DE68905868T2

DE68905868T2 - Diagnostisches verfahren und geraet fuer die augenheilkunde.

Info

Publication number: DE68905868T2
Application number: DE8989305602T
Authority: DE
Inventors: Yoshihisa Aizu; Akihiro Fujita; Masakazu Suematsu
Original assignee: Kowa Co Ltd
Current assignee: Kowa Co Ltd
Priority date: 1988-06-16
Filing date: 1989-06-02
Publication date: 1993-07-15
Anticipated expiration: 2009-06-03
Also published as: JPH024310A; DE68905868D1; EP0348057A1; EP0348057B1; US4938584A

Description

Diese Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Augendiagnose und insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen der Länge der optischen Achse eines Auges, d.h. der Entfernung zwischen der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund eines Auges, welches einer Augenuntersuchung unterzogen wird.
Die Benutzung von Ultraschall in Instrumenten zur Messung der Länge der optischen Achse des Auges gehört zum Stand der Technik bekannt. Solche Instrumente sind im Handel erhältlich und werden deshalb allgemein benutzt. Eine andere Meßmethode, die für solch eine Anwendung benutzt werden kann, basiert auf optischer Interferenz.
Beim Ultraschallverfahren wird ein Strahl von Ultraschallwellen in das Auge geleitet und es werden die Reflektionen der Ultraschallwellen aus dem Auge empfangen und die Entfernung der Grenzflächen in dem Auge aufgrund von Verzögerungen der reflektierten Wellen erhalten. Dieses Verfahren bringt eine Anzahl von Problemen mit sich, die im folgenden aufgeführt sind.
1. Die Genauigkeit der Messung der Länge der optischen Achse des Auges ist gering und liegt in der Größenordnung von 0,1 mm.
2. Um die Messung auszuführen, muß das Auge in Kontakt mit einem Meßfühler gebracht werden, der den Ultraschalloszillator umfaßt. Dabei stellen beide Möglichkeiten, sowohl die Kontakt- als auch die Immersionsmethode eine beträchtliche Belastung der zu untersuchenden Person dar.
3. Es besteht ein Unterschied zwischen der Länge der optischen Achse des Auges, wie sie durch Ultraschallwellen gemessen wird, und der Länge des optischen Weges der Augenachse.
Die Benutzung des optischen Intereferenz-Verfahrens zur Messung der Länge der optischen Achse des Auges ist eine Möglichkeit, die Nachteile der Ultraschall- Methode zu überwinden.
Eines dieser Verfahren ist das in der deutschen Patentveröffentlichung Nr. 3 201 801 offengelegte. Es umfaßt das Lenken eines teilweisen kohärenten Lichtstrahls in das Auge und das Extrahieren zweier Lichtstrahlen aus dem von den verschiedenen Grenzflächen des Auges reflektiertem Licht, wobei die zwei Strahlen des reflektierten Lichts, die üblicherweise benutzt werden, aus von der Hornhautoberfläche reflektiertem Licht und aus von der Netzhaut reflektiertem Licht bestehen. Die zwei Strahlen werden in ein Michelson Interferometer gelenkt. Auf einem Arm des Interferometers befindet sich ein fester Spiegel, der nur Licht reflektiert, das von der Hornhautoberfläche reflektiert wurde und auf dem anderen Arm befindet sich ein beweglicher Spiegel, der beide Strahlen des reflektierten Lichts reflektiert. Wenn die reflektierten Lichtstrahlen von den zwei Armen zur Beobachtung kombiniert werden während der bewegliche Spiegel bewegt wird, erscheinen zweimal Interferenzstreifen. Durch Ablesen der Positionen des beweglichen Spiegels an den Stellen, an denen die Streifen erscheinen, kann die Länge der optischen Achse des Auges aus der Differenz zwischen den Ablesungen bestimmt werden.
