EA004236B1 - Система и способ для бесконтактного измерения длины оси, и/или кривизны роговицы, и/или глубины передней камеры глаза предпочтительно для расчета внутриглазных линз (вгл) - Google Patents

Система и способ для бесконтактного измерения длины оси, и/или кривизны роговицы, и/или глубины передней камеры глаза предпочтительно для расчета внутриглазных линз (вгл) Download PDF

Info

Publication number
EA004236B1
EA004236B1 EA200100626A EA200100626A EA004236B1 EA 004236 B1 EA004236 B1 EA 004236B1 EA 200100626 A EA200100626 A EA 200100626A EA 200100626 A EA200100626 A EA 200100626A EA 004236 B1 EA004236 B1 EA 004236B1
Authority
EA
Eurasian Patent Office
Prior art keywords
eye
combined device
cornea
light
camera
Prior art date
Application number
EA200100626A
Other languages
English (en)
Other versions
EA200100626A1 (ru
Inventor
Роланд Барт
Роланд Бергнер
Лотар Мюллер
Дитмар Штайнметц
Зигфрид Шуберт
Клаус-Дитмар Фойгт
Франк Берендт
Буркхард Дитцель
Аксель Дёринг
Original Assignee
Карл Цейсс Йена ГмбХ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from DE1998157001 external-priority patent/DE19857001A1/de
Priority claimed from DE1998157000 external-priority patent/DE19857000A1/de
Application filed by Карл Цейсс Йена ГмбХ filed Critical Карл Цейсс Йена ГмбХ
Publication of EA200100626A1 publication Critical patent/EA200100626A1/ru
Publication of EA004236B1 publication Critical patent/EA004236B1/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/1005—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring distances inside the eye, e.g. thickness of the cornea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/0008—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes provided with illuminating means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/0016—Operational features thereof
    • A61B3/0025—Operational features thereof characterised by electronic signal processing, e.g. eye models
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/107—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining the shape or measuring the curvature of the cornea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/117—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for examining the anterior chamber or the anterior chamber angle, e.g. gonioscopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/14—Arrangements specially adapted for eye photography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/14—Arrangements specially adapted for eye photography
    • A61B3/15—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing
    • A61B3/156—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing for blocking
    • A61B3/158—Arrangements specially adapted for eye photography with means for aligning, spacing or blocking spurious reflection ; with means for relaxing for blocking of corneal reflection
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/10—Eye inspection

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Abstract

В заявке описан комбинированный прибор для бесконтактного определения длины оси (ДО), глубины передней камеры (ГПК), а также кривизны роговицы (КР) глаза, предназначенный, в частности, для расчета и подбора имплантируемых внутриглазных линз (ВГЛ).

