DE10014400A1 - Wellenfrontsensor mit Mehrleistungsstrahlmodi und unabhängiger Abgleichkamera und Akkommodationsbereichmessung - Google Patents
Wellenfrontsensor mit Mehrleistungsstrahlmodi und unabhängiger Abgleichkamera und AkkommodationsbereichmessungInfo
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Abstract
Es wird ein verbesserter Wellenfrontsensor bereitgestellt, durch den der Anfangsfokus und die Präzision abgebildeter Lichtflecken verbessert werden, die zum Bestimmen der monochromatischen Wellenaberrationen des Auges verwendet werden. Der Wellenfrontsensor weist eine von einer Linsenkamera unabhängige Abgleichkamera auf. Ein in einem niedrigeren Leistungsmodus betriebener Laser wird auf die Netzhaut des Auges projiziert und durch ein Steuerungssystem, das Daten von der Abgleichkamera verwendet, die die Fokussierung der abgebildeten Lichtflecken unterstützt, in einen präziseren oder scharfen Fokus gebracht. "Teleskopartig" bewegliche optische Komponenten werden verwendet, um den Fokus des auf die Netzhaut projizierten Lichts und der abgebildeten Lichtflecken auf einem Sensor einzustellen. Der Laser weist einen höheren Leistungsmodus auf, der verwendet wird, wenn Daten der abgebildeten Lichtflecken vom Sensor erfaßt werden.
Description
Die Erfindung betrifft ein ophtalmologisches Wellen
frontaberrationsdiagnosewerkzeug mit optischen Komponenten,
durch die seine Empfindlichkeit verbessert wird. Die Erfin
dung betrifft außerdem Systeme, in denen ein verbessertes
Werkzeug für die refraktive Augenchirurgie verwendet wird.
Im Bereich der Ophtalmologie oder Augenheilkunde wurden
in den letzten Jahren große Fortschritte in der Entwicklung
refraktiver Behandlungen zum Korrigieren von Sehfehlern des
Auges gemacht. Diese Techniken wurden aus früheren radialen
Keratotomietechniken entwickelt, in denen der Hornhaut durch
Schlitze in der Hornhaut ermöglicht wurde, sich zu entspan
nen und umzuformen, um Techniken bereitzustellen, wie bei
spielsweise photorefraktive Keratektomie ("PRK"), äußere la
mellare Keratektomie ("ALK"), Laser in situ Keratomileusis
("LASIK") und thermische Techniken, z. B. thermische Laserke
ratoplastie ("LTK"). Ziel aller dieser Techniken ist es, ei
ne relativ schnelle, jedoch anhaltende Sehfehlerkorrektur zu
erreichen.
Durch die Entwicklung und Weiterentwicklungen oder Ver
feinerungen dieser Techniken wurde eine größere Präzision in
der refraktiven oder Brechungsfehlerkorrektur erreicht. In
frühen Behandlungsarten war die Präzision der Korrektur re
lativ grob. Eine Korrektur mit einer Toleranz von z. B.
plus/minus einer Dioptrie der gewünschten Korrektur für
Kurzsichtigkeit oder Myopie wäre als sehr gutes Ergebnis be
trachtet worden. Die Behandlungsarten wurden zunehmend wei
terentwickelt und verfeinert, so daß eine Korrektur schwie
rigerer oder subtilerer Defekte ermöglicht wurde. Kurzsich
tigkeit (Myopie) und Weitsichtigkeit (Hyperopie) können nun
durch herkömmliche Techniken mit hoher Präzision korrigiert
werden, und unter Verwendung von Excimerlasern können auch
Effekte höherer Ordnung, z. B. Aspherizität und ungleichmäßi
ge Stabsichtigkeit (Astigmatismus), korrigiert werden.
Gleichzeitig wurden auch die Diagnosewerkzeuge zum Be
stimmen, welche Korrektur erforderlich ist, weiterentwic
kelt. Durch Verwendung von Topografiesystemen können Sehfeh
ler unabhängig von ihrer "Gleichmäßigkeit" bestimmt und kor
rigiert werden. Solche Techniken sind im US-Patent Nr.
5891132 mit dem Titel "Distributed Excimer Laser System",
erteilt am 6. April 1999, beschrieben. Durch verschiedene
neuartige Topografiesysteme, Pachymetriesysteme, Wellen
frontsensoren und allgemein durch Brechungsfehlererfassungs
systeme kann nicht nur der Myopie-, Hyperopie- und Astigmatismusgrad
bestimmt werden, sondern können auch Aberrationen
höherer Ordnung der Brechungseigenschaften des Auges erfaßt
werden.
Die Erfassung von Wellenfrontaberrationen im menschli
chen Auge für intraokuläre Chirurgie und zur Herstellung von
Kontaktinsen und intraokulären Linsen ist beispielsweise in
"Objective measurement of wave aberrations of the human eye
with the use of a Hartman-Shack wavefront Sensor", Liang et
al., Journal of the Optical Society of America, Bd. 11, Nr.
7, Juli 1994, Seiten 1-9, beschrieben. Diese Technik wird
unter Bezug auf Fig. 1 zusammengefaßt dargestellt. Ein
Lichtstrahl von einer Laserdiode oder einer anderen geeigne
ten Lichtquelle wird zur Pupille hin gerichtet und trifft
auf die Netzhaut auf. Ein Strahl (oder eine Wellenfront, wie
in Fig. 1 beschrieben) wird durch die Netzhaut reflektiert
und tritt aus der Pupille aus. Typischerweise folgen das an
kommende oder einfallende und das austretende Licht einem
gemeinsamen Weg; das ankommende Licht wird durch einen
Strahlenteiler in den gemeinsamen optischen Weg gebracht.
Der austretende Strahl wird einem Hartmann-Shack-Detektor
zugeführt, um die Aberrationen zu erfassen. Ein solcher De
tektor weist eine Anordnung oder Matrix aus kleinen Linsen
auf, die das Licht in eine Anordnung oder Matrix von Licht
flecken aufbrechen und die Lichtflecken auf einen Ladungs
kopplungsdetektor (in Fig. 1 nicht dargestellt) oder einen
anderen zweidimensionalen Lichtdetektor fokussieren. Jeder
Lichtfleck wird lokalisiert, um seine Verschiebung Δ bezüg
lich der Position zu bestimmen, die er bei Abwesenheit von
Wellenfrontaberrationen einnehmen würde, und die Verschie
bungen der Lichtflecken ermöglichen eine Rekonstruktion der
Wellenfront und damit die Erfassung der Aberrationen durch
bekannte mathematische Verfahren. In Fig. 1 bezeichnet θ die
lokal gemittelte Wellenfrontsteigung vor der Linsenanordnung
und steht mit der Lichtfleckverschiebung und der Brennweite
der kleinen Linsen durch θ = Δ/f in Beziehung, wie für Fach
leute ersichtlich ist.
Verbesserungen der von Liang et al. dargestellten Tech
nik werden in "Aberrations and retinal image quality of the
normal human eye", J. Liang und D. R. Williams, Journal of
the Optical Society of America, Bd. 4, Nr. 11, November
1997, Seiten 2873-2883 und im US-Patent Nr. 5777719 von
Williams et al. ("Williams") beschrieben. Williams be
schreibt Techniken zum Erfassen von Aberrationen und zum
Verwenden der so erfaßten Aberrationen für die Augenchirur
gie und zum Herstellen intraokulärer und von Kontaktlinsen.
