WO2008077854A1 - Ophthalmologisches gerät sowie verfahren zur bestimmung einer position eines auges eines patienten - Google Patents

Ophthalmologisches gerät sowie verfahren zur bestimmung einer position eines auges eines patienten Download PDF

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WO2008077854A1
WO2008077854A1 PCT/EP2007/064194 EP2007064194W WO2008077854A1 WO 2008077854 A1 WO2008077854 A1 WO 2008077854A1 EP 2007064194 W EP2007064194 W EP 2007064194W WO 2008077854 A1 WO2008077854 A1 WO 2008077854A1
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eye
measuring
signal
orientation
patient
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PCT/EP2007/064194
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English (en)
French (fr)
Inventor
Felix Margadant
Original Assignee
Ophthametrics Ag
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Publication date
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    • 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
    • A61B3/113—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining or recording eye movement

Definitions

  • the invention relates to an ophthalmological apparatus for optical and photometric examinations on an eye of a patient, and a method for determining a position of an eye of a patient with respect to an observation device of an ophthalmological apparatus according to the preamble of the independent claims 1 and 9.
  • Known ophthalmic devices have the disadvantage, among other things, that repeated, successive examinations and measurements make it almost impossible for the physician to always use the device exactly the same with respect to the center of curvature of the cornea front surface or the visual axis of the patient's eye to align reproducibly. However, this is necessary if examination values from time-staggered examinations are to be comparable.
  • CH 662 261. For an eye examination with such a device, the head of a patient is fixed on a fixation device. In turn, the patient fixes the eye to be examined by placing it on the microscope beam directed insertion mark.
  • the device which can be adjusted in the direction of the three spatial axes is set by the observer, ie by the ophthalmologist or the optician relative to the patient's eye, in such a way that he perceives a sharp image of the fundus or of his body to be examined.
  • the observer lacks the possibility, in later investigations, of setting up the device on the same observation axis as in the preceding one.
  • other light reflections result in subsequent examinations, among other things, than in the preceding ones, which falsifies the brightness measurement at the examined eye fundus site and renders the measured values useless for lack of reproducibility.
  • One of the main reasons for the poor reproducibility of the measurement is that a light signal required for carrying out the adjustment must run through the eye through the eye to the back of the eye and back to the observer.
  • EP-A-0 608 516 which teaches an optical device with which the optics of a microscope or a camera for imaging the retina can be reproducibly positioned relative to a patient's eye.
  • Both the distance between the eye and the optics, as well as the optical axes (direction) can be accurately positioned so that accurate repositioning is possible.
  • a cone of light is irradiated on the cornea, with the apex in the eye. Since the surface of the cornea is spherical, a portion of the light is - if the distance is right - mirrored back as a beam with a constant cross section. If the distance is too short or too long, the reflected light beam widens or narrows. If the optical axis does not hit the center of the cornea, the direction in which the reflected light is reflected changes. Positioning the optical system accurately and repeatably in front of the eye removes it from the blood vessels of the retina Evaluate reflected light quantitatively and reproducibly, for example, to determine blood values.
  • the patient should also be understood to mean a pet or another animal with biologically comparable eyes.
  • FIGS. 1 and 2 schematically show an ophthalmological device or a field of view with eyepiece according to EP-A-0 608 516.
  • the device of EP-A 0 608 516 according to FIG. 1 is used for optical or photometric examination on a patient's eye 23 '. It has an illumination device 11 ', 12', 13 'and an observation device V, 2', 3 ', 9' for the fundus. To the optical axis of
  • the observation device 1 ', 2', 3 ', 9' a positive auxiliary lens 20 'vorholder.
  • an intermediate image plane 16 ' in the region of its focal plane facing away from the patient's eye 23', this creates a real intermediate image of the eye part to be examined for the observation device 1 ', 2', 3 ', 9'.
  • the mentioned elements V, 2 ', 3', 9 '; 20 '; 11 ', 12', 13 ' are in their entirety by an operator of the device in front of the patient's eye 23' aushcht- and centered, that at the same time in the intermediate image plane 16 'a sharp image of the eye to be examined or the section of the retina to be examined arises and at a defined, visible in the observation device V, 2 ', 3', 9 'position of the intermediate image plane 16' using the front surface of the cornea of Patient eye 23 'in the sense of a spherical mirror a sharp image of the luminous mark 27' appears.
  • the device has as a viewing device a horizontally arranged 10 to 20-fold magnifying monocular microscope with an objective 1 'and an eyepiece 2'.
  • the lens 1 ' is limited by a diaphragm 3' in the opening.
  • a reticle 5 ' is arranged, whose socket limits the field of view of the microscope and which marks two pixels by two crosshairs 6' in a suitable horizontal distance.
  • a beam splitter cube T is inserted, which reflects a part of the light reflected on the ocular fundus 8 'laterally to an image plane 9' and makes it usable for measurement purposes.
  • two spaced-apart photodiodes 10' with a small measuring surface are mounted in such a way that their locations correspond exactly to the pixels marked by the crosshairs 6 '(FIG. 2) of the reticule 5'.
  • the two photodiodes 10 ' are behind each other. Both diodes are visible but appear congruent.
  • the illumination device 11 ', 12', 13 ' has as light source an incandescent or halogen lamp 11' with a small incandescent body, a condenser 12 'and an achromatic projection lens 13'. Installed in the illumination device are further a filter aperture 14 'and a projection lens 13' superior aperture 15 '.
  • the illumination device is preferably arranged so that its optical axis, the optical axis of the microscope in the
  • the illumination is made from above via a fixed below the microscope axis arranged surface mirror 17 ', so that the light with respect to the optical axis of the microscope from below at the angle ⁇ ' occurs.
  • the inclined by the angle ⁇ 'direction of incidence of the light and a convenient dimensioning of the aperture 3' and 15 ' are used to keep disturbing reflections caused by reflections on the surfaces of the refractive media, the microscope beam path and in particular the measuring beam path.
  • the optics of the illumination device is designed so that the projection lens 13 'images the special filter diaphragm 14' in the intermediate image plane 16 '.
  • a filter pad is attached, which in the manner of an edge filter (for example, a long-pass filter) red light of the wavelength of about 600 nanometers and longer lets through (analog Wrattenfilter No. 25).
  • this filter coating does not cover the entire illuminated field 18 ', but leaves a small circular zone 19' open for the passage of "white" light around the pixels designated by the crosshairs 6 'of the reticle 5'. Its purpose is not to over-dazzle the patient, but nevertheless to allow the examiner to orient himself.
  • an aspheric positive lens 20' of the type of "ophthalmoscopy lenses for indirect ophthalmoscopy” is arranged such that its rear (microscope) focal point is primarily in or near the intermediate image plane 16 ' , but by means of a grade guide 21 'in the axial direction can also be moved by a few millimeters in both directions.
  • the intermediate image plane 16 ' is also a perpendicular to the microscope axis two-dimensionally movable fixation mark 22' attached, which forms a fixation point for a patient's eye 23 '.
  • the device described is carried by a symbolically represented instrument base 24 'resting on a device table and, together with the latter, aligned by the examiner in front of the patient's eye three-dimensionally in the direction of the X, Y and Z spatial axes.
  • the signals of the two measuring diodes 10 ' are computationally processed in a separate evaluation unit 25' and the result is displayed digitally.
  • the pupil Prior to the examination, the pupil is dilated.
  • the examiner adjusts the eyepiece 2 'of the microscope for his own eye 26' without accommodation on the built-in reticle 5 '.
  • the sitting patient supports his head with chin and forehead on a headgear.
  • the device is aligned by means of the setting of the instrument base 24 'so that the front lens 20' comes to stand frontal in a few millimeters distance in front of the eye 23 'of the patient. With a reasonably well centered alignment, the ocular fundus 8 'is now already visible.
  • the auxiliary lens 20 ' is to be displaced slightly in the direction of the optical axis.
  • Miopie shows the direction of displacement away from the patient's eye, in hyperopia towards this.
  • the setting is correct if the examiner sees the retina sharply or if it is in focus.
  • the photodiodes 10 ' By means of the photodiodes 10 ', the light reflected from the selected retinal sites can now be measured, evaluated with the evaluation device 25', and the measured value (s) displayed.
  • the evaluation device 25 ' forms inter alia the quotient of the brightness values determined by the two photodiodes 10' in that the higher value as dividend and the lower one (if it is not equal to zero) are always received as a divisor and displayed on a display. This quotient is a measure of the contrast transmission capability of the optical media of the patient's eye.
  • both of the Observation beam path as claimed by the beam path beam cones much narrower than the space given by the example extended eye pupil free space.
  • different measurement results can also arise if, in the following measurements, different points of different transparency (turbidity) are irradiated in the eye media. Therefore, reproducible measurement results can only be obtained if it is possible to make the setting of the device also locally in the space of the eye media, ie with respect to the visual axis and the center of curvature of the cornea front surface exactly reproducible.
  • Lighting device or its mirror image 27 'brought in and on the other hand uses the front surface of the cornea of the patient's eye as a spherical mirror. If one thinks of the patient's eye for the time being, a brightly illuminated reduced image of the aperture diaphragm 15 'is produced by the conversion lens 20' just outside its front focal point. In the eye, this aperture image can be considered as a secondary source of light for the illumination of the retina. In the meantime, however, the illuminated field 18 'of the filter screen 14', which is provided with a red filter pad, is sharply imaged with its field boundary. If now the device is aligned in front of the patient's eye 23 'that the above small image of the
  • Aperture aperture 15 ' comes to lie approximately half the distance between the apex and the center of curvature of the Comeavorder Design, a portion of the light from their acting as a spherical mirror surface is reflected as a parallel beam to the front lens 20', i. in turn, an image 15 "(FIG. 2) of the aperture diaphragm 15 'is formed in its rear focal plane or in the intermediate image plane 16'.
  • this image 15 is visible in the microscope as a very bright sharply delimited circle image and repeatedly adjusted at the same point in the field of view during repeated measurements.
  • this aperture 15 is comparatively very bright and could interfere with the measuring beam path.
  • the device is centered on the one hand so that the diaphragm image 15" comes to rest against the edge of the visual field 29 '. Conveniently, it is located (as shown in Fig. 2) at the bottom when the microscope contains no image erecting system and at the top, if any.
  • the intensity of the aperture image 15 is greatly reduced by a light-attenuating filter 30 'disposed above the intermediate image plane 16' above the optical axis.”
  • This circular filter 30 ' projects partially into the field of view of the microscope (approximately 1/3 of the diameter of the latter) is perceived slightly blurred in the eyepiece 2.
  • the aperture image 15 is repeatedly set every new measurement ( Figure 2) .
  • This adjustment method is related to the spatial-spatial repeatability of the adjustment very sensitive and allows well reproducible measurements at the same retinal sites.
  • the fixation mark 22' can also be omitted.
  • the device of EP-A-0 608 516 according to FIG. 1 and FIG. 2 can be constructed as a stand-alone unit, as well as an attachable or add-on accessory to a slit lamp device which is present in virtually every ophthalmological practice.
  • a slit lamp device which is present in virtually every ophthalmological practice.
  • the deflection mirror 17 'already exists.
  • a CCD camera and the like could also come with an automatic evaluation device which selectively performs, evaluates and displays the measurement at the two most important pixels.
  • Another possibility is a photographic recording of the respectively examined retinal zone together with a marking of the measuring points.
  • EP-A-0 608 516 One disadvantage of the device according to EP-A-0 608 516, however, is, inter alia, that the outlay on the adjustment of the device is relatively high and requires a rather high level of skill of the operating person, for example the ophthalmologist or the optician. This means that the setting of the device takes a certain amount of time, which at the expense of the effectiveness of the work and on the other hand burden the patient unnecessarily long.
  • One of the main drawbacks is that in the case of slight mispositioning, there is no corresponding feedback in which direction to correct. Apart from the clear input "wrong", there is no correction parameter, especially at this point the present invention is intended to start.
  • the object of the invention to further improve the reproducibility of the settings of an ophthalmological device, to objectify the finding of the optimal settings, that is, to decouple from the subjective perception of the serving person, at the same time the adjustment
  • the device should be significantly accelerated and simplified for the operator. In particular, a manual adjustment by the operator should be avoided as completely as possible.
  • the invention thus relates to an ophthalmological apparatus for optical and photometric examinations on an eye of a patient, comprising an observation device for observing an eye part to be examined, in particular an ocular fundus, in a prescribable recording position of the eye, and a measuring device with a measuring sensor for determining a position and / or an orientation of the eye with respect to the observer.
  • an intensity and / or a direction of a measuring signal reflected on a surface, in particular on the cornea of the eye can be measured with the measuring sensor, so that the position and / or the orientation of the eye is automatically determined with respect to the observation device.
  • a measuring sensor for measuring an intensity and / or a direction of a measuring signal reflected on a surface, in particular on the cornea of the eye, so that the measuring signal can be measured with the aid of the measuring sensor and from this measurement result the position and orientation of the eye with respect to the observer can be automatically determined prior to examination of the eye.
  • the method is used to optically determine the position and orientation of a patient's eye to be examined.
  • An optical or photometric examination with an opthalmic optic is performed.
  • Positions of optically imageable elements of the eye are determined, namely by means of a) light and / or sound waves, b) at least one light or sound-registering sensor and c) sensor signals evaluating devices.
  • the sensor is arranged in front of, inside or behind the ophthalmic optics. Based on the determined measured values, data for the position and orientation of the patient's eye are calculated.
  • optically imageable elements are selected those which are visible outside the pupil on the eye. Simultaneously with the determination of an eye distance, i.
  • the distance of the eye from the optic is acted on the patient by means of an optical stimulus in the form of a target target, in particular a luminous brand, in order to provide the patient for accommodation, i. Adjustment of the optical focus on the retina, and thus to set a target distance.
  • a total optical distance of the retina is determined from the eye distance and the optical target distance.
  • the representation of a luminous target and a defined position, the optical distance of the retina are determined indirectly by the eye distance, ie the distance of the eye from the optics, and the total optical distance from the eye distance and the optical target distance is determined. Instead of a focus on the retina, the eye distance is measured and the focus of the eye specified.
  • the optical distance of the retina is indirectly determined by means of the target target.
  • the optical distance in contrast to the corresponding geometric distance, is the distance of an image that appears when viewing an imaged object (eg target target).
  • Optical elements or optically active zones influence the optical distance. It can also be infinite, zero, or negative.
  • the target target or target is a luminous object or a projected luminous reference that appears to the patient at a predetermined optical distance.
  • optical distance or “geometric distance”
  • target target also referred to as “fixation mark” in the context of this application
  • the signal backscattered by the cornea is used to automatically track the recording system with a detector or to take a picture when the patient's eye is correctly positioned.
  • detectors various known devices can be used.
  • the lens of the eye itself is not considered. Rather, it will the patient is "forced” by a highlighter to accom- modate his eye lens at a certain distance (usually to "infinity").
  • the reflex is used on the cornea, more light is available than in procedures where retinal focus is detected directly; On the one hand, the light does not have to go in and out through the narrow pupil, and on the other hand, it does not have to be reflected at the dark retina with a high loss of light.
  • the detection requires little computational effort.
  • the performance of the CPU is available for image processing and not for guiding the optics. As a result, more powerful image processing algorithms can be realized.
