestrahlt (projiziert), wenn die Lichtquelle 34 aufleuchtet.
Zusätzlich ist auf der optischen Achse L5 der Linse 35; die durch den halbdurchlässigen Spiegel 26 mit der optischen Achse L3 koaxial ist, eine CCD-Kamera 38 als Bildaufnahmeelement angeordnet, und die Kamera 38 empfängt vom Auge E reflektiertes Licht. Das Ausgabesignal der Kamera 38 wird in einen Monitor 39 eingegeben, auf welchem das aufgenommene Bild dann dargestellt wird. Die Kamera 38 wird verwendet, um das Bild des vorderen Segments zur Beobachtung zu erhalten, um das Bild des Ringmusters zu detektieren und um ein Bild des Targets zur Ausrichtung in vertikaler und lateraler Richtung zu detektieren.
Als Nächstes wird nun der Betrieb der Vorrichtung unter Bezugnahme auf das Blockdiagramm beschrieben, das schematisch das in 3 gezeigte Regelungssystem zeigt. Die vorliegende Vorrichtung misst die Hornhautform und Brechkraft des Auges und berechnet Hornhautablationsinformationen (Daten) für einen Eingriff zur Korrektur der Brechkraft auf der Grundlage der in beiden Messungen erhaltenen Daten. Zusätzlich berechnet die vorliegende Vorrichtung auch Pupilleninformationen einschließlich der Position der Pupillenmitte und der Form der Pupille im Zustand des photopischen Sehens und im Zustand des skotopischen Sehens sowie anschließend Informationen über die Differenzen (Abweichungen) zwischen den Pupilleninformationen im Zustand des photopischen Sehens und im Zustand des skotopischen Sehens. Wenn die Ablation unter Verwendung einer Vorrichtung zum Kornealeingriff durchgeführt wird, werden die Pupilleninformationen und/oder die Differenzinformationen als Informationen verwendet, um die Position zu bestimmen, in welcher der Laserstrahl mit dem Auge E ausgerichtet wird (d.h. Informationen zur Korrektur der. Ausrichtungsposition).
Zunächst wird nun das Vorgehen beschrieben, das zum Zeitpunkt der Messung der Brechkraft des Auges durchgeführt wird. Es wird ein Schalter 40 zur Auswahl der Betriebsart verwendet, um die Betriebsart der Messung der Brechkraft auszuwählen.
Ein Untersucher lässt den Prüfling auf den Fixationspunkt starren, der von der Lichtquelle 30 beleuchtet wird, und be wegt das Messgeräteteil 5 in X-, Y- und Z-Richtung durch Betätigung des Joysticks 4 und dergleichen, um eine Ausrichtung zu bewirken, während er das Bild des vorderen Segments des Auges E beobachtet, das auf dem in 5 gezeigten Monitor 39 angezeigt wird. Die Ausrichtung in X- und Y-Richtung wird so durchgeführt, dass ein Ausrichtungstargetbild 61, welches die Lichtquelle 34 an einem vom optischen Hornhautsystem des Auges E bestimmten optischen Zentrum bildet, in das Zentrum eines auf dem Monitor 39 angezeigten Zielmarkers 60 (siehe 5) positioniert wird (im Folgenden wird das oben genannte optischen Zentrum als die Hornhautmitte des Auges E bezeichnet, aber es kann näherungsweise als die Mitte der Sehachse des Auges E betrachtet werden.) Der Zielmarker 60, der auf dem Monitor 39 angezeigt wird, kann elektronisch erzeugt werden und Einstellungen werden im Voraus durchgeführt, so dass die Mitte des Zielmarkers 60 mit der optischen Bildaufnahmeachse (optische Vermessungsachse) der Kamera 38 übereinstimmen kann. Die optische Bildaufnahmeachse ist mit der optischen Achse L5 koaxial. Zur Ausrichtung in Z-Richtung auf der Basis von Informationen über Abweichungen in Richtung des Arbeitsabstandes, welche vom Positionsdetektionselement 117 erhalten werden, bewirkt ein Regelungsteil 50 eine Anzeige eines Indikators auf dem Monitor 39 zur Ausrichtung in Richtung des Arbeitsabstandes. Unter Berücksichtigung dieses Indikators bewegt der Untersucher den Hauptkörper 3 in Z-Richtung, um die Ausrichtung in Richtung des Arbeitsabstandes vorzunehmen.