Description

На фиг. 1 в продольном разрезе схематично показан глаз человека. Длину оси (ДО) глаза человека обычно измеряют контактным методом с помощью ультразвука. Другие способы измерения описаны в DE 3201801, US 5673096 и DE 4446183 А1. Кривизну роговицы глаза, т.е. радиус роговицы РР, измеряют, как известно, с помощью кератометров/офтальмометров (DD 251497, US 4572628, US 4660946, US 5212507, US 5325134). Глубину передней камеры ГПК глаза можно измерять с помощью ультразвука или дополнительного прибора или насадки к щелевой лампе (измерителя глубины передней камеры глаза, регулируемого по проецируемому щелевой лампой изображению щели).
Указанные параметры, которые важны также для подбора имплантируемой внутриглазной линзы (ВГЛ), необходимо определять, соответственно измерять прежде всего перед операцией по удалению катаракты, а также при контроле за развитием школьной близорукости и анизейконии. В клинической практике эти параметры принято измерять по меньшей мере двумя приборами (например А-сканером (ультразвуковой сканер) и автоматическим кератометром). Измеренные величины подставляют в соответствующие формулы, по которым рассчитывают оптическую силу ВГЛ. В зависимости от типа используемого прибора возможно появление различного рода погрешностей, влияющих на подбор ВГЛ.
Исходя из вышеизложенного, в основу настоящего изобретения была положена задача свести к минимуму подобные зависящие от точности приборов ошибки в измерениях.
Указанная задача решается в соответствии с изобретением согласно отличительным признакам независимых пунктов формулы изобретения. Предпочтительные варианты выполнения, соответственно осуществления изобретения представлены в зависимых пунктах формулы.
Согласно одному из предпочтительных вариантов все необходимые в каждом случае параметры глаза определяют согласно изобретению с помощью соответствующего прибора и соответствующих способов измерения.
В этой системе предусмотрена также возможность необходимого регулирования, позволяющая точно настраивать прибор на глаз пациента.
Расчет ВГЛ также осуществляется с помощью указанного прибора. Тем самым удается исключить также потерю или искажение данных при передаче измеренных значений от различных приборов в компьютер, осуществляющий расчет ВГЛ.
Ниже изобретение и его преимущества более подробно рассмотрены на примере схематично представленных на чертежах вариантов его выполнения, соответственно осуществления.
Конструкция предлагаемого в изобретении прибора схематично показана на фиг. 2. Для измерения длины оси глаза излучаемый лазерным диодом 1 световой пучок, проходя через интерферометр (3-5) Майкельсона, который имеет неподвижное опорное плечо R1 с рефлектором 4, в данном случае трипель-призмой, и регулируемое по положению опорное плечо R2, показанное в виде занимающего различные положения еще одного рефлектора 5 (трипельпризмы), а также светоделительный кубик 3 для наложения отраженных трипель-призмами R1 и R2 составляющих излучаемого светового пучка (т. е. частичных пучков) и проходя через светоделительный кубик 8, а также дифракционнооптический элемент ДОЭ 9, проецируется на глаз 14 пациента. Мощность излучения лазерного диода 1 контролируется диодом 7. Отраженные от роговицы и сетчатки глаза 14 частичные пучки накладываются друг на друга и проецируются с помощью ДОЭ 9, светоделительного кубика 8, имеющего четвертьволновую пластинку Р1 для вращения плоскости поляризации, светоделительного кубика 15 с полуволновой пластинкой Р2 через фокусирующий элемент, в данном случае ахромат 16, на лавинный фотодиод ЛФД 17. Длина оси глаза измеряется при этом известными способами, например способом, описанным в патенте US 5673096.
Для исследования глаза и наблюдения возникающих изображений Пуркинье часть отраженного света (отражаемого глазом света) проецируется ахроматом 22 через зеркало 20 на ПЗС-камеру 23 (камера на приборах с зарядовой связью). Ахроматы 18, 19 в данном случае отведены в сторону. Диафрагма 21 при этом находится в выключенном положении.
Для измерения кривизны роговицы КР глаз 14 аналогично описанному в DD 251497 методу освещают под углом примерно в 18° к оптической оси А1 с использованием 6 светоизлучающих диодов (СИД) 10, предпочтительно инфракрасных, из которых на фиг. 1 в качестве примера показаны два таких диода, находящихся в плоскости чертежа. Для получения точечных изображений освещающих пучков (точечных изображений источников света) за светоизлучающими диодами установлены диафрагмы 10а.
Для коллимации световых пучков, излучаемых СИД, за последними в направлении освещения расположены шесть линз 11. Возникающие в глазу (в виде изображений Пуркинье, отраженных от роговицы) изображения этих источников света проходят через светоделительные кубики 8 и 15, а также ахроматы 18 и 19 и проецируются на ПЗС-камеру. ДОЭ 9 в этом случае предпочтительно отведен в сторону, однако он может и оставаться на пути лучей. Ахромат 22 при этом отведен в сторону.
Для определения ГПК каждый глаз освещают щелевидным источником света под углом примерно 33°, используя для этого СИД 12, ще3 левую диафрагму 12а и цилиндрическую линзу 13. Получаемые рассеянные изображения передних поверхностей роговицы и хрусталика проецируются светоделителъными кубиками 8 и 15, а также ахроматами 18 и 19 на ПЗС-камеру 23 при предпочтительно отведенном в сторону ДОЭ. Ахромат 22 отведен при этом в сторону.
На фиг. 3 описанный выше прибор показан в виде спереди, если смотреть в направлении наблюдения, при этом известный координатный столик для регулирования положения щелевой лампы по осям x/y/z не показан. На этом чертеже видны ДОЭ 9 (его центр А1 указывает положение оптической оси в приборе), линзы 11 для определения кривизны роговицы с расположенными за ними невидимыми СИД 10, цилиндрические линзы 13, проецирующие световой штрих от щелевидного источника света для измерения ГПК, и шесть инфракрасных СИД 24 для освещения глаза 14 и приведения его в требуемое положение.
Задачи измерения более подробно рассмотрены ниже на примере показанного на фиг. 4 хода лучей А-Г от глаза 14 до ПЗС-камеры 23.
Ход лучей В. Юстировка прибора относительно глаза.
Глаз расположен на фокусном расстоянии от ахромата 18, а его изображение фокусируется на бесконечность и проецируется ахроматом 22 на плоскость ПЗС-камеры. Ахромат 19 при этом отведен в сторону.
Пациент воспринимает поступающий от лазерного диода (ЛД) или СИД 1 фиксирующий его взгляд свет, ориентирующий глазной зрачок в направлении оптической оси. При этом возникает необходимость проецировать на ПЗСкамеру изображение большего участка глаза 14 (например 15 мм). ДОЭ, обладающий низким КПД (примерно 5% в фокусируемой части), менее пригоден для проецирования изображения структур радужной оболочки глаза, и поэтому для проецирования изображения используется оптическая система с постоянным масштабом изображения, состоящая из ахроматов 18 и 22. ДОЭ при этом предпочтительно отведен в сторону.
Для исключения дополнительных раздражителей, принуждающих пациента фиксировать свой взгляд, для освещения глаза 14 применяют инфракрасные диоды 24 (фиг. 2) (например с длиной волны излучения 880 нм), которые предпочтительно характеризуются широкой диаграммой направленности излучения (большим половинным углом). Для точной настройки прибора на глаз пациента используется известный координатный столик, позволяющий регулировать положение щелевой лампы в направлениях х, у, z. В качестве ПЗС-камеры можно использовать, например, камеру модели VCM 3405 фирмы Phillips. Глаз пациента необходимо освещать, чтобы и в более темных помещениях прибор также можно было точно позиционировать относительно пациента. При этом на глазу необходимо освещать пятно размером 15 мм максимально рассеянным световым пучком, однако полностью исключить отображение источника света роговицей невозможно (поскольку роговица представляет собой своего рода выпуклое зеркало). Основная идея состоит в данном случае в том, чтобы предпочтительно использовать осветительное устройство одновременно и для приведения глаза пациента в требуемое положение.
По окружности (при определенных условиях по той же окружности, что и при кератометрических измерениях) располагают шесть инфракрасных СИД 24 с относительно большим половинным углом рассеяния. Последние высвечивают на роговице 6 точек, проецируемых на ПЗС-камеру.
Изображение глаза пациента воспроизводится в реальном времени на экране жидкокристаллического дисплея (ЖК-дисплея) или монитора, при этом для обозначения центра на экране ЖК-дисплея/монитора дополнительно воспроизводится кружок/перекрестие. Для приведения глаза в требуемое положение указанные 6 точек необходимо поместить в центр воспроизводимого на экране изображения круга, что достигается перемещением координатного столика, при этом пациент занимает правильное положение по высоте, горизонтали и глубине в том случае, когда эти шесть точек видны четко и расположены по центру. Сам пациент смотрит в прибор, из которого выходит луч излучаемого юстировочным лазером 1 или СИД 1а света, на котором пациент должен зафиксировать свой взгляд. Блик от лазерного луча виден в центре зрачка.
На экране ЖК-дисплея/монитора должна быть предусмотрена облегчающая настройку прибора вспомогательная разметка или индикация. Для регистрации интерференционных сигналов измерителя длины оси предусмотрен лавинный фотодиод ЛФД.
Когда глаз пациента располагается на оптической оси измерительного прибора, световой луч юстировочного лазера 1 или СИД 1а отражается от передней поверхности роговицы, а отраженный свет проецируется на ЛФД. В результате ЛФД формирует сигнал постоянного напряжения, (относительный) уровень которого является критерием центрирования глаза пациента. Этот сигнал постоянного напряжения передается через аналого-цифровой преобразоватеь (АЦП) во внутреннее вычислительное устройство и затем после обработки в последнем воспроизводится на экране ЖК-дисплея в соответствующем виде (например в виде полосы/круга). Благодаря этому работающий с прибором специалист на основании различного размера полосы/круга получает дополнительную информацию о точности настройки прибора на глаз пациента.
Ход лучей Г. Измерение длины оси
Отраженные от глаза изображения лазерного диода 1 (работающего, например, на длине волны излучения 780 нм) проецируются ДОЭ в виде пучка параллельных лучей и ахроматом 22 на ПЗС-камеру 23, при этом для контроля и наводки на резкость отраженных изображений на экране воспроизводится определенный участок глаза размером около 5 мм при отведенной в сторону оптической системе 18, 19. Для передачи на ЛФД 17 максимального количества энергии значительная ее часть, предпочтительно более примерно 80-95% всей энергии, отводится в ЛФД показанным на фиг. 2 светоделительным кубиком 15, в результате чего в ПЗС-камеру поступает лишь около 20-5% энергии излучаемого света.
Ход лучей Б. Кератометр
В этом случае для освещения предпочтительно используют аналогично DD 251497 шесть инфракрасных диодов 10 (с длиной волны излучения, например, 880 нм), чтобы не препятствовать зрительной фиксации глаза пациента на фиксирующем взгляд излучении лазерного диода 1 или СИД 1а.
С целью обеспечить точность измерений в 0,05 мм необходимо, чтобы при заданном разрешении ПЗС-камеры 23 размер проецируемого на глаз 14 пятна не превышал примерно 6 мм. Влияние ДОЭ в этом случае также предпочтительно исключить, отведя его в сторону, при этом для проецирования 6-ти изображений Пуркинье используются ахроматы 18 и 19.