  • Target is or can be displayed at a fixed optical distance.
  • focus of the antenna system can be fixed or at retinal distance + target distance - distance optics to target.
  • Distance measurement needs - depending on the design - no focus.
  • Target lighting, focusing and recording can be active at the same time and do not need to be performed squared, allowing faster setup and preventing artifacts.
  • the observation device preferably comprises a lighting device for illuminating the eye part to be examined.
  • the observation device as such may otherwise have several, preferably all, features of the ophthalmological apparatus according to EP 0 608 516 described in detail above with reference to FIGS. 1 and 2.
  • an ophthalmological device of the present invention is a development of the device according to EP 0 608 516, in which a measuring device is additionally provided with a measuring sensor, so that with the measuring sensor, an intensity and / or direction of a Surface, in particular on the cornea of the eye reflected measuring signal is measurable, and with the aid of the measuring sensor, the position and / or orientation of the eye with respect to the observation device is automatically determined.
  • a measuring device is additionally provided with a measuring sensor, so that with the measuring sensor, an intensity and / or direction of a Surface, in particular on the cornea of the eye reflected measuring signal is measurable, and with the aid of the measuring sensor, the position and / or orientation of the eye with respect to the observation device is automatically determined.
  • an electronic evaluation unit may be provided, which is signal-connected to the measuring device and an adjusting means, for example with an instrument base 24 'according to FIG. 1 for the automatic adjustment of the observation device, so that, using the measurement signal reflected at the cornea of the eye
  • Observation device with respect to the position and / or orientation of the eye is automatically adjustable in position and orientation.
  • At least one signal generator is preferably provided, wherein the signal generator is an optical signal transmitter and / or an acoustic signal generator and / or wherein the illumination device can be used simultaneously as a signal transmitter for illuminating the eye part to be examined.
  • the acoustic signal transmitter is preferably an ultrasound sensor, with which in particular spatially narrowly defined ultrasound beams can be generated, so that the position and / or orientation measurement can be performed by reflection on a surface of the eye with high spatial and temporal resolution.
  • a chemical and / or electronic recording medium for recording or recording of the eye to be examined, in a conventional manner, a chemical and / or electronic recording medium, in particular a photocamera, and / or a video camera, and / or a digital camera and / or a CCD camera for photographic and / or be provided electronic recording of the eye to be examined.
  • a chemical and / or electronic recording medium in particular a photocamera, and / or a video camera, and / or a digital camera and / or a CCD camera for photographic and / or be provided electronic recording of the eye to be examined.
  • the measuring device of the present invention permanently measures the position and / or orientation of the eye, and as soon as the eye is in the desired position and / or orientation with respect to the observer, automatically capturing, for example, by means of the CCD. Camera or initiated by another recording device.
  • the eye only needs to be coarsely aligned with the observation device, possibly supported by a fixation mark already mentioned above. Respectively. the eye only needs to be brought close to the capture area; then the patient sees the fixation mark and the aiming device triggers the admission as soon as the patient has reached the optimal position or one of the optimal positions. That Thus, an electronic evaluation unit may be provided and signal-connected with the measuring device such that a recording of the eye part to be examined by means of the electronic recording means is automatically carried out as soon as the eye is in the recording position.
  • the invention further relates to a method for determining a position and / or an orientation of a patient's eye with respect to an ophthalmic apparatus observation device for optical and photometric examinations on the eye.
  • the eye for observing an eye part to be examined, in particular an eye fundus, placed in a predetermined recording position with respect to the observer, and a measuring device with a measuring sensor for determining the position and / or orientation of the eye with respect to the observer provided.
  • the measuring sensor an intensity and / or a direction on a surface, in particular on the cornea of the Eye measured signal measured, and automatically determined by means of the measuring sensor, the position and / or orientation of the eye with respect to the observation device.
  • an illumination device for illuminating the eye part to be examined is preferably provided for carrying out the method according to the invention, and a signal generator is provided for generating the measurement signal, an optical signal transmitter and / or an acoustic signal transmitter being used as signal transmitter, and / or as signal transmitter the lighting device is used.
  • a fixation mark for fixing the viewing direction of the eye can be placed in a predefinable viewing direction of the eye in an intermediate plane.
  • the fixing mark is thereby projected by means of a projecting device into the intermediate plane. It can of course in special cases, a suitably designed
  • Fixing mark can be placed directly in or next to an optical axis of the system.
  • an electronic evaluation unit can be provided and signal connected to the measuring device and an adjusting means for automatic adjustment of the observation device, so that using the reflected on a surface of the eye measurement signal, the observation device with respect to the position and / or the orientation of the eye can be adjusted automatically.
  • a chemical and / or an electronic recording medium for recording the eye part to be examined, advantageously a chemical and / or an electronic recording medium, in particular a photographic camera, and / or a video camera, and / or a digital camera and / or a CCD camera for photographic and / or electronic recording can be used.
  • an electronic evaluation unit is provided and is signal-connected to the measuring device, so that a recording of the eye to be examined by the electronic recording means is automatically carried out as soon as the eye has been moved to the recording position.
  • the eye part to be examined for example the iris or a blood vessel on the eyeball
  • the camera focusing particularly preferably with an autofocus on the eye part to be examined, and a measurement for the focusing distance for the calculation the position and / or orientation of the eye is used so that successive measurements can be reproduced even better or compared with each other and compared with each other.
  • an optical or acoustic signal emitted by a signal generator is reflected on a surface of the eye in such a way that it can be detected by at least one measuring sensor and / or the position of the measuring sensor is measured. or orientation of the eye with respect to the observer can be determined automatically.
  • Measuring sensor to be placed in an excellent position nor the signal transmitter and the measuring sensor must be arranged in a geometrically excellent orientation or position to each other. Both can even be arranged manually or automatically, for example by means of a computer-controlled positioning, movable.
  • the position and / or orientation of the signal transmitter and / or the measurement sensor and / or the measurement sensor need only in the most general case at the time of the measurement and / or or the observation device to be known, or in a suitable manner known per se in the art be determined to be able to determine the position and / or orientation of the eye with respect to the observation device automatically.
  • Measuring sensor are stored, which can then be used to determine the position of the eye with respect to the direction of observation.
  • the person skilled in the art understands how he can advantageously use the possibilities mentioned above for determining the position of the eye in relation to the observation device and possibly even improve them in a manner known per se.
  • a property of a spherical mirror which is known per se from optics is particularly advantageously utilized or applied.
  • a light cone is directed to the cornea of the eye by means of the illumination device and an upstream optics, wherein the outer surface of the cornea is used as a spherical mirror.
  • the light reflected by the cornea is focused after a second passage through the upstream optics to a reflex point, wherein the position of the reflex point for electronic data processing is measured by means of the measuring sensor and the relative position of the eye with respect to the observer is set so that the reflex point assumes a predetermined position, which corresponds to a reproducible feasible examination of the patient's eye.
  • a position and / or orientation of the measuring sensor and / or the signal generator can be flexible, ie the measuring sensor and / or the signal generator can be arranged to be movable, for example displaceable or rotatable, and the measuring sensor and / or the signal generator can be equipped with a Control is designed such that they react in the operating state to changes in position of the reflex point with search and capture movements.
  • the illumination device and / or the signal generator can provide a movable measurement signal with which the reflex point can be directed to the predetermined position.
  • a method according to the invention thus relates to a method for optically determining the position and orientation of a patient's eye to be examined, wherein an optical or photometric examination is carried out with an ophthalmological optic, positions of optically imageable elements of the eye are determined by means of a) light and / or or sound waves, b) at least one sensor which is arranged in front of, inside or behind the ophthalmological optics, and c) sensor-evaluating devices, and wherein data for the position and orientation of the patient's eye are calculated on the basis of the measured values obtained in this way ,
  • optically imageable elements are selected those which are visible outside the pupil on the eye, while simultaneously with the determination of an eye distance, i.
  • light is directed as a light beam at a predetermined angle to the eye, the light beam is generated with a light source or ambient light and a collimator, and Stray light reflected by the eye is recorded by the sensor for subsequent evaluation.
  • a sharply delimited light spot to be projected onto the eye, for the location of the reflected scattered light to be measured by means of the sensor, so that the distance of the eye from a reference point can be determined on the basis of these measured values, and for a more precise faster position determination instead of a light spot, a plurality of such light spots can be used.
  • the optically imageable elements of the eye are in particular the iris or blood vessels on the eye
  • Eyeball these elements are imaged with a camera, and the camera with an autofocus, which may be a conventional autofocus, focuses on the elements, and a measurement of the focus distance is used to calculate the position of the patient's eye.
  • an autofocus which may be a conventional autofocus
  • ultrasonic waves can be generated and received by means of at least one transducer element.
  • a light cone is directed onto the cornea by means of a lighting device and an upstream optics, so that the outer surface of the cornea is used as a spherical mirror, wherein reflected by the cornea light is focused after a second passage through the upstream optics to a reflex point , and the position of the reflex point for electronic data processing is measured by means of a sensor, and the relative position of the patient's eye with respect to the opthalmological optics is adjusted so that the reflex point assumes a predetermined position, which corresponds to a reproducible feasible examination of the patient's eye.
  • the position and orientation of the sensor, with which the reflex point is measured be flexible and the sensor can be formed with a control such that it is responsive to changes in position of the Reflective point reacts with search and capture movements, and / or the lighting device can provide a movable lighting, with which the reflex point is steerable to the predetermined position.
  • FIG. 2 shows the field of view in the eyepiece of the device of FIG. 1;
  • Fig. 5 is an illustration for generating a concentrated
  • FIG. 6 shows the illustration of FIG. 5 as a longitudinal section, wherein the
  • Image plane extending along the optical axis
  • Figures 7a-7c offset the reflex point for three cases for which the patient's eye has moved out of ideal position
  • Fig. 8a - 8d two-part fixation with light cross
  • FIG. 9 Structure of the fixing mark according to FIGS. 8a-8d;
  • FIG. Fig. 10 optical structure of an inventive ophthalmological device;
  • Fig. 11 simple structure with slit lamp.
  • FIGS. 1 and 2 show a known prior art for explanation.
  • the reference numerals in Fig. 1 and Fig. 2 have been given an apostrophe, while the reference numerals in the other figures, all of which relate to the invention, do not carry an apostrophe. Since FIGS. 1 and 2 have already been discussed in detail at the outset, a further discussion is unnecessary here.
  • the highly schematic Fig. 3 gives two examples of how to proceed for a patient eye 2 to be examined using light beams 8, 8a or 8, 8b and sensors 61, 61a and 61, 61b, respectively, to determine position and orientation.
  • the following parts are indicated on the eye 2: the cornea (surface of the eye on which the measuring signal is reflected, in particular the cornea) 7, 70, the lens 200, the retina (retina, the eye part to be examined, in particular the fundus of the eye) 4, 400 and the dermis 7, 700.
  • An optical or photometric examination is carried out with an opthalmic optic 1.
  • An upstream optics 300 is disposed between the eye 2 and the ophthalmic optics 1.
  • the upstream optics 300 may also be omitted or part of the opthalmic optics 1.
  • An optical axis 1000 extends through the cornea 7, 70, the upstream optics 300 and the ophthalmic optics 1.
  • the light beam 80, 80 a is projected onto the eyeballs 7, 700 (outside of the dermis 700) with a light source 62, 62 a it is reflected as a beam-shaped scattered light 8, 8a in the sensor 61, 61a.
  • the light beam 80, 80a could also be reflected on the cornea 7, 70.
  • the light beam 80, 80b exiting a light source 62, 62b is refracted in the cornea 7, 70, with one out of the cornea 7, 70 Exiting light beam 8, 8b is measured by means of a sensor 61, 61 b.
  • Positions of optically imageable elements of the eye 2 are determined by means of a) light and / or sound waves, b) at least one light or sound-recording sensor 61, 61 a, 61 b, which is arranged in front of, inside or behind the ophthalmic optics, as well as c) sensor signals evaluating devices.
  • data for the position 5, 50 and orientation 5, 51 of the patient's eye 2 are calculated on the basis of the measured values obtained in this way.
  • optically imageable elements those are selected which are visible on the outside of the pupil. Simultaneously with the determination of an eye distance, i. the distance of the eye from the optic, as will be explained later, can be acted on the patient by means of an optical stimulus in the form of a target, in particular a luminous brand, in order to allow the patient to accomodate, i. Adjustment of the optical focus on the retina, and thus to set a target distance. A total optical distance of the retina is determined from the eye distance and the optical target distance.
  • the ophthalmic device is an optical device with which, for example, the optics of a fundus camera can be reproducibly and automatically positioned with respect to the eye.
  • Both the distance between the eye and the optics of the fundus camera as well as the optical axes, ie the orientation, can be precisely positioned.
  • this is achieved by means of a cone of light which is directed onto the cornea, the cone of light tapering in the direction of the eye in such a way that the cone tip of the light cone comes to rest within the eye. Since the cornea is a substantially perfect spherical shell, part of the light, if the distance is right, is reflected back as a parallel beam along the optical axis.
  • a converging light beam 80 hits the specular surface of the spherical mirror K in such a way that a point of convergence of the convergent light beam 80 comes to lie exactly on the focal point F within the spherical mirror K, then the convergent light beam 80 becomes a parallel bundle of rays 8, parallel to optical axis 1000 from the spherical mirror K reflected.
  • a light beam 80 incident on the cornea is reflected again, as on a spherical mirror, which makes use of the present invention. It is understood that, for example when using an ultrasonic beam instead of a light beam analogous laws for the reflection on the surface of the spherical mirror K apply.
  • the reflected beam 80 is no longer parallel but either convergent or divergent.
  • the direction of the optical axis finally determines the direction in which the reflected radiation is reflected. Thanks to this precise repositioning, the light reflected by the retina, which can also originate from another light source, can then be quantitatively evaluated during an eye examination.
  • the backscattered signal is used to automatically track the recording system with a suitable detector, for example an optical or acoustic sensor well known to those skilled in the art but to take a picture exactly at the moment when the eye is correctly positioned.
  • a suitable detector for example an optical or acoustic sensor well known to those skilled in the art but to take a picture exactly at the moment when the eye is correctly positioned.
  • neither the lens nor the vitreous of the eye is used to determine the position and orientation of the eye, but only the signal reflected on the outside of the eye is evaluated loss of attenuation, absorption, refraction, and other effects that can affect a measurement signal inside the eye do not play a role in an apparatus of the present invention.
  • more light is available, since the light does not have to enter through the narrow pupil of the eye and must escape again before it is evaluated for position determination.
  • a highlighter may be used which forces the patient's eye to accommodate the eye lens to a certain distance.
  • the eye is forced to acccode to infinite distance.
  • FIG. 5 schematically illustrates a situation for generating a concentrated reflection point on an optical axis in the case where the patient's eye is in an ideal position.
  • the illustration of FIG. 6 is a longitudinal section according to FIG. 5, wherein the image plane extends along the optical axis.
  • FIGS. 5 and 6 provide an illustration of the previously roughly described method of how a concentrated reflex point according to EP-A-0 608 516 can be generated for the purpose of positioning the patient's eye 2.
  • a lighting device 3 or signal transmitter 62, 62a, 62b, which emit light 600
  • the upstream optics 300 a beam of light with rays 8, 80, 81 is directed onto the cornea 7, 70.
