EP1139857A2 - Anordnung und verfahren zur berührungslosen messung der achslänge und/oder der hornhautkrümmung und/oder der vorderkammertiefe des auges, vorzugsweise zur iol-berechnung - Google Patents

Anordnung und verfahren zur berührungslosen messung der achslänge und/oder der hornhautkrümmung und/oder der vorderkammertiefe des auges, vorzugsweise zur iol-berechnung

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EP1139857A2
EP1139857A2 EP99963480A EP99963480A EP1139857A2 EP 1139857 A2 EP1139857 A2 EP 1139857A2 EP 99963480 A EP99963480 A EP 99963480A EP 99963480 A EP99963480 A EP 99963480A EP 1139857 A2 EP1139857 A2 EP 1139857A2
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EP
European Patent Office
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eye
arrangement
vkt
arrangement according
image
Prior art date
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Ceased
Application number
EP99963480A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Roland Barth
Roland Bergner
Lothar Müller
Dietmar Steinmetz
Siegfried Schubert
Klaus-Ditmar Voigt
Frank Behrendt
Burkhard Dietzel
Axel Doering
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Jenoptik AG
Original Assignee
Carl Zeiss Jena GmbH
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Filing date
Publication date
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Priority claimed from DE1998157000 external-priority patent/DE19857000A1/de
Application filed by Carl Zeiss Jena GmbH filed Critical Carl Zeiss Jena GmbH
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Ceased legal-status Critical Current

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    • 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

Definitions

  • a longitudinal section through the human eye is shown schematically.
  • the axis length AL of the human eye is usually measured using ultrasound using the contact method.
  • the curvature of the corneal radius HHR is determined using known keratometers / ophthalmometers (DD 251497, US 4572628, US 4660946, US 5212507, 5325134).
  • the anterior chamber depth VKT can be measured by means of ultrasound or by means of an additional unit for a slit lamp (anterior chamber depth meter, adjustment via the slit lamp image).
  • these parameters must be determined, which are also important for the selection of the IOL intraocular lens to be implanted.
  • these devices In clinical practice, it is common to use these devices at least with two devices (eg ultrasound a-scan and automatic keratometer) to be measured.
  • the measured variables are used in formulas which calculate the optical effect of the IOL.
  • the object of the invention is to reduce these device-dependent measurement errors to a minimum.
  • all the necessary parameters of the eye are advantageously determined by means of a device arrangement and corresponding measuring methods. Necessary settings that enable the device to be adjusted to the patient are also implemented in this arrangement.
  • the calculation of the IOL is also carried out using this device arrangement. This also eliminates data loss or data falsification when the measured values are transmitted from various devices to the computer which carries out the IOL calculation.
  • the invention and its advantages are explained below with reference to the schematic representations.
  • the light of a laser diode 1 is adjustable via a Michelson interferometer (3-5), consisting of a fixed reference arm R1 with a reflector 4, here a triple prism and one based on different positions of a further reflector 5 (triple prism) Reference arm R2, and a beam splitter cube 3 for superimposing the radiation components reflected in Rl and R2, a splitter cube 8 and a diffractive optical element DOE 9 are imaged on the patient's eye 14.
  • a diode 7 monitors the light output of the laser diode 1.
  • the axis length measurement is carried out according to known methods, for example described in US5673096.
  • part of the reflected light (light coming from the eye) is applied to a CCD using an achromatic lens 22 via mirror 20.
  • An aperture 21 is in the switched-off position.
  • the eye 14 is illuminated analogously to DD 251497 at an angle of approximately 18 ° to the optical axis AI by means of 6 preferably infrared LEDs ⁇ s 10, two of which are shown in FIG. 1 by way of example in the plane of the drawing are shown.
  • Pinhole diaphragms 10 a are arranged downstream of the LEDs for generating point-shaped lighting images.
  • the diode light To collimate the diode light, six lenses 11 are arranged downstream of the LEDs in the direction of illumination.
  • the images of these light sources created in the eye are imaged on the CCD camera via divider cubes 8 and 15 and achromats 18 and 19.
  • the DOE 9 is advantageously pivoted out here, but can also remain in the beam path.
  • the achromat 22 is pivoted out.
  • each eye is LED at an angle of approx. 33 °
  • slit diaphragm 12a and cylindrical lens 13 illuminated in the form of a slit.
  • Divider cubes 8 and 15 and achromats 18 and 19 are imaged on the CCD camera 23 with the DOE preferably pivoted out.
  • the achromat 22 is pivoted out.
  • FIG. 3 shows a front view of the device in the direction of the observation, with the illustration of a known slit lamp cross table for x y / z adjustment being dispensed with.
  • the DOE 9 at its center AI indicates the position of the optical axis in the device
  • the lenses 11 for the determination of the corneal curvature with an invisible LED 10 behind it
  • the cylindrical lenses 13 for the slit image for measuring the VKT and six IR diodes 24 for illuminating and adjusting the eye 14.
  • the measurement tasks are to be explained in more detail with the aid of the beam path A-D from the eye 14 to the CCD camera 23.
  • Beam path C adjustment of the device to the eye
  • the eye is at the focal length of Achromat 18, is imaged to infinity and is imaged via Achromat 22 in the plane of the CCD camera.
  • Achromat 19 is swung out here.
  • the patient is offered a fixation light by means of a laser diode (LD) or LED 1 so that he can align the eye pupil in the direction of the optical axis. It is necessary to image a larger section of the eye 14 (for example 15 mm) on the CCD camera.
  • DOE Due to its low efficiency (approx. 5% in the focusing part) DOE is for the
  • Image of the iris structures less suitable, so that an optical system with a fixed
  • Image scale consisting of achromats 18 and 22 realizes the image.
  • the DOE is preferably swung out.
  • the eye 14 is illuminated by means of IR diodes 24 (FIG. 2) (e.g. 880 nm), which are preferably characterized by a broad radiation characteristic (large half-value angle).
  • IR diodes 24 e.g. 880 nm
  • the device is adjusted to the patient via the well-known slit lamp cross table, which can be adjusted in the x, y, z direction.
  • VCM 3405 from Phillips can be used as the CCD camera.
  • Illumination of the eye is necessary in order to be able to adjust the patient to the device even in darker rooms.
  • This illumination should be as diffuse as possible for a field of 15 mm, but an image of the light source through the cornea cannot be avoided (since the cornea acts as a convex mirror).
  • the basic idea here is to advantageously use the means for lighting to adjust the patient's eye at the same time.
  • the patient's eye is shown live on an LC display or monitor;
  • a circle / crosshair is shown on the LCD / monitor for center marking.
  • the 6 points must be set centrally to the circle shown - this is done by moving the cross table; the patient is correctly adjusted in height / side / depth when the points can be seen in the center and in focus.
  • the patient himself looks into the device - from there an alignment laser 1 or LED la is projected, onto which the patient has to fixate.
  • the laser reflex can be seen in the middle of the pupil.
  • An additional setting aid should be shown on the LC display / monitor.
  • Photodiode APD provided.
  • the alignment laser 1 or LED 1a is reflected by the anterior surface of the cornea; the reflected light is reflected on the
  • APD pictured. This generates a DC voltage signal from the APD
  • (Relative) height represents a measure of the centering of the patient's eye.
  • This DC voltage signal is fed to the internal computer via an A / D converter and from there is displayed in a suitable form (eg a bar / circle) on the LCD.
  • a suitable form eg a bar / circle
  • the operator is thus provided with further information on the adjustment state of the patient's eye by the different size of the bar / circle.
  • the reflections of the laser diode 1 are imaged on the CCD camera 23 via the DOE as a parallel beam path and the achromatic lens 22, an eye segment of approximately 5 mm being shown with the optics 18, 19 pivoted out for observation and reflex adjustment.
  • a large part, advantageously more than approx. 80-95% of the total energy is coupled out to the APD on the divider cube 15 shown in FIG. 2; only about 20 - 5% of the light falls on the CCD camera.
