DE60104236T2

DE60104236T2 - Vorrichtung und Verfahren zum objektiven Messen von optischen Systemen mittels Wellenfrontanalyse

Info

Publication number: DE60104236T2
Application number: DE60104236T
Authority: DE
Inventors: Rudlph W. Frey; James H. Orlando Burkhalter; Neil Zepkin; Edward Orlando Poppeliers; John Alfred Campin
Original assignee: Alcon Inc
Current assignee: Alcon Inc
Priority date: 2000-05-08
Filing date: 2001-04-05
Publication date: 2005-07-21
Anticipated expiration: 2021-04-06
Also published as: AU2985501A; EP1153570A1; EP1153570B1; US20020159030A1; US6460997B1; AR028294A1; US6497483B2; MXPA01003598A; CA2343679A1; ATE270843T1; BR0101806A; ES2223728T3; DE60104236D1; JP2001314372A; AU783649B2

Description

Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft im allgemeinen die Messung und Analyse einer optischen Aberration und insbesondere eine objektive Messung eines optischen Systems, wie beispielsweise des menschlichen Auges.
Hintergrund der Erfindung
Mit optischen Systemen mit einem Real-Bildfokus kann kollimiertes Licht empfangen und auf einen Punkt fokussiert werden. Derartige optische Systeme werden in der Natur z.B. beim menschlichen und tierischen Auge angetroffen, oder können künstlich hergestellt sein, wie z.B. Laborsysteme, Leitsysteme und dergleichen. In allen Fällen können Aberrationen des optischen Systems die Leistungsfähigkeit des Systems beeinflussen. Zur Erläuterung dieses Problems wird als ein Beispiel das menschliche Auge verwendet.
Ein perfektes bzw. ideales menschliches Auge reflektiert einen auftreffenden Lichtstrahl diffus von der Retina durch die Optik des Auges, die eine Linse und eine Kornea umfaßt. Bei einem derartigen idealen Auge tritt in einem entspannten Zustand, d.h. in dem keine Akkommodation zur Erzeugung eines Nahfeldfokus erfolgt, reflektiertes Licht aus dem Auge als eine Folge ebener Wellen aus. Jedoch weist ein reales Auge typischerweise Aberrationen auf, die eine Deformation oder Verzerrung reflektierter aus dem Auge austretender Lichtwellen bewirken. Von einem eine Aberration aufweisenden Auge wird ein auftreffender Lichtstrahl von der Retina diffus als eine Folge verzerrter Wellenfronten durch die Linse und Kornea des Auges reflektiert.
Es bestehen eine Reihe von Technologien, mit welchen versucht wird, die Sehschärfe eines Patienten zu verbessern. Eine Behandlung wird typischerweise durch das Anordnen sphärischer und/oder zylinderförmiger Linsen mit bekannter Brechkraft in der Brillenebene (d.h.
ungefähr 1,0–1,5 cm vor der Kornea) und durch Befragen des Patienten, welche Linse oder Linsenkombination die klarste Sicht bietet, bestimmt. Dabei handelt es sich um eine unpräzise Messung der wahren Verzerrungen der reflektierten Wellenfront, da 1) eine einzige sphärozylindrische Kompensation über die gesamte Wellenfront angewandt wird, 2) die Sehstärke in diskreten Intervallen (d.h. Dioptrieneinheiten) für eine refraktive Korrektur geprüft wird und 3) eine subjektive Feststellung durch den Patienten benutzt wird Daher ist die herkömmliche Vorgehensweise zur Bestimmung refraktiver Fehler im Auge wesentlich weniger genau als die nunmehr zur Messung okularer Aberrationen verfügbaren Techniken.
Ein Verfahren zur Messung von okularen refraktiven Fehlern ist im US-Patent 5,258,791 von Penney et al. für ein „Spatially Resolved Objective Autorefractometer" offenbart, in dem die Verwendung eines Autorefraktometers zur Messung der Brechung des Auges an zahlreichen diskreten Orten über der Oberfläche der Kornea offenbart wird. Das Autorefraktometer ist so konzipiert, daß ein enger Strahl optischer Strahlung auf die Oberfläche des Auges gebracht wird und mit Hilfe eines retinalen Abbildungssystems bestimmt wird, wo dieser Strahl auf die Retina trifft. Sowohl der Winkel zwischen der Strahlausbreitungsrichtung gegenüber der optischen Achse des Systems als auch der ungefähre Ort, an dem der Strahl auf die Oberfläche der Kornea des Auges trifft, sind unabhängig voneinander einstellbar. Jedoch besteht bezüglich des Ortes des Einfallspunkts des Strahls auf die Kornea aufgrund ihrer gekrümmten Oberfläche eine kleine Unsicherheit bzw. ein Fehler. Für jeden Einfallpunkt über der Oberfläche der Kornea kann die diesem Oberflächenpunkt entsprechende Brechung des Auges durch Einstellen des Winkels, unter dem der Strahl auf die Kornea trifft, bis der bis zur Iris gebrochene Strahl die Fovea Centralis trifft, bestimmt werden. Die Einstellung des Stahlausbreitungswinkels kann entweder manuell vom Patienten oder automatisch mit Hilfe des Autorefraktometers durchgeführt werden, falls eine eine retinale Abbildungskomponente umfassende Rückkopplungsschleife integriert ist.
Im '791-Patent von Penney werden des weiteren Autorefraktometermessungen zur Bestimmung der richtigen Umformung der Oberfläche der Kornea verwendet, um eine Emmetropie zu erreichen, d.h. einen Zustand eines normalen Auges, bei dem parallele Lichtstrahlen exakt auf die Retina fokussiert sind und das Sehvermögen vollkommen ist. Dies wird erreicht, indem zuerst eine genaue Messung der Oberflächentopographie der Kornea mit Hilfe einer ge trennten kommerziell erhältlichen Vorrichtung unternommen wird. Dann wird eine mathematische Analyse unter Verwendung einer Ausgangstopographie der Kornea an jedem Oberflächenreferenzpunkt, der an jedem Oberflächenpunkt gemessenen Brechung und des Snell'schen Brechungsgesetzes durchgeführt, um eine gewünschte Änderung der Oberflächenkontur an jedem Referenzpunkt zu bestimmen.
Eine Hauptbeschränkung beim im '791-Patent von Penney beschriebenen Ansatz besteht darin, daß eine getrennte Messung der Topographie der Kornea erforderlich ist, um die Analyse der benötigten Brechungsänderung mit dem Snell'schen Gesetz durchführen zu können. Dadurch wird mehr Zeit beansprucht und es steigen die Kosten einer kompletten und erstrebenswerten diagnostischen Bewertung deutlich an. Des weiteren hängt die Genauigkeit der Analyse für die Brechungsänderung von der Genauigkeit der topographischen Messung und der Genauigkeit der Autorefraktometermessung ab. Zusätzlich wird die Genauigkeit des gemessenen Profils durch jeden Fehler der räumlichen Orientierung einer topographischen Karte im Verhältnis zu einer Brechungskarte verschlechtert. Eine weitere Beschränkung bei bekannten Ansätzen, wie beispielsweise auch bei dem im '791-Patent von Penney beschriebenen, besteht beispielsweise darin, daß Prüfpunkte auf der Oberfläche der Kornea der Reihe nach untersucht werden. Durch eine beabsichtigte oder unbeabsichtigte Augenbewegung während der Untersuchung erfährt die Messung der Brechung wesentliche Fehler. Das '791-Patent von Penney lehrt die Erfassung einer derartigen Augenbewegung mit Hilfe eines beabsichtigten Miteinbeziehens von Meßpunkten außerhalb der Pupille, d.h. im die Iris überlagernden Bereich der Kornea, an welchen die Rücksendung von der Retina bei bestimmten Intervallen in der Untersuchungsreihe offensichtlich 0 sein wird. Jedoch läßt dieser Ansatz dennoch einen wesentlichen nicht erfaßten Fehler durch die Augenbewegung zwischen derartigen Referenzpunkten auf der Iris zu.
Als Beispiel sei ein im Stand der Technik bekanntes Verfahren und System von Junzhong Liang et al. in „Objective Measurement Of Wave Aberrations Of The Human Eye With The Use Of A Hartmann-Shack Wave-Front Sensor", Journal of the Optical Society of America, Vol. 11, No. 7, July 1994, Seiten 1949–1957 offenbart ist, genannt. Liang et al. lehrt die Verwendung eines Wellenfrontsensors des Hartmann-Shack-Typs, um okulare Aberrationen durch Messen der vom Auge ausgehenden Wellenfront durch die retinale Reflektion eines fokussierten Laserlichtpunktes auf der Fovea der Retina zu messen. Die tatsächliche Wellenfront wird mit Hilfe einer Abschätzung der Wellenfront mit Zernike-Polynomen rekonstruiert.
Die ungenaue Meßtechnik, bei der Linsen mit bekannter Brechkraft vor der Kornea angeordnet werden und der Patient befragt wird, welche Linse oder Linsenkombination die klarste Sicht liefert, wurde durch die Verwendung von Autorefraktometern, wie dem im '791-Patent von Penney beschriebenen, oder durch Verwendung von Wellenfrontsensoren, wie von Liang et al. beschrieben, verbessert. Räumlich aufgelöste Brechungsdaten in Kombination mit der gemessenen bestehenden Oberflächenkontur der vorderen Oberfläche des Auges lassen eine Berechnung einer detaillierten räumlich aufgelösten neuen Kontur zu. Es wäre jedoch eine Verbesserung auf diesem Gebiet, wenn derartige Messungen des Sehvermögens ohne die Notwendigkeit dieser Konturdaten und des weiteren ohne die Notwendigkeit eines Feedbacks vom Patienten bezüglich einer geeigneten Linse durchgeführt werden könnten. Liang et al. offenbart die Verwendung eines Wellenfrontsensors des Hartmann-Shack-Typs, um okulare Aberrationen durch Messung der vom Auge ausgehenden Wellenfront durch eine retinale Reflektion eines fokussierten Laserlichtpunktes auf der Fovea der Retina zu messen. Ein paralleler Laserlichtstrahl tritt durch Strahlteiler und ein Linsenpaar hindurch, wodurch der Strahl mit Hilfe der Optik des Auges zu einem Brennpunkt auf der Retina geleitet wird. Eine mögliche Kurz- oder Fernsichtigkeit des überprüften Auges wird durch Bewegung einer Linse im Linsenpaar korrigiert. Dann wird davon ausgegangen, daß das auf die Fovea fokussierte Licht diffus reflektiert wird und sich wie von einer auf der Retina angeordneten Punktquelle ausgehend verhält. Das reflektierte Licht tritt durch das Auge hindurch und bildet eine verzerrte Wellenfront vor dem Auge, die von den okularen Verzerrungen stammt. Die verzerrte Wellenfront wird dann auf den Wellenfrontsensor gerichtet.
Für derartige Messungen wäre eine punktförmige Strahlungsquelle auf der Retina ideal. Wenn jedoch das perfekte Auge einen kollimierten Lichtstrahl empfängt, ist das bestmögliche Bild auf der Retina ein beugungsbegrenzter Punkt. Wie beispielhaft durch Penney et al. und Liang et al., wie oben erörtert, dargestellt wird, und für den Fachmann typisch ist, werden bei der Optik des vermessenen Auges parallele oder kollimierte Strahlen verwendet, um diesen beugungsbeschränkten Punkt für derartige objektive Messungen zu erhalten. Um dies zu erreichen, umfaßt ein Aufbau für jeden Patienten eine Linse oder Linsenkombination und Einstellungen daran zur Anpassung an die spezielle Sehschärfe des Patienten. Das Bereitstellen einer Linsenkombination, sowie des Aufbaus für ihre Verwendung ist mühsam, zeitraubend und beinhaltet zusätzlichen Aufwand. Die Vermeidung der Notwendigkeit einer derartigen Optik ist erstrebenswert und vermeidet eine Variable von typischerweise vielen Variablen in optischen Meßsystemen. Darüber hinaus besteht der Bedarf, die optischen Eigenschaften eines Auges ohne eine Rückmeldung vom Patienten angeben zu können. Beispielsweise kann es sich bei dem Patienten um ein wildes Tier oder ein Haustier, ein lebendes oder totes Tier handeln.
Der von Liang et al. offenbarte Wellenfrontsensor des Hartmann-Shack-Typs umfaßt zwei identische Stufen zylindrischer Linsen, wobei die Stufen so angeordnet sind, daß die Linsen in der jeweiligen Stufe senkrecht zueinander sind, wie des weiteren im US-Patent 5,062,702 von Bille offenbart ist. Auf diese Weise wirken die beiden Stufen als ein zweidimensionales Array sphärischer Lenslets (Anordnung von Mikrolinsen), die die eintretende Lichtwelle in Unterdurchlässe unterteilen. Das durch jeden Unterdurchlaß hindurchtretende Licht wird auf die Brennebene des Linsenarrays fokussiert, wo sich ein Bildmodul mit einem ladungsgekoppelten Baustein (CCD) befindet.
Das System von Liang et al. wird kalibriert, indem eine ideale ebene Lichtwelle auf das Lenslet-Array auftrifft, so daß ein Referenz- oder Kalibrierungsmuster von Brennpunkten auf den CCD abgebildet wird. Da die ideale Wellenfront eben ist, befindet sich jeder auf die ideale Wellenfront bezogene Punkt auf der optischen Achse des entsprechenden Lenslets. Wenn eine verzerrte Wellenfront durch das Lenslet-Array hindurchtritt, werden die Bildpunkte auf dem CCD im Verhältnis zu einem mit der idealen Wellenfront erzeugten Referenzmuster verschoben. Jede Verschiebung ist proportional zu einer lokalen Steigung, d.h. partiellen Ableitungen der verzerrten Wellenfront, wobei die partiellen Ableitungen dazu verwendet werden, die verzerrte Wellenfront mit Hilfe einer modalen Wellenfrontabschätzung unter Verwendung von Zernike-Polynomen zu rekonstruieren.
Jedoch ist das von Liang et al. offenbarte System nur bei Augen mit einem ziemlich guten Sehvermögen wirksam. Bei Augen mit einer beträchtlichen Myopie (Kurzsichtigkeit) würde eine Überlagerung der Brennpunkte auf der CCD verursacht werden, wodurch die Bestimmung der lokalen Steigung für Augen in diesem Zustand praktisch unmöglich wäre. In ähnlicher Weise würden die Brennpunkte bei Augen mit einer beträchtlichen Hyperopie (Weitsichtigkeit) so abgelenkt werden, daß sie nicht mehr auf den CCD auftreffen, wodurch wieder die Bestimmung der lokalen Steigung bei Augen in diesem Zustand praktisch unmöglich würde.
Anderer typischer Stand der Technik umfaßt DE-A-4 222 395, US-A-6 050 687, EP-A-O 962 184 und die frühere Offenbarung des Anmelders in WO-A-99/27334 und in WO-A-00/10448.
Kurzbeschreibung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung, wie sie in den nachfolgenden Ansprüchen festgelegt ist, sorgt für eine objektive Messung okularer Aberrationen mittels einer Wellenfrontanalyse mit einem Dynamikbereich, der große Stärken derartiger Aberrationen bewältigen kann, sodaß sie für praktische Anwendungen nützlich ist. Eine andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung stellt ein Verfahren und ein System zum objektiven Messen okularer Aberrationen unter Verwendung eines Wellenfrontanalysators mit einer einfachen und kostengünstigen Konstruktion zur Verfügung.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung stellt eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Verfügung, um objektive und detaillierte Messungen von Aberrationen vorzunehmen, die in menschlichen Augen vorhanden sind. Aberrationen, die von der Vorrichtung gemessen werden, umfassen Phänomene „höherer Ordnung", wie sphärische Aberrationen und Koma, zusätzlich zur herkömmlichen Myopie/Hyperopie und zum Astigmatismus.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erzeugt eine Energiequelle einen Lichtstrahl. Die Optik, die in dem Strahlungsweg angeordnet ist, lenkt den Strahl durch eine fokussierendes optisches System, das einen hinteren Abschnitt aufweist, der einen diffusen Reflektor zur Verfügung stellt. Der Strahl wird von dem hinteren Abschnitt diffus zurückreflektiert als eine Strahlungswellenfront, die zum Auftreffen auf die Optik durch das fokussierende System hindurchtritt. Die Optik projiziert die Wellenfront auf einen Wellenfrontanalysator in direkter Übereinstimmung mit der Wellenfronten, wie sie das fokussierende optische System verläßt. Ein Wellenfrontanalysator ist in dem Weg der Wellenfront, die von der Optik projiziert wird, angeordnet, und berechnet die Verzerrung der Wellenfront, als eine Abschätzung okularer Aberrationen des fokussierenden optischen Systems. Der Wellenfrontanalysator umfaßt einen Wellenfrontsensor, der mit einem Prozessor gekoppelt ist, der die Sensordaten zur Rekonstruktion der Wellenfront analysiert, um die Verzerrung davon einzubeziehen.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die hier im Wege eines Beispiels beschrieben ist, nutzt eine Wellenfrontabtastung, um die Augenaberrationen zu messen. Wenn man ein perfektes oder ideales Auge, wie vorhergehend beschrieben, betrachtet, wird ein perfekt kollimierter Lichtstrahl (d. h. ein Bündel paralleler Lichtstrahlen), der auf ein perfektes, ideales, emmetropisches Auge auftrifft, auf einen beugungsbegrenzten kleinen Punkt auf der Retina fokussiert. Diese perfekte Fokussierung trifft für alle Lichtstrahlen zu, die durch die Eingangspupille unabhängig von dem Ort durchtreten. Aus der Wellenfrontperspektive stellt das kollimierte Licht eine Abfolge von perfekten, ebenen Wellen dar, die in das Auge fallen. Aufgrund der reversiblen Natur der Lichtstrahlenausbreitung geht das Licht von einem beleuchteten, auf der Retina erzeugten Punkt als Wellenfronten aus, die das ideale Auge als eine Abfolge von perfekten, ebenen Wellen verläßt. Die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung verwirklicht diesen Strahlungsumkehreffekt unter Verwendung eines optischen Weges eines Prüfstrahls, um einen augensicheren Laserstrahl mit kleinem Durchmesser in das Auge und auf die Fovea zu projizieren. Das Licht, das von der ausstrahlenden Retina gestreut wird, dient als eine sekundäre Quelle für eine re-emittierte Wellenfront. Der Prüflaserstrahl fällt auf die Retina an einem geeignetem Ort, der Fovea, um ein ausreichend kleinen Punkt zu beleuchten. Ein optischer Fixierungsweg ist vorgesehen, der ein zur optischen Achse ausgerichtetes Referenzziel umfaßt. Dies ermöglicht einem Patienten, ein Ziel zu fixieren. Ein Videoweg stellt ein Videobild der Augenebene zur Verfügung, das auf der optischen Achse zentriert ist. Ein Videobild des Auges ermöglicht einem klinischen Anwender, beim Orientieren des Auges vor der Wellenfrontmessung zu helfen.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung, die hier beschrieben werden, stellen ein Refraktionsmeßsystem zur Verfügung, das die Messung der Seheigenschaften des Auges einfach aufnimmt, selbst wenn finite Refraktionsfehler vorhanden sind. Die Zeit, in der ein Patient in einer festen Position bei der Untersuchung bleiben muß, wird reduziert, während zur gleichen Zeit eine geeignete Lichtquelle auf der Retina des zu messenden Auges zur Verfügung gestellt wird, unabhängig von den Eigenschaften des Auges dieses oder anderer zu untersuchenden Patienten. Wunschgemäß werden Messungen vorgenommen, ohne daß ein Feedback des Patienten oder des Anwenders erforderlich ist. Ein Aspekt des Verfahrens der Erfindung zur Messung der optischen Eigenschaften eines optischen Systems, wie dem des Auges, umfaßt ein Fokussieren eines optischen Strahls auf die vordere Oberfläche des Auges, um für eine begrenzte Quelle von Sekundärstrahlung auf der Retina des Auges zu sorgen, wobei die Sekundärstrahlung von der Retina als eine reflektierte Strahlungswellenfront emittiert wird, die durch das Auge tritt. Die reflektierte Wellenform wird auf einen Wellenfrontanalysator zum Messen der Verzerrung gelenkt, die mit der reflektierten Wellenfront verbunden ist.
In einer Ausführungsform ist die Strahlung eine optische Strahlung, und der Wellenfrontsensor wird unter Verwendung einer Platte und einem planaren Array von lichtsensitiven Zellen implementiert. Die Platte ist allgemein opak, besitzt jedoch ein Array von lichtdurchlässigen Aperturen, die selektiv einfallendes Licht durchlassen. Die Platte ist im Weg der Wellenfront so angeordnet, daß ein Teil der Wellenfront die lichtdurchlässigen Aperturen hindurchtreten. Das planare Array der Zellen ist parallel zu der Platte angeordnet und um eine ausgewählte Distanz davon beabstandet. Jeder Teil der Wellenfront, der durch eine der lichtdurchlässigen Aperturen hindurchtritt, beleuchtet eine geometrische Form, die eine eindeutige Mehrzahl von Zellen abdeckt.
Wie hierin im Wege eines Beispiels beschrieben, leitet der optische Weg der Wellenfront der vorliegenden Erfindung die re-emittierte Wellenfront von der Kornealebene zu einer Eingangsseite eines Wellenfrontsensors vom Hartman-Shack-Typ. Die Wellenfront, die auf den Sensor auftritt, wird von einer Kamera mit einem ladungsgekoppelten Baustein (CCD) und einer optischen Platte, in die ein Lenslets-Array aufweist, empfangen. Das Lenslet-Array ist parallel zu der CCD-Detektorfläche mit einem Abstand dazwischen ausgerichtet, der etwa gleich der Brennweite jeder Linse in dem Lenslet-Array ist. Das Lenslet-Array teilt die eingehende Wellenfront in ein passendes Array von „Wavelets", von denen jedes auf einen kleinen Punkt auf der CCD-Detektorebene fokussiert ist. Die Konstellation von Wavelet-Punkten auf der CCD wird benutzt, um die Form der einfallenden Wellenfront zu rekonstruieren. Kollimiertes Licht, das das Lenslet mit normaler (senkrechter) Inzidenz trifft, würde auf einem Punkt auf der CCD-Fläche fokussiert werden, wo sich diese optische Achse kreuzt. Die Optik der Vorrichtung liefert solches kollimiertes Licht zu dem Wellenfrontsensor unter Verwendung eines optischen Kalibrierungswegs. CCD-Bilder von kollimiertem Licht werden routinemäßig als Teil eines täglichen Kalibrierungsprozesses erzeugt und als Referenz beim Analysieren der experimentellen Arten benutzt.
Im Fall einer reflektierten, mit Aberration versehenen Wellenfront wird das Licht jedoch auf einen Punkt fokussiert, der von dem kollimiertem Referenzpunkt um einen Abstand Dx entfernt ist. Der Abstand von der Lenslet-Fläche zu der CCD-Oberfläche, Dz, ist präzise bekannt. Daher wird durch Dividieren der gemessenen Verschiebung Dx durch den bekannten Ausbreitungsabstand Dz die Steigung der Wellenfront an dem Ort dieses Linsenelements bestimmt. Die gleiche Berechnung wird in der y-Richtung innerhalb der Ebene angewandt und das ganze Verfahren auf jedes Lenslet-Element angewandt, das von der Wellenfront beleuchtet wird. Ein mathematischer Algorithmus wird dann angewandt, um die Wellenfrontform konsistent mit den berechneten Dx/Dz- und Dy/Dz-Steigungsdaten zu rekonstruieren. Unabhängig davon, welcher Wellenfront Sensor benutzt wird, kann der Abstand zwischen dem planaren Array von Zellen und der opaken Platte oder dem Lenslet-Array variiert werden, um die Vergrößerung der Steigungsmessung des Wellenfrontsensors einzustellen und dabei den dynamischen Bereich des Systems zu verbessern.
Eine andere Maßnahme zum Verbessern des dynamischen Bereichs wird durch die Fokussierungsoptik zur Verfügung gestellt. Die Fokussierungsoptik umfaßt eine erste und zweite Linse, die an festen Positionen in dem Weg des Strahls und der Wellenfront gehalten werden. Eine Anordnung optischer Elemente ist zwischen den Linsen in dem Weg des Strahls und der Wellenfront angeordnet. Die optischen Elemente sind einstellbar, um die optische Weglänge zwischen den Linsen zu ändern.
Ein Verfahrensaspekt gemäß der vorliegenden Erfindung, der hierin beschrieben ist, bestimmt Aberrationen eines Auges, das eine Änderung von mehr als + oder - 3 Dioptrien benötigt, und umfaßt ein Leiten eines optischen Strahls auf eine Retina eines Auges, ein Reflektieren des optischen Strahls von der Retina des Auges, ein Bestimmen der Wellenfronteingenschaften in einem reflektierten optischen Strahl und ein Erzeugen von Daten, die auf den Eigenschaften der Wellenfront beruhen, wobei die Daten die Aberrationen des Auges quantifizieren. Die Daten können weiterhin aufgrund von Brechungsindizes von Medien erzeugt werden, durch die der optische Strahl hindurchtritt. Weiterhin können auch Daten, die von den Eigenschaften der Wellenfront abhängen, erzeugt werden, wobei die Daten die Aberrationen des Auges für diskrete Bereiche des Auges quantifizieren.
Ein Verfahren zum Bestimmen von Aberrationen eines Auges, das hier im Wege eines Beispiels beschrieben wird, umfaßt ein Führen eines Prüfstrahls entlang eines Prüfstrahlweges zu einem Auge, ein Führen eines Fixierungsbildes entlang eines Fixierungsbildweges zu dem Auge, ein Führen einer Lichtquelle entlang eines Videobildweges zu dem Auge, ein Erzeugen eines Videobildes von dem Auge, ein Führen einer Wellenfront, die von dem Auge stammt, entlang eines Wellenfrontweges, wobei der Prüfstrahlweg, der Fixierungsbildweg, der Videobildweg und der Wellenfrontweg wenigstens teilweise entlang eines Teils ihres jeweiligen Wegs koinzident sind, der Prüfstrahlweg auf der Retina des Auges endet und der Prüfstrahl von der Retina des Auges als eine Wellenfront reflektiert wird, ein Ausrichten des Auges mit dem Prüfstrahl wenigstens teilweise aufgrund des Videobilds des Auges, das von der Lichtquelle erzeugt wird, die entlang des Videobildweges gelenkt wird, ein Messen der Wellenfront und ein Erzeugen von Daten aufgrund der Messung der Wellenfront, welche die Aberrationen des Auges darstellen. Weiterhin kann beim Ausrichten des Auges mit dem Prüfstrahl, das wenigstens teilweise auf dem Videobild des Auges beruht, das von der Lichtquelle erzeugt wird, die entlang des Videobildweges gelenkt wird, die Wellenfront durch ein einzelnes Mikrolinsen-Array hindurchtreten.