  • the rays 81 lie on the lateral surface of the light cone.
  • the upstream optics 300 is symbolized in the form of a flat cylinder 300, wherein of this cylinder 300, only the rear half is shown.
  • the outer surface of the cornea 7, 70 is used as a spherical mirror.
  • the cornea 7, 70 is in a position, namely the ideal position, in which an optimal image of the retina 4, 400 can be obtained, then the light reflected by the cornea 7, 70 forms a bundle of parallel rays 8, 83 second passage through the upstream optics 300, the reflected light is focused on a reflex point 2000.
  • Fig. 6 longitudinal section of Fig. 2 with an image plane extending along the optical axis 1000
  • dashed lines which lie within the light cone or the reflected light beam.
  • the invention extends the known method or the known device.
  • the exact position of the cornea 7, 70 can be detected in front of an opthalmological optics 3 by generating a single concentrated reflection point 2000 on the optical axis 1000 (Alinitation).
  • the scattering pattern or a part of the scattering pattern of the cornea 7, 70 is detected when there is no alination, i. the cornea 7, 70 is not perfectly positioned. In the special case of alination, the scattering pattern converges to the single reflex point 2000 described in EP-A-0 608 516.
  • the eye 1 is too far away from the upstream optics 300 (and thus too far away from the observer 3 of the ophthalmic optics 1). It narrows a reflected light beam 8, 83, and a new reflex point 2001 has a longitudinal offset to the upstream optics 300 out.
  • a reflected light beam 8, 83 expands, and a new reflection point 2001 has a longitudinal offset away from the upstream optics 300.
  • Fig. 7c the eye 2 is displaced transversely to the left.
  • a reflected light beam 8, 83 generates a new reflex point 2001, which is shifted transversely to the right.
  • the scattering pattern can be evaluated, namely to a) determine qualitatively in which direction the cornea 7, 70 deviates from the ideal position, b) in a smaller region, to determine how large the offset is.
  • the position of the reflex point 2000 (or 2001) is measured for electronic data processing by means of the measuring sensor 61 (not shown in FIGS. 7a-7b).
  • the relative position of the patient's eye 2 with respect to the observation device 3 of the opthalmological optics 1 and the relative position of the observation device 3 to the patient's eye 2 is adjusted so that the reflex point 2000 occupies a predetermined position corresponding to a reproducible feasible examination of the patient's eye 2.
  • the measurement sensor 61 with which the reflex point 2000 is measured must have a flexible design so that the position and orientation of the measurement sensor 61 can be changed.
  • the sensor 61 must be designed with a control such that it reacts to changes in position of the reflex point 2000 with search and capture movements.
  • a fixed sensor 61 is possible if the illumination device provides a movable illumination, with which the reflex point 2000 to the predetermined, the reproducible feasible examination corresponding position can be directed.
  • the optical recording system can be tracked in order to follow the patient.
  • the scattering pattern depends on the position of the patient in all three spatial axes, on the orientation of the patient and also on the structure of the illumination.
  • the backscattered light can be evaluated without complex image recognition, since the backscattered light always converges in exactly one point. This brings considerable advantages: i) the evaluation can be extremely fast. ii) The light source can be designed monochromatic, polarized or modulated to make it insensitive to ambient light and
  • the light source can be operated with infrared or far infrared, because it does not have to be transmitted to the eye.
  • the source does not trigger pupil reflexes in the patient.
  • the detection system sensors
  • the detection system can be made small and peripherally mounted so as not to affect the recording optics.
  • light can be directed onto the eye 2 as a light beam 80, 80a or 80, 80b (see FIG. 3) at a predetermined angle.
  • the light beam 80, 80a, 80b can be generated with a light source 60, 60a or 60, 60b or ambient light and a collimator.
  • the reflected light from the eye 2 scattered light 8, 8a and 8, 8b is recorded by the sensor 61, 61 a and 61, 61 b for subsequent evaluation.
  • a sharply defined spot of light can be projected onto the eye.
  • the position of the reflected scattered light is measured by means of a sensor, so that the distance of the eye from a reference point can be determined on the basis of these measured values.
  • a light spot instead of a light spot, a plurality of such light spots can be used.
  • the optically imageable elements of the eye which are in particular the iris or blood vessels on the eyeball, are imaged with a camera in a particular embodiment of the invention.
  • the camera focuses on these elements with an autofocus.
  • a measured value for the focusing distance is used to calculate the position of the patient's eye.
  • ultrasonic waves can also be used.
  • the ultrasound is generated and received by means of at least one transducer element.
  • the evaluation of scattered ultrasound is equivalent to the use of light, with the advantageous exception that during the ultrasound process also run times can be evaluated.
  • a fixation mark often also referred to as a target mark, which is intended to stimulate the eye of the patient to focus on a specific image plane, is preferably used. In many cases, this will be the infinity level, which is not fundamentally necessary.
  • a fixation mark 9, 91, 92 shown schematically, which advantageously consists of two elements 91, 92 and is designed so that it appears to the patient as "optimal” in terms of shape and symmetry, when the patient's eye is exactly on the optical axis of the system.
  • the fixing mark 9, 91, 92 is in two parts and comprises a first partial mark 91 (FIG a completely transparent cross 912 is formed. Furthermore, the fixing mark 9, 91, 92 comprises a second partial mark 92 (FIG. 8b), which is formed by a likewise circular dark background 921 and a luminous cross 922. It is understood that the shape of the fixing mark 9, 91, 92 in principle is arbitrary, so not necessarily circular and the transparent, semitransparent, the dark background and the crosses are interchangeable with other suitable geometric shapes. In addition, the two sub-marks 91, 92 need not necessarily be the same size. The fixation also need not be arranged spatially one behind the other; they only have to appear visually different.
  • FIGS. 8c and 8d A possible construction and the mode of operation of the fixing mark 9, 91, 92 is schematically sketched in FIGS. 8c and 8d.
  • the fixation mark 9, 91, 92 forms a system of the luminous cross 922 and the semitransparent surface 911.
  • the second partial mark 92 with the luminous cross 922 is mounted with respect to the eye of the patient behind the first partial mark 91 with the transparent cross 912.
  • the crosses are aligned on the optical axis.
  • Fig. 8c is a view of the fixing mark 9, 91, 92 as it results when the fixing mark 9, 91, 92 is not viewed from the optical axis.
  • the crosses 912, 922 perfectly match each other when viewed from the optical axis.
  • FIG. 9 schematically illustrates a possible optical structure of the fixing mark 9, 91, 92 according to FIGS. 8a-8d.
  • the luminous cross 922 is fixed at the distance of the focal length f from the optical system.
  • the semitransparent partial mark 91 is placed in front of it.
  • the image plane of the fixing mark 9, 91, 92 is now given by the focal length f of the optical system and the position of the illuminated cross 922. Assuming the position of the front major plane (as shown to the left in Figure 9) of the system as the origin O and the system has a total focal length of f and the mark 92 is at m, then the image plane is as follows:
  • the "optical distance of the retina 4, 400" is the image plane in which the retina 4, 400 appears to the image sensor 3000, thus, for example, to a CCD camera 3000 for receiving the retina 4, 400. From the representation of the right main plane of the opthalmological optics calculated, the physical distance of the retina is r, but the optical distance is O with:
  • the image sensor 3000 will lie in the focal plane of the optics, so that O is equal to infinity, which means that the retina 4, 400 in the focal plane of the system is composed of corneas 7, 70 and lens 200.
  • the purpose of defining the optical distance O of the retina 4, 400 is to be able to use a fixed focus in the recording optics so that it does not have to be set again and again.
  • FIG. 11 finally, a very simple functional construction of an ophthalmological apparatus according to the present invention is shown.
  • the devices for automatically determining the position and / or the orientation of the eye are not shown in FIG. 11.
  • the eye 2 of the patient is illuminated with the slit lamp L.
  • the slit lamp L is angled away from the optical axis. As a result, the slit lamp L does not disturb the receiving path and the reflections in the eye are attenuated.
  • the image of the illuminated retina 4, 400 is collected and imaged by a chromatically corrected lens assembly 31. Since the retina 4, 400 is not flat, the so-called field curvature is partially compensated by an inversely distorted image.
  • the Kuvaturlinsen 32 form the curved image plane of the achromatic 31 on the plane of the image sensor 3000 from. If one does not use an image sensor to observe the retina, but instead uses the human eye as the image sensor 3000, then the Kuvaturkompensation is unnecessary and can be omitted.

Abstract

Die Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Gerät (1 ) für optische und photometrische Untersuchungen an einem Auge (2) eines Patienten, umfassend eine Beobachtungseinrichtung (3) zur Beobachtung eines zu untersuchenden Augenteils (4, 400), insbesondere eines Augenhintergrunds (4, 400), in einer vorgebbaren Aufzeichnungsposition (5) des Auges (2), sowie eine Messeinrichtung (6) mit einem Messsensor (61, 61 a, 61 b) zur Bestimmung einer Position (50) und / oder einer Orientierung (51 ) des Auges (2) in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung (3). Erfindungsgemäss ist mit dem Messsensor (61, 61 a, 61 b) eine Intensität und / oder eine Richtung eines an einer Oberfläche (7, 70, 700), insbesondere an der Hornhaut (7, 700) des Auges (2) reflektierten Messsignals (8, 8a, 8b) messbar ist, so dass mit Hilfe des Messsensors (61 ) die Position (50) und / oder die Orientierung (51 ) des Auges (2) in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung (3) automatisch bestimmbar ist. Die Erfindung betrifft weiter ein Verfahren zur Bestimmung einer Position eines Auges (2) eines Patienten in Bezug auf eine Beobachtungseinrichtung (3) mittels eines ophthalmologisches Gerätes (1 ).

Description

Ophthalmologisches Gerät sowie Verfahren zur Bestimmung einer Position eines Auges eines Patienten
Die Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Gerät für optische und photometrische Untersuchungen an einem Auge eines Patienten, sowie ein Verfahren zur Bestimmung einer Position eines Auges eines Patienten in Bezug auf eine Beobachtungseinrichtung eines ophthalmologisches Geräts gemäss dem Oberbegriff der unabhängigen Ansprüche 1 und 9.
Bekannte ophthalmologische Geräte haben unter anderem den Nachteil, dass es bei wiederholten, aufeinander folgenden Untersuchungen und Messungen für den Arzt fast unmöglich ist, das Gerät mit Bezug auf den Krümmungsmittelpunkt der Corneavorderfläche bzw. die Sehachse des Patientenauges nach Ort und Lage stets genau gleich, d.h. reproduzierbar auszurichten. Dies ist aber notwendig, wenn Untersuchungswerte von zeitlich gestaffelten Untersuchungen vergleichbar sein sollen. Als Beispiel für ein solches Gerät sei auf die CH 662 261 verwiesen. Für eine Augenuntersuchung mit einem solchen Gerät wird der Kopf eines Patienten auf einer Fixationseinrichtung fixiert. Das zu untersuchende Auge seinerseits fixiert der Patient indem er es auf eine in den Strahlengang des Mikroskops eingeblendete Fixationsmarke richtet. Das in Richtung der drei Raumachsen justierbare Gerät wird vom Beobachter, also vom Augenarzt oder vom Optiker relativ zum Patientenauge so eingestellt, dass er ein scharfes Bild des Augenhintergrundes bzw. von dessen zu untersuchender Stelle wahrnimmt. Dem Beobachter fehlt indessen die Möglichkeit, bei späteren Untersuchungen das Gerät auf die gleiche Beobachtungsachse wie bei der vorangehenden einzurichten. Dadurch ergeben sich bei nachfolgenden Untersuchungen u.a. andere Lichtreflexionen als bei der vorangegangenen, was die Helligkeitsmessung an der untersuchten Augenhintergrundstelle verfälscht und die Messwerte mangels Reproduzierbarkeit unbrauchbar macht. Mit ein wesentlicher Grund für die schlechte Reproduzierbarkeit der Messung ist, dass ein für die Durchführung der Justierung benötigtes Lichtsignal bei Justieren der Apparatur durch das Auge hindurch bis zum Augenhintergrund und zurück zum Beobachter laufen muss.
Eine im Vergleich dazu bedeutende Verbesserung wurde daher schon vor einiger Zeit in der EP-A- 0 608 516 vorgeschlagen, die eine optische Vorrichtung lehrt, mit der man die Optik eines Mikroskops oder einer Kamera zur Abbildung der Retina reproduzierbar gegenüber einem Patientenauge positionieren kann.
Sowohl der Abstand zwischen dem Auge und der Optik, als auch die optischen Achsen (Richtung) können genau positioniert werden, so dass eine genaue Repositionierung möglich ist. Bei diesem Verfahren wird ein Lichtkegel auf die Cornea eingestrahlt, wobei die Kegelspitze im Auge liegt. Da die Oberfläche der Cornea kugelförmig ist, wird ein Teil des Lichtes - wenn der Abstand stimmt - als Strahl mit konstantem Querschnitt zurück gespiegelt. Wenn der Abstand zu kurz oder zu lang ist, erweitert bzw. verengt sich der reflektierte Lichtstrahl. Trifft die optische Achse nicht ins Zentrum der Cornea, dann ändert sich die Richtung, in der das reflektierte Licht zurückgeworfen wird. Wenn das optische System genau und wiederholbar vor dem Auge positioniert wird, lässt sich das von den Blutgefässen der Retina reflektierte Licht quantitativ und reproduzierbar auswerten, beispielsweise zu einer Ermittlung von Blutwerten.
Statt ein solches Verfahren beim Menschen zur reproduzierbaren Positionierung der Augen zu nutzen, kann es beispielsweise auch bei Haustieren verwendet werden. So soll im Rahmen dieser Anmeldung unter Patient auch ein Haustier oder ein anderes Lebewesen mit biologisch vergleichbaren Augen verstanden werden.
Zum besseren Verständnis der vorliegenden Erfindung soll im Folgenden der Stand der Technik etwas genauer anhand der Fig. 1 und Fig. 2 erläutert werden, die schematisch ein ophthalmologisches Gerät bzw. ein Sehfeld mit Okular gemäss EP-A- 0 608 516 zeigen.
Das Gerät der EP -A 0 608 516 gemäss Fig. 1 dient der optischen oder photometrischen Untersuchung an einem Patientenauge 23'. Es weist eine Beleuchtungseinrichtung 11 ',12', 13' und eine Beobachtungseinrichtung V, 2', 3', 9' für den Augenhintergrund auf. Um die optische Achse der
Beobachtungseinrichtung stets auf den gleichen vom Krümmungszentrum der Corneavorderfläche ausgehenden Radialstrahl ausrichten zu können, ist der Beobachtungseinrichtung 1 ',2',3',9' eine positive Vorsatzlinse 20' vorangesetzt. Diese erzeugt in einer Zwischenbildebene 16' im Bereich ihrer dem Patientenauge 23' abgewendeten Brennebene ein reelles Zwischenbild des zu untersuchenden Augenteils für die Beobachtungseinrichtung 1 ', 2', 3', 9'. Weiter ist auf der der Vorsatzlinse 20' abgewendeten Seite der Zwischenbildebene 16' nahe oder auf der optischen Achse eine leuchtende Marke 22' vorhanden. Die erwähnten Elemente V, 2', 3', 9'; 20'; 11 ', 12', 13' sind in ihrer Gesamtheit durch einen Bediener des Gerätes derart vor dem Patientenauge 23' aushcht- und zentrierbar, dass gleichzeitig in der Zwischenbildebene 16' ein scharfes Bild des zu untersuchenden Augenteils bzw. des zu untersuchenden Ausschnitts der Retina entsteht und an definierter, in der Beobachtungseinrichtung V, 2', 3', 9' sichtbarer Stelle der Zwischenbildebene 16' unter Benützung der Vorderfläche der Cornea des Patientenauges 23' im Sinne eines Kugelspiegels ein scharfes Bild der leuchtenden Marke 27' erscheint.