Gemäß dieses Verfahrens wird also die Länge der optischen Achse des Auges aufgrund der Interferenz zwischen Strahlen von teilweise kohärenten Licht gemessen. Dadurch kann die Länge des optischen Wegs der Augachse bestimmt werden. Ein anderer Verdienst des Verfahrens besteht darin die Messung ohne physischen Kontakt mit dem Auge durchzuführen. Die Messung bedeutet für den Patienten also keine Belastung. Es treten jedoch die folgenden Probleme auf.
1. Der Meßvorgang macht es erforderlich, daß der bewegliche Spiegel durch mechanische Mittel bewegt wird. Dadurch wird die Komplexität des Aufbaus der Vorrichtung erhöht und die Stabilität negativ beeinträchtigt. Weshalb die Vorrichtung für klinische Anwendungen ungeeignet wird. Darüber hinaus ist es schwierig, eine zufriedenstellende Genauigkeit in der Bewegung des beweglichen Spiegels, der die Meßgenauigkeit bestimmt, beizubehalten. Ebenso muß der Untersuchende während der Meßvorgangs die Interferenzstreifen visuell wahrnehmen, wodurch ein weiteres Element der Ungenauigkeit in die Meßergebnisse eingeht.
2. Es muß sichtbares Licht benutzt werden, weil ein Beobachter die Interferenzstreifen direkt mit Hilfe seiner Augen betrachten muß, wodurch der Patient geblendet wird.
3. Der Patient hat praktisch keine Lichtempfindung wenn ein Halbleiterlaser benutzt wird, der im Bereich des nahen Infraroten arbeitet. Die Interferenzstreifen müssen aber mittels eines Infrarotbetrachtungsmittels oder ähnlichem betrachtet werden, wodurch die Vorrichtung komplex und kostspielig wird.
4. Da es wenigstens zwei oder drei Sekunden dauert, um die Messung durchzuführen, führt jede Bewegung des Auges des Patienten während dieser Zeitdauer zu Meßfehlern.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Augenmeßverfahren und eine Augenmeßvorrichtung zu schaffen, bei welcher genaue und objektive Meßergebnisse durch Benutzung einer einfachen und kostengünstigen Anordnung gewonnen werden können.
Erfindungsgemäß umfaßt ein Augendiagnoseverfahren zum Messen einer Entfernung zwischen der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund eines einer Augenuntersuchung unterzogenen Auges Projezieren eines monochromatischen, kohärenten Lichtstrahls auf das Auge,
Messen einer Phasendifferenz zwischen den zwei Lichtwellen, die von der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund reflektiert werden, welche Phasendifferenz in Abhängigkeit von der dazwischenliegenden Strecke erzeugt wird, entlang derer die zwei Lichtwellen wandern,
Verändern der Wellenlänge des kohärenten Lichts innerhalb eines vorbestimmten Bereichs und Messen einer Änderungsgröße der Phasendifferenz, die durch die Veränderung der Wellenlänge bewirkt wird, um die Entfernung zwischen der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund zu bestimmen.
Der obige Aufbau ermöglicht es, die Länge der optischen Achse des Auges aufgrund von Änderungen der Phasendifferenz zweier, von der Hornhaut und der Netzhaut reflektierter Lichtwellen zu messen, ohne eine mechanische Steuerung zu benötigen.
Die Vorteile und Merkmale der Erfindung werden durch die folgende detaillierte Beschreibung deutlicher werden. Diese Beschreibung bezieht sich auf die beiliegenden Zeichnungen in denen:
Figur 1 eine erklärende Zeichnung ist, die den Aufbau der erfindungsgemäßen Vorrichtung zum Messen der Länge der optischen Achse des Auges darstellt;