  • Beam path B keratometer
  • Illumination is preferably carried out analogously to DD 251497 by means of six IR diodes 10 (e.g. 880 nm) in order not to impede the fixation of the patient's eye 14 to the fixation light of the LD 1 or the LED 1a.
  • six IR diodes 10 e.g. 880 nm
  • the predetermined resolution of the CCD camera 23 requires the imaging of a field no larger than approx. 6 mm on the eye 14 in order to achieve a measuring accuracy of 0.05 mm.
  • the effect of the DOE is preferably switched off again by swiveling out and the achromats 18 and 19 realize the 6 corneal reflex images. Serve to increase a measuring accuracy largely independent of the distance between the patient's eye and the device
  • a telecentric aperture 21 which limits the aperture for the measurement to preferably less than 0.05 and
  • the LED light is advantageously imaged via a pinhole 10a, which enables an exact adjustment of the keratometer measurement points.
  • the focal length of the collimator should be more than 50 times the effective light source extension in order to achieve the desired measuring accuracy of the radius measurement regardless of the position.
  • Light source can be selected (e.g. 400 - 600nm).
  • a field no larger than approx. 6 mm is imaged on the eye 14 on the CCD camera 23.
  • Achromat 22 is swung out.
  • the telecentric aperture 21 pivoted or adjusted here must be larger
  • the subject's eye is illuminated laterally at a fixed angle through the bright light gap.
  • the resulting light cuts on the eye are visualized
  • FIG. 8a b schematically shows the arrangement for determining the VKT, in Fig. 8a
  • the light gap is formed by a row of bright LEDs 12, which have a defined one
  • the gap 12a illuminated in this way is imaged by a cylindrical lens 13 as a gap image S on the subject's eye.
  • the LEDs used typically have a lifespan of at least
  • the subject's eye is imaged with the relevant image sections via a schematically illustrated imaging optics 18, 19, preferably on a CCD sensor 23.
  • mapping is carried out telecentrically - telecentric aperture 21 to the influence of the
  • the video signal is on a monitor or LC
  • Display shown so that the operator can carry out the subject adjustment and measurement in a relaxed position.
  • the measuring method is not based on the measurable shift of partial images; the pupil division can thus be omitted.
  • the signal from the CCD camera 23 is stored in the memory of the
  • VKT accuracy 0.1 mm
  • An improvement in the relevant image content is achieved by switching the lighting LEDs on and off in a suitable form, synchronized with the video fields.
  • An achromatic lens with a defined focal length is sufficient to image the eye on the CCD camera.
  • the focal length is determined depending on the desired image section on the eye that is to be imaged.
  • the aperture 23, which fulfills the telecentric condition, is arranged in the image-side focal length of the achromatic lens.
  • This simple structure of the imaging system ensures that it can be easily integrated into other systems.
  • a fixation light 1.1a (LED) is faded in via beam splitter 8 in FIG. 8b.
  • a light source is integrated in the observation system (e.g. LED la or laser diode 1, on which the test subject is fixed.
  • the video signal from the camera is shown on a monitor or LC display.
  • the operator can convince himself that the test person is correctly fixed - and thus the measurement result is unadulterated.
  • the gap illuminated in this way is placed on the test person's eye through a cylindrical lens
  • the subject's eye is imaged with the relevant image sections via imaging optics 18, 19, preferably on a CCD sensor 8.
  • the imaging is carried out telecentrically in order to minimize the influence of subject adjustment.
  • the video signal is displayed on a monitor or LC display, so that the operator can carry out the subject adjustment and measurement in a relaxed position.
  • the signal from the CCD camera is e.g. into the memory of a
  • VKT accuracy 0.1 mm
  • An improvement in the relevant image content is achieved by synchronizing the lighting LED in a suitable form
  • Video fields are clocked on and off.
  • the image of the eye which is captured by the CCD camera, is shown with the reflection image FI of the adjustment laser or the fixing LED, and the scattered light SH of the cornea and the lens SL when the illumination 1 is switched on. Determination of the distance between the leading edges of the scatter images of the cornea and lens in digitized images
  • the starting point of the image processing is (n times) a pair of images taken immediately after one another: image 1 with the slit illumination switched on ("bright image"), image 2 without slit illumination with the image of the fixing lamp ("dark image”).
  • image 1 with the slit illumination switched on (“bright image")
  • image 2 without slit illumination with the image of the fixing lamp (“dark image”).
  • Detection of the pupil in the dark image histogram-based selection of a threshold value for binarization taking into account boundary conditions. Determination of an ellipse circumscribing the pupil by evaluating the covariance matrix of the binary image.
  • Detection of the fixation point in the pupil in the dark image determination of all connected regions whose gray values lie above the 0.9 quantile of the gray value distribution in the dark image. Determination of a probability measure for each region, which depends on the area, shape and distance from the center of the pupil. Selection of the focus of the most likely region as a fixed point.
  • Determination of the edge profile of the scatter images of the slit lighting in the difference image histogram-based selection of a threshold value for binarization taking into account boundary conditions. Rough detection of the edges as the location of the threshold value being exceeded in a predetermined area around the fixing point. Fine detection of the edges as the location of the turning point of the gray value curve in the line profile that is closest to the roughly detected position. Elimination of reflex edges by outlier detection in the edge course (removal of a predetermined proportion of points which is furthest from the middle edge course).
  • This formula applies exactly when the image of the fixing lamp is at the front edge of the lens scattering image, as shown in FIG. 7; otherwise the distance of the fixation lamp image from the front edge of the lens scatter image can be determined and from the amount of this "decentering" a correction value for the anterior chamber depth can be determined according to known imaging formulas.
  • the corneal radius is preferably measured using the keratometer device described above.
  • Wavelength IR e.g. 880nm
  • 780nm e.g. 880nm
  • VIS e.g. 400-600nm
  • the divider cubes 8 and 15 come here are of great importance because the lighting, observation and measuring beam paths are separated from each other at these points.
  • the laser light coming from the interferometer should be reflected at most in the direction of eye 14; the laser light coming from the eye 14 should have maximum transmission.
  • LD 1 for example LT 023 Sharp
  • a dielectric multilayer with a polarizing effect can preferably be used
  • the vertically polarized light coming from 1 (s-pol, 780 nm) is reflected as far as possible (approx. 98%).
  • Circularly polarized light is generated by the Lamba / 4 plate.
  • the light reflected by the eye 14 is thus linearly polarized again after passing through the lambda / 4 plate; however, the direction of polarization is rotated by 90 ° (parallel polarized, p-pol).
  • the dividing layer exhibits approximately 100% transmission in the direction of vibration.
  • the IR and VIS LEDs emit unpolarized light.
  • Wavelength range from 420 to 580 nm and in the range from 870 to 1000 nm greater than 90% for unpolarized light.
  • this pole dividing cube fulfills the additional requirements of high transmission in the visual wavelength range (420 ... 560nm) and in the near infrared range (870 .... 1000nm).
  • the layer design meets these requirements for a narrow angle of incidence around 46 °.
  • L n 1.48
  • the design consists of 17 alternating layers H L.
  • HFO2 is H
  • SIO2 is L.
  • suitable dividers can be produced by a suitable choice of the refractive indices of the substrate and coating substances and the angle of incidence.
  • the laser light coming from divider cube 8 should be reflected to approx. 80-95% with approximately 20-5% transmission.
  • the divider layer should have max.
  • This layer is also implemented by means of a pole divider, the properties of which approximate the divider layer in FIG. 8.
  • the lambda / 2 plate arranged on divider cubes 15 rotates the polarization direction of the incoming light by 90 °, so that the s-pol component falls again on divider cubes 15.
  • the transmission is greater than 90% for unpolarized light in the IR and VIS range.
  • This divider cube fulfills the requirements of the reflection s-pol of 80 ... 95% at one
  • the layer design meets these requirements for a narrow angle of incidence around 46 °.
  • the materials used are in terms of refractive index substrate, putty index and
  • L n 1.48
  • the design consists of 13 alternating layers H L.