Nach Beendigung der Ausrichtung presst der Untersucher einen Messschalter 41. Dann wird die Messung der Brechkraft des Auges durch das optische System 120 zur Messung der Brechkraft des Auges durchgeführt und das von der Kamera 38 unmittelbar vor oder nach dieser Messung aufgenommene Bild des vorderen Segments des Auges wird im Bildspeicher 43 gespeichert. Ein Berechnungsteil 51 zur Berechnung der Brechkraft des Auges nimmt die Verteilung der Brechkraft des Auges auf der Grundlage der Phasendifferenz zwischen den Ausgabesignalen eines jeden Licht empfangenden Elements des Licht empfangenden Teils 135 auf. Hinsichtlich weiterer Details über die Messung der Verteilung der Brechkraft des Auges siehe US-Patent 5,907,388 (entspr. ungeprüfte japanische Patentanmeldung, Veröffentlichungs-Nr. Hei 10-108837), in welcher im Wesentlichen dieselbe Messung beschrieben wird.
Das zu diesem Zeitpunkt im Bildspeicher 43 gespeicherte Bild des vorderen Teils des Auges ist ein Bild des vorderen Teils des Auges E, dessen Pupille geweitet ist (im Zustand des skotopischen Sehens). Während der Messung der Brechkraft des Auges zum Erhalt der Verteilungsfunktion der Brechkraft des Auges über einen weiten Bereich wird bevorzugt, dass die Pupille unter den Bedingungen der natürlichen Mydriasis in einem dunklen Platz, wo die Schrift einer Zeitung kaum lesbar ist, weit geöffnet ist. Darüber hinaus sollte die Lichtintensität der Lichtquelle 30, die den Fixationspunkt angibt, hinsichtlich ihrer Helligkeit so eingestellt werden, dass das Auge E den Fixationspunkt visuell identifizieren kann, und sollte auch so eingestellt (reduziert) werden, dass keine Miosis stattfindet. Der Regelungsteil 50 stellt die Lichtintensität der Lichtquelle 30 ein.
Als Nächstes nun das zum Zeitpunkt der Messung der Hornhautform durchgeführte Vorgehen beschrieben. Vor der Messung wird unter Betätigung des Schalters 40 zur Auswahl der Betriebsart die Betriebsart der Hornhautformmessung ausgewählt. Der Untersucher führt die Ausrichtung auf dieselbe Art und Weise wie bei der Messung der Brechkraft des Auges durch, während er den Monitor 39 beobachtet, um das Bild des vorderen Segments des Auges E zu beobachten, welches von der Lichtquelle 105 beleuchtet wird.
Nach Beendigung der Ausrichtung, wenn der Messschalter 41 gedrückt ist, wird die Lichtquelle 103 für eine im Voraus festgelegte Zeitspanne angeschaltet, um Licht des Ringmusters auf die Hornhaut Ec zu projizieren. Hier wird die Lichtquelle 30 mit maximaler Lichtintensität angeschaltet. Das Bild des vorderen Segments, auf welchem das Ringmuster abgebildet wurde, wird von der Kamera 38 aufgenommen und im Bildspeicher 43 gespeichert. Da das Licht von der Lichtquelle 103 und das Licht von der Lichtquelle 30 beide sichtbar sind, verengt sich die Pupille des Auges E, wenn die Lichtquelle 103 und die Lichtquelle 30 angeschaltet werden. Das Bild des vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens kann ein Bild sein, auf welchem das Bild des Ringmusters abgebildet ist. Die Lichtquelle 103 kann indessen, unmittelbar nachdem das Bild des Ringmusters aufgenommen wurde, ausgeschaltet werden und das Bild des vorderen Segments kann anschließend im Zustand des photopischen Sehens unabhängig vom Bild für die Messung der Hornhautform erhalten werden. Die Lichtquelle 103 bleibt in Bezug auf die Zeit, in der die Pupille verengt sein soll, angeschaltet. Das Bild des vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens mit verengter Pupille wird im Bildspeicher 43 gespeichert.
Es sollte erwähnt werden, dass die Lichtintensität der Lichtquellen 103 und 30, welche zu diesem Zeitpunkt sichtbares stimulierendes Licht an das Auge E abgeben, vorzugsweise so eingestellt wird, dass die Pupille in denselben miotischen Zustand gebracht wird, der erforderlich ist, um einen Eingriff zur Korrektur der Brechkraft unter Verwendung einer Vorrichtung zum Kornealeingriff durchzuführen, wie sie im Folgenden beschrieben wird.
Ein Teil 52 zur Berechnung der Hornhautform führt an dem im Bildspeicher 43 gespeicherten Bild des Ringmusters Bildverarbeitung durch und detektiert die Ränder des Bildes des Ringmusters. Anschließend ermittelt das Teil 52 zur Berechnung der Hornhautform die Position eines jeden Randes relativ zur Hornhautmitte für jeden Schritt eines im Voraus festgelegten Winkels (1 Grad), wodurch eine Verteilungsfunktion der Hornhautkrümmung erhalten wird.