Das Gerät weist als Beobachtungseinrichtung ein horizontal angeordnetes 10- bis 20-fach vergrösserndes monokulares Mikroskop mit einem Objektiv 1 ' und einem Okular 2' auf. Das Objektiv 1 ' ist durch eine Blende 3' in der Öffnung begrenzt. In einer Ebene 4' des Zwischenbildes vor dem Okular 2' ist eine Strichplatte 5' angeordnet, deren Fassung das Sehfeld des Mikroskops begrenzt und welche durch zwei Fadenkreuze 6' in geeignetem Horizontalabstand zwei Bildpunkte markiert. Zwischen dem Objektiv 1 ' und der Strichplatte 5' ist ein Strahlenteilerwürfel T eingefügt, welcher einen Teil des am Augenhintergrund 8' reflektierten Lichts seitlich zu einer Bildebene 9' wegspiegelt und für Messzwecke nutzbar macht.
In der seitlichen rechtwinklig zur Zeichenebene orientierten Bildebene 9' sind zwei von einander distanzierte Fotodioden 10' mit kleiner Messfläche derart zentrierbar montiert, dass deren Orte den durch die Fadenkreuze 6' (Fig. 2) der Strichplatte 5' markierten Bildpunkten exakt entsprechen. In Fig. 1 liegen die beiden Photodioden 10' hintereinander. Es sind beide Dioden sichtbar, erscheinen aber deckungsgleich.
Die Beleuchtungseinrichtung 11 ', 12', 13' weist als Lichtquelle eine Glüh- oder Halogenlampe 11 ' mit kleinem Glühkörper, einen Kondensor 12' und eine achromatische Projektionslinse 13' auf. Eingebaut in die Beleuchtungseinrichtung sind weiter eine Filterblende 14' und eine der Projektionslinse 13' vorgesetzte Aperturblende 15'.
Die Beleuchtungseinrichtung ist vorzugsweise so angeordnet, dass ihre optische Achse die optische Achse des Mikroskops in deren
Zwischenbildebene 16' unter einem Winkel α' schneidet. Zweckmässigerweise erfolgt die Beleuchtung von oben über einen unterhalb der Mikroskopachse fest angeordneten Oberflächenspiegel 17', so dass das Licht in Bezug auf die optische Achse des Mikroskops von unten unter dem Winkel α' einfällt. Die um den Winkel α' geneigte Einfallsrichtung des Lichts und eine zweckmässige Dimensionierung der Blenden 3' und 15' dienen dazu, störende Reflexe, verursacht durch Reflexionen an den Oberflächen der brechenden Medien, vom Mikroskopstrahlengang und insbesondere vom Messstrahlengang fernzuhalten. Die Optik der Beleuchtungseinrichtung ist so ausgelegt, dass die Projektionslinse 13' die spezielle Filterblende 14' in der Zwischenbildebene 16' abbildet. Durch einen auf der Filterblende 14' aufgedampften, lichtundurchlässigen Belag oder durch die Ausbildung der Filterblende 14' kann das ausgeleuchtete Feld 18' (Fig. 2) in der Grosse begrenzt werden. In die Zwischenbildebene 16' projiziert soll es eine rechteckige horizontale Ausdehnung haben. Innerhalb des ausgeleuchteten Feldes ist ein Filterbelag angebracht, welcher nach der Art eines Kantenfilters (beispielweise ein Langpassfilter) rotes Licht der Wellenlänge von ca. 600 Nanometer und länger durchlässt (analog Wrattenfilter Nr. 25). Dieser Filterbelag bedeckt indessen nicht das ganze ausgeleuchtete Feld 18', sondern lässt um die mit den Fadenkreuzen 6' der Strichplatte 5' bezeichneten Bildpunkte je eine kleine kreisförmige Zone 19' offen für den Durchtritt von "weissem" Licht. Er bezweckt den Patienten nicht übermässig zu blenden, dem Untersucher aber gleichwohl die Orientierung zu ermöglichen.
In der Verlängerung der optischen Achse des Mikroskops über die Zwischenbildebene 16' hinaus ist eine asphärische positive Vorsatzlinse 20' nach der Art der "Ophthalmoskopierlinsen für indirekte Ophthalmoskopie" derart angeordnet, dass ihr hinterer (mikroskopseitiger) Brennpunkt primär in oder nahe der Zwischenbildebene 16' liegt, aber mittels einer Gradführung 21 ' in Achsrichtung auch um einige Millimeter nach beiden Richtungen verschoben werden kann. In der Zwischenbildebene 16' ist ferner eine rechtwinklig zur Mikroskopachse zweidimensional verschiebliche Fixationsmarke 22' angebracht, die für ein Patientenauge 23' einen Fixierpunkt bildet.
Das beschriebene Gerät wird von einer symbolisch dargestellten auf einem Gerätetisch aufliegenden Instrumentenbasis 24' getragen und zusammen mit dieser vom Untersucher vor dem Auge des Patienten dreidimensional in Richtung der X-, Y- und Z-Raumachsen ausgerichtet.
Die Signale der beiden Messdioden 10' werden in einem separaten Auswertegerät 25' rechnerisch verarbeitet und das Ergebnis digital angezeigt.
Im Folgenden sollen kurz die Funktionen bzw. das Zusammenwirken der zuvor beschriebenen Elemente des aus der EP-A- 0 608 516 bekannten ophthalmologischen Gerätes beschrieben werden.
Vorgängig der Untersuchung wird dem Patienten die Pupille erweitert. Der Untersucher reguliert das Okular 2' des Mikroskops für sein eigenes Auge 26' akkommodationsfrei auf die eingebaute Strichplatte 5'. Wie üblich bei derartigen Untersuchungsgeräten stützt der sitzende Patient seinen Kopf mit Kinn und Stirn auf einer Kopfhalterung ab. Durch den Untersucher wird das Gerät mittels der Einstellelemente der Instrumentenbasis 24' derart ausgerichtet, dass die Vorsatzlinse 20' frontal in einigen Millimetern Abstand vor das Auge 23' des Patienten zu stehen kommt. Bei einigermassen gut zentrierter Ausrichtung ist der Augenhintergrund 8' nun bereits sichtbar. Je nach dem, ob beim Patienten eine Refraktionsanomalie vorliegt, ist die Vorsatzlinse 20' etwas in Richtung der optischen Achse zu verschieben. Bei Miopie zeigt die Verschieberichtung vom Patientenauge weg, bei Hyperopie zu diesem hin. Die Einstellung ist dann richtig, wenn der Untersucher die Netzhaut scharf sieht bzw. wenn diese scharf abgebildet ist. Gleichzeitig ist gewährleistet, dass der Patient die in der Zwischenbildebene 16' den Fixierpunkt der justierbar angeordneten Fixationsmarke 22' scharf wahrnehmen und ihm folgen kann, wenn er vom Untersucher an eine andere Stelle gebracht wird. Auf diese Weise ist es leicht möglich, Gerät und Patientenauge 23' so auszurichten, dass die vom Untersucher bevorzugt ausgewählten Netzhautstellen mit den durch die Strichmarken bezeichneten Messpunkten in Übereinstimmung gebracht werden. Mittels der Fotodioden 10' kann nun das von den ausgewählten Netzhautstellen reflektierte Licht gemessen, mit dem Auswertegerät 25' ausgewertet und der oder die Messwert(e) angezeigt werden. Das Auswertegerät 25' bildet u.a. den Quotienten aus den von den beiden Fotodioden 10' ermittelten Helligkeitswerten indem stets der höhere Wert als Dividend und der niedrigere (sofern er ungleich null ist) als Divisor eingeht und bringt ihn an einem Display zur Darstellung. Dieser Quotient ist ein Mass für die Kontrastübertragungsfähigkeit der optischen Medien des Patientenauges.
Eine sehr wichtige Voraussetzung um exakt reproduzierbare Messresultate zu erhalten ist indessen mit den beschriebenen Elementen und der angegebenen Arbeitsmethode noch nicht erfüllt. Auf diesen Umstand wird im nachstehenden noch ausführlich eingegangen.
Der einfacheren Darstellung wegen beziehen sich die nachstehenden Ausführungen auf ein em-metropes Patientenauge 23'. Bei Einstellung auf das letztere herrscht zwischen dem Auge 23' und der Vorsatzlinse 20' paralleler Strahlengang. Dies hat aber zur Folge, dass leichte Verschiebungen des Gerätes in allen drei Raumachsen weder eine Verschiebung noch eine Schärfenabnahme des Bildes im Okular bewirken. Der Geräteverschiebung wird einzig durch eine dabei einsetzende Vignettierung eine Grenze gesetzt. Je nach der Tiefeneinstellung erfolgt bei einer Querbewegung des Gerätes relativ zum Auge 23' zuerst eine Abnahme der Helligkeit im rechten oder linken Bildteil. Dazwischen gibt es eine exakt definierte Tiefenlage, wo das ganze Bild bei einer Querbewegung gleichmässig in der Helligkeit abgeschwächt wird. Indessen sind sowohl die vom Beobachtungsstrahlengang wie vom Messstrahlengang beanspruchten Strahlenkegel deutlich enger als der durch die z.B. erweiterte Augenpupille frei gegebene Raum. Unterschiedliche Messresultate können aber auch entstehen, wenn bei sich folgenden Messungen unterschiedliche Stellen verschiedener Transparenz (Trübung) in den Augenmedien durchstrahlt werden. Deshalb können reproduzierbare Messresultate nur erhalten werden, wenn es gelingt, die Einstellung des Gerätes auch örtlich im Raum der Augenmedien, d.h. in Bezug auf die Sehachse und das Krümmungszentrum der Corneavorderfläche exakt reproduzierbar vorzunehmen.
Als Hilfsmittel wird einerseits die Aperturblende 15' der
Beleuchtungseinrichtung bzw. deren Spiegelbild 27' beigezogen und anderseits die Vorderfläche der Cornea des Patientenauges als Kugelspiegel benützt. Denkt man sich vorerst das Patientenauge weg, so wird durch die Vorsatzlinse 20' etwas ausserhalb ihres vorderen Brennpunktes ein hell leuchtendes verkleinertes Bild der Aperturblende 15' erzeugt. Ins Auge gebracht kann dieses Blendenbild als sekundäre Lichtquelle für die Beleuchtung der Netzhaut aufgefasst werden. Scharf abgebildet wird dort indessen das ausgeleuchtete, mit einem Rotfilterbelag versehene Feld 18' der Filterblende 14' mit seiner Feldbegrenzung. Wird nun das Gerät derart vor dem Patientenauge 23' ausgerichtet, dass das obige kleine Bild der
Aperturblende 15' näherungsweise auf halbe Distanz zwischen Scheitel und Krümmungsmittelpunkt der Comeavorderfläche zu liegen kommt, wird ein Teil des Lichts von deren als Kugelspiegel wirkenden Oberfläche reflektiert und zwar als paralleles Strahlenbündel zur Vorsatzlinse 20' hin, d.h. dass in deren hinterer Brennebene bzw. in der Zwischenbildebene 16' wiederum ein Bild 15" (Fig. 2) der Aperturblende 15' entsteht.
Bei entsprechender Zentrierung des Gerätes ist dieses Bild 15" im Mikroskop als sehr helles scharf begrenztes Kreisbild sichtbar und bei wiederholten Messungen immer wieder an der gleichen Stelle im Sehfeld einstellbar. Indessen ist dieses Blendenbild 15" verhältnismässig sehr hell und könnte den Messstrahlengang stören. Um dies zu vermeiden wird das Gerät einerseits so zentriert, dass das Blendenbild 15" gegen den Rand des Sehfeldes 29' zu liegen kommt. Zweckmässigerweise liegt es (wie Fig. 2 zeigt) am unteren Rand, wenn das Mikroskop kein bildaufrichtendes System enthält und am oberen, wenn ein solches vorhanden ist. Anderseits wird die Intensität des Blendenbildes 15" durch ein nahe der Zwischenbildebene 16' über der optischen Achse angeordnetes lichtschwächendes Filter 30' stark vermindert. Dieses kreisrunde Filter 30' ragt teilweise in das Beobachtungsfeld des Mikroskops (zirka 1/3 des Durchmessers des letzteren) und wird im Okular 2' leicht unscharf wahrgenommen. In diese durch zwei Kreisbogen begrenzte dunkle Zone 30" wird das Blendenbild 15" bei jeder neuen Messung immer wieder eingestellt (Fig. 2). Diese Einstellmethode ist in Bezug auf die örtlich-räumliche Wiederholbarkeit der Einstellung sehr empfindlich und erlaubt gut reproduzierbare Messungen an den gleichen Netzhautstellen.
Ist im Falle anderer Anwendungen nur eine reproduzierbare Einstellbarkeit des Gerätes mit Bezug auf den Krümmungsmittelpunkt der Corneavorderfläche des Patientenauges 23' erforderlich, kann die Fixationsmarke 22' auch entfallen.
Das Gerät der EP -A 0 608 516 gemäss Fig. 1 und Fig. 2 kann als selbständiges einheitliches Gerät gebaut werden, wie auch als aufsetz- oder anbaubares Zusatzgerät zu einem praktisch in jeder Augenarztpraxis vorhandenen Spaltlampengerät. In Kombination mit einem sehr verbreiteten Spaltlampenmodell ist es möglich die Spaltbeleuchtungseinrichtung mit dem beschriebenen Rotfilter auszurüsten, womit eine integrierte Beleuchtungseinrichtung entfällt. In diesem Fall ist auch der Umlenkspiegel 17' bereits vorhanden. Anstelle der gezeigten Datenerfassungseinrichtung 10', 25' könnte auch eine CCD-Kamera und dgl. mit einer selbsttätigen Auswerteeinrichtung treten, die selektiv an den zwei wichtigsten Bildpunkten die Messung vornimmt, auswertet und anzeigt. Eine weitere Möglichkeit besteht in einer photographischen Aufzeichnung der jeweils untersuchten Netzhautzone zusammen mit einer Markierung der Messpunkte.
Die zuvor beschriebene Apparatur gemäss EP -A 0 608 516 hat somit im Vergleich zu den zuvor bekannten ophthalmologischen Geräten, wie sie zum Beispiel in der oben bereits zitierten CH 662 261 offenbart ist, bedeutende Fortschritte vor allem in Bezug auf die Reproduzierbarkeit der Einstellungen des Geräts bei nacheinander erfolgenden Messungen bzw. Aufnahmen des Augenhintergrunds gebracht.