  • suitable dividers can be produced by a suitable choice of the refractive indices of the substrate and coating substances and the angle of incidence.
  • a central control is provided according to FIG. 5 for setting and controlling all adjustable units and optical elements such as optics 18, 19, 22, aperture 21, etc.
  • the various imaging scales taking into account the effect of the DOE, require switching processes in the device. These are preferably motorized and program-controlled.
  • a compact device was implemented in which the essential electronic components are integrated.
  • the centerpiece is an embedded Pentium Controller C, to which a display D (display of the examined eye 14 and menu navigation for the operator), keyboard, mouse, foot switch and printer are connected as peripheral devices.
  • a display D display of the examined eye 14 and menu navigation for the operator
  • keyboard mouse
  • foot switch printer
  • the control of the laser diode 1 and the interferometer slide IS takes place via the controller C.
  • a short measuring time (less than 0.5 sec) must be implemented.
  • the signal generated by the APD 17 arrives in a signal processing unit SE Dependence of the signal size amplified, then frequency-selective amplification and with a
  • Sampling frequency which corresponds to about 4 times the frequency of the useful signal, converted from analog to digital.
  • the digital samples are taken from the high-speed port HS of the Pentium platform.
  • the signal is shown on the display; the measuring system provides the associated
  • the controller C is connected to the control of the CCD camera 23 and the diodes 10.
  • the diodes 10 are preferably operated in the continuous light mode in order to flicker those shown on the LCD
  • these diodes are switched on and off picture-wise;
  • Controller C the diodes 10 in synchronism with the image pulse of the CCD camera 23, i.e. the
  • Diodes are on for one picture and off for the next.
  • the reflex images created on the camera 23 are digitized using the frame grabber FG and stored in the RAM of the Pentium platform (
  • the controller C is still connected to the diodes 12.
  • the diodes 12 are preferably operated in continuous light mode, similar to the keratometer.
  • the lighting diodes for the left and right eyes are optionally clocked by the controller (analogous to keratometers)
  • the device is moved to the left or right and adjusted to the center of the eye using ...
  • the edge position of the scatter images is determined by means of image processing
  • the VKT is calculated from the distance between the corneal and lens scattering images, as already described.
  • the controller C is connected to the diodes 24.
  • the IR diodes 24 for illuminating the eye can be switched on at any time
  • Controllers can be switched on (controlled within the program or controlled by the operator)
  • the controller is still (not shown) with the controls for the input and
  • the IOL is calculated using the internationally customary calculation formulas, which are stored in the device memory and can be called up, from the measured values AL, HHR, VKT and are printed out on a printer.

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Abstract

Kombinationsgerät zur berührungslosen Bestimmung von Achslänge (AL), Vorderkammertiefe (VKT) sowie Hornhautkrümmung (HHK) des Auges, insbesondere für die Berechnung und Auswahl einer zu implantierenden Intraokularlinse (IOL).

Description

Titel :
Anordnung und Verfahren zur berührungslosen Messung der Achslänge und/oder der Hornhautkrümmung und/oder der Vorderkammertiefe des Auges, vorzugsweise zur IOL- Berechnung.
In Fig. 1 ist schematisch ein Längsschnitt durch das menschliche Auge dargestellt. Die Achslänge AL des menschlichen Auges wird üblicherweise mittels Ultraschall im Kontaktverfahren gemessen.
Andere Meßverfahren sind beschrieben in DE 3201801 und US 5673096, DE 4446183 AI. Die Krümmung der Hornhaut - Hornhautradius HHR wird mittels bekannter Keratometer / Ophthalmometer bestimmt (DD 251497, US 4572628, US 4660946, US 5212507, 5325134). Die Messung der Vorderkammertiefe VKT kann mittels Ultraschalles oder mittels einer Zusatzeinheit zu einer Spaltlampe ( Vorderkammertiefenmesser, Einstellung über das Spaltlampenbild) erfolgen.
Insbesondere vor einer Katarakt - Operation, aber auch bei der Verlaufskontrolle der Schulmyopie und der Aniseikoniebestimmung müssen diese Meßgrößen bestimmt werden, die auch für die Auswahl der zu implantierenden Intraokularlinse IOL wichtig sind In der klinischen Praxis ist es üblich, diese Größen zumindest mittels zweier Geräte (zB Ultraschall a-scan und automatisches Keratometer) zu messen Die Meßgrößen werden in Formeln eingesetzt, welche die optische Wirkung der IOL errechnen. Je nach eingesetztem Gerätetyp kann es zu unterschiedlichen Fehlern kommen, welche die Auswahl der IOL beeinflussen.
Aufgabe der Erfindung ist es, diese geräteabhängigen Meßfehler auf ein Minimum zu reduzieren.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Vorteilhaft werden erfindungsgemäß alle jeweils notwendigen Parameter des Auges mittels einer Geräteanordnung und entsprechender Meßverfahren bestimmt. Notwendige Einstellungen, welche das Justieren des Gerätes zum Patienten ermöglichen, werden ebenfalls in dieser Anordnung realisiert.
Die Berechnung der IOL wird ebenfalls mittels dieser Geräteanordnung durchgeführt. Damit entfallen auch Datenverluste oder Datenverfälschungen bei der Übertragung der Meßwerte von verschiedenen Geräten zu dem Rechner, der die IOL- Berechnung durchführt. Die Erfindung und ihre Vorteile werden nachstehend anhand der schematischen Darstellungen näher erläutert.
Der schematische Aufbau des Gerätes ist in Fig.2 dargestellt.
Zur Vermessung der Achslänge wird das Licht einer Laserdiode 1 über ein Michelson- Interferometer (3-5), bestehend aus einem feststehenden Referenzarm Rl mit einem Reflektor 4 , hier ein Tripelprisma und einem anhand von verschiedenen Positionen eines weiteren Reflektors 5 ( Tripelprisma) dargestellten verstellbaren Referenzarm R2, sowie einem Strahl teilerwürfel 3 zur Überlagerung der in Rl und R2 reflektierten Strahlungsanteile, einen Teilerwürfel 8 sowie ein diffraktiv-optisches Element DOE 9 auf das Patientenauge 14 abgebildet. Eine Diode 7 überwacht die Lichtleistung der Laserdiode 1. Die von Hornhaut und Netzhaut des Auges 14 reflektierten Teilstrahlen überlagern sich und werden mittels DOE 9, Teilerwürfel 8, der eine Lambda/4 Platte Pl zur Drehung der Polarisationsebene aufweist , Teilerwürfel 15 mit einer Lambda/2 Platte P2 über ein Fokussierelement, hier ein Achromat 16 auf eine Avalanche-Photodiode APD 17 abgebildet. Die Achslängenmessung erfolgt hierbei gemäß bekannter Verfahren , beispielsweise beschrieben in US5673096.
Zur Beobachtung des Auges und der entstehenden Reflexe wird ein Teil des Reflexlichts ( vom Auge kommendes Licht) mittels eines Achromaten 22 über Spiegel 20 auf eine CCD -
Kamera 23 abgebildet.
Achromate 18,19 sind hier ausgeschwenkt.
Eine Blende 21 befindet sich hierbei in ausgeschalteter Stellung.
Zur Vermessung der Hornhautkrümmung HHK wird das Auge 14 analog zu DD 251497 unter einem Winkel von ca. 18° zur optischen Achse AI mittels 6 vorzugsweise infraroter LED Λs 10 beleuchtet, von denen in Fig.l beispielhaft zwei in der Zeichenebene befindliche dargestellt sind. Den LED sind zur Erzeugung punktförmiger Beleuchtungsbilder Lochblenden 10 a nachgeordnet.
Zur Kollimation des Diodenlichtes sind den LED in Beleuchtungsrichtung sechs Linsen 11 nachgeordnet. Die im Auge ( als Reflex der Hornhaut) entstehenden Bilder dieser Lichtquellen werden über Teilerwürfel 8 und 15 sowie Achromaten 18 und 19 auf die CCD- Kamera abgebildet. Das DOE 9 ist hier vorteilhaft ausgeschwenkt, kann aber auch im Strahlengang verbleiben. Der Achromat 22 ist ausgeschwenkt.
