WO2002017775A1 - System zur berührungslosen vermessung der optischen abbildungsqualität eines auges - Google Patents

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WO2002017775A1
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eye
interferometer
length
light
cornea
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PCT/EP2001/010070
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Thomas Hellmuth
Lieng-Chuong Tan
Original Assignee
Carl Zeiss Jena Gmbh
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    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/1005—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring distances inside the eye, e.g. thickness of the cornea
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • G01B2290/00—Aspects of interferometers not specifically covered by any group under G01B9/02
    • G01B2290/35—Mechanical variable delay line

Definitions

  • the invention relates to a system for contactless measurement of the optical imaging quality of an eye with an interferometer via which at least one light pulse with a short coherence length is coupled into the eye from a light source.
  • optical deviations can occur in the visual system of the eye spherical or astigmatic lenses or cylindrical lenses cannot be corrected.
  • Another problem with these aberrations is that. that they increase drastically with increasing pupil diameter and thus seriously limit night vision in particular.
  • a two-armed interferometer which can be, for example, a Michelson interferometer, couples light into the eye to be measured as continuous light or at least in the form of short light pulses or wave trains.
  • a predefined arm length difference of the interferometer which corresponds approximately to the expected length of the human eye, which is usually located between 24 mm and 28 mm, can cause an interference to occur in the area of a sensor system.
  • light comes from the cornea and comes from the retina.
  • a reflector in the area of the interferometer can be traversed so far by means of a measuring device, a so-called scanner, until the desired interference pattern between the retinal and corneal reflex occurs.
  • No. 5,975,699 describes a method and a device which simultaneously measures the length of the eye and the refractive error.
  • This device which is able to measure the length of the eye and the refractive error simultaneously, couples light into the interior of the eye via a Michelson interferometer with a predetermined length difference between the two crossing optical arms and via a further beam splitter.
  • the corneal and retinal reflexes then pass unused into the interferometer via this beam splitter, the other part used for the measurement passes via an optical imaging device to a grating on which there is a spectral decomposition of the light.
  • both methods use an external interferometer with an arm length difference that corresponds to the optical length of the eye to be examined.
  • a principle feature of the interferometer is that fifty percent of the light is lost at the beam splitter and the resulting good attenuation of the signals is reduced by the attenuation of the intensity of the introduced light and the reflections. If a Michelson interferometer is used, this is also complicated in terms of alignment and handling.
  • a reflection of the light introduced creates a secondary light source in the area of the retina on the fundus of the eye to be examined.
  • the 'light beams of the retinal reflection is then concentrated with a lens arrangement, a so-called lens array, a CCD target.
  • the light beam that emerges from the pupils consists of parallel rays in an emmetropic, i.e. ideal or healthy eye without aberrations.
  • the rays bundled by the lens array represent a regular lattice-like light spot pattern.
  • individual rays from the ray bundle due to the deviation of the wavefront of the light emerging from the eye pupils, deviate from their ideal direction or Parallelism.
  • the light spot pattern therefore deviates from the regular pattern of the emmetropic eye.
  • this object is achieved in that the imaging quality of an eye is compared with at least one light pulse with a short coherence length.
  • the optical path length of at least one arm of the interferometer is varied to measure the length of the eye until a typical interference pattern between a reflection from the cornea and a reflection from the retina of the eye occurs in a detector. Together with a known section of the variation in the optical path length, this allows conclusions to be drawn about the length of the eye.
  • the optical path length is varied by introducing at least partially transparent elements and by at least one defined movable element of the interferometer in at least one light path of the interferometer.
  • the measurement of the length of the eye can take place directly in the interferometer.
  • the optical path length of at least one arm of the interferometer is determined via at least partially optically transparent elements and through at least one defined movable element, depending on the embodiment of the invention act either as a reflector or a sensor, which is synonymous with the functioning of interferometric measurement, varies.
  • the optically at least partially transparent elements which in a particularly advantageous embodiment of the invention can be designed, for example, as a cylinder made of polymethyl methacrylate (PMMA), the optical length becomes corresponding to the length of the light and the refractive index in the at least partially transparent material of the elements changed.
  • the reflector therefore only has to be moved a very small distance, depending on the optical element introduced, until the interference pattern occurs.
  • the entire length of the eye to be measured which generally varies between 24 mm and 28 mm, can be divided into several, for example four, groups.
  • the at least partially transparent element which is different for each of the groups Length is formed, it can be achieved that for each of the length group to be measured, the reflector only has to be moved by 1 mm. If the sensor finds a suitable interference pattern during this movement, the same measurement is carried out again in the next group with the next shorter or longer at least partially transparent element.
  • the reflections from the retina via an optical imaging device to a device for detecting the aberrations of the wave fronts in mydriasis, that is to say in the non-parachute sial or off-axis areas of the eye.
  • this device can be designed as a Hartmann shack sensor.
  • the combination creates an instrument for measuring all decisive variables with regard to the imaging quality of the eye, which due to its contactless design can also be used during an operation, e.g. When inserting an intraocular lens implant, appropriate monitoring, quality assurance and, if necessary, correction of the changes made by the surgeon are permitted.
  • the system according to the invention is advantageously very quick and easy to use and provides values relating to the length of the eyes, which are helpful in the selection of the lens for the implant, and can at the same time provide information about any aberrations that may occur in the area of the cornea, so that through the selection of a corresponding lens during the operation, possibly generated tensions in the cornea, which cause these aberrations due to deformation can cause countermeasures or the like, can be counteracted immediately by an appropriate adjustment of the implant or another suitable corrective action is taken immediately by the surgeon.
  • FIG. 1 shows an embodiment of a system for measuring the optical imaging quality of an eye
  • FIG. 2 shows a detailed illustration of a wheel from FIG. 1;
  • the system 1 shows a possible embodiment of the system 1 for the contactless measurement of the optical imaging quality of an eye 2 with an interferometer 3.
  • the system 1 is primarily used for measuring the human eye 2 before, during and after surgical interventions in the area of the cornea (cornea) 4 and the lens 5.
  • the system 1 it is also conceivable to use the system 1 for measuring similarly constructed eyes 2 of other mammals, since the system 1 works automatically anyway and does not require feedback from the person seeing with the eye 2.
  • This also predestines system 1 for use during operations in which the patient who sees with the eye 2 generally at least is partly under anesthetic, so that it would be difficult to report back here.
  • the system 1 is for the simultaneous measurement of aberrations and of a length L of the eye 2 in a contactless manner, that is to say without a probe or the like
  • the length L of the eye 2 is understood to mean the distance between the surface 4 'of the cornea 4, the so-called epithelium anterius, and the fundus with the retina 6.
  • the aberrations are deviations of the light rays in the eye 2 from the ideal paths of these light rays. These aberrations mainly occur when the light passes through the cornea 4 and are caused by deformations in the cornea 4.
  • the non-parachsial areas of the cornea that is to say the areas of the cornea 4 which are distant from the optical axis 7 (axis opticus) of the eye 2, are particularly critical here, and can only be seen when the rainbow is wide open.
  • skin (iris) 8 ' ie with a large pupil 8 in mydriasis, for example in poor lighting conditions.
  • the system 1 consists of the interferometer 3, which is designed as a fiber-optic interferometer 3, a device 9 for detecting the aberrations in the wave fronts, which is designed as a Hartmann shack sensor 9, and a light source 10 which emits light with a short coherence length.
  • the light source 10 is designed as a superluminescent diode (SLD), which couples its radiation directly into an optical fiber 11, which is referred to as a so-called connecting fiber.
  • SLD superluminescent diode
  • the fiber 11 is connected at one end to the fiber end of a 3dB coupler 12, which divides the radiation into two fibers 13 and 14.
  • the radiation from the end of the fiber 13 is collected in a lens 15 and strikes a reflector 16.
  • the light is transmitted from the reflector 16 into the End of the fiber 13 and thus also reflected back into the 3dB coupler 12.
  • the reflector 16 and the lens 15 designed as a converging lens are referred to as a reference arm 17 of the fiber-optic interferometer 3.
  • the reflector 16 is mounted on a driven holding element 18, which is preferably linearly movable back and forth.
  • the reference arm 17 of the fiber-optic interferometer 3 has a rotating wheel 19 between the reflector 16 and the lens 15, which is indicated in principle in FIG. 1 in a cross section.
  • a plurality of diaphragm openings 20 are introduced into the wheel 19, the center points of which lie on a circle, in the center of which a central axis 21 of the wheel 19 is arranged.
  • Every second of the aperture openings 20 contains an at least partially optically transparent element 22, which here in each case as a transparent cylinder 22, which preferably consists of PMMA (polymethylacrylate), is trained.
  • this transparent cylinder 22 of length I is now introduced into the optical path or the light beam of the reference arm 17, its optical arm length changes. Accordingly, the lengths I of the individual cylinders 22 are ideally selected so that the arm length can be shortened in individual stages over all the cylinders 22 present so that the shortenings can cover all the lengths L of an eye 2 that usually occur.
  • the reference arm 17 of the interferometer 3 can thus be shortened by the expected length L of the eye 2 compared to the other arms of the interferometer 3.
  • the wheel 19 is driven by a stepper motor 23.
  • the frequency of the drive circuit of a control tion / control 24 of the stepper motor 23 is chosen so that the rotation is synchronized with a periodic linear movement 25 of the reflector 16. Therefore, the optical arm length of the reference arm 17 of the fiber-optic interferometer 3 changes periodically between L 0 and L 0 + L, with the reference arm length L 0 without the cylinder 22 inserted.
  • the light from the end of the fiber 14 is collected by another lens 26 and directed to the patient's eye 2 via a diffractive optical element (DOE) 27 and a beam splitter 28.
  • the diffractive optical element 27 is designed such that the first diffraction order is focused on the surface 4 'of the cornea 4.
  • it must be ensured that the surface 4 'of the cornea 4 of the eye 2 which is being measured is at a defined constant distance from the system 1 or at least from the system diffractive optical element 27 remains. This can be done, for example, using a appropriate support for the chin and forehead of the patient, which is directly coupled to the system 1, as is known per se from devices for measuring visual acuity and the like.
  • the diffraction efficiency of the diffractive optical element 27 is chosen so that only about five percent of the incident light is diffracted into the first order of diffraction.
  • the visual system of the eye 2 consisting of the cornea 4 and the lens 5, concentrates the zeroth diffraction order of the diffractive optical element 27 in the background of the eye 2 on the retina 6 and generates a secondary light source 29 on the retina 6 by reflection.
  • the light emanating from this secondary light source 29 on the retina 6 light having only the fold in about 10 "4 intensity of the incident light is collected at a emmetropi Avenue 2 through the visual system of the eye 2 in substantially parallel rays to get to the beam splitter 28. A part of the collected radiation is from deflected the beam splitter 28 and led to the diffractive optical element 27. Due to the low diffraction efficiency of the diffractive optical element 27, the light from the secondary light source 29 on the retina 6 penetrates the diffractive optical element 27 almost unaffected and is collected by the lens 26 in the end of the fiber 14.
  • the beam focused on the surface 4 'of the cornea 4 is partially reflected by the latter.
  • the degree of reflection of the cornea 4 is about four percent.
  • Another five percent of the reflected light from the cornea 4 is collected by the diffractive optical element 27 in one focus. They are therefore intentionally lost for the system 1, since only the part of the light arriving in parallel on the lens 26 is concentrated in the end of the fiber 14.
  • the intensity of this light flow of the reflected light from the cornea 4, which is collected by the lens 26 into the end of the fiber 14, is thus also only 10 ⁇ 4 times the intensity of the input light. Therefore, it is the one reflected by the cornea 4 Light around a light of the same intensity as the light from the secondary light source 29 on the retina 6.
  • the two light beams of comparable intensity are then focused by means of the converging lens 26 into the end of the fiber 14.
  • the other part of the light that strikes the beam splitter 28 passes through it and passes via an optical imaging device 30 to the device 9 for detecting the aberrations in the wave fronts, which is designed here as a Hartmann shack sensor 9.
  • the beam splitter 28 thus ensures that the secondary light source 29 on the retina 6 can be used simultaneously for measuring the length L of the eye 2 and for measuring the aberrations.
  • the Hartmann shack sensor 9 has the imaging device 30 with two converging lenses 31 and 32, an aperture 33, a lens array 34 and a detector field 35, preferably made of CCD sensors.
  • the converging lens 31 focuses the light rays originating from the secondary light source 29 in the area of the diaphragm 33.
  • the light reflected from the surface 4 ′ of the cornea 4 is divergent and is parallelized by the converging lens 31. These parallel rays of the light reflected by the cornea 4 are then shaded by the diaphragm 33.
  • the diaphragm 33 thus acts as a radiation barrier, which eliminates almost all of the light reflected by the cornea 4.
  • the light of the secondary light source 29 on the retina 6 is focused in the area of the diaphragm 33 and can thus pass through the diaphragm 33 unhindered. It is then collected by the converging lens 32 into a parallel beam which strikes the lens array 34.
  • the optical imaging device 30 with the two converging lenses 31 and 32 and the diaphragm 33 thus images the pupil 8 of the eye 2 on the plane of the lens array 34.
  • Each one of the lenses 34a, 34, 34c, three of which are indicated here by way of example of the lens array 34, the light beams that strike each of the lenses 34a, 34, 34c focus on the detector array 35 with the at least one CCD sensor.
  • a certainly sensible size of the lens array 34 is approximately 5x5 to 20x20 individual lenses 34a, 34b, 34c, .... *
  • the focal points generated by the individual lenses 34a, 34b, 34c, ... ' are equidistant and form a regular light spot pattern.
  • the light point pattern is correspondingly distorted.
  • Fig. 3 it can be seen that the rays of the beam emerging from the pupil 8 of the eye 2nd a ⁇ stitt, can be considered as the normals of a surface 36.
  • the surface 36 as a whole is a sphere if the rays have a common crossing point.
  • the surfaces 36 seen as a whole are an aspherical body. ' It is in principle thought that the light beam coupled into the eye 2 via the interferometer 3 has such a small diameter that it penetrates through the center of the pupil 8 into the eye 2.
  • the light rays emerging from the eye 2 again via the visual system also get among other things - ZT -
  • Fig. 3 this is indicated in principle by the fact that a greater deviation from the ideal surface in the form of a spherical section is indicated on the surface 36 in the edge region than is the case in the paraxial or near-axis regions.
  • the function that describes the surface 36 can be described by Zernike polynomials, which are functions in the polar coordinates p and ⁇ in the pupil plane 37 according to FIG. 4.
  • the coordinate p is normalized and is assumed to be 0 at the center of the pupil 8 and 1 at the edge of the pupil 8. If you only consider the lowest order aberrations, the so-called Seidel aberrations, you need eight Zernike polynomials to describe the aspherical surface: With
  • Z x and Z 2 the inclination
  • Z 3 the defocusing
  • Z e and Z 7 the asymmetry error
  • Z B the spherical aberration
  • the unknown coefficients a ⁇ can be determined if the complete differentials of the radial displacement du and the azimuth displacement dv according to FIG. 4 at at least four points 38, one of which is shown as an example with the coordinates (p k ,
  • any other wavefront analysis principle can be used for the system 1, such as an interferometer test device. Disadvantages would have to be accepted, however, since interferometer test devices lack dynamic bandwidth and robustness, as is generally known.
  • the radiation from the secondary light source 29 on the retina 6 of the eye 2 and the radiation reflected by the reflector 16 are superimposed by the 3dB coupler 12.
  • the radiation passes through a fiber 39 to a detector 40, which is also particularly advantageously designed as a CCD sensor, and is registered by the latter.
  • the moving reflector 16 leads to a ⁇ Temporary change in the length of the reference arm 17.
  • the light source 10 is a superluminescent diode (SLD) with a coherence length in the order of 20 ⁇ m.
  • a modulated signal is detected at the detector 40 if the length of the reference arm 17 within the coherence length of the light source 10 is equal to the length of a region of the system 1 which is referred to below as the test arm 41.
  • the test arm 41 comprises the fiber 14, the lens 26, the diffractive optical element 27 and the beam splitter 28 and the eye 2 to be measured in length L.
  • the length of the reference arm 17 is equal to the length of the test arm 41 with the secondary light source 29 on the retina 6 as the end point, a signal (retinal reflex) is recognized at the detector 40, which in principle looks as shown in FIG. 6. If, on the other hand, the length of the reference arm 17 is equal to the length of the test arm 41 with the reflection from the surface 4 ' If the cornea 4 is the end point, a signal (coronal reflex) is recognized, which in principle corresponds to that shown in FIG. 5.
  • the length of the reference arm 17 also changes due to the rotating wheel 19 with the PMMA cylinders
  • the length 1 of the PMMA cylinders 22 with 1 L / (n-1) is selected, wherein
  • the retinal and corneal signals at the detector 40 are recorded with an analog-digital (AD) converter 42.
  • AD analog-digital
  • This data acquisition with detector 40 and AD converter 42 is synchronized with a start signal sent by the controller 24 of the stepping motor 23 when the light beam in the reference arm 17 penetrates one of the PMMA cylinders 22 on the rotating wheel 19.
  • the light beam in the reference arm 17 penetrates the PMMA cylinders 22 and the diaphragm openings 22 in a time interval T with the same duration, since the diameters of the PMMA cylinders 22 and the diaphragm openings 20 are the same.
  • the reflector 16 of the reference arm 17 executes the periodic forward and backward movement 25 several times during this time interval T, in which the light beam of the reference arm 17 penetrates the PMMA cylinder 22.
  • the signal coming from the detector 40 is switched via the AD converter 42 and a duplexer 43 to a RAM register 44 when the reflector 16 is in the forward movement while an address pointer of the RAM register 44 is counted up. However, if the reflector 16 moves backwards, the address pointer of the RAM register 44 is counted down.
  • the enveloping function of the interferograms can then be calculated using the Hilbert transformation. If f (t) is the signal function, the Hilbert transform H returns the
  • the envelope function u (t) of the signal is:
  • tors 16 is chosen so that L ⁇ A / 2 covers the expected eye length distribution of the patient population, which is generally between 24mm and 28mm.
  • the location of the center of the corneal • reflex and the retinal reflex is calculated from data vectors that were recorded during the time interval T in a central and all calculated controlling data processing unit 46th
  • the signal corresponding to the reflex from the retina 6 according to FIG. 6 consists of two reflexes. The first, larger of these reflexes comes from the epithelial pigment, the so-called pars pigmentosa, which is located immediately behind the receiver layer of the retina 6. The second, smaller of the reflexes, on the other hand, comes from the pars nervosa, a nerve layer that is arranged immediately in front of the receiver layer of the retina 6.
  • the mean value of the positions of the two peaks for the position of the retina 6 can be used for the measurement of the eye length L, since the two layers pars pigmentosa and pars nervosa are arranged very close to one another and their middle position practically corresponds to the position of the retina 6.
  • the signal corresponding to the reflex from the cornea 4 consists of only one reflex from the surface 4 'of the cornea 4, the so-called epithelium anterius, so that the position of the cornea 4 can be used directly.
  • the eye length L is then calculated from the difference between the two positions.