Fig. 2 und 3 Diagramme sind, welche die Charakteristiken der Interferenzstreifen zeigen, die bei Benutzung der Vorrichtung von Fig. 1 erhalten werden;
Figur 4 ein Diagramm ist, welches die Oszillationswellenlängencharakteristik eines Halbleiterlasers gegen den Injektionsstrom aufgetragen zeigt;
Figur 5 ein Diagramm ist, welches die Antriebsstromsteuercharakteristik eines Halbleiterlasers zeigt; und
Figur 6 ein Diagramm ist, welches die Ausgabewellenform des in Fig. 1 gezeigten Fotosensors zeigt.
Fig. 1 ist eine allgemeine Darstellung des Aufbaus der erfindungsgemäßen Vorrichtung zum Messen der Länge der optischen Achse des Auges, welche jetzt mit dem optischen Projektionssystem beginnend beschrieben wird.
Eine Laserlichtquelle besteht aus einem Halbleiterlaser 3, der in einer einzigen longitudinalen Mode betrieben wird und einem Automatiktemperatur- Steuermodul (ATM) 2 zur Steuerung der Temperatur des Halbleiterlasers 3. Der Halbleiterlaser 3 emittiert Licht mit einer Wellenlänge im Nahinfrarotbereich und kann innerhalb dieses Bereichs mittels einer Antriebssteuerschaltung 1 kontrollierbar verändert werden. Die Antriebssteuerschaltung 1 wird dazu benutzt, den Antriebssteuerstrom des Halbleiterlasers 3 zu verändern und dadurch den Brechungsindex des Wellenwegs des Halbleiterlasers 3 zu verändern um dessen Wellenlänge variabel zu machen.
Der vom Halbleiterlaser 3 emittierte Lichtstrahl wird von einer Kollimierlinse 4 parallel gerichtet und dann durch eine Blende 5 geleitet, um den Strahldurchmesser auf einen Durchmesser zu reduzieren, der nicht größer ist als der Durchmesser der Pupille des untersuchten Auges. Ein Lichtmengeneinstellfilter 6 wird benutzt, um die Lichtmenge auf ein zulässiges Sicherheitsniveau zu reduzieren. Danach wird die Richtung des Lichtstrahls durch einen Strahlteiler 7 derart geändert, daß der Lichtstrahl auf das untersuchte Auge 8 auftrifft. Bei dieser Anordnung ist es nicht nötig, eine mydriatische oder Schutzkontaktlinse zu benutzen.
Das optische Meßsystem besteht aus einem Interferometer und ist hier als optisches System zur Messung der Entfernung d zwischen der Hornhautoberfläche und der Netzhaut des Auges 8 nach Art eines Fizeau Interferometers angeordnet.
Der auf das Auge 8 auftreffende kollimierte Laserstrahl wird zuerst durch die Oberfläche der Hornhaut reflektiert; das von der Hornhaut reflektierte Licht ist divergent. Der durch die Augenlinse gehende Laserstrahl wird aufgrund des Linseneffekts der Augenlinse und der Hornhaut gebrochen und ungefähr am Ort der im Brennpunkt angeordneten Netzhaut fokussiert und von dieser Stelle reflektiert. Daß durch die Augenlinse die Hornhaut usw. zurückgehende reflektierte Licht wird durch Brechung wieder zu einem parallelen Bündel geformt und tritt in dieser Form aus dem Auge aus.
Kreisförmige konzentrische Interferenzstreifen werden durch die Interferenz der Strahlen des von der Hornhaut reflektierten Lichts 9 und des von der Netzhaut reflektierten Lichts 10 erzeugt, nachdem die beiden Strahlen durch eine Linse 11 konvergiert werden. Die kreisförmigen konzentrischen Interferenzstreifen erreichen an einer Stelle, an der die Durchmesser der zwei Strahlen ungefähr gleich sind, ein optimales Kontrastniveau, so daß an dieser Stelle eine Lochblende oder Ringschlitz 12 angeordnet wird um Interferenzstreifen zu bilden. Veränderungen im Kontrast der derart erzeugten Interferenzstreifen werden durch einen Fotosensor 13 erfaßt, der die Lichtmenge an einer vorbestimmten Stellen auf der Ringschlitzebene oder Lochblende mißt. Das durch fotoelektronische Umwandlung im Fotosensor 13 erzeugte elektrische Signal zeigt Veränderungen der Lichtmenge an einer vorbestimmten Stelle auf dem Interferenzstreifen. Die Länge der optischen Achse des Auges kann durch Verändern der Wellenlänge des Halbleiterlasers 3 gemessen werden, wenn die Veränderungen in den Ausgangssignalen des Fotosensors 13 durch einen Prozessor 14 analysiert werden.