Ein Nachteil der Vorrichtung gemäss EP -A 0 608 516 liegt jedoch unter anderem darin, dass der Aufwand der Justierung des Geräts relativ hoch ist und eine recht hohe Geschicklichkeit der bedienenden Person, also zum Beispiel des Augenarztes oder des Optikers voraussetzt. Das heisst, die Einstellung des Gerätes braucht jeweils eine gewisse Zeit, was zu Lasten der Effektivität der Arbeit geht und andererseits den Patienten unnötig lange belastet. Dabei ist ein Hauptnachteil darin zu sehen, dass bei einer leichten Fehlpositionierung kein entsprechendes Feedback vorhanden ist, in welche Richtung korrigiert werden muss. Ausser dem klaren Input „falsch" gibt es keinen Korrekturparameter. Insbesondere auch an diesem Punkt soll die vorliegende Erfindung ansetzen.
Da die bedienende Person aufgrund ihrer eigenen subjektiven Wahrnehmung entscheiden muss, wann die richtige Einstellung des Gerätes gefunden ist, ist allein schon dadurch die erreichbare Messgenauigkeit in gewisser Weise begrenzt. Das trifft umso mehr zu, wenn aufeinander folgende bzw. verschiedenen Messungen von zwei verschiedenen Personen durchgeführt werden, die natürlicherweise immer ein etwas unterschiedliches subjektives Sehempfinden haben werden, so dass zwei Einstellungen, die zwei verschiedene Personen jeweils als optimal beurteilen, in aller Regel nicht exakt identisch sein werden, was zu leicht unterschiedlichen Messergebnissen an ein und demselben Patientenauge führen kann.
Ausgehend von diesem Stand der Technik, ist es daher die Aufgabe der Erfindung, die Reproduzierbarkeit der Einstellungen eines ophthamologischen Gerätes weiter zu verbessern, das Finden der optimalen Einstellungen zu objektivieren, dass heisst von der subjektiven Wahrnehmung der bedienenden Person zu entkoppeln, wobei gleichzeitig die Justierung des Gerätes deutlich beschleunigt und für den Bediener vereinfacht werden soll. Im Speziellen soll dabei eine manuelle Justierung durch den Bediener möglichst gänzlich vermieden werden.
Die diese Aufgaben lösenden Gegenstände der Erfindung sind durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche 1 und 9 gekennzeichnet.
Die abhängigen Ansprüche beziehen sich auf besonders vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung.
Die Erfindung betrifft somit ein ophthalmologisches Gerät für optische und photometrische Untersuchungen an einem Auge eines Patienten, umfassend eine Beobachtungseinrichtung zur Beobachtung eines zu untersuchenden Augenteils, insbesondere eines Augenhintergrunds, in einer vorgebbaren Aufzeichnungsposition des Auges, sowie eine Messeinrichtung mit einem Messsensor zur Bestimmung einer Position und / oder einer Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung. Erfindungsgemäss ist mit dem Messsensor eine Intensität und / oder eine Richtung eines an einer Oberfläche, insbesondere an der Hornhaut des Auges reflektierten Messsignals messbar ist, so dass mit Hilfe des Messsensors die Position und / oder die Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmbar ist.
Wesentlich für die Erfindung ist somit, dass ein Messsensor zur Messung einer Intensität und / oder einer Richtung eines an einer Oberfläche, insbesondere an der Hornhaut des Auges reflektierten Messsignals vorgesehen ist, so dass mit Hilfe des Messsensors das Messsignal gemessen werden kann und aus diesem Messergebnis die Position und die Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung vorgängig zu einer Untersuchung des Auges automatisch bestimmt werden kann.
D.h., das Verfahren dient zum optischen Ermitteln von Position und Orientierung eines zu untersuchenden Patientenauges. Es wird eine optische oder photometrische Untersuchung mit einer ophthalmologischen Optik durchgeführt. Positionen von optisch abbildbaren Elementen des Auges werden ermittelt, nämlich mittels a) Licht und/oder Schallwellen, b) mindestens einem Licht bzw. Schall registrierenden Sensor sowie c) Sensorsignale auswertenden Einrichtungen. Der Sensor ist vor, innerhalb oder hinter der ophthalmologischen Optik angeordnet. Aufgrund der ermittelten Messwerte werden Daten für die Position und Orientierung des Patientenauges berechnet. Als optisch abbildbare Elemente werden solche gewählt, die ausserhalb der Pupille auf dem Auge sichtbar sind. Simultan mit der Ermittlung eines Augabstands, d.h. des Abstands des Auges von der Optik, wird auf den Patienten mittels eines optischen Anreizes in Form eines Zieltargets, insbesondere einer leuchtenden Marke, eingewirkt, um den Patienten zur Akkomodation, d.h. Einstellung des optischen Fokus auf der Retina, und damit zur Einstellung eines Zielabstands zu veranlassen. Eine gesamte optische Distanz der Retina wird aus dem Augabstand und dem optischen Zielabstand ermittelt.
Im Gegensatz zur direkten Abbildung der Retina oder eines auf die Retina projizierten Musters, wie dies bei Refraktometern implementiert ist (siehe "An automatic objective Optometer", Polse K.A. and Kerr K. E., Arch. Ophthal. 93(3), 225-231 (1975); "Automatic infra-red refractors: A comparative study", Wesemann W. and Rassow B., Am. J. Optom. Physiol. Opt. 64(8), 627-638 (1987)), soll hier die absolute Position und Orientierung des Auges festgestellt werden. Zeitgleich soll durch die Darstellung eines leuchtenden Zieltargets und einer definierten Position, die optische Distanz der Retina indirekt ermittelt werden, indem der Augabstand, d.h. der Abstand des Auges von der Optik, und die gesamte optische Distanz aus dem Augabstand und dem optischen Zielabstand ermittelt wird. Anstelle eines Fokus' auf der Retina wird der Augabstand gemessen und der Fokus des Auges vorgegeben.
Es wird also mit dem erfindungsgemässen Verfahren die optische Distanz der Retina mittels des Zieltargets indirekt ermittelt. Die optische Distanz ist im Gegensatz zur entsprechenden geometrischen Distanz die Distanz einer Abbildung, die beim Betrachten eines abgebildeten Objekts (z. B. Zieltarget) erscheint. Durch optische Elemente oder optisch aktive Zonen wird die optische Distanz beeinflusst. Sie kann auch unendlich, null oder negativ sein.
Das Zieltarget oder die Zielmarke ist ein leuchtendes Objekt oder eine projizierte leuchtende Referenz, die dem Patienten auf einer vorgegebenen optischen Distanz erscheint.
Die Bedeutung der Begriffe „optische Distanz" bzw. „geometrische Distanz", sowie die Bedeutung des „Zieltargets", im Rahmen dieser Anmeldung auch als „Fixiermarke" bezeichnet, werden weiter unten im Zusammenhang mit der Figurenbeschreibung noch näher definiert und erläutert.
Mit der erfindungsgemässen Vorrichtung bzw. der erfindugsgemässen Verfahrenserweiterung wird das von der Cornea rückgestreute Signal genutzt, um mit einem Detektor entweder das Aufnahmesystem automatisch nachzuführen oder aber dann eine Aufnahme zu machen, wenn das Patientenauge richtig positioniert ist. Als Detektoren sind verschiedene bekannte Einrichtungen verwendbar.
Im Gegensatz zu anderen Verfahren, wie sie in Refraktometern angewendet werden, wird die Linse des Auges selber nicht berücksichtigt. Vielmehr wird der Patient durch eine Leuchtmarke "gezwungen", seine Augenlinse auf eine bestimmte Distanz zu akkomodieren (in der Regel auf "unendlich").
Da der Reflex auf der Cornea verwendet wird, steht mehr Licht zur Verfügung als bei Verfahren, bei denen der Retinafokus direkt ermittelt wird; denn das Licht muss einerseits nicht durch die enge Pupille hinein und heraus treten und andererseits muss es nicht mit hohem Lichtverlust an der dunklen Retina reflektiert werden.
Vorteile der Erfindung sind nachfolgend aufgeführt:
- Durch die sekundäre Fokussierung auf eine Struktur vor der Retina muss kein von der Retina reflektiertes Licht aufgezeichnet werden. Dadurch wird das Auge weniger durch die Beleuchtung irritiert.
- Es muss keine Strukturerkennung durchgeführt werden, womit die Methode sehr schnell sein kann. Eine Quadrantenmessung der Lichtverteilung kann in Mikrosekunden erfolgen. Zweidimensionale Streumuster können in wenigen Millisekunden erkannt werden. Damit können Autofokus und Ausrichtung ohne Stabilisierung geführt werden, d.h. weder der Patient noch die Vorrichtung müssen fixiert werden.
- Die Erkennung braucht wenig Rechenaufwand. Die Leistung der CPU steht zur Bildverarbeitung zur Verfügung und nicht zum Führen der Optik. Dadurch sind leistungsfähigere Bildverarbeitungsalgorithmen realisierbar.
- Es sind auch Systeme mit einem „low power mode" implementierbar, die nur dann rechnen müssen, wenn ein Bild vorliegt.
- Es lässt sich nicht nur die Distanz des Augenhintergrundes (Retina) bestimmen, sondern auch dessen Position. Dadurch können Systeme oder die Patienten geführt werden. Die "Fangbereiche" dieser Methoden variieren erheblich, d.h. die Systeme sind in der Lage das Auge zu lokalisieren, solange es in einem gewissen Bereich, dem Aufnahmebereich der Optik ist. - Anstatt einer intergrierten Optik, wie sie in Refraktometern bestehen, welche einen sehr grossen Zoom- und Fokalbereich abdecken müssen, werden zur Realisierung der Erfindung drei einfache Optikkomponenten verwendet, welche alle nur sehr wenig oder gar nicht flexibel sein müssen. Damit lassen sich die beweglichen Teile eliminieren oder stark reduzieren.
a) Zielmarke wird oder kann auf fixer optischer Distanz eingeblendet werden. b) Fokus des Aunahmesystems kann fix ausgelegt werden oder auf Retinadistanz + Zielmarkendistanz - Distanz Optik zu Zielmarke. c) Distanzmessung braucht - je nach Auslegung - keinen Fokus.
- Targetbeleuchtung, Fokusierung und Aufnahme können gleichzeitig aktiv sein und müssen nicht squentiell ausgeführt werden, was einen schnelleren Aufbau ermöglicht und Artefakte verhindert.
Bevorzugt umfasst bei einem ophthalmologisches Gerät gemäss der vorliegenden Erfindung die Beobachtungseinrichtung eine Beleuchtungseinrichtung zur Beleuchtung des zu untersuchenden Augenteils. Die Beobachtungseinrichtung als solches kann dabei im übrigen mehrere, bevorzugt alle Merkmale des eingangs anhand der Fig. 1 und Fig. 2 ausführlichen beschriebenen ophthalomoligiecshen Geräts gemäss EP 0 608 516 aufweisen.
D.h., in einem sehr speziellen Ausführungsbeispiel ist ein ophthalmologisches Gerät der vorliegenden Erfindung eine Weiterbildung des Gerätes gemäss EP 0 608 516, bei welchem zusätzlich eine Messeinrichtung mit einem Messsensor vorgesehen ist, so dass mit dem Messsensor eine Intensität und / oder eine Richtung eines an einer Oberfläche, insbesondere an der Hornhaut des Auges reflektierten Messsignals messbar ist, und mit Hilfe des Messsensors die Position und / oder die Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmbar ist. Dabei kann zum Beispiel eine elektronische Auswerteeinheit vorgesehen sein, die mit der Messeinrichtung und einem Justiermittel, zum Beispiel mit einer Instrumentenbasis 24' gemäss Fig. 1 zur automatischen Justierung der Beobachtungseinrichtung signalverbunden ist, so dass unter Verwendung des an der Hornhaut des Auges reflektierten Messsignals die
Beobachtungseinrichtung in Bezug auf die Position und / oder die Orientierung des Auges automatisch in Position und Orientierung justierbar ist.
Zur Erzeugung des Messsignals ist bevorzugt mindestens ein Signalgeber vorgesehen, wobei der Signalgeber ein optischer Signalgeber und / oder ein akustischer Signalgeber ist und / oder wobei die Beleuchtungseinrichtung zur Beleuchtung des zu untersuchenden Augenteils gleichzeitig als Signalgeber verwendet werden kann. Der akustische Signalgeber ist dabei bevorzugt ein Ultraschallsensor, mit welchem sich insbesondere räumlich eng begrenzte Ultraschallstrahlenbündel erzeugen lassen, so dass die Positions- und / oder Orientierungsmessung durch Reflexion an einer Oberfläche des Auges mit hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung durchgeführt werden kann.
Um das Auge während der Untersuchung möglichst gut auf die Beobachtungsrichtung auszurichten, die unvermeidlichen Augenbewegungen räumlich eng zu begrenzen, und gleichzeitig das Auges auf eine definierte Entfernung, bevorzugt aber nicht notwendig auf unendlich, bzw. auf eine vorgebbare Bildebene zu fokussieren, kann in einer vorgebbaren Blickrichtung des Auges in einer Zwischenebene eine Fixiermarke zur Fixierung der Blickrichtung des Auges platziert ist, und / oder wobei die Fixiermarke mittels einer Projiziereinrichtung in die Zwischenebene projizierbar ist.
Zur Aufzeichnung bzw. Aufnahme des zu untersuchenden Augenteils kann in an sich bekannter Weise ein chemisches und / oder elektronisches Aufzeichnungsmittel, insbesondere eine Photokamera, und / oder eine Videokamera, und / oder eine Digitalkamera und / oder eine CCD-Kamera zur photografischen und / oder elektronischen Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils vorgesehen sein. Ein besonderer Vorteil des erfindungsgemässen ophtha! mologischen Gerätes liegt darin, dass die Bestimmung der Position und / oder Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung sehr schnell erfolgen kann, insbesondere sehr in Bezug auf die Geschwindigkeit, mit welcher sich das Auge während der Untersuchung zwangsläufig immer bewegt. Daher ist es möglich, dass die Messeinrichtung der vorliegenden Erfindung permanent die Position und / oder Orientierung des Auges misst, und sobald sich das Auge in der gewünschten Position und / oder Orientierung in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung befindet, automatisch eine Aufnahme z.B. mittels der CCD-Kamera oder mittels einer anderen Aufnahmeeinrichtung initiiert.
Bei einem solchem Ausführungsbeispiel braucht somit das Auge nur noch Grob auf die Beobachtungseinrichtung ausgerichtet werden, eventuell unterstützt durch eine oben bereits erwähnte Fixiermarke. Bzw. das Auge muss nur in die Nähe des Fangbereichs gebracht werden; dann sieht der Patient die Fixiermarke und die Zielvorrichtung löst die Aufnahme aus, sobald der Patient die optimale Position oder eine der optimalen Positionen erreicht hat. D.h. also, es kann eine elektronische Auswerteeinheit derart vorgesehen und mit der Messeinrichtung signalverbunden sein, dass eine Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils mittels des elektronischen Aufzeichnungsmittels automatisch durchführbar ist, sobald das Auge in der Aufzeichnungsposition ist.
