DE3621983A1

DE3621983A1 - Ophthalmological examination apparatus for measuring topographic data of the eye fundus

Info

Publication number: DE3621983A1
Application number: DE19863621983
Authority: DE
Inventors: Peter Baumbach; Bernhard Prof Dr Rassow
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1986-07-01
Filing date: 1986-07-01
Publication date: 1988-01-14

Abstract

Published without abstract.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein ophthalmologisches Unter suchungsgerät, das erlaubt, topografische Daten (Entfernung und Höhendifferenzen) am Augenhintergrund mit Hilfe von Laserinterferenzstreifen auszumessen. Die Maxwellsche Abbil dung garantiert dabei, daß die Abbildungsqualität der optischen Medien des zu untersuchenden Auges keinen Einfluß auf die Streifenentstehung nimmt. Aufgrund der Verwendung von Vielfachinterferenz entstehen Streifen hohen Kontrastes und der Bereich des Laserspecklings wird stark eingeengt. Die verbleibende Specklestruktur innerhalb der Streifen wird durch das Blitzlicht der Funduskamera in ihrem Kontrast weiter reduziert, so daß sie bei der Ausmessung nicht mehr störend in Erscheinung tritt. Zur Vermeidung von Reflexen in der Fundusaufnahme wird das Laserlicht in den Beleuchtungs strahlengang der Funduskamera eingekoppelt. The invention relates to an ophthalmic sub Search device that allows topographic data (distance and height differences) at the fundus with the help of Measure laser interference fringes. The Maxwellian diagram This guarantees that the image quality of the optical media of the eye to be examined has no influence on the streak formation. Because of the use Multiple interference creates stripes of high contrast and the area of the laser bacon is severely restricted. The remaining speckle structure inside the streak will by the flash of the fundus camera in its contrast further reduced so that they no longer measure is disruptive. To avoid reflections in the fundus image is the laser light in the lighting beam path of the fundus camera coupled.

In Fig. 1 dient als Laserlichtquelle ein Helium-Neon Laser. Der nachfolgende elektronische Zentralverschluß ZV steuert die Länge des Laserimpulses zwischen 30s und 1/500s. Der von der Laserlichtquelle ausgehende Laserlichtstrahl wird durch die Linse L 1, die eine Brennweite von etwa 25mm besitzt, auf die Glasplatte G fokussiert. Durch Vielfach reflexion an der planparallelen Glasplatte G, die auf beiden Seiten zu etwa 90% teilverspiegelt ist, entstehen mehrere interferenzfähige Laserstrahlen annähernd gleicher Inten sität, die über die justierbaren Spiegel U 1 und U 2 umgelenkt werden. Die Linsen L 2 und L 3 mit Brennweiten von etwa 40mm und 60mm sowie die Umlenkspiegel U 3, U 4 und U 5 bilden die bei der Platte G befindlichen Laserstrahlenfoki über die Funduskamera weiter in die Pupillenebene des zu untersuchen den Auges ab. Die Blende BL dient zur Regulierung des Winkels, unter dem das Laserstrahlenbündel vom Patienten gesehen wird.In Fig. 1, a helium-neon laser serves as the laser light source. The subsequent electronic central shutter ZV controls the length of the laser pulse between 30s and 1 / 500s. The laser light beam emanating from the laser light source is focused on the glass plate G by the lens L 1 , which has a focal length of approximately 25 mm. By multiple reflection on the plane-parallel glass plate G , which is partially mirrored on both sides to about 90%, several interference-capable laser beams of approximately the same intensity arise, which are deflected via the adjustable mirrors U 1 and U 2 . The lenses L 2 and L 3 with focal lengths of approximately 40 mm and 60 mm and the deflection mirrors U 3 , U 4 and U 5 image the laser beam foci located on the plate G further via the fundus camera into the pupil plane of the eye to be examined. The aperture BL serves to regulate the angle at which the laser beam is seen by the patient.

Die Justierung des Interferometers erfolgt zum einen durch eine Verschiebung der Linse L 3, mit der die Position der Fokussierungsebene des Laserstrahlenbündels im unter suchten Auge verändert werden kann. Zum anderen wird über den Winkel R der Glasplatte G zur optischen Achse des Augenuntersuchungsgerätes die relative Phasenverschiebung der einzelnen Teilwellen des Laserstrahlenbündels zueinander beeinflußt. Die Phasenverschiebung muß in der mit E bezeich neten Ebene vor der Linse L 2, die konjugiert zur Netzhaut des untersuchten Auges ist, ein ganzzahliges Vielfaches von 2µ betragen.The adjustment of the interferometer takes place on the one hand by shifting the lens L 3 , with which the position of the focusing plane of the laser beam in the examined eye can be changed. On the other hand, the relative phase shift of the individual partial waves of the laser beam is influenced by the angle R of the glass plate G to the optical axis of the eye examination device. The phase shift must be an integer multiple of 2µ in the plane labeled E in front of the lens L 2 , which is conjugated to the retina of the examined eye.

Fig. 2 zeigt den Beleuchtungsstrahlengang der modifizier ten Funduskamera, der aus den Doppelkondensoren DK 1 und DK 2, dem Umlenkspiegel LS mit zentralem Loch zur Auskoppelung des Abbildungsstrahlenganges und der Frontlinse A besteht. Als Einstellicht dient eine Halogenlampe L, zur Filmbelichtung wird ein Blitzlicht B verwendet. Der Abbildungsstrahlengang besteht aus Patientenauge E, Frontlinse A, Lochspiegel LS, Kameraobjektiv K und dem Film F. Fig. 2 shows the illuminating beam path of the modified fundus camera, which consists of the double condensers DK 1 and DK 2 , the deflecting mirror LS with a central hole for decoupling the imaging beam path and the front lens A. A halogen lamp L serves as modeling light, and a flash light B is used for film exposure. The imaging beam path consists of patient eye E , front lens A , perforated mirror LS , camera lens K and the film F.

Das Interferometer wird an der mit C bezeichneten Position über eine Strahlteilerplatte ST in den Beleuch tungsstrahlengang eingespiegelt.The interferometer is reflected at the position labeled C via a beam splitter plate ST in the lighting beam path.

Fig. 3 zeigt die Strahlteilerplatte ST sowie den Verlauf des Laserstrahlenbündels innerhalb der Kamera. Wegen des zentralen Lochs im Umlenkspiegel LS werden die Laserstrahlen nicht symmetrisch zur gemeinsamen optischen Achse von Kamera und untersuchtem Auge eingestrahlt. Fig. 3 shows the beam splitter plate ST and the course of the laser beam within the camera. Because of the central hole in the deflecting mirror LS , the laser beams are not radiated symmetrically to the common optical axis of the camera and the examined eye.

Claims

1. Eye examination apparatus, characterized in that strips with high contrast are generated on the retina with multiple interferences under Maxwellian imaging.

2. Eye examination apparatus according to claim 1, characterized characterized in that laser light for generating the Inter reference strip is used.

3. Device according to claim 1 and 2, characterized in that to register the course of the interference fringes A fundus camera is integrated on the retina.

4. Apparatus according to claim 3, characterized in that the Laser light in the illumination beam path of the fundus camera is reflected.