Für die Bestimmung der VKT wird jedes Auge unter einem Winkel von ca. 33° mittels LED
12, Spaltblende 12a und Zylinderlinse 13 spaltformig beleuchtet.
Die sich ergebenden Streubilder von Hornhaut und Linsenvorderfläche werden über
Teilerwürfel 8 und 15 sowie Achromaten 18 und 19 auf die CCD-Kamera 23 bei vorzugsweise ausgeschwenktem DOE abgebildet.
Der Achromat 22 ist ausgeschwenkt.
Fig.3 stellt eine Vorderansicht des Gerätes in Richtung der Beobachtung dar , wobei auf die Darstellung eines bekannten Spaltlampen- Kreuztisches zur x y/ z - Verstellung verzichtet wurde.
Zu sehen ist das DOE 9 (kennzeichnet in seinem Mittelpunkt AI die Lage der optischen Achse im Gerät), die Linsen 11 für die Bestimmung der Hornhautkrümmung mit dahinter befindlichen, nicht sichtbaren LED 10, die Zylinderlinsen 13 für die Spaltabbildung zur Vermessung der VKT und sechs IR-Dioden 24 zur Beleuchtung und Justierung des Auges 14.
Anhand Fig 4 sollen die Meßaufgaben anhand des Strahlenganges A-D vom Auge 14 zur CCD- Kamera 23 genauer erläutert werden.
Strahlengang C: Justierung des Gerätes zum Auge
Das Auge befindet sich in der Brennweite von Achromat 18, wird nach unendlich abgebildet und über Achromat 22 in die Ebene der CCD - Kamera abgebildet. Achromat 19 ist hier ausgeschwenkt. Dem Patienten wird ein Fixierlicht mittels Laserdiode (LD) oder LED 1 angeboten, damit er die Augenpupille in Richtung der optischen Achse ausrichtet . Es macht sich erforderlich, einen größeren Abschnitt des Auges 14 (z.B. 15 mm) auf die CCD - Kamera abzubilden. Das
DOE ist durch seinen geringen Wirkungsgrad (ca 5% im fokussierenden Teil) für die
Abbildung der Irisstrukturen weniger geeignet, so daß ein optisches System mit festem
Abbildungsmaßstab , bestehend aus den Achromaten 18 und 22 die Abbildung realisiert.
Das DOE wird dabei vorzugsweise ausgeschwenkt.
Um für den Patienten keine zusätzlichen Fixieranreize zu schaffen, erfolgt eine Beleuchtung des Auges 14 mittels IR - Dioden 24 ( Fig.2) (z.B. 880 nm), die vorzugsweise durch eine breite Abstrahlcharakteristik (großer Halbwertswinkel) gekennzeichnet sind.
Die Justierung des Gerätes zum Patienten erfolgt über den bekannten , in x,y,z-Richtung verstellbaren Spaltlampen- Kreuztisch,
Als CCD - Kamera kann beispielsweise eine VCM 3405 von Phillips verwendet werden.
Es ist eine Beleuchtung des Auges notwendig, um auch in dunkleren Räumen den Patienten zum Gerät einjustieren zu können.
Diese Beleuchtung sollte möglichst diffus für ein Feld von 15 mm erfolgen, eine Abbildung der Lichtquelle durch die Hornhaut läßt sich jedoch nicht vermeiden (da die Hornhaut als Konvexspiegel wirkt).
Die Grundidee ist hier, vorteilhaft die Mittel zur Beleuchtung gleichzeitig zur Justierung des Patientenauges zu verwenden.
Es werden auf einem Kreisumfang (evtl. gleicher Kreisumfang wie bei der Keratometermessung) sechs infrarote LED 24 mit relativ großem Halbwertswinkel angeordnet. Diese erzeugen 6 Punkte auf der Hornhaut, welche auf die CCD - Kamera abgebildet werden.
Auf einem LC - Display oder Monitor wird das Patientenauge live dargestellt; zusätzlich wird zur Mittenmarkierung auf dem LCD / Monitor ein Kreis / Fadenkreuz dargestellt. Zur Positionierung des Auges müssen die 6 Punkte zentrisch zum dargestellten Kreis eingestellt werden - dieses geschieht durch Bewegung des Kreuztisches; der Patient ist in Höhe / Seite / Tiefe richtig eingestellt, wenn die Punkte mittig und scharf zu sehen sind. Der Patient selber blickt in das Gerät - von dort wird ein Justierlaser 1 oder LED la projiziert, aufweichen der Patient fixieren muß. Der Laserreflex ist in der Mitte der Pupille zu sehen. Eine zusätzliche Einstellhilfe soll auf dem LC Display / Monitor dargestellt werden.
Für die Detektierung der Interferenzsignale des Achslängenmessers ist eine Avalanche -
Photodiode APD vorgesehen.
Wenn das Patientenauge auf der optischen Achse des Meßgerätes ist, wird der Justierlaser 1 oder LED la von der Hornhautvorderfläche reflektiert; das reflektierte Licht wird auf die
APD abgebildet. Damit wird ein Gleichspannungssignal durch die APD erzeugt, dessen
(relative) Höhe ein Maß für die Zentrierung des Patientenauges darstellt.
Dieses Gleichspannungssignal wird über einen A/D - Wandler dem internen Rechner zugeführt und von dort in geeigneter Form (zB ein Balken / Kreis) auf dem LCD dargestellt.
Dem Bediener wird somit durch die unterschiedliche Größe des Balkens / Kreises eine weitere Information zum Justierzustand des Patientenauges vermittelt.
Strahlengang D: ALM
Die Reflexe der Laserdiode 1 (z.B. 780 nm) werden über das DOE als paralleler Strahlengang und den Achromaten 22 auf die CCD - Kamera 23 abgebildet wobei ein Augenabschnitt von ca. 5mm bei ausgeschwenkter Optik 18,19 zur Beobachtung und Reflexeinstellung dargestellt wird. Um eine maximale Energie auf die APD 17 zu übertragen, wird am in Fig.2 dargestellten Teilerwürfel 15 ein großer Teil, vorteilhaft mehr als ca. 80- 95% der Gesamtenergie auf die APD ausgekoppelt; auf die CCD - Kamera fallen somit nur ca. 20 - 5% des Lichtes.
Strahlengang B: Keratometer
Die Beleuchtung erfolgt vorzugsweise analog DD 251497 mittels sechs IR - Dioden 10 (z.B. 880 nm), um die Fixation des Patientenauges 14 auf das Fixierlicht der LD 1 oder der LED la nicht zu behindern.
Die vorgegebene Auflösung der CCD Kamera 23 erfordert die Abbildung eines Feldes nicht größer als ca. 6 mm am Auge 14, um eine Meßgenauigkeit von 0,05mm zu erreichen. Die Wirkung des DOE wird vorzugsweise wiederum durch Ausschwenken ausgeschaltet und die Achromaten 18 und 19 realisieren die Abbildung der 6 Hornhautreflexbilder. Zur Erhöhung einer vom Abstand des Patientenauges zum Gerät weitgehend unabhängigen Meßgenauigkeit dienen
- eine telezentrische Blende 21, die die Apertur für die Messung auf vorzugsweise weniger als 0,05 begrenzt und
- zwischen LED und Patientenauge befindliche Kollimatoren 11, die den Einfallswinkel unabhängig von der axialen Lage des Patientenauges konstant halten.
Vorteilhaft erfolgt die Abbildung des LED - Lichtes über eine Lochblende 10a, die eine exakte Justierung der Keratometermeßpunkte ermöglicht. Die Kollimatorbrennweite sollte mehr als das 50 fache der wirksamen Lichtquellenausdehnung betragen, um die gewünschte Meßgenauigkeit der Radienmessung lageunabhängig zu erreichen.