In der internationalen Patentveröffentlichung
WO/99/27334 (Internationale Anmeldung PCT/US97/21688)
("Frey") wird eine weitere Modifikation unter Verwendung op
tischer Polarisationselemente zum Steuern der Rückstreuung
von den Linsen in der Detektoranordnung beschrieben. Ähnlich
wie bei Williams wird von Frey vorgeschlagen, Daten vom Wel
lenfrontsensor zu verwenden, um eine optische Korrektur für
das untersuchte Auge zu entwickeln. D. h., die so bestimmte
optische Korrektur ist auf die durch den Sensor vermessene
Blende der Hornhaut begrenzt, z. B. auf einen Kreis von 6 mm,
auf den die Pupille des Auges erweitert war, als das Auge
vermessen wurde. Außerhalb dieses Bereichs schlägt Frey die
Verwendung eines sich verjüngenden Übergangsbereichs einer
partiellen Ablation vor, um starke Änderungen der Hornhaut
krümmung zu minimieren und dadurch Rückbildungen zu reduzie
ren.
Diese Diagnosesysteme und -verfahren ermöglichen eine
Korrektur sowohl der Grundeffekte als auch der Effekte höhe
rer Ordnung, insbesondere wenn sie mit noch weiter verfei
nerten Brechungskorrekturtechniken verwendet werden, so daß
die Möglichkeit besteht, daß eines Tages Sehfehlerkorrekturen
von besser als 20/20 die Norm sind. Es besteht jedoch
Bedarf an verbesserten Techniken zum Anwenden weiterentwic
kelter Diagnosetechniken in der refraktiven Chirurgie.
Erfindungsgemäß kann ein Wellenfrontsensor durch Ver
größern des Anfangsfokus und Verbessern der Präzision des
auf die Netzhaut eines Auges auftreffenden Lichts verbessert
werden, was dazu beiträgt, eine Gruppe abgebildeter Licht
flecken, die zum Bestimmen der monochromatischen refraktiven
Aberrationen des Auges verwendet werden können, auf einen
Sensor zu fokussieren. Insbesondere weist ein Wellenfront
sensor in einer Ausführungsform eine von einer Linsenkamera
unabhängige Abgleichkamera auf. Ein Laser wird auf einen
niedrigeren Leistungsmodus eingestellt und projiziert Licht
auf die Netzhaut. Das Licht wird mit Hilfe der Abgleichkame
ra in den Fokus gebracht. Weil das in die Abgleichkamera
eintretende Licht, das von der Netzhaut zurückgestreut oder
reflektiert wird, durch eine Anordnung oder Matrix aus klei
nen Linsen bzw. eine Linsenanordnung nicht geteilt wird,
wird die Intensität dieses Lichts nicht reduziert. Ein
Steuerungssystem kann Daten des Lichts auf der Netzhaut von
der Abgleichkamera verwenden, um die abgebildeten Lichtflec
ken unter Verwendung hin- und hergehend oder teleskopartig
beweglicher optischer Fokussierungselemente präziser auf den
Sensor zu fokussieren.
Wenn die Abgleichkamera einmal verwendet wurde, um den
Laser anfangs auf die Netzhaut zu fokussieren, wird der La
ser kurzzeitig auf einen höheren Leistungsmodus geschaltet,
durch den, wenn er unbegrenzt eingeschaltet bleiben würde,
die Netzhaut geschädigt werden könnte, der Laser wird jedoch
nur kurzzeitig impulsartig aktiviert. Das in diesem Hochlei
stungsmodus durch das zurückkehrende Licht erhaltene Bild
wird dann durch die Linsenanordnung erzeugt. Obwohl die Lin
senanordnung das zurückkehrende Licht in mehrere Lichtflec
ken teilt, wird durch den Hochleistungsmodus die Signalin
tensität und der Kontrast jedes dieser Lichtflecken verbes
sert.
Die Größe der Linsenanorndung kann daher reduziert wer
den, z. B. von einem Mittenabstand von 800 µm für die kleinen
Linsen mit einer Brennweite von 80 mm auf einen Mittenab
stand von 400 µm mit einer Brennweite von 40 mm. Dadurch
kann die Stellfläche der Vorrichtung reduziert werden, oder
es kann eine größere Anzahl kleiner Linsen und eine entspre
chend größere Anzahl von Bildpunkten bereitgestellt werden.
Außerdem kann erfindungsgemäß ein Wellenfrontsensor
stattdessen eine Linsenkamera zum Fokussieren verwenden.
Dies erfolgt durch kontinuierliches Beobachten der Schwer
punkte der von der Linsenkamera erhaltenen Lichtflecken und
durch Vergleichen des realen oder tatsächlichen mittleren
Schwerpunktabstands mit einem perfekt oder idealen fokus
sierten oder idealen Schwerpunktabstand. Der Fokus des Wel
lenfrontsensors wird langsam eingestellt, bis der reale
mittlere Schwerpunktabstand dem idealen fokussierten Schwer
punktabstand gleich ist, wobei festgelegt wird, daß der Wel
lenfrontsensor zu diesem Zeitpunkt fokussiert ist.
Außerdem wird, indem mit einem myopischen Fokus begon
nen und dann zu einem hyperopischen Fokus fortgeschritten
wird, gewährleistet, daß die Linse des Auges entspannt ist,
wenn der Wellenfrontsensor in den Fokus gebracht wird. Durch
weiteres Einstellen des Fokus zum hyperopischen Fokus hin
und durch fortgesetztes Beobachten des mittleren Schwer
punktabstands wird der Anpassungs- oder Akkommodationsbe
reich einer Augenlinse bestimmt. Insbesondere wird, wenn der
Abstand des Schwerpunkts sich zu ändern beginnt, dies als
Ende des Bereichs bestimmt, in dem die Augenlinse sich Fokusänderungen
des Wellenfrontsensors anpassen kann. Dieser
Fokalbereich bestimmt den Gesamtakkommodationsbereich des
Auges.
Außerdem kann aus diesen Daten der tatsächliche Formän
derungsbereich der Augenlinse basierend auf den Wellenfron
ten hergeleitet werden, die erfaßt werden, wenn das Auge zu
nächst in den Fokus gegangen ist, und das Auge dann inner
halb des Akkommodationsbereichs der Linse aus dem Fokus her
ausgegangen ist.
Fig. 1 zeigt Prinzipien von Wellenfrontmessungen;
Fig. 2 zeigt ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsen
sors zur Verwendung in einem erfindungsgemäßen System;
Fig. 3 zeigt ein Diagramm eines exemplarischen Fixati
onsbildes zur Verwendung im Wellenfrontsensor von Fig. 2;
Fig. 4A und 4B zeigen Diagramme von im Wellenfront
sensor von Fig. 2 verwendeten Prismen;
Fig. 4C zeigt ein Diagramm eines erfindungsgemäßen An
triebssystems für die Prismen von Fig. 5B;
Fig. 5A und 5B zeigen Diagramme zum Darstellen typi
scher Daten, die durch den erfindungsgemäßen Wellenfrontsen
sor von Fig. 2 zurückgesendet werden;
Fig. 6 zeigt ein Bild realer Daten, die von einem bei
spielsweise in Fig. 2 dargestellten Wellenfrontsensor zu
rückgesendet werden;
Fig. 7A und 7B zeigen Darstellungen der durch einen
Wellenfrontsensor zurückgesendeten unscharfen Wellenfront
sensordaten sowie die Erzeugung eines Schwerpunkts der Da
tenpunkte des Wellenfrontsensors;
Fig. 8A-8D zeigen Diagramme zum Darstellen des
mittleren Schwerpunktabstands;
Fig. 9 zeigt einen Graphen des mittleren Schwer-,
punktabstands als Funktion von Brechungskorrekturen;
Fig. 10A-10D zeigen Schnittansichten eines Auges
zum Darstellen von Brennpunkten während eines Akkommodati
onsvorgangs;
Fig. 11 zeigt eine Schnittansicht eines Auges zum Dar
stellen des Wellenfrontbeitrags verschiedener Komponenten;
und
Fig. 12 zeigt Gleichungen zum Berechnen der Änderung
der Form einer Linse während eines Akkommodationsvorgangs.