Sobald die Daten aus den Messungen der Verteilungen der Brechkraft des Auges und der Hornhautkrümmung für dasselbe Auge E erhalten wurden, wird eine mit dem Regelungsteil 50 verbundene Tastatur 58 oder Maus 57 gemäß auf dem Bildschirm 39 angezeigten Instruktionen betätigt, um die Daten über die Größe einer Ablationsfläche, eine Korrekturmenge und dergleichen einzugeben. Ein Ablationinformationsberechnungsteil 54 berechnet Hornhautablationsinformationen (Daten) wie z.B. eine auf den Daten beider Messungen und den eingegebenen Daten basierende Ablationsmenge. Hinsichtlich weiterer Details über diese Messung siehe US-Patent 6,033,075 (entspr. ungeprüfte japanische Patentanmeldung, Veröffentlichungs-Nr. Hei 11-342152). Diese Messdaten und ein Ergebnis der Berechnung der Hornhautablationsinformationen werden auf dem Monitor 39 angezeigt.
In der vorausgegangenen Beschreibung wird die Verteilung der Brechkraft des Auges gemessen; es kann aber stattdessen auch eine Verteilung der Wellenaberration gemessen werden (wie in US-Patent 6,086,204 beschrieben). Die Verteilung der Brechkraft des Auges kann durch die Verteilung der Wellenaberration ersetzt werden, was heißt, dass beide Verteilungen äquivalent sind.
Sobald die Bilder des vorderen Segments des Auges sowohl im Zustand des photopischen Sehens als auch im Zustand des skotopischen Sehens erhalten wurden, führt ein Pupilleninformationsberechnungsteil 53 zusätzlich Bildverarbeitung bei jedem der im Bildspeicher 43 gespeicherten Bilder der vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens und im Zustand des skotopischen Sehens durch und erhält dadurch die Pupillenposition (die Position der Pupillenmitte) und die Pupillenform in jedem der beiden Bilder. 6A und 6B zeigen ein Verfahren, durch welches das Pupilleninformationsberechnungsteil 53 die Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens und im Zustand des skotopischen Sehens erhält, und so die Information zur Bestimmung der Ausrichtungsposition (die Information zur Korrektur der Ausrichtungsposition) erhält.
6A zeigt das Bild des vorderen Segments im Zustand des skotopischen Sehens, welches zum Zeitpunkt der Messung der Brechkraft des Auges aufgenommen wurde. Das Pupilleninformationsberechnungsteil 53 detektiert den Rand einer Pupille 80 auf der Basis einer Verteilung der Lichtintensität im Bild des vorderen Segments und erhält dadurch die Form der Pupille 80. Zusätzlich kann die Position der Pupillenmitte als ein Schnittpunkt der beiden Mittelpunkte zwischen den Pupillenrändern erhalten werden, von denen einer auf der lateralen Detektionslinie 71 und der andere auf der vertikalen Detektionslinie 70 liegt, die beide durch den Mittelpunkt des Ausrichtungstargetbildes 61 zur Ausrichtung in vertikaler und lateraler Richtung gehen. Das Bezugszeichen 62 gibt die erhaltene Position der Pupillenmitte an. Das Pupilleninformationsberechnungsteil 53 detektiert die Mitte des Ausrichtungstargetbildes 61 und erhält anschließend Information über die Position der Pupillenmitte 62 in Bezug auf die detektierte Mitte des Ausrichtungstargetbildes 61.
6B zeigt das Bild des vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens. Auf vergleichbare Art erhält das Pupilleninformationsberechnungsteil 53 die Form einer Pupille 80' auf der Basis des Randes der Pupille 80' im Zustand des photopischen Sehens und detektiert das Ausrichtungstargetbild 61, um die Position der Pupillenmitte 63 zu erhalten, wodurch Information über die Position der Pupillenmitte 63 in Bezug auf das Ausrichtungstargetbild 61 erhalten wird.
Übrigens wird es bei der Detektion der Position der Pupillenmitte bevorzugt, eine Vielzahl von Positionskoordinaten von Pupillenrändern in der Nähe der lateralen und vertikalen Detektionslinien zu mitteln, die sich in der Mitte des Ausrichtungstargetbildes 61 schneiden. Zusätzlich können alternative vertikale und laterale Detektionslinien, die sich in der Mitte des Bildes schneiden, spezifiziert werden, um die Pupillenränder zu erhalten, wodurch die Position der Pupillenmitte erhalten wird. Alternativ kann der Pupillenumriss vorab mittels Bildverarbeitung erhalten werden und die Position der Pupillenmitte kann als ein Schnittpunkt der diagonalen Linien eines diesen Umriss umschreibenden Quadrats erhalten werden.