Strahlengang A: VKT
Da bei der Beobachtung von Lichtschnitten im menschlichen Auge die Lichtstreuung die entscheidende Rolle spielt, muß zur Beleuchtung des Auges 14 eine möglichst kurzwellige
Lichtquelle ausgewählt werden (z.B. 400 - 600nm).
Auch bei der Bestimmung der VKT muß zur Erzielung der geforderten Meßgenauigkeit von
0,1 mm ein Feld von nicht größer als ca. 6mm am Auge 14 auf die CCD - Kamera 23 abgebildet werden.
Unter Umgehung der DOE- Wirkung oder bei ausgeschwenktem DOE wird dieses durch die
Achromaten 18 und 19 realisiert. Achromat 22 ist ausgeschwenkt.
Die hier eingeschwenkte oder eingestellte telezentrische Blende 21 muß einen größeren
Durchmesser (für eine Apertur von vorzugsweise größer 0,07 -z.B. 13mm) besitzen, um die
Lichtintensität der bei der VKT - Messung entstehenden lichtschwachen Streubilder nur minimal zu reduzieren. Sie ist also in mindestens zwei Stellungen einstellbar oder gegen eine zweite Blende austauschbar .
Das Probandenauge wird seitlich unter einem festen Winkel durch den hellen Lichtspalt beleuchtet. Die dabei entstehenden Lichtschnitte am Auge werden mit einem optischen
System 18,19,21 auf die CCD - Kamera abgebildet. Beleuchtung und Beobachtung bilden dabei einen festen Winkel, vorzugsweise ca. 33°.
Fig.8a,b zeigt schematisch die Anordnung zur Ermittlung der VKT , in Fig. 8a die
Beleuchtungsrichtung und in Fig.δb die Detektionsrichtung. Der Lichtspalt wird durch eine Zeile lichtstarker LED 's 12 gebildet, welche einen definierten
Abstand zu einem Spalt fester Breite 12a besitzen.
Der auf diese Weise beleuchtete Spalt 12a wird durch eine Zylinderlinse 13 als Spaltbild S auf das Probandenauge abgebildet.
Die zum Einsatz kommenden LED haben typischerweise eine Lebensdauer von mindestens
10 000 Stunden. (Im Vergleich: Halogenlampe 100-200 Stunden).
Es gibt keine Verschleißerscheinungen durch hohe Temperaturbelastung wie bei einer
Halogenlampe.
Es erfolgt eine Abbildung des Probandenauges mit den relevanten Bildausschnitten über eine schematisch dargestellte Abbildungsoptik 18,19 auf vorzugsweise einen CCD- Sensor 23.
Die Abbildung wird telezentrisch durchgeführt- Telezentrieblende 21 , um den Einfluß der
Probandenjustierung zu minimieren. Das Videosignal wird auf einem Monitor oder LC
Display dargestellt, so daß der Bediener in ungezwungener Haltung die Probandenjustierung und Vermessung vornehmen kann.
Das Meßverfahren beruht nicht auf der meßbaren Verschiebung von Teilbildern; somit kann die Pupillenteilung entfallen.
Das Signal der CCD - Kamera 23 wird mittels Frame Grabber FG in den Speicher des
Rechners C übernommen.
Mit Hilfe geeigneter Bildverarbeitungssoftware werden Abstände im Schnittbild ermittelt, aus denen die VKT (Genauigkeit 0, 1 mm) errechnet wird.
Eine Verbesserung der relevanten Bildinhalte (zB durch Ausschalten von Umgebungslicht) wird erreicht, indem die Beleuchtungs-LED in geeigneter Form synchron zu den Videohalbbildern getaktet ein-und ausgeschaltet werden.
Zur Abbildung des Auges auf die CCD - Kamera genügt ein Achromat definierter Brennweite. Die Festlegung der Brennweite erfolgt in Abhängigkeit vom gewünschten Bildausschnitt am Auge, der abgebildet werden soll.
In der bildseitigen Brennweite des Achromaten wird die Blende 23 angeordnet, welche die Telezentrie-bedingung erfüllt.
Dieser einfache Aufbau des Abbildungssystems sichert die unkomplizierte Integrationsmöglichkeit in andere Systeme.
Die Einblendung eines Fixierlichtes 1,1a ( LED ) erfolgt über Strahlteiler 8 in Fig. 8b. Im Beobachtungssystem ist eine Lichtquelle integriert (zB. LED la oder Laserdiode 1, auf welche der Proband fixiert.
Das Videosignal der Kamera wird auf einem Monitor oder LC Display dargestellt.
Der Bediener kann sich während der Einjustierung und der Vermessung des Probanden davon überzeugen, daß der Proband richtig fixiert - und somit das Meßergebnis unverfälscht ist.
Der auf diese Weise beleuchtete Spalt wird durch eine Zylinderlinse auf das Probandenauge
(4) abgebildet.
Als besonders vorteilhaft erwiesen sich eine geringfügig von einer 1 : 1 Abbildung abweichende Abbildung eines 0,3 mm breiten Spaltes mit einer Apertur von größer 0, 1 sowie der Einsatz von Weißlicht-LED.
Es erfolgt eine Abbildung des Probandenauges mit den relevanten Bildausschnitten über eine Abbildungsoptik 18,19 auf vorzugsweise einen CCD- Sensor 8. Die Abbildung wird telezentrisch durchgeführt, um den Einfluß der Probandenjustierung zu minimieren. Das Videosignal wird auf einem Monitor oder LC Display dargestellt, so daß der Bediener in ungezwungener Haltung die Probandenjustierung und Vermessung vornehmen kann.
Das Signal der CCD - Kamera wird z.B. mittels Frame Grabber in den Speicher eines
Rechners übernommen.
Mit Hilfe geeigneter Bildverarbeitungssoftware werden Abstände im Schnittbild ermittelt, aus denen die VKT (Genauigkeit 0,1 mm) errechnet wird.
Eine Verbesserung der relevanten Bildinhalte (z.B .durch Ausschalten von Umgebungslicht) wird erreicht, indem die Beleuchtungs-LED in geeigneter Form synchron zu den
Videohalbbildern getaktet ein- und ausgeschaltet werden.
Nachstehend wird anhand von Fig.7 dargestellt, wie anhand des Bildes auf der CCD- Matrix die VKT ermittelt wird.
Dargestellt ist das Bild des Auges, das durch die CCD- Kamera erfaßt wird, mit dem Reflexbild FI des Justierlasers bzw. der FixierLED sowie das Streulicht SH der Hornhaut und der Linse SL bei eingeschalteter Beleuchtung 1. Bestimmung des Abstandes der Vorderkanten der Streubilder von Hornhaut und Linse in digitalisierten Aufnahmen
Ausgangspunkt der Bildverarbeitung ist (n mal) ein Paar unmittelbar nacheinander aufgenommener Bilder: Bild 1 mit eingeschaltener Spaltbeleuchtung ("Hellbild"), Bild 2 ohne Spaltbeleuchtung mit Bild der Fixierlampe ("Dunkelbild"). Die Verarbeitung vollzieht sich in folgenden wesentlichen Schritten:
• Detektion der Pupille im Dunkelbild: histogrammbasierte Auswahl eines Schwellwertes zur Binarisierung bei Berücksichtigung von Randbedingungen. Bestimmung einer die Pupille umschreibenden Ellipse durch Auswertung der Kovarianzmatrix des Binärbildes.
• Detektion des Fixierpunktes in der Pupille im Dunkelbild: Bestimmung aller zusammenhängender Regionen, deren Grauwerte oberhalb des 0.9-Quantils der Grauwertverteilung im Dunkelbild liegen. Bestimmung eines Wahrscheinlichkeitsmaßes für jede Region, das von Fläche, Form und Abstand zum Pupillenmittelpunkt abhängt. Auswahl des Schwerpunktes der wahrscheinlichsten Region als Fixpunkt.