Eine Vorrichtung zum Bestimmen der Aberrationen eines Auges umfaßt eine Patientenkopfstütze mit vertikaler Einstellung, wobei die Patientenkopfstütze mit einem optischen Tisch mit einer Basis verbunden ist. Die Basis trägt eine Prüfstrahlerzeugungseinrichtung, eine Prüfstrahlführungsoptik, wobei die Prüfstrahlführungsoptik einen Strahlteiler, einen Spiegel und eine Linse umfaßt, und die Prüfstrahlführungsoptik in der Lage ist, einen Prüfstrahl zu einem Auge des Patienten zu lenken, der sich an der Patientenkopfstütze befindet, Videobildkomponenten, wobei die Videobildkomponenten eine Lichtquelle, einen Spiegel und eine Videokamera umfassen, und die Videobildkomponenten in der Lage sind, ein Bild des Auges des Patienten zu generieren, der sich an der Kopfstütze befindet, Augenfixierungskomponenten, wobei die Augenfixierungskomponente ein Fixierungsziel, eine Lichtquelle, eine Linse und einen Spiegel umfaßt, und die Fixierungskomponenten in der Lage sind, ein Ziel zu generieren, das das Auge eines Patienten, der sich an der Patientenkopfstütze befindet, betrachten kann, und Wellenfrontlenk- und Analysekomponenten, wobei die Wellenfrontlenk- und Analysekomponenten eine Linse, einen Spiegel, eine Mikrolinsen-Array, eine Kamera und einen Datenprozessor umfassen. Die Wellenfrontlenk- und Analysekomponenten sind in der Lage, die Wellenfront zu messen, die von dem Auge eines Patienten ausgeht, der sich an der Patientenkopfstütze befindet, und die Aberrationen des Auges zu bestimmen, die in dem Bereich zwischen etwa + oder – 1 Dioptrien und etwa + oder – 6 Dioptrien liegen.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
Ausführungsformen der Erfindung werden im Wege eines Beispiels mit Bezug auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, wobei die Zeichnungen folgendes darstellen:
1A ist eine schematische Ansicht des idealen Auges, das Licht von der Retina als ebene Wellenfront reflektiert;
1B ist eine schematische Ansicht eines mit einer Aberration behafteten Auges, das Licht von seiner Retina als eine deformierte Wellenfront reflektiert;
1C ist eine schematische Ansicht der verzerrten Wellenfront relativ zu einer Referenzebene zur Darstellung des Fehlers in der Wellenfront bzw. der optischen Wegdifferenz in der Ausbreitungsrichtung in Abhängigkeit von der Querdistanz;
1D ist eine schematische Ansicht, die die Verwendung einer Referenzebene veranschaulicht;
2 ist eine vereinfachte schematische Ansicht des Systems zur Bestimmung von okularen Aberrationen;
3 ist eine schematische Ansicht einer Ausführungsform eines Wellenfrontanalysators des Hartmann-Shack-Typs nach dem Stand der Technik, der in der vorliegenden Erfindung verwendet wird;
4 ist eine perspektivische Ansicht eines Teils der Pinhole-Abbildungsplatte und des planaren Arrays lichtempfindlicher Zellen mit dem Wellenfrontsensor, wobei die Ablenkung eines Teils einer mit einer Aberration eines Auges in Zusammenhang stehenden Wellenfront und eines Teils einer Wellenfront, die mit einer Kalibrierungswellenfront bzw. ebenen Wellenfront in Zusammenhang steht, im Vergleich gezeigt sind;
5 ist eine Draufsicht auf einen bestimmten Bereich des planaren Arrays lichtempfindlicher Zellen, die mit einer entsprechenden Öffnung in Zusammenhang stehen;
6 ist eine schematische Ansicht eines weiteren Wellenfrontanalysators nach dem Stand der Technik, der bei der vorliegenden Erfindung benutzt wird;
7 ist eine schematische Ansicht eines mit der vorliegenden Erfindung zu messenden Auges;
8 ist eine eines mit der vorliegenden Erfindung zu messenden Auges
9 ist eine Seitenansicht einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die einen für eine Messung positionierten Patienten zeigt;
10 ist eine endseitige Ansicht der Ausführung von 9;
11 ist eine vergrößerte perspektivische Ansicht eines Abschnitts der Ausführungsform von 9 zur Positionierung eines Patienten;
12 ist eine Draufsicht von oben auf optische Elemente der Ausführung von 9;
12A zeigt den optischen Weg für eine Zielfixierung gemäß 12;
12B zeigt einen optischen Weg für eine Videoabbildung gemäß 12;
12C zeigt einen optischen Weg für einen Prüflaser gemäß 12;
12D zeigt den optischen Weg einer re-emittierten Wellenfront gemäß 12;
12E zeigt einen optischen Weg einer Wellenfront für eine Kalibrierung gemäß 12;
12F und 12G sind eine Draufsicht von vorne und von oben eines Untersuchungslinsenhalters zur Verwendung bei den hier beschriebenen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung;
13 ist ein Blockdiagramm, das elektrische Komponenten der Ausführungsform aus 9 zeigt;
14 ist ein vergrößertes Bild eines Auges zur Veranschaulichung eines Bildes zur Zentrierung;
15 ist ein Blockdiagramm, das eine bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendete Abfolge von Schritten zeigt;
16 ist ein vergrößertes eines Auges zur Veranschaulichung einer Augenausrichtung vor einer Messung;
17 ist ein vergrößertes Bild eines Auges zur Veranschaulichung der Überprüfung der Augenausrichtung vor einer Messung;
18 ist ein Strichdiagramm zur Veranschaulichung eines Registrierungsmusters für ein Auge;
19 veranschaulicht ein zurückgeworfenes CCD-Bild;
20 veranschaulicht ein Schwerpunkte umfassendes CCD-Bild;
21 ist ein vergrößertes Bild eines Schwerpunkts;
22 zeigt ein einem Anwender geliefertes Bild eines gemessenen Schwerpunktes und eines Referenzschwerpunkts;
23A zeigt einen bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung einsetzbaren räumlichen Filter;
23B zeigt ein mit Rauschen behaftetes CCD-Bild vor einem Filtern, mit dem ein in Zusammenhang mit 20 gezeigtes Bild erhalten wird;
24A ist eine dreidimensionale Darstellung der Rekonstruktion einer Wellenfront gemäß der vorliegenden Erfindung;
24B zeigt eine Aberration höherer Ordnung der Wellenfront aus 23;
25 zeigt die geometrische Wirkung einer gekrümmten Oberfläche der Kornea auf die Messung einer Wellenfront;
26A ist eine Strichzeichnung, die eine Abwandlung zur Vergrößerung bezüglich der Ausführungsform aus 12 zeigt, und
26B ist eine Strichzeichnung, die optische Elemente der vorliegenden Erfindung zeigt.
Es wird auf die parallele europäische Patentanmeldung Nr. 01 941 464.8 aufmerksam gemacht, welche andere Aspekte der Gegenstände der 9 bis 26B beschreibt.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung wird nun umfassend mit Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben, in welchen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung zur Veranschaulichung und als Beispiel gezeigt sind. Die Erfindung kann jedoch auf viele Arten realisiert werden und sollte nicht als auf die hier dargelegten Ausführungsformen beschränkt betrachtet werden. Vielmehr werden diese Ausführungsformen für eine umfassende und vollständige Offenbarung dargestellt und liefern dem Fachmann ein umfassendes Verständnis der Erfindung. Gleiche Bezugszeichen bezeichnen gleiche bzw. ähnliche Elemente.
Als ein veranschaulichendes Beispiel wird die vorliegende Erfindung mit Bezug auf eine Diagnose eines menschlichen Auges beschrieben. Man beachte jedoch, daß die Lehre der vorliegenden Erfindung auf jedes optische System mit einem Real-Bildfokus anwendbar ist oder dazu angepaßt werden kann, einen fokussierten Strahlungspunkt als Strahlungswellenfront von einem hinteren Abschnitt des optischen Systems zurück durch das optische System zu reflektieren. Daher kann die vorliegende Erfindung im Zusammenhang mit menschlichen oder tierischen Augen von Patienten verwendet werden, die lebend oder tot sein können, oder im Zusammenhang mit jedem künstlich hergestellten optischen System.
Eine Einführung in das Verfahren zur Anwendung der Wellenfrontanalyse erfolgt mit Bezugnahme auf das Beispiel des Auges und mit Hilfe der schematischen Zeichnungen der 1A, 1B und 1C. Wie mit Bezugnahme auf ein ideales Auge zuvor und nun mit Bezugnahme auf 1A beschrieben wird, reflektiert das emmetropische bzw. perfekte Auge 100 einen auf treffenden Lichtstrahl (der aus Gründen der Klarheit nicht gezeigt ist) diffus von der Rückseite seiner Retina 102 (d.h. der Fovea Centralis 103) durch die Optik des Auges, die eine Linse 104 und eine Kornea 106 umfaßt. Bei einem derartigen idealen Auge 100 tritt das reflektierte Licht (dargestellt durch Pfeil 108) in einem entspannten, d.h. nicht für eine Nahfeldfokussierung akkommodierten Zustand, aus dem Auge 100 als eine Folge ebener Wellen aus, wovon eine durch die gerade Linie 110 wiedergegeben wird. Wie jedoch mit Bezugnahme auf 1B gezeigt ist, weist ein typisches Auge 120 normalerweise Aberrationen auf, die eine Deformation oder Verzerrung einer aus dem Auge austretenden reflektierten Welle bewirken, wobei ein auftreffender Lichtstrahl (der aus Gründen der Klarheit ebenfalls nicht gezeigt ist) von einem mit einer Aberration behaftetem Auge 120 diffus von der Rückseite der Retina 122 der Fovea Centralis 123 durch die Linse 124 und die Kornea 126 reflektiert wird. Beim mit einer Aberration behafteten Auge 120 tritt das reflektierte Licht 128 als eine Folge verzerrter Wellenfronten aus dem Auge 120 aus, wovon eine durch die gewellte Linie 130 dargestellt ist.
Mit Bezugnahme im folgenden auf 1C, wird aus Zweckmäßigkeitsgründen ein Koordinatensystem definiert, bei dem sich die positive x-Richtung in der Ebene der Figur nach oben, die positive Y-Richtung aus der Ebene der Figur nach außen und die positive z-Richtung längs einer Ausbreitungsrichtung nach rechts erstreckt. Die verzerrte Wellenfront 130 ist hier mathematisch durch W(x,y) beschrieben. Ein Verfahren zum Messen von Verzerrungen in der Wellenfront 130 besteht darin, eine räumliche Trennung Δz zwischen einer Referenzebene 131 (beispielsweise einer der idealen Wellenfront 110 entsprechenden Ebene) bei einer bekannten Entfernung Z₀ vom Auge 120 an jedem Punkt (x,y) der verzerrten Wellenfront 130 zu bestimmen, wenn die vordere Flanke der Wellenfront 130 die Strecke z₀ durchquert hat. Mathematisch wird dies beschrieben als: Δz(x,y) = z0 – W(x,y) (1)
Diese Messungen von Δz definieren optische, beispielsweise aufgrund von Aberrationen im untersuchten Auge 120 erzeugte Wegunterschiede.
Abhängig von der gewünschten Therapie (beispielsweise ein Hinzufügen einer synthetischen Linse) kann die Materialdicke bei jeder (x,y) Koordinate direkt berechnet werden, wenn der Brechungsindex des fraglichen Materials bekannt ist. Bei vielen Verfahren, wie beispielswei se der Implantation einer intraokularen Linse, kann eine Wellenfrontanalyse während einer Prozedur zur Bereitstellung von Rückkopplungsinformation bezüglich des richtigen Endpunktes der Prozedur wiederholt durchgeführt werden.
Bezogen auf das veranschaulichende Beispiel sind die Differenzen Δz(x,y) zwischen der verzerrten Wellenfront 130 und der idealen Wellenfront 110 die Folge der Aberrationen im Auge. Die Messung dieser Aberrationen besteht darin, an der Referenzebene eine optische Wegdifferenz mit negativem Δz(x,y) einzufügen. Falls der Behandlungsansatz beispielsweise darin besteht, Material zu der Kornea 126 hinzuzufügen, ist eine Wahl für den Ort der Referenzebene 131 tangential zur Oberfläche der Kornea 126 (d.h. bei z = 0). Dies ist schematisch mit Bezug auf 1D veranschaulicht, wobei für eine klare Darstellung die Krümmung der Kornea 126 stark übertrieben wurde.
Die richtige korneale Zugabe ist für jede transversale (x,y)-Koordinate innerhalb eines kleinen Fehlers gegeben durch: Δz(x,y)/(nc – 1), (2)wobei n_c der Brechungsindex des Gewebes der Kornea ist, der 1,3775 beträgt. Gemäß dem im folgenden in Einzelheiten beschriebenen Verfahren wird Δz (x,y) berechnet, indem zuerst die lokalen Steigungen der Wellenfront 130, d.h. ∂W(x,y)/∂x und ∂W/(x,y)/∂y für eine Anzahl von Punkten in den transversalen x- und y-Richtungen in der Referenzebene 131 berechnet werden und dann eine mathematische Beschreibung von W(x,y) mit Steigungen, die die bestmögliche Übereinstimmung mit den experimentell bestimmten Werten liefern, erzeugt wird. Eine derartige Steigung ∂W(x,y)/∂x ist wieder mit Bezug zu 1D veranschaulicht. Dabei wird aufgrund der Tatsache, daß die verzerrte Wellenfront 130 an der Referenzebene 131 gemessen wird, obwohl die Wellenfront 130 von einer gekrümmten kornealen Oberfläche unmittelbar hinter der Referenzebene 131 ausging, ein kleiner Fehler hervorgerufen. Beispielsweise handelt es sich beim einem Fehler E_x(x,y) um die laterale Versetzung in der x-Richtung an jedem Ort (x,y) in der Meßebene (d.h. Referenzebene 131) gegenüber der gekrümmten kornealen Oberfläche. Ein ähnlicher Fehler entsteht bei jeder Art von Messungen, in die gekrümmte optische Oberflächen einbezogen sind. Der Fehler wächst im allgemeinen sowohl mit der (x,y)-Versetzung vom Tangentenpunkt als auch mit dem Fehler der lokalen Wellenfront.
Die Größe des Fehlers E_x(x,y) kann für jeden bei einer beliebigen Koordinate, wie z.B. (x₀,y₀), gemessenen Meßort (x,y) durch Projizieren dieses Ortes zurück auf den Ursprungspunkt auf der Kornea 126 ermittelt werden. Mathematisch wird dies wieder mit Bezugnahme auf 1D erläutert, wobei beispielhaft angenommen wird, daß der Fehler in der Ebene der Figur liegt, d.h. der durch y = y₀ definierten Ebene, obwohl es mathematisch einfach ist, die Analyse so zu erweitern, daß Fehler in der y-Richtung eingeschlossen werden. Die Quantifizierung einer die Ausbreitung der Wellenfront 131, gemessen bei (x₀,y₀) in der z₀-Referenzebene, von der kornealen Oberfläche zur Referenzebene verfolgenden Linie L ist:
Falls die korneale Oberfläche in der Ebene der Figur mit dem Ausdruck S(x₀, y₀) beschrieben wird, kann der Ursprungspunkt der fraglichen Wellenfront 131 durch Ermitteln des Schnittpunkts zwischen L(x) und S(x, y₀) ermittelt werden. Mathematisch wird der Wert x', der L(x')=S(x₀,y₀) erfüllt, ermittelt. Der Fehler E_x(x₀,y₀) ist dann gegeben durch E_x(x₀,y₀)=x'-x₀. Wird die Analyse auf die Berücksichtigung von Fehlern in der y-Richtung erweitert, ergibt sich ein ähnlicher Ausdruck für Ey, wobei E_y(x₀,y₀)=y'-y₀. Falls diese transversalen Fehler beträchtlich sind, können sie durch laterales Versetzen der bei jeder (x,y)-Koordinate berechneten Aberrationskorrektur um die Beträge E_x(x,y) und E_y(x,y) kompensiert werden.
Im Fall einer menschlichen Kornea ist der transversale Fehler meistens vernachlässigbar. Der Fehler ist am Ursprung, an dem das Gewebe der Kornea und die Referenzebene 131 sich tangieren, null. Für die menschliche Kornea ist das Gewebe mit einem Krümmungsradius von ungefähr 7,5–8,0 mm näherungsweise sphärisch. Der Behandlungsradius beträgt typischerweise nicht mehr als 3 mm und der Krümmungsradius der lokalen Wellenfront übersteigt selten 50 mm (d.h. ein refraktiver Fehler von 20 Dioptrien). Der transversale Fehler E beträgt bei einem Behandlungsradius von 3 mm für einen Krümmungsradius der lokalen Wellenfront von 50 mm weniger als 40 μm.
Für bestimmte ophthalmische Vorgänge kann die Wellenfrontanalyse auch wiederholt bei dem Vorgang benutzt werden, um eine geeignete Feedbackinformation zu liefern. Ein Beispiel einer solchen Verwendung wäre das nachfolgende Einsetzen eines intraokularen Linsen- implantats (IOL). Die Analyse hilft dabei, zu identifizieren, ob eine IOL mit geeigneter Brechstärke eingesetzt wurde oder ob eine IOL mit einer anderen Brechstärke benutzt werden sollte.
Um eine Wellenfrontanalyse in einer mit den Prozeduren, wie den oben beschriebenen, kompatiblen Weise durchzuführen, wird der Betrag der räumlichen Trennung der Komponentenabschnitte der Wellenfront 130 relativ zu den entsprechenden Komponentenabschnitten der ebenen oder idealen Wellenfront 110 gemessen. Gerade das System und Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung erlauben eine objektive und genaue Messung dieser Trennung sogar bei Augen 120 mit einer deutlichen Aberration einschließlich der Fälle, in welchen diese starke Defekte zeigen, wie eine starke Myopie oder Hyperopie.
Für die Untersuchung bzw. für den Messungsabschnitt der vorliegenden Erfindung sollte die Pupille des Patienten idealerweise auf ungefähr 6 mm oder mehr erweitert sein, d.h. auf die typische Größe einer menschlichen Pupille bei geringem Licht. Die Untersuchung bzw. Messung kann auch bei kleineren Werten einer Erweiterung oder ohne Erweiterung erfolgen. Auf diese Weise wird das Auge untersucht, wenn es die größte Fläche der Kornea benutzt, so daß eine aus einer derartigen Messung abgeleitete Korrektur die größte verwendbare Fläche der Kornea des Auges des Patienten in Betracht zieht. Bei Tageslicht wird ein geringerer Betrag der Kornea verwendet, wobei die Pupille deutlich kleiner ist und z.B. in der Größenordnung von 3 mm liegt. Die Erweiterung kann natürlich erzeugt werden, indem der Messungsabschnitt der vorliegenden Erfindung in einer Umgebung mit wenig Licht, wie beispielsweise in einem schwach beleuchteten Raum durchgeführt wird. Die Erweiterung kann auch mit Hilfe von pharmakologischen Mitteln induziert werden.
Im folgenden wird auf 2 Bezug genommen, in der eine vereinfachte schematische Darstellung einer beispielhaften Ausführungsform der Vorrichtung 10 gezeigt ist. Die Vorrichtung 10 umfaßt einen Laser 12 zur Erzeugung optischer Strahlung, der zur Erzeugung eines Laserstrahls 14 mit kleinem Durchmesser verwendet wird. Mit dem Laser 12 wird ein kollimierter Laserlichtstrahl erzeugt (der für den Strahl 14 mit einer gestrichelten Linie dargestellt ist) mit einer für das Auge ungefährlichen Wellenlänge und Leistung erzeugt. Geeignete Wellenlängen für ophtalmische Anwendungen umfassen das gesamte sichtbare und Nah-Infrarotspektrum. Beispielsweise können geeignete Wellenlängen in dem Bereich von etwa 400 bis 1000 nm liegen, was geeignete Wellenlängen von 550, 650 und 850 einschließt. Ob gleich ein Betrieb im sichtbaren Spektrum im allgemeinen gewünscht ist, da dies die Bedingungen sind, bei denen ein Auge arbeitet, kann das Nah-Infrarotspektrum Vorteile in bestimmten Anwendungen liefern. Zum Beispiel kann das Auge eines Patienten stärker entspannt sein, wenn der Patient nicht weiß, daß eine Messung stattfindet. Unabhängig von der Wellenlänge der optischen Strahlung sollte die Leistung in ophthalmischen Anwendungen auf für das Auge ungefährliche Pegel beschränkt sein. Ein geeigneter Pegel von Laserstrahlung, dem man ein Auge ohne Gefahr aussetzen kann, sind in U.S. Federal Performance Standard for Laser Products zu finden. Wenn die Analyse an einem anderen optischen System als dem Auge ausgeführt wird, sollte der Wellenlängenbereich zur Untersuchung folgerichtig den beabsichtigen Leistungsbereich des Systems einschließen.
Zur Auswahl eines kollimierten Kerns eines Laserlichtstrahls 14 mit geringem Durchmesser wird ein Iris-Diaphragma 16 verwendet, mit dem der gesamte Laserlichtstrahl 14 mit Ausnahme des Laserstrahls 18 mit einer für die Anwendung gewünschten Größe blockiert wird. Der Laserstrahl 18 weist gemäß der vorliegenden Erfindung einen Durchmesser im Bereich von ungefähr 0,5–4,5 mm auf, wobei 1–3 mm z.B. typisch sind. Bei einem Auge mit starker Aberration wird ein Strahl mit kleinerem Durchmesser verwendet, während ein Auge mit lediglich einer geringen Aberration mit einem Strahl mit größerem Durchmesser untersucht werden kann. Abhängig von der Ausgangsdivergenz des Lasers 12 kann eine Linse im Weg des Strahls angeordnet werden, um die Kollimierung des Strahls zu optimieren, wie später beschrieben wird.
Bei dem Laserstrahl 18 handelt es sich, wie hier beispielhaft beschrieben ist, um einen polarisierten Strahl, der durch einen polarisationsempfindlichen Strahlteiler 20 geführt wird, um ihn zu einer fokussierenden optischen Anordnung 22 zu leiten, mit der der Laserstrahl 18 durch die Optik des Auges 120 (z.B. die Kornea 126, die Pupille 125 und die Linse 124) auf die Retina 122 fokussiert werden kann. Man beachte, daß im Falle eines Patienten, der sich einer Katarakt-Operation unterzogen hat, die Linse 124 gegebenenfalls nicht vorhanden ist. Dies beeinflußt die vorliegende Erfindung jedoch nicht. Im in 2 dargestellten Beispiel bildet die optische Anordnung 22 den Laserstrahl 18 als einen kleinen Lichtpunkt an oder in der Nähe der Fovea Centralis 123 des Auges ab, wo das Sehvermögen des Auges am schärfsten ist. Man beachte, daß der kleine Lichtpunkt von einem anderen Teil der Retina 122 zurückreflektiert werden könnte, um Aberrationen hinsichtlich eines anderen Gesichtspunkts des Sehvermögens einer Person zu bestimmen. Wenn beispielsweise der Lichtpunkt von dem Bereich der Retina 122, der die Fovea Centralis 123 umgibt, reflektiert wird, können Aberrationen untersucht werden, die sich speziell auf das peripherale Sehvermögen von jemandem beziehen. In jedem Fall kann der Lichtpunkt so bemessen sein, um ein auf Nah-Beugungen begrenztes Bild auf der Retina 122 zu bilden. Somit übersteigt der Lichtpunkt, der von dem Laserstrahl 18 auf der Fovea Centralis 123 erzeugt wird, nicht einen Durchmesser von etwa 100 um und ist typischerweise in der Größenordnung von 10 μm.
Die diffuse Reflektion des Laserstrahls 18 von der Retina 122 zurück wird in 2 durch durchgezogene Linien 24 dargestellt, die die durch das Auge 120 zurücklaufende Strahlung kennzeichnen. Die Wellenfront 24, die mit Bezug auf 1B zuvor als die verzerrte Wellenfront 130 beschrieben wurde, trifft auf die optische Anordnung 22 auf und breitet sich durch diese zum polarisationsempfindlichen Strahlteiler aus. Die Wellenfront 24 ist aufgrund der Reflektion und Brechung gegenüber dem Laserstrahl 18 depolarisiert, wenn die Wellenfront 24 von der Retina 122 ausgeht. Dementsprechend wird die Wellenfront 24 am Polarisationempfindlichen Strahlteiler 20 gedreht und auf einen Wellenfrontanalysator 26, wie beispielsweise einen Wellenfrontanalysator des Hartmann-Shack (H-S)-Typs gerichtet. Im allgemeinen mißt der Wellenfrontanalysator 26 die Steigung der Wellenfront 24, d.h. die partiellen Ableitungen in Abhängigkeit von x und y bei einer Anzahl von (x,y)-Transversalkoordinaten, wie zuvor mit Bezugnahme auf 1C und 1D beschrieben wurde. Diese Information über die partiellen Ableitungen wird dann dazu verwendet, die ursprüngliche Wellenfront durch einen mathematischen Ausdruck, wie beispielsweise eine gewichtete Reihe von Zernike-Polynomen, zu rekonstruieren oder anzunähern.
Die Polarisationszustände für den einfallenden Laserstrahl 18 und den Strahlteiler 20 minimieren die Menge von Streustrahlung des Lasers, die den Sensorabschnitt des Wellenfrontanalysators 26 erreicht. In einigen Fällen kann die Streustrahlung ausreichend klein sein, wenn man sie mit der Strahlung vergleicht, die von dem gewünschten Ziel (z.B. Retina 122) zurückkehrt, so daß die die Polarisationsspezifizierungen nicht notwendig sind.
Die vorliegende Erfindung ist in der Lage, auf einen weiten Bereich von Defekten des Sehvermögens angepaßt zu werden, und erreicht damit ein neues Niveau eines dynamischen Bereichs beim Messen von okularen Aberrationen. Die Erweiterung des dynamischen Bereichs wird mit der optischen Anordnung 22 und/oder einem Wellenfrontsensorabschnitt des Wellenfrontanalysators 26 erreicht. Weiterhin mit Bezug auf 2 umfaßt die optischen Anord nung 22 eine erste Linse 220, einen flachen Spiegel 221, einen Porro-Spiegel 222 und eine zweite Linse 224, die alle längs des Weges des Laserstrahls 18 und der Wellenfront 24 angeordnet sind. Die erste Linse 220 und die zweite Linse 224 sind identische an festen Positionen gehaltene Linsen. Der Porro-Spiegel 222 kann linear bewegt werden, wie durch den Pfeil 223 gezeigt ist, um die optische Weglänge zwischen den Linsen 220 und 224 zu ändern. Es ist jedoch zu verstehen, daß die vorliegende Erfindung nicht auf eine spezielle Anordnung des flachen Spiegels 221 und des Porro-Spiegels 222 beschränkt ist und daß andere optische Anordnungen, wie sie hierin im Wege eines Beispiels beschrieben werden, benutzt werden, ohne von den Lehren und den Vorteilen des vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Eine "Nullposition" des Porro-Spiegels 222 wird durch Entfernen des Auges 120, wie wieder mit Bezug auf 2 dargestellt, und durch eine Kalibrierungsquelle, wie sie nachfolgend bei einem weiteren Beispiel beschrieben wird, von kollimiertem Licht zum Bereitstellen einer Referenzwellenfront, wie einer perfekten ebenen Welle 110, wie vorhergehend mit Bezug auf 1A beschrieben, identifiziert werden. Eine solche Quelle kann durch einen Laserstrahl realisiert werden, der mit einem Strahlteleskop auf einen Durchmesser aufgeweitet wird, der die Bildebene des Wellenfrontanalysators 26 abdeckt, und durch Einstellen der Porro-Spiegels 222 bis der Wellenfrontanalysator 26 das Licht als kollimiert detektiert. Es ist zu beachten, daß die Änderungen in der optischen Weglänge, die über den Porro-Spiegel 222 angebracht werden, in Dioptrien kalibriert werden können, um eine ungefähre sphärische dioptische Messung zu liefern, wie weiter unten erklärt wird.