Darüber hinaus braucht, wenn die Hornhautmitte des Auges E vollständig mit der optischen Bildaufnahmeachse ausgerichtet ist, falls beide vollständig miteinander übereinstimmen, das Ausrichtungstargetbild 61 nicht notwendigerweise detektiert zu werden. In diesem Fall können die Position der Pupillenmitte 62 und/oder die Position der Pupillenmitte 63 in Bezug auf eine im Voraus festgelegte Position wie z.B. die Bildmitte erhalten werden. Genauer gesagt ist dies der Fall, wenn ein automatischer Ausrichtungsmechanismus eingesetzt wird.
Als Nächstes vergleicht das Pupilleninformationsberechnungsteil 53 die Positionen 62 und 63 der Pupillenmitten in Bezug auf das Ausrichtungstargetbild 61 und erhält eine Abweichungsgröße (Information über die Differenzen) zwischen der Position der skotopischen Pupillenmitte 62 und der Position der photopischen Pupillenmitte 63. Die Abweichungsgröße kann in Form gekrümmter Koordinaten, XY-Koordinaten oder anderer Koordinaten erhalten werden, deren Ausgangspunkt in der Position 63 der Pupillenmitte liegt. Die erhaltene Abweichungsgröße wird in einem Speicher 45 als Information zur Korrektur der Ausrichtungsposition gespeichert.
Zusätzlich wird Information über die Pupille im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens auf dem Monitor 39 angezeigt. Mit anderen Worten werden an diesem Punkt die Positionen 62 und 63 der Pupillenmitten und/oder der Pupillenumrisse im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens graphisch auf dem Monitor 39 angezeigt, um die Differenzen (Abweichungen) zwischen der Position der Pupillenmitte und der Pupillenform im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens visuell anzuzeigen. 7 ist ein Beispiel einer solchen Anzeige, in der eine Linie des Pupillenrandes im Zustand des skotopischen Sehens und eine Linie des Pupillenrandes im Zustand des photopischen Sehens auf der Basis des Bildes des vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens graphisch angezeigt werden. Ein Referenzpunkt zu ihrer Ausrichtung ist die Ausrichtungstargetmarkierung 61.
Darüber hinaus wird die Pupillenform (der Pupillendurchmesser) im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens numerisch angezeigt wie auch Information hinsichtlich des Abstandes zwischen den Positionen der Pupillenmitten im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens. Die Information über die skotopischen und photopischen Pupillendurchmesser kann verwendet werden, um die Größe der Ablationsfläche zu bestimmen.
Die so erhaltenen Informationen hinsichtlich der Pupille im Zustand des photopischen Sehens und im Zustand des skotopischen Sehens sowie der Unterschiede zwischen ihnen werden im Speicher 45 zusammen mit den Hornhautablationsinformationen gespeichert. Die gespeicherten Informationen werden über den Kommunikationsport 59b oder eine in ein Diskettenlaufwerk 59a eingelegte Diskette ausgegeben und anschließend in einen Computer eingegeben, der in der Vorrichtung zur Durchführung eines Kornealeingriffs 200 beinhaltet ist.
Übrigens können der Mechanismus zur Messung der Brechkraft und der Mechanismus zur Messung der Hornhautform individuell in zwei getrennten ophthalmologischen Vorrichtungen implementiert werden. Gleichermaßen können ein Mechanismus zur Aufnahme eines Bildes des vorderen Segments im Zustand des skotopischen Sehens und ein Mechanismus zur Aufnahme eines Bildes des vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens ebenfalls individuell in zwei getrennten ophthalmologischen Vorrichtungen implementiert werden. In solchen Fällen kann darüber hinaus die Berechnung der auf den gemessenen Daten basierenden Hornhautablationsinformation und der Pupilleninformation mittels Bildverarbeitung unter Verwendung eines PC-Computers durchgeführt werden (die ophthalmologische Vorrichtung mit einem Ablationinformationsberechnungsteil 54, einem Pupilleninformationsberechnungsteil 53, Eingabeeinrichtungen wie z.B. der Maus 57, der Tastatur 58, dem Kommunikationsport 59b und dem FDD 59a, Ausgabeeinrichtungen wie z.B. dem Kommunikationsport 59b, dem FDD 59a, dem Monitor 39 und weiteren Einrichtungen wird in 3 gezeigt). Die Messdaten und die im Zustand des photopischen Sehens und im Zustand des skotopischen Sehens aufgenommenen Bilder des vorderen Segments werden in den PC- Computer eingegeben, der das Berechnungsergebnis auf (an) dem (den) Monitor 39 anzeigt (ausgibt).
Als nächstes wird die Vorrichtung 200 zur Durchführung eines Kornealeingriffs beschrieben. 8 zeigt eine schematische Außenansicht der Vorrichtung 200 zur Durchführung eines Kornealeingriffs und 9 zeigt die Struktur seines optischen Systems.