• Berechnung des Differenzbildes (Hellbild minus Dunkelbild) und Rauschunterdrückung im Differenzbild durch Medianfilterung
• Bestimmung des Kantenverlaufs der Streubilder der Spaltbeleuchtung im Differenzbild: histogrammbasierte Auswahl eines Schwellwertes zur Binarisierung bei Berücksichtigung von Randbedingungen. Grobdetektion der Kanten als Ort der Schwellwertüberschreitung in vorgegebenem Bereich um den Fixierpunkt. Feindetektion der Kanten als Ort des Wendepunktes des Grauwertverlaufs im Zeilenprofil, der der grobdetektierten Position am nächsten liegt. Eliminierung von Reflexkanten durch Ausreißerdetektion im Kantenverlauf (Entfernung eines vorgegebenen Anteils von Punkten, der am weitesten vom mittleren Kantenverlauf entfernt ist).
• Bestimmung des Abstandes X der Vorderkanten von Hornhaut- und Linsenstreubild SH, SL (in Pixeln): Approximation des Kantenverlaufs durch Ellipsen (restringierte Minimierung der Quadratfehlersumme). Berechnung des Abstandes der Schnittpunkte dieser Ellipsen mit der Horizontalen durch den Fixierpunkt.
Berechnung der Vorderkammertiefe aus o.g. Abstand:
Umrechnung des in Pixel vorliegenden Abstandes X in mm (Abbildungsmaßstab der Optik und Pixelgröße der CCD-Matrix gehen ein) r = Hornhautradius, n = Brechzahl des Kammerwasseres, ω = Winkel zw. Beleuchtung und Beobachtung
Diese Formel gilt exakt, wenn sich das Bild der Fixierlampe an der Vorderkante des Linsenstreubildes befindet, wie in Figur 7 dargestellt; anderenfalls kann der Abstand des Fixierlampenbildes von der Vorderkante des Linsenstreubildes ermittelt werden und aus dem Betrag dieser "Dezentrierung" kann nach bekannten Abbildungsformeln ein Korrekturwert für die Vorderkammertiefe ermittelt werden.
Der Hornhautradius wird vorzugsweise mittels der oben beschriebenen Keratometer- Einrichtung gemessen..
Es folgt zusammenfassend eine Übersicht von charakteristischen Einstellungen , welche bei der Kombination der 3 erforderlichen Meßwerte sowie des Justiervorganges zu beachten sind:
Justierung ALM Kerat VKT
Feldgröße ca. 15mm ca. 5mm ca. 6mm ca. 6mm
Wellenlänge IR (zB 880nm) zB ca 780nm IR (zB 880nm) VIS(zB400-600nm)
Strahlblende ausgeschwenkt ausgeschwenkt ca.6 mm ca. 13 mm
DOE ohne Wirkung wirkt ohne Wirkung ohne Wirkung
( ausgeschwenkt) ( ausgeschwenkt) ( ausgeschwenkt)
Wie dieser Übersicht zu entnehmen ist, werden bei den verschiedenen Meßaufgaben unterschiedliche Wellenlängenbereiche verwendet. Den Teilerwürfeln 8 und 15 kommt dabei eine große Bedeutung zu, da an diesen Stellen Beleuchtungs-, Beobachtungs- und Meßstrahlengang voneinander getrennt werden.
Spezielle Teilerschichten realisieren diese Aufgabe unter Berücksichtigung der linearen
Polarisation der Laserdiode 1.
Teilerwürfel 8 :
Das aus dem Interferometer kommende Laserlicht soll maximal in Richtung Auge 14 reflektiert werden; das vom Auge 14 kommende Laserlicht soll maximale Transmission besitzen.
Zusätzlich muß die Teilerschicht im Würfel 8 für die IR- und VIS Lichtanteile der
Keratometer- und VKT-Messung maximale Transmission aufweisen.
Da es sich bei der LD 1( beispielsweise LT 023 Sharp) um linear polarisiertes Licht handelt, kann vorzugsweise eine dielektrische Mehrfachschicht mit polarisierender Wirkung zum
Einsatz kommen. Der charakteristische Transmissionsverlauf ist in Abbildung 4 dargestellt.
Das von 1 kommende senkrecht polarisierte Licht (s-pol, 780 nm) wird soweit wie möglich ( ca. 98%) reflektiert.
Durch die Lamba/4 Platte wird zirkulär polarisiertes Licht erzeugt. Das vom Auge 14 reflektierte Licht wird somit nach Durchlaufen der Lambda/4 Platte wieder linear polarisiert; jedoch ist die Polarisationsrichtung um 90° gedreht (parallel polarisiert, p-pol). Für diese
Schwingungsrichtung weist die Teilerschicht bei 780 nm annähernd 100% Transmission auf.
Die IR und VIS LED senden unpolarisiert.es Licht aus.
Wie aus Abb. 6 a zu entnehmen ist, ist die Transmission der Teilerschicht im
Wellenlängenbereich von 420 bis 580 nm sowie im Bereich von 870 bis 1000 nm größer 90% für unpolarisiertes Licht.
Aufbau der Schicht: Teilerwürfel 8:
Dieser Polteilerwürfel erfüllt neben seiner normalen Funktion - hohe Polteilerwirkung in einem definierten Wellenlängenbereich - die zusätzlichen Forderungen der hohen Transmission im visuellen Wellenlängenbereich (420...560nm) und im nahem Infrarotbereich (870....1000nm).
Das Schichtdesign erfüllt diese Forderungen für einen engen Einfallswinkelbereich um 46°. Die eingesetzten Materialien sind bezüglich Brechzahl Substrat, Kittbrechzahl und der Brechzahl der Beschichtungssubstanzen aufeinander abgestimmt. Für diesen speziellen Einsatz wurden folgende Materialien ausgewählt: Substrat: SF2 n = l,64
Kitt n = l,64
H n = l,93
L n = 1.48 Das Design besteht aus 17Wechselschichten H L. HFO2 ist H, SIO2 ist L.
Für vergleichbare Teiler können durch eine geeignete Wahl der Brechzahlen von Substrat und Beschichtungssubstanzen sowie des Einfallswinkels geeignete Teiler gefertigt werden.
Parameter: hohe Transmission von 420... 560 nm, unpol. hohe Transmission von 870....1000 nm, unpol. Polteilung 780 ± 20 nm
Beispiel:
1 HFO2 156.8 nm
2 SIO2 118.1 nm
3 HFO2 166.4 nm
4 SIO2 95.8 nm
5 HFO2 160.2 nm
6 SIO2 147.3 nm
7 HFO2 145.6 nm
8 SIO2 151.0 nm
9 HFO2 144.9 nm
10 SIO2 148.2 nm
11 HFO2 149.2 nm
12 SIO2 139.9 nm
13 HFO2 161.3 nm
14 SIO2 103.9 nm
15 HFO2 179.5 nm
16 SIO2 64.9 nm
17 HFO2 170.9 nm Teilerwürfel 15:
Das von Teilerwürfel 8 kommende Laserlicht soll zu ca.80 - 95% reflektiert werden bei annähernd 20 - 5% Transmission. Die Teilerschicht soll für die IR und VIS Lichtanteile max.
Transmission aufweisen.
Realisiert wird diese Schicht ebenfalls durch einen Polteiler, welcher in seinen Eigenschaften der Teilerschicht in 8 nahekommt. Die auf Teilerwürfel 15 angeordnete Lambda/2 Platte dreht die Polarisationsrichtung des ankommenden Lichtes um 90°, so daß auf Teilerwürfel 15 wieder die s-pol Komponente fällt.
Durch Modifizierung der Schicht 8 wird das o.g. Teilerverhältnis eingestellt.
Für unpolarisiertes Licht im IR und VIS Bereich beträgt die Transmission größer 90%.
Aufbau der Schicht: Teilerwürfel 15:
Dieser Teilerwürfel erfüllt neben der Forderungen der Reflexion s-pol von 80...95 % bei einer
Wellenlänge von 780nm ± 20 nm - die zusätzlichen Forderungen der hohen Transmission im visuellen Wellenlängenbereich (420...560nm) und im nahem Infrarotbereich (870....1000nm)
( Fig. 6b).