Die Erfindung betrifft neben dem oben beschriebenen ophthalmologischen Gerät weiterhin ein Verfahren zur Bestimmung einer Position und / oder einer Orientierung eines Auges eines Patienten in Bezug auf eine Beobachtungseinrichtung eines ophthalmologisches Gerätes) für optische und photometrische Untersuchungen an dem Auge. Dabei wird das Auge zur Beobachtung eines zu untersuchenden Augenteils, insbesondere eines Augenhintergrunds, in einer vorgegeben Aufzeichnungsposition in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung platziert, und eine Messeinrichtung mit einem Messsensor zur Bestimmung der Position und / oder der Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung vorgesehen. Erfindungsgemäss wird mit dem Messsensor eine Intensität und / oder eine Richtung eines an einer Oberfläche, insbesondere an der Hornhaut des Auges reflektierten Messsignals gemessen, und mit Hilfe des Messsensors die Position und / oder die Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmt.
Bevorzugt wird zur Durchführung des erfindungsgemässen Verfahrens wie oben bereits erläutert eine Beleuchtungseinrichtung zur Beleuchtung des zu untersuchenden Augenteils vorgesehen und ein Signalgeber zur Erzeugung des Messsignals bereitgestellt, wobei als Signalgeber ein optischer Signalgeber und / oder ein akustischer Signalgeber verwendet wird, und / oder wobei als Signalgeber die Beleuchtungseinrichtung verwendet wird.
Zur Optimierung des Verfahrens der vorliegenden Erfindung kann in einer vorgebbaren Blickrichtung des Auges in einer Zwischenebene eine Fixiermarke zur Fixierung der Blickrichtung des Auges platziert werden. Bevorzugt, aber nicht notwendig, wird dabei die Fixiermarke mittels einer Projiziereinrichtung in die Zwischenebene projiziert. Es kann selbstverständlich in speziellen Fällen auch ein geeignet ausgestaltete
Fixiermarke direkt in bzw. neben eine optische Achse des Systems platziert werden.
Zur automatischen Ausrichtung der Beobachtungseinrichtung auf das zu untersuchende Auge kann eine elektronische Auswerteeinheit vorgesehen und mit der Messeinrichtung und einem Justiermittel zur automatischen Justierung der Beobachtungseinrichtung signalverbunden werden, so dass unter Verwendung des an einer Oberfläche des Auges reflektierten Messsignals die Beobachtungseinrichtung in Bezug auf die Position und / oder die Orientierung des Auges automatisch justiert werden kann.
Zur Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils kann vorteilhaft ein chemisches und / oder ein elektronisches Aufzeichnungsmittel, insbesondere eine Photokamera, und / oder eine Videokamera, und / oder eine Digitalkamera und / oder eine CCD-Kamera zur photografischen und / oder elektronischen Aufzeichnung verwendet werden. In einem für die Praxis besonders vorteilhaften Verfahren wird eine elektronische Auswerteeinheit vorgesehen und wird mit der Messeinrichtung signalverbunden, so dass eine Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils mittels des elektronischen Aufzeichnungsmittels automatisch durchgeführt wird, sobald das Auge in die Aufzeichnungsposition bewegt worden ist.
In der Praxis wird das zu untersuchende Augenteil, zum Beipiel die Iris oder ein Blutgefäss auf dem Augapfel, mit einer Kamera abgebildet, wobei sich die Kamera besonders bevorzugt mit einem Autofokus auf das zu untersuchende Augenteil scharf stellt, und ein Messwert für den Scharfstellabstand zur Berechnung der Position und / oder der Orientierung des Auges verwendet wird, so dass nacheinander erfolgende Messungen noch besser reproduziert bzw. auf einander abgeglichen und miteinander verglichen werden können.
Dabei ist es für die Erfindung zunächst nur wesentlich, dass ein optisches oder akustisches Signal, ausgesendet von einem Signalgeber, derart an einer Oberfläche des Auges reflektiert wird, dass es von mindestens einem Messsensor erfasst werden kann und aus de Messung des Messsensors die Position und / oder Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmt werden kann.
Im allgemeinsten Fall brauchen dabei weder der Signalgeber noch der
Messsensor in einer ausgezeichneten Position platziert zu sein, noch müssen der Signalgeber und der Messsensor in einer geometrisch ausgezeichneten Orientierung bzw. Position zueinander angeordnet sein. Beide können sogar manuelle oder automatisch, zum Beispiel mit Hilfe einer Rechner gesteuerten Positioniereinrichtung, beweglich angeordnet sein.
Um die Position und / oder die Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung aus den durch den Messsensor erfassten Messdaten festlegen zu können, braucht im allgemeinsten Fall nur zum Zeitpunkt der Messung die Position und / oder Orientierung des Signalgebers und / oder des Messsensors und / oder der Beobachtungseinrichtung bekannt zu sein, bzw. in geeigneter, in an sich dem Fachmann bekannter Weise bestimnnt zu werden, um die Position und / oder Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmen zu können.
Das kann zum Beispiel dadurch geschehen, dass aus den Positions- und / oder Orientierungsdaten der beteiligten zuvor genannten Komponenten des ophthamologischen Geräts zum Zeitpunkt der Messung, sowie aus den durch den Messsensor gemessenen Messdaten die Position und / oder Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtung von einer Datenverarbeitungsanlage berechnet wird. Auch die zu Hilfenahme einer Look-Up-Tabelle ist denkbar, in der zum Beispiel Positions- und / oder Orientierungsdatensätze und / oder mögliche Messergebnisse des
Messsensors gespeichert sind, die dann zur Bestimmung der Lage des Auges in Bezug auf die Beobachtungsrichtung herangezogen werden können. Der Fachmann versteht, wie er die zuvor beispielhaft erwähnten Möglichkeiten zur Bestimmung der Lage des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung vorteilhaft einsetzen und eventuell in an sich bekannter Weise noch verbessern kann.
Bei einem für die Praxis besonders wichtigen und bevorzugt eingesetztem Verfahren der vorliegenden Erfindung wird besonders vorteilhaft eine an sich aus der Optik bekannte Eigenschaft eines Kugelspiegels ausgenutzt bzw. angewendet.
Dabei wird mittels der Beleuchtungseinrichtung und einer vorgeschalteten Optik ein Lichtkegel auf die Cornea des Auges gerichtet, wobei die äussere Oberfläche der Cornea als Kugelspiegel genutzt wird. Das von der Cornea reflektiertes Licht wird nach einem zweiten Durchtritt durch die vorgeschaltete Optik auf einen Reflexpunkt gebündelt, wobei die Position des Reflexpunkts für eine elektronische Datenverarbeitung mittels des Messsensors ausgemessen wird und die relative Lage des Auges bezüglich der Beobachtungseinrichtung so eingestellt wird, dass der Reflexpunkt eine vorgegebene Position einnimmt, die einer reproduzierbar durchführbaren Untersuchung des Patientenauges entspricht. Diese spezielle Technik wird weiter unten im Rahmen der Figurenbeschreibung noch intensiver diskutiert und anhand von Beispielen verdeutlicht werden. In einem speziellen Ausführungsbeispiel kann eine Lage und / oder eine Orientierung des Messsensors und / oder des Signalgebers flexibel sein, d.h. der Messsensor und / oder der Signalgeber können bewegbar, z.B. verschiebbar oder drehbar angeordnet sein und der Messsensor und / oder der Signalgeber können mit einer Regelung derart ausgebildet ist, dass sie im Betriebszustand auf Lageänderungen des Reflexpunkts mit Such- und Einfangbewegungen reagieren.
Insbesondere kann die Beleuchtungseinrichtung und / oder der Signalgeber ein bewegliches Messsignal liefern, mit welchem der Reflexpunkt auf die vorgegebene Position gelenkt werden kann.
Im Speziellen betrifft ein erfindungsgemässen Verfahren somit ein Verfahren zum optischen Ermitteln von Position und Orientierung eines zu untersuchenden Patientenauges, wobei eine optische oder photometrische Untersuchung mit einer ophthalmologischen Optik durchgeführt wird, Positionen von optisch abbildbaren Elementen des Auges ermittelt werden, mittels a) Licht und/oder Schallwellen, b) mindestens einem Licht bzw. Schall registrierenden Sensor, der vor, innerhalb oder hinter der ophthalmologischen Optik angeordnet ist, sowie c) Sensorsignale auswertenden Einrichtungen, und wobei aufgrund der so gewonnenen Messwerte Daten für die Position und Orientierung des Patientenauges berechnet werden. Als optisch abbildbare Elemente werden solche gewählt, die ausserhalb der Pupille auf dem Auge sichtbar sind, dabei kann simultan mit der Ermittlung eines Augabstands, d.h. des Abstands des Auges von der Optik, auf den Patienten mittels eines optischen Anreizes in Form eines Zieltargets, insbesondere einer leuchtenden Marke, eingewirkt werden, um den Patienten zur Akkomodation, d.h. Einstellung des optischen Fokus auf der Retina, und damit zur Einstellung eines Zielabstands zu veranlassen, wobei eine gesamte optische Distanz der Retina aus dem Augabstand und dem optischen Zielabstand ermittelt wird.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird Licht als Lichtstrahl unter einem vorgegebenen Winkel auf das Auge gerichtet, der Lichtstrahl wird mit einer Lichtquelle oder Umgebungslicht sowie einem Kollimator erzeugt und vom Auge reflektierte Streulicht wird durch den Sensor zur anschliessenden Auswertung aufgezeichnet.
Dabei ist es möglich, dass ein scharf begrenzter Lichtfleck auf das Auge projiziert wird, dass der Ort des reflektierten Streulichts mittels des Sensors gemessen wird, so dass aufgrund dieser Messwerte der Abstand des Auges von einem Referenzpunkt ermittelt werden kann, und dass zu einer präziseren und schnelleren Positionsbestimmung statt eines Lichtflecks eine Mehrzahl solcher Lichtflecken verwendet werden kann.
Bei einem speziellen Ausführungsbeispiel sind die optisch abbildbaren Elemente des Auges insbesondere die Iris oder Blutgefässe auf dem
Augapfel, wobei diese Elemente mit einer Kamera abgebildet werden, und die Kamera mit einem Autofokus, der ein konventioneller Autofokus sein kann, sich auf die Elemente scharf stellt, und ein Messwert für den Scharfstellabstand zur Berechnung der Position des Patientenauges verwendet wird.
Insbesondere können Ultraschallwellen mittels mindestens eines Transducerelementes erzeugt und empfangen werden.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel wird mittels einer Beleuchtungseinrichtung und einer vorgeschalteten Optik ein Lichtkegel auf die Cornea gerichtet, so dass die äussere Oberfläche der Cornea als Kugelspiegel genutzt wird, wobei von der Cornea reflektiertes Licht nach einem zweiten Durchtritt durch die vorgeschaltete Optik auf einen Reflexpunkt gebündelt wird, und die Position des Reflexpunkts für eine elektronische Datenverarbeitung mittels eines Sensors ausgemessen wird, und die relative Lage des Patientenauges bezüglich der opthalmologischen Optik so eingestellt wird, dass der Reflexpunkt eine vorgegebene Position einnimmt, die einer reproduzierbar durchführbaren Untersuchung des Patientenauges entspricht.
Insbesondere kann die Position und Orientierung des Sensors, mit dem der Reflexpunkt ausgemessen wird, flexibel sein und der Sensor mit einer Regelung derart ausgebildet werden, dass er auf Lageänderungen des Reflexpunkts mit Such- und Einfangbewegungen reagiert, und / oder die Beleuchtungseinrichtung kann eine bewegliche Beleuchtung liefern, mit welcher der Reflexpunkt auf die vorgegebene Position lenkbar ist.
Die Erfindung wird im Folgenden an Hand der schematischen Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 ein bekanntes ophthalmologisches Gerät gemäss EP 0 608 516;
Fig. 2 das Sehfeld im Okular des Gerätes der Fig. 1 ;
Fig. 3 ein zu untersuchendes Patientenauge mit erfindungsgemässen
Einrichtungen zum Ermitteln dessen Position und Orientierung;
Fig. 4 Reflexionsgesetz an einem Kugelspiegel;
Fig. 5 eine Illustration zur Erzeugung eines konzentrierten
Reflexpunkts auf einer optischen Achse, für den Fall, dass das Patientenauge sich in einer Ideallage befindet;
Fig. 6 die Illustration der Fig. 5 als Längsschnitt dargestellt, wobei die
Bildebene sich entlang der optischen Achse erstreckt;
Fig. 7a - 7c Versatz des Reflexpunkts für drei Fälle, für die das Patientenauge aus der Ideallage gerückt ist;
Fig. 8a - 8d zweiteilige Fixiermarke mit Leuchtkreuz;
Fig. 9 Aufbau der Fixiermarke gemäss Fig. 8a - 8d; Fig. 10 optischer Aufbau eines erfindungsgemässen ophthalmologischen Geräts;
Fig. 11 einfacher Aufbau mit Spaltlampe.
Die Fig. 1 und Fig. 2 zeigen zur Erläuterung einen bekannten Stand der Technik. Um den Stand der Technik von der vorliegenden Erfindung zu unterscheiden, wurden die Bezugzeichen in Fig. 1 und Fig. 2 jeweils mit einem Hochkomma versehen, während die Bezugszeichen in den übrigen Figuren, die sich sämtlich auf die Erfindung beziehen, kein Hochkomma tragen. Da die Fig. 1 und Fig. 2 bereits eingangs ausführlich besprochen wurden, erübrigt sich hier eine weitere Diskussion.
Die stark schematische Fig. 3 gibt zwei Beispiele, wie für ein zu untersuchendes Patientenauge 2 unter Verwendung von Lichtstrahlen 8, 8a oder 8, 8b und Sensoren 61 , 61 a bzw. 61 , 61 b vorgegangen wird, um Position und Orientierung zu ermitteln. Am Auge 2 sind folgende Teile angedeutet: die Cornea (Oberfläche des Auges, an der das Messsignal reflektiert wird, im speziellen die Hornhaut) 7, 70, die Linse 200, die Retina (Netzhaut, das zu untersuchende Augenteil, im speziellen der Augenhintergrund) 4, 400 und die Lederhaut 7, 700. Eine optische oder photometrische Untersuchung wird mit einer ophthalmologischen Optik 1 durchgeführt. Eine vorgeschaltete Optik 300 ist zwischen dem Auge 2 und der ophthalmologischen Optik 1 angeordnet. Die vorgeschaltete Optik 300 kann auch wegfallen oder Teil der ophthalmologischen Optik 1 sein. Durch die Cornea 7, 70, die vorgeschaltete Optik 300 und die ophthalmologische Optik 1 erstreckt sich eine optische Achse 1000. Mit einer Lichtquelle 62, 62a wird der Lichtstrahl 80, 80a auf den Augapfel 7, 700 (Aussenseite der Lederhaut 700) projiziert, wo er als strahlförmiges Streulicht 8, 8a in den Sensor 61 , 61a reflektiert wird. Der Lichtstrahl 80, 80a könnte auch an der Cornea 7, 70 reflektiert werden. Alternativ wird der Lichtstrahl 80,80b, der aus einer Lichtquelle 62, 62b austritt, in der Cornea 7, 70 gebrochen, wobei ein aus der Cornea 7, 70 austretender Lichtstrahl 8, 8b mittels eines Sensors 61 , 61 b ausgemessen wird.