Abstract

Ein System (1) dient zur berührungslosen Vermessung der optischen Abbildungsqualität eines Auges (2) mit einem Interferometer (3), über welches wenigstens ein Lichtimpuls mit einer kurzen Kohärenzlänge von einer Lichtquelle (10) in das Auge (2) eingekoppelt wird. Die optische Weglänge wenigstens eines Arms (17) des Interferometers (3) wird zur Messung der Lange des Auges (2) variiert, bis in einem Detektor (40) ein typisches Interferenzmuster zwischen einer Reflexion von der Hornhaut (Cornea) (4) und einer Reflexion von der Netzhaut (Retina) (6) des Auges auftritt. Dieses Interferenzmuster erlaubt zusammen mit einem bekannten Wegstück der Variation der optischen Weglänge Rückschlüsse auf die Lange des Auges (2). Die Variation der optischen Weglänge erfolgt über das Einbringen von optisch wenigstens teilweise transparenten Elementen (22) und durch wenigstens ein definiert bewegbares Element (19) des Interferometers (3) in jeweils wenigstens einem der Lichtwege (17) des Interferometers (3).

Description

System zur berührunqslosen Vermessung der optischen Abbildunαsαualität eines Auges
Die Erfindung betrifft ein System zur berührungslσsen Vermessung der optischen Abbildungsgualität eines Auges mit einem Interferometer über welches wenigstens ein Lichtimpuls mit einer kurzen Kohärenzlänge von einer Lichtquelle in das Auge eingekoppelt wird.
Nach Operationen im Bereich der Augenlinse und der Hornhaut (Cornea) , wie beispielsweise Grauer-Star- Operationen oder refraktiven Eingriffen an der Cornea, können am Sehsystem des Auges optische Abweichungen, sogenannte Aberrationen, auftreten, die mit Hilfe sphärischer oder astigmatischer Linsen bzw. Zylinderlinsen nicht korrigierbar sind. Ein weiteres Problem dieser Aberrationen liegt darin, . daß sie sich m.it steigendem Pupillendurchmesser drastisch erhöhen und so insbesondere die Nachtsichtfähigkeit ernsthaft einschränken.
Daher ist es wichtig, diese Aberrationen meßtechnisch zu erfassen, um entsprechende Korrekturmaßnahmen, möglichst schon während der Operation, einleiten zu können. Im Falle- einer Grauen-Star-Operation, bei welcher die ursprüngliche Linse entfernt und durch eine künstliche Linse ersetzt wird, ist es außerdem sehr wichtig die Länge des Auges zu messen, um eine angemessene künstliche Ersatzlinse auszuwählen, welche der Augenlänge angepaßt ist und so ein gutes Sehen ermöglicht.
Da diese Vermessungen der Abbildungsqualität des Auges einen Einfluß sowohl auf die Linse im Zusammenspiel mit der Augenlänge als auch auf die Aberrationen haben, und schon während und/oder kurz nach der Operation erfolgen sollen, sind im Lichte der Qualitätssi- cherung dieser Verfahrensweisen nur kontaktlose bzw. berührungslose Verfahren anwendbar, um Gewebereizungen und Infektionen zu vermeiden. Die bisher übliche Messung der Augenlänge mit Ultraschall scheidet also aus, da diese das Aufsetzen eines Ultraschallkopfes auf die Cornea erforderlich macht.
Der Artikel "Optical Coherence Tomography" von A. Fer- cher, im "Journal of Biomedical Optics, Vol. 1, No. 2, April 1996, pp. 157-173" beschreibt ein Verfahren zur Analyse der Augenlänge im kontaktlosen Modus.
Über ein zweiarmiges Interferometer, welches beispielsweise ein Michelson-Interferometer sein kann, wird Licht als kontinuierliches Licht oder wenigstens in Form von kurzen Lichtimpulsen bzw. Wellenzügen in das zu vermessende Auge eingekoppelt. Durch eine vorgegebene Armlängendifferenz des Interferometers, welche in etwa der zu erwartenden Länge des menschlichen Auges, welche üblicherweise zwischen 24 mm und 28 mm angesiedelt ist, entspricht, kann erreicht werden, daß es im Bereich einer Sensorik zu einer Interferenz ei- ner von der Cornea stammenden Lichtreflexion und einer von der Netzhaut (Retina) stammenden Lichtreflexion kommt. Ein Reflektor im Bereich des Interferometers •kann dabei über eine Meßeinrichtung, einen sogenannten Scanner, so weit meßbar verfahren werden, bis es zu dem gewünschten Interferenzmuster zwischen dem retina- len und cornealen Reflex kommt. Aus dem dafür erforderlichen meßbaren Verfahrweg ergibt sich zusammen mit der bekannten Ausgangsstellung und der bekannten vorgehaltenen Armlängendifferenz des Interferometers eine Größe, welche exakte Rückschlüsse auf die Länge des vermessenen Auges, also den Abstand zwischen Oberfläche der Cornea und Oberfläche der Retina, ermöglicht.
Bei diesem Ansatz kann allerdings in nachteiliger Weise nur die reine Länge des Auges gemessen werden.
In der US 5,975,699 ist ein Verfahren und eine Vorrichtung beschrieben, welches gleichzeitig die Länge des Auges und den Brechungsfehler mißt. Diese Vorrichtung, welche in der Lage ist, die Länge des Auges und den Brechungsfehler gleichzeitig zu messen, koppelt über ein Michelson-Interferometer mit einer vorgegebenen Längendifferenz zwischen den beiden sich kreuzenden optischen Armen und über einen weiteren Strahlteiler Licht in das Innere des Auges ein. Die cornealen und retinalen Reflexe gelangen dann über diesen Strahlteiler teilweise ungenutzt in das Interferometer, der andere für die Messung genutzte Teil gelangt über eine optische Abbildungseinrichtung zu einem Gitter, an welchem es zu einer spektralen Zerlegung des Lichts kommt. Danach kommt es zu einer spek- trometrischen Auswertung dieses Lichts hinsichtlich des Spektrums, zur Ermittlung des refraktiven Fehlers bzw. des Brechungsfehlers des Auges, und zur Auswertung der durch die Interferenzen, aufgrund der unterschiedlichen Weglängen des Interferometers erzeugten Intensitätsschwankungen des cornealen und des retinalen Reflexes, um so die Länge des Auges zu ermitteln.
Den beiden oben genannten Verfahren ist es gemeinsam, daß sie nicht in der Lage sind, höhere Abweichungen des Sehsystems meßtechnisch zu erfassen. Zusätzlich wird bei beiden Verfahren ein externes Interferometer mit einer Armlängendifferenz angewandt, die der optischen Länge des zu untersuchenden Auges entspricht . Ein prinzipgemäßes Merkmal des Interferometers besteht darin., daß fünfzig Prozent des Lichtes am Strahlteiler verlorengehen und durch die somit erfolgenden Abschwä- chung der Intensität des eingeleiteten Lichts und der Reflexionen die gute Erkennbarkeit der Signale verringert wird. Wird ein Michelson-Interferometer eingesetzt, so ist dies außerdem umständlich in der Ausrichtung und Handhabung.
In dem Artikel "Messplatz zur Bestimmung der monochromatischen Aberration des menschlichen Auges" von P. Mierdel, H.E. Krinke, W. Wiegand, M. Kaemmerer, T. Seiler, in "Der Opthalmologe" , Vol. 94, Juni 1997, pp. 441-445 ist ein Verfahren zur Analyse der optischen Abweichungen eines Auges beschrieben.
Dabei wird ein regelmäßiges Muster von Lichtpunkten auf dem Augenfundus in dem Bereich der Retina des zu untersuchenden Auges erzeugt, indem über eine Lochmaske erzeugte Lichtstrahlen durch eine Sammellinse in einem kleinen Abstand vor der Retina fokusiert werden. Dadurch kommt es dann bei einem idealen Auge zu einem gleichmäßigen Muster von Lichtpunkten auf der Retina. Bei einem Auge mit entsprechenden Aberrationen im Bereich der Linse oder der Cornea kommt es dagegen zu einem verzerrten Muster von Lichtpunkten auf der Retina. Über entsprechende optische Abbildungseinrichtun- gen wird dann ein Zwischenbild des retinalen Licht- punktmusters erzeugt und über ein Kameraobjektiv auf einem lichtempfindlichen CCD-Sensor abgebildet. Die Abbildung des Lichtpunktmusters wird verzerrt, wenn das Sehsystem optische Aberrationen aufweist. Diese Aberrationen können numerisch analysiert werden. , Das Ergebnis wird als eine Liste von Gewichtsfaktoren von Zernike-Polynomen ausgegeben, womit sich ein "Wellen- frontaberrationsgebirge" modellieren läßt.
Ein weiteres Verfahren wird in dem Artikel "Objective measurement of wave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wave front sensor" von J. Liang, B. Grimm, S. Goelz, J.F. Bille, im "J. Opt . Soc. Am. A", Vol. 11, no. 7, July, 1994 beschrieben.
Mittels einer Reflexion von eingeleitetem Licht wird eine sekundäre Lichtquelle im Bereich der Retina auf dem Augenhintergrund des zu untersuchenden Auges erzeugt. Das 'Lichtstrahlenbündel der retinalen Reflexion wird dann mit einer Linsenanordnung, einem sogenannten Linsenarray, auf ein CCD-Ziel konzentriert. Das Lichtstrahlenbündel, das aus den Pupillen austritt, besteht bei einem emmetropischen, also einem idealen bzw. gesunden Auge ohne Aberrationen, aus parallelen Strahlen. Somit stellen bei einem emmetropischen Auge die durch das Linsenarray gebündelten Strahlen ein regelmäßiges gitterähnliches Lichtpunktmuster dar. Bei Aberrationen des Sehsystems weisen einzelne Strahlen aus dem Strahlenbündel, aufgrund der Abweichung der Wellenfront des Lichtes, das aus den Augenpupillen austritt, Abweichungen von ihrer idealen Richtung bzw. Parallelität auf. Bei einem Auge mit Aberrationen weicht das Lichtpunktmuster also von dem regelmäßigen Muster des emmetropen Auges ab. Diese Abweichungen können dann' numerisch analysiert werden, um Gewichts- faktoren von Zernike-Polynomen zu erhalten.