Der Dynamikbereich der Vorrichtung 10 wird durch Bereitstellen einer verbesserten Wellenfrontsensoranordnung 28 weiter verbessert, wie mit Bezug auf 3 und 4 gezeigt ist. Der Wellenfrontanalysator 26 umfaßt eine opake Abbildungsplatte 32 mit einem Array von durchführenden Löchern 34, ein ebenes Array 36 von lichtsensitiven Zellen, wie Zellen 38 einer Ladungskopplungseinrichtung (CCD), einen Prozessor 40, der mit dem ebenen Array 36 der CCD-Zellen 38 zusammenwirkt. Die Kombination der Platte 32 und der ebenen Anordnung 36 stellt eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zur Verfügung. Die Platte 32 wird parallel zu der planaren Anordnung 36 gehalten und ist um eine Distanz F davon beabstandet. Wie weiter unten erklärt wird, kann die Distanz F variiert werden, um eine Signalvergrößerung einzustellen. Dazu wird das ebene Array 36 mit einer Positionierungsvorrichtung 42 gekoppelt, z.B. mit einem herkömmlichen motorisierten Linearpositionierer mit der Möglichkeit einer präzisen Bewegung, der die Position des ebenen Array 36 gegenüber der Platte 32 ein stellt, um die Distanz F, wie durch den Pfeil 43 gezeigt, zu ändern. Im Hinblick auf das Array der Löcher 34, sind alle Löcher 34 gleich groß und haben die gleiche Form, wobei ein Kreis infolge der einfachen Herstellung typisch ist. Wie hierin im Wege eines Beispiels beschrieben, wird eine quadratische Anordnungsgeometrie für das Array der Löcher verwendet, obgleich andere Geometrien benutzt werden können, ohne von den Lehren der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Wie mit Bezug zu 4 gezeigt ist, gelangt ein mit dem Pfeil 25 gekennzeichneter Teil der Wellenfront 24 zur Beleuchtung des ebenen Arrays 36 durch die Öffnung 34, wenn die Wellenfront 24 auf die Platte 32 auftrifft. In einer ersten Näherung handelt es sich bei dem von jedem derartigen Wellenfrontabschnitt 25 gebildeten resultierenden Bild um einen positiven Schatten der jeweiligen Öffnung 34. Jedoch tritt eine durch den Durchmesser D jeder Öffnung 34, die Wellenlänge λ der Lichtquelle (z.B. der Wellenfront 24) und die Distanz F zwischen der Platte 32 und dem ebenen Array 36 bestimmte Beugung auf. Zur Einstellung der Verstärkung auf Grundlage des jeweiligen Patienten wird, wie nachfolgend erläutert wird, der Wert von F mit der Positionierungsvorrichtung 42 variiert.
Es ist zu beachten, daß die Funktion der Platte 32 mit Löchern 34 auch durch eine feste Platte oder einen Film erzielt werden kann, der aus einem lichtsensitiven Material, wie aus einem photolithographischen Film, hergestellt ist. In einem solchen Fall würde das Array von Löchern 34 durch ein Array von scharfen lichtdurchlässigen Öffnungen ersetzt werden, durch die Licht durchdringt, wenn es darauf auftrifft. Der Rest einer solchen Platte oder eines solchen Films wäre für Licht undurchdringbar. Eine solche Ausführungsform ermöglicht, die lichtdurchlässigen Öffnungen einfach gemäß einer beliebigen gewünschten Form herzustellen.
Unabhängig davon, wie jeder Wellenfrontabschnitt 25 erzeugt wird, mißt die vorliegende Erfindung den Betrag einer Winkelablenkung jedes Wellenfrontabschnitts 25 gegenüber einem Wellenfrontabschnitt 112, der von einer Kalibrierungswellenfront stammt, wie der zuvor beschriebenen Wellenfront. Die kalibrierte bzw. ebene Lichtwellenfront führt zu dem Wellenfrontabschnitt 112, der normal oder senkrecht auf die Platte 32 auftrifft, und beleuchtet einen geometrischen Punkt 114 auf dem ebenen Array 36. Im Unterschied dazu wird beim Fortführen mit der Wellenfront 24, die eine verzerrte Wellenfront, wie vorher beschrieben, darstellt, der Wellenfrontabschnitt 25 einen Betrag einer Winkelablenkung gegenüber dem kalibrierten Wellenfrontabschnitt 112 aufweisen. Die Winkelablenkung bewirkt, daß der Wellenfrontabschnitt 25 einen geometrischen Punkt 27 auf dem ebenen Array 36 beleuchtet, der gegenüber dem Punkt 114 verschoben ist. Bei der vorliegenden Erfindung wird der Betrag der Verschiebung gegenüber den Schwerpunkten 116 und 29 der Punkte 114 bzw. 27 gemessen. In den zwei Dimensionen des ebenen Arrays 36 wird der Schwerpunkt 29 typischerweise in sowohl der x- als auch der x-Richtung des Arrays 36 abgelenkt. Damit ist die Winkelablenkung in der x- und der y-Richtung durch Δx/F bzw. Δy/F gegeben.
Wieder mit Bezug auf 2 sind die Linsen 220 und 224 in einer Ausführungsform identisch, wie vorhergehend erwähnt. In verschiedenen Anwendungen kann es jedoch erwünscht sein, die Wellenfront an dem Wellenfrontsensor zu vergrößern oder zu verkleinern. Dies kann erreicht werden durch Verwendung von Linsen 220 und 224 mit unterschiedlichen Brennweiten und durch entsprechendes Einstellen von Abmessungen der Vorrichtung 10. Für eine ophthalmische Untersuchung sollte die Objektebene der Vorrichtung Idealerweise tangential zu der Kornealoberfläche liegen, was durch verschiedene Einrichtungen erreicht werden kann. Daher entspricht jeder Punkt an der optischen Ebene der optischen Anordnung 22 sehr nahe dem gleichen Punkt auf der Kornea 126. Da die Kornea 126 jedoch gekrümmt ist, wird eine kleine laterale Verschiebung vorliegen. Die Platte 32, die vorhergehend in bezug auf 4 beschrieben wurde, des Wellenfrontanalysators 26 oder einer Auftreffplatte eines beliebigen Wellenfrontsensorabschnitts wird an der Brennebene der Linse 220 angeordnet. Auf diesem Weg wird die Objektebene immer auf der Platte 32 abgebildet in direkter Übereinstimmung mit dem Wellenfrontbild, das von der Kornea 126 ausgeht. Dies wird unabhängig von der optischen Weglänge zwischen den Linsen 220 und 224 zutreffen. Es gibt verschiedene Vorteile dieser Struktur, wovon einer darin besteht, daß sehr gute ebene Arrays von lichtsensitiven Zellen vorhanden sind, die kommerziell erhältlich sind, um ein Array entsprechend dem zentralen Kreisbereich von 6 mm der Kornea zu bilden.
Die Platte 32 (oder die Bildebene eines beliebigen Wellenfrontsensorabschnitts eines Wellenfrontanalysators) bricht die Wellenfront 24 in Wellenfrontteile auf, die unabhängig hinsichtlich der Ausbreitungsrichtung an dem ebenen Array 36 gemessen werden können. Da in einer hierin beispielhaft beschriebenen Ausführungsform die optische Anordnung 22 das Bild in der Objektebene nicht vergrößert oder verkleinert, entspricht ein Punkt an der Objektebene dem gleichen Punkt in der Bildebene der optischen Anordnung. Wenn die Porro-Linse 222 an ihrer Nullposition sitzt, der Richtung, zu der jeder Abschnitt der Wellenfront 24 führt, wird die Objektebene an der Bildebene des Wellenfrontanalysators 26 exakt reproduziert. Wenn z.B. ein Wellenfrontabschnitt an einem Ort in der Objektebene sich von der optischen Achse mit einem Winkel von 20° gegenüber der optischen Achse, die senkrecht zu der Objektebene ist, wegbewegt hat, bewegt sich der Wellenfrontabschnitt an dem gleichen Ort in der Bildebene auch von der optischen Achse mit einem Winkel von 20° weg.
Es ist zu beachten, daß eine Person, die kurzsichtig ist, eine Wellenfront erzeugen wird, so daß die Wellenfrontabschnitte/stücke, die von der Platte 32 getrennt werden, zu dem Mittelpunkt des ebenen Arrays 36 zusammenlaufen. Eine weitsichtige Person wird eine Wellenfront erzeugen, so daß die Wellenfrontstücke, die von der Platte 32 getrennt werden, divergieren. Daher ist eine Person mit einem erheblichen Sehfehler schwierig zu untersuchen, weil die Wellenfrontabschnitte an dem ebenen Array 36 entweder überlappen können (Myopia) oder aus dem ebenen Array herauslaufen können (Hyperopia).
Fünf Wege zur Kompensation solcher schwerer Aberrationen werden hierin im Wege von Beispielen beschrieben. Der erste Weg besteht darin, einen Wellenfrontsensor mit ausreichend kleinen lichtsensitiven Zellen 38 und mit ausreichend großen Löchern 34 (oder andere durchlässige Aperturen) zu benutzen. Auf diesem Weg kann eine Messung jedes Wellenfrontstücks mit einer ausreichenden Genauigkeit unter Verwendung eines kleinen Werts für F ausgeführt werden. Ein zweiter Weg besteht darin, das ebene Array 36 entlang der optischen Achse zu bewegen, um die Distanz F zu der Platte 32 zu ändern. Für eine Person mit einer erheblichen Aberration wird das ebene Array 36 nahe zu der Platte 32 angeordnet, um die projizierten Wellenfrontabschnitte gut getrennt und auf dem ebenen Array zu halten. Für eine schwache Aberration wird das ebene Array 36 so bewegt, daß sich die Distanz F zu der Platte 32 vergrößert, um eine genauere Messung auszuführen. Der Vorteil, das ebene Array 36 zum Ändern der Distanz F zu der Platte 36 zu bewegen, ist, daß die Wellenfrontanalyse einfacher für jede Position zu erreichen ist. Ein weiterer Weg zum Kompensation von erheblichen Aberrationen unter Verwendung der vorliegenden Erfindung besteht darin, die optische Weglänge zwischen den Linsen 220 und 224 zu ändern. Ein Bewegen des Porro-Spiegels 222 wird keinen Einfluß darauf haben, wo die Wellenfront die Platte 32 trifft, wird aber die Winkelablenkungen ändern, unter denen die projizierten Wellenfrontabschnitte durch die Platte 32 hindurchtritt, d.h. Δx/F und Δy/F. Ein Verringern der optischen Weglänge zwischen den Linsen 220 und 224 wird tendenziell die Wellenfrontabschnitte zu der Mitte des ebenen Arrays 36 ziehen, und dabei Hyperopia kompensieren. Ein Erhöhen der optischen Weglänge zwischen den Linsen 220 und 224 wird tendenziell die Wellenfrontabschnitte zu den Rändern des ebenen Arrays 36 aufweiten und dabei Myopie kompensieren. Der Grad, mit dem die Winkelablenkung, die mit jedem Wellenfrontstück verknüpft ist, sich ändert, ist eine lineare Funktion seines Abstandes von der optischen Achse und der Bewegung des Porro-Spiegels 222 aus seiner Nullposition. Ein vierter Weg zum Kompensieren erheblicher Aberrationen besteht darin, eine oder mehrere Prüflinsen einer speziellen sphero-zylindrischen Stärke an dem Ort der mittleren Brennebene einzusetzen, wie später in diesem Abschnitt detailliert erklärt wird. Dies dient dazu, Aberrationen niedriger Ordnung in der Wellenfront zu verringern oder aus ihr zu entfernen, so daß eine Verschiebung von Punkten an den CCD-Zellen 38 minimiert wird und eine genaue Untersuchung fortgeführt werden kann. Der Effekt des Hinzufügens der speziellen Linse wird dann in der endgültigen Wellenfrontrekonstruktion berücksichtigt. Ein fünfter Weg besteht darin, die Vergrößerung der Wellenfront an dem Wellenfrontsensor gegenüber derjenigen an dem Auge zu erhöhen, was die Grundlage der vorliegenden Erfindung bildet. Dies wird durch eine geeignete Wahl von Linsen in dem Design der Übertragungsoptik bewerkstelligt. Eine Vergrößerung wird die Steigung an der Wellenfront einheitlich reduzieren, wodurch die Verschiebung jedes Punktes an dem CCD verringert wird.
Um beispielsweise den Schwerpunkt 29 des Lichtpunkts 27, der auf das ebene Array 36 auftrifft, genau zu bestimmen, ist eine feine Struktur von Zellen 38 im Vergleich zu der Punktgröße vorgesehen. Jeder Punkt deckt mehrere Zellen 38 ab. Gemäß einem zur eindeutigen Bestimmung des Schwerpunktes 29 jedes Punktes 27 im Verhältnis zu einem von einer anderen Öffnung 34 verursachten Punkt verwendeten Verfahren, wird jeder Öffnung 34 eine eindeutige Zahl von Zellen 38 zugeordnet. Die „zugeordneten" Flächen sind, wie mit Bezug auf 5 beispielhaft veranschaulicht ist, durch die durchgezogenen Netzlinien 39 gekennzeichnet. Man beachte, daß die Netzlinie 39 keine tatsächlichen physikalischen Grenzen zwischen den Zellen 38 darstellen, sondern lediglich zur Veranschaulichung der eindeutig gekennzeichneten Bereiche gezeigt sind, die eine Mehrzahl der Zellen 38 enthalten. Man beachte, daß in Anbetracht der Lehre der vorliegenden Erfindung andere Schwerpunktstrategien verwendet werden können, die keine derartige Unterteilung des Arrays 36 benötigen. Ein alternatives Verfahren zum Identifizieren und zum Korrelieren von Schwerpunkten wird später in diesem Abschnitt beschrieben.
Zum Beispiel kann die vorliegende Erfindung mit einem Wellenfrontanalysator ausgeführt werden, der die mit Bezugnahme auf 3 beschriebene Platte durch ein zweidimensionales Array identischer sphärischer Lenslets 33 ersetzt, wie mit Bezug auf 6 veranschaulicht ist. Bei einer derartigen Anordnung kann das Lenslets-Array 33 mit der Positioniervorrichtung 42 betätigt werden, so daß die Distanz F unabhängig von der Brennweite f ist, die die Brennebene des Lenslet-Arrays 33 definiert, die durch die gestrichelte Linie 35 wiedergegeben wird. Jeder Wellenfrontabschnitt 37, der durch eine Subapertur des Lenslet-Arrays 33 durchführt, wird in der Größe (z.B. dem Durchmesser) verringert, wird jedoch nicht notwendigerweise auf einen minimalen Fokus an dem ebenen Array 36 gebracht, wie es der Fall wäre, wenn die Distanz F gleich der Brennweite f wäre. Beim Betrieb dieser Ausführungskonfiguration wird das Lenslet-Array 33 so positioniert, daß das Licht in jedem Wellenfrontabschnitt einer Fläche konzentriert wird, um genügend Intensität auf dem ebenen Array 36 zur Verfügung zu stellen, und dennoch ausreichend vielen Zellen 38 zur größten Genauigkeit beim Bestimmten der Ablenkung des Schwerpunkts 29 zu beleuchten.
Unabhängig von der Struktur des Wellenfrontsensors berechnet der Prozessor 40 jeden zweidimensionalen Schwerpunkt 29 jedes durch die Wellenfront 24 erzeugten Punktes 27. Der Betrag der zweidimensionalen Verschiebung der Schwerpunkt relativ zum Schwerpunkt des Kalibrierungspunktes für jede einer entsprechenden Öffnung 34 zugeordnete bestimmte Fläche (oder Unterapertur des Lenslet-Arrays 33) wird durch die Distanz F geteilt, um eine Matrix lokaler Steigungen der Wellenfront, d.h. ∂W(x,y)/∂x und ∂W(x,y)/∂y an den (x,y)-Koordinaten der Mitten der Öffnungen 34 zu erhalten. Zur Vereinfachung der Erläuterung werden diese durch P(x,y) = ∂W(x,y)/∂x bzw. Q(x,y) = ∂W(x,y)/∂y bezeichnet.
Zur Verwendung der partiell abgeleiteten Daten zur Berechnung der verzerrten Wellenfront 130 und 24 stehen mehrere Verfahren zur Verfügung, wie oben mit Bezugnahme auf 1B und 2 beschreiben wurde. Ein passender Ansatz ist der in dem vorhergehend genannten Aufsatz von Liang et al. in Journal of the Optical Society of America beschriebene, bei dem die Wellenfront unter Verwendung von Zernike-Polynomen angenähert wird. Dies ist eine Standardanalysetechnik, die in den verschiedenen optischen Abhandlungen beschrieben ist, wie in "Principles of Optics, 11 von M. Born und E. Wolf, Pergamon Press, Oxford, England, 1964. Als Beispiel wird der Zernike-Polynominalansatz hierin beschrieben. Es ist jedoch zu verstehen, daß andere mathematische Ansätze benutzt werden können, um die verzerrte Wellenfront anzunähern. Beispielsweise können derartige Ansätze die Verwendung von Fourier- und Taylor-Reihen umfassen.
Mit wenigen Worten ausgedrückt, kann die Wellenfront W(x,y) als eine gewichtete Summe der individuellen Polynome ausgedrückt werden, wobei C; die Gewichtungskoeffizienten und Z_j(x,y) die Zernike-Polynome bis zu einer bestimmten Ordnung sind. Die obere Grenze n der Summation ist eine Funktion der Zahl der Zenike-Polynome, d.h. der höchsten Ordnung, die benutzt werden, um die echte Wellenfront anzunähern. Wenn n die höchste benutzte Ordnung ist, gilt: n = (m + 1)(m + 2)/2 (5)
Die Ableitung der Zernike-Polynome bis zu einer arbiträren Ordnung n ist in den zahlreichen Optik-Texten beschrieben, wie in dem vorhergehend genannten Buch von Born und Wolf. Ein mögliches Verfahren zum Bestimmen des Schwerpunkts 29, 116 des Punktes 27 bzw. 114, wie vorhergehend mit Bezug auf die 4 und 5 beschrieben, und die Berechnung der Zernike-Gewichtungskoeffizienten wird nun erläutert. Die Richtungen der Einheitsnormalen an dem Mittelpunkt jedes Lochs 34 hängen von den Schwerpunkten der Punkte auf den Zellen 38 ab.
Da jeder Punkt mehrere Zellen mit variierender Intensität beleuchtet, kann eine standardisierte amplitudengewichtete Schwerpunktsberechnung benutzt werden, um die Mittelpunkte für jeden Punkt zu finden. Um jeden Schwerpunkt auch von dem Hintergrundsrauschen, das z.B. von Störlichtern hervorgerufen wird, das die CCD-Oberfläche zwischen echten Punkten erreicht, klar abzugrenzen, können standardisierte mathematische Techniken, wie ein passendes räumliches Filter, auf die CCD-Daten vor der Schwerpunktsidentifikation angewandt werden.
Im folgenden wird ein alternatives Verfahren zum Identifizieren individueller Punkte und zur Korrelation ihrer Geometrie beschrieben. Die Vorrichtung ist so aufgebaut, daß die optische Achse mit der Mitte einer bestimmten Apertur in der Eingangsfläche des Wellenfrontsensors ausgerichtet ist. Diese Apertur befindet sich in oder in der Nähe der Mitte der Eingangsfläche. Falls der in das Auge eintretende Prüfstrahl auch mit der optischen Achse des Systems ausgerichtet ist, kann aufgrund der reversiblen Natur von Lichtstrahlen ein Lichtpunkt immer unmittelbar hinter der ausgerichteten Apertur beobachtet werden. Das bedeutet, daß auf dem CCD-Sensor an diesem Ort unabhängig von den Aberrationen der Wellenfront immer ein Punkt zu erkennen ist, und dieser immer der darüberliegenden Apertur entspricht. Unmittelbar benachbarte Punkte sind von ihren Orten mit „Steigung Null" minimal versetzt. Bewegt man sich vom zentralen Referenzpunkt weiter weg, treten im allgemeinen größere Punktverschiebungen auf. Unter Verwendung dieser Kenntnisse ist es relativ einfach alle Punkte im CCD-Muster zu identifizieren und ihre geometrischen Beziehungen zu ermitteln.
Die Verschiebung des Schwerpunkts gegenüber dem eines perfekt kollimierten Lichtstrahls entsprechend einem idealen und emmetropischen Sehvermögen wird dann berechnet und dazu verwendet, die Steigung der Wellenfront an jedem Abtastungsort zu bestimmten. Der Ort der Schwerpunkte für einen kollimierten Lichtstrahl kann entweder direkt in einem Kalibrierungsschritt vor der Untersuchung des Patienten gemessen werden oder einem berechneten Referenzmuster, basierend auf der Konstruktion des Wellenfrontsensors, entnommen werden.
Mehrere Aufnahmen können zur Überprüfung bezüglich einer ungenauen Ausrichtung des Auges oder einer Bewegung des Auges bei individuellen Aufnahmen verwendet werden. Falls die Bewegung des Auges während der Aufnahmen nicht erfolgreich durch Erfassung mehrerer Aufnahmen analysiert werden kann, kann die Vorrichtung 10 durch Hinzufügen einer wieder in 2 veranschaulichten Augenverfolgungseinrichtung 25 erweitert werden. Eine mögliche Anordnung für die Augenverfolgungseinrichtung 25 ist dort veranschaulicht. Es ist jedoch zu verstehen, daß die Augenverfolgungseinrichtung 25 an beliebiger Stelle in der Vorrichtung 10 angeordnet sein könnte. Auf diese Weise kann eine Wellenfrontanalyse selbst bei einem begrenzten Umfang einer Augenbewegung durchgeführt werden.
Eine einmalige Aufnahme zur Kalibrierung kann ebenfalls dazu verwendet werden, die relativen Empfindlichkeiten der individuellen Zellen zu bestimmen. Dies wird mit gleichmäßig kollimiertem Licht durchgeführt, wobei die Platte 32 abgenommen ist. Die Rückmeldungen der individuellen Zellen werden dann aufgezeichnet. Für jede für Licht durchlässige Apertur (z.B. die Öffnung 34) dient der Schwerpunkt im kollimierten Fall als ein festgelegter Ursprung für die spezielle Öffnung. Die durch die Wellenfront 24 verursachte Verschiebung vom „Ursprung" zum Schwerpunkt für jede Öffnung (wie in diesem Koordinatensystem beobachtet werden kann) wird durch die Richtung der dieser Öffnung entsprechenden Wellenoberfläche bestimmt. Falls Δx(m,n) die x-Komponente des (m,n)-ten Schwerpunkts ist und F der Abstand der Platte, ist der P-Wert für den (m,n)-ten Schwerpunkt: P(m,n) = ∂x(m,n) / ∂z = Δx(m,n) / F (6)
Der entsprechende Ausdruck für Q ist: Q(m,n) = ∂y(m,n) / ∂z = Δy(m,n) / F (7)
Somit gibt jeder Wert P(m,n) und Q(m,n) die partiellen Ableitungen von W(x,y) nach x und y für die (x,y)-Koordinaten für jede Öffnung 34 wieder. Für eine Zernike-Näherung der ursprünglichen Wellenfront in der m-ten Ordnung werden die experimentell bestimmen Ps und Qs dann in den folgenden Gleichungen verwendet, um die geeigneten Gewichtungskoeffizienten C; wie folgt zu berechnen:
Durch Verwenden der kleinsten Quadrate für approx(m,n)/∂zach zur Minimierung des Fehlers zwischen den tatsächlichen Steigungen der Wellenfront auf der linken Seite der obigen Gleichungen und den Zernike-Näherungen auf der rechten Seite, können die optimalen Werte für die Gewichtungskoeffizienten erhalten werden.
Bei einem möglichen Ansatz zur Berechnung eines Schwerpunkts (x_c,
) ist jeder Öffnung 34 ihre fest zugeordnete Fläche des Arrays 36 zugeordnet bzw. (i_m,n ± Δi,j_m,n ± Δj). Dieses Quadrat vieler lichtempfindlicher Zellen ist groß genug, daß sich Bilder benachbarter Öffnungen niemals überlappen und die gesamte von dieser Öffnung stammende Lichtstärke enthalten ist. Das Quadrat enthält 4Δi*Δj Zellen.
Falls das Array 36 mit C_k,1 = (x_c(i,j),
(i,j)), k, 1 = 0 ... 2Δ1, 2Δj bezeichnet ist, der Abstand zwischen den Mitten Δx = Δy = d ist und die gemessenen Rückmeldungen der Zellen V (k, 1) und die relativen Rückmeldungen der Zellen R (k, 1) sind, dann ist die x-Komponente x_c in Abhängigkeit von i, j gegeben durch xc(i,j)= [Σk,1 V(k,1)*R(k,1)*d*k] / [Σk,1 V(k,1)*R(k,1)] (10)und die y-Komponente
in Abhängigkeit von i,j gegeben durch yc(i,j)= [Σk,1 V(k,1)*R(k,1)*d*1] / [Σk,1 V(k,1)*R(k,1)] (11)
Dann wird, falls (x_c0(i,j), y_c0(i,j)) der „Ursprungsschwerpunkt" für die (i,j) Öffnung ist, d.h. mit senkrecht kollimiertem Licht erhalten, und (x_cw(i,j), y_cw(i,j)) der entsprechende für die zu messende Wellenfront erhaltene Schwerpunkt ist, die relative Verschiebung des Schwerpunktes (x_cr(i,j), y_cr(i,j)) erhalten als xcr(i,j) = xcw(i,j) – xc0(i,j) (12) ycr(i,j = ycw(i,j – yc0(i,j) (13)
Die Werte P (i,j) und Q (i,j) werden bestimmt mit P(i,j) = xcr(i,j) / F (14)und Q(i,j) = ycr(i,j) / F (15)
Die partiellen Ableitungen auf der Oberfläche P(i,j) und Q(i,j) für das Array der Mitten der Öffnungen der Platte 32 werden als nächstes dazu verwendet, die richtigen Gewichtungskoeffizienten für das Zernike-Polynom zu berechnen, um die ursprüngliche Wellenfront W(x,y) zu beschreiben. Dies wird nun mit Hilfe einer Veranschaulichung eines 7 × 7 Quadrat-Arrays aus Öffnungen 34 erläutert. Jedoch ist zu beachten, daß andere Größen und Formen von Loch-Arrays verwendet werden können.
Zunächst wird eine 1 × 98 Matrix (d.h. ein Spaltenvektor) PQ(k) gebildet als PQ(k) = P(7i+j), j=0....6, i=0...6, k=0...48 (16) PQ(k) = Q(7i+j), j=0....6, i=0...6, k=49...98 (17),wobei j für jedes i zyklisch wechselt, d.h. PQ(18) = P(2,5).
Die Matrix PQ wird von links mit einer Transitionsmatrix TM multipliziert, um die Matrix C wie folgt zu erhalten: C = TM*PQ (18),wobei TM eine 98 (Breite) × 14 (Höhe) Matrix ist und C eine 1(Breite) × 14 (Höhe) Matrix oder Spaltenvektor ist. C ist die Matrix C_k mit k = 1,..., 14, so daß für einen Fehler des kleinsten Quadrats W(x,y)=Σk Ck * Zk(x,y) (19)und TM für eine gegebene Apertur, z.B. eine 6 Millimeter-Pupillen-Apertur berechnet wird. Die Funktionen Z_k(x,y) in Gleichung (19) sind die Zernike-Polynome. Bezüglich ihrer Reihenfolge gibt es keine Standartkonvention. Aus Gründen der Konsistenz ist es jedoch wichtig, daß dieselbe Reihenfolge zur Erzeugung der Gruppe C_k verwendet wird, die zur Ableitung der Matrix TM gewählt wurde. Diese treten in Gruppen derselben Ordnung auf, wobei es sich um den höchsten Exponenten in der Gruppe handelt und die Gesamtzahl der Elemente in einer mit der Ordnung zunehmenden Ordnung anwächst. Bei einer Analyse in der vierten Ordnung werden Ordnungen bis und einschließlich von 4 verwendet (außer Z₀ – dem einzigen Element der Ordnung 0, bei dem es sich um die Konstante 1 handelt, die die Referenzposition der Gruppe in der z-Richtung beschreibt). Da sich die Wellenfront 24 entlang von z (mit Lichtgeschwindigkeit) bewegt, beschreibt dieser „Piston-Term" lediglich einen beliebigen Versatz in Z und dieser Ausdruck kann ignoriert werden. Die ersten fünf Ordnungen (0, 1,..,4) enthalten einschließlich des Piston-Terms 15 Funktionen.
Somit werden beim veranschaulichten Beispiel 14 Werte von C_k als Koeffizienten für 14 Zernike-Polynome berechnet. Beispielsweise wird eine derartige zur Berechnung von TM verwendete Ordnung hier veranschaulicht und umfaßt sowohl die Zernike-Funktionen als auch ihre partiellen Ableitungen.