Der Laserstrahl einer Excimerlaser-Lichtquelle 210, die im Hauptkörper 201 einer Operationsvorrichtung angeordnet ist, tritt durch ein optisches System zur Laserbestrahlung einschließlich Spiegeln und dergleichen und wird in eine Armeinheit 202 geleitet, die in X- und Y-Richtung beweglich ist, wie in 8 gezeigt wird. Ein Endteil 205 des Arms ist in Z-Richtung beweglich. Die Antriebseinheiten 251, 252 und 253, die aus Motoren und dergleichen bestehen, ermöglichen Bewegungen in diesen Richtungen. Eine Regelvorrichtung 206 beinhaltet einen Joystick und eine Vielzahl von Schaltern. Ein Computer 209 ist in der Lage, verschiedene Daten über die für die Operation benötigten Bedingungen einzulesen und Berechnungen, Anzeigefunktionen und Datenspeicherung hinsichtlich der Regelung der Laserbestrahlung vorzunehmen. Auf einem Patientenbett 300 wird der Patient der Operation unterzogen, während er auf dem Bett 300 liegt.
Das optische System zur Laserbestrahlung umfasst die Spiegel 211 und 212, einen Abtastspiegel 213 (einen Planspiegel, der den Laserstrahl in Richtung der Gauß'schen Verteilung übersetzt (bewegt)), eine Bilddreheinrichtung 215, einen Spiegel 217, eine variable kreisförmige Öffnung 218, eine variable Spaltöffnung 220, Spiegel 222 und 223, eine Projektionslinse 224 und einen dichroitischen Spiegel 225. Eine Aperturteilungsplatte 260 mit einer Vielzahl kleiner kreisförmiger Öff nungen wird im Lichtweg zwischen der Spaltöffnung 220 und dem Spiegel 222 angeordnet und ist so ausgelegt, dass sie vom Lichtweg entfernbar und in den Lichtweg einführbar ist. Die Aperturteilungsplatte 260 ist so ausgelegt, dass sie den Laserstrahl in Kombination mit einer Trennblende 265 selektiv unterteilen kann. Die kleinen kreisförmigen Öffnungen der Aperturteilungsplatte 260 werden von Verschlussplatten der Trennblende 265 selektiv bedeckt oder freigegeben. Dies ermöglicht während der Laserbestrahlung eine selektive Unterteilung des rechteckigen Laserstrahls in Längsrichtung. Die Aperturteilungsplatte 260 und die Trennblende 265 können durch die Antriebseinheit 268 in einer zur Achse des Laserstrahls senkrecht stehenden Ebene bewegt werden.
Oberhalb des dichroitischen Spiegels 225 angeordnet sind eine Fixationslampe 226, eine Objektivlinse 227 und eine Mikroskopeinheit 203. Eine Quelle sichtbaren Lichts beleuchtet das Auge E und ein Chirurg beobachtet das Auge E durch die Mikroskopeinheit 203. Ein Spiegel 230 ist zwischen den binokularen optischen Wegen der Mikroskopeinheit 203 angeordnet (auf einer optischen Achse der Objektivlinse 227). Auf einem optischen Weg auf der reflektierenden Seite des Spiegels 230 sind eine bilderzeugende Linse 231, ein Spiegel 232, ein Infrarottransmissionsfilter 235 und eine CCD-Kamera 233 in der oben erwähnten Reihenfolge angeordnet. Die Kamera 233 nimmt das Bild des vorderen Segments des Auges E auf, welches von einer infraroten Lichtquelle 246 beleuchtet wird. Der Ausgang der Kamera 233 ist mit dem Bildverarbeitungsteil 234 verbunden. Das Bezugszeichen L₀ gibt eine Referenzachse der Strahlung des Laserstrahls an.
Einer der im Regelteil 206 enthaltenen Schalter wird betätigt, um die Betriebsart der automatischen Ausrichtung und/oder die Betriebsart der automatischen Nachführung auszuwählen. Das Bildverarbeitungsteil 234 führt denselben Prozess wie in den 6A und 6B gezeigt auf der Basis des von der Kamera 233 aufgenommenen Bildes des vorderen Segments durch und erhält (detektiert) dadurch die Position der Pupillenmitte des Auges E. Das Auge E befindet sich im Zustand des photopischen Sehens, da die Vorrichtung 200 zur Durchführung eines Kornealeingriffs in einem gut beleuchteten Raum verwendet wird und das Auge E von der sichtbaren Lichtquelle 247 beleuchtet wird. Daher ist die Position der Pupillenmitte, die zum Zeitpunkt der Operation erhalten wird, die Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens. Ein Reglerteil 250 führt eine Ausrichtung mittels Reglung der Bewegung der Armeinheit 202 relativ zur erhaltenen Position der Pupillenmitte durch. An diesem Punkt kompensiert der Reglerteil 250 auf der Basis der in den Computer 209 eingegebenen Information zur Korrektur der Ausrichtungsposition die Referenzachse L₀ der Bestrahlung in Bezug auf die Position der Pupillenmitte, so dass die Referenzachse L mit der Position der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens ausgerichtet werden kann. Auf der Basis der Hornhautablationsinformation steuert das Reglerteil 250 die Antriebseinheiten 214, 216, 219 und 221, die Antriebseinheit 268 und weitere Antriebseinheiten für den Abtastspiegel 213, die Bilddreheinrichtung 215, die variable kreisförmige Öffnung 218, die variable Spaltöffnung 220, die Aperturteilungsplatte 260 bzw. die Trennblende 265, wodurch das Auge E mit dem Laserstrahl bestrahlt wird. Falls sich das Auge E bewegt, wird die Armeinheit 202 auf der Basis der erhaltenen Position der Pupillenmitte bewegt, wodurch eine automatische Nachführung durchgeführt wird.