Positionen von optisch abbildbaren Elementen des Auges 2 werden ermittelt mittels a) Licht und/oder Schallwellen, b) mindestens einem Licht bzw. Schall registrierenden Sensor 61 , 61 a, 61 b, der vor, innerhalb oder hinter der ophthalmologischen Optik angeordnet ist, sowie c) Sensorsignale auswertenden Einrichtungen. Dabei werden aufgrund der so gewonnenen Messwerte Daten für die Position 5, 50 und Orientierung 5, 51 des Patientenauges 2 berechnet.
Erfindungsgemäss werden als optisch abbildbare Elemente solche gewählt, die ausserhalb der Pupille auf dem Auge sichtbar sind. Simultan mit der Ermittlung eines Augabstands, d.h. des Abstands des Auges von der Optik, kann, wie später noch genauer erläutert werden wird, auf den Patienten mittels eines optischen Anreizes in Form eines Zieltargets, insbesondere einer leuchtenden Marke, eingewirkt werden, um den Patienten zur Akkomodation, d.h. Einstellung des optischen Fokus auf der Retina, und damit zur Einstellung eines Zielabstands zu veranlassen. Eine gesamte optische Distanz der Retina wird aus dem Augabstand und dem optischen Zielabstand ermittelt.
In einem speziellen Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist das ophthalmologische Gerät eine optische Vorrichtung, mit der man zum Beispiel die Optik einer Funduskamera reproduzierbar und automatisch gegenüber dem Auge positionieren kann. Sowohl der Abstand zwischen dem Auge und der Optik der Funduskamera als auch die optischen Achsen, also die Orientierung, können genau positioniert werden. Dies wir bei einer speziellen Ausführungsform der Erfindung durch einen Lichtkegel erreicht, der auf die Cornea geschickt wird, wobei sich der Lichtkegel in Richtung des Auges derart verjüngt, dass die Kegelspitze des Lichtkegels innerhalb des Auges zu liegen kommt. Da die Cornea eine im wesentlichen perfekte Kugelschale ist, wird ein Teil des Lichtes, sofern der Abstand stimmt, als paralleler Strahl entlang der optische Achse zurückgespiegelt. Zur Verdeutlichung ist in Fig. 4 das wohlbekannte Reflexionsgesetz an einem Kugelspiegel skizziert: Der Kugelspiegel K erstreckt sich mit Radius r um den Mittelpunkt M. Der Brennpunkt F des Kugelspiegels befindet sich auf der optischen Achse 1000 im Abstand r/2 vom Mittelpunkt M des Kugelspiegels K. Trifft nun ein konvergierender Lichtstrahl 80 derart auf die spiegelnde Oberfläche des Kugelspiegels K, dass ein Konvergenzpunkt des konvergierenden Lichtstrahls 80 genau auf den Brennpunkt F innerhalb des Kugelspiegels K zu liegen kommt, so wird der konvergierende Lichtstrahl 80 als paralleles Strahlenbündel 8, parallel zur optischen Achse 1000 vom Kugelspiegel K reflektiert. Da, wie bereist erwähnt, die Cornae eine praktisch perfekte Kugelschale ist, wird ein auf die Cornea einfallender Lichtstrahl 80 wie an einem Kugelspiegel wieder reflektiert, was sich die vorliegende Erfindung zu Nutze macht. Es versteht sich, dass zum beipiel bei Verwendung eines Ultraschallstrahls anstelle eines Lichtstrahls analoge Gesetzmässigkeiten für die Reflexion an der Oberfläche des Kugelspiegels K gelten.
Wenn ein Abstand zu kurz oder zu lang ist, so dass der Konvergenzpunkt des einfallenden Lichtstrahls 80 nicht auf den Brennpunkt F zu liegen kommt, ist der reflektierte Strahl 80 nicht mehr parallel, sondern entweder konvergent oder divergent. Die Richtung der optischen Achse bestimmt schliesslich die Richtung, in welche die reflektierte Strahlung zurückgeworfen wird. Dank dieser genauen Repositionierung kann dann bei einer Augenuntersuchung das von der Retina zurückgeworfene Licht, das auch aus einer anderen Lichtquelle stammen kann, quantitativ ausgewertet werden.
Das zuvor Erläuterte wird später noch anhand der Fig. 5 bis 7c eingehender diskutiert.
Gemäss der Erfindung wird das zurück gestreute Signal genutzt, um mit einem geeigneten Detektor, zum Beispiel mit einem optischen oder akustischen Sensor, die dem Fachmann in zahlreichen Varianten wohl bekannt sind, entweder das Aufnahmesystem automatisch nachzuführen oder aber genau in dem Augenblick eine Aufnahme zu machen, wenn das Auge richtig positioniert ist. Im Gegensatz zu anderen Vorrichtungen und Verfahren, wie sie zum Beispiel in Refraktometern benutzt werden, wird für die Bestimmung der Position und Orientierung des Auges weder die Linse noch der Glaskörper des Auges benutzt, sondern es wird nur das aussen am Auge reflektierte Signal ausgewertet, so dass Dämpfungsverluste, Absorption, Brechung und andere Einwirkungen, die im Augeninneren ein Messsignal beeinflussen können, bei einer Apparatur der vorliegenden Erfindung keine Rolle spielen. Es steht somit insbesondere auch mehr Licht zur Verfügung, da das Licht nicht durch die enge Pupille des Auges eintreten und wieder austreten muss, bevor es für die Positionsbestimmung ausgewertet wird.
Bevorzugt kann, wie ebenfalls später noch genauer diskutiert wird, eine Leuchtmarke verwendet, die das Auge des Patienten dazu zwingt, die Augenlinse auf eine bestimmte Distanz zu akkomodieren. In vielen Fällen wird der Einfachheit halber das Auge gezwungen auf unendliche Entfernung zu akkomodieren.
In Fig. 5 ist schematisch eine Situation zur Erzeugung eines konzentrierten Reflexpunkts auf einer optischen Achse für den Fall dargestellt, dass sich das Patientenauge in einer Ideallage befindet. Die Illustration der Fig. 6 ist ein Längsschnitt gemäss Fig. 5, wobei die Bildebene sich entlang der optischen Achse erstreckt.
Die Figuren 5 und 6 geben eine Illustration zum zuvor grob beschrieben Verfahren, wie ein konzentrierter Reflexpunkt gemäss EP-A- 0 608 516 zwecks Positionieren des Patientenauges 2 erzeugt werden kann. Mittels einer nicht dargestellten Beleuchtungseinrichtung 3, bzw. Signalgeber 62, 62a, 62b, die Licht 600 emittieren, und der vorgeschalteten Optik 300 wird ein Lichtkegel mit Strahlen 8, 80, 81 auf die Cornea 7, 70 gerichtet. Die Strahlen 81 liegen auf der Mantelfläche des Lichtkegels. In Fig. 5 ist die vorgeschaltete Optik 300 in Form eines flachen Zylinders 300 symbolisiert, wobei von diesem Zylinder 300 nur die hintere Hälfte dargestellt ist. Die äussere Oberfläche der Cornea 7, 70 wird als Kugelspiegel genutzt. Ist die Cornea 7, 70 in einer Lage, nämlich der Ideallage, in der ein optimales Bild der Retina 4, 400 erhalten werden kann, so bildet das von der Cornea 7, 70 reflektierte Licht ein Bündel von parallelen Strahlen 8, 83. Nach einem zweiten Durchtritt durch die vorgeschaltete Optik 300 wird das reflektierte Licht auf eine Reflexpunkt 2000 gebündelt.
In Fig. 6 (Längsschnitt zu Fig. 2 mit einer Bildebene, die sich entlang der optischen Achse 1000 erstreckt) sind gestrichelt Strahlen dargestellt, die innerhalb des Lichtkegels bzw. der reflektierten Lichtbündel liegen.
Ausgehend von dem in der EP-A- 0 608 516 offenbarten Gerät erweitert die Erfindung gemäss einer besonderen Ausführungsform das bekannte Verfahren bzw. die bekannte Vorrichtung. Mit dem genannten Gerät ist die genaue Position der Cornea 7, 70 vor einer ophthalmologischen Optik 3 feststellbar, indem ein einziger konzentrierter Reflexpunkt 2000 auf der optischen Achse 1000 erzeugt wird (Alinierung). Gemäss der Erweiterung des bekannten Verfahrens bzw. des bekannten Geräts durch die vorliegende Erfindung, wird das Streumuster oder ein Teil des Streumusters der Cornea 7, 70 erfasst, wenn keine Alinierung vorliegt, d.h. die Cornea 7, 70 nicht perfekt positioniert ist. Im Sonderfall der Alinierung konvergiert das Streumuster auf den in der EP-A- 0 608 516 beschriebenen einzigen Reflexpunkt 2000.
Bei einer Abweichung der Cornea 7, 70 von der Idealposition entsteht ein Versatz 2001 des Reflexpunkts 2000 der Idealposition, wie es in den Figuren 7a - 7c gezeigt ist. Strichpunktiert ist jeweils der auf den Reflexpunkt 2000 gerichteten Kegel angegeben, wie er in der Idealposition des Auges 2 in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung 3 zu erwarten ist.
In Fig. 7a ist das Auge 1 zu weit von der vorgeschalteten Optik 300 entfernt (und damit zu weit von weg von der Beobachtungseinrichtung 3 der ophthalmologischen Optik 1 ). Es verengt sich ein reflektiertes Lichtbündel 8, 83, und ein neuer Reflexpunkt 2001 weist einen longitudinalen Versatz zur vorgeschalteten Optik 300 hin auf.
In Fig. 7b mit zu nahem Auge 2 erweitert sich ein reflektiertes Lichtbündel 8, 83, und ein neuer Reflexpunkt 2001 weist einen longitudinalen Versatz weg von der vorgeschalteten Optik 300 auf.
In Fig. 7c ist das Auge 2 transversal gegen links verschoben. Ein reflektiertes Lichtbündel 8, 83 erzeugt einen neuen Reflexpunkt 2001 , der tranversal gegen rechts verschoben ist.
Im Fall eines Versatzes kann das Streumuster ausgewertet werden, nämlich um a) qualitativ festzustellen, in welche Richtung die Cornea 7, 70 von der Idealposition abweicht, b) in einem kleineren Bereich zu bestimmen, wie gross der Versatz ist.
Die Position des Reflexpunkts 2000 (bzw. 2001 ) wird für eine elektronische Datenverarbeitung mittels des Messsensors 61 (nicht dargestellt in dem Fig. 7a - 7b) ausgemessen. Die relative Lage des Patientenauges 2 bezüglich der Beobachtungseinrichtung 3 der opthalmologischen Optik 1 bzw. die relative Lage der Beobachtungseinrichtung 3 zum Patientenauge 2 wird so eingestellt, dass der Reflexpunkt 2000 eine vorgegebene Position einnimmt, die einer reproduzierbar durchführbaren Untersuchung des Patientenauges 2 entspricht.
Liefert die Beleuchtungseinrichtung 62 eine starre Beleuchtung, so muss der Messsensor 61 , mit dem der Reflexpunkt 2000 ausgemessen wird, flexibel ausgebildet sein, so dass die Position und Orientierung des Messsensors 61 sich verändern lässt. Der Sensor 61 muss dabei mit einer Regelung derart ausgebildet sein, dass er auf Lageänderungen des Reflexpunkts 2000 mit Such- und Einfangbewegungen reagiert. Alternativ ist ein fixer Sensor 61 möglich, wenn die Beleuchtungseinrichtung eine bewegliche Beleuchtung liefert, mit welcher der Reflexpunkt 2000 auf die vorgegebene, der reproduzierbar durchführbaren Untersuchung entsprechenden Position gelenkt werden kann.
Es kann alternativ zur reinen Bestimmung der Patientenposition das optische Aufnahmesystem nachgeführt werden, um dem Patienten zu folgen. Das Streumuster hängt von der Position des Patienten in allen drei Raumachsen ab, von der Orientierung des Patienten und auch von der Struktur der Beleuchtung.
Das zurückgestreute Licht kann ohne aufwendige Bilderkennung ausgewertet werden, da das zurückgestreute Licht immer in genau einem Punkt konvergiert. Dies bringt erhebliche Vorteile: i) die Auswertung kann äusserst schnell erfolgen. ii) Die Lichtquelle kann monochromatisch, polarisiert oder moduliert ausgelegt werden, um sie unempfindlich gegen Umgebungslicht und
Störeinflüsse zu machen. iii) Die Lichtquelle kann mit Infrarot oder Ferninfrarot betrieben werden, weil sie ja nicht ins Auge transmittiert werden muss. Damit löst die Quelle keine Pupillenreflexe im Patienten aus. iv) Das Detektionssystem (Sensoren) kann klein ausgebildet und peripher angebracht werden, um die Aufnahmeoptik nicht zu beeinträchtigen.
Beim Ermitteln von Position 50 und Orientierung 51 des zu untersuchenden Patientenauges 2 kann Licht als Lichtstrahl 80, 80a oder 80, 80b (siehe Fig. 3) unter einem vorgegebenen Winkel auf das Auge 2 gerichtet werden. Der Lichtstrahl 80, 80a, 80b lässt sich mit einer Lichtquelle 60, 60a bzw. 60, 60b oder Umgebungslicht sowie einem Kollimator erzeugen. Das vom Auge 2 reflektierte Streulicht 8, 8a bzw. 8, 8b wird durch den Sensor 61 , 61 a bzw. 61 , 61 b zur anschliessenden Auswertung aufgezeichnet.
Es kann ein scharf begrenzter Lichtfleck auf das Auge projiziert werden. Die Position des reflektierten Streulichts wird mittels eines Sensors gemessen, so dass aufgrund dieser Messwerte der Abstand des Auges von einem Referenzpunkt ermittelt werden kann. Zu einer präziseren und schnelleren Positionsbestimmung kann statt eines Lichtflecks eine Mehrzahl solcher Lichtflecken verwendet werden.
Die optisch abbildbaren Elemente des Auges, die insbesondere die Iris oder Blutgefässe auf dem Augapfel sind, werden bei einer besonderen Ausführungsform der Erfindung mit einer Kamera abgebildet. Dabei stellt die Kamera mit einem Autofokus sich auf die genannten Elemente scharf. Ein Messwert für den Scharfstellabstand wird zur Berechnung der Position des Patientenauges verwendet.
Statt Licht können auch Ultraschallwellen verwendet werden. Der Ultraschall wird mittels mindestens eines Transducerelementes erzeugt und empfangen. Die Auswertung von gestreutem Ultraschall ist äquivalent zur Verwendung von Licht, mit der vorteilhaften Ausnahme, dass beim Ultraschallverfahren auch noch Laufzeiten ausgewertet werden können.
Wie bereits erwähnt, wird bevorzugt eine Fixiermarke, häufig auch als Zielmarke bezeichnet, die das Auge des Patienten dazu anregen soll auf eine bestimmte Bildebene zu fokussieren. In vielen Fällen wird dies die unendlich- Ebene sein, was aber nicht grundsätzlich erforderlich ist.
In den Fig. 8a bis 8d eine bevorzugte Ausführungsform einer Fixiermarke 9, 91 , 92 schematisch dargestellt, die vorteilhaft aus zwei Elementen 91 , 92 besteht und so ausgebildet ist, dass sie dem Patienten als „optimal" im Sinne von Form und Symmetrie erscheint, wenn das Auge des Patienten genau auf der optischen Achse des Systems liegt.