Erweiterung des Zernike (x,y)-Polynoms bis zur vierten Ordnung Polynomordnung 0

Z(0)	+1
dZ(0)/dx	0,0
DZ(0)/dy	0,0

Polynomordnung 1

Z(1)	+y
dZ(1)/dx	0,0
dZ(1)/dy	+1
Z(2)	+x
dZ(2)/dx	+1
dZ(2)/dy	0,0

Polynomordnung 2

Z(3)	–1+2y²+2x²
dZ(3)/dx	+4x
dZ(3)/dy	+4y
Z(4)	+2xy
dZ(4)/dx	+2y
dZ(4)/dy	+2x
Z(5)	–y²+x²
dZ(5)/dx	+2x
dZ(5)/dy	–2y

Polynomordnung 3

Z(6)	–2y+3y³+3x²y
dZ(6)/dx	+6xy
dZ(6)/dy	–2+9y²-3x²
Z(7)	–2x+3xy²+3x³
dZ(7)/dx	–2+3y²+9x²
dZ(7)/dy	+6xy
Z(8)	–y³+3x²y
dZ(8)/dx	+6xy
dZ(8)/dy	–3y²+3x²

Z(9)	–3xy²+x³
dZ(9)/dx	–3y²+3x²
dZ(9)/dy	–6xy

Polynomordnung 4

Z(10)	+1-6y²+6y⁴-6x²+12x²y²+6x⁴
dZ(10)/dx	–12x+24xy²+24x³
dZ(10)/dy	–12y+24y³+24x²y
Z(11)	–6xy+8xy³+8x³y
dZ(11)/dx	–6y+8y³+24x²y
dZ(11)/dy	–6x+24xy²+8x³
Z(12)	+3y²-4y⁴-3x²+4x⁴
dZ(12)/dx	–6x+16x³
dZ(12)/dy	+6y-16y³
Z(13)	–4xy³+4x³y
dZ(13)/dx	–4y³+12x²y
dZ(13)/dy	–12xy²+4x³
Z(14)	+y⁴-6x²y²+x⁴
dZ(14)/dx	–12xy²+4x³
dZ(14)/dy	+4y³-12x²y