Для повышения точности измерений, практически не зависящей от расстояния между прибором и глазом пациента, служат:
телецентрическая диафрагма 21, ограничивающая апертуру для измерения величиной предпочтительно менее 0,05, и коллиматоры 11, расположенные между СИД и глазом пациента и обеспечивающие постоянный угол падения луча независимо от осевого положения глаза пациента.
Для проецирования излучаемого СИД света предпочтительно используется точечная диафрагма 10а, позволяющая точно отрегулировать кератометр на исследуемые точки. Для достижения требуемой точности измерения радиусов независимо от положения прибора фокусное расстояние коллиматора должно более чем в 50 раз превышать фактическую протяженность источника света.
Ход лучей А. ГПК
Поскольку при исследовании высвечиваемых в глазу человека сечений оптического пучка решающую роль играет рассеяние света, для освещения глаза 14 необходимо выбирать источник света с минимально возможной длиной волны излучения (например 400-600 нм). Кроме того, при определении ГПК для достижения требуемой точности измерений в 0,1 мм размер проецируемого на ПЗС-камеру 23 пятна (участка) не должен превышать на глазу 14 примерно 6 мм. Для исключения влияния ДОЭ или при отведенном в сторону ДОЭ эту функцию выполняют ахроматы 18 и 19. Ахромат 22 отведен при этом в сторону. Повернутая или установленная в данном случае в рабочее положение телецентрическая диафрагма 21 должна иметь больший диаметр (например 13 мм для апертуры предпочтительно более 0,07), чтобы лишь в минимальной степени уменьшать силу света рассеянных изображений с малой светосилой, получаемых при измерении ГПК. Иными словами, эту диафрагму можно устанавливать по меньшей мере в два положения или заменять на другую диафрагму.
Глаз пациента освещают сбоку под неизменным углом ярким излучением, идущим от световой щели. Высвечиваемые при этом в глазу сечения оптического пучка проецируются оптической системой 18, 19, 21 на ПЗС-камеру. Освещение и наблюдение осуществляют в этом случае под постоянным углом, предпочтительно составляющим около 33°.
На фиг. 8а и 8б схематично показана система, предназначенная для определения ГПК, при этом на фиг. 8а показан участок освещения, а на фиг. 8б - участок регистрации излучения.
Световая щель образована рядом светосильных СИД 12, расположенных на определенном расстоянии от щели 12а постоянной ширины. Изображение S освещаемой таким путем щели 12а проецируется цилиндрической линзой 13 на глаз пациента. Наработка на отказ приме няемых СИД обычно составляет не менее 10000 ч (для сравнения: наработка на отказ галогенной лампы составляет 100-200 ч). При этом высокая термическая нагрузка не приводит, в отличие от галогенной лампы, к проявлению каких-либо признаков износа.
Изображение глаза пациента с важными фрагментами этого изображения проецируется схематично показанной проекционной оптической системой 18, 19 предпочтительно на ПЗСкамеру 23 (ПЗС-преобразователь свет-сигнал). С целью свести к минимуму влияние точности расположения (глаза) пациента относительно прибора изображение проецируется телецентрически с помощью телецентрической диафрагмы 21. Соответствующий видеосигнал воспроизводится на экране монитора или ЖКдисплея, что позволяет работающему с системой специалисту в удобной позе настраивать прибор на глаз пациента и проводить измерения.
Метод измерения не основан на измерении величины смещения в паре совмещаемых изображений или полукадров, и поэтому отпадает необходимость в разделении оптических пучков на входном зрачке.
Сигнал с выхода ПЗС-камеры 23 передается в память вычислительного устройства С с помощью устройства захвата кадров УЗК.
Расстояния, соответственно интервалы в раздвоенном изображении, определяются с помощью соответствующего программного обеспечения для обработки изображений, на основании чего рассчитывается ГПК (с точностью 0,1 мм).
Улучшить качество несущего важную информацию изображения, т.е. повысить его информативность (например за счет выключения окружающего освещения), можно путем соответствующего включения и выключения осветигельных СИД с определенной тактовой частотой синхронно с полукадрами видеоизображений.
Для проецирования изображения глаза на ПЗС-камеру достаточно одного ахромата с определенным фокусным расстоянием. Это фокусное расстояние задается в зависимости от того требуемого фрагмента изображения глаза, который необходимо спроецировать. В пространстве изображений на фокусном расстоянии от ахромата расположена диафрагма 23, отвечающая требованиям телецентричности.
Такая простая конструкция проекционной оптической системы позволяет без каких-либо проблем интегрировать ее в другие системы.
Постепенное увеличение интенсивности (яркости) фиксирующего взгляд светового луча 1, 1а (излучаемого СИД) осуществляется показанным на фиг. 8б светоделителем 8. В систему наблюдения интегрирован источник света (например СИД 1а или лазерный диод 1), на котором пациент фиксирует свой взгляд.
Видеосигнал с выхода камеры воспроизводится на экране монитора или ЖК-дисплея. Работающий с системой специалист может во время ее настройки и проведения измерений параметров глаза пациента убедиться в том, что глаз зафиксирован в правильном положении, и поэтому результаты измерения не искажены.
Изображение освещаемой описанным путем щели проецируется цилиндрической линзой на глаз 14 пациента.
Наиболее предпочтительным оказалось проецирование несколько отличающегося от масштаба 1:1 изображения щели шириной 0,3 мм с апертурой более 0,1, а также использование СИД, излучающего белый свет.
Изображение глаза пациента с важными фрагментами этого изображения проецируется проекционной оптической системой 18, 19 предпочтительно на ПЗС-камеру 23 (ПЗСпреобразователь свет-сигнал). С целью свести к минимуму влияние точности расположения (глаза) пациента относительно прибора изображение проецируется телецентрически. Соответствующий видеосигнал воспроизводится на экране монитора или ЖК-дисплея, что позволяет работающему с системой специалисту в удобной позе настраивать прибор на глаз пациента и проводить измерения.
Сигнал с выхода ПЗС-камеры передается в память вычислительного устройства, например, с помощью устройства захвата кадров.
Расстояния, соответственно интервалы в раздвоенном изображении определяются с помощью соответствующего программного обеспечения для обработки изображений, на основании чего рассчитывается ГПК (с точностью 0,1 мм).
Улучшить качество несущего важную информацию изображения, т.е. повысить его информативность (например за счет выключения окружающего освещения), можно путем соответствующего включения и выключения осветительных СИД с определенной тактовой частотой синхронно с полукадрами видеоизображений.
Ниже со ссылкой на фиг. 7 поясняется процесс определения ГПК на основании изображения на ПЗС-матрице. На этом чертеже показано полученное с помощью ПЗС-камеры изображение глаза, на котором зафиксировано отраженное от роговицы изображение Пуркинье FI, образующееся от светового пучка котировочного лазера, соответственно от фиксирующего взгляд СИД, а также рассеянный свет SH и SL, отраженный соответственно от роговицы и хрусталика при включенном источнике 1 освещения.
Определение расстояния между передними краями отраженных от роговицы и хрусталика рассеянных изображений на оцифрованных снимках
За основу при обработке изображений (каждый раз) берется пара полученных непосредственно один за другим снимков: снимок 1 с включенным щелевым освещением (светлый снимок) и снимок 2 без щелевого освещения с (отраженным) изображением фиксирующей взгляд лампы, соответственно источника света (темный снимок). Процесс обработки изображений включает следующие основные стадии:
Определение зрачка на темном снимке: основанный на гистограмме выбор порогового значения для двоичного представления (элементов изображения) с учетом краевых (граничных) условий. Определение описывающего зрачок эллипса путем обработки данных ковариационной матрицы представленного в двоичных кодах изображения.
Определение точки зрительной фиксации в зрачке на темном снимке: определение всех взаимосвязанных областей, уровень серого которых (значение по шкале серых цветов) превышает дециль распределения уровней серого на темном снимке. Определение для каждой области вероятностной меры, зависящей от площади, формы и расстояния до центра зрачка; выбор центра тяжести наиболее вероятной области в качестве точки зрительной фиксации.
Расчет разностного изображения (светлый снимок минус темный снимок) и подавление в этом разностном изображении шумов с помощью фильтра медиана.
Определение в разностном изображении формы краев рассеянных изображений, полученных при щелевом освещении глаза: основанный на гистограмме выбор порогового значения для двоичного представления (элементов изображений) с учетом краевых (граничных) условий. Грубое определение краев как места превышения порогового значения в заданной области вокруг точки зрительной фиксации. Точное определение формы краев как места, в котором характеристика уровня серого имеет в профиле строки точку перегиба, расположенную ближе всего к грубо определенному положению края. Устранение обусловленных бликами кромок путем выявления выбросов (незакономерных точек) в кривой, описывающей форму края (удаление заданного количества точек, наиболее удаленных от средней линии, описывающей форму края).
Определение выраженного в пикселях расстояния X между передними краями отраженных роговицей и хрусталиком рассеянных изображений SH, SL соответственно: аппроксимация описывающей форму краев кривой с помощью эллипсов (ограниченная минимизация суммы квадратов ошибок). Вычисление расстояния между точками пересечения этих эллипсов с горизонтальными линиями, проходящими через точку зрительной фиксации.
Расчет глубины передней камеры глаза на основании вышеописанного расстояния
Пересчет расстояния X, выраженного в пикселях, в миллиметры (с учетом масштаба изображения оптической системы и размера пикселей ПЗС-матрицы) осуществляют по приведенной ниже формуле, где r обозначает радиус роговицы, n обозначает показатель преломления внутриглазной жидкости, ω обозначает угол между направлением освещения и наблюдения:
ГПК=г+---
Указанная формула позволяет получить точный результат в том случае, когда отраженное изображение фиксирующего взгляд источника света находится на переднем крае рассеянного изображения, отражаемого хрусталиком, как показано на фиг. 7. В иных случаях можно определить расстояние от отраженного изображения фиксирующего взгляд источника света до переднего края рассеянного изображения, отражаемого хрусталиком, и на основании величины этого децентрирования по известным формулам, соответственно уравнениям изображения можно рассчитать поправку для глубины передней камеры глаза.
Радиус роговицы предпочтительно измеряют с помощью описанной выше кератометрической системы.
Ниже приведена сводная таблица, в которой обобщены характерные настроечные параметры, которые необходимо учитывать при комбинировании 3 необходимых измеряемых значений, а также при юстировке прибора:
Юстировка Измерение ДО Кератометрия ГПК
Размер пятна/участка Ок. 15 мм Ок. 5 мм Ок. 6 мм Ок. 6 мм
Длина волны ИК (напр. 880 нм) Напр. ок. 780 нм ИК (напр. 880 нм) Видим, (напр. 400-600 нм)