Bei dem in den Fig. 8a bis 8d dargestellten speziellen Ausführungsbeispiel einer Fixiermarke 9, 91 , 92, ist die Fixiermarke 9, 91 , 92 zweiteilig ausgeführt und umfasst eine erste Teilmarke 91 (Fig. 8a), die von einer kreisrunden semitransparente Fläche 911 und einem vollständig transparenten Kreuz 912 gebildet ist. Weiter umfasst die Fixiermarke 9, 91 , 92 eine zweite Teilmarke 92 (Fig. 8b), die von einer ebenfalls kreisrunden dunklen Hintergrund 921 und einem leuchtenden Kreuz 922 gebildet ist. Es versteht sich, dass die Form der Fixiermarke 9, 91 , 92 im Prinzip frei wählbar ist, also nicht unbedingt kreisrund zu sein braucht, und die transparenten, semitransparenten, der dunkle Hintergrund und die Kreuze auch gegen andere geeignete geometrische Formen austauschbar sind. Ausserdem brauchen die beiden Teilmarken 91 , 92 nicht unbedingt gleich gross zu sein. Die Fixiermarken brauchen auch nicht räumlich hintereinander angeordnet zu sein; sie müssen nur optisch verschieden tief erscheinen.
Ein möglicher Aufbau und die Funktionsweise der Fixiermarke 9, 91 , 92 ist in den Fig. 8c und 8d schematisch skizziert. Die Fixiermarke 9, 91 , 92 bildet ein System aus dem leuchtenden Kreuz 922 und der semitransparenten Fläche 911. Die zweite Teilmarke 92 mit dem leuchtenden Kreuz 922 wird in Bezug auf das Auge des Patienten hinter der ersten Teilmarke 91 mit dem transparenten Kreuz 912 montiert. Auf der optischen Achse fluchten die Kreuze. In Fig. 8c ist eine Ansicht der Fixiermarke 9, 91 , 92 wie sie sich ergibt, wenn die Fixiermarke 9, 91 , 92 nicht von der optischen Achse aus betrachtet. Wie in Fig. 8d gezeigt liegen die Kreuze 912, 922 dagegen perfekt aufeinander, wenn man sie von der optischen Achse aus betrachtet.
In Fig. 9 ist ein möglicher optische Aufbau der Fixiermarke 9, 91 , 92 gemäss Fig. 8a - 8d schematisch dargestellt.
Das leuchtende Kreuz 922 wird im Abstand der Brennweite f vom optischen System fixiert. Die semitransparente Teilmarke 91 wird davor platziert. Die Bildebene der Fixiermarke 9, 91 , 92 wird nun durch die Brennweite f des optischen Systems und der Position des Leuchtkreuzes 922 vorgegeben. Wenn man die Position der vorderen Hauptebene (darstellungsgemäss links in Fg. 9) des Systems als Ursprung O annimmt und das System eine gesamte Brennweite von f hat und die Marke 92 bei m liegt, dann gilt für die Bildebene:
1/b = 1/f -1/m
In den meisten Fällen wird man, wie in Fig. 9 gezeigt, m gerade auf f legen, so dass die Bildebene b ins Unendliche zu liegen kommt. Da die semitransparente Fläche 911 nicht in der gewünschten Bildebene liegt, sollte sie optisch weniger auffällig oder ansprechend gestaltete werden, als das Leuchtkreuz 922, damit der Patient nicht auf die semitransparente Fläche 911 akkomodiert.
Zur Verdeutlichung und begrifflichen Klarstellung ist in Fig. 10 in stark schematischer Darstellung der optische Aufbau eines erfindungsgemässen ophthalmologischen Gerätes skizziert.
Die „optische Distanz der Retina 4, 400" ist die Bildebene in der die Retina 4, 400 dem Bildsensor 3000, also zum Beispiel einer CCD-Kamera 3000 zur Aufnahme der Retina 4, 400 erscheint. Von der darstellungsgemäss rechten Hauptebene der ophthalmologischen Optik aus gerechnet ist die physikalische Distanz der Retina gleich r, die optische Distanz ist jedoch O mit:
1/O = 1/f - 1/b.
In den meisten Fällen wird der Bildsensor 3000 in der Fokalebene der Optik liegen, so dass O gleich unendlich ist, was nichts anderes bedeutet, als dass die Retina 4, 400 in der Fokalebene des Systems aus Cornea 7, 70 und Linse 200 liegt. Der Zweck die optische Distanz O der Retina 4, 400 festzulegen liegt darin, einen fixen Fokus in der Aufnahmeoptik verwenden zu können, so dass dieser nicht immer wieder eingestellt werden muss.
Kennt man die Augenposition und ist die optische Distanz zur Retina vorgegeben, dann sind keine weiteren Einstellungen auf dem Pfad der Aufnahmeoptik 1 , 3 bis zum Bildsensor 3000 mehr notwendig.
In Fig. 11 ist schliesslich ein sehr einfacher funktionsfähiger Aufbau eines ophthalmologischen Geräts gemäss der vorliegenden Erfindung dargestellt. Aus Gründen der Übersichtlichkeit sind die Einrichtungen zum automatischen Bestimmen der Position und / oder der Orientierung des Auges in Fig. 11 nicht dargestellt. Zur Beobachtung der Retina 4, 400 wird das Auge 2 des Patienten mit der Spaltlampe L beleuchtet. Die Spaltlampe L ist dabei von der optischen Achse abgewinkelt. Dadurch stört die Spaltlampe L den Aufnahmepfad nicht und die Reflexionen im Auge sind abgeschwächt.
Das Bild der beleuchteten Retina 4, 400 wird von einer chromatisch korrigierten Linsenanordnung 31 gesammelt und abgebildet. Da die Retina 4, 400 nicht eben ist, wird die sogenannte Feldkrümmung durch eine invers verzerrte Abbildung teilkompensiert. Die Kuvaturlinsen 32 bilden die gekrümmte Bildebene des Achromaten 31 auf die Ebene des Bildsensors 3000 ab. Verwendet man keinen Bildsensor zur Beobachtung der Retina, sondern stattdessen das menschliche Auge als Bildsensor 3000, dann ist die Kuvaturkompensation unnötig und kann weggelassen werden.
Es versteht sich, dass alle in dieser Anmeldung beschriebenen erfindungsgemässen Ausführungsbeispiele lediglich exemplarisch zu verstehen sind und, wie sie im Rahmen der vorliegenden Anmeldung beschrieben bzw. nahegelegt sind, entweder allein oder in allen geeigneten Kombinationen in speziellen Ausführungsbeispielen erfindungsgemässer ophthamolgischer Geräte vorgesehen sein können, so dass auch alle geeigneten Kombinationen der in dieser Anmeldung beschriebenen Ausführungsformen von Geräten und Verfahren durch die vorliegenden Erfindung erfasst und abgedeckt sind.

Claims

Patentansprüche
1. Ophthalmologisches Gerät für optische und photometrische Untersuchungen an einem Auge (2) eines Patienten, umfassend eine Beobachtungseinrichtung (3) zur Beobachtung eines zu untersuchenden Augenteils (4, 400), insbesondere eines Augenhintergrunds (4, 400) in einer vorgebbaren Aufzeichnungsposition (5) des Auges (2), sowie eine Messeinrichtung (6) mit einem Messsensor (61 ) zur Bestimmung einer Position (50) und / oder einer Orientierung (51 ) des Auges (2) in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung (3), dadurch gekennzeichnet, dass mit dem Messsensor (61 ) eine Intensität und / oder eine Richtung eines an einer Oberfläche (7, 70, 700), insbesondere an der Hornhaut (7, 70) des Auges (2) reflektierten Messsignals (8, 8a, 8b) messbar ist, so dass mit Hilfe des Messsensors (61 ) die Position (50) und / oder die Orientierung (51 ) des Auges (2) in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung (3) automatisch bestimmbar ist.
2. Gerät nach Anspruch 1 , wobei die Beobachtungseinrichtung (3) eine Beleuchtungseinrichtung zur Beleuchtung des zu untersuchenden Augenteils (4, 400) umfasst.
3. Gerät nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei ein Signalgeber (62, 62a, 62b) zur Erzeugung des Messsignals (8) vorgesehen ist.
4. Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei der Signalgeber (62, 62a, 62b) ein optischer Signalgeber (62, 62a, 62b) und / oder ein akustischer Signalgeber (62, 62a, 62b) ist und / oder wobei der Signalgeber (62, 62a, 62b) die Beleuchtungseinrichtung (3) ist.
5. Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei in einer vorgebbaren Blickrichtung des Auges (2) in einer Zwischenebene eine Fixiermarke (9, 91 , 92) zur Fixierung der Blickrichtung des Auges (2) platziert ist, und / oder wobei die Fixiermarke (9, 91 , 92) mittels einer Projiziereinrichtung in die Zwischenebene projizierbar ist.
6. Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei eine elektronische Auswerteeinheit vorgesehen ist, die mit der Messeinrichtung (6) und einem Justiermittel zur automatischen Justierung der Beobachtungseinrichtung (3) signalverbunden ist, so dass unter Verwendung des reflektierten Messsignals (8, 8a, 8b) die
Beobachtungseinrichtung (3) in Bezug auf die Position (50) und / oder die Orientierung (51 ) des Auges (2) automatisch justierbar ist.
7. Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei ein chemisches und / oder elektronisches Aufzeichnungsmittel (3000), insbesondere eine Photokamera, und / oder eine Videokamera, und / oder eine Digitalkamera und / oder eine CCD-Kamera zur photografischen und / oder elektronischen Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils (4, 400) vorgesehen ist.
8. Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei eine elektronische Auswerteeinheit derart vorgesehen und mit der
Messeinrichtung (6) signalverbunden ist, dass eine Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils (4, 400) mittels des elektronischen Aufzeichnungsmittels (3000) automatisch durchführbar ist, sobald das Auge (2) in der Aufzeichnungsposition (5) ist.
9. Verfahren zur Bestimmung einer Position (50) und / oder einer
Orientierung (51 ) eines Auges (2) eines Patienten in Bezug auf eine Beobachtungseinrichtung (3) eines ophthalmologisches Gerätes (1 ) für optische und photometrische Untersuchungen an dem Auge (2), wobei das Auge (2) zur Beobachtung eines zu untersuchenden Augenteils (4, 400), insbesondere eines Augenhintergrunds (4, 400), in einer vorgegeben Aufzeichnungsposition (5) in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung (3) platziert wird, und eine Messeinrichtung (6) mit einem Messsensor (61 , 61a, 61 b) zur Bestimmung der Position (50) und / oder der Orientierung (51 ) des Auges (2) in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung (3) vorgesehen wird, dadurch gekennzeichnet, dass mit dem Messsensor (61 , 61 a, 61 b) eine Intensität und / oder eine Richtung eines an einer Oberfläche (7, 70, 700), insbesondere an der Hornhaut (7, 70) des Auges (2) reflektierten Messsignals (8, 8a, 8b) gemessen wird, und mit Hilfe des Messsensors (61 , 61 a, 61 b) die Position (50) und / oder die Orientierung (51 ) des Auges (2) in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung (3) automatisch bestimmt wird.
10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Beobachtungseinrichtung (3) eine Beleuchtungseinrichtung (3) zur Beleuchtung des zu untersuchenden Augenteils (4, 400) umfasst.
1 1 . Verfahren nach einem der Ansprüche 9 oder 10, wobei ein Signalgeber (62, 62a, 62b) zur Erzeugung des Messsignals (8, 8a, 8b) vorgesehen wird.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 1 1 , wobei als Signalgeber (62, 62a, 62b) ein optischer Signalgeber (62, 62a, 62b) und / oder ein akustischer Signalgeber (62, 62a, 62b) und / oder wobei als Signalgeber (62, 62a, 62b) die Beleuchtungseinrichtung (3) verwendet wird.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, wobei in einer vorgebbaren Blickrichtung des Auges (2) in einer Zwischenebene eine Fixiermarke (9, 91 , 92) zur Fixierung der Blickrichtung des Auges (2) platziert wird, und / oder wobei die Fixiermarke (9, 91 , 92) mittels einer Projiziereinrichtung in die Zwischenebene projiziert wird.
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 13, wobei eine elektronische Auswerteeinheit vorgesehen und mit der Messeinrichtung (6) und einem Justiermittel zur automatischen Justierung der Beobachtungseinrichtung (3) signalverbunden wird, wobei unter Verwendung des reflektierten Messsignals (8, 8a, 8b) die Beobachtungseinrichtung (3) in Bezug auf die Position (50) und / oder die Orientierung (51 ) des Auges (2) automatisch justiert wird.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 14, wobei ein chemisches und / oder elektronisches Aufzeichnungsmittel (3000), insbesondere eine Photokamera, und / oder eine Videokamera, und / oder eine Digitalkamera und / oder eine CCD-Kamera zur photografischen und / oder elektronischen Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils (4, 400) verwendet wird.
16. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 15, wobei eine elektronische Auswerteeinheit vorgesehen und mit der Messeinrichtung (6) signalverbunden wird, und eine Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils (4, 400) mittels des elektronischen Aufzeichnungsmittels (3000) automatisch durchgeführt wird, sobald das Auge (2) in die Aufzeichnungsposition (5) bewegt worden ist.
17. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 16, wobei das zu untersuchende Augenteil (4, 400) insbesondere die Iris (4) oder ein Blutgefäss (4, 400) auf dem Augapfel sind, diese Elemente mit einer Kamera abgebildet werden, wobei sich die Kamera mit einem Autofokus auf das zu untersuchende Augenteil scharf stellt, und ein Messwert für den Scharfstellabstand zur Berechnung der Position (50) und / oder der
Orientierung (51 ) des Auges (2) verwendet wird.
18. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 17, wobei mittels der Beleuchtungseinrichtung und einer vorgeschalteten Optik (300) ein Lichtkegel auf eine Cornea (7, 70) gerichtet wird, wobei die äussere Oberfläche der Cornea (7, 70) als Kugelspiegel genutzt wird, und das von der Cornea (7, 70) reflektierte Licht nach einem zweiten Durchtritt durch die vorgeschaltete Optik (300) auf einen Reflexpunkt (2000) gebündelt wird, wobei die Position des Reflexpunkts (2000) für eine elektronische Datenverarbeitung mittels des Messsensors (61 , 61 a, 61 b) ausgemessen wird und dass die relative Lage des Auges (2) bezüglich der
Beobachtungseinrichtung (3) so eingestellt wird, dass der Reflexpunkt (2000) eine vorgegebene Position einnimmt, die einer reproduzierbar durchführbaren Untersuchung des Patientenauges (2) entspricht.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 18, wobei eine Lage und / oder eine Orientierung des Messsensors (61 , 61 a, 61 b) flexibel ist und der
Messsensor (61 , 61 a, 61 b) mit einer Regelung derart ausgebildet ist, dass er auf Lageänderungen des Reflexpunkts (2000) mit Such- und Einfangbewegungen reagiert.
20. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 19, wobei die
Beleuchtungseinrichtung (3) und / oder der Signalgeber (62, 62a, 62b) ein bewegliches Messsignal (8, 8a, 8b) liefert, mit welcher der Reflexpunkt
(2000) auf die vorgegebene Position gelenkt wird.
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