Die Wahl der Reihenfolge der Zernike-Polynome diktiert die Interpretationen der C_k in Gleichung (19) und somit die Ordnung der Ausdrücke in der TM-Matrix. Daher wird die TM-Matrix berechnet, nachdem die Wahl getroffen ist Die Entwicklung der TM-Matrix für das veranschaulichte Beispiel wird nachfolgend erläutert.
Man beachte, daß die Analyse in vierter Ordnung nur beispielhaft ist und nicht die einzige Möglichkeit darstellt. Eine Zernike-Analyse kann bis zu jeder Ordnung ausgeführt werden.
Im allgemeinen gilt jedoch, daß mit höherer Ordnung das Ergebnis für die getesteten Punkte um so genauer sein wird. Jedoch ist ein exakter Polynom-Fit durch die getesteten Punkte nicht notwendigerweise wünschenswert. Derartige Fits haben die typische störende Eigenschaft, daß, solange die Oberfläche selbst kein exaktes Polynom einer höheren Ordnung als der des Oberflächenfits ist, das Erzwingen eines exakten Fits an beabstandeten Punkten häufig wilde Schwingungen zwischen den gefitteten Punkten verursacht. Das bedeutet, daß bei einem Oberflächen-Polynom-Fit ein exakter Fit an einer endlichen Anzahl von Punkten einen schlechten durchschnittlichen Fit für eine allgemeine Funktion ergeben kann.
Die Berechnung der Information betreffend die optische Wegdifferenz ∂z(x,y) aus der Zernike-Rekonstruktion der Wellenfront wird einfach durch Subtrahieren einer Konstanten von der Zernike-Näherung erreicht. Der Wert der Konstanten hängt von den gewünschten Eigenschaften von ∂z(x,y) ab. Abhängig vom für die Korrektur der Aberrationen gewählten Verfahren (z.B. Laserablation, Hinzufügen einer Linse, etc.), kann es beispielsweise zweckmäßig sein, entweder den Maximal-, Mittel- oder Minimalwert in Δz(x,y) auf 0 festzulegen.
Die Entwicklung der Übergangsmatrix TM wird nun für das veranschaulichte Beispiel eines 7 × 7-Arrays von Öffnungen in der Platte 32 erläutert. In jedem Punkt (x_i,y_j) sind die Tangenten der Komponenten der Normalen P(x_i,y_j) und Q(x_i,y_j), wobei P(xi,yj) = ∂W(xi,yj)/∂x (20)und Q(xi,yj) = ∂W(xi,yj)/∂y (21)
Kombinieren dieser Gleichungen mit Gleichung (11) ergibt P(xi,yj) = ΣkCk∂W(xi,yj)/∂x (22)und Q(xi,yj) = ΣkCk∂W(xi,yj)/∂y (23),wovon jede auf 49 (i,j)-Kombinationen anwendbar ist. Diese werden in einem einzigen Spaltenvektor PY kombiniert, der 98 Elemente lang ist, d.h. einer 98 × 1-Matrix. Dadurch werden zwei Matrizen C_k (14 (Höhe) × 1 (Breite)) und M_k(i,j) (14 (Breite) × 98 (Höhe)) defmiert: (Mk(i,j)) = ∂Zk(xi,yj)/∂x ; ∂Zk(xi,yj)/∂y (24), wobei die x-Ableitungen die ersten 49 Reihen und die y-Ableitungen die letzten 49 Reihen sind. Dann kann die Gleichung (19) als die Matrix-Gleichung PQ = (M)(C) (25)umgeschrieben werden, wobei die oberen 49 Reihen von M ∂W(x_i,y_j)/∂y sind.
Der Ausdruck in Gleichung (25) gibt die Normalkomponenten als die Zernike-Koeffizienten für eine mit dem Array von 14 C beschriebener Oberfläche wieder. Diese sind exakt, jedoch ist nicht garantiert, daß die tatsächliche Gesamtoberfläche mit einem derartigen Array von Koeffizienten beschrieben werden kann. Dementsprechend kann, falls angenommen wird, daß die Beschreibung innerhalb einer akzeptablen Toleranz liegt, d.h. falls die Fehler toleriert werden, die nach der Bestimmung der kleinsten Fehlerquadrate verbleiben, die Gleichung (26) als implizite Definition des Spaltenvektors C mit Hilfe der mathematischen Matrix M und dem gemessenen Vektor PQ, die beide bekannt sind, betrachtet werden. Das Verfahren, zur Lösung unter der Minimierungsbedingung, ist wie folgt.
Als erstes wird die Gleichung (25) auf der linken Seite mit M^T, der Transponierten von M, multipliziert, so daß (MT)(PQ)=(MT)(M)(C))=(S)(C) (26)wobei S ≡ MTM (27)eine quadratische und symmetrische Matrix ist, z.B. mit einer Dimension von 14 × 14 (wobei jedes Element die Summe von 98 Produkten ist). Eine derartige Matrix weist eine Inverse auf, sofern die Determinante ihrer Koeffizienten nicht null ist. Da dies von den Zernike-Polynomen allein abhängt und diese alle voneinander unabhängig sind, ist die Determinante nicht null, so daß eine Inverse S^–1 definiert ist. Als nächstes wird die Gleichung (25) von links mit S^–1 multipliziert, so daß man (S–1)(MT)(PQ) = (S–1)(S)(C) = (I)(C) = C (28) erhält. Dann ist die mathematische Transitionsmatrix (unabhängig von der Messung) (TM) = (S–1)(MT) (29)und das Array von Cs mit dem "besten Fit" der gemessenen PQs kann durch die einfache Matrixmultiplikation (C) = (TM)(PQ) (30)erhalten werden.
Um das Auge eindeutig zu untersuchen, fallen alle das ebene Array 36 aufgrund einer Wellenfront 24 beleuchtenden Punkte gleichzeitig auf das ebene Array ein. Falls gewünscht wird, die Wirkungen der Augenbewegung zu reduzieren, kann eine pulsierende oder eine mit einem Shutter bzw. Verschluß versehene Laserquelle oder eine Augenverfolgungseinrichtung verwendet werden.
Wieder mit Bezug auf die 7 und 8 wird ein Strahl von linear polarisiertem Licht (S-Komponente) aus einer Laserdiode (z.B. 670 nm, 3 mW) emittiert, wobei der Lichtstrahl durch einen elektromechanischen Verschluß führt, der die Dauer der Lichtbestrahlung auf dem Auge 14 des Patienten und insbesondere die Bestrahlung der Retina 18 des Auges 14 steuert, wie es wieder mit Bezug auf die 7 und 8 dargestellt ist. Es ist davon auszugehen, daß auch alternative Lichtquellen, z.B. nicht kohärente und nicht polarisierte, sowie alternative Lichtübertragungstechniken von den Fachleuten in Betracht gezogen werden. Wenn der Verschluß geöffnet ist, wird der projizierte Strahl, kollimiertes Licht aus der Laserdiode, durch eine Linse mit langer Brennweite zum Fokussieren auf die vordere Oberfläche 22 der Kornea 24 des Auges 14, wie mit Bezug auf 7 dargstellt, durch die Pupille 72 und die Linse 28 des Auges 14 hindurch und auf die Retina 18 als ein kleiner meßbarer Punkt 16 geleitet. In einer alternativen Ausführungsform umfaßt die Linse eine Zoomlinse zum Variieren des Fokus und zum Bewegen des Fokusortes, wie es gewünscht ist. Durch Fokussieren auf die Kornea 24 ist die Abhängigkeit der Messung von der Krümmung der Kornea minimal. Jedoch sind auch andere Orte nahe der Kornealoberfläche akzeptabel.
Im Stand der Technik ist es bei Augenmessungen üblich, einen kollimierten Strahl zu bilden und zu versuchen, den kollimierten Strahl auf die Retina unter Verwendung von Linsen und Linsenkombinationen mit der Optik in dem Auge zu lenken, um einen kleinstmöglichen Punkt 36 zu erzeugen, wie vorhergehend mit Bezug auf 8 beschrieben wurde. Linsen und Fokussierungstechniken benötigen typischerweise wertvolle Zeit und umfassen viele Versuche, einen Punkt auf die Retina unter Verwendung verschiedener Linsen und Linsenkombinationen zu fokussieren, um jedes einzelne Sehvermögen eines Patienten, der untersucht wird, aufzunehmen. Mit dieser Technik und der Erkenntnis, daß die meiste Unschärfe von der Krümmung der Kornea verursacht wird, vermeidet die Technik die Notwendigkeit, Linsen oder Linsenkombinationen zu finden, um die Größe des Punktes auf der Retina, die als Sekundärquelle der Strahlung benutzt wird, zu minimieren.
Nun wird mit Bezugnahme auf 9–11 eine beispielhafte Ausführungsform der Vorrichtung 10 beginnend mit der Reihe 300 beschrieben, wobei diese verbesserte Vorrichtung 300 als eine Patientenuntersuchungsstation aufgebaut ist, die eine bequeme Positionierung des Patienten 302 für die zuvor beschriebe Messung des Auges 120 ermöglicht. Als Bedienkomfort für den die Vorrichtung 300 bedienenden Techniker, befinden sich ein Computermonitor, eine Maus und eine Tastatur für diese hier beschriebene Ausführungsform der Erfindung auf einem getrennten Wagen. Die Vorrichtung 300 umfaßt ein Gehäuse 304 mit einer Plattform 306, die von einem steifen Rahmen 308 getragen wird. Der Rahmen 308 umfaßt Räder 310, um einen Transport und eine Installation am Klinikort zu erleichtern, sowie Verriegelungs- und Hebefiße 312 zum Feststellen der Vorrichtung auf dem tragenden Boden 314. Sobald die Vorrichtung positioniert ist, werden die integrierten Hebefüße 312 zur Gewährleitung eines stabilen stationären Rahmens 308 und somit der Plattform 306 eingesetzt.
Wie in einem Beispiel wieder mit Bezug auf die 9–11 dargestellt ist, sitzt der Patient 302 an einem Patientenende 316 der Vorrichtung 300, wobei sein oder ihr Kopf in einer Kopfstütze ruht, wobei die Kopfstütze in den Richtungen nach rechts und links (X-Richtung), nach oben und unten (Y-Richtung) und vor und zurück (Z-Richtung) gegenüber der Plattform 306 unter Verwendung einer Einstellbaugruppe 320 einstellbar ist. Die Kopfstütze 318 ist an einer unteren Oberfläche der Plattform 306 angebracht, die einen optischen Tisch zum Montieren von optischen Komponenten daran bildet, wie mit Bezug auf 12 dargestellt und hierin weiter im Detail beschrieben wird. Das Gehäuse 304 umfaßt eine Abdeckung 322 des optischen Tischs, welche die optischen Komponenten, die in dem Gehäuse gehalten werden, schützt. Die Abdeckung 322 des optischen Tischs ist an der Plattform mit einer versperrten Verriegelungen befestigt, um vor einem nicht autorisierten Zugriff auf die optischen Komponenten zu schützen. Die Plattform 306 ist mit einem starren Rahmen an vier Orten 307 verriegelt, wie mit Bezug auf die 9 und 10 dargestellt. Der Rahmen 308 trägt außerdem eine Elektronik 324 und einen Computer 326, der einen Prozessor 40 umfaßt, der vorhergehend mit Bezug auf 6 beschrieben wurde, sowie eine Verbindungsplatte für eine Computertastatur, einen Monitor und eine Maus. Der Rahmen 308 umfaßt außerdem eine obere Ausbuchtung 328, die Elektronik zur Steuerung von den auf der Plattform 306 gehaltenen optischen Komponenten aufnimmt, und eine untere Ausbuchtung 330, die eine unterbrechungsfreie Stromversorgung (UPS) und einen Isolationstransformator aufnimmt.
Wie wieder mit Bezug auf die 9-12 dargestellt, sind drei Anschlüsse in der Abdeckung 322 angeordnet und umfassen einen Untersuchungsanschluß 332, um zu ermöglichen, daß die Wellenfrontmessung des Auges 120 stattfindet, und zwei Beleuchtungsanschlüsse 334, die in dem Gehäuse 304 gehaltenen Lampen 336 ermöglichen, das Auge zur Visualisierung durch eine interne Videokamera 338 zu beleuchten. Zusätzlich umfaßt die Einstellbaugruppe 320 einen Positionssensor 321, der eine Verschiebung in x-Richtung mißt, um eine Position der Kopfstütze 318 links oder rechts des Orts der Bezugsmittellinie 3191 zu erfassen. Ein Signal, das die gemessene Verschiebung angibt, wird an den Computer 326 geliefert, um automatisch das entsprechende zu messende Auge 120 (z.B. rechts oder links) aufzunehmen.
Wie wieder mit Bezug auf 12 dargestellt, stellt die Plattform 306 einen optischen Tisch zur Verfügung, wobei der Patient das Auge 120 zum Messen mit der Vorrichtung 300 positioniert. Die Plattformoberfläche mißt etwa 2 bis 4 Fuß, wobei die optischen Komponenten an der Oberfläche unter Verwendung einer Kombination aus herkömmlichen und kundenspezifischen präzisen Hardwarebefestigungsmittel befestigt sind. Alle durchlässigen optischen Komponenten besitzen antireflex-beschichtete Oberflächen, die für die ausgewählte Prüfstrahlwellenlänge optimiert sind. Das optische Layout umfaßt fünf getrennte optische Wege, die sich die optischen Elemente teilen, wie hierin im Wege eines Beispiels beschrieben wird. Wieder mit Bezug auf 12 zeigt ein erster optischer Weg 340 ein Fixierungszielbild dem an der Vorrichtung 300 befindlichen Patienten an. Ein optischer Weg für das Fixierungszielbild ist isoliert in 12A zur Vereinfachung für den Leser dargestellt. Der Patient richtet seine Sehachse mit der optischen Achse 342 durch Fixieren der Mitte einer Zielmarke 344 mit einem Gittermuster aus. Wieder mit Bezug auf 12 wird über einen zweiten optischen Weg 346 ein Videobild in der kornealen Ebene aufgenommen. Ein optischer Weg für das Videobild ist isoliert in 12E und zur Vereinfachung für den Leser dargestellt. Dies ermöglicht dem Techniker beim Ausrichten des zu untersuchenden Auges 120 zu helfen und die exakte Lage des Auges während jeder Messung unter Verwendung von Softwaremarken aufzunehmen, die einem Videobild überlagert werden. Wieder mit Bezug auf 12 wird über einen dritten optischen Pfad ein Prüflaserstrahl 350 in das Auge 120 und entlang der optischen Achse 342 gesendet. Zur Vereinfachung für den Leser ist in 12C ein optischer Weg für einen Prüflaser isoliert dargestellt. Wie vorhergehend mit Bezug auf die 2 und 7 beschrieben wurde, wird der Prüflaserstrahl 14, hierin mit dem Bezugszeichen 350 bezeichnet, auf eine für das Auge ungefährliche Intensität abgeschwächt und linear polarisiert, bevor er auf der Kornealoberfläche fokussiert wird. Wieder mit Bezugnahme auf 12 bewegt sich die reflektierte Wellenfront 24 aus 2 und hier mit dem Bezugszeichen 354 beschriebene vom Auge 120 re-emittierte Wellenfront auf einem vierten optischen Weg 352 in Richtung zu einem Wellenfrontsensor 356. Ein re-emittierter optischer Wellenfrontweg ist zur Vereinfachung für den Leser in 12D isoliert dargestellt. Um dies zu erreichen, übertragen die erste und die zweite afokale Übertragungsstufe 358, 360 die reflektierte Wellenfront 354 von der Ebene der Kornea des Auges 120 zur Eingangsfläche des Wellenfrontsensors 356. Schließlich koppelt wieder mit Bezugnahme auf 12 ein fünfter optischer Pfad 362, d.h. ein in 12E zur Vereinfachung für den Leser isoliert veranschaulichter optischer Weg zur Wellenfrontkalibrierung, kollimiertes Laserlicht in den zum Sensor 356 führenden Wellenfront-Übertragungsweg ein. Im Computer 326 lauffähige zuvor mit Bezugnahme auf 9 beschriebene Software verwendet vom Wellenfrontsensor für kollimiertes Licht ausgegebene Daten, um die Vorrichtung 300 vor einer Messung mit einem Patienten zu kalibrieren.
Weiterhin mit Bezugnahme auf 12 und 12A wird der erste optische Weg 340 hier als ein Fixierungsweg beschrieben, der dem Patienten ein Referenzbild liefert, so daß das Auge 120 richtig ausgerichtet wird, wenn sich der Patient auf das Fadenkreuz 344 eines Referenzziels 366 fixiert. Eine Zielbeleuchtungslampe 368 beleuchtet das FixierungszieL 366 von hinten, wobei das Bild des Fixierungsziels das Auge des Patienten 120 mit Hilfe einer Durchleitung durch einen 50/50-Strahlteiler 370, Linsen 372, einer Reflektion an 50/50-Strahlteilern 374, 376 und einer Durchleitung durch Linsenkombinationen der afokalen Übertragungsstufe 358 sowie durch einen polarisierenden Strahlenteiler 378 erreicht. Zusätzlich wird ein spektraler Filter über der Zielbeleuchtungslampe 368 angeordnet, um Strahlung außerhalb des Wellenlängebereichs von 620–790 nm zu entfernen, das ansonsten mit einer Wellenfrontmessung bei 670 nm interferieren könnte. Die Linsenkombinationen in der ersten Übertragungsstufe 358 umfassen identische in umgekehrter Anordnung montierte Linsenelemente. Jedes besteht aus zwei Meniskuslinsenelementen mit einem dazwischen eingefügten achromatischen Dublett. Die Linsenkombinationen wirken in der Anordnung hintereinander als eine afokale Übertragungsstufe mit einheitlicher Vergrößerung.
Die optischen Elemente einschließlich des polarisierenden Strahlteilers 378, der Linsen der ersten afokalen Stufe 358, die Strahlteiler 374, 376 und einer Linse 380 der Linsen 372 sind mechanisch in ihrer Position auf der Oberfläche der Plattform 306 festgelegt. Die optischen Elemente, die ein Linsenpaar 382 der Linsen 372, den Strahlteiler 370, das Fixierungsziel 366 und die Beleuchtungslampe 368 umfassen, sind alle auf einer linearen Präzisionstranslationsstufe montiert, die längs der optischen Achse 342 dieses Wegs bewegt werden kann. Durch die Verschiebung dieser optischen Elemente wird das Fixierungsziel 366 der Sicht des Patienten entsprechend fokussiert und wird jede im Auge 120 vorhandene Myopie/Hyperopie kompensiert. Während der Untersuchung des Patienten wird die Fokussierungstranslationsstufe so eingestellt, daß das Ziel optisch gerade hinter der unendlich-Fokussierungsebene des Auges eingestellt ist. Dies läßt zu, daß der Patient ein relativ deutliches Fadenkreuzmuster erkennt, ohne daß eine Akkommodierung des Auges 120 stimuliert wird. Die Strahlteiler 378, 376, 374 dienen als Verbindungen zwischen anderen optischen Wegen innerhalb der optischen Achse 342, wie im folgenden in weiteren Einzelheiten beschrieben wird. Beispielsweise wird der Strahlteiler 370 für Ausrichtungszwecke miteinbezogen. Ein in der Mitte des linken Randes des Strahlteilers 370 befestigter Fotodetektor 384 erfaßt Licht, das in Richtung des Fixierungsziels der optischen Achse übertragen wird.
Wieder mit Bezugnahme auf 12 und 12B, werden längs des zweiten optischen Weges 346 Videobilder des Auges 120 in einer Untersuchungsebene erfaßt. Dies ermöglicht, daß ein klinischer Anwender/Techniker bei der Ausrichtung des Patienten als Unterstützung dienen kann und daß die tatsächliche Verschiebung des Auges bei der Wellenfrontmessung gemessen werden kann. Wie zuvor beschrieben beleuchten Lampen 336 das Auge 120. Das Bild des Auges gelangt mit Hilfe einer Übertragung durch den polarisierenden Strahlteiler 378 und die Linsenkombination 358, Reflektion im 50/50-Strahlteiler 376, Übertragung durch den 50/50 Strahlteiler 374, Reflektion am Spiegel 386 und Übertragung durch die Linse 388 zur Videokamera 338. Alle diese optischen Elemente sind an ihrer Position auf der Oberfläche der Plattform 306 festgelegt. Beispielhaft bietet dieser zweite Weg 346 ein Videosichtfeld mit einem Durchmesser von ungefähr 22mm an der Augenebene bei einer begrenzenden Auflösung von ~ 64mm. Wie zuvor beschrieben, werden eine Anzahl von Filtern vor jeder Lampe 336 des Auges angeordnet, um die spektrale Bandbreite der das Auge 120 erreichenden Strahlung zu reduzieren. Beispielhaft umfassen diese einen blauen Filter, um Licht mit Wellenlängen von unter ~ 455 nm zu entfernen (aus Sicherheitsgründen für das Auge), ein Infrarotfilter, um Wellenlängen über ~ 920 nm zu entfernen (aus Sicherheitsgründen für das Auge) und ein Unterdrückungsfilter, um Licht über dem Wellenlängenbereich von 620 nm – 790 nm zu entfernen (um eine Interferenz mit der Wellenfrontmessung bei 670 nm zu verhindern).
Weiterhin mit Bezug auf 12 und 12C wird längs des dritten optischen Weges 348 ein kleiner Punkt von für das Auge ungefährlicher Laserstrahlung auf die Netzhaut des Patienten eingestrahlt, wie zuvor mit Bezug auf 1A – 1D beschrieben wurde. Der bestrahlte retinale Punkt auf der Fovea Centralis 123 der Retina 122 bildet, wie beschrieben wurde, den Ursprung der mit dem Sensor 356 gemessenen zurück gesandten Wellenfront 130. Der Ausgangsstrahl, d.h. der Prüflaserstrahl 350 vom Diodenlaser 390 erreicht das Auge des Patienten 120 durch eine Übertragung durch einen linearen Polarisator und das Dämpfungsglied 392, die Linse 394, den Shutter 396 und eine Reflektion vom Spiegel 398 und in den polarisierenden Strahlteiler 378. Alle diese Elemente sind an ihrer Position festgelegt.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird die Ausgabe vom Diodenlaser 390 im wesentlichen kollimiert und mit Hilfe der Linse 394 auf eine korneale Oberfläche des Auges 120 fokussiert. Der projizierte Prüflaserlaserstrahl 350, d.h. kollimiertes Licht vom Diodenlaser 390, wird mit einer Linse 394 mit großer Brennweite zur Fokussierung auf die vordere Oberfläche der Kornea 126 des Auges 120 gerichtet, wie beispielhaft wiederum mit Bezugnahme auf 1B veranschaulicht ist, wobei der Strahl durch die Pupille und Linse 124 des Auges 120 hindurchgeht und auf die Netzhaut 122 als ein kleiner meßbarer Punkt auf der Fovea Centralis 123 gelangt. Wie vorhergehend mit Bezug auf 7 beschrieben, umfaßt bei einer Ausführungsform die Linse 394, die wieder mit Bezug auf 12 dargestellt ist, eine Zoom-Linse zum Variieren der Fokussierung und wunschgemäßem Verschieben des Brennpunktes. Durch Fokussieren auf die Kornea 126 hängt die Messung minimal von der Krümmung der Kornea ab. Jedoch sind auch andere Orte neben der kornealen Oberfläche akzeptabel.
Während eine Brechung und verschiedene Aberrationen vorliegen, werden durch die vorliegende Erfindung die typischerweise dominierenden Aberrationseffekte der Kornea vermieden. Die Linse des Auges 120 trägt verglichen mit dem Aberrationseffekt der Kornea 126 einen relativ kleinen Aberrationseffekt bei. Des weiteren und in Anbetracht der Wahl der Linse 394 würde das Wählen einer Linse mit einer kurzen Brennweite einen relativ großen Einfallswinkel des Strahls 350, einen gut fokussierten Punkt auf der Oberfläche der Kornea 126 und geringere Aberrationseffekte der Kornea liefern. Ein kleiner Einfallswinkel liefert einen größeren Brennpunkt auf der Kornea 126, jedoch einen bevorzugteren kleineren Punkt auf der Retina 122, dessen Größe von der Wellenlänge und von der Ausgangsgröße des Punktes und der gewählten Brennweite der Linse 394 abhängt. Tatsächlich wurden Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung mit beispielsweise ungefähr einem halben Meter und 100 mm verwendet.
Der Polarisator 392 polarisiert den Prüfstrahl 350 linear in einen s-Zustand (z.B. aus der Bildebene der 12). Die abgewinkelte innere Grenzfläche des polarisierenden Strahlteilers 378 reflektiert s-polarisiertes Licht, so daß das Licht, welches das Auge 120 erreicht, s-polarisiert ist. Ein linearer Polarisator 400 ist gegenüber dem Polarisator 392 abgewinkelt und wirkt in Verbindung mit dem Dämpfer, um die an das Auge 120 abgegebene Prüfstrahlleistung auf weniger als zum Beispiel 10 μW zu dämpfen. Der Diodenlaser 390 wird durch ein externes elektrisches Triggersignal 402 getriggert. Die nominale Beleuchtungsdauer für das Auge beträgt 700 ms. Der Verschluß 396 wird als eine zusätzliche Sicherheit gegen eine Überbestrahlung des Auges 120 durch den Prüflaserstrahl 350 eingeführt. Der Verschluß 396 ist normalerweise geschlossen und wird durch ein unabhängiges elektrisches Triggersignal 404 geöffnet, das zu dem Lasertriggersignal 402 synchronisiert ist.
Beispielsweise beträgt eine retinale Bestrahlung bei einer Beleuchtung mit dem Prüfstrahl 10 μW * 0,7 s = 7 μJ. Bis zu 10 wiederholte Messungen können bei einer einzelnen Untersuchungssitzung des Patienten ausgeführt werden. Derartige Bestrahlungen liegen innerhalb der Sicherheitsgrenzen, die in American National Standards for Safe Use of Lasers (ANSI Z136.1–1993, American National Standards Institute, New York, N.Y.) festgelegt sind. In dieser Referenz beträgt die maximal zulässige Bestrahlung (MPE) für ein "strahlinternes" Betrachten eines Laserstrahls in dem Wellenlängenbereich von 400–700 nm und in einem Bereich von Pulsdauern von 18 × 10^–6 bis 10 Sekunden 1,8 × t^3/4 mJ/cm² (t ist die Pulsdauer in Sekunden). Eine begrenzende Apertur für das Auge ist mit einem Durchmesser von etwa 7 mm gekennzeichnet. Im Ergebnis beträgt eine erlaubte Einzelimpulsenergie 0,6927 × t^3/4 mJ. Für einen einzelnen Impuls von 0,7 Sekunden beträgt die MPE 530 μJ, das etwa zwei Größenordnungen größer ist als die abgegebene Energie pro Puls für die hierin beschriebene Vorrichtung. Eine zusätzliche Berechnung wird ausgeführt, um die Sicherheit der jeweiligen Bestrahlungen abzuschätzen. Bei der relevanten Berechnung in dem Standard wird die MPE eines Einzelpuls mit n^–1 multipliziert, wobei n die Gesamtzahl der Pulse in der Bestrahlungsdauer T_max ist. Für die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung beträgt die 10-Puls-Sicherheitsgrenze 530 μJ/Puls × 10^0,25 = 298 μJ/Puls, was immer noch um einen Faktor 40 größer ist als die tatsächliche Pulsenergie, die in das Auge fokussiert wird.