Das Schichtdesign erfüllt diese Forderungen für einen engen Einfallswinkelbereich um 46°.
Die eingesetzten Materialien sind bezüglich Brechzahl Substrat, Kittbrechzahl und der
Brechzahl der Beschichtungssubstanzen aufeinander abgestimmt. Für diesen speziellen
Einsatz wurden folgende Materialien ausgewählt:
Substrat: BK7 n = l,52
Kitt n = l,52
H n = l,93
L n = 1.48 Das Design besteht aus 13 Wechselschichten H L.
Für vergleichbare Teiler können durch eine geeignete Wahl der Brechzahlen von Substrat und Beschichtungssubstanzen sowie des Einfallswinkels geeignete Teiler gefertigt werden.
Parameter: hohe Transmission von 420... 560 nm, unpol. hohe Transmission von 870....1000 nm, unpol. Reflexion s-pol ca. 80..95 % 780 ± 20 nm Beispiel:
1 HFO2 130.2 nm
2 SIO2 215.4 nm
3 HFO2 130.6 nm
4 SIO2 17.8 nm
5 HFO2 160.7 nm
6 SIO2 241.6 nm
7 HFO2 136.6 nm
8 SIO2 240.0 nm
9 HFO2 156.4 nm
10 SIO2 18.0 nm
11 HFO2 135.1 nm
12 SIO2 214.1 nm
13 HFO2 131.3 nm
Zur Einstellung und Ansteuerung aller verstellbaren Einheiten und optischen Glieder wie Optik 18,19, 22, Blende 21 usw. ist gemäß Fig. 5 eine zentrale Ansteuerung vorgesehen.
Die verschiedenen Abbildungsmaßstäbe unter Berücksichtigung der Wirkung des DOE machen Umschaltvorgänge im Gerät erforderlich. Diese erfolgen vorzugsweise motorisch und programmgesteuert .
Es wurde ein kompaktes Gerät realisiert, in welches die wesentlichen Elektronikbausteine integriert sind.
Kernstück ist ein embedded Pentium Controller C, an welchen ein Display D (Darstellung des untersuchten Auges 14 und Menüführung für den Bediener ), Tastatur, Maus, Fußschalter und Drucker als periphere Geräte angeschlossen werden.
ALM
Die Ansteuerung der Laserdiode 1 sowie des Interferometerschlittens IS (bewegliches Prisma5, mit Meßsystem verbunden ) erfolgt über den Controller C . Zur Reduzierung des Einflusses von Augenbewegungen muß eine kurze Meßzeit (kleiner 0,5 sec) realisiert werden. Das von der APD 17 erzeugte Signal gelangt in eine Signalverarbeitungseinheit SE wird in Abhängigkeit der Signalgröße verstärkt, anschließend frequenzselektiv verstärkt und mit einer
Abtastfrequenz, die etwa der 4 fachen Frequenz des Nutzsignals entspricht, analog - digital gewandelt. Die digitalen Abtastwerte werden vom high-speed Port HS der Pentium Plattform übernommen.
Dort erfolgt eine digitale Signalverarbeitung mittels Fouriertransformation ohne extern erzeugte Referenzfrequenz.
Das Signal wird auf dem Display dargestellt; das Wegmeßsystem liefert den dazugehörigen
Achslängenbetrag.
Keratometer
Der Controler C ist mit der Ansteuerung der CCD - Kamera 23 und den Dioden 10 verbunden.
Beim Einstellvorgang zur Messung der Hornhautkrümmung werden die Dioden 10 vorzugsweise im Dauerlichtmodus betrieben, um ein Flackern der auf dem LCD dargestellten
Hornhautreflexbilder zu verhindern.
Beim Meßvorgang werden diese Dioden bildweise ein- und ausgeschaltet; dazu steuert der
Controler C die Dioden 10 synchron zum Bildimpuls der CCD - Kamera 23, d.h. die
Dioden sind bei einem Bild eingeschaltet und beim nächsten ausgeschaltet.
Nach Abzug ( Differenzbildung) zweier aufeinanderfolgender Bilder erhält man
Bildpaarweise nur noch die Reflexe von der Hornhaut, die von den LED 10 erzeugt wurden und störende Reflexe von Umgebungslicht werden ausgeschaltet.
Die auf der Kamera 23 entstehenden Reflexbilder werden mittels Framegrabber FG digitalisiert und im Arbeitsspeicher der Pentium Plattform (
Controler C) abgelegt.
Im Anschluß erfolgt die Bestimmung der Schwerpunktslagen der Reflexbilder der Dioden mittels Bildverarbeitung sowie die Berechnung der Hornhautradien mittels der in DD 251497 beschriebenen Näherungsformeln.
Zur Erhöhung der Reproduzierbarkeit der Meßresultate werden pro Meßvorgang ca. 5 Bildserien (bestehen aus je zwei Halbbildern mit und ohne Belichtung durch die synchron getakteten LED) aufgenommen.
VKT
Der Controler C ist weiterhin mit den Dioden 12 verbunden.
Beim Einstellvorgang ( Justierung) werden analog zum Keratometer die Dioden 12 vorzugsweise im Dauerlichtmodus betrieben. Beim Meßvorgang werden die Beleuchtungsdioden für linkes und rechtes Auge wahlweise durch den Controller getaktet (analog zu Keratometer)
Nach Vorgabe des Bedieners wird das Gerät nach links oder rechts verschoben und mittels ... auf den Augenmittelpunkt justiert.
Mittels Bildverarbeitung wird die Kantenlage der Streubilder ermittelt
Die VKT errechnet sich aus dem Abstand der Hornhaut- und Linsenstreubilder, wie bereits beschrieben.
Es werden ebenfalls ca. 5 Bildserien pro Meßvorgang aufgenommen.
Beleuchtung
Der Controler C ist mit den Dioden 24 verbunden.
Die IR Dioden 24 zur Beleuchtung des Auges können zu beliebigem Zeitpunkt über den
Controller zugeschaltet werden (programmintern oder durch den Bediener gesteuert)
Der Controler ist weiterhin ( nicht dargestellt) mit den Ansteuerungen zur Ein- und
Ausschwenkung/ Verstellung des DOE 9, der Linsen 18,19,22 und der Blenden 21 verbunden.
Die Berechnung der IOL erfolgt über international übliche Berechnungsformeln , die im Gerätespeicher abrufbar gespeichert sind, aus den ermittelten Meßwerten AL, HHR, VKT und werden über Drucker ausgedruckt .

Claims

Patentansprüche
1.
Kombinationsgerät zur berührungslosen Bestimmung von Achslänge ( AL) und Vorderkammertiefe ( VKT) des Auges oder Achslänge und Hoπihautkrümmung ( HHK) oder Hornhautkrümmung und Vorderkammertiefe oder Achslänge und Vorderkammertiefe und Hornhautkrümmung 2.
Kombination eines Gerätes nach Anspruch 1 mit der Fixierung des Auges über eine Fixierlampe und / oder der Beleuchtung durch exzentrisch um die Beobachtungsachse gruppierte Lichtquellen. 3.
Anordnung nach mindestens einem der vorangehenden Ansprüche, wobei zur Abbildung des Auges auf eine Kamera und zur Erzeugung verschiedener Abbildungsmaßstäbe vorzugsweise ausschwenkbare Abbildungsoptiken im Strahlengang vorgesehen sind. 4.
Anordnung nach mindestens einem der vorangehenden Ansprüche, wobei telezentrische Blenden unterschiedlicher Größen, auschwenkbar oder verstellbar, im Strahlengang vorgesehen sind. 5.
Anordnung nach mindestens einem der vorangehenden Ansprüche, wobei zur AL-Messung eine Interferometeranordnung mit einstellbarer Weglängendifferenz vorgesehen ist. 6.