Диафрагма пучка Отведена в сторону Отведена в сторону Ок. 6 мм Ок. 13 мм
ДОЭ Без влияния (отведен в сторону) Действует Без влияния (отведен в сторону) Без влияния (отведен в сторону)
Как следует из приведенной выше сводной таблицы, для различных задач измерения используют различные диапазоны длин волн. Большое значение имеют при этом светоделительные кубики 8 и 15, поскольку на участках их расположения происходит отделение друг от друга освещающих, наблюдаемых и исследуемых лучей.
Эту задачу с учетом линейной поляризации излучения лазерного диода 1 выполняют специальные светоделительные слои.
Светоделительный кубик 8
Поступающее из интерферометра лазерное излучение должно в максимальной степени отражаться в направлении глаза 14, а для отраженного глазом 14 лазерного излучения должен быть обеспечен максимальный уровень его пропускания.
Светоделительный слой в кубике 8 должен дополнительно обладать максимальным коэффициентом пропускания для инфракрасной и видимой составляющих светового луча, используемых при кератометрии и измерении ГПК. Поскольку испускаемое лазерным диодом 1 (например типа LT 023 Sharp) излучение имеет линейную поляризацию, существует возможность использовать, что является предпочтительным диэлектрическое многослойное покрытие с поляризующим действием. Типичная характеристика пропускания показана на фиг. 6а. Излучаемый лазерным диодом 1 свет, поляризованный перпендикулярно плоскости падения, т.е. ортогонально поляризованный свет (о-пол, 780 нм), отражается в максимально возможной степени (примерно на 98%).
Четвертьволновая пластинка формирует луч циркулярно поляризованного света (цирк11 пол). В результате отраженный глазом 14 свет, проходя сквозь четвертьволновую пластинку, вновь приобретает линейную поляризацию, направление которой при этом, однако, повернуто на 90° (свет, поляризованный параллельно плоскости падения, п-пол). Коэффициент пропускания светоделительного слоя для этого направления поляризации света составляет при длине волны излучения 780 нм почти 100%. СИД, излучающие инфракрасное излучение и видимый свет, испускают неполяризованный свет. Как показано на фиг. 6а, коэффициент пропускания светоделительного слоя для неполяризованного света составляет более 90% в диапазоне длин волн от 420 до 580 нм, а также от 870 до 1000 нм.
Структура слоя: светоделительный кубик 8
Этот поляризационный светоделительный кубик наряду с выполнением своей обычной функции, заключающейся в высокоэффективном поляризационном разделении света в определенном диапазоне длин волн, отвечает дополнительным требованиям, обладая высоким коэффициентом пропускания в диапазоне длин волн видимой (420-560 нм) и ближней инфракрасной (870-1000 нм) областей спектра.
Структура слоя отвечает этим требованиям в узком диапазоне углов падения светового луча, составляющих около 46°. Применяемые материалы взаимно согласованы в отношении показателя преломления подложки, показателя преломления клея и показателя преломления материалов покрытия. Для этого конкретного применения были выбраны следующие материалы:
Подложка: SF2 n = 1,64
Клей n = 1,64
Н n = 1,93
L n = 1,48
Структура состоит из 17 попеременно чередующихся слоев Н и L, где Н представляет собой HfO2, a L - SiO2.
Для сопоставимых светоделителей путем соответствующего подбора показателей преломления подложки и материалов покрытия, а также угла падения светового луча могут быть изготовлены соответствующие светоделители.
Параметры:
высокий коэффициент пропускания в диапазоне длин волн 420-560 нм, неполяриз.;
высокий коэффициент пропускания в диапазоне длин волн 870-1000 нм, неполяриз.;
поляризационное деление на длине волны
780±20 нм.
Пример
НЮ2 156,8 нм
SiO2 118,1 нм
НЮ2 166,4 нм
SiO2 95,8 нм
НЮ2 160,2 нм
SiO2 147,3 нм
НЮ2 145,6 нм
SiO2 151,0 нм
НЮ2 144,9 нм
SiO2 148,2 нм
НЮ2 149,2 нм
SiO2 139,9 нм
НЮ2 161,3 нм
SiO2 103,9 нм
НЮ2 179,5 нм
SiO2 64,9 нм
НЮ2 170,9 нм
Светоделительный кубик 15
Поступающее от светоделительного кубика 8 лазерное излучение должно отражаться примерно на 80-95% при коэффициенте пропускания примерно 20-5%. Светоделительный слой должен обладать для инфракрасной и видимой составляющих светового луча максимальным коэффициентом пропускания.
Этот слой также выполнен в виде поляризационного светоделителя, который по своим свойствам близок светоделительному слою кубика 8. Расположенная на светоделительном кубике 15 полуволновая пластинка изменяет направление поляризации падающего света на 90°, в результате чего на светоделительный кубик 15 снова попадает ортогонально поляризованная (опол) составляющая светового луча.
Вышеназванный коэффициент деления достигается за счет изменения слоя кубика 8. Для неполяризованного излучения в инфракрасной и видимой областях спектра коэффициент пропускания превышает 90%.
Структура слоя: светоделительный кубик 15
Этот светоделительный кубик удовлетворяет не только требованиям, согласно которым он должен отражать 80-95% ортогонально поляризованного света (о-пол) на длине волны 780±20 нм, но и дополнительным требованиям, согласно которым он должен обладать высоким коэффициентом пропускания для излучения видимой области спектра в диапазоне длин волн от 420 до 560 нм и излучения ближней инфракрасной области спектра (870-1000 нм) (фиг. 6б).
Структура слоя отвечает этим требованиям в узком диапазоне углов падения светового луча, составляющих около 46°. Применяемые материалы взаимно согласованы в отношении показателя преломления подложки, показателя преломления клея и показателя преломления материалов покрытия. Для этого конкретного применения были выбраны следующие материалы:
Подложка ВК7 n = 1,52
Клей n = 1,52
Н n = 1,93
L n = 1,48
Структура состоит из 13 чередующихся слоев Н и L.
Для сопоставимых светоделителей путем соответствующего подбора показателей пре13 ломления подложки и материалов покрытия, а также угла падения светового луча могут быть изготовлены соответствующие светоделители.
Параметры:
высокий коэффициент пропускания в диапазоне длин волн 420-560 нм, неполяриз.;
высокий коэффициент пропускания в диапазоне длин волн 870-1000 нм, неполяриз.;
отражение ок. 80-95% ортогонально поляризованного света на длине волны 780±20 нм. Пример
HFO2 130,2 нм
SiO2 215,4 нм
HFO2 130,6 нм
SiO2 17,8 нм
4FO2 160,7 нм
SiO2 241,6 нм
НЮ2 136,6 нм
SiO2 240,0 нм
НЮ2 156,4 нм
SiO2 18,0 нм
НЮ2 135,1 нм
SiO2 214,1 нм
НЮ2 131,3 нм
Для настройки и управления всеми регулируемыми по положению элементами и оптическими компонентами, такими как оптическая система 18, 19, 22, диафрагма 21 и т.д., предусмотрена показанная на фиг. 5 система центрального управления.
В приборе описанной выше конструкции необходимы операции переключения, обусловленные различными масштабами изображения с учетом влияния ДОЭ и осуществляемые предпочтительно электродвигателем и с использованием программного управления.
Был разработан компактный прибор с интегрированными в него основными электронными компонентами. Ядром подобной электронной схемы управления является встроенный контроллер С на базе процессора Pentium, к которому в качестве периферийных устройств подключены дисплей D (для воспроизведения исследуемого глаза 14 и меню, используемого работающим с прибором специалистом для управления системой), клавиатура, мышь, ножной выключатель и принтер.
Измерение ДО
Управление лазерным диодом 1, а также салазками/кареткой интерферометра КИ (подвижной призмой 5, соединенной с измерительной системой) осуществляет контроллер С. С целью снизить влияние движений глаза время измерения должно быть непродолжительным (менее 0,5 с). Сформированный лавинным фотодиодом (ЛФД) 17 сигнал поступает в блок обработки сигналов БОС, усиливается в зависимости от его величины, после этого подвергается частотноизбирательному усилению и подвергается аналого-цифровому преобразованию с частотой дискретизации, которая примерно в 4 раза превышает частоту полезного сигнала. Цифровые дискретные значения поступают в высокоскоростной (ВС-) порт платформы, реализованной на базе процессора Pentium, где сигнал подвергается цифровой обработке с помощью Фурье-преобразования без внешне сформированной опорной частоты. Затем сигнал выводится на экран дисплея, при этом соответствующее значение длины оси выдается системой измерения перемещений.
Кератометр
Контроллер С соединен с блоком управления ПЗС-камерой 23 и диодами 10. В процессе настройки для измерения кривизны роговицы диоды 10 предпочтительно работают в режиме постоянного излучения, чтобы исключить мерцание выводимых на экран ЖК-дисплея изображений Пуркинье, отраженных от роговицы. При проведении измерений эти диоды включаются и выключаются покадрово, для чего контроллер С управляет диодами 10 синхронно с видеоимпульсом ПЗС-камеры 23, т.е. диоды при съемке одного кадра включены, а при съемке следующего кадра выключены. После вычитания одного из другого двух последовательно заснятных кадров (формирование разностного изображения) для каждой пары изображений получают только отраженные от роговицы изображения Пуркинье, полученные от СИД 10, а мешающие блики от окружающего освещения устраняются. Получаемые в камере 23 отраженные от роговицы изображения Пуркинье оцифровываются с помощью устройства захвата кадров (УЗК) и поступают в оперативную память платформы на базе процессора Pentium (контроллер С). После этого определяются положения центров тяжести полученных при освещении диодами отраженных от роговицы изображений Пуркинье путем обработки этих изображений, а также рассчитываются радиусы кривизны роговицы с помощью описанных в DD 251497 приближенных формул.
С целью повысить воспроизводимость результатов измерений при каждом измерении делают примерно по 5 серий снимков (каждый из которых включает по два полукадра с освещением и без освещения светоизлучающими диодами, синхронно включаемыми и выключаемыми с тактовой частотой).
Измерение ГПК
Контроллер С соединен, кроме того, с диодами 12. В процессе настройки (юстировки) диоды 12 аналогично диодам кератометра предпочтительно работают в режиме постоянного излучения. При проведении измерений контроллер (аналогично измерениям кератометром) по выбору управляет тактовым включением и выключением осветительных диодов для левого и правого глаз. По команде, задаваемой работающим с прибором специалистом, прибор перемещается влево или вправо и наводится с по15 мощью соответствующих средств на центр глазного яблока. Положение краев на рассеянных изображениях определяется системой обработки изображений. ГПК рассчитывают, как описано выше, на основании расстояния между рассеянными изображениями, отраженными от роговицы и хрусталика. При каждом измерении и в этом случае делают примерно 5 серий снимков.
Освещение
Контроллер С соединен с диодами 24. Контроллер может в любой момент (по заложенной в него программе или по команде работающего с прибором специалиста) подключать для освещения глаза инфракрасные диоды 24. Кроме того, контроллер соединен (не показано) с устройствами управления поворотом в рабочее положение/отведением в сторону и регулированием положения ДОЭ 9, линз 18, 19, 22 и диафрагм 21.
Расчет ВГЛ осуществляется с использованием хранящихся в памяти прибора и вызываемых из нее по соответствующему запросу международно принятых расчетных формул на основании полученных измеренных значений для ДО, РР и ГПК и полученный результат распечатывается принтером.