Fig. 2 zeigt ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsen
sors 300 (AberrometerTM), der eine bevorzugte Implementierung
der vorliegenden Erfindung darstellt. Der Wellenfrontsensor
300 arbeitet ähnlich wie der Wellenfrontsensor von Williams,
er weist jedoch bestimmte Merkmale auf, die ihn besonders
geeignet machen zum Empfangen von Irisdaten und zum Scharf
stellen des Fokus von Lichtflecken auf einem Sensor, der zum
Bestimmen der Wellenfrontaberrationen des Auges verwendet
wird. Außerdem weisen Wellenfrontmeßvorrichtungen im allge
meinen mehrere Merkmale auf, auch andere als die von Wil
liams beschriebenen Merkmale. Solche Vorrichtungen weisen
Scanvorrichtungen auf, die keine Linsenanordnung und Mehr
strahlvorrichtungen aufweisen. Allgemein fokussiert der Wel
lenfrontsensor 300 Licht (typischerweise eines Lasers) auf
die Netzhaut eines Auges oder scannt bzw. tastet es ab und
analysiert dann das durch die Linse und die Hornhautoptik
des Auges zurückkehrende (z. B. von der Netzhaut zurückge
streute) und auf eine Linsenanordnung abgebildete und durch
sie fokussierte Licht. Basierend auf optischen Aberrationen
in den optischen Komponenten des Auges entwickelt das System
eine Gesamtwellenfrontaberrationsanalyse aus dem zurückkehrenden
Licht. Im allgemeinen werden aus dem zurückkehrenden
Licht, um die Analyse auszuführen, durch eine Linsenkamera
virtuelle Bilder auf einem Sensor der Linsenkamera erzeugt.
Aus diesen Bildern entwickelt der Wellenfrontsensor eine
Wellenfrontaberrationskarte, um darzustellen, welche Korrek
turen der optischen Augenkomponenten erforderlich sind,
durch die eine Normalsichtigkeit oder nahezu eine Normal
sichtigkeit (Emmetropie) erhalten wird.
Um das Auge E des Patienten geeignet auszurichten, kön
nen zwei in Fig. 2 dargestellte 660 nm Laserdioden 302
schräg zum Auge E ausgerichtet werden. Wenn Lichtflecke von
den Laserdioden 302 auf dem Auge E des Patienten durch ge
eignetes Ausrichten des Wellenfrontsensors 300 (oder 102),
der Ausgangsstrahlen der Laserdioden 302 (oder der optischen
Elemente zum Ausrichten dieser Strahlen), des Patienten,
oder auf andere Weise zu einem einzigen Lichtfleck vereinigt
werden, ist das Auge E im oder etwa im präzisen Brenn
punktabstand vom Wellenfrontsensor 300 (oder 102) angeord
net. Alternativ kann das Auge E des Patienten durch einen
Arzt, einen Techniker oder anderes medizinisches Fachperso
nal durch visuelles Betrachten eines Irisbildes des Auges E
geeignet ausgerichtet werden, um den korrekten Brennpunktab
stand vom Wellenfrontsensor 300 zu finden und die Gesamtbe
lichtung des Auges E zu reduzieren. In diesem Fall sind die
Laserdioden 302 nicht erforderlich. Durch eine Lichtquelle
oder eine Augenbeleuchtung 304 wird Licht für eine nachste
hend beschriebene Pupillenkamera 328 bereitgestellt.
Wenn das Auge E einmal geeignet ausgerichtet ist, emp
fängt es Licht von einer Lichtquelle 306 (z. B. von einer La
serdiode, wie beispielsweise eine 780 nm Laserdiode) entlang
eines optischen Weges zum Auge E. Vorzugsweise weist die La
serdiode 306 mehr als eine einstellbare Ausgangsleistung auf
(d. h. sie arbeitet in Zwei- oder Mehrleistungsmodi), mindestens
eine niedrigere Leistung für die Ausrichtung und die
Anfangsfokussierung und mindestens eine höhere Leistung zum
Erzeugen eines aus mehreren Lichtflecken bestehenden oder
Mehrpunktbildes in einem Sensor (z. B. einer Linsenkamera)
312, wie nachstehend beschrieben wird. Beispielsweise sind
typische niedrigere und höhere Leistungen 0,5 µW bzw. 30 µW.
Diese Leistungswerte sind von mehreren Faktoren abhängig,
z. B. davon, wie lange die Laserdiode 306 bei einer höheren
Leistung betrieben werden soll.
Ein Teil des Strahls von der Laserdiode 306 wird zu
nächst von einem Strahlenteiler 308 (z. B. mit einem Licht
durchlaßgrad von 80% und einem Reflexionsvermögen von 20%)
reflektiert. Der reflektierte Strahl durchläuft einen Pola
risationsstrahlenteiler 310, der den Rauschabstand (bzw. die
Signalintensität) des von der Netzhaut des Auges zurückge
streuten Lichts verbessert, das schließlich durch die Lin
senkamera 312 erfaßt wird, wie nachstehend diskutiert wird.
Der Strahlenteiler 310 polarisiert das von der Laserdiode
306 empfangene Licht und läßt im allgemeinen Licht durch,
das entlang einer Richtung linear polarisiert ist und re
flektiert Licht, das in dieser Richtung nicht polarisiert
ist. Das polarisierte Licht durchläuft dann ein hin- und
hergehend oder teleskopartig bewegliches Prisma 314, wie
nachstehend in Verbindung mit den Fig. 4A und 4B disku
tiert wird, das verwendet wird, um den Fokus des Lichts von
der Laserdiode 306 auf die Netzhaut des Auges E einzustel
len, wobei an diesem Punkt von der Netzhaut auf die Linsen
anordnung zurückgestreutes Licht korrekt oder nahezu korrekt
fokussiert sein wird. Das Licht vom teleskopartig bewegli
chen Prisma 314 wird von einem Spiegel 316 reflektiert,
durchläuft einen Strahlenteiler 318 (z. B. mit einem Refle
xionsvermögen von 20% und einem Lichtdurchlaßgrad von 80%)
und dann ein λ/4-Plättchen oder Wellenplätchen 320. Das λ/4-
Plättchen 320 ist so ausgerichtet, daß es aus dem linear po
larisierten Licht im wesentlichen zirkular polarisiertes
Licht erzeugt. Die Bedeutung davon wird in der nachstehenden
Diskussion des vom Auge E zum Polarisationsstrahlenteiler
310 zurückgestreuten Lichts ("zurückkehrenden Lichts") er
sichtlich.
Nachdem das Licht das λ/4-Plättchen 320 durchlaufen
hat, wird es auf die Netzhaut des Auges E fokussiert. Das
Licht wird von der Netzhaut zurückgestreut oder reflektiert,
und der zurückgestreute Lichtfleck auf der Netzhaut läuft
dann durch die optischen Komponenten des Auges, z. B. über
die Linse und die Hornhaut, zurück. Auf dem Rückweg wird das
zirkular polarisierte Licht durch das λ/4-Plättchen 320 er
neut retardiert, um Licht zu erhalten, das bezüglich des an
kommenden linear polarisierten Lichts, das auf dem ersten
Durchgang durch das λ/4-Plättchen 320 erzeugt wird, wie vor
stehend diskutiert, senkrecht linear polarisiert ist. Ein
Teil des senkrecht polarisierten Lichts durchläuft dann den
Strahlenteiler 318, wird vom Spiegel 316 reflektiert, läuft
durch das Prisma 314 zurück und kehrt dann zum Polarisati
onsstrahlenteiler 310 zurück. An diesem Punkt ist das Licht
vollständig oder zum größten Teil senkrecht polarisiert, so
daß es im wesentlichen durch den Polarisationsstrahlenteiler
310 reflektiert wird und dann durch einen Spiegel 322 in ei
ne Linsenabbildungskamera 312 reflektiert wird. Um einen
Teil des zurückkehrenden Lichts in eine Abgleichkamera 323
zu leiten, wie weiter unten diskutiert wird, kann das λ/4-
Plättchen 320 bezüglich seiner optimalen Ausrichtung geneigt
und/oder gedreht werden (z. B. um etwa 5 Grad gedreht wer
den). Bei dieser Implementierung wäre das durch die Ab
gleichkamera 323 empfangene Licht im wesentlichen senkrecht
zum zurückkehrenden Licht polarisiert. Innerhalb des Umfangs
der vorliegenden Erfindung sind auch von Neigung und Drehung
des λ/4-Plättchens 320 von seiner optimalen Ausrichtung ver
schiedene Verfahren zum Zuführen des zurückkehrenden Lichts
zur Abgleichkamera 323 denkbar, z. B. Änderungen des opti
schen Weges und der optischen Komponenten des Wellenfront
sensors 300 (oder 102). Beispielsweise könnte statt des
Spiegels 322 eine Vorrichtung mit steuerbarem Lichtdurchlaß
grad und Reflexionsvermögen verwendet werden, z. B. eine
Flüssigkristallvorrichtung, und die Abgleichkamera und jeg
liche optischen Fokussierungselemente können so positioniert
werden, daß sie einen Teil des durch die steuerbare Vorrich
tung durchgelassenen Lichts empfangen. Bei einer solchen Im
plementierung wäre der Strahlenteiler 308 unnötig, und das
durch die steuerbare Vorrichtung empfangene Lichtwürde im
wesentlichen die gleiche Polarisation aufweisen wie das zu
rückkehrende Licht oder eine parallele Polarisation.
Die Linsenkamera 312 ist vorzugsweise eine Ladungsspei
cherbaustein (CCD) -kamera, z. B. eine Kamera des Modells TM-
9701, hergestellt durch Pulnix, mit einer Anordnung aus
kleinen Linsen 324, obwohl andersartige Kameras und der Lin
senanordnung 324 (einschließlich der von einer Kamera ge
trennten optischen Komponenten) analoge, andere optische Ab
tastkomponenten verwendet werden könnten. Beispielsweise
kann eine JCX039DLA-Kamera der Sony Corporation als Linsen
kamera 312 und als Pupillenkamera eingesetzt werden. Die
Linsenanordnung 324 erzeugt virtuelle Bilder auf dem Lich
terfassungselement (z. B. auf der CCD-Anordnung) der Linsen
kamera 312 aus dem vom Spiegel 322 reflektierten, zurückkeh
renden Licht. Das λ/4-Plättchen 320 kann dazu beitragen, den
Anteil des unerwünschten zurückgestreuten oder Streulichts
zu reduzieren, um die Signalintensität oder den Kontrast der
virtuellen Bilder zu verbessern. Die Linsenanordnung 324 fo
kusiert Teile des Lichts, das anfangs die optischen Komponenten
des Auges E durchlaufen hat, so daß die refraktiven
Wellenfrontaberrationseffekte des Auges E, ähnlich wie von
Williams beschrieben, bestimmt werden können. Diesbezüglich
können, wenn die Wellenfrontaberrationen und damit der Pha
senfehler des Auges E einmal bestimmt worden sind, diese in
ein erforderliches Ablationsprofil umgewandelt werden, um
Hornhautgewebe zu entfernen und Sehfehler unter geeignetem
Bezug auf Parameter des Auges E (z. B. der Brechungsindizes
der Komponenten des Auges E und/oder anderer Parameter) zu
korrigieren oder zu verbessern. Eine Technik zum Bestimmen
eines geeigneten Profils besteht einfach darin, die Wellen
frontdaten so zu skalieren, daß die skalierten Daten im we
sentlichen der von der Hornhaut des Patienten zu entfernen
den Gewebemenge entsprechen. Lasersysteme können dann das
Gewebeprofil von der Hornhaut entfernen. Es können Markie
rungen auf dem Auge verwendet werden, um die Ausrichtung des
Auges E während der Erfassung der Wellenfrontsensordaten zu
unterstützen.
Vorzugsweise ist die Linsenanordnung 324 eine Anordnung
aus etwa 25 × 25 kleinen Linsen mit einer Fläche von jeweils
600 µm2, z. B. das Modell 0600-40-S. hergestellt durch Adap
tive Optics Associates, Incorporated. Die kleinen Linsen
sind kleiner als die im vorstehend erwähnten US-Patent Nr.
5777719 beschriebenen und in anderen Systemen verwendeten
Linsen, was durch die größere Lichtintensität des der Lin
senkamera 312 zugeführten Lichts ermöglicht wird, die durch
Komponenten des nachstehend zu diskutierenden Wellenfront
sensors 300 erhalten wird. Der optische Weg des in Fig. 9
dargestellten Wellenfrontsensors 300 kann auch Linsen 326
(z. B. vier Linsen) und Blenden oder Öffnungen 327 aufweisen
(um Änderungen der Strahlgröße zu ermöglichen), die für die
Ausleuchtungs-, Abbildungs- und Fokussierungsoptik typisch
sind und auch andere mögliche optische Komponenten umfassen
können, die zur Verdeutlichung weggelassen sind. Beispiels
weise kann bei einer Ausführungsform der Erfindung die
Brennweite einer oder beider Linsen 326 in der Nähe des te
leskopartig beweglichen Prismas 314 geändert, möglicherweise
verkürzt, werden, um eine kleinere Strahlbreite des in die
Linsenanordnung 324 eintretenden Strahls zu ermöglichen. Bei
einer anderen Ausführungsform kann der durch den Wellen
frontsensor 300 (oder 102) mögliche Dioptrienmeßbereich bei
spielsweise durch geeignete Auswahl der Linse 326 vor dem
Laser 306 geändert werden, um eine Anpassung an die natürli
che schlechte Sehkraftverteilung in der allgemeinen oder in
einer ausgewählten Population von Patienten zu erhalten. Ein
Verfahren, um dies zu erreichen, besteht darin, die Linse
326 (z. B. eine Linse mit 5 Dioptrien) vor der Laserdiode 306
so anzuordnen, daß der Laserstrahl nicht mehr parallel ver
läuft. Dadurch wird ein bestimmter Dioptrienversatz bereit
gestellt, der verwendet werden kann, um das Auge des Patien
ten durch den Wellenfrontsensor 300 (oder 102) zu prüfen. In
einem nicht einschränkenden Beispiel kann der Dioptrienbe
reich, wie für Fachleute ersichtlich ist, von einem symme
trischen Bereich von -8 bis +8 Dioptrien mit einer symmetri
schen Struktur zu einem asymmetrischen Bereich von -13 bis
+3 Dioptrien mit einer asymmetrischen Struktur modifiziert
werden. Dies kann ohne Änderung der Größe des teleskopartig
beweglichen Fokussierungsprismas 314 (oder einer anderen
Einstell- oder Abgleichvorrichtung) und/oder von Parametern
der optischen Elemente bzw. der Optik erreicht werden.
Alternativ zur Position der Linse 326 könnte eine Linse
338 in den Weg zur Linsenkamera 312 bewegt werden. Es können
mehrere Positionen innerhalb des Weges zur Linsenkamera 312
verwendet werden, um den Gesamtbereich des Wellenfrontsen
sors 300 einzustellen. Durch Verwendung der Linse 326 oder
338, die in eine vorgegebene Position und aus der Position
heraus bewegt werden kann, wird der für den Teleskopmecha
nismus erforderliche "Hubweg" reduziert. Außerdem wird die
Laserdiode 306 typischerweise einen Eigen "-astigmatismus"
aufweisen. Dieser kann mit dem im Auge E des Patienten ge
fundenen Astigmatismus ausgerichtet werden, wodurch der Ge
samtbereich des Wellenfrontsensors 300 wiederum vergrößert
wird. Insbesondere wird ein solcher Astigmatismus "mit der
Regel" ausgerichtet, mit der typischerweise der Astigmatis
mus eines Patienten gefunden wird, und die Software der Lin
senkamera 312 und des entsprechenden Wellenfrontsensors 300
können diesen Eigenastigmatismus berücksichtigen, um einen
noch größeren Bereich bestimmbarer Astigmatismen bereitzu
stellen.
In der Darstellung empfängt eine Pupillenkamera 328
z. B. 20% des vom Strahlenteiler 318 reflektierten Lichts.
Die Pupillenkamera 328 erzeugt vorzugsweise die Irisbildda
ten zum Abgleichen der Wellenfrontdaten mit anderen Diagno
sedaten oder mit von einem Laser auf ein Auge zu projizie
renden Ablationsprofilen.
Die Pupillenkamera 328 ist im optischen Weg zwischen
dem Auge E und dem teleskopartig beweglichen Fokussie
rungsprisma 314 angeordnet, so daß die Pupillenkamera 328
unabhängig von Änderungen der Brennweite des Rests des Sy
stems zum Fokussieren auf die Netzhaut auf die Pupille und
die Iris des Auges E fokussiert werden kann. Daher kann die
Pupillenkamera 328 unabhängig von der Tiefe des Auges E und
dem entsprechenden Abstand von der Netzhaut zur Iris ein
klares Bild der Oberfläche des Auges E erzeugen.
Der Wellenfrontsensor 300 weist außerdem die Ausrich
tungs- oder Abgleichkamera 323 auf, die ein Bild des zurück
gestreuten Lichtflecks auf der Netzhaut des Auges E von einem
Strahlenteiler 332 (z. B. mit einem Reflexionsvermögen
von 50% und einem Lichtdurchlaßgrad von 50%) empfängt. Die
Abgleichkamera 323 ist im Weg der optischen Elemente ange
ordnet, die Licht auf die Netzhaut des Auges E fokussieren,
und ist unabhängig von der Linsenkamera 312. Die Abgleichka
mera 323 ermöglicht eine präzise Bestimmung, wann der von
der Laserdiode 306 auf die Netzhaut auftreffende Lichtfleck
sich im oder etwa im Fokus befindet, und unterstützt daher
die Bestimmung, wann das von der Netzhaut zurückgestreute
Licht sich im oder etwa im Fokus der Linsenkamera 312 befin
det. Durch die Abgleichkamera 323 kann der Lichtfleck auf
der Netzhaut gesehen werden, der (wie bei Williams) die
Quelle für die Schwerpunktsignale ist, und automatisch un
tersucht werden, wenn er sich im schärfsten Fokus befindet,
um eine möglichst scharfe Fokussierung der virtuellen Bilder
auf der Linsenkamera 312 zu ermöglichen. In herkömmlichen
Systemen wurde keine Abgleichkamera verwendet. Solche Syste
me verwenden lediglich eine Linsenkamera, um die Fokussie
rung des Lichts auf eine Netzhaut und des zurückgestreuten
Lichts auf die Linsenkamera zu unterstützen. Das Problem bei
dieser Technik ist, daß der durch eine einzelne kleine Linse
einer Linsenanordnung aus n kleinen Linsen abgetastete Teil
der Wellenfront einzelne Lichtflecke oder Punkte auf dem Ka
merasensor mit höchstens etwa 1/n der Gesamtenergie (oder -
leistung) des zurückkehrenden, zurückgestreuten Lichts un
mittelbar vor Eintritt in die Linsenkamera erzeugt. Dadurch
wurde die Netzhaut (oder das Auge) unnötigerweise einer ho
hen Lichtenergie (oder -leistung) ausgesetzt. Wie für Fach
leute erkennbar ist, kann durch die vorliegende Erfindung
die Gesamtbelichtung der Netzhaut (oder des Auges) im Ver
gleich zu diesen herkömmlichen Systemen reduziert werden,
weil die an der Abgleichkamera 323 empfangene Lichtenergie
(oder -leistung) nur etwa der Lichtenergie (oder -leistung)
entsprechen muß, die an einer einzelnen kleinen Linse der
Linsenanordnung empfangen wird. Die Abgleichkamera 323 wird
verwendet, um die Fokussierung des Lichts von der Laserdiode
306 auf die Netzhaut direkt zu beobachten, während die La
serdiode 306 in ihrem niedrigeren Leistungsmodus betrieben
wird. Die Abgleichkamera 323 unterstützt daher eine mög
lichst scharfe Fokusierung der virtuellen Bilder auf der
Linsenkamera 312, während die Laserdiode 306 in ihrem nied
rigeren Leistungsmodus betrieben wird. Dadurch können die
Lichtdurchlaßgrade des Polarisierungsstrahlenteilers 310 und
des Strahlenteilers 308, das Reflexionsvermögen des Strah
lenteilers 332 und jegliche Neigung oder Drehung des λ/4-
Plättchens 320 bezüglich seiner optimalen Ausrichtung be
rücksichtigt werden, um zu ermöglichen, daß ein Teil des zu
rückkehrenden Lichts zur Abgleichkamera 323 zurückgeführt
wird.
Wie vorstehend diskutiert, wird die Abgleichkamera 323
verwendet, um zu gewährleisten, daß der Lichtfleck auf der
Netzhaut so scharf wie möglich ist. D. h., daß die korrekten
Einstellungen des Teleskopmechanismus des beweglichen Pris
mas 314 (oder 314', wie nachstehend unter Bezug auf die
Fig. 4B und 4C diskutiert wird) sowie die Ausrichtung des
Patienten geprüft werden. Basierend auf diesen Einstellungen
und auf der Ausrichtung kann ein Signal erzeugt werden (z. B.
von der Abgleichkamera), um eine manuelle Prüfung der Meß
werte eines Patienten zu veranlassen oder die Patientenver
messung oder -untersuchung automatisch zu starten. Solche
Funktionen ermöglichen auch, daß nur für die Zeitdauer der
Messungen oder Untersuchung und nicht während der vorstehend
diskutierten Fokussierungs- und Abgleichperiode der Linsen
kamera 312 eine erhöhte Lichtintensität zugeführt wird.
Im niedrigeren Leistungsmodus wird die Laserdiode 306
auf eine Leistung eingestellt, die niedrig genug ist, um eine
Schädigung der Netzhaut des Auges E zu verhindern, z. B.
auf 0,5 µW. Die Verwendung der Abgleichkamera 323 im Steue
rungssystem zum Unterstützen der Fokussierung der Laserdiode
306 auf die Netzhaut kann auf mehrere Weisen erfolgen. Bei
spielsweise kann die Lichtfleckgröße auf der Netzhaut mini
miert werden, oder die Intensität des Lichtflecks auf der
Netzhaut kann maximiert werden, indem die Position des tele
skopartig beweglichen Prismas 314 (oder 314', wie nachste
hend unter Bezug auf die Fig. 4B und 4C diskutiert) im
optischen Weg des Wellenfrontsensors 102 (und 300) einge
stellt wird, bis der Lichtfleck so klein wie möglich ist.
Durch die Position des teleskopartig beweglichen Prismas 314
(oder 314') wird eine "Grund- oder Referenzlinie" des Myo
pie- oder Hyperopiegrades der Dioptrienkorrektur festgelegt,
die erforderlich ist, um optische Brechungsaberrationsmerk
male niedrigerer Ordnung des Auges E anfangs zu korrigieren.
Es ist nützlich, sicherzustellen, daß die Laser 302 unter
einem Winkel zur Laserdiode 306 ausgerichtet sind, durch den
eine Überlappung ihrer jeweiligen Lichtflecke auf der Netz
haut erhalten wird (oder durch andere Verfahren, z. B. eine
manuelle oder durch visuelle Untersuchung erhaltene Ausrich
tung des Auges des Patienten) in Verbindung mit der Einstel
lung der Position des teleskopartig beweglichen Prismas 314
(oder 314'), während der Grund- oder Referenzlinienpegel des
Myopie- oder Hyperopiefehlers oder der Myopie- oder Hypero
piekorrektur bestimmt wird.
Wenn die Fokussierung einmal erreicht ist, wird die La
serdiode 306 für eine sehr kurze Zeitdauer auf den höheren
Leistungsmodus eingestellt. Beispielsweise kann eine Lei
stung von 30 µW bei einer Lichtfleckgröße von 10-20 µm auf
der Netzhaut für eine Zeitdauer von 400 ms verwendet werden.
Obwohl durch eine höhere Intensität die Netzhaut geschädigt
werden könnte, wenn sie für eine längere Zeitdauer (z. B.
mehr als 100 s) aufrechterhalten würde, ist ein solcher kur
zer Impuls harmlos. Durch den kurzen Impuls wird jedoch die
Intensität der einzelnen Lichtflecke auf dem Sensor der Lin
senkamera 312 wesentlich erhöht, so daß durch die Kombinati
on aus der Mehrleistungslaserdiode 306, der Abgleichkamera
323, der Linsenanordnung 342 und der Linsenkamera 312 eine
höhere Signalintensität oder Linsenbilder mit höherem Kon
trast durch die Linsenkamera 312 erhalten werden als in an
deren Systemen. Die höhere Leistung der Laserdiode 306 er
möglicht im Vergleich zu anderen Systemen die Verwendung
einzelner kleiner Linsen mit kleinerer Querschnittsfläche in
der Linsenanordnung 324.
Wenn die Daten der Linsenkamera 312 einmal bereitge
stellt sind, können sie über die Zernike-Polynome direkt
verwendet werden, um die Wellenfrontaberrationsdaten zu er
zeugen, oder die Wellenfrontaberrationsdaten können als Mit
telwert einer Serie von Belichtungen berechnet werden. Bei
spielsweise kann das System fünf "Schüsse" verwenden, und
dann können entweder die erfaßten Daten oder die entspre
chenden Zernike-Daten gemittelt werden. Außerdem können
breit gestreute "Schüsse" ausgesondert werden. Im beschrie
benen System werden vorzugsweise fünf "Schüsse" verwendet,
und die Wellenfrontaberrationsdaten werden als die mittlere
berechnete Wellenfrontaberration festgelegt.
Der Wellenfrontsensor 300 (und 102) verwendet auch ein
Bild, das als Fixationsziel 334 verwendet wird, wie in Fig.
2 dargestellt. Das Fixationsziel 334 wird durch eine Licht
quelle 336 beleuchtet und ermöglicht es einem Patienten,
sein Auge darauf zu fixieren und zu fokussieren, während die
Abgleichkamera 323 durch das Prisma 314 auf die Netzhaut fo
kussiert ist. Das Fixationsziel 334 ist nützlich, wenn die
virtuellen Bilder von der Linsenanordnung 324 durch Einstel
len des teleskopartig beweglichen Prismas 314 auf den Sensor
der Linsenkamera 312 fokussiert werden. Durch das System
wird vorteilhaft ein Bild für das Fixationsziel 334 bereit
gestellt, wobei ein nicht einschränkendes Beispiel eines Fi
xationsziels das in Fig. 3 dargestellte Segelboot auf Was
ser ist, und nicht nur einfach ein Fixationspunkt. Das Fixa
tionsziel 334 vermittelt dem Auge E und dem Gehirn des Pati
enten ein bildähnliches oder reales Bild oder eine Szene -
tatsächlich wird durch das Auge E ein Objekt oder eine Szene
betrachtet - auf das/die fokussiert werden soll. Die Fokus
sierung des Auges E mit Hilfe eines realen Bildes ist typi
scherweise einfacher als die Fokussierung auf einen Punkt.
Das Bild des Fixationsziels ermöglicht es dem Auge E auf Un
endlich zu fokussieren, so als ob das Bild weit entfernt wä
re, wodurch die Effekte der Akkommodation oder Drehung des
Auges E eliminiert oder reduziert werden können, wenn die
virtuellen Bilder fokussiert werden, oder wenn die Wellen
frontsensordaten erfaßt werden. D. h., das Bild des Fixati
onsziels verhindert oder trägt dazu bei, in einem gewissen
Umfang zu verhindern, daß das Auge auf weniger als Unendlich
fokussiert.
Das Fixationsziel zwingt das Auge E, seine "normale"
Drehposition zu drehen, wodurch Drehfehler in der Diagnose
analyse minimiert werden. Daher kann durch das Fixationsziel
334 ein Drehbezugsrahmen bezüglich des Auges E definiert
werden. Ein asymmetrisches Bild, z. B. das Segelboot von
Fig. 3, das bei einem auf Unendlich eingestellten Fokus des
Auges E betrachtet werden kann, ist bevorzugt, weil es dazu
beiträgt, daß das Auge E auch bei einer leichten Kopfbewe
gung die normale oder eine vorgegebene Drehposition bezüg
lich des Fixationsziels 334 beibehält. Das Fixationsziel 334
kann außerdem verwendet werden, um die Drehposition des Auges
E in Verbindung mit der Erkennung, Lokalisierung und
Ausrichtung einer Iris des Auges E einzustellen, wie vorste
hend diskutiert wurde. Ein ähnliches Bild kann erfindungsge
mäß in anderen Komponenten verwendet werden, sowohl bei der
Diagnose als auch bei der Behandlung, um Akkommodations-
oder Drehfehler zu eliminieren oder zu reduzieren.
Für Fachleute ist anhand der vorliegenden Beschreibung
erkennbar, daß verschiedenartige Komponenten verwendet wer
den können, um im Wellenfrontsensor 300 (oder 102) verwende
te Komponenten zu ersetzen, und daß verschiedenartige opti
sche Konfigurationen möglich sind, um andere Ausführungsfor
men der Erfindung zu bilden. Beispielsweise kann die Laser
diode 306 durch eine hochintensive, kollimierte Lichtquelle
oder durch mehrere Lichtquellen, z. B. eine Niedrig- und eine
Hochleistungslichtquelle, ersetzt werden. Die Abgleichkamera
323 kann im Weg des Spiegels 322 angeordnet werden, und die
Linsenanordnung 324 der Linsenkamera 312 kann nach Wunsch
oder konstruktionsgemäß mehr oder weniger kleine Linsen auf
weisen. Außerdem ist für Fachleute erkennbar, daß alle diese
Komponenten im allgemeinen durch ein Steuerungssystem, z. B.
einen Mikrocomputer, gesteuert werden. Innerhalb des Umfangs
der vorliegenden Erfindung ist eine breite Vielfalt anderer
Konfigurationen möglich.
Fig. 4A zeigt eine Ausführungsform des Prismas 314 von
Fig. 2 als Doppelprismaanordnung mit einem ersten Prisma
350 und einem zweiten Prisma 352. Wie durch einen Licht
strahl 354 dargestellt, reflektiert das erste Prisma 350 den
Strahl 354 nacheinander von zwei Flächen 356 und 358, so daß
der erhaltene Strahl 360 parallel oder etwa parallel zur
Richtung des Ursprungs des Strahls 354 läuft. Der Strahl 360
trifft auf das zweite Prisma 352 auf, das den Strahl 360
nacheinander von zwei Flächen 362 und 364 reflektiert, wo
durch ein zurücklaufender Strahl 366 erhalten wird. Der zu
rücklaufende Strahl 366 wird nacheinander von den Flächen
358 und 356 reflektiert, wodurch ein Strahl 368 erhalten
wird, der parallel oder etwa parallel zur Richtung des Ur
sprungs des Strahls 354 läuft. Ein besonders vorteilhafter
Aspekt dieser Konfiguration ist, daß der parallele oder un
gefähr parallele Rückweg des Strahls 368 unabhängig von dem
Winkel erhalten wird, unter dem der Strahl 354 in das Prisma
314 eintritt. Dies ist der Fall, weil die Flächen 356 und
358 den vertikalen Ablenkwinkel des ankommenden Strahls 354
beibehalten und die Flächen 362 und 364 den horizontalen Ab
lenkwinkel beibehalten. Obwohl das Fokussierprisma 314 dazu
geeignet ist, den Strahl von der Laserdiode 306 dem Auge E
zuzuführen, ist es insbesondere auf dem Rückweg nützlich,
weil das vom Auge E zurückgestreute Licht nicht wie der auf
das Auge E auftreffende Strahl der Laserdiode 306 kollimiert
ist. Weil das Prisma 314 das vom Auge E zurückgestreute
Licht (das schließlich durch die Linsenanordnung 324 abgeta
stet wird) auf einem senkrechten Weg zurückführt, wird da
durch die Fehlerwahrscheinlichkeit innerhalb der Linsenkame
ra 312 reduziert.
Fig. 4B zeigt eine andere teleskopartig bewegliche
oder Teleskopoptik 314', die erfindungsgemäß für das Prisma
314 in Fig. 2 verwendbar ist. Die Optik 314' weist zwei be
abstandete Prismen 370 und 372 auf. Die Prismen 370 und 372
bilden ein gefaltetes optisches System, das sowohl das von
der Laserdiode 306 zum Auge E hin laufende Licht als auch
das zur Linsenanordnung 324 und zur Linsenkamera 312 hin
laufende, von der Netzhaut des Auges E zurückgestreute Licht
ähnlich wie durch die Oberflächenreflexionen durch das in
Fig. 4A dargestellte Prisma 314 sechsmal reflektiert. Die
sechs Reflexionen sind in Fig. 4B als Licht 374 schematisch
dargestellt. Obwohl andere Konfigurationen möglich sind, ist
die Linse 372 in der Praxis in der Position fixiert, und die
Position der 370 wird bezüglich der Linse 372 eingestellt,
wie durch einen Pfeil 375 in Fig. 4B als ein nicht ein
schränkender Typ einer Teleskopbewegung dargestellt, um eine
optimale oder nahezu optimale Fokussierung des durch die
Linsenanordnung 372 zur Linsenkamera 312 laufenden Lichts zu
erhalten. Der variable Abstand zwischen den Prismen 370 und
372 beträgt vorzugsweise etwa 5 mm bis etwa 100 mm, und ihre
Abmessungen betragen vorzugsweise 40 × 40 mm bzw. 20 × 40 mm,
obwohl andere Abstände und Abmessungen möglich sind.
Durch die Anordnung der Prismen 370 und 372 wird vor
teilhaft ein reflektierter abgehender Strahl erhalten, der
exakt oder nahezu exakt parallel zum ankommenden Strahl aus
gerichtet ist (d. h., entweder zum oder vom Auge E), auch
wenn das Prisma 370 während der Teleskopbewegung geneigt
ist. Dadurch können die Kosten eines Schiebers oder eines
Schiebemechanismus reduziert werden, der verwendet werden
kann, um eine automatische rechnergesteuerte Teleskopbewe
gung zu ermöglichen, z. B. des in Fig. 4C dargestellten
Schiebers 376, obwohl auch ein teurer oder hochwertiger
Schieber oder ein handbetätigter Schieber verwendet werden
kann. Fig. 4C zeigt eine Ansicht entlang der Linie A-A',
wenn die teleskopartig bewegliche Optik 314' in Fig. 4B auf
dem Schieber 376 angeordnet wäre. In Fig. 4C weist der
Schieber 376 eine Bahn oder Spur bzw. Schiene 378 auf, auf
der das Prisma 370 beispielsweise unter Verwendung einer ge
eigneten Klemme oder eines Halters für optische Komponenten
läuft, wie für Fachleute erkennbar ist. Der Schieber 376
weist auch einen Schrittmotor 380 zum Bewegen der Position
des Prismas 370 entlang der Bahn oder Schiene 378 und einen
Arm 382 auf, mit dem das Prisma 370 durch ein geeignetes
Verbindungsstück 384 (in Fig. 4C schematisch dargestellt)
mechanisch verbunden ist, wie für Fachleute erkennbar ist.
Wenn der Schrittmotor 380 aktiviert wird, bewegt er die Po
sition des am Prisma 370 befestigten Verbindungsstücks 384
zusammen mit dem Arm 382 in eine der beiden Richtungen des
Pfeils 375. Die Richtung und das Maß der Bewegung werden ge
mäß den Fokussierungsanforderungen des auf das Auge E auf
treffenden Strahls von der Laserdiode 306 und denen der Lin
senanordnung 324 und der Linsenkamera 312, die durch die te
leskopartig bewegliche Optik 314' eingestellt werden, be
stimmt. Es könnten weitere optische Fokussierungskomponenten
an den Prismen 370 oder 372 befestigt werden, so daß für die
optischen Fokussierungskomponenten auch der Vorteil der
selbstreflektierenden Eigenschaften der Prismen 370 und 372
ausgenutzt werden kann. Beispielsweise müßte die Fokussie
rungsoptik des Wellenfrontsensors 102 nicht durch die Linsen
326 gebildet werden, sondern könnte stattdessen im wesentli
chen auf der Fläche des Prismas 372 angeordnet sein. Wie für
Fachleute erkennbar ist, könnten an Stelle der telekopartig
beweglichen Optik 314' (oder 314) oder des Schiebers 376
verschiedenartige andere Antriebsmechanismen, Prismenkonfi
gurationen oder Linsensysteme, einschließlich fokusabglei
chender Linsensysteme, verwendet werden. Beispielsweise
könnte ein alternatives optisches System für die teleskopar
tig bewegliche Optik 314' (oder 314) ein Linsensystem sein,
bei dem Linsen hinzufügbar oder entfernbar sind, wobei jede
Linse des Systems hinsichtlich der Brechkraft durch eine
Reihe oder eine andere Brechkraftbeziehung mit den anderen
Linsen in Beziehung stehen kann oder nicht. Ein Beispiel ei
nes solchen Linsensystems ist ein Phoropter oder ein ähnli
ches Linsensystem. Durch ein derartiges Linsensystem könnte
der Patient sehen, welche Verbesserung (z. B. hinsichtlich
Defokussierung und Astigmatismus) durch herkömmliche sehfeh
lerkorrigierende Techniken, z. B. herkömmliche Brillen oder
Kontaktlinsen, erhalten werden kann, und dann im Vergleich
sehen, welche Verbesserungen durch Korrekturen anderer Aber
rationen und Aberrationen höherer Ordnung erhalten werden
können.
Die Fig. 5A, 5B, 6, 7A und 7B zeigen ein anderes
Merkmal des erfindungsgemäßen Wellenfrontsensors 102 (und
300). Wie in Verbindung mit Fig. 2 dargestellt, erzeugt die
Linsenanordnung oder -matrix 324 der Linsenkamera 312 typi
scherweise eine Anordnung oder Matrix von Lichtfleckbildern
(oder virtuellen Bildern) auf dem Sensor der Linsenkamera
312. Wie im Patent von Willians diskutiert, werden mit den
Mittelpunkten dieser Lichtflecken in Beziehung stehende Pa
rameter oder Informationen, z. B. die zweidimensionale Ver
schiebung der Mittelpunkte von den idealen Positionen dieser
Lichtflecke, in Verbindung mit einer mathematischen Trans
formation verwendet, z. B. mit einer Anpassung durch Zernike-
Polynome verschiedener Ordnungen, um die dem Auge E zugeord
neten Wellenfrontaberrationen zu bestimmen. Fig. 5A zeigt
beispielsweise eine Anordnung von Lichtflecken 400 auf dem
Sensor, der typischerweise ein "perfektes" Auge wäre, wenn
die Lichtflecken von ihren idealen Mittelpunkten nicht ver
setzt wären. Fig. 5B zeigt dagegen eine Anordnung von
Lichtflecken 402, die in einem Bereich 404 versetzt sind,
wodurch das Vorhandensein von Wellenfrontaberrationen des
Auges angezeigt wird. Die Aberrationen werden durch Analyse
der mathematischen Transformation bestimmt, z. B. durch Ana
lyse der zum Anpassen der Parameterdaten verwendeten Zerni
ke-Polynome. Die Linien in den Fig. 5A und 5B sind ledig
lich angegeben, um die Abweichung in der Anordnung von
Lichtflecken 402 darzustellen und würden im Bild in der Linsenkamera
312 nicht erscheinen. Ein reales (invertiertes
oder negatives) Bild 406 von einer Linsenkamera, z. B. von
der Linsenkamera 312, ist in Fig. 6 dargestellt. Das Bild
406 zeigt den Typ und die Qualität von Lichtflecken, die ty
pischerweise durch die Linsenkamera 312 beobachtet würden.
Wie vorstehend beschrieben, trägt die Abgleichkamera
323 (vergl. Fig. 2) dazu bei, den Lichtfleck auf der Netz
haut des Auges E scharfzustellen, so daß jeder Lichtfleck,
z. B. ein Lichtfleck 408, auf der Linsenkamera 312 so klein
wie möglich ist. Weil ein solcher Abgleich nur für Effekte
niedriger Ordnung geeignet ist, wird jeder erhaltene einzel
ne Lichtfleck kein exakt scharfer Punkt sein. Wie im Patent
von Williams diskutiert, kann in Verbindung mit dem entwic
kelten Bild eine adaptive Optik verwendet werden, so daß ein
aberrationskorrigiertes schärferes "Bild" der Lichtflecken
erhalten wird. Im Wellenfrontsensor 300 von Fig. 2 wird ei
ne solche adaptive Optik jedoch nicht verwendet, so daß das
Bild 406 der Lichtflecken, z. B. des Lichtflecks 408, aufgrund
der optischen Aberrationen des Auges E etwas "verschmiert"
sein kann. Gemäß den Fig. 5A und 5B ist ersichtlich, daß
in der zum Bestimmen der Gesamtwellenfrontaberration des Au
ges verwendeten Transformation Informationen verwendet wer
den, die mit in einer Anordnung von Lichtflecken, z. B. der
Anordnung von Lichtflecken 400 und 402, verfügbaren spezifi
schen Punkten in Beziehung stehen. Daher kann durch eine of
fensichtliche "Verschmierung" dieser Lichtflecken, z. B. des
Lichtflecks 408, verhindert werden, daß ihre Mittelpunkte
(z. B. die Mittelpunkte der maximal gewichteten Intensität)
präzise lokalisierbar sind.
Die Fig. 7A und 7B zeigen Diagramme zum Darstellen
eines Schwerpunktverfahrens zum Bestimmen des Mittelpunktes
jedes Lichtflecks, z. B. des Lichtflecks 408 von Fig. 6.
Fig. 7A zeigt eine Anordnung 410 "verschmierter" Lichtflecken,
z. B. eines Lichtflecks 412. Ein detaillierteres Profil
des Lichtflecks 412 ist in Fig. 7B dargestellt, das Profil
linien 414 aufweist, die, ähnlich wie Äquipotentiallinien
oder Höhenliniendiagramme, eine Zunahme der Intensität, all
gemein zum Mittelpunkt des Lichtflecks 412 hin, anzeigen.
Die Zunahme der Intensität würde entsprechend in den digita
lisierten Werten des Sensors (z. B. CCD) in der Linsenkamera
312 gefunden und ist als dunklere Bereiche in den Lichtflec
ken von Fig. 6 sichtbar.
Es können mehrere Verfahren verwendet werden, um die
Mittelpunkte der verschiedenen Lichtflecken in den Ausfüh
rungsformen der Erfindung zu bestimmen. Gemäß einem Verfah
ren wird ein gewichteter Intensitäts"-schwerpunkt" in der
X- und Y-Richtung eines Koordinatensystems verwendet, wie in
Fig. 7B dargestellt, für das die jeweiligen Schwerpunkte
für jeden Lichtfleck durch folgende Gleichungen gegeben
sind:
In diesen Gleichungen bezeichnet Ii die Intensität an einem
bestimmten Punkt. Die Intensität kann auf mehrere Weisen be
rechnet werden, z. B. als Intensitätsschwellenwert, wobei je
dem Bildelementwert, der größer ist als der Schwellenwert,
die Intensität 1 und jedem Bildelementwert, der kleiner ist
als der Schwellenwert, die Intensität 0 zugeordnet ist.
Stattdessen könnte