Die beiden zuletzt genannten Verfahren machen es möglich, Aberrationen des Sehsystems zu messen. Sie sind in nachteiliger Weise jedoch darauf beschränkt, daß mit ihnen lediglich diese Aberrationen und nicht die Länge des menschlichen Auges gemessen werden kann.
Es ist daher die Aufgabe der Erfindung, ein System zur berührungslosen Vermessung der optischen Abbilduήgs- qualität eines Auges vor, während und nach Operationen im Bereich der Linse und/oder der Hornhaut zu schaffen, welches möglichst viele Informationen liefert, um, über die Operation oder nachträgliche Korrekturmaßnahmen, ein möglichst ideales Sehen bei wenigstens annähernd allen auftretenden Lichtverhältnissen zu ermöglichen.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, daß die Abbildungsqualität eines Auges mit wenigstens einem Lichtimpuls mit einer kurzen Kohärenzlänge verraes- -lo¬
sen wird, welcher über ein Interferometer in das Auge eingekoppelt wird. Die optische Weglänge wenigstens eines Arms des Interferometers wird dabei zur Messung der Länge des Auges variiert, bis in einem Detektor ein typisches Interferenzmuster zwischen einer Reflexion von der Hornhaut und einer Reflexion von der Netzhaut des Auges auftritt. Zusammen mit einem bekannten Wegstück der Variation der optischen Weglänge, erlaubt dies Rückschlüsse auf die Länge des Auges. Die Variation der optischen Weglänge erfolgt über das Einbringen von wenigstens teilweise transparenten Elementen und durch wenigstens ein definiert bewegbares Element des Interferometers in wenigstens einem Lichtweg des Interferometers .
Bei dem erfindungsgemäßen System kann die Messung der Länge des Auges direkt in dem Interferometer ablaufen. Dabei wird erfindungsgemäß die optische Weglänge wenigstens eines Arms des Interferometers über wenigstens teilweise optisch transparente Elemente und durch wenigstens ein definiert bewegbares Element, je nach Ausgestaltung der Erfindung kann es sich dabei entweder um einen Reflektor oder um einen Sensor .handeln, was für die Funktionsweise des interferometeri- schen Messens gleichbedeutend ist, variiert. Durch das Einbringen der optisch wenigstens teilweise transparenten Elemente, welche in einer besonders günstigen Ausführungsform der Erfindung beispielsweise als Zylinder aus Polymethylmethacrylat (PMMA) ausgebildet sein können, wird die optische Länge entsprechend der Lauflänge des Lichts und des Brechungsindex in dem wenigstens teilweise transparenten Materials der Elemente verändert. Um eine Interferenz festzustellen, muß daher der Reflektor je nach eingebrachtem optischen Element nur um ein sehr kleines Wegstück bewegt werden, bis das Interferenzmuster auftritt.
So kann in besonders vorteilhafter Weise eine sehr schnelle Messung durchgeführt werden, da die gesamte zu vermessende Länge des zu vermessenden Auges, welche im allgemeinen zwischen 24 mm und 28 mm variiert, in mehrere, beispielsweise vier, Gruppen eingeteilt werden kann. Durch das wenigstens teilweise transparente Element, welches für jede der Gruppen in einer anderen Länge ausgebildet ist, kann erreicht werden, daß für jede der zu vermessenden Längengruppe der Reflektor jeweils nur um 1 mm bewegt werden muß. Findet der Sensor bei dieser Bewegung ein passendes Interferenzmusters, so wird in der nächstliegenden Gruppe mit dem nächstkürzeren bzw. -längeren wenigstens teilweise transparenten Element die gleiche Messung nochmals durchgeführt. Dadurch ergibt sich der Vorteil, daß die Messung selbst, welche prinzipiell nur während des Verstellen des Reflektors stattfindet, in ihrem zeitlichen Ablauf verkürzt werden kann, wodurch Meßfehler, welche beispielsweise durch eine relative Bewegung zwischen dem Auge als zu messendes Objekt und dem Interferometer auftreten könnten, durch die Verkürzung der Zeit entscheidend minimiert werden.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung und Weiterbildung der Erfindung werden die Reflexionen von der Retina über eine optische Abbildungseinrichtung zu einer Einrichtung zur Erfassung der Aberrationen der Wellenfronten in Mydriasis, also in den nicht parach- sialen bzw. achsfernen Bereichen des Auges, weitergeleitet.
In einer besonders günstigen Weiterbildung dieser Ausgestaltung der Erfindung kann diese Einrichtung als Hartmann-Shack-Sensor ausgebildet sein.
Diese Kombination aus interferometrischer Messung der Länge des Auges und Analyse der Aberrationen, welche durch die Cornea und gegebenenfalls auch teilweise durch die Linse, überwiegend in den bezüglich der optischen Achse des Auges parachsialen Bereichen auftreten können, hat entscheidende Vorteile. 'Ein erster gravierender Vorteil entsteht durch den Aufbau selbst, welcher in der Lage ist, über einen einzigen von einer Lichtquelle erzeugten Bezugspunkt, welcher durch eine entsprechende Reflexion des in das Auge eingekoppelten Lichts erzeugt wird, beide Messungen durchzuführen. Die Vergleichbarkeit der Meßwerte und die Möglichkeit einer Korrelation zwischen den Meßwerten bezüglich der Aberrationen und bezüglich der Länge des Auges, welche beide auf dem gleichen Bezugspunkt basieren, wird ge- schaffen und die Qualität und damit der praktische Nutzen der Meßergebnisse für den Operateur und den Patienten kann so verbessert werden.
Außerdem entsteht durch die Kombination ein Instrument zur Vermessung aller entscheidenden Größen bezüglich der Abbildungsqualität des Auges, welches aufgrund seiner kontaktlosen Ausführung auch während einer Operation, z.B. beim Einbringen eines Intraokularlin e - Implantats, eine entsprechende Überwachung, Qualitätssicherung und gegebenenfalls Korrektur der vorgenommenen Veränderungen durch den Operateur erlaubt .
Das erfindungsgemäße System ist in vorteilhafter Weise sehr schnell und einfach anzuwenden und liefert sowohl Werte bezüglich der Augenlänge, welche bei der Auswahl der Linse für das Implantat hilfreich sind, und kann gleichzeitig Aufschluß über eventuelle entstehende Aberrationen im Bereich der Cornea geben, so daß damit durch die Auswahl einer entsprechenden Linse bei der Operation gegebenenfalls erzeugte Spannungen in der Cornea, welche diese Aberrationen aufgrund von Verfor- mungen oder dergleichen hervorrufen können, umgehend entgegengewirkt werden kann, indem eine entsprechende Anpassung des Implantats oder eine andere geeignete Korrekturmaßnahme durch den Operateur sofort ergriffen wird.
In diesem speziellen Anwendungsfall, der Messung der Abbildungsqualität des Auges während der Operation, entsteht der entscheidende Vorteil, daß beim Erkennen eines Fehlers sofort reagiert werden kann und keine weitere Operation erforderlich ist, wie dies beispielsweise bei einer Vermessung, welche erst nach dem Ausheilen der durch die Operation entstehenden Wunden erfolgt, gegebenenfalls zur Korrektur erforderlich wäre.
Das Risiko einer weiteren erforderlichen Operation wird gesenkt, was insbesondere für ältere Menschen, welche als die hauptsächliche Zielgruppe für Grauer- Star-Operation anzusehen ist, eine entscheidende Erleichterung bedeutet, da diese bei jeder Form von Ope- rationen sicherlich als Patientengruppe mit erhöhtem Risiko anzusehen sind.
Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den restlichen Unteransprüchen und dem nachfolgend anhand der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispiel .
Es zeigt:
Fig. 1 eine Ausführungsform eines Systems zur Vermessung der optischen Abbildungsqualität eines Auges ;
Fig. 2 eine detaillierte Darstellung eines Rades aus Fig. 1;
1 _
Fig. 3 eine prinzipmäßige Darstellung eines Wellen- frontfehlers bei einem Auge;
Fig. 4 azimuthale und radiale Differentiale von an einer Pupille austretenden Strahlen,- Fig. 5 eine Hüllkurve eines InterferenzSignals von der Hornhaut; und
Fig. 6 eine Hüllkurve eines Interferenzsignals von der Netzhaut .
In Fig. 1 ist eine mögliche Ausführungsform des Systems 1 zur berührungslosen Vermessung der optischen Abbildungsqualität eines Auges 2 mit einem Interferometer 3 dargestellt. Das System 1 soll vorwiegend zur Vermessung des menschlichen Auges 2 vor, während und nach operativen Eingriffen im Bereich der Hornhaut (Cornea) 4 und der Linse 5 eingesetzt werden. Ein Einsatz des Systems 1 zur Vermessung ähnlich aufgebauter Augen 2 anderer Säugetiere ist jedoch prinzipiell auch denkbar, da das System 1 ohnehin selbsttätig arbeitet und keine Rückmeldung des mit dem Auge 2 Sehenden erforderlich macht. Dies prädestiniert das System 1 auch für den Einsatz während Operationen, bei denen der mit dem Auge 2 sehende Patient im allgemeinen zumindest teilweise unter Betäubung steht, so daß eine Rückmeldung hier gegebenenfalls schwierig wäre.