Claims (24)

1. Комбинированный прибор для бесконтактного измерения длины оси и радиуса кривизны роговицы глаза (14), имеющий
а) интерферометрическую систему (1-6) с регулируемой оптической разностью хода,
б) первый светоделительный кубик (8), проецирующий излучение интерферометрической системы (1-6) на глаз (14),
в) фотодиод (17), на который при измерении длины оси через второй светоделительный кубик (15) и фокусирующий элемент (16) выводятся отраженные от роговицы и сетчатки составляющие светового луча,
г) несколько расположенных концентрично и симметрично оптической оси глаза (14) источников (10) света, каждый из которых для измерения кривизны роговицы освещает глаз наклонно к оптической оси, формируя точечное изображение, и
д) камеру (23), на которую при измерении кривизны роговицы через первый и второй светоделительные кубики (8, 15) проецируются изображения Пуркинье, представляющие собой отражения точечных источников (10) света от роговицы,
е) при этом часть отражаемого роговицей и сетчаткой излучения интерферометрической системы проецируется для наблюдения на камеру (23).
2. Комбинированный прибор по п.1, в котором камерой является ПЗС-камера (23).
3. Комбинированный прибор по п.1 или 2, имеющий шесть расположенных концентрично и симметрично оптической оси глаза светоизлучающих диодов (10), излучение которых коллимируется оптическими системами (11).
4. Комбинированный прибор по любому из пп.1-3, имеющий расположенные концентрично оптической оси глаза (14) источники (24) освещающего излучения, формирующие на роговице проецируемые на камеру точечные отражения для приведения глаза (14) в требуемое положение, при этом указанные источники освещающего излучения одновременно служат и для освещения, и для приведения глаза в требуемое положение.
5. Комбинированный прибор по любому из пп.1-4, имеющий служащий для ввода излучения в интерферометр источник (1, 1а) света, предназначенный для фиксации глаза (14), при этом фотодиод (17) воспринимает отраженный от роговицы свет в том случае, когда глаз (14) расположен точно на оптической оси комбинированного прибора, и выдает сигнал постоянного напряжения, уровень которого служит критерием точности приведения глаза (14) в требуемое положение.
6. Комбинированный прибор по п.4, в котором источниками освещающего излучения служат инфракрасные светодиоды (24), которые расположены по окружности в каждом случае между источниками (10) света, предназначенными для измерения радиуса кривизны роговицы.
7. Комбинированный прибор по любому из пп.1-6, имеющий систему для измерения глубины передней камеры глаза (14) с расположенным сбоку от глаза и освещающим его через проекционную оптическую систему (13) под определенным углом к оптической оси щелевидным источником (12, 12а) освещающего излучения.
8. Комбинированный прибор по п.7, в котором проекционная оптическая система (13) выполнена анаморфортной, предпочтительно в виде цилиндрической оптической системы (13), и имеет светодиод (12) и щелевую диафрагму (12а).
9. Комбинированный прибор по п.7 или 8, в котором рассеиваемый различными слоями глаза (14) свет от щелевидного источника (12, 12а) освещающего излучения проецируется на камеру (23) оптической системой (8, 15, 18, 19).
10. Комбинированный прибор по п.9, в котором указанная оптическая система имеет первый и второй светоделительные кубики (8, 15) и ахроматические линзы (18, 19), а рассеиваемый свет проецируется на камеру (23), используемую при измерении радиуса кривизны роговицы.
11. Комбинированный прибор по п.10, в котором для повышения точности измерений перед камерой (23) установлены ограничиваю17 щая апертуру отводимая в сторону телецентрическая диафрагма (21), а также отводимые в сторону ахроматические линзы (22).
12. Комбинированный прибор по любому из пп.1-11, в котором для ввода излучения в интерферометрическую систему (1-6) предусмотрен лазерный диод (1).
13. Комбинированный прибор по п.1 или 2, имеющий четвертьволновую пластинку (Р1), расположенную между глазом (14) и первым светоделительным кубиком (8), и полуволновую пластинку (Р2), расположенную между первым и вторым светоделительными кубиками (8, 15), при этом оба светоделительных кубика (8, 15) выполнены в виде поляризационных светоделителей.
14. Комбинированный прибор по любому из пп.1-13 в сочетании с п.7, имеющий контроллер (С) для управления процессом измерения, который управляет камерой (23) и несколькими источниками (10) света при измерении кривизны роговицы или камерой (23) и щелевидным источником (12, 12а) освещающего излучения, включая и выключая указанные источники (10) света, соответственно щелевидный источник (12, 12а) освещающего излучения, при этом камера (23) синхронизированно с этим процессом делает при включенных источниках света, соответственно при включенном щелевидном источнике освещающего излучения светлый снимок, а при выключенных источниках света, соответственно при выключенном щелевидном источнике освещающего излучения темный снимок.
15. Комбинированный прибор по любому из пп.1-13, имеющий контроллер (С), осуществляющий центральное управление регулируемыми по положению элементами и оптическими компонентами этого прибора и рассчитывающий оптическую силу имплантируемой в глаз внутриглазной линзы.
16. Комбинированный прибор по п.15, имеющий память, в которой хранятся вызываемые по соответствующему запросу расчетные формулы.
17. Комбинированный прибор по п.15 или 16, позволяющий дополнительно определять глубину передней камеры глаза.
18. Комбинированный прибор по п.17, который сначала определяет длину оси, затем радиус кривизны роговицы и после этого глубину передней камеры глаза, или сначала определяет радиус кривизны роговицы, затем глубину передней камеры и после этого длину оси, или сначала определяет радиус кривизны роговицы, затем длину оси и после этого глубину передней камеры глаза.
19. Комбинированный прибор для бесконтактного измерения длины оси и радиуса кривизны роговицы и/или глубины передней камеры глаза человека, имеющий интерферометрическую систему (1-6) с регулируемой оптической разностью хода и светоделительный кубик (8, 15), который обладает высоким коэффициентом пропускания в видимой и ближней инфракрасной областях спектра и высоким коэффициентом отражения линейно поляризованного излучения, идущего из интерферометрической системы в виде лазерного излучения.
20. Комбинированный прибор по п.19, в котором светоделительный кубик (8) обладает высоким коэффициентом пропускания для отраженного от глаза излучения.
21. Комбинированный прибор по п.19, в котором светоделительный кубик (8) имеет четвертьволновую или полуволновую пластинку.
22. Способ определения радиуса кривизны роговицы и/или глубины передней камеры глаза человека с помощью прибора по любому из пп.2-18, заключающийся в том, что освещают глаз, важные фрагменты изображения проецируют на ПЗС-камеру, освещение включают и выключают синхронно с видеоимпульсами ПЗС-камеры и каждый раз при включенном освещении с помощью ПЗС-камеры получают светлый снимок, а при выключенном освещении - темный снимок.
23. Способ по п.22, в котором при получении разностного изображения для подавления шумов в последовательных снимках, соответственно кадрах, из светлого снимка вычитают темный снимок.
24. Способ по п.23 для определения глубины передней камеры глаза, заключающийся в том, что глаз освещают проецируемым на него изображением щели, на темном снимке определяют глазной зрачок и точку зрительной фиксации на зрачке, на разностном изображении определяют форму краев рассеянных изображений, полученных при освещении глаза изображением щели, определяют расстояние X между передними краями рассеянного изображения, отраженного от роговицы, и рассеянного изображения, отраженного от хрусталика, и на основании указанного расстояния X рассчитывают глубину передней камеры глаза.
EA200100626A 1998-12-10 1999-12-10 Система и способ для бесконтактного измерения длины оси, и/или кривизны роговицы, и/или глубины передней камеры глаза предпочтительно для расчета внутриглазных линз (вгл) EA004236B1 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE1998157001 DE19857001A1 (de) 1998-12-10 1998-12-10 Anordnung und Verfahren zur berührungslosen Messung der Achslänge, der Hornhautkrümmung und/oder der Vorderkammertiefe des Auges
DE1998157000 DE19857000A1 (de) 1998-12-10 1998-12-10 Anordnung und Verfahren zur Vermessung von Teilabschnitten des Auges, insbesondere der Vorderkammertiefe
PCT/EP1999/009766 WO2000033729A2 (de) 1998-12-10 1999-12-10 Anordnung und verfahren zur berührungslosen messung der achslänge und/oder der hornhautkrümmung und/oder der vorderkammertiefe des auges, vorzugsweise zur iol-berechnung

Publications (2)

Publication Number Publication Date
EA200100626A1 EA200100626A1 (ru) 2002-06-27
EA004236B1 true EA004236B1 (ru) 2004-02-26

Family

ID=26050675

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EA200100626A EA004236B1 (ru) 1998-12-10 1999-12-10 Система и способ для бесконтактного измерения длины оси, и/или кривизны роговицы, и/или глубины передней камеры глаза предпочтительно для расчета внутриглазных линз (вгл)

Country Status (8)