Wie wieder mit Bezug auf die 12 und 12D dargestellt ist, überträgt der vierte optische Weg 352 die Wellenfront 354, vorhergehend mit Bezugszeichen 130 im Zusammenhang mit 1B bezeichnet, die von dem Auge 120 auf dem Wellenfrontsensor 356 erscheint, der hierin beispielsweise unter Verwendung eines Hartman-Shack-Sensors zur Wellenfrontanalyse beschrieben ist. Die Wellenfront 354, die von dem Auge 120 in Reaktion auf die Bestrahlung durch den Prüfstrahl 350 re-emittiert wird, wird auf eine CCD-Kamera 406 durch Transmission durch den polarisierenden Strahlteiler 378, die ersten Linsenkombination der afokalen Übertragungsstufe 358, den 50/50-Strahlteiler 376, einen Prüflinsenhalter 408, die Linsenkombination der zweiten afokalen Übertragungsstufe 360, durch Reflexion an einem Spiegel 410 und Transmission durch ein Mikrolinsenarray 412 übertragen, wie mit dem Bezugszeichen 33 im Zusammenhang mit 6 vorhergehend beschrieben. Mit Ausnahme des veränderlichen Prüflinsenhalters 480, der mit Bezug auf die 12F und 12G dargestellt ist, sind alle optischen Elemente an einer Position auf der Oberfläche der Plattform 360 fixiert.
Der polarisierende Strahlteiler 378 transmittiert nur linear polarisiertes Licht in einem p-Zustand. Die Strahlung des Prüfstrahls 350, die von der kornealen Oberfläche des Auges 120 reflektiert wird, erhält die einfallende Polarisation des s-Zustands und wird durch den Strahlteiler 378 nicht nennenswert transmittiert. Im Unterschied dazu wird das Licht stark polarisiert, das von der Retina des Auges 120 gestreut wurde, d.h. das Licht, welches die interessierende Wellenfront 354 bildet. Der p-polarisierte Teil des Lichts wird von dem Strahlteiler 378 transmittiert. Damit unterdrückt der Strahlteiler 378 selektiv die Reflexion der korenalen Oberfläche, die andernfalls die Wellenfrontmessung erschweren könnte. Eine Wellenfront, die von der Koronalebene des Auges 120 stammt, wird zu der Ebene des Prüflinsenhalters 408 mit einer einheitlichen Vergrößerung übertragen. Diese Ebene des Prüflinsenhalters 408 stellt eine Zwischenpupillenebene zur Verfügung und wird eingeführt, um eine ideale N-Dioptrien-Linse 409, siehe 12F und 12G, an der Prüflinsenebene zu plazieren, um die sphärische Krümmung der Wellenfront 354 durch N Dioptrien zu ändern, ohne andere Aberrationsinhalte zu verändern. Die Möglichkeit zum Reduzieren/Entfernen der allgemeinen Wellenfrontkrümmung in einer vorausgewählten Weise erweitert den dynamischen Bereich der Wellenfrontmessung erheblich, ohne die Meßgenauigkeit zu verringern. Prüflinsen 409a – 409m, die hier als Beispiel mit verschiedenen sphärischen Stärken im Bereich von –16 Dioptrien bis +8 Dioptrien in Schritten von 2 Dioptrien beschrieben werden, werden auf ein Drehrad 407 auf den Halter 408 montiert. Die Drehachse des Rades liegt parallel jedoch versetzt zur optischen Achse 342. Durch Drehen des Rades wird eine der mehreren vorausgewählten Prüflinsen in die Prüflinsenebene gebracht. Das Rad besitzt präzise mechanische Rasten, über die die ausgewählte Linse korrekt in dem optischen Weg eingerastet wird.
Ein enger optischer Bandpaßfilter wird auch an dem Ort des Prüflinsenhalters 408 gerade vor der Linsenposition plaziert. Dieser Filter hat eine maximale Transmission für eine Strahlung von 670 nm Wellenlänge (in der Prüfstrahlwellenlänge) und eine Bandbreite von ungefähr 10 nm (volle Breite bei halbem Maximum). Dieses Filter wird benutzt, um störendes Licht (von der Fixierungszielbeleuchtung, der Augenbeleuchtung und dergleichen) aus dem Wellenfrontweg abzusondern.
Bei einer Ausführungsform, die hier beispielhaft beschrieben wurde, besteht jede der Linsen der zweiten afokalen Übertragungsstufe 360 aus 3 Linsenelementen, 2 Meniskuslinsen und einem dazwischen eingefügten achromatischen Dublett. Jedoch sind diese nicht identisch und ihre kombinierte Wirkung dient zur Vergrößerung der vorbeilaufenden Wellenfront 130. Die Wellenfront 354 am Ort des Prüflinsenhalters 408 wird auf die Oberfläche des Mikrolinsen-Arrays 412 mit einer Vergrößerung von 1,22 abgebildet. Die Vergrößerung des Bildes der Wellenfront um diesen definierten Faktor von 1,22 reduziert die Steigung der Wellenfront an jedem Punkt in der Bildebene um diesen selben Faktor 1,22. Dadurch wird der Meßdynamikbereich der Vorrichtung erweitert, ohne daß die Genauigkeit abnimmt. Zusätzlich wird durch diese Vergrößerung die Wellenfront 130 über mehr Elemente, d.h. CCD Zellen 38, wie zuvor unter Bezugnahme auf 6 beschrieben wurde, im Mikrolinsen-Array 412 verteilt, so daß die Anzahl der vom Wellenfrontsensor 356 gelieferten Messungen der Steigung zunimmt. Der Spiegel 410 wird eingeführt, um die Elemente der Vorrichtung 300 innerhalb der Abmessungen der Plattform 306 einzufügen. Zusätzlich ermöglicht der Spiegel 410 auch die Einstellung der optischen Ausrichtung der Kombination aus dem Mikrolinsen-Array 412 und der CCD Kamera 406. Wie zuvor beispielhaft mit Bezugnahme auf 3-6 beschrieben, enthält das Mikrolinsen-Array ein quadratisches Array aus Mikrolinsen, die die hereinkommende Wellenfront in ein transversales Array sekundärer "Wavelets" teilen. Diese Wavelets werden auf eine Detektoroberfläche der CCD Kamera fokussiert, die parallel zum Mikrolinsen-Array und um eine Brennweite dahinter angeordnet ist. Das Muster der fokussierten Wavelets im CCD-Bild wird zur Berechnung der Form der auftreffenden Wellenfront verwendet.
Wie wiederum mit Bezugnahme auf 12 und 12E gezeigt ist, gelangt der kollimierte Strahl 364 auf dem Kallibrierungsstrahlweg 162 zum Wellenfrontsensor 356 des Hartman-Shack Typs. Wellenfrontdaten für den kollimierten Strahl 364 werden als eine Referenz beim Rekonstruieren der verzerrten Wellenfront 354 aus der Messung von dem realen Auge verwendet. Die Quelle für den kollimierten Referenzstrahl 364 besteht aus einer Laserdiode 414, die mit einem Strahlaufweiterer 416 gekoppelt ist. In einer Ausführungsform der hierin beschriebenen Erfindung ist die Laserdiode 414, die zur Referenz benutzt wird, identisch zu der Laserdiode 390, die für den Prüfstrahlweg 348 benutzt wird. Der kollimierte Referenzstrahl 364 wird zu der CCD-Kamera 406 durch Transmission durch einen Polarisator/Dämpfer 418, eine negative Linse und eine Apertur 420, eine Apertur und eine positive Linse 422, durch eine Reflexion an einem Spiegel 424, durch Transmission durch eine Apertur 426, durch eine Reflexion in dem polarisierenden Strahlteiler 378, durch Transmission durch die erste afokale Übertragungsstufe 358, den 50/50-Strahlteiler 376, den Prüflinsenhalter 408, die zweite afokale Übertragungsstufe 360, durch Reflexion an dem Spiegel 410 und schließlich durch Transmission durch das Mikrolinsen-Array 412 übertragen. Mit Ausnahme des Prüflinsenhalters 408 können alle diese optischen Elemente in einer Position auf der Oberfläche der Plattform 306 fixiert sein.
Das optische Element des Polarisators und des Dämpfers 418 enthält zwei Linearpolarisatoren und einen neutralen Dichtefilter. Der Linearpolarisator, der am weitesten von der Laserdiode 414 entfernt ist, polarisiert die Laserstrahlung in den s-Zustand für eine maximale Reflexion in dem polarisierenden Strahlteiler 378. Der Linearpolarisator, der am nächsten zur Laserdiode 414 liegt, ist gegenüber dem Polarisator 378 teilweise "gekreuzt", um die Laserleistung zu dämpfen. Der neutrale Dichtefilter dämpft den Strahl weiter, so daß die Laserleistung, welche die CCD-Kamera 406 erreicht, optimal zur Kalibrierung des Sensors 356 ist. Die negative Linse und die positive Linse der Elemente 418, 420 weiten die Laserdiodenausgabe auf und bilden einen kollimierten Referenzstrahl 364. Die einwirkenden Aperturen der Elemente 418, 420 übertragen nur den zentralen Anteil des ausgeweiteten Strahls und der gleichmäßigsten Intensität. Der Spiegel 424 wird eingeführt, um die Gesamtabmessung der Vorrichtung 300 zu verringern. Die Apertur 426 ist zu der Kornealebene konjungiert und wird so eingefügt, daß der kollimierte Referenzstrahl 364 in etwa den gleichen Bereich auf dem Mikrolinsen-Array 412 beleuchtet, wie es die Wellenfront 354 würde, die von einem maximal verzögerten Auge re-emittiert wird.
Die optischen Komponenten, die für den Gebrauch bei den Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung, die hierin beispielhaft beschrieben sind, geeignet sind, werden mit Bezug auf Tabelle 1 zur Darstellung angegeben. Ein Layout elektrischer Komponenten der Vorrichtung 300 wird mit Bezug auf 13 dargestellt, wobei ein gestrichelter Kasten 428 die Plattform 306 mit den nachfolgend beschriebenen Elementen, die davon getragen werden, zeigt. Mit Ausnahme des Computermonitors, der Tastatur und der Maus sind alle elektrischen Komponenten in dem Rahmen unter dem optischen Tisch untergebracht. Die Schalter in dem Diagramm sind alle auf einem Frontpanel 430 der Elektronik 324 untergebracht, damit ein Betreiber/Techniker einfach darauf zugreifen kann, wie vorhergehend mit Bezug auf 9 beschrieben. Elektrische Leistung wird von einem Isolationstransformator gezogen, der umgekehrt Leistung an eine unterbrechungsfreie Stromversorgung (UPS) liefert. Das UPS liefert die Leistung an drei Spannungsleisten, die in dem Rahmen 308 gehalten sind. Der Hostcomputer 326 besitzt einen eigenen An-/Aus-Schalter, wie die drei Spannungsleisten. Eine Spannungsleiste 432 liefert Leistung an die Verschlußsteuerung 434, welche den Prüflaserverschluß 396 über das Signal 404 steuert, zwei duale Stromversorgungen 336, wovon jede in der Lage ist, sowohl 5 VDC als auch 9–15 VDC Ausgangsspannung zu liefern, den Hostcomputer 326, einen Computermonitor 438 und an eine dritte Spannungsleiste 440. Eine duale Stromversorgung liefert 5 VDC Spannung an die zwei Patientenbeleuchtungslampen 336 und 9 VDC Spannung zu der Zielbeleuchtungslampe 368. Eine zweite duale Stromversorgung liefert 5 VDC Spannung an die zwei Laserdioden 390, 414. Ein vom Benutzer zugänglicher Schalter 442 mit drei Positionen ermöglicht dem Systembetreiber/Techniker, Leistung an entweder den Prüflaser 390 oder den Kalibrierungslaser 414 zu liefern, wobei eine mittlere Schalterposition der "Aus"-Zustand ist.
Eine dritte Spannungsleiste 440 liefert eine Leistung an die CCD-Elektroniksteuerung 446. Die Spannungsleiste 440 liefert auch Leistung an Kühllüfter 448, die sich auf der Plattform und in dem Rahmen befinden.
Als ein Beispiel und zu Zwecken der Darstellung kann der Betrieb der Vorrichtung 300 allgemein fortgesetzt werden, indem der Betreiber/Techniker zuerst alle elektrischen Elemente aktiviert, wobei die CCD-Elektroniksteuerung 434 als letztes eingeschaltet wird. Der Betreiber aktiviert dann den Kalibrierungslaser 414 über den Schalter 442 mit drei Positionen. Der Betreiber instruiert dem Computer 326, eine Kalibrierungswellenfrontmessung aufzunehmen. Der Computer 326 leitet diesen Befehl zu der CCD-Steuerelektronik 446 weiter, welche die CCD-Kamera 406 aktiviert, um eine vordefinierte Bestrahlung aufzunehmen. Die CCD-Steuerelektronik 446 sendet außerdem ein Triggersignal 402, 404, das vorhergehend mit Bezug auf 12 beschrieben wurde, an den Prüflaser 390 und den Prüflaserverschluß 396. Da jedoch der Prüflaser 390 an diesem Punkt noch nicht mit Leistung versorgt ist, wird kein Prüfstrahl 350 bereitgestellt. Die CCD-Daten zur Kalibrierung werden zu der CPU des Computers 326 übertragen und zur späteren Analyse gespeichert. Der Kalibrierungslaser 414 wird am Ende des Kalibrierungsvorgangs ausgeschaltet.
Der Techniker/Betreiber fährt dann mit den Patientenmessungen fort. Der Ausgangsschalter 442 an der dualen Spannungsversorgung 436 wird auf eine Prüflaserstellung geschaltet. Der Prüflaser 390 ist nun in einem "Bereit"-Zustand und wartet zum Betrieb auf ein zusätzliches Triggersignal. Der Betreiber positioniert den Patienten ordnungsgemäß in der Vorrichtung 300, wie vorhergehend mit Bezug auf die 9–11 beschrieben, mit Hilfe eines Bildes aus der Videokamera 338, das beispielsweise auf dem Computermonitor angezeigt wird. Wenn der Patient untergebracht ist, instruiert der Betreiber dem Computer, Wellenfrontdaten aufzunehmen, wie vorhergehend mit Bezug auf die 2–7 beschrieben wurde. Der Computer 326 leitet geeignete Befehle zu der CCD-Elektroniksteuerung 446, welche den Prüflaser 396 zum Abfeuern triggert, die Verschlußsteuerung 434 zum Öffnen des Prüflaserverschlusses 396 triggert und öffnet die CCD-Kamera 406. Die Bilddaten der CCD-Kamera werden zurück zu dem Computer 326 übertragen. Der Computer 326 enthält eine Software, welche die Patienten- und Kalibrierungsdaten analysiert, um das zu benutzende Patientenwellenfrontprofil zu berechnen. Am Ende von der Datenaufnahme schaltet der Betreiber die Elektronik aus, beginnend mit der CCD-Elektroniksteuerung 446. Die in der Vorrichtung 300 integrierte Software kann beispielsweise folgendes umfassen: eine graphische Benutzerschnittstelle (GUI), um dem Techniker zu ermöglichen, alle gewünschten Operationen einzugeben und Patienteninformationen zu sichern und die gewünschten Messungen auszuführen, eine Datenbasis und eine Dateisystemschnittstelle, die es ermöglicht, Patienteninformationen, Messungen und Hardwaredetails zu speichern und zu verfolgen, eine Steuerung der elektrooptischen und elektromechanischen Komponenten, falls notwendig, um in der Lage zu sein, die gewünschten Messungen exakt und sicher auszuführen, und eine Bearbeitung der Meßdaten, um mathematische Beschreibungen der Aberrationen (der optischen Wegdifferenz) zu erzeugen, die in einem untersuchten Auge gemessen wurde.
Als weiteres Beispiel werden Informationen zur Patientenmessung und Gerätekonfigurationen in mehreren Tabellen in einer Datenbasis Microsoft Access^TM 7.0 gespeichert. Die Schnittstelle zu diesem innerhalb des Codes beruht auf den Microsoft Foundation Classes (MFC) von Microsoft Jet Engine. Das System erzeugt eine Structured Query Language (SQL), um Aufzeichnungen in der Datenbank zu erzeugen, abzurufen und zu aktualisieren. Die Benutzung der Anwendung von Microsoft Access, um auf Daten zuzugreifen, ist nicht notwendig. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung können die folgenden Daten in einer Datenbank gespeichert werden: Patienteninformationen – Name, Adresse, Nummer der medizinischen Akte und dergleichen; Meßinformationen – Geometrie, Zeit der Messung und dergleichen; und Systeminformationen – Hardwareseriennummer und Schlüsselhardwareparameter.
Zusätzlich kann die Software in zwei Betriebsebenen erschlossen werden – paßwortgeschützt und nicht paßwortgeschützt. Aus dem paßwortgeschützten Modus hat der Techniker/Betreiber Zugriff auf Systemkonfigurationsinformationen und Merkmale, die notwendig sind, für ein Systemsetup und Wartungsarbeiten, die aus dem nicht paßwortgeschützten Modus nicht ansprechbar sind. Alle Patienteneingabe- und Meßmöglichkeiten sind von dem nicht paßwortgeschützten Modus zugänglich. Alle Patienteninformationen, die gewünscht werden, um in der Lage zu sein, eindeutig den Patienten zu identifizieren und zu verfolgen, werden über die graphische Benutzerschnittstelle (GUI) eingegeben und in der Datenbank Microsoft Access gespeichert. Durch Auswählen des Menüpunkts "Patientendaten" wird die Dateninformationsanzeige der Patienteninformationen angezeigt, von der aus der Techniker neue Patientendaten eingeben kann, sowie in der Lage ist, bestehende Informationen abzurufen und zu editieren. Die Patientendaten, die gespeichert und abgerufen werden können, umfassen typischerweise: Name, Adresse, Nummer der medizinischen Akte, Geburtsdatum, Telefonnummer, Ge schlecht, manifeste und cycloplegische Refraktionen und Vertexabstand, sowie Zentrierungsinformationen.
Zentrierungsinformationen, die über einen Zentrierungsvorgang gemessen werden und als Teil der Patientenaufzeichnungen gespeichert werden, beschreiben die Position des Zentrums der zusammengezogenen Pupille gegenüber dem Zentrum des Limbus. Diese Informationen werden beim Ausrichten des Patienten für die Messung benutzt, wobei das Ziel ist, die Sehachse des Auges mit der optischen Achse 342 der Vorrichtung 300 auszurichten. Wenn der Zentrierungsvorgang aufgerufen ist, wird eine Liste aller Patienten angezeigt, die in die Datenbasis eingegeben wurde, die mit der Vorrichtung 300 betrieben wird, bei denen jedoch noch keine Zentrierungsschritte durchgeführt wurden. Der Monitor zeigt alle Patienteninformationen an, einschließlich eines Überblicks über die Zentrierungsinformationen oder alternativ für nur die Patienten, die in einem vorgegebenen Zeitraum aufgenommen wurden. Um die Zentrierung für einen gegebenen Patienten und ein Auge auszuführen, wird der Patient aus einer Liste durch Anklicken auf den gewünschten Patienten/Auge mit der Maus ausgewählt. Ein Beispiel des Zentrierungsvorgangs ist mit Bezug auf 14 dargestellt. Nachdem ein Patient ausgewählt wurde, wird der Patient instruiert, in die Vorrichtung 300 und auf das Fixierungsziel 366 zu sehen, wie vorhergehend mit Bezug auf 12 beschrieben.
Weiterhin wird offenbart, daß ein Fixierungsziel 366, wie vorhergehend beschrieben, umfaßt ist, so daß der Patient 302 entlang der optischen Achse 324 der Vorrichtung 300 starren kann. Für eine bestmögliche Fixierung sollte das Ziel für den Patienten deutlich sichtbar sein. Es sollte jedoch darauf geachtet werden, daß der Patient nicht zu akkommodieren versucht, wenn er das Ziel fixiert. Dies würde stattfinden, wenn das Ziel optisch näher als die infinite Brennebene des Patienten ist. Wenn der Patient akkommodiert, d.h. wenn die Linse in dem Auge die Form für eine höhere Fokussierung ändert, dann würde das Auge extrem kurzsichtig bei der Wellenfrontmessung erscheinen. Um dies zu vermeiden, wird die Fixierungszieloptik so eingestellt, daß das Ziel optisch gerade hinter das Fernfeldfokus des Patienten erscheint. Damit erscheint für jeden Patienten das Ziel relativ klar, jedoch nicht in einem scharfen Fokus. Der Patient kann anfänglich versuchen, zu akkommodieren, um die Schärfe des Bildes zu erhöhen, wird letztendlich jedoch feststellen, daß das klarste Bild in dem am meisten entspannten (nicht akkommodierten) Zustand zu sehen ist. Diese Technik ist als "Vernebeln" bekannt und wird routinemäßig von Optikern beim Ausführen klinischer Untersuchungen angewandt. Die Augentropfen, die benutzt werden, um das Auge für die Messung zu erwei tern, verringern auch die Fähigkeit der Linse, sich zu akkommodieren, und sorgen damit weiterhin für eine zuverlässige Wellenfrontmessung.
Wieder mit Bezug auf 14 wird ein Bild des Patientenauges 120 eingefroren. Zwei Zielmarken 450, 452 werden dann benutzt, um die Zentren 454, 456 der zusammengezogenen Pupille bzw. des Limbus zu lokalisieren. Jede Zielmarke 450, 452 kann bewegt und in der Größe festgelegt werden – eine Zielmarke 450 wird über dem Umfang der zusammengezogenen Pupille 458 positioniert und die andere Zielmarke 452 über dem Limbus 460. Wenn diese einmal lokalisiert sind, wird die Information in der Datenbank gespeichert. Dies kann für so viele Patienten, wie gewünscht, durchgeführt werden und die Zentrierungsprozedur wird dann verlassen.
Zur Darstellung ist eine Abfolge von Vorgängen, die beim Messen der refraktiven Fehler in einem Auge und beim Berechnen der entsprechenden optischen Wegdifferenzen (OCP) folgen, mit Bezug auf 15 dargestellt. Beispielsweise umfassen die Schritte ein Ausführen einer Referenzmessung 462. Um eine Referenz zur Verfügung zu stellen, mit der die Messung des Auges 120 verglichen werden kann, und um auch die Ausrichtung der Vorrichtung 300 zu überprüfen, wird eine Referenzmessung unter Verwendung des kollimierten Laserlichts 346 durchgeführt, wie vorhergehend im Bezug auf 12 beschrieben. Die Software zwingt den Betreiber dazu, wenigstens eine solche Messung am Beginn jedes Tages durchzuführen und zusätzlich eine am Ende des Tages. Mehr Referenzmessungen können durchgeführt werden, wie von dem Betreiber gewünscht. Wenn Patientenmessungen vorgenommen werden, zeigen die Meßaufzeichnungen in der Datenbank, welche Referenzmessungen jeder Messung entsprechen, d.h., welches Referenzbild das letzte war, das vor der Messung aufgenommen wurde. Eine Anzeige "Durchführen einer Referenzmessung" kann zum Betrachten eines Testreferenzbildes bereitgestellt werden.
Ein nächster Schritt umfaßt ein Auswählen eines Patienten und eines zu messenden Auges 464. Der Patient und das zu messende Auge kann aus einer "Patientenauswahl"-Dialoganzeige ausgewählt werden. Es ist gewünscht, daß alle Patienten zusammen mit einer Prüfmarke angezeigt werden, um zu zeigen, ob eine Zentrierung für diesen Patienten vorgenommen wurde. Wenn ein Patient ausgewählt wird, bei dem bislang keine Zentrierung vorgenommen wurde, wird der Betreiber darüber informiert und keine Messung kann vorgenommen werden. Wenn ein zulässiger Patient/Auge zum Messen ausgewählt wurde, dann wird der Dialog zum Ausführen der Messung angezeigt, was GUI-Tasten einschließt, die für den Betreiber notwendig sind, um die Messungen auszuführen und zu prüfen.
Ein nächster Schritt umfaßt das Ausrichten des Auges unter Verwendung der Videokamera und der Zielmarken 466. Die Vorrichtung 300 wird so betrieben, daß die Sehachse des Auges so nah wie praktisch möglich zu der optischen Achse 342 ausgerichtet ist, bevor eine Messung ausgeführt wird. Das Zentrum der zusammengezogenen Pupille 454 wird als eine ungefähre anatomische Ortsmarke für die Sehachse verwendet. Wenn das Auge 120 beim Durchführen der Messung erweitert ist, ist es nicht möglich, direkt dieses Zentrum zu bestimmen. Die Zentrierungsprozedur, die an jedem Patienten vorgenommen wird, liegt jedoch an das Zentrum der zusammengezogenen Pupille 454 gegenüber dem Limbus 460 fest, und daher ist es möglich, die Position des Limbus zu benutzen, um das Auge 120 an einem gewünschten Ort zu plazieren.
Wie mit Bezug auf 16 dargestellt ist, wird eine Zielmarke 468 auf der Anzeige so angezeigt, daß es von der optischen Achse um einen geeigneten Betrag verschoben ist, so daß, wenn der Limbus 460 des Auges 120 mit dieser Zielmarke 468 ausgerichtet ist, das Auge 120 wunschgemäß positioniert ist. Vor dem Aufnehmen der Messung liegt es in der Verantwortung des Betreibers, sicherzustellen, daß der Patient richtig positioniert ist, so daß der Limbus 460 mit der Zielmarke 468 ausgerichtet ist, während der Patient auf das Fixierungsziel 366 sieht.
Anschließend wird eine Messung durchgeführt 470. Wenn das Auge 120 ausgerichtet ist, drückt der Betreiber eine "Aufnahme"-Taste, um die Wellenfrontmessung des Patientenauges durchzuführen. Das System antwortet auf den Aufnahmebefehlt wie folgt:

1. das Videobild wird eingefroren
2. der Prüfstrahllaser wird aktiviert
3. der externe Verschluß wird geöffnet, so daß der Prüfstrahl das Auge erweichen kann
4. der CCD-Verschluß öffnet sich und das CCD wird der re-emittierten Wellenfront ausgesetzt (1–4 werden im allgemeinen gleichzeitig durchgeführt)
5. der CCD-Verschluß schließt sich und die Aufnahme wird beendet
6. die CCD-Daten werden zu dem Computer übertragen
7. der externe Verschluß schließt sich und der Prüfstrahl wird abgeschaltet.

Die Software überprüft kontinuierlich den Zustand der CCD-Elektronik und die Temperatur der Kamera und läßt das Aufnehmen von Messungen nur zu, wenn alles normal funktioniert.
Eine Überprüfung der Augen- und Vorrichtungsgeometrie wird angenommen oder zurückgewiesen 472. Obgleich es nicht notwendig ist, daß das Auge 120 perfekt gegenüber der optischen Achse 342 ausgerichtet ist (die Software kompensiert geringfügige Fehlausrichtungen), ist es erstrebenswert, daß sie dieser nahe ist. Das Auge 120 wird zwar vor der Messung ausgerichtet, jedoch können unkontrollierbare Augenbewegungen (z.B. Sakkaden und Verlust der Fixierung) die Ausrichtung zur Zeit der Aufnahme suboptimal machen. Um zu überprüfen, ob die Ausrichtung akzeptabel ist, wird das Videobild des Auges zu der Zeit, zu der die Messung aufgenommen wird, eingefroren. Der Betreiber richtet die Zielmarke auf den Limbus-Ring aus und drückt eine Taste "Geometrie überprüfen" auf der GUI. Wenn die Software ermittelt, daß die Ausrichtung nicht akzeptabel ist, wird der Betreiber davon informiert und eine neue Aufnahme wird, falls gewünscht, vorgenommen. Als Beispiel und mit Bezugnahme auf die 17 würde eine optimale Messung, wie hier beschrieben, einen Limbus 460 aufweisen, der mit dem Kreis B ausgerichtet ist. Tatsächlich war das Auge 120 bei der Aufnahme versetzt und der Limbus 460 war zu dem Kreis A ausgerichtet. Der Unterschied zwischen diesen zwei Zuständen ist durch die Linie A'B' gezeigt. Die Software bestimmt nun aufgrund der Länge von A'B', ob das Bild akzeptabel ist oder nicht.
An diesem Punkt nimmt der Betreiber auch den Rotationszustand des Auges auf. Vor der Wellenfrontmessung wird unter Verwendung eines mechanischen Instruments ein Muster von vier Liniensegmenten 474 auf das Auge angewandt, die in einem "X"-Muster 476, wie mit Bezug auf 18 dargestellt, um den Umfang der Kornea angeordnet sind. Das Muster 476 besteht aus zwei Paaren kollinearer Liniensegmente 474, die einen Winkel von 45° zueinander einschließen. Jedes Liniensegment 474 ist 4 mm lang und kollineare Liniensegmente sind um 7 mm beabstandet. Zur gleichen Zeit wird die Limbusringzielmarke mit dem tatsächlichen Limbus in dem eingefrorenen Videobild ausgerichtet, wobei eine X-Zielmarke, die zu diesem Muster paßt, auf die Augenmarken in dem eingefrorenen Bild angewandt wird. Die Orientierungsinformationen werden in der Software zusammen mit den Positionsdaten des Limbus gespeichert.
Als ein nächster Schritt in dem Ablauf wird das CCD-Bild bearbeitet, angenommen und gespeichert oder zurückgewiesen 487, wie wieder mit Bezug auf 15 dargestellt. Wenn die Geometrie der Messung akzeptabel ist, ist es wahrscheinlich, daß die Qualität des CCD-Bildes hoch ist. Es ist jedoch erstrebenswert, dies zu überprüfen. Die Software bearbeitet das Bild und präsentiert dem Betreiber ein automatisch skaliertes Bild zum Überprüfen. Wenn die Software ermittelt, daß das Bild nicht akzeptabel ist, wird der Betreiber darüber informiert und eine neue Aufnahme wird durchgeführt. Wenn der Benutzer entscheidet, daß das Bild aus irgendeinem Grund nicht akzeptabel ist, kann das Bild manuell in diesem Zustand zurückgewiesen werden. Ein Beispiel eines nicht akzeptablen Bilds ist mit Bezug auf 19 dargestellt. In diesem Beispiel ist ein erheblicher Teil 479 des Bildes in einer solchen Weise abgedeckt, daß Wellenfrontdaten nur für einen Teil der Pupille entstehen. Mit nicht akzeptabel ist gemeint, daß man bei einem solchen Bild nicht davon ausgehen kann, daß es zu einer genauen und präzisen Messung führt, die für chirurgische Vorgänge erstrebenswert ist, die durch die vorliegende Erfindung erlangt werden. Es bedeutet nicht, daß es, so wie dargestellt, in jeglichem Sinne unbrauchbar ist.
Wenn eine gültige Messung ausgeführt wurde, ist der nächste Schritt 480, die lokalen Steigungen der Wellenfront 130 zu messen, wie vorhergehend mit Bezug auf die hierin gegebenen Gleichungen beschrieben. Wie mit Bezug auf die 4–6 beschrieben ist es für die Software notwendig, die Schwerpunkte 116 der Lichtclusters auf dem CCD-Array 38 zu berechnen und dann die Abstände jedes dieser Schwerpunkte 116 von den entsprechenden Referenzschwerpunkten 29 zu bestimmen. Die Schwerpunkte werden bestimmt, indem zuerst berechnet wird, welche Pixel bearbeitet werden sollten und durch Gruppieren von diesen in Cluster. Der intensitätsgewichtete Schwerpunkt jedes Clusters wird dann berechnet. Wie mit Bezug auf 20 dargestellt, wird ein Beispiel eines Bildes von einem kurzsichtigen Auge mit dem berechneten Schwerpunkt 482 des Clusters 484, der durch "X"-s markiert ist, gezeigt. 21 stellt eine Nahaufnahme des Clusters 484 dar und zeigt nicht nur den Schwerpunkt 482 sondern auch die Pixel 486, die bei der Schwerpunktsberechnung für das Cluster 484 verwendet werden. Die CCD-Pixel 488, die in dem Schwerpunktsalgorithmus bearbeitet werden, sind durch Punkte markiert. Dieser Algorithmus isoliert beispielsweise die Schwerpunkte unter Verwendung eines räumlichen Filters, der Streulichtsignale entfernt, die ein Rauschen für das CCD-Bild erzeugen. Eine solche Filterung kann bei der Berechnung der Lichtclusterpositionen wünschenswert sein.
Ohne ein Filtern kann die Berechnung der Clusterschwerpunkte schwierig werden zum Beispiel aufgrund von Rauschen auf dem Bild, so daß einzelne Pixel mit keinem echten Dateninhalt größer sein können als Pixel, die relevante Daten enthalten, Speckle in dem Bild, die zu gültigen Datencluster führen können, die ein irreguläres Profil mit signifikanten Intensitätsvariationen benachbarter Pixel aufweisen, Nebel oder Hintergrundsrauschen, das im Vergleich zu den echten Daten relativ hoch oder ungleichmäßig über das Bild verteilt sein kann, Intensität der gültigen Daten, die über das Bild ungleichmäßig sein kann, Streuung von unterschiedlichen Teilen des Auges, die zu unerwünschten Signalen auf dem Bild führen können und hohe Aberrationen in dem Auge, die die Cluster der gültigen Daten zum Beispiel erheblich verzerren können. Der räumliche Filter ermöglicht eine Rückberechnung der Leuchtstärke des Pixels in einem Bitmap unter Verwendung einer Technik mit einem gewichteten Mittel, die umgebende Pixels berücksichtigt. In einer speziellen Anwendung, die hier zur Darstellung und als Beispiel beschrieben ist, ist der räumliche Filter dazu konstruiert, einen Maximalwert hervorzubringen, wenn er auf gültigen Daten zentriert ist, einen Effekt von einzelnen hellen Pixeln oder kleinen Gruppen davon zu verringern, Hintergrundpegel zu normalisieren, Profile gültiger Daten zu glätten und einfach für die Aufgabe, gültige Daten aus dem Hintergrundsrauschen oder dem Nebel zu extrahieren. Ein Filter, der in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung benutzt wird, ist quadratisch (n × n) und umfaßt reelle Werte, positive und negative, die jedem Pixel zugeordnet sind. Der Filter ist so konstruiert, daß er optimal zu Bildern paßt, die von Augen mit hohen, noch meßbaren Aberrationsniveaus erlangt wurden. Ein Querschnitt durch ein Filter ist als Beispiel mit Bezug auf 23A dargestellt. Durch das Anwenden eines solchen Filters wird ein Bild, wie es mit Bezug auf 23B dargestellt ist, beispielsweise zu einem Bild verbessert, wie es wieder mit Bezug auf 20 dargestellt ist, d.h. zu einem klareren Bild und zu einem, das einfach zum Identifizieren und Berechnen von Schwerpunktclustern bearbeitet werden kann. Durch Anwenden des Filters können nun Bilder bearbeitet werden, die andernfalls als zu verrauscht oder in der Qualität zu schlecht zum Bearbeiten angesehen würden, und die gewünschten Wellenfrontinformationen können berechnet werden.
Der Mittelpunkt jedes Schwerpunkts wird unter Verwendung eines Standardschwerpunktsalgorithmus aufgrund der Lichtintensität berechnet. Die Cluster und die Schwerpunkte, die in bezug auf 22 dargestellt sind, sind so dargestellt, daß auch die Orte der entsprechenden Referenzschwerpunkte 490 sichtbar sind. Die offenen Kreise in dieser Figur zeigen die Orte der Referenzschwerpunkte an. Linien verbinden diese mit den zugehörigen Prüfschwerpunkten 482. Aus dem Abstand zwischen den Referenz- und den gemessenen Schwerpunkten 490 bzw. 482 und dem Abstand zwischen dem Linsen-Array 33 und der CCD-Ebene 36, die mit Bezug auf 6 beschrieben sind, werden die lokalen Steigungen berechnet. Wenn diese lokalen Steigungen und Informationen über das Vorrichtungssetup, einschließlich aller Vergrößerungsfaktoren, gegeben sind, ist es möglich, die lokalen Steigungen an der Pupillenebene und von diesen die optischen Wegdifferenzen des zu messenden Auges zu berechnen.
Anschließend wird eine Beschreibung der Wellenfront 462 durchgeführt. Wie vorhergehend beschrieben, wird die rekonstruierte Wellenfront über einen Satz von Zernike-Polynomen beschrieben. Die Zahl der Orte auf dem Auge 120, an denen die lokalen Steigungen ermittelt werden (d.h. die Zahl der Probenpunkte) erhöht die Zahl der Ausdrücke in den Polynomen erheblich, welche die Wellenfront beschreiben. Eine Berechnung der geringsten Quadrate wird durchgeführt, um die Koeffizienten zu finden, welche die Oberfläche am besten beschreiben. Die Ordnung der verwendeten Polynome ist ausreichend, um nicht nur die sphärischen und zylindrischen Brechstärken (zweite Ordnung) zu beschreiben, sondern auch die vorhandenen Niveaus der Coma (dritte Ordnung) und der sphärischen Aberration (vierte Ordnung).
Ein Beispiel der berechneten Zernike-Koeffizienten für ein Auge und die entsprechende Rekonstruktion 493 der Wellenfront ist mit Bezugnahme auf 24A dargestellt. Beispielhaft betragen die aus der Wellenfront berechneten sphärischen und zylindrischen Stärken –1,60/–1,13 × 150,4 für die mit Bezug auf 24A gezeigte Wellenfront. Die von einem Augenoptiker mit einer Phoropter-Untersuchung erhaltenen Werte (umgewandelt in die korneale Ebene) waren –1,47/–1,19 × 150. Die Standardmessungen der sphärischen und zylindrischen Stärken stimmen gut mit der Berechnung der sphärischen und zylindrischen Stärken überein, jedoch liegen auch dort Aberrationen höherer Ordnung vor. Beispielhaft veranschaulicht 24B gerade diese Aberrationen 495 höherer Ordnung auf derselben Skala wie die Grafik aus 24A.
Mit Bezug auf die optische Wegdifferenz (OPD) ist das Skalieren eines Differenzprofils des optischen Wegs, OPD(x,y) mit der Differenz des Brechungsindex (Übergang Kornea zur Luft) nicht der einzige Schritt. Diese Wellenfrontmessung wird an einer zur Kornea tangentialen Ebene durchgeführt, wie mit Bezug auf 25 gezeigt ist, wobei die Darstellung zur Ver anschaulichung des Effekts übertrieben ist. Die Bildebene des Wellenfrontweges ist die Platte des Lenslet-Array. Die Objektebene des Weges der Wellenfront ist die Referenzebene 494. In diesem stark übertriebenen myoptischen Fall, der hier beispielhaft beschrieben wird, wird ein vom Auge 120 an einem transversalen Ort a ausgehender Lichtstrahl 496 an einem transversalem Ort b erfaßt. Die aus den Sensordaten rekonstruierte Wellenfront hat die Steigung dieses Strahls am Ort b. Obwohl dies für die Wellenfront an der Referenzebene 494 zutreffend ist, würde ein einfaches Skalieren dieser Wellenfront eine Messung am kornealen Ort b suggerieren, der möglicherweise nicht vollkommen richtig ist. In Wirklichkeit ist dieser Effekt jedoch gering. Der Krümmungsradius der Kornea liegt typischerweise in der Größenordnung von 7,5 mm (die meisten Augen liegen im Bereich von 7–8 mm). An einem Ort, der 3 mm transversal vom kornealen Apex versetzt ist, beträgt die Entfernung von der kornealen Oberfläche zur Referenzebene lediglich ~ 0,63 μm. Bei einer kurzsichtigen Person mit 10 Dioptrien quert ein von der Kornea bei a = 3,0 mm ausgehender Lichtstrahl die Referenzebene bei b = 2,98 mm. Die Differenz zwischen a und b beträgt bei diesem Beispiel lediglich 20 μm. Obwohl dieser geometrische Effekt gering ist, ist er systematisch und hat mit zunehmender radialer Entfernung vom kornealen Apex einen progressiv zunehmenden Einfluß auf die Messung. Um die Genauigkeit zu erhöhen, kann eine Kompensation der gekrümmten Geometrie in der folgenden Weise ausgeführt werden:

1. Die Steigungen der Wellenfront werden an jeden Meßpunkt in der Referenzebene berechnet.
2. Es wird davon ausgegangen, daß die Kornea einen nominellen Krümmungsradius aufweist (~ 7,5 mm).
3. Die an der Referenzebene gemessenen Steigungen der Wellenfront werden zurück auf die nominell gekrümmte Kornea projiziert. Wie oben beschrieben, wird eine bestimmte Steigung der Wellenfront am Punkt b in der Referenzebene gemessen. Der mathematische Prozeß zur Berechnung des Punktes a, an dem der Lichtstrahl aus der Kornea ausgetreten ist, ist einfach.
4. Die Wellenfront wird basierend auf den gemessenen Steigungen an den berechneten kornealen Orten rekonstruiert.

Wie oben beschrieben, ist es erstrebenswert, die besten Informationen bei einer Wellenfrontmessung zu erlangen, bei der der Patient genau an der Vorrichtung 300 positioniert ist. Das zu messende Auge 120 befindet sich am gewünschten Ort und blickt in die richtige Richtung. Basierend auf der Analyse der zulässigen Toleranzen der Position des Auges liefert die Vorrichtung 300 gemäß dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung die folgenden Informationen über die Position des Patienten: Die Fähigkeit sicherzustellen, daß sich das untersuchte Auge am richtigen Ort entlang der longitudinalen z-Achse der Vorrichtung befindet mit einer Genauigkeit von +/- 1 mm.
Die Fähigkeit sicherzustellen, daß das untersuchte Auge seitlich im Verhältnis zur Vorrichtung (d.h. in der x-y-Richtung) mit einer Genauigkeit von +/- 1 mm korrekt positioniert ist.
Die Fähigkeit sicherzustellen, daß das untersuchte Auge bezüglich des Winkels im Verhältnis zur Vorrichtung (d.h. die Differenz zwischen der visuellen Achse und der optischen Achse des Systems) mit einer Genauigkeit von +/- 0,5 Grad korrekt positioniert ist.
Die Fähigkeit, ein (on screen) Bildschirm-Fadenkreuz mit einer Gruppe von außerhalb des Limbus auf das Auge aufgebrachten Markierungen auszurichten, um die Drehorientierung des Auges (d.h. um z) im Verhältnis zur Vorrichtung mit einer Genauigkeit von +/- 1 Grad aufzuzeichnen.
Sobald das Auge positioniert ist, kann es mit Hilfe der Wellenfrontabtastungstechnik erfolgreich untersucht werden. Diese Ausführungsform der Vorrichtung umfaßt einen ausreichenden Dynamikbereich, um Augen im erwarteten Umfang von Beugungsfehlern zu messen.
In der folgenden Liste werden beispielhaft Bereichs- und Genauigkeitsparameter für klinische Wellenfrontmessungen widergegeben, die mit dieser Ausführungsform der Vorrichtung erlangt werden können. Diese Liste ist jedoch lediglich als Veranschaulichung angegeben und begrenzt den Umfang der vorliegenden Erfindung nicht.

1. Geeignet zur Messung von Wellenfronten mit sphärischen Beugungsstärken im Bereich von +6 bis – 15 Dioptrien und zylindrischen Stärken im Bereich von 0 bis – 6 Dioptrien.
2. Geeignet zur Messung der Coma- und sphärischen Aberration.
3. Geeignet zur Messung von Beugungsfehlern über eine Pupillenzone von bis zu 8 mm Durchmesser.
4. Geeignet zum Messen der Beugungsfehler innerhalb der festgelegten Bereiche mit einer Genauigkeit von 0,042 μm RMS in Luft.

Wieder mit Bezugnahme auf 6 und als ein weiteres Beispiel kann die Ausgabe des Wellenfrontanalysators 26, z.B. die Zernike-Erweiterung der Gleichung (19), auf verschiedene Arten verwendet werden. Beispielsweise kann die Ausgabe dazu verwendet werden, den Fortschritt oder die Wirkungen einer ophthalmischen Prozedur kontinuierlich oder periodisch zu überwachen, wobei dies auf einer Platte gespeichert oder per e-mail übertragen wird und dergleichen. Die Ausgabe vom Wellenfrontanalysator 26 wird in einen Prozessor 90 eingegeben, der die Zernike-Erweiterung der Gleichung (19) in eine für einen nachfolgenden Gebrauch geeignete Form, wie gewünscht, umwandelt. Alternativ kann der Prozessor 90 auch im Prozessor 40 des zuvor mit Bezug auf 6 beschriebenen Wellenfrontanalysators 26 implementiert sein.
Als ein weiteres Beispiel kann der Prozessor 90 mit vorausgewählten Zernike-Koeffizienten aus der Erweiterung der Gleichung (19) verwendet werden, um eine sphero-zylindrische Standardkorrektur für eine Linsenschleifvorrichtung 92 zur Herstellung einer herkömmlichen optischen Linse, z.B. einer Linse für eine Brille, eine Kontaktlinse oder dergleichen, zu generieren.
Wie zuvor mit Bezugnahme auf 12 beschrieben wurde, umfaßt die Vorrichtung 300 der vorliegenden Erfindung eine erste und eine zweite afokale Übertragungsstufe 358, 360. Um den Vorteil einer Vergrößerung der Wellenfront als ein Mittel zur Vergrößerung des Dynamikbereiches des Wellenfrontsensors 356 beizubehalten, damit eine Anpassung an Patienten mit großen refraktiven Fehlern erfolgen kann, während gleichzeitig eine günstige Kamera mit kleinerem Format zur Aufzeichnung der Daten der Wellenfrontsteigungen einbezogen werden kann, wird für die Vorrichtung 300, wie mit Bezugnahme auf 26A veranschaulicht ist, eine Modifizierung 500 vorgesehen.
Als ein Beispel kann ein Linsenarray auch so angeordnet und konfiguriert werden, wie mit Bezugnahme auf 26B gezeigt ist, wobei ein Teil der Vorrichtung 300 aus 12 die erste und zweite afokale Stufe 358, 360 auf der optischen Achse 342 umfaßt und der Wellenfrontsensor 356 aus einem Mikrolinsenarray und einer mit einem festen Abstand davon getrennten CCD-Kamera besteht, wie zuvor mit Bezugnahme auf 6 beschrieben wurde. Dieser optische Weg durch die afokalen Übertragungsstufen führt zu einem Bild der kornealen Ebene 502 am Lenslet-Array, d.h. an der Eingangsfläche des tatsächlichen Wellenfrontsensors 356. Dies kann mit einer einzigen afokalen Stufe erreicht werden. Wie zuvor mit Bezug auf 12 beschrieben wurde, umfaßt die Vorrichtung 300 eine Zwischenbildebene als Einfügepunkt, d.h. den Halter 408 für eine Prüflinse. Theoretisch könnte ein Anordnen einer sphärischen Linse auf der optischen Achse 342 an der ersten Bildebene dazu verwendet werden, den Defokussierungswellenfrontfehler zu beseitigen. Dadurch könnte der Dynamikbereich der Vorrichtung 300 möglicherweise erweitert werden. Jedoch erfordert der Ansatz mit einer Prüflinse einen Bewegungsmechanismus zur Positionierung von Linsen an der ersten Bildebene mit einer bezüglich der Wiederholbarkeit sehr hohen Genauigkeit. Es ist daher besonders wünschenswert, alternative Mittel zur Beeinflussung des Dynamikbereichs zu entwickeln.
Eine Möglichkeit, dies zu erreichen besteht darin, die korneale Bildebene am Lenslet-Array mit der zuvor beschriebenen afokalen Stufe 358 zu vergrößern. Eine Vergrößerung der Wellenfront reduziert die Steigung der Wellenfront, so daß die Verschiebung der fokusierten Lichtpunkte auf der CCD verringert wird. Der bei der zweiten afokalen Stufe 360 der Vorrichtung 300 verwendete Vergrößerungsfaktor beträgt ungefähr 1,2. Dies ist ausreichend, um den gewünschten Bereich refraktiver Fehler abzudecken. Ein Vergrößerungsfaktor von mehr als 1,5 ist zur Erweiterung des Einsatzbereichs der Vorrichtung 300 wünschenswert. Jedoch beinhaltet das einfache Vergrößern der kornealen Fläche den Nachteil, daß ein Wellenfrontsensor mit großer Apertur notwendig ist. Das bedeutet, daß sowohl das Linsenarray als auch die CCD-Kamera vorzugsweise große Querschnittsflächen aufweisen, die das vergrößerte Bild am Ort der Ebene umfassen. Für das Linsenarray stellt dies jedoch keinen bedeutenden Gesichtspunkt dar. Eine CCD-Kamera mit großem Format ist jedoch ziemlich teuer und derartige Kameras werden nur von einer begrenzten Anzahl von Anbietern angeboten.
Um diese Problematik zu lösen, wird die wiederum mit Bezug auf 26A dargestellte Modifizierung 500 vorgesehen. Die korneale Ebene 502 wird an einer Referenzebene 504 mit einer afokalen Übertragungsstufe 506 abgebildet, mit der die korneale Oberfläche um einen vorausgewählten Faktor vergrößert wird. Das Lenslet-Array 412 wird an der Referenzebene 504 angeordnet. Fokusierte Lichtpunkte vom Auge 120 werden an der Brennebene 504 des Lenslet-Arrays produziert. Anstelle einer Anordnung der Fläche des CCD-Detektors an der Referenzebene 504, wird eine optische Anordnung 508 eingefügt, um die Brennebene 413 des Arrays an noch einer weiteren Ebene, d.h. einer finalen Bildebene 510 abzubilden, an der die Fläche des CCD-Detektors angeordnet ist. Dies läßt die Verwendung einer relativ günstigen Kamera mit einem kleinen aktiven Bereich als Lichterfassungselement im Wellenfrontsensor zu. Die Details der optischen Konstruktion, einschließlich der Angaben bezüglich der Vergrößerung, können so abgestimmt werden, daß die Leistungsfähigkeit bei einer gegebenen Kameraausführung und Ausführung der Linsenarrayplatte maximiert wird.
Es bestehen zahlreiche Vorteile der vorliegenden Erfindung. Es wird ein vollkommen objektiver Ansatz zur Messung okularer Aberrationen präsentiert. Der Ansatz ist auf visuelle Defekte in weitem Umfang anwendbar. Dementsprechend ist die Erfindung bei einer großen Vielzahl klinischer Anwendungen von großem Nutzen. Beispielsweise können die berechneten Zernike-Koeffizienten dazu verwendet werden, eine vollkommen objektive Linsenvorschrift zu entwickeln. Zusätzlich wird mit jeder der Ausführungsformen des Wellenfrontsensors bezüglich der Messung von Wellenfrontablenkungen gegenüber dem Stand der Technik ein größerer Genauigkeitsgrad erreicht. Des weiteren kann die Verstärkung des vorliegenden Wellenfrontsensors einfach durch Einstellen der Entfernung zwischen der Bildebene des Sensors und dem planaren Array aus lichtempfindlichen Zellen eingestellt werden.
Die objektive Messung gemäß der vorliegenden Erfindung kann auch bei einer großen Vielzahl von Anwendungen verwendet werden, bei welchen der „Patient" nicht wie bei einer herkömmlichen Augendiagnose in der Lage ist, eine Rückmeldung zu geben. Beispielsweise könnte die vorliegende Erfindung dazu verwendet werden, die Augen eines beliebigen Patienten zu untersuchen, der keine Kommunikationsfähigkeit besitzt, wie z.B. Babys, Tiere, tote Körper sowie für jedes konstruierte optische System, da es sich bei der vorliegenden Erfindung um eine objektive Analyse handelt, die keine vom „Untersuchungsgegenstand" kommende Beurteilung erfordert. Es ist lediglich nötig, daß das Auge des Untersuchungsgegenstandes richtig positioniert ist, so daß ein korrekter optischer Zugang zum Auge möglich ist.
Die vorliegende Erfindung kann auch auf dem Gebiet der Identifizierung eingesetzt werden, falls sich herausstellen sollte, daß die Zernike-Koeffizienten für jedes Auge eindeutig sind. Dann fände die vorliegende Erfindung Anwendung auf dem Gebiet der Durchsetzung von Gesetzen, Kreditkarten-/Banksicherheit und auf anderen Gebieten, in welchen eine positive Identifizierung vorteilhaft ist.
Obwohl die Erfindung mit Bezug zu einer speziellen Ausführungsform derselben beschrieben wurde, bestehen zahlreiche Abwandlungen und Modifizierungen, die dem Fachmann bei Betrachtung der oben angegebenen Lehre verständlich sind. Es ist daher zu verstehen, daß die Erfindung in anderer Form als der speziell beschriebenen im Umfang der angefügten Ansprüche praktiziert werden kann.
Tabelle 1 Beispiel optischer Komponenten (bezugnehmend auf Fig. 12)

Claims

Vorrichtung (300) zum Bestimmen von Aberrationen eines Auges (120), die Folgendes umfaßt: eine Kopfstütze (318) für einen Patienten, einen optischen Tisch (306), welcher der Kopfstütze für den Patienten zugeordnet ist, wobei der optische Tisch eine Basis aufweist, die Folgendes umfaßt: a) eine Prüfstrahlerzeugungsvorrichtung (390) zum Bereitstellen eines Prüfstrahls (350), b) eine Prüfstrahlführungsoptik, die mit der Prüfstrahlerzeugungsvorrichtung zusammenwirkt, wobei die Prüfstrahlführungsoptik einen Strahlteiler (378), eine Spiegel und eine Linse aufweist, die in einem Strahlengang des Prüfstrahls verwendbar ist, wobei die Prüfstrahlführungsoptik in der Lage ist, den Prüfstrahl zu einem Auge eines Patienten zu führen, der an der Patientenkopfstütze positioniert ist, c) Videobildkomponenten, wobei die Videobildkomponenten eine Lichtquelle (336) zum Beleuchten des Auge des Patienten umfassen und einen Spiegel und eine Videokamera (338) zum Betrachten des Auges, wobei die Videobildkomponenten in der Lage sind, eine Abbildung des Auges eines Patienten, der an der Patientenkopfstütze positioniert ist, zu erzeugen, d) Augenfixierungskomponenten, wobei die Augenfixierungskomponenten ein Fixierungsziel (366) zum Betrachten mit dem Auge eines Patienten, eine Lichtquelle zum Beleuchten des Ziels und eine Linse und einen Spiegel, verwendbar in einem Weg des Ziels, umfassen, wobei die Fixierungskomponenten in der Lage sind, ein Ziel zu generieren, welches das Auge eines Patienten, der an der Patientenkopfstütze positioniert wird, betrachten kann, und e) Wellenfrontführungs- und -analyse-Komponenten (356), die mit dem Auge des Patienten zusammenwirken können, wobei die Wellenfrontführungs- und – analyse-Komponenten eine Linse, einen Spiegel (410), eine Mikrolinsenanordnung (412) und eine Kamera (406) umfassen, die in dem optischen Weg eines Auges verwendbar ist, und einen Datenprozessor (326), der mit der Kamera zusammenwirkt, und Einrichtungen (358, 360; 506, 508) zur Wellenfrontvergrößerung umfassen, um die Wellenfrontneigung zu verringern, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtungen (358, 360; 506, 508) zur Wellenfrontvergrößerung, um die Wellenfrontneigung zu reduzieren, eine erste (358; 506) afocale Üb ertragungsstufe und eine zweite (360; 508) Übertragungsstufe in einer optischen Achse (342) der Vorrichtung umfaßt, wobei die erste Übertragungsstufe (506) dazu eingerichtet ist, eine Kornealebene (502) an einer Referenzebene (504) abzubilden, um die Kornealebene um einen vorbestimmten Betrag zu vergrößern, die Mikrolinsenanordnung (412) an der Referenzebene (504) angeordnet ist und die zweite Übertragungsstufe (508) dazu eingerichtet ist, die Brennebene der Anordnung (413) an einer Endabbildungsebene (510) abzubilden, an der die Kamera (406) positioniert ist, so daß Aberrationen eines Auges, die in einem Bereich von wenigstens etwa + oder – 1 dpt bis wenigstens etwa + oder – 6 dpt liegen, bestimmt werden können.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der die Wellenfrontführungs- und -analyse-Komponenten so eingerichtet sind, daß Aberrationen höherer Ordnung eines Auges, das eine Korrektur von mehr als –6 dpt Kurzsichtigkeit erfordert, bestimmt werden können.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der die Wellenfrontführungs- und -analyse-Komponenten so eingerichtet sind, daß Aberrationen höherer Ordnung eines Auges, das eine Korrektur von mehr als +6 dpt Weitsichtigkeit erfordert, bestimmt werden können.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, die eine sphärische Linse aufweist, die in einer optischen Achse (342) der Vorrichtung an einer Zwischenbildebene angeordnet ist, um Defocus-Wellenfrontfehler zu beseitigen.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei der die zweite Übertragungsstufe eine afokale Übertragungsstufe ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei der die Patientenkopfstütze (318) gegenüber dem Tisch (306) einstellbar ist, um sicherzustellen, daß sich das untersuchte Auge an der richtigen Stelle entlang der longitudinalen (z) Achse der Vorrichtung mit einer Genauigkeit von +/- 1 mm befindet, und um sicherzustellen, daß das untersuchte Auge gegenüber der Vorrichtung in ihrer (x–y) Achse mit einer Genauigkeit von +/- 1 mm lateral korrekt positioniert ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, die weiterhin dafür eingerichtet ist, durch Analyse der Patienten- und Kalibrierungsdaten eine Berechnung der Wellenfrontprofile des Patienten hervorzubringen, wobei eine rekonstruierte Wellenfront durch einen Satz von Zernike-Polynomen beschrieben wird und die Ordnung des benutzten Polynoms geeignet ist, die Stärke der vorhandenen Koma- und sphärischen Aberration zu beschreiben.