Durch Einfügen eines drehbaren Spiegels 15 zwischen die Linse 11 und die Lochblende oder den Ringschlitz 12 kann die Richtung der zwei Strahlen des reflektierten Lichts verändert werden und dieses Licht durch eine CCD-Kamera 16 aufgenommen werden, die an einer Stelle angeordnet ist, an der die Länge des optischen Wegs die gleiche ist, wie die Länge des optischen Wegs zum Fotosensor 13. Dadurch ist es für einen Beobachter möglich, die Interferenzstreifen auf einem Monitor 17 zu betrachten. Falls erforderlich können Standbilder zur Bildverarbeitung durch einen Computer aufgezeichnet werden oder es kann eine Videoaufzeichnungseinrichtung zur Aufzeichnung des vollständigen Ablaufs benutzt werden.
Im folgenden wird das Prinzip dargelegt, auf dem die Messung der Länge der optischen Achse des Auges mit Hilfe dieses Aufbaus beruht.
Wenn d die Länge der optischen Achse des Auges ist, wird das ausgehend von einem von dem Halbleiterlaser 3 in das Auge projizierten Lichtstrahl der Wellenlänge λ&sub0;von der Hornhaut reflektierte Licht 9 und das von der Netzhaut reflektierte Licht 10 durch die folgenden Gleichungen dargestellt:
a = Aexpj((2π/λ0)x +φ0) ... (1)
b = Bexpj((2π/λ0)(x + 2d) +φ1) ... (2)
dabei sind A und B Konstanten und φ0 ist die Anfangsphase.
Die durch die Interferenz der zwei reflektierten Lichtstrahlen erzeugten Interferenzstreifen werden durch die folgende Gleichung beschrieben:
I = A ² + B ² + 2ABcos((2π/λ0)2d) ... (3)
Im Diagramm von Fig. 2 ist auf der vertikalen Achse die Menge des Interferenzstreifenlichts I aufgetragen und auf der horizontalen Achse 2d. Falls 2d z.B. von 0 auf 4 λ0 geändert wird, ergeben sich vier Perioden von Interferenzstreifen. Dies ergibt sich aus N&sub0; =2d/λ&sub0; = = 4λ&sub0;/λ&sub0; = 4.
Das Diagramm von Fig. 3 zeigt die Situation, wenn die Betriebswellenlänge λ&sub1; des Halbleiterlasres 3 auf 2λ&sub0; geregelt wird. In diesem Fall erhält man nur zwei Perioden von Interferenzstreifenwechseln selbst wenn 2d von 0 auf 4 &sub0; verändert wird. Dies ergibt sich aus N&sub1; = 2d /λ&sub1; = 2λ&sub1; /λ&sub1; = 2.
Aus diesen beiden Beispielen sieht man, daß zwei Perioden von Interferenzstreifenwechseln auftreten, wenn 2d einen konstanten Wert 2d = 4λ&sub0; beibehält, und die Antriebssteuerschaltung 1 dazu benutzt wird, die Wellenlänge des vom Halbleiterlaser 3 erzeugten Laserstrahls von λ&sub0; auf λ&sub1; zu ändern, d.h. n = N&sub0; - N&sub1; = 2. Die Änderung n der Interferenzstreifen hängt von der Veränderung der Wellenlänge und der Länge der optischen Achse des Auges ab, so daß die Länge der optischen Achse des Auges dadurch bestimmt werden kann, daß die Änderung der Interferenzstreifen und die Veränderung der Wellenlänge festgehalten wird. Die entsprechenden Beziehungen sind:
n = N&sub0; - N&sub1; = (2d/λ&sub0;)-(2d/λ&sub1;) = (1/λ&sub0; - 1/λ&sub1; )2d .... (4)