Country Link
US (5) US6779891B1 (ru)
EP (1) EP1139857A2 (ru)
JP (3) JP4769923B2 (ru)
CN (2) CN101596096B (ru)
CA (2) CA2648334C (ru)
EA (1) EA004236B1 (ru)
HK (1) HK1043031B (ru)
WO (1) WO2000033729A2 (ru)

Families Citing this family (105)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050043808A1 (en) * 1994-05-06 2005-02-24 Advanced Bio Surfaces, Inc. Knee joint prosthesis
CN101596096B (zh) * 1998-12-10 2015-11-25 卡尔蔡斯耶拿有限公司 无接触式测量眼睛轴长和/或角膜曲率和/或前房深度的，尤其是iol测量的装置
DE29913603U1 (de) * 1999-08-04 1999-11-25 Oculus Optikgeräte GmbH, 35582 Wetzlar Spaltprojektor
DE10042751A1 (de) * 2000-08-31 2002-03-14 Thomas Hellmuth System zur berührungslosen Vermessung der optischen Abbildungsqualität eines Auges
DE10108797A1 (de) 2001-02-21 2002-09-05 Zeiss Carl Jena Gmbh Verfahren zur Ermittlung von Abständen am vorderen Augenabschnitt
DE10307741A1 (de) * 2003-02-24 2004-09-02 Carl Zeiss Meditec Ag Anordnung zur Bildfeldverbesserung bei ophthalmologischen Geräten
DE10323920A1 (de) * 2003-05-22 2004-12-16 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Anordnung zum Vermessen des vorderen Augenabschnitts
DE20313745U1 (de) 2003-09-02 2003-11-20 Oculus Optikgeräte GmbH, 35582 Wetzlar Ophthalmologisches Analysesystem
DE10349230A1 (de) * 2003-10-23 2005-07-07 Carl Zeiss Meditec Ag Gerät zur interferometrischen Augenlängenmessung mit erhöhter Empfindlichkeit
US20050241653A1 (en) 2004-04-20 2005-11-03 Wavetec Vision Systems, Inc. Integrated surgical microscope and wavefront sensor
BRPI0401628B1 (pt) * 2004-04-22 2017-04-11 Fundação De Amparo À Pesquisa Do Estado de São Paulo mira luminosa de projeção para medidas de precisão de raios de curvatura de superfícies refletoras esféricas e não esféricas
EP1858402B1 (en) * 2005-01-21 2017-11-29 Massachusetts Institute Of Technology Methods and apparatus for optical coherence tomography scanning
CA2598229A1 (en) * 2005-02-25 2006-08-31 Acri. Tec Gmbh System and device for compensating a local deformation of the cornea of an eye
US7347554B2 (en) * 2005-03-15 2008-03-25 Carl Zeiss Meditec, Inc. Determining criteria for phakic intraocular lens implant procedures
DE102005059923A1 (de) * 2005-12-13 2007-06-14 Oculus Optikgeräte GmbH Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung des Abstandes zu einem Messpunkt auf einer Gewebefläche des Auges
US8262646B2 (en) * 2006-01-20 2012-09-11 Lensar, Inc. System and method for providing the shaped structural weakening of the human lens with a laser
US9545338B2 (en) 2006-01-20 2017-01-17 Lensar, Llc. System and method for improving the accommodative amplitude and increasing the refractive power of the human lens with a laser
US10842675B2 (en) 2006-01-20 2020-11-24 Lensar, Inc. System and method for treating the structure of the human lens with a laser
US9889043B2 (en) 2006-01-20 2018-02-13 Lensar, Inc. System and apparatus for delivering a laser beam to the lens of an eye
JP4907227B2 (ja) 2006-05-29 2012-03-28 株式会社ニデック 眼内寸法測定装置
DE102006054774A1 (de) * 2006-11-17 2008-05-21 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches Untersuchungsgerät
JP5172141B2 (ja) * 2006-12-26 2013-03-27 株式会社ニデック 眼軸長測定装置
US20080218692A1 (en) * 2007-03-06 2008-09-11 Hopler Mark D Reflectometry/Interferometry System and Method for Corneal Plane Positioning
DE102007017599A1 (de) 2007-04-13 2008-10-16 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung und Verfahren zur Achslängenmessung mit erweiterter Messfunktion im vorderen Augenabschnitt
DE102007027683A1 (de) * 2007-06-15 2008-12-18 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung von Vorderkammertiefe und Augenlänge eines Auges
US8727532B2 (en) 2007-07-24 2014-05-20 Sis Ag, Surgical Instrument Systems Ophthalmological measurement apparatus and measurement method
EP2020205B1 (de) 2007-07-24 2016-04-13 SIS AG, Surgical Instrument Systems Ophthalmologische Messvorrichtung und Messverfahren
US7594729B2 (en) 2007-10-31 2009-09-29 Wf Systems, Llc Wavefront sensor
US7800759B2 (en) * 2007-12-11 2010-09-21 Bausch & Lomb Incorporated Eye length measurement apparatus
ES2609290T3 (es) * 2007-12-21 2017-04-19 Bausch & Lomb Incorporated Aparato de alineación de instrumento oftálmico y método de usarlo
WO2010064150A2 (en) * 2008-04-04 2010-06-10 Amo Regional Holdings Systems and methods for determing intraocular lens power
US8295903B2 (en) * 2008-05-25 2012-10-23 Auraprobe, Inc. Electron avalanche putative energy field analyzer
WO2010000279A1 (de) * 2008-06-30 2010-01-07 Wavelight Ag Vorrichtung zur ophthalmologischen, insbesondere refraktiven laserchirurgie
US8500723B2 (en) 2008-07-25 2013-08-06 Lensar, Inc. Liquid filled index matching device for ophthalmic laser procedures
US8480659B2 (en) 2008-07-25 2013-07-09 Lensar, Inc. Method and system for removal and replacement of lens material from the lens of an eye
WO2010017954A2 (de) * 2008-08-12 2010-02-18 Carl Zeiss Meditec Ag Tiefenauflösende optische kohärenzreflektrometrie
DE102008051147A1 (de) * 2008-10-10 2010-04-15 Carl Zeiss Meditec Ag Anordnung und Verfahren zur Aufnahme und Auswertung von Spaltbildern überwiegend transparenter Medien, insbesondere im Auge
EP2364105B1 (de) 2008-11-04 2018-03-14 Carl Zeiss Meditec AG Ophthalmologisches messsystem und verfahren zu dessen kalibrierung und/oder justierung
DE102008055755A1 (de) 2008-11-04 2010-05-06 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches Messsystem, insbesondere zur Gewinnung der biometrischen Daten
US8294971B2 (en) * 2008-12-18 2012-10-23 Bausch • Lomb Incorporated Apparatus comprising an optical path delay scanner
DE102008063225A1 (de) * 2008-12-23 2010-07-01 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur Swept Source Optical Coherence Domain Reflectometry
JP5232038B2 (ja) * 2009-02-12 2013-07-10 株式会社ニデック 眼寸法測定装置
US9119565B2 (en) * 2009-02-19 2015-09-01 Alcon Research, Ltd. Intraocular lens alignment
DE102009022958A1 (de) * 2009-05-28 2010-12-02 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung und Verfahren zur optischen Messung von Relativabständen
JP5545618B2 (ja) * 2009-07-06 2014-07-09 株式会社ニデック 眼寸法測定装置
KR101730675B1 (ko) * 2009-07-14 2017-05-11 웨이브텍 비젼 시스템스, 인크. 안과 수술 측정 시스템
US8758332B2 (en) 2009-07-24 2014-06-24 Lensar, Inc. Laser system and method for performing and sealing corneal incisions in the eye
US8617146B2 (en) 2009-07-24 2013-12-31 Lensar, Inc. Laser system and method for correction of induced astigmatism
CN102647954B (zh) 2009-07-24 2016-02-03 能斯雅有限公司 一种为眼睛晶状体提供激光照射图案的系统和方法
CA2769097A1 (en) 2009-07-24 2011-01-27 Lensar, Inc. System and method for performing ladar assisted procedures on the lens of an eye
US8382745B2 (en) 2009-07-24 2013-02-26 Lensar, Inc. Laser system and method for astigmatic corrections in association with cataract treatment
US8210683B2 (en) * 2009-08-27 2012-07-03 Virginia Mason Medical Center No-history method for intraocular lens power adjustment after excimer laser refractive surgery
DE102009041995A1 (de) * 2009-09-18 2011-03-24 Carl Zeiss Meditec Ag Optische Ablenkeinheit für scannende, ophthalmologische Mess- und Therapiesysteme
JP5426339B2 (ja) * 2009-12-02 2014-02-26 株式会社ニデック 眼寸法測定装置
JP5410954B2 (ja) 2009-12-29 2014-02-05 株式会社ニデック 眼軸長測定装置
CN102843955A (zh) 2010-02-01 2012-12-26 雷萨公司 眼科应用中吸环基于浦肯野图像的对准
JP5484157B2 (ja) * 2010-03-30 2014-05-07 株式会社ニデック 眼科装置
DE102010014114B4 (de) 2010-04-07 2024-03-07 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches Gerät mit Abbildungsmodi für Justier- und Messaufgaben
DE102010019657A1 (de) 2010-05-03 2011-11-03 Carl Zeiss Meditec Ag Anordnung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen
DE102010047053A1 (de) 2010-09-29 2012-03-29 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Vorrichtung zur interferometrischen Bestimmung verschiedener biometrischer Parameter eines Auges
DE102010047010B4 (de) * 2010-09-30 2017-03-09 Carl Zeiss Meditec Ag Steuerungsvorrichtung für ein ophthalmochirurgisches System
USD694890S1 (en) 2010-10-15 2013-12-03 Lensar, Inc. Laser system for treatment of the eye
USD695408S1 (en) 2010-10-15 2013-12-10 Lensar, Inc. Laser system for treatment of the eye
EP2627240B1 (en) 2010-10-15 2023-01-18 LENSAR, Inc. System and method of scan controlled illumination of structures within an eye
JP6007466B2 (ja) * 2010-12-27 2016-10-12 株式会社ニデック 角膜形状測定装置
EP2680738A1 (de) * 2011-03-04 2014-01-08 Eyesight & Vision GMBH Projektorvorrichtung sowie medizingerät mit der projektorvorrichtung
CN103501686B (zh) * 2011-03-25 2017-02-08 雷萨公司 利用激光产生的角膜切口测量和校正散光的系统和方法
US10463541B2 (en) 2011-03-25 2019-11-05 Lensar, Inc. System and method for correcting astigmatism using multiple paired arcuate laser generated corneal incisions
EP2688460B1 (en) * 2011-03-25 2018-09-26 Novartis AG Apparatus and method for modelling ocular structures
DE102011106288A1 (de) 2011-07-01 2013-01-03 Carl Zeiss Meditec Ag Gerät zur berührungslosen Messung von Augenparametern
DE102011082500A1 (de) * 2011-08-26 2013-02-28 Oculus Optikgeräte GmbH Ophthalmologisches Analysegerät und Verfahren
WO2013053938A1 (en) 2011-10-14 2013-04-18 Amo Groningen B.V. Apparatus, system and method to account for spherical aberration at the iris plane in the design of an intraocular lens
US8556421B2 (en) * 2011-10-19 2013-10-15 Novartis Ag Calculating an intraocular lens (IOL) power according to a directly determined IOL location
CN103654710B (zh) * 2012-09-03 2015-10-28 华晶科技股份有限公司 图像检测装置及图像检测方法
US9072462B2 (en) 2012-09-27 2015-07-07 Wavetec Vision Systems, Inc. Geometric optical power measurement device
DE102012019474A1 (de) * 2012-09-28 2014-04-03 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur verlässlichen Bestimmung biometrischer Messgrößen des gesamten Auges
DE102012019469A1 (de) 2012-09-28 2014-04-03 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur Realisierung von OCT- und sonstigen Bildaufnahmen eines Auges
US9622659B2 (en) 2012-11-08 2017-04-18 Carl Zeiss Meditec Ag Method for determining the total refractive power of the cornea of an eye
DE102013002828A1 (de) 2013-02-15 2014-08-21 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur Bestimmung der Gesamtbrechkraft der Hornhaut eines Auges
DE102012022059A1 (de) 2012-11-08 2014-05-08 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur Bestimmung der Gesamtbrechkraft der Hornhaut eines Auges
WO2014131917A1 (es) * 2013-02-28 2014-09-04 Tecnología Pro Informática, S. L. Sistema para la obtención de parámetros de ajuste de monturas con lentes para un usuario
US10117572B2 (en) 2013-04-26 2018-11-06 Carl Zeiss Meditec Ag Method, ophthalmic measuring system and computer-readable storage medium for selecting an intraocular lens
JP5650810B2 (ja) * 2013-06-24 2015-01-07 株式会社ニデック 眼軸長測定装置
DE102014210786A1 (de) 2014-06-05 2015-12-17 Carl Zeiss Meditec Ag Topographiemodul für ophthalmologische Geräte mit entfernungsunabhängiger Keratometrie-Messeinrichtung und Verfahren zu dessen Anwendung
DE102014210787A1 (de) 2014-06-05 2015-12-17 Carl Zeiss Meditec Ag Entfernungskompensierte Messeinrichtung für topographische und keratometrische Messungen am Auge
CN104116494B (zh) * 2014-08-21 2016-08-24 太原中北新缘科技中心 基于远心光路系统的角膜曲率测量装置
JP5958525B2 (ja) * 2014-11-26 2016-08-02 富士ゼロックス株式会社 眼球の光計測装置
JP5958635B2 (ja) * 2014-11-26 2016-08-02 富士ゼロックス株式会社 眼球の光計測装置
US10048513B2 (en) * 2015-11-02 2018-08-14 Focure Inc. Continuous autofocusing eyewear
CN105640486B (zh) * 2015-12-16 2018-01-12 上海杰视医疗科技有限公司 一种确定眼前房容积的方法及装置
CN109414162A (zh) * 2016-05-13 2019-03-01 洛桑联邦理工学院 用于倾斜照明下视网膜吸收相以及暗场成像的系统、方法和装置
US10591648B2 (en) * 2016-06-01 2020-03-17 Arlo Technologies, Inc. Camera with polygonal lens
JP6928623B2 (ja) 2016-07-01 2021-09-01 シライト プロプライエタリー リミテッド 分散型構造化照明を使用する共焦点顕微鏡法のための装置及び方法
CA3029876A1 (en) 2016-07-06 2018-01-11 Amo Wavefront Sciences, Llc Retinal imaging for reference during laser eye surgery
DE102016216615A1 (de) 2016-09-02 2018-03-08 Carl Zeiss Meditec Ag Beleuchtungssystem für die Bestimmung der Topografie der Kornea eines Auges
JP6819773B2 (ja) * 2016-09-06 2021-01-27 株式会社ニコン 反射屈折等倍アフォーカル瞳孔リレー及びこれを採用した光学撮影系
US11064184B2 (en) * 2017-08-25 2021-07-13 Aurora Flight Sciences Corporation Aerial vehicle imaging and targeting system
US10495421B2 (en) 2017-08-25 2019-12-03 Aurora Flight Sciences Corporation Aerial vehicle interception system
US11000362B2 (en) 2017-09-11 2021-05-11 Amo Groningen B.V. Intraocular lenses with customized add power
US10864075B2 (en) * 2017-12-31 2020-12-15 Rxsight, Inc. Intraocular lens visualization and tracking system
KR102140486B1 (ko) * 2018-03-27 2020-08-03 (주)위키옵틱스 망막 관찰용 조명장치 및 이를 가지는 안저 카메라
DE102018216674A1 (de) 2018-09-28 2020-04-02 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur biometrischen Vermessung eines Auges
EP4266977A1 (en) * 2020-12-23 2023-11-01 Essilor International Method of evaluating the efficiency of a myopia control solution
CN112945131B (zh) * 2021-02-09 2022-12-09 中国商用飞机有限责任公司 一种划痕深度测量装置及方法
CN114129125B (zh) * 2021-12-02 2024-07-26 广西秒看科技有限公司 一种用于计算不同看近距离所需屈光度数的智能换算系统