Das System 1 ist zur gleichzeitigen Messung von Aberrationen und von einer Länge L des Auges 2 auf kontaktlose Art, also ohne daß eine Sonde oder derglei-
I chen das Auge 2 berührt, vorgesehen.
Unter der Länge L des Auges 2 versteht man dabei den Abstand zwischen der Oberfläche 4' der Cornea 4, dem sogenannten Epithelium anterius, und dem Augenhintergrund (Fundus) mit der Netzhaut (Retina) 6.
Die Aberrationen sind Abweichungen der Lichtstrahlen in dem Auge 2 von den idealen Wegen dieser Lichtstrahlen. Diese Aberrationen treten überwiegend beim Lich - durchtritt durch die Cornea 4 auf und werden durch Verformungen in der Cornea 4 verursacht. Besonders kritisch sind hierbei die nicht parachsialen Bereiche der Cornea, also die von der optischen Achse 7 (axis opticus) des Auges 2 entfernt liegenden Bereiche der Cornea 4 , welche nur bei weit geöffneter Regenbogen- haut (Iris) 8', also bei einer großen Pupille 8 in Mydriasis, z.B. bei schlechten Lichtverhältnissen, zum Tragen kommen.
Wie in Fig. 1 erkennbar, besteht das System 1 aus dem Interferometer 3, welches als faseroptisches Interferometer 3 ausgebildet ist, einer Einrichtung 9 zur Erfassung der Aberrationen in den Wellenfronten, welche als Hartmann-Shack-Sensor 9 ausgebildet ist, und einer Lichtquelle 10, welche Licht mit einer kurzen Kohärenzlänge emittiert.
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel gemäß Fig. 1 ist die Lichtquelle 10 als Superluminiszenzdiode (SLD) ausgebildet, welche ihre Strahlung direkt in eine optische Faser 11 einkoppelt, welche als sogenannte Anschlußfaser bezeichnet wird. Die Faser 11 wird an einem ihrer Enden mit dem Faserende eines 3dB-Kopplers 12 verbunden, der die Strahlung in zwei Fasern 13 und 14 aufteilt. Die Strahlung vom Ende der Faser 13 wird in einer Linse 15 gesammelt und trifft auf einen Reflektor 16. Das Licht wird von dem Reflektor 16 in das Ende der Faser 13 und damit auch in den 3dB-Koppler 12 zurückreflektiert .
In der nachfolgenden Beschreibung werden der Reflektor 16 und die als Sammellinse ausgebildete Linse 15 als Referenzarm 17 des faseroptischen Interferometers 3 bezeichnet. Der Reflektor 16 ist auf einem angetriebenen Halteelement 18 angebracht, das vorzugsweise linear vorwärts und rückwärts bewegbar ist. Außerdem weist der Referenzarm 17 des faseroptischen Interferometers 3 ein sich drehendes Rad 19 zwischen dem Reflektor 16 und der Linse 15 auf, welches in Fig. 1 in einem Querschnitt prinzipmäßig angedeutet ist .
Wie in Fig. 2 dargestellt, sind in das Rad 19 mehrere Blendenöffnungen 20 eingebracht, deren Mittelpunkte auf einem Kreis liegen, in dessen Mittelpunkt eine zentrale Achse 21 des Rads 19 angeordnet ist. Jede zweite der Blendenöffnungen 20 enthält ein zumindest teilweise optisch transparentes Element 22, welches hier jeweils als ein durchsichtiger Zylinder 22, der vorzugsweise aus PMMA (Polymethylacrylat) besteht, ausgebildet ist. Die durchsichtigen Zylinder 22 haben dabei unterschiedliche Längen 1, wobei zumindest einer der Zylinder 22 mit der Länge 1 = L/ (n-1) ausgebildet ist, wobei n den Brechungsindex des Zylinders 22 aus PMMA (z.B. n=l, 336) darstellt. L = n - 1 ist dabei die optische Länge L eines normalen Auges 2.
Wird dieser durchsichtige Zylinder 22 der Länge I nun in den optischen Weg bzw. den Lichtstrahl des Referenzarms 17 eingebracht, so verändert sich dessen optische Armlänge. Idealerweise werden dementsprechend die Längen I der einzelnen Zylinder 22 so gewählt, daß über alle vorhandenen Zylinder 22 die Armlänge in. einzelnen Stufen so verkürzt werden kann, daß mit den Verkürzungen alle üblicherweise auftretenden Längen L eines Auges 2 abgedeckt werden können. Der Referenzarm 17 des Interferometers 3 kann also gegenüber den anderen Armen des Interferometers 3 um die zu erwartende Länge L des Auges 2 verkürzt werden.
Das Rad 19 wird durch einen Schrittmotor 23 angetrie- ben. Die Frequenz der Antriebsschaltung einer Steue- rung/Regelung 24 des Schrittmotors 23 wird so gewählt, daß die Drehung mit einer periodischen linearen Bewegung 25 des Reflektors 16 synchronisiert wird. Daher ändert sich die optische Armlänge des Referenzarms 17 des faseroptischen Interferometers 3 periodisch zwischen L0 und L0 + L, mit der Referenzarmlänge L0 ohne eingebrachten Zylinder 22.
Das Licht von dem Ende der Faser 14 wird von einer weiteren Linse 26 gesammelt und über ein diffraktives optisches Element (DOE) 27 und einen Strahlteiler 28 zu dem Auge 2 des Patienten geleitet. Das diffraktive optische Element 27 ist so ausgelegt, daß die erste Beugungsordnung auf die Oberfläche 4 ' der Cornea 4 fokusiert wird. Um sicherzustellen, daß zumindest während des Zeitpunkts der eigentlichen Messung keine Verfälschungen der Messung auftreten, muß gewährleistet werden, daß die Oberfläche 4' der Cornea 4 des Auges 2, welches vermessen wird, in einem definierten gleichbleibenden Abstand zu dem System 1 oder zumindest zu dem diffraktiven optischen Element 27 verbleibt. Dies kann beispielsweise über eine entspre- chende Stütze für Kinn und Stirn des Patienten erfolgen, welche direkt mit dem System 1 gekoppelt ist, wie dies von Vorrichtungen zur Vermessung der Sehschärfe und dergleichen an sich bekannt ist.
Die Beugungswirksamkeit des diffraktiven optischen Elements 27 wird so gewählt, daß nur etwa fünf Prozent des auftreffenden Lichtes in die erste Beugungsordnung gebeugt wird. Das Sehsystem des Auges 2, bestehend aus der Cornea 4 und der Linse 5, konzentriert die nullte Beugungsordnung des diffraktiven optischen Elements 27 im Hintergrund des Auges 2 auf die Retina 6 und erzeugt durch Reflexion eine sekundäre Lichtquelle 29 auf der Retina 6.
Das von dieser sekundären Lichtquelle 29 auf der Retina 6 ausgehende Licht, welches nur die in etwa 10"4-fache Intensität des eingestrahlten Lichts hat, wird bei einem emmetropisehen Auge 2 durch das Sehsystem des Auges 2 in im wesentlichen parallelen Strahlen gesammelt, welche zu dem Strahlteiler 28 gelangen. Ein Teil der gesammelten Strahlung wird von dem Strahlteiler 28 abgelenkt und zu dem diffraktiven optischen Element 27 geführt. Aufgrund der geringen Beugungswirksamkeit des diffraktiven optischen Elements 27 durchdringt das Licht von der sekundären Lichtquelle 29 auf der Retina 6 das diffraktive optische Element 27 nahezu unbeeinflußt und wird durch die Linse 26 in dem Ende der Faser 14 gesammelt.
Der auf die Oberfläche 4 ' der Cornea 4 fokusierte Strahl wird von dieser teilweise reflektiert. Der Reflexionsgrad der Cornea 4 beträgt dabei etwa vier Prozent . Weitere fünf Prozent des reflektierten Lichts von der Cornea 4 werden durch das diffraktive optische Element 27 in einem Fokus gesammelt. Sie gehen somit für das System 1 gewollt verloren, da nur der parallel an der Linse 26 ankommende Teil des Lichts in das Ende der Faser 14 konzentriert wird. Die Intensität dieses durch die Linse 26 in das Ende der Faser 14 gesammelten Lichtflusses des reflektierten Lichtes von der Cornea 4 beträgt somit ebenfalls nur das 10~4- fache der Intensität des Eingangslichtes. Daher handelt es sich bei dem von der Cornea 4 reflektierten Licht um ein Licht derselben Intensität, wie bei dem Licht von der sekundären Lichtquelle 29 auf der Retina 6. Die beiden Lichtstrahlen vergleichbarer Intensität werden dann mittels der Sammellinse 26 in das Ende der Faser 14 fokusiert.
Der andere Teil des Lichts, der auf den Strahlteiler 28 auftrifft, durchdringt diesen und gelangt über eine optische Abbildungseinrichtung 30 zu der Einrichtung 9 zur Erfassung der Aberrationen in den Wellenfronten, welche hier als Hartmann-Shack-Sensor 9 ausgebildet ist. Durch den Strahlteiler 28 wird somit erreicht, daß die sekundäre Lichtquelle 29 auf der Retina 6 gleichzeitig für die Messung der Länge L des Auges 2 und die Messung der Aberrationen verwendet werden kann.
Der Hartmann-Shack-Sensor 9 weist in der bevorzugten, in Fig. 1 dargestellten, Ausführungsform die Abbildungseinrichtung 30 mit zwei Sammellinsen 31 und 32, einer Blende 33, einem Linsenarray 34 sowie einem Detektorfeld 35, vorzugsweise aus CCD-Sensoren, auf. Die Sammellinse 31 fokusiert die von der sekundären Lichtquelle 29 stammenden Lichtstrahlen im Bereich der Blende 33. Das von der Oberfläche 4' der Cornea 4 reflektierte Licht ist divergierend und wird von der Sammellinse 31 parallelisiert . Diese parallelen Strahlen des von der Cornea 4 reflektierten Lichts werden dann durch die Blende 33 abgeschattet. Die Blende 33 fungiert somit als Strahlensperre, die fast das gesamte von der Cornea 4 reflektierte Licht eliminiert.