So wird die Ausrichtungsposition des Laserstrahls von der Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens zur Position der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens verschoben. Dies ermöglicht es, eine im Voraus festge legte Fläche auf der Basis der Position der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens abzutragen. Daher kann eine solche Ablation einen Lichtschleier, eine Blendung oder dergleichen, die wahrscheinlich zur Nachtzeit nach einer Operation eintreten würde, mit höherer Sicherheit verhindern als bei einer Ablation in Ausrichtung mit der Position der Pupillenmitte im Zustand des photopischen Sehens.
Darüber hinaus rotiert das Auge E, da der Eingriff zur Korrektur der Brechkraft durchgeführt wird, wenn der Patient (auf seinem Rücken) liegt. Dementsprechend kann die Ablation genauer durchgeführt werden, falls Information über die Rotation (Torsion) des Auges E, die eintritt, wenn der Patient auf seinem Rücken liegt (Rotationswinkelinformation), zur Hornhautablationsinformation für dasselbe Auge E, die gewonnen wird, wenn er sitzt, hinzugefügt wird. Der Chirurg erhält im Voraus einen Winkel der Augenrotation auf der Basis der Bedingungen des Auges E, wenn der Patient sitzt und wenn er auf seinem Rücken liegt, und diese Information wird anschließend dem Computer 209 eingegeben. Alternativ ist es auch möglich, charakteristische Daten des Bildes des vorderen Segments zu gewinnen, welches aufgenommen wird, wenn der Patient sitzt, und dieses anschließend mit dem Bild des vorderen Segments zu vergleichen, welches aufgenommen wird, wenn er auf seinem Rücken liegt, und dadurch den Rotationswinkel des Auges E zu erhalten. Die Beschreibung der vorliegenden Ausführungsform impliziert, dass ein Neigungswinkel des Kopfs des Patienten zum Zeitpunkt der Bildaufnahme im Bild des vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens und im Zustand des skotopischen Sehens ignoriert werden kann. Wenn jedoch beabsichtigt ist, eine Kompensation des Neigungswinkels durchzuführen, wird das vorstehend beschriebene Verfahren zur Extraktion der Charakteristika des Bildes des vorderen Segments befolgt, so dass das Bild des vorderen Segments im Zustand des photopischen Se hens und im Zustand des skotopischen Sehens hinsichtlich des Neigungswinkels korrigiert wird; anschließend kann eine Reihe von Verfahren durchgeführt werden.
Des Weiteren wird in der vorliegenden Ausführungsform das Bild des vorderen Segments im Zustand des skotopischen Sehens zum Zeitpunkt der Messung der Brechkraft des Auges aufgenommen und das Bild des vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens wird zum Zeitpunkt der Messung der Hornhautform aufgenommen, aber die vorliegende Erfindung ist nicht darauf beschränkt. So kann die Vorrichtung beispielsweise so konfiguriert werden, dass sie alternative Betriebsarten zur Aufnahme der Bilder des vorderen Segments aufweist, wobei eine Betriebsart für den Zustand des photopischen Sehens und die andere Betriebsart für den Zustand des skotopischen Sehens spezifisch ist, welche mit dem Schalter 40 zur Auswahl der Betriebsart ausgewählt werden können.
Im Folgenden wird eine Beschreibung für den Fall angegeben, dass alternative, für die Aufnahme der Bilder des vorderen Segments spezifische Betriebsarten vorgesehen sind. So wird beispielsweise bei der Betriebsart der Bildaufnahme im Zustand des skotopischen Sehens die Lichtintensität der Lichtquelle 30 zur Fixation des Auges innerhalb eines Bereichs verringert, welcher es dem Patienten erlaubt, auf den Fixationspunkt zu starren, während die Lichtquelle 103 zur Messung der Hornhautform ausgeschaltet wird und die Pupille des Auges E somit erweitert sein kann. Andererseits kann bei der Betriebsart der Bildaufnahme im Zustand des photopischen Sehens die Lichtintensität der Lichtquelle 103 und der Lichtquelle 30 so eingestellt werden, dass Miosis im selben Ausmaß wie im Falle eines Eingriffs zur Korrektur der Brechkraft hervorgerufen wird. Es solle beachtet werden, dass die Quelle sichtbaren Lichts nicht auf die Lichtquellen 103 und 30 beschränkt ist. So kann die Lichtquelle 103 beispielsweise eine Nahe-Infrarot-Lichtquelle sein und eine weitere Lichtquelle kann stattdessen als sichtbare Lichtquelle vorgesehen sein.