Family Cites Families (58)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE251497C (ru)
US3785723A (en) * 1973-02-27 1974-01-15 D Guyton Method and apparatus for locating a principal meridian of an astigmatic optical system
US4019813A (en) * 1976-01-19 1977-04-26 Baylor College Of Medicine Optical apparatus for obtaining measurements of portions of the eye
US4420228A (en) * 1980-06-12 1983-12-13 Humphrey Instruments, Inc. Method and apparatus for analysis of corneal shape
US4572628A (en) 1981-05-29 1986-02-25 Nippon Kogaku K.K. Method of and apparatus for measuring radius
US4660946A (en) 1981-09-21 1987-04-28 Canon Kabushiki Kaisha Cornea shape measuring method and apparatus
DE3150124C2 (de) 1981-12-18 1985-01-31 Fa. Carl Zeiss, 7920 Heidenheim Vorrichtung zur Untersuchung der vorderen Augenabschnitte
DE3201801A1 (de) 1982-01-21 1983-09-08 Adolf Friedrich Prof. Dr.-Phys. 4300 Essen Fercher Verfahren und anordnung zur messung der teilstrecken des lebenden auges
US4533221A (en) * 1983-01-25 1985-08-06 Trachtman Joseph N Methods and apparatus for accommodation training
US4711541A (en) * 1984-02-02 1987-12-08 Tokyo Kogaku Kikai Kabushiki Kaisha Slit lamp and accessory device thereof
US4582404A (en) * 1984-07-16 1986-04-15 Hamilton C B Sagometer
US4764006A (en) * 1985-09-13 1988-08-16 Canon Kabushiki Kaisha Ophthalmic measuring apparatus
DD251497A1 (de) * 1986-07-31 1987-11-18 Zeiss Jena Veb Carl Geraet zur messung der kruemmung torischer reflektierender flaechen, insbesondere der augenhornhaut
JPS6357045A (ja) * 1986-08-26 1988-03-11 ドナルド・プレジヤ− 眼内レンズ装置、近視処置方法、レンズ滑り、および眼内レンズ装置挿入方法
US5325135A (en) * 1987-03-06 1994-06-28 Canon Kabushiki Kaisha Ophthalmologic apparatus having two measuring systems
US4930512A (en) * 1988-06-16 1990-06-05 Sonomed, Inc. Hand held spring-loaded ultrasonic probe
US5092880A (en) * 1988-10-21 1992-03-03 Genjiro Ohmi Method of determining the astigmatic power and the power for an intraocular lens, for a toric intraocular lens
US5042938A (en) 1989-05-09 1991-08-27 Kabushiki Kaisha Topcon Apparatus for measuring length of visual line length, depth of anterior chamber, thickness of crystal lens, etc.
JPH02295537A (ja) * 1989-05-09 1990-12-06 Topcon Corp 生体眼の前後径距離測定装置
JP2763584B2 (ja) * 1989-05-09 1998-06-11 株式会社トプコン 生体眼の前後径距離測定装置
JPH0779797B2 (ja) 1989-07-28 1995-08-30 キヤノン株式会社 ケラトメータ
JP3042851B2 (ja) 1990-01-29 2000-05-22 株式会社ニデック 角膜形状測定装置
US5139022A (en) * 1990-10-26 1992-08-18 Philip Lempert Method and apparatus for imaging and analysis of ocular tissue
US5094521A (en) * 1990-11-07 1992-03-10 Vision Research Laboratories Apparatus for evaluating eye alignment
US5386258A (en) * 1991-01-17 1995-01-31 Canon Kabushiki Kaisha Optical apparatus having a visual axis direction detecting device
EP0509903B1 (en) * 1991-04-15 1996-09-18 Kabushiki Kaisha TOPCON Process and apparatus for measuring axial eye length
JPH05199993A (ja) * 1992-01-29 1993-08-10 Canon Inc 検眼装置
US5280313A (en) 1991-07-25 1994-01-18 Canon Kabushiki Kaisha Ophthalmic measuring apparatus
JPH0531073A (ja) * 1991-07-25 1993-02-09 Canon Inc 眼科測定装置
DE4210384A1 (de) 1992-03-30 1993-10-07 Stiller Henning Vorrichtung und Verfahren zum Untersuchen des Auges
JPH05277075A (ja) * 1992-04-03 1993-10-26 Topcon Corp 眼軸長測定装置
JP3221733B2 (ja) * 1992-06-30 2001-10-22 株式会社ニデック レンズ測定装置
US5463430A (en) * 1992-07-31 1995-10-31 Nidek Co., Ltd. Examination apparatus for examining an object having a spheroidal reflective surface
US5282852A (en) 1992-09-02 1994-02-01 Alcon Surgical, Inc. Method of calculating the required power of an intraocular lens
JPH06137841A (ja) * 1992-10-29 1994-05-20 Nikon Corp 眼科測定装置
JPH06205739A (ja) * 1993-01-11 1994-07-26 Topcon Corp 生体眼計測装置
US5331962A (en) * 1993-04-16 1994-07-26 Cornell Research Foundation Inc. Ultrasound system for corneal biometry
AU716040B2 (en) * 1993-06-24 2000-02-17 Bausch & Lomb Incorporated Ophthalmic pachymeter and method of making ophthalmic determinations
JP3423030B2 (ja) * 1993-06-29 2003-07-07 株式会社トプコン 眼科装置
JP3408297B2 (ja) * 1993-10-29 2003-05-19 株式会社ニデック 眼科装置
US5493109A (en) 1994-08-18 1996-02-20 Carl Zeiss, Inc. Optical coherence tomography assisted ophthalmologic surgical microscope
US5491524A (en) * 1994-10-05 1996-02-13 Carl Zeiss, Inc. Optical coherence tomography corneal mapping apparatus
DE4446183B4 (de) * 1994-12-23 2005-06-02 Carl Zeiss Jena Gmbh Anordnung zur Messung intraokularer Distanzen
JP3347514B2 (ja) * 1995-03-31 2002-11-20 ホーヤ株式会社 眼光学系のシミュレーション装置
US5745176A (en) 1995-10-12 1998-04-28 Ppt Vision, Inc. Machine-vision illumination system and method for delineating a lighted volume from an unlighted volume
JP3592416B2 (ja) 1995-10-31 2004-11-24 晃敏 吉田 眼内物質の測定装置
US5784146A (en) * 1995-12-28 1998-07-21 Nidek Co., Ltd Ophthalmic measurement apparatus
US5828489A (en) 1996-04-12 1998-10-27 Rockwell International Corporation Narrow wavelength polarizing beamsplitter
JP3615871B2 (ja) * 1996-05-31 2005-02-02 株式会社ニデック 前眼部断面撮影装置
US5735283A (en) 1996-10-09 1998-04-07 Snook; Richard Kieth Surgical keratometer system for measuring surface topography of a cornea during surgery
US6015435A (en) * 1996-10-24 2000-01-18 International Vision, Inc. Self-centering phakic intraocular lens
US5777719A (en) * 1996-12-23 1998-07-07 University Of Rochester Method and apparatus for improving vision and the resolution of retinal images
US6079831A (en) * 1997-04-24 2000-06-27 Orbtek, Inc. Device and method for mapping the topography of an eye using elevation measurements in combination with slope measurements
ATE223676T1 (de) * 1998-03-09 2002-09-15 Schwind Eye Tech Solutions Gmb Verfahren und vorrichtung zur untersuchung eines augenabschnittes
GB2336657B (en) * 1998-04-09 2001-01-24 Iain Sinclair Improvements in or relating to electric lights
US6404984B1 (en) * 1998-11-19 2002-06-11 Sony Corporation Lighted camera for dental examinations and method of using the same
CN101596096B (zh) * 1998-12-10 2015-11-25 卡尔蔡斯耶拿有限公司 无接触式测量眼睛轴长和/或角膜曲率和/或前房深度的，尤其是iol测量的装置
DE10042751A1 (de) * 2000-08-31 2002-03-14 Thomas Hellmuth System zur berührungslosen Vermessung der optischen Abbildungsqualität eines Auges