Das Licht der sekundären Lichtquelle 29 auf der Retina 6 ist im Bereich der Blende 33 fokusiert und kann die Blende 33 so ungehindert durchdringen. Es wird dann von der Sammellinse 32 zu einem parallelen Strahl gesammelt, welcher auf das Linsenarray 34 auftrifft. Die optische Abbildungseinrichtung 30 mit den zwei Sammellinsen 31 und 32 sowie der Blende 33 bildet also die Pupille 8 des Auges 2 auf der Ebene des Linsen- arrays 34 ab. Jede einzelne der Linsen 34a, 34, 34c, von denen hier drei Stück exemplarisch angedeutet sind, des Linsenarrays 34 fokusiert die Lichtstrahlenbündel, die auf jeder der Linsen 34a, 34, 34c auftreffen, auf das Detaktorfeld 35 mit dem wenigstens einen CCD-Sensor. Dabei liegt eine sicherlich sinnvolle Größe des Linsenarrays 34 bei ca. 5x5 bis 20x20 einzelnen Linsen 34a, 34b, 34c, .... *
Bei einem emmetropischen Auge 2 ohne Aberrationen sind die von den einzelnen Linsen 34a, 34b, 34c, ...' erzeugten Brennpunkte abstandsgleich und bilden ein regelmäßiges Lichtpunktemuster. Bei einem Auge 2 mit Aberrationen, ist das Lichtpunktemuster entsprechend verzerrt .
Nachfolgend ist nun ausführlich beschrieben, wie mit dem in Fig. 1 und Fig. 2 aufgezeigten System 1 die entsprechenden Vermessungen am Auge 2 erfolgen. Zuerst soll die Vermessung der Aberrationen des Auges 2 beschrieben werden:
In Fig. 3 ist zu erkennen, daß die Strahlen des Strahlenbündels, das aus der Pupille 8 des Auges 2 aύstritt, als die Normalen einer -Fläche 36 betrachtet werden können. Die Fläche 36 ist als gesamtes gesehen eine Kugel, wenn die Strahlen einen gemeinsamen Kreuzungspunkt aufweisen. Bei Aberrationen handelt es sich dagegen bei den als gesamtes gesehenen Flächen 36 um einen asphärischen Körper.' Dabei ist es prinzipiell so gedacht, daß der über das Interferometer 3 in das Auge 2 eingekoppelte Lichtstrahl einen so geringen Durchmesser hat, daß dieser durch die Mitte der Pupille 8 in das Auge 2 eindringt.. Dadurch kann sichergestellt werden, daß der Strahl beim Eindringen in das Auge 2 keine Verzerrungen oder Veränderungen erfährt, da im allgemeinen in den achsnahen bzw. parachsialen Bereichen der Cornea 4 und der Linse 5 keine Aberrationen auftreten. Dies ist auch besonders günstig, da so eventuell auftretende Aberrationen keinerlei Einfluß auf die Messung der Länge L des Auges 2 über das Interferometer 3 haben, welche nachfolgend noch näher beschrieben wird.
Die über das Sehsystem wieder aus dem Auge 2 austretenden Lichtstrahlen gelangen unter anderem auch - ZT -
durch den nicht achsnahen Bereich der Pupille 8 in Mydriasis, so daß hier eventuell auftretende Aberrationen, welche insbesondere die Nachtsichtfähigkeit des Patienten nachteilig beeinflussen könnten, über den Hartmann-Shack-Sensor 9 erfaßt werden können.
In Fig. 3 ist dies prinzipmäßig dadurch angedeutet, daß an der Fläche 36 im Randbereich eine stärkere Abweichung von der idealen Fläche in Form eines Kugelabschnitts angedeutet ist, als dies in den parachsialen bzw. achsnahen Bereichen- der Fall ist. Die Funktion, die die Fläche 36 beschreibt, kann durch Zernike-Polynome beschrieben werden, wobei es sich um Funktionen in den Polarkoordinaten p und φ in der Pupillenebene 37 gemäß Fig. 4 handelt. Die Koordinate p ist normiert und wird am Mittelpunkt der Pupille 8 als 0, und am Rand der Pupille 8 als 1 angenommen. Betrachtet man zur Vereinf chung nur die Aberrationen der niedrigsten Ordnung, die sogenannten Seidel- Aberrationen, benötigt man acht Zernike-Polynome, um die asphärische Fläche zu beschreiben:
Figure imgf000032_0001
mit
Zi = p cos φ
Z2 = p sin φ
Z3 = 2p*
Z4 = p2 cos 2φ
Z5 = p2 sin 2φ
Z6 = (3p2 -2} p cos φ
Z7 = (3p2 -2) p sin φ
ZB = 6p4 - 6pz + 1
wobei Zx und Z2 die Neigung, Z3 die Defokussierung, Z4 und Zs den Astigmatismus, Ze und Z7 den Asymmetriefehler, und ZB die sphärische Aberration darstellen.
Die unbekannten Koeffizienten a± können bestimmt werden, wenn die vollständigen Differentiale der Radialverlagerung du und der Azimuthalverlagerung dv gemäß Fig. 4 an mindestens vier Punkten 38, von denen einer exemplarisch dargestellt ist, mit den Koordinaten (pk,
φk) , k = 1, 2, 3, 4 bekannt sind. Die Differentiale du, dv stehen in direktem Zusammenhang mit der Neigung der Fläche f (p, φ) :
d f(p,φ) gradp f (p, φ) = _ = du (P' <P> { 2 ) dp
1 d f (p, ,φ, ) gradφ £ (p, φ) = - J k , Yk = dv (p, φ) (3 )
P
Diese zwei Gleichungen (2) , (3) gelten für die vier Strahlen, welche die Pupille 8 an den Koordinaten (Pk, ψk) , k = 1, 2, 3, 4 schneiden. Somit existieren insgesamt acht Gleichungen, mit denen sich die acht unbekannten Koeffizienten ai bestimmen lassen.
Wenn Aberrationen höherer Ordnungen bestimmt werden sollen, so müssen weitere Zernike- olynome höherer Ordnung miteinbezogen werden. Dann sind natürlich mehr als vier Strahlen mit ihren Differentialen notwendig, um alle Koeffizienten ai bestimmen zu können. Grundlegend läßt sich für das System 1 auch jedes andere Wellenfrontanalyseprinzip verwenden, wie beispielsweise eine Interferometer-Testvorrichtung. Dabei müßte man allerdings Nachteile in Kauf nehmen, da es Interferometer-Testvorrichtungen an dynamischer Bandbreite und Robustheit mangelt, wie allgemein bekannt ist .
Die nachfolgend aufgeführten Ausführungen widmen sich der Beschreibung, wie die Länge L des Auges 2 mittels des in Fig. 1 und Fig. 2 beschriebenen System 1 vermessen werden kann:
In dem System 1 wird die Strahlung von der sekundären Lichtquelle 29 auf der Retina 6 des Auges 2 und die vom Reflektor 16 reflektierte Strahlung durch den 3dB- Koppler 12 überlagert. Die Strahlung gelangt durch eine Faser 39 zu einem Detektor 40, welcher in besonders günstiger Weise ebenfalls als CCD-Sensor ausgebildet ist, und wird von diesem registriert. Gleichzeitig führt der sich bewegende Reflektor 16 zu einer \ zeitweiligen Veränderung der Länge des Referenzarms 17.
Bei der Lichtquelle 10 handelt es sich, wie bereits erwähnt, um eine Superluminiszenzdiode (SLD) mit einer Kohärenzlänge in der Ordnung von 20 μm. An dem Detektor 40 wird ein moduliertes Signal erkannt, wenn die Länge des Referenzarms 17 innerhalb der Kohärenzlänge der Lichtquelle 10 gleich der Länge eines nachfolgend als Prüfarm 41 bezeichneten Bereichs des Systems 1 ist. Der Prüfarm 41 umfaßt dabei die Faser 14, die Linse 26, das diffraktive optische Element 27 sowie den Strahlteiler 28 und das in seiner Länge L zu vermessende Auge 2.
Wenn die Länge des Referenzarms 17 gleich der Länge des Prüfarms 41 mit der sekundären Lichtquelle 29 auf der Retina 6 als Endpunkt ist, wird am Detektor 40 ein Signal (retinal reflex) erkannt, welches prinzipiell wie in Fig. 6 dargestellt aussieht. Wenn dagegen die Länge des Referenzarms 17 gleich der Länge des Prüfarms 41 mit der Reflexion von der Oberfläche 4 ' der Cornea 4 als Endpunkt ist, wird ein Signal (corne- al reflex) erkannt, welches prinzipiell dem entspricht, das in Fig. 5 dargestellt ist.
Die Länge des Referenzarms 17 verändert sich außerdem durch das sich drehende Rad 19 mit den PMMA-Zylindern
22 und den Blendenöffnungen 20. Dabei wird die Länge 1 der PMMA-Zylinder 22 mit 1 = L/ (n-1) ausgewählt, wobei
L mit L = n • 1 die optische Länge des normalen Auges
2 ist. Es gilt:
I Länge des PMMA-Zylinders 22
L Länge des Auges 2 s optische Weglänge mit PMMA-Zylinder 22 s0 optische Weglänge ohne PMMA-Zylinder 22
As = s - s0 - n - 1 - 1 = 1 - (n-1)
Wird nun die optische Weglängendifferenz As so ge¬
wählt, daß sie in derselben Größenordnung (As = L) wie die Länge L des Auges 2 liegt, so gilt:
L = 1 - (n-1) bzw. 1 = L/ (n-l) Bei den üblicherweise auftretenden Längen des normalen Auges 2 eines Patienten von L - 24 mm bis L = 28 mm, werden bei einem Brechungsindex des Materials PMMA von n = 1,336 im dargestellten Ausführungsbeispiel Zylinder 22 in der Größenordnung von 70 mm bis 85 mm Verwendung finden.
Die retinalen und cornealen Signale an dem Detektor 40 werden mit einem Analog-Digital (AD) -Wandler 42 aufgezeichnet. Diese Datenerfassung mit Detektor 40 und AD- Wandler 42 wird mit einem von der Steuerung/Regelung 24 des Schrittmotors 23 gesendeten Startsignal synchronisiert, wenn der Lichtstrahl in dem Referenzarm 17 einen der PMMA-Zylinder 22 auf dem sich drehenden Rad 19 durchdringt. Der Lichtstrahl in dem Referenzarm 17 durchdringt die PMMA-Zylinder 22 und die Blendenöffnungen 22 in einem Zeitintervall T mit derselben Dauer, da die Durchmesser der PMMA-Zylinder 22 und der Blendenöffnungen 20 gleich sind. Der Reflektor 16 des Referenzarms 17 führt während dieses Zeitintervalls T, in dem der Lichtstrahl des Referenzarms 17 den PMMA-Zylinder 22 durchdringt, mehrmals die periodische Vor- und Rückwärtsbewegung 25 aus. Das dabei vom Detektor 40 kommende Signal wird über den AD-Wandler 42 und einen Duplexer 43 auf ein RAM-Register 44 geschaltet, wenn sich der Reflektor 16 in Vorwärtsbewegung befindet, während ein Adreßzeiger des RAM-Registers 44 aufwärts gezählt wird. Bewegt sich der Reflektor 16 dagegen rückwärts, so wird der Adreßzeiger des RAM-Registers 44 abwärts gezählt.
Alle Werte, die erfaßt wurden, während der Lichtstrahl einen der PMMA-Zylinder 22 durchdrungen hatte, werden an dem jeweiligen Adreßplatz des RAM-Registers 44 zusammengefaßt und gemittelt. Die Beeinflussung der Messung durch Störsignale und Rauschen kann damit mini- miert werden.