In dieser Ausführungsform wird der Ein-Longitudinal- Modenlaser 3 als die kohärente Lichtquelle mit variabler Wellenlänge benutzt. Fig. 4 zeigt die Charakteristiken der erzeugten Wellenlänge λ aufgetragen gegen den Injektionsstrom i. Wie gezeigt führt das Auftauchen von Moden zu einer treppenförmigen charakteristischen Kurve. Es ist ebenfalls zu sehen, daß der Bereich der Veränderung begrenzt ist. Wenn jedoch ein Abschnit benutzt wird, in dem der Injektionsstrom und die erzeugte Wellenlänge voneinander linear abhängen, kann der angelegte Stromwert als Entsprechung der erzeugten Wellenlänge angesehen werden.
Fig. 5 zeigt den Kurvenverlauf des Halbleiterlaser- Injektionsstroms. Der Injektionstrom wird mit einer festen Rate verändert, wodurch die Wellenlänge mit einer festen Rate variabel ist. Falls die Rate der Veränderung der Wellenlänge des Halbleiterlasers gleich K(nm/mA) und die erzeugte Wellenlänge &sub0; ist, wenn der Injektionsstrom gleich io ist, dann ist λ&sub0; -> λ&sub0; + K Δi wenn io -> io + Δi.
Einsetzen in Gleichung 4 ergibt Gleichung 5.
n = 1/λ&sub0; - 1/(λ&sub0;+ K Δi) 2d
= 2K Δi / λ&sub0;(λ&sub0;+ K Δi) d ..... (5)
Wenn λ&sub0; » K Δi ergibt die Benutzung der Näherung:
n = 2K Δi/λ02(1+ K Δi/λ&sub0;) d
≈ (2K Δi/λ02)d ..... (6)
Daher kann die axiale Länge d des Auges durch Benutzung des Prozessors 14 erhalten werden, der die auf den Gleichungen (5) und (6) fußenden Rechnungen unter Benutzung der n, K, Δi, λ&sub0; der Antriebssteuercharakteristiken des Halbleiterlasers 3 benutzt. Der Prozessor 14 kann aus einem Mikrocomputer-Steuersystem bestehen, das z.B. das Ausgangssignal des Fotosensors 13 in Synchronisation mit der Ansteuerung durch die Antriebssteuerschaltung 1 verarbeitet. Fig. 6 zeigt einen Musterkurvenverlauf eines Interferenzstreifen- Änderungssignals, das vom Fotosensor 13 der erfindungsgemäßen Vorrichtung erhalten wird.
Wie im vorhergehenden beschrieben, wird in dieser Ausführungsform durch einen Halbleiterlaser Licht mit einer Wellenlänge im nahen Infraroten erzeugt und in das Auge gelenkt. Die Änderungen der Interferenzstreifen, die den optischen Wegunterschieden zwischen zwei von der Hornhaut und dem Augenhintergrund reflektierten Lichtwellen entsprechen, werden bei Veränderung der Wellenlänge des kohärenten Lichtstrahls mit einem Fizeau Interferometer gemessen um dadurch die Länge der optischen Achse des Auges zu messen. Auf diese Weise kann die Länge der optischen Achse des Auges aufgrund von Änderungen der Interferenzstreifen gemessen werden, wodurch Messungen ermöglicht werden, die durch kontaktloses Hochgeschwindigkeitswellenlängenabtasten schnell und präzise sind.
Darüber hinaus ergibt sich aus der Benutzung eines Interferometers zur Durchführung der Messungen, daß eine Abschätzung der Interferenzstreifen nicht mit dem bloßen Auge durchgeführt wird, so daß die durchgeführten Messungen objektiv und genau sind. Zusätzlich gestattet es die Benutzung eines Halbleiterlasers die Vorrichtung einfach, preisgünstig, leicht und kompakt zu gestalten.
Weitere klinische Vorteile bestehen darin, daß durch Benutzung infraroten Lichts der Patient nicht geblendet wird und daß die kontaktlose schnelle Art und Weise der Messung die Belastung des Patienten verringert. Da der Strahl des Lichts im nahen Infraroten nach dem Durchgang durch die Pupille kollimiert wird, ergibt sich kein Bedarf für ein mydriatisches Mittel oder ein Anästhetikum
und die Fähigkeit, das auf das Auge auftreffende Licht zu regeln, läßt jeden Bedarf von Schutzkontaktlinsen überflüssig werden.
In Fig. 1 ist der auf die Hornhaut auftreffende kohärente Lichtstrahl als parallel (kollimiert) dargestellt. Der Strahl kann aber für kurzsichtige oder weitsichtige Augen divergent oder konvergent sein.