Also Published As

Publication number Publication date
JP5417507B2 (ja) 2014-02-19
US7322699B2 (en) 2008-01-29
CA2648334A1 (en) 2000-06-15
HK1043031A1 (en) 2002-09-06
US6779891B1 (en) 2004-08-24
EP1139857A2 (de) 2001-10-10
CN101596096B (zh) 2015-11-25
US9504381B2 (en) 2016-11-29
EA200100626A1 (ru) 2002-06-27
JP5184662B2 (ja) 2013-04-17
WO2000033729A3 (de) 2000-10-26
CA2353921C (en) 2009-03-10
CA2648334C (en) 2016-02-02
JP2013006068A (ja) 2013-01-10
JP2011098220A (ja) 2011-05-19
WO2000033729A2 (de) 2000-06-15
US20080111972A1 (en) 2008-05-15
US20120287399A1 (en) 2012-11-15
CN100502762C (zh) 2009-06-24
US20140375951A1 (en) 2014-12-25
US8764195B2 (en) 2014-07-01
US20050018137A1 (en) 2005-01-27
CN101596096A (zh) 2009-12-09
CA2353921A1 (en) 2000-06-15
JP2002531205A (ja) 2002-09-24
HK1043031B (zh) 2010-03-12
CN1330524A (zh) 2002-01-09
JP4769923B2 (ja) 2011-09-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EA004236B1 (ru) Система и способ для бесконтактного измерения длины оси, и/или кривизны роговицы, и/или глубины передней камеры глаза предпочтительно для расчета внутриглазных линз (вгл)
US6692126B1 (en) Method and apparatus for measuring a corneal profile of an eye
US5493109A (en) Optical coherence tomography assisted ophthalmologic surgical microscope
US7677731B2 (en) Eye optical characteristic measuring apparatus
JP2649088B2 (ja) 眼の検査器械のための位置調整装置
JPH0366355A (ja) トポグラフィ測定方法とその装置
CN110215183A (zh) 固视光学装置、眼科测量系统及成像方法
JP4722853B2 (ja) 眼前部の測定のための装置
EP1435832B1 (en) Method and apparatus for measuring a corneal profile of an eye
EP0663179A1 (en) Spatial refractometer
WO2023074579A1 (ja) 眼屈折測定装置、および眼屈折測定プログラム
JPH02264632A (ja) 視線検出装置
KR100876854B1 (ko) 각막 형상 측정 장치 및 방법
JP2000135200A (ja) 検眼装置
JPH0984760A (ja) 眼科器械用位置合わせ検出装置
JPH0654807A (ja) 眼科装置
JPH08308800A (ja) 眼科装置
JP2024007762A (ja) 眼科装置及びその制御方法、並びに、プログラム
JPH05269084A (ja) 検眼装置
JPH0580899B2 (ru)
GB2278461A (en) Photokeratoscope attachment for a microscope
JPH05111461A (ja) 眼屈折計

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s)

Designated state(s): AM AZ KZ KG MD TJ TM

MM4A Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s)

Designated state(s): BY RU