Sobald der Lichtstrahl des Referenzarms 17 eine der Blendenöffnungen 20 des sich drehenden Rades 19 durchdringt, wird dasselbe Erfassungs- und Mittelwertbil- dungsverfahren wiederholt. Die Daten werden jedoch in einem weiteren RAM-Register 45 zusammengefaßt.
Die einhüllende Funktion der Interferogramme, wie in Fig. 5 und 6 dargestellt, kann dann mit der Hilbert- Transformation berechnet werden. Wenn f (t) die Signal- funktion ist, liefert die Hilbert-Transformation H den
imaginären Teil des analytischen Signals f mit dem
echten Teil fft :
f(t) = f(t) + j-H-{f(t)}
Die einhüllende Funktion u (t) des Signals lautet:
) = |/(/)| = sJf2(t)+ (H{f(t)}γ
Eine mögliche Bandbreite Δ der Bewegung 25 des Reflek¬
tors 16 wird dabei so gewählt, daß L ± A/2 die erwartete Augenlängenverteilung der Patientenpopulation, welche im allgemeinen zwischen 24mm und 28mm liegt, abdeckt . Der Lageort des Mittelpunktes des cornealen • Reflexes und des retinalen Reflexes wird aus Datenvektoren, welche während des Zeitintervalls T aufgezeichnet wurden, in einer zentralen alles berechnenden und steuernden Datenverarbeitungseinheit 46 errechnet. Das mit dem Reflex von der Retina 6 korrespondierende Signal gemäß Fig. 6 besteht aus zwei Reflexen. Der erste, größere dieser Reflexe stammt vom epithelialen Pigment, dem sogenannten pars pigmentosa, das sich unmittelbar hinter der Empfängerschicht der Retina 6 befindet. Der zweite, kleinere der Reflexe stammt dagegen von der pars nervosa, einer Nervenschicht, die unmittelbar vor der Empfängerschicht der Retina 6 angeordnet ist. Für die Messung der Augenlänge L kann der Mittelwert der Positionen der zwei Spitzen für die Position der Retina 6 verwendet werden, da die beiden Schichten pars pigmentosa und pars nervosa sehr dicht beieinander angeordnet sind und ihre mittlere Lage praktisch der Lage der Retina 6 entspricht. Das mit dem Reflex von der Cornea 4 korrespondierende Signal besteht aus nur einem Reflex von der Oberfläche 4' der Cornea 4, dem sogenannten epithelium anterius, so daß die Position der Cornea 4 direkt verwendet werden kann.
Die Augenlänge L errechnet sich dann aus der Differenz zwischen den zwei Positionen.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
System zur berührungslosen Vermessung der optischen Abbildungsqualität eines Auges (2) mit einem Interferometer (3) , über welches wenigstens ein Lichtimpuls mit einer kurzen Kohärenzlänge von einer Lichtquelle (10) in das Auge (2) eingekoppelt wird, wobei die optische Weglänge wenigstens eines Arms des Interferometers (3) zur Messung der Länge (L) des Auges (2) variiert wird, bis in einem Detektor (40) ein • typisches Interferenzmuster zwischen einer Reflexion von der Hornhaut (Cornea 4) und einer Reflexion von der Netzhaut (Retina 6) des Auges (2) auftritt, welches zusammen mit einem bekannten Wegstück (As) der Variation der optischen Weglänge Rückschlüsse auf die Länge (L) des Auges (2) erlaubt, wobei die Variation der optischen Weglänge (As) über das Einbringen von optisch wenigstens teilweise transparenten Elementen (22) und durch wenigstens ein definiert bewegbares Element des Interferometers (Reflektor 16) in dem jeweils wenigstens einen Arm (Referenzarm 17) des Interferometers (3) erfolgt.
2. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzei chnet , daß das definiert bewegbare Element des Interferometers (3) als Reflektor (16) ausgebildet ist.
3. System nach Anspruch 2 , dadurch gekennze ichnet , daß das Bewegen (25) des Reflektors (16) und das Einbringen der optisch zumindest teilweise transparenten Elemente (22) in den Lichtweg des selben Arms (Referenzarm 17) des Interferometers (3) erfolgt.
4. System nach Anspruch 1 , 2 oder 3 , d a du r c h g e k e nn z e i c hn e t , daß das Interferometer (3) als faseroptisches Interferometer ausgebildet ist.
5. System nach einem der Ansprüche 1 bis 4, d a du r c h g e k e n n z e i c hn e t , daß die Reflexion der Netzhaut (Retina 6) über eine optische Abbildungsein ichtung (30) zu einer Einrichtung (9) zur Erfassung der Aberrationen der Wellenfronten in Mydriasis des Auges (2) gelangt.
6. System nach Anspruch 5 , dadurch gekennz e i chnet , daß die Einrichtung zur Erfassung der Aberrationen der Wellenfronten in Mydriasis des Auges (2) als Hart- ann-Shack-Sensor (9) ausgebildet ist.
7. System nach einem der Ansprüche 1 bis 6 , d a du r c h g e k e nn z e i c hn e t , daß der Reflektor (16) mittels einer Antriebseinrich-' tung (18) in seiner linearen Position meßbar bewegt wird.
8. System nach einem der Ansprüche 1 bis 7, d a du r c h g e k e nn z e i c hn e t , daß die optisch wenigstens teilweise transparenten Elemente als Zylinder (22) aus Polymethylmethacry- lat (PMMA) ausgebildet sind.
9. System nach Anspruch 8, dadurch gekennz ei chnet , daß die Zylinder (22) auf einem wenigstens annähernd senkrecht zur optischen Achse des Reflektors angeordneten Rad (19) angebracht sind.
10. System nach Anspruch 9, dadurch gekennz ei chnet , daß jeweils einer der Zylinder (22) auf dem Rad (19) in der Art einer Revolvertrommel wahlweise in den Lichtweg einschwenkbar ist.
11. System nach Anspruch 9 oder 10, d a du r c h g e k e n n z e i c h n e' t , daß das Rad (19) von einem Schrittmotor (23) angetrieben wird.
12. System nach Anspruch 9, 10 oder 11, d a du r c h g e k e n n z e i c hn e t , daß auf dem Rad (19) abwechselnd Blendenöffnungen (20) und Zylinder (22) angeordnet sind.
13. System nach einem der Ansprüche 1 bis 12 , dadurch gekennz e i chnet , daß eine Superluminiszenzdiode (SLD) als Lichtquelle (10) dient.
14. System nach einem der Ansprüche 4 bis 13 , d a d u r c h g e k e n n z e i c hn e t , daß das Licht aus einem Ende einer Faser (14) des Interferometers (3) über eine optische Abbildungs- einrichtung in das Auge (2) gelangt.
15. System nach Anspruch 14, d a du r c h g e k e nn z e i c hn e t , daß die Abbildungseinrichtung wenigstens eine Linse (26) aufweist.
16. System nach Anspruch 14 oder 15, d a du r c h g e k e n n z e i c hn e t , daß die Abbildungseinrichtung wenigstens ein diffrak- tives optisches Element (27) aufweist.
17. System nach Anspruch 14, 15 oder 16, d a dur ch g e k e nn z e i c hn e t , daß die Abbildungseinrichtung wenigstens einen Strahl- teuer (28) zum Einkoppeln der Einrichtung (9) zur Erfassung der Aberrationen der Wellenfronten aufweist.
18. System nach Anspruch 16, d a d u r c h g e k e n n z e i c hn e t , daß das diffraktive optische Element (27) in der Art ausgebildet ist, daß die erste Beugungsordnung auf die Oberfläche (4') der Hornhaut (Cornea 4) fokusiert wird.
19. System nach einem der Ansprüche 6 bis 18, d a du r c h g e k e n n z ei c hn e t , daß der Hartmann-Shack-Sensor (9) ein Linsenarray (34) und ein Detektorfeld (35) aufweist.
20. System nach Anspruch 19, dΛa durch gekennz eichnet , daß das Detektorfeld (35) mit CCD-Sensoren ausgebildet ist.
21. System nach einem der Ansprüche 1 bis 20, g e k e nn z e i c hn e t d u r c h wenigstens eine elektronische Datenverarbeitungs- einrichtung (46/24) zur Erfassung und Auswertung der Meßdaten sowie zur Steuerung/Regelung des Ver- fahrweges des Reflektors (16) .
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Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006516447A (ja) * 2003-02-04 2006-07-06 ウェーブ テック ビジョン システムズ、インコーポレイテッド 眼のタルボ・モアレ波面センサ
JP2007518998A (ja) * 2004-01-22 2007-07-12 セントレ ナショナル デ ラ レチャーチェ シャーティフィック マイケルソン干渉計におけるフリンジのコントラストを測定するための装置及び方法並びに同装置を有する検眼システム
EP2020205A1 (de) * 2007-07-24 2009-02-04 SIS AG, Surgical Instrument Systems Ophthalmologische Messvorrichtung und Messverfahren
US8727532B2 (en) 2007-07-24 2014-05-20 Sis Ag, Surgical Instrument Systems Ophthalmological measurement apparatus and measurement method
US8876290B2 (en) 2009-07-06 2014-11-04 Wavetec Vision Systems, Inc. Objective quality metric for ocular wavefront measurements
US9072462B2 (en) 2012-09-27 2015-07-07 Wavetec Vision Systems, Inc. Geometric optical power measurement device
US9107612B2 (en) 2004-04-20 2015-08-18 Wavetec Vision Systems, Inc. Integrated surgical microscope and wavefront sensor
US9168127B2 (en) 2003-04-10 2015-10-27 Wavetec Vision Systems, Inc. Intraoperative estimation of intraocular lens power
US9259149B2 (en) 2009-07-14 2016-02-16 Wavetec Vision Systems, Inc. Ophthalmic surgery measurement system
US9295381B2 (en) 2007-10-31 2016-03-29 Wavetec Vision Systems, Inc. Wavefront sensor
US9307904B2 (en) 2008-11-06 2016-04-12 Wavetec Vision Systems, Inc. Optical angular measurement system for ophthalmic applications and method for positioning of a toric intraocular lens with increased accuracy
US9554697B2 (en) 2009-07-14 2017-01-31 Wavetec Vision Systems, Inc. Determination of the effective lens position of an intraocular lens using aphakic refractive power
US10842380B2 (en) 2017-07-27 2020-11-24 Align Technology, Inc. Methods and systems for imaging orthodontic aligners