Anordnung nach Anspruch 5, wobei in der Interferometeranordnung ein vorzugsweise ausschwenkbares DOE vorgesehen ist. 7.
Anordnung nach Anspruch 5 oder 6 , wobei die Lichtquelle des Interferometers der AL- Messung oder eine zusätzliche am Interferometer eingekoppelte Lichtquelle zur Fixierung des Auges bei der VKT - Messung oder HHK- Messung dient. 8. Anordnung nach einem der Ansprüche 5-7 , wobei das Detektionselement der Anordnung zur AL -Messung zur Erfassung des Justierzustandes des
Auges sowie zur Anzeige des Justierzustandes des Auges vorgesehen ist.
9.
Anordnung zur Ermittlung der VKT, vorzugsweise in einem Kombinationsgerät nach einem der Ansprüche 1-8, bestehend aus einer seitlich zum Auge unter einem Winkel einstrahlenden spaltformigen
Beleuchtung über eine Abbildungsoptik
10.
Anordnung nach Anspruch 9, wobei für die Beleuchtung eine anamorphotische Abbildungsoptik, vorzugsweise eine Zylinderlinse, vorgesehen ist.
11.
Anordnung nach Anspruch 9 oder 10, mit einem Beleuchtungswinkel vorzugsweise in einem
Bereich um 33 Grad zur Beobachtungsachse .
12.
Anordnung nach einem der Ansprüche 9-11 , wobei das von unterschiedlichen Schichten des
Auges gestreute Licht auf einer Kamera erfaßt und das Kamerasignal ausgewertet wird.
13.
Anordnung zur Bestimmung der HHK, vorzugsweise in einem Kombinationsgerät nach einem der Ansprüche 1-12, bestehend aus 6 konzentrisch und symmetrisch angeordneten
Lichtquellen .
14.
Anordnung nach Anspruch 13, mit Lichtquellen im IR - Bereich.
15.
Anordnung nach Anspruch 13 oder 14, wobei die Strahlung der Lichtquellen über eine Optik kollimiert wird.
16.
Anordnung nach einem der Ansprüche 13-15, mit einem Beleuchrungswinkel zur
Beobachtungsachse in einem Bereich von vorzugsweise um 18 Grad.
17.
Anordnung zur Justierung des Patientenauges zum Gerät, vorzugsweise in einem
Kombinationsgerät nach einem der Ansprüche 1-16, bestehend aus vorzugsweise sechs konzentrisch angeordneten Lichtquellen. Anordnung nach einem der Ansprüche 13- 17, wobei die Lichtquellen zwischen den HHK - Lichtquellen angeordnet sind. 19.
Strahlteilerwürfel in einem Kombinationsgerät einem der Ansprüche 1-18 , mit einer hohen Transmission im visuellen und / oder nahem Infrarotbereich sowie zur Einkopplung des zur AL - Bestimmung aus dem Interferometer kommenden Laserlichtes einer hohen Reflektivität in Richtung des Auges für das polarisierte Laserlicht sowie einer hohen Transmission für das vom Auge reflektierte Laserlicht in Richtung der Detektion. 20.
Strahlteilerwürfel nach Anspruch 19 , der eine Lambda/4 Platte zur Erzeugung zirkulär polarisierten Lichtes aufweist. 21.
Strahlteilerwürfel in einem Kombinationsgerät nach einem der Ansprüche 1-20, zur Auskopplung des vom Auge kommenden polarisierten Laserlichtes in Richtung eines Detektors mit einer hohen Reflektivität sowie einer hohen Transmission für den sichtbaren und/ oder nahen Infrarotbereich. 22.
Strahlteilerwürfel nach Anspruch 21 , der eine Lambda/ 2 - Platte zur Drehung der Polarisationsrichtung des polarisierten Laserlichtes aufweist 23.
Strahlteilerwürfel nach einem der Ansprüche 19-22, mit einem wechselnden Aufbau aus einer höherbrechenden Schicht H und einer niedrigbrechenden Schicht L. 24.
Anordnung nach einem der Ansprüche 1-23, wobei eine gemeinsame Kamera mit nachgeschalteter Auswerteeinheit zur Erfassung und Verarbeitung der Lage der Lichtquellenbilder der VKT- Bestimmung und der HHK- Bestimmung und Darstellung oder Erfassung der Justierlichtquellen vorgesehen ist 25.
Anordnung nach einem der Ansprüche 1-24, mit der Darstellung des beleuchteten Auges sowie einer Bedienoberfläche auf einem Monitor. 26.
Anordnung nach einem der Ansprüche 1-25, mit einer zentralen Ansteuerung zur Einschwenkung des DOE und/ oder der Abbildungsoptiken und / oder der Blenden und oder der Interferometerverstellung und / oder der Ein- und Ausschaltung der Lichtquellen für VKT- Bestimmung und/ oder HHK- Messung und oder Justierung und/ oder AL- Messung 27.
Verfahren zum Betrieb eines Kombinationsgerätes nach mindestens einem der Ansprüche 1- 26, mit folgender Reihenfolge der Messungen: zuerst AL, dann HHK, danach VKT oder zuerst HHK, dann VKT, dann AL oder zuerst HHK, dann AL dann VKT. 28.
Verfahren zur Bestimmung der HHK und/ oder der VKT, wobei die Beleuchtung zur Bilderzeugung der CCD-Kamera synchronisiert ein-und ausgeschaltet wird. 29.
Verfahren nach Anspruch 28, wobei bildweise an-und ausgeschaltet wird. 30.
Verfahren nach einem der Ansprüche 28 oder 29, wobei Bildpaare beleuchtet/ unbeleuchtet erzeugt und weiterverarbeitet werden. 31.
Verfahren zur Bestimmung der VKT , insbesondere nach einem der Ansprüche 1-30, mit folgendem Ablauf
• Detektion der Pupille im Dunkelbild
• Detektion des Fixierpunktes in der Pupille im Dunkelbild.
• Berechnung eines Differenzbildes (Hellbild minus Dunkelbild) und Rauschunterdrückung im Differenzbild
• Bestimmung des Kantenverlaufs der Streubilder der Spaltbeleuchtung im Differenzbild .
• Bestimmung des Abstandes X der Vorderkanten von Hornhaut- und Linsenstreubild SH, SL (in Pixeln)
• Berechnung der Vorderkammertiefe aus dem Abstand X .
32.
Anordnung zur Vermessung von Teilabschnitten des Auges, vorzugsweise zur Ermittlung der
Vorderkammertiefe VKT, vorzugsweise nach einem der Ansprüche 1-31, bestehend aus einer seitlich zum Auge unter einem Winkel zur Beobachtungsachse einstrahlenden spaltförmigen Beleuchtung , vorzugsweise über eine Abbildungsoptik ,und einer die vom Auge kommenden Streubilder erfassenden Empfängeranordnung mit nachgeordneter Signalverarbeitung.
33.
Anordnung nach Anspruch 32, wobei die spaltformige Beleuchtung durch eine Reihe von punktformigen Lichtquellen gebildet wird.
34.
Anordnung nach Anspruch 33, wobei die Lichtquellen Weißlicht - LED sind
35.
Anordnung nach Anspruch 33 oder 34, wobei den Lichtquellen in Beleuchtungsrichtung ein
Spalt nachgeordnet ist.
36.
Anordnung nach einem der Ansprüche 33-35, wobei die Abbildungsoptik anamoφhotisch ausgebildet und vorzugsweise eine Zylinderlinse ist.
37.
Anordnung nach mindestens einem der Ansprüche 32-36, wobei eine
Detektion mittels einer CCD- Kamera erfolgt.
38.
Verfahren zum Betrieb eines ophthalmologischen Untersuchungsgerätes nach einem der
Ansprüche 32-37, vorzugsweise zur Bestimmung der VKT, wobei im Detektionsbild die
Lage unterschiedlicher Streubilder ermittelt und aus dieser Lage eine Berechnung des
Abstandes von Teilabschnitten des menschlichen Auges, vorzugsweise der
Vorderkammertiefe erfolgt.
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