Des Weiteren wird in der vorliegenden Ausführungsform das Ausrichtungstargetbild 61 auf der Hornhaut Ec mit der Bildaufnahmeachse ausgerichtet, wenn das Bild des vorderen Segments aufgenommen wird, aber die vorliegende Erfindung ist nicht darauf beschränkt; es ist ebenfalls möglich, ein Verfahren zu verwenden, bei welchem die Bildaufnahmeachse mit der Position der Pupillenmitte ausgerichtet wird, wenn das Bild des vorderen Segments aufgenommen wird. Im Folgenden wird eine Beschreibung für ein Verfahren zum Erhalt von Information zur Korrektur der Ausrichtungsposition für das Verfahren angegeben, bei welchem zum Zeitpunkt der Aufnahme des Bildes die Bildaufnahmeachse mit der Position der Pupillenmitte ausgerichtet wird. Hier wird angenommen, dass die in der vorstehend beschriebenen Ausführungsform eingesetzte ophthalmologische Vorrichtung verwendet wird.
Zunächst wird die Bildaufnahmeachse mit der Position der skotopischen Pupillenmitte, die auf dem Monitor 39 angezeigt wird, durch visuelle Beobachtung ausgerichtet, dann wird das Bild des vorderen Segments aufgenommen. Das Pupilleninformationsberechnungsteil 53 detektiert die Ränder der Hornhaut Ec (einen Hornhautumriss) mittels Bildverarbeitung am aufgenommenen Bild des vorderen Segments im Zustand des skotopischen Sehens und erhält die Mittelpunktskoordinaten der Hornhautränder. Anschließend erhält das Pupilleninformationsberechnungsteil 53 mit demselben Verfahren wie in der vorgenannten Ausführungsform die Position der skotopischen Pupillenmitte im aufgenommenen Bild. Zu diesem Zeitpunkt berechnet das Pupilleninformationsberechnungsteil 53 die Position der skotopi schen Pupillenmitte in Bezug auf die aus dem Hornhautumriss berechneten Mittelpunktskoordinaten.
Danach wird das Bild des vorderen Segments im Zustand des photopischen Sehens aufgenommen und die Position der photopischen Pupillenmitte wird in Bezug auf die aus dem Hornhautumriss mit demselben Verfahren berechneten Mittelpunktskoordinaten erhalten. Der Mittelpunkt des Hornhautumrisses, der aus dem Bild des vorderen Segments des skotopischen Auges erhalten wurde, wird dazu gebracht, mit dem Mittelpunkt im photopischen Auge übereinzustimmen, wodurch der Abstand zwischen den Positionen der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens berechnet wird. Der so erhaltene Abstand kann auf dieselbe Art und Weise wie in der vorstehenden Ausführungsform als Information zur Korrektur der Ausrichtungsposition verwendet werden.
Darüber hinaus wurde die in der vorliegenden Ausführungsform zu Grunde gelegte ophthalmologische Vorrichtung als dazu befähigt beschrieben, z.B. sowohl die Brechkraft des Auges als auch eine Hornhautform zu messen, aber die vorliegende Erfindung ist nicht darauf beschränkt. Es kann jede andere ophthalmologische Vorrichtung verwendet werden, solange sie in der Lage ist, Pupilleninformation im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens zu erhalten.
Des Weiteren erlaubt es die vorliegende Erfindung nicht nur, Information über die Pupillenposition zu erhalten, sondern auch, den Pupillendurchmesser (die Pupillenform) im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens zu erhalten. Die erhaltenen Pupillendurchmesser können daher zum Entwurf einer Kontaktlinse oder für andere Zwecke verwendet werden. Man nehme beispielsweise eine multifokale Kontaktlinse, in welcher gekrümmte Oberflächen mit Dioptrien für Fernsicht und Dioptrien für Nahsicht alternierend in konzentrischen Kreisen um die geometrische Mitte der Linse gebildet sind; eine solche Linse kann mit einer von der geometrischen Mitte der Linse entfernten optischen Mitte unter Beachtung des Pupillendurchmessers und der Position der Pupillenmitte im Zustand des skotopischen Sehens und im Zustand des photopischen Sehens entworfen werden. Die vorausgegangene Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung wurde zum Zwecke der Illustration und der Beschreibung vorgelegt. Sie soll nicht erschöpfend sein oder die Erfindung auf die genau offenbarte Form beschränken; Modifikationen und Variationen sind im Lichte der obigen Lehren möglich oder können bei der Durchführung der Erfindung erhalten werden. Die Ausführungsformen wurden ausgewählt und beschrieben, um die Prinzipien der Erfindung und ihre praktische Anwendung zu erklären, um den Fachmann in die Lage zu versetzen, die Erfindung in verschiedenen Ausführungsformen und mit verschiedenen Modifikationen zu verwenden, welche für eine bestimmte beabsichtigte Verwendung geeignet sind. Es wird beabsichtigt, dass der Umfang der Erfindung von den hier beigefügten Ansprüchen bestimmt wird.