Families Citing this family (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6779891B1 (en) * 1998-12-10 2004-08-24 Carl Zeiss Jena Gmbh System and method for non-contacting measurement of the eye
DE10142001A1 (de) * 2001-08-28 2003-03-20 Zeiss Carl Jena Gmbh Optische Multiplex Kurzkohärenz-Interferometrie am Auge
FR2837373A1 (fr) * 2002-03-20 2003-09-26 Luneau Sa Dispositif de mesure des proprietes optiques de l'oeil
DE10342175A1 (de) * 2003-09-12 2005-04-14 Optocraft Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Messung der Oberflächentopographie und Wellenaberrationen eines Linsensystems, insbesondere eines Auges
US20050117117A1 (en) * 2003-12-02 2005-06-02 Dan Bourla Intraoperative biometry
AT501056B1 (de) * 2004-02-06 2007-04-15 Zeiss Carl Meditec Ag Kurzkohärenz-interferometrische längenmessung am auge
EP1626257B1 (de) * 2004-08-11 2009-11-18 Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V. Verfahren und Vorrichtung zur Messung von Wellenfronten
EP1805480B1 (de) * 2004-10-29 2009-01-14 DeguDent GmbH Verfahren und vorrichtung zur erfassung von konturdaten und/oder optischen eigenschaften eines dreidimensionalen semitransparenten objekts
EP2417903A1 (de) * 2005-01-21 2012-02-15 Massachusetts Institute of Technology Verfahren und Vorrichtung für optische Kohärenztomographieabtastung
US7400410B2 (en) * 2005-10-05 2008-07-15 Carl Zeiss Meditec, Inc. Optical coherence tomography for eye-length measurement
US8079707B2 (en) 2006-10-25 2011-12-20 Carl Zeiss Vision Gmbh Eyeglass prescription method
WO2008058386A1 (en) * 2006-11-16 2008-05-22 Rsem, Limited Partnership Apparatus and method for measuring a displacement within an eye in vivo in situ, and method of assesment
US7575322B2 (en) * 2007-05-11 2009-08-18 Amo Development Llc. Auto-alignment and auto-focus system and method
WO2008144564A2 (en) 2007-05-17 2008-11-27 Amo Development, Llc Customized laser epithelial ablation systems and methods
US8016420B2 (en) 2007-05-17 2011-09-13 Amo Development Llc. System and method for illumination and fixation with ophthalmic diagnostic instruments
DE102007032001B4 (de) * 2007-07-09 2009-02-19 Carl Zeiss Vision Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung der erforderlichen Korrektur der Fehlsichtigkeit eines Auges
DE102007046507A1 (de) * 2007-09-28 2009-04-02 Carl Zeiss Meditec Ag Kurzkoheränz-Interferometer
ES2609290T3 (es) * 2007-12-21 2017-04-19 Bausch & Lomb Incorporated Aparato de alineación de instrumento oftálmico y método de usarlo
US20100030570A1 (en) 2008-08-04 2010-02-04 Carl Zeiss Vision Gmbh Systems and methods for ordering lenses
EP2346386B1 (de) * 2008-08-12 2013-04-10 Carl Zeiss Meditec AG Tiefenauflösende optische kohärenzreflektometrie
US8294971B2 (en) * 2008-12-18 2012-10-23 Bausch • Lomb Incorporated Apparatus comprising an optical path delay scanner
JP5232038B2 (ja) * 2009-02-12 2013-07-10 株式会社ニデック 眼寸法測定装置
DE102009030466A1 (de) * 2009-06-23 2011-01-05 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Vorrichtung zur Ausrichtung von ortsbezogenen Augendaten
JP6097542B2 (ja) 2012-12-10 2017-03-15 キヤノン株式会社 補償光学装置、補償光学装置の制御方法、画像取得装置およびプログラム
CA3033355A1 (en) 2016-08-10 2018-02-15 Amo Development, Llc Epithelial ablation systems and methods
DE102016116468A1 (de) * 2016-09-02 2018-03-08 Osram Opto Semiconductors Gmbh Optoelektronische anordnung
EP3928683A1 (de) 2020-06-24 2021-12-29 Carl Zeiss Vision International GmbH Vorrichtung und verfahren zur bestimmung mindestens einer okularen aberration