Statt des Strahlteilers 7 kann ein halbdurchlässiger Spiegel benutzt werden. In diesem Fall ist es vorzuziehen, einen keilförmigen Spiegel zu benutzen, um die Erfassung von Interferenzstreifen zu vermeiden, die zwischen der Ober- und Unterseite gebildet werden.
Wenn anstelle des in Fig. 1 gezeigten Strahlteilers 7 ein polarisierender Strahlteiler benutzt wird, kann durch Anordnen einer λ/4-Platte zwischen dem polarisierenden Strahlteiler und der Hornhaut der auf das Auge gerichtete Lichtstrahl orthogonal zur Polarisationsebene des reflektierten Lichts gemacht werden. Dadurch ist es möglich, daß das von der Lichtquelle kommende Licht vollständig die Hornhaut erreicht und daß das vom Auge kommende Licht vollständig den Erfassungsbereich des Systems erreicht. Darüber hinaus verhindert diese Anordnung daß Licht auf die Seite der Lichtquelle zurückkehrt, wodurch es möglich ist, instabile Laseroszillationen zu vermeiden, die durch solches zurückkehrendes Licht verursacht werden könnten.
Wenn das Licht mittels eines Ringschlitzes erfaßt wird, ist es vorteilhaft, daß die Anordnung derart ist, daß das Zentrum des Ringschlitzes mit dem Zentrum der kreisförmigen konzentrischen Interferenzstreifen übereinstimmt und daß der Ringschlitzspalt im wesentlichen gleich dem Interferenzstreifenspalt ist.
Erfindungsgemäß umfaßt das Augenmeßverfahren und die Vorrichtung zum Messen der Entfernung von der Hornhautoberfläche zum Augenhintergrund in einem untersuchten Auge das Richten eines monochromatischen kohärenten Lichtstrahls auf das Auge, das Variieren der Wellenlänge des kohärenten Lichtstrahls innerhalb eines vorbestimmten Bereichs bei gleichzeitigem Beobachten der Unterschiede der optischen Wege der zwei Lichtwellen, die von der Hornhaut und vom Augenhintergrund reflektiert werden, wobei die Unterschiede auf der Länge der optischen Achse des Auges basieren und als Phasendifferenz zwischen den zwei Lichtwellen beobachtet werden, und wobei eine Messung der Länge der optischen Achse des untersuchten Auges durch das Ausmaß der Änderung in der gemessenen Phasendifferenz die der Veränderung in der Wellenlänge entspricht, erhalten wird. Diese Anordnung ermöglicht es, daß die Länge der optischen Achse des Auges auf der Basis der Änderungen in der Phasendifferenz der zwei von der Hornhaut und der Netzhaut reflektierten Lichtwellen gemessen wird, wobei eine mechanische Steuerung nicht benötigt wird. Darüber hinaus ist der Meßvorgang schnell und kontaktlos, wodurch sich für den Patienten eine geringere Belastung ergibt.
Während die Erfindung in bezug auf eine vorteilhafte Ausführungsform beschrieben wurde, ist es für Fachleute offensichtlich, daß verschiedene Veränderungen durchgeführt werden können und Elemente durch äquivalente Elemente ersetzt werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Darüber hinaus können viele Abänderungen vorgenommen werden, um eine bestimmte Situation oder ein bestimmtes Material an die Lehre der Erfindung anzupassen, ohne vom wesentlichen Gehalt derselben abzuweichen. Deshalb ist es beabsichtigt, daß die Erfindung nicht so verstanden werden soll, daß sie auf die bestimmte Ausführungsform beschränkt sei, die als beste gedachte Art und Weise zur Durchführung der Erfindung offenbart ist, sondern daß die Erfindung alle Ausführungsformen umfaßt, die innerhalb des Bereichs der bei liegenden Ansprüche fallen.

Claims

1. Augendiagnoseverfahren zum Messen einer Entfernung zwischen der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund eines einer Augenuntersuchung unterzogenen Auges, welches Verfahren folgende Schritte umfaßt:

- Projezieren eines monochromatischen, kohärenten Lichtstrahls auf das Auge (8);

- Messen einer Phasendifferenz zwischen den zwei Lichtwellen (9, 10), die von der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund reflektiert werden, welche Phasendifferenz in Abhängigkeit von der dazwischenliegenden Strecke erzeugt wird, entlang derer die zwei Lichtwellen wandern;

gekennzeichnet durch, die folgenden, weiteren Schritte:

- Verändern der Wellenlänge des kohärenten Lichts innerhalb eines vorbestimmten Bereichs; und

- Messen einer Änderungsgröße der Phasendifferenz, die durch die Veränderung der Wellenlänge bewirkt wird, um die Entfernung zwischen der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund zu bestimmen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei welchem die Wellenlänge des kohärenten Lichts durch Verändern des Injektionsstroms (i) oder der Temperatur eines Halbleiterlasers bewirkt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei welchem der Injektionsstrom einen Dreiecksverlauf mit einer vorbestimmten Amplitude und Frequenz aufweist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, bei welchem das kohärente Licht divergent, kollimiert oder konvergent ist, um die Hornhautoberfläche zu beleuchten.

5. Augendiagnosevorrichtung zum Messen einer Entfernung zwischen der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund eines einer Augenuntersuchung unterzogenen Auges umfassend:

- eine Laserlichtquelle (3) zum Erzeugen eines monochromatischen kohärenten Lichtstrahls;

- einen Strahlprojektor (4) zum Projizieren des monochromatischen kohärenten Lichtstrahls auf das Auge;

- Mittel zum Messen einer Phasendifferenz zwischen zwei Lichtwellen (9, 10), die von der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund reflektiert werden, welche Phasendifferenz in Abhängigkeit von der dazwischenliegenden Strecke erzeugt wird, entlang derer die zwei Lichtwellen wandern;

gekennzeichnet durch,

Mittel (1, 2) zum Verändern der Wellenlänge des kohärenten Lichts innerhalb eines vorbestimmten Bereichs; und

Mittel (12, 13, 14) zum Messen der Änderungsgröße der Phasendifferenz, die durch die Veränderung der Wellenlänge verursacht wird, um die Entfernung zwischen der Hornhautoberfläche und dem Augenhintergrund zu bestimmen.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, bei welcher die Mittel zum Messen des Änderungsbetrags der Phasendifferenz umfassen:

- ein Interferometer, welches eine Erfassungsoberfläche (13) aufweist, auf der die auf der Phasendifferenz basierenden Interferenzstreifen erscheinen und

- Mittel (7) zum Aufspalten des kohärenten Lichtstrahls, um ihn in das Auge (8) zu lenken und das vom Auge reflektierte Licht zur Erfassungsoberfläche (13) hindurchzulassen.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei welcher das Interferometer ein Interferometer vom Fizeau-Typ ist.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei welcher das Mittel (7) zum Aufspalten des kohärenten Lichtstrahls ein Strahlteiler ist.

9. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei welcher das Mittel (7) zum Aufspalten des kohärenten Lichtstrahls ein keilförmiger, halbdurchlässiger Spiegel ist.

10. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei welcher das Mittel (7) zum Aufspalten des kohärenten Lichtstrahls ein polarisierender Strahlteiler ist, mit einer, zwischen dem Strahlteiler und der Hornhaut des Auges (8) angeordneten λ/4-Platte.

11. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei welcher die Interferenzstreifen durch eine Lochblende (12) erfaßt werden.

12. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei welcher die Interferenzstreifen durch einen Ringschlitz (12) erfaßt werden, dessen Zentrum mit dem Zentrum der Interferenzstreifen übereinstimmt und dessen Spalt im wesentlichen gleich dem Spalt der Interferenzstreifen ist.

13. Vorrichtung nach Anspruch 6, ferner umfassend ein Mittel (15), das zwischen dem Aufspaltungsmittel (7) und der Erfassungsoberfläche (13) angeordnet ist, zum wahlweisen Richten der zwei Lichtwellen auf die Erfassungsoberfläche, um die Interferenzstreifen zu messen oder auf eine Monitoreinrichtung (17), um die Interferenzstreifen darzustellen.