Claims

Ophthalmologische Vorrichtung, umfassend: eine Eingabeeinrichtung (50) zur Eingabe eines ersten Bildes eines vorderen Segments des Auges (E) eines Patienten im Zustand des photopischen Sehens und eines zweiten Bildes des vorderen Segments des Auges (E) im Zustand des skotopischen Sehens; eine Pupilleninformationsberechnungseinrichtung (53) zum Erhalt von Pupilleninformation aus jedem der eingegebenen Bilder mittels Bildverarbeitung, wobei die Pupilleninformation zumindest ein Element, ausgewählt aus einer Position der Pupille des Auges (E) und einer Form der Pupille, beinhaltet, sowie zum Erhalt von Information über die Differenz zwischen der Pupilleninformation im ersten Bild und der Pupilleninformation im zweiten Bild; und eine Ausgabeeinrichtung (39, 59a, 59b) zur Ausgabe der erhaltenen Information über diese Differenz, wobei die Pupilleninformationsberechnungseinrichtung (53) eine Position der Pupillenmitte des Auges (E) aus jedem der eingegebenen Bilder und Information über die Differenz zwischen der Position der Pupillenmitte im ersten Bild und der Position der Pupillenmitte im zweiten Bild bezieht; und die Ausgabeeinrichtung (39, 59a, 59b) die erhaltene Information über die Differenz der Positionen ausgibt.
Ophthalmologische Vorrichtung nach Anspruch 1, weiterhin umfassend eine Bildaufnahmeeinrichtung zum Erhalt des ersten Bildes und des zweiten Bildes mittels Bildaufnahme, wobei die Bildaufnahmeeinrichtung eine optische Achse der Bildaufnahme aufweist, und wobei die Eingabeeinrichtung jedes der erhaltenen Bilder eingibt.
Ophthalmologische Vorrichtung nach Anspruch 2, weiterhin umfassend eine Lichteinstrahlungseinrichtung zum Einstrahlen sichtbaren Lichtes in das Auge, um das Auge in den Zustand des photopischen Sehens zu versetzen.
Ophthalmologische Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3, weiterhin umfassend eine Ausrichtungseinrichtung zum Ausrichten der optische Achse der Bildaufnahme in einer vorher festgelegten Positionsbeziehung zum Auge, wobei die Eingabeeinrichtung jedes der erhaltenen Bilder eingibt; die mit der Information über die zum Zeitpunkt der Bildaufnahme durchgeführte Ausrichtung in Zusammenhang stehen; und die Pupilleninformationsberechnungseinrichtung die Pupilleninformation aus jedem der eingegebenen Bilder basierend auf der Information über die zum Zeitpunkt der Bildaufnahme durchgeführte Ausrichtung bezieht.
Ophthalmologische Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 4, weiterhin umfassend: eine erste Messeinrichtung zum Messen der Hornhautform eines Auges; und eine zweite Messeinrichtung zum Messen der Brechkraftverteilung eines Auges, wobei die Bildaufnahmeeinrichtung das erste Bild zum Zeitpunkt der Messung durch die erste Messeinrichtung und das zweite Bild zum Zeitpunkt der Messung durch die zweite Messeinrichtung bezieht.
Ophthalmologische Vorrichtung nach Anspruch 5, wobei die zweite Messeinrichtung als Brechkraftverteilung eine Wellenaberrationsverteilung ermittelt.
Ophthalmologische Vorrichtung nach Anspruch 5 oder 6, weiterhin umfassend: eine Ablationinformationsberechnungseinrichtung zum Erhalt von Information über die Hornhautablation, basierend auf der erhaltenen Hornhautform und der erhaltenen Brechkraftverteilung, wobei die Ausgabeeinrichtung die erhaltene Information über die Hornhautablation in Verbindung mit der erhaltenen Information über die Differenz an eine Vorrichtung zum Kornealeingriff ausgibt.
Ophthalmologische Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Ausgabeeinrichtung eine Anzeigeeinrichtung zur graphischen Anzeige der erhaltenen Pupilleninformation und der erhaltenen Information über die Differenz beinhaltet.