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5329321A (en) * 1992-03-19 1994-07-12 Kabushiki Kaisha Topcon Intraocular length measuring instrument with rotary optical path length variator
WO1995033970A1 (en) * 1994-06-02 1995-12-14 Massachusetts Institute Of Technology Rotating cam for optical systems
WO1996035100A1 (de) * 1995-05-04 1996-11-07 Meridian Ag Vorrichtung zur messung der dicke transparenter gegenstände
US5975699A (en) 1998-04-29 1999-11-02 Carl Zeiss, Inc. Method and apparatus for simultaneously measuring the length and refractive error of an eye
WO2000028884A1 (en) * 1998-11-13 2000-05-25 Benedikt Jean A method and an apparatus for the simultaneous determination of surface topometry and biometry of the eye
WO2000043730A1 (en) * 1999-01-20 2000-07-27 Lightlab Imaging Methods and apparatus for high-speed longitudinal scanning in imaging systems

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH024310A (ja) * 1988-06-16 1990-01-09 Kowa Co 眼科診断方法および装置
JP2763584B2 (ja) * 1989-05-09 1998-06-11 株式会社トプコン 生体眼の前後径距離測定装置
JP3090705B2 (ja) * 1991-04-22 2000-09-25 株式会社トプコン 眼軸長測定装置
US5321501A (en) * 1991-04-29 1994-06-14 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for optical imaging with means for controlling the longitudinal range of the sample
US5537162A (en) * 1993-12-17 1996-07-16 Carl Zeiss, Inc. Method and apparatus for optical coherence tomographic fundus imaging without vignetting
JP3427209B2 (ja) * 1994-07-31 2003-07-14 株式会社トプコン 眼科装置
US5644642A (en) * 1995-04-03 1997-07-01 Carl Zeiss, Inc. Gaze tracking using optical coherence tomography
ATA107495A (de) * 1995-06-23 1996-06-15 Fercher Adolf Friedrich Dr Kohärenz-biometrie und -tomographie mit dynamischem kohärentem fokus
JP3653582B2 (ja) * 1996-07-21 2005-05-25 株式会社トプコン 眼科装置
JP3706940B2 (ja) * 1997-05-09 2005-10-19 株式会社トプコン 眼特性測定装置
JPH10267610A (ja) * 1997-03-26 1998-10-09 Kowa Co 光学測定装置
US6137585A (en) * 1998-05-15 2000-10-24 Laser Diagnostic Technologies, Inc. Method and apparatus for recording three-dimensional distribution of light backscattering potential in transparent and semi-transparent structures
US6053613A (en) * 1998-05-15 2000-04-25 Carl Zeiss, Inc. Optical coherence tomography with new interferometer
US6098887A (en) * 1998-09-11 2000-08-08 Robotic Vision Systems, Inc. Optical focusing device and method
US6779891B1 (en) * 1998-12-10 2004-08-24 Carl Zeiss Jena Gmbh System and method for non-contacting measurement of the eye
WO2000045153A1 (en) * 1999-01-29 2000-08-03 June Iris Medford Optical coherence microscope and methods of use for rapid in vivo three-dimensional visualization of biological function
US6002484A (en) * 1999-06-18 1999-12-14 Rozema; Jos J. Phase contrast aberroscope

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5329321A (en) * 1992-03-19 1994-07-12 Kabushiki Kaisha Topcon Intraocular length measuring instrument with rotary optical path length variator
WO1995033970A1 (en) * 1994-06-02 1995-12-14 Massachusetts Institute Of Technology Rotating cam for optical systems
WO1996035100A1 (de) * 1995-05-04 1996-11-07 Meridian Ag Vorrichtung zur messung der dicke transparenter gegenstände
US5975699A (en) 1998-04-29 1999-11-02 Carl Zeiss, Inc. Method and apparatus for simultaneously measuring the length and refractive error of an eye
WO2000028884A1 (en) * 1998-11-13 2000-05-25 Benedikt Jean A method and an apparatus for the simultaneous determination of surface topometry and biometry of the eye
WO2000043730A1 (en) * 1999-01-20 2000-07-27 Lightlab Imaging Methods and apparatus for high-speed longitudinal scanning in imaging systems

Cited By (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006516447A (ja) * 2003-02-04 2006-07-06 ウェーブ テック ビジョン システムズ、インコーポレイテッド 眼のタルボ・モアレ波面センサ
US9445890B2 (en) 2003-04-10 2016-09-20 Wavetec Vision Systems, Inc. Intraoperative estimation of intraocular lens power
US9168127B2 (en) 2003-04-10 2015-10-27 Wavetec Vision Systems, Inc. Intraoperative estimation of intraocular lens power
JP2007518998A (ja) * 2004-01-22 2007-07-12 セントレ ナショナル デ ラ レチャーチェ シャーティフィック マイケルソン干渉計におけるフリンジのコントラストを測定するための装置及び方法並びに同装置を有する検眼システム
US9107612B2 (en) 2004-04-20 2015-08-18 Wavetec Vision Systems, Inc. Integrated surgical microscope and wavefront sensor
US9420949B2 (en) 2004-04-20 2016-08-23 Wavetec Vision Systems, Inc. Integrated surgical microscope and wavefront sensor
US8727532B2 (en) 2007-07-24 2014-05-20 Sis Ag, Surgical Instrument Systems Ophthalmological measurement apparatus and measurement method
EP2359743A1 (de) * 2007-07-24 2011-08-24 SIS AG, Surgical Instrument Systems Ophthalmologische Messvorrichtung und Messverfahren
EP2020205A1 (de) * 2007-07-24 2009-02-04 SIS AG, Surgical Instrument Systems Ophthalmologische Messvorrichtung und Messverfahren
US9295381B2 (en) 2007-10-31 2016-03-29 Wavetec Vision Systems, Inc. Wavefront sensor
US9307904B2 (en) 2008-11-06 2016-04-12 Wavetec Vision Systems, Inc. Optical angular measurement system for ophthalmic applications and method for positioning of a toric intraocular lens with increased accuracy
US8876290B2 (en) 2009-07-06 2014-11-04 Wavetec Vision Systems, Inc. Objective quality metric for ocular wavefront measurements
US9603516B2 (en) 2009-07-06 2017-03-28 Wavetec Vision Systems, Inc. Objective quality metric for ocular wavefront measurements
US9259149B2 (en) 2009-07-14 2016-02-16 Wavetec Vision Systems, Inc. Ophthalmic surgery measurement system
US9554697B2 (en) 2009-07-14 2017-01-31 Wavetec Vision Systems, Inc. Determination of the effective lens position of an intraocular lens using aphakic refractive power
US9072462B2 (en) 2012-09-27 2015-07-07 Wavetec Vision Systems, Inc. Geometric optical power measurement device
US9339180B2 (en) 2012-09-27 2016-05-17 Wavetec Vision Systems, Inc. Geometric optical power measurement device
US10842380B2 (en) 2017-07-27 2020-11-24 Align Technology, Inc. Methods and systems for imaging orthodontic aligners

Also Published As

Publication number Publication date
US20040061830A1 (en) 2004-04-01
JP4782359B2 (ja) 2011-09-28
DE50111000D1 (de) 2006-10-26
DE10042751A1 (de) 2002-03-14
US7084986B2 (en) 2006-08-01
EP1223848B1 (de) 2006-09-13
ATE339153T1 (de) 2006-10-15
JP2004507306A (ja) 2004-03-11
EP1223848A1 (de) 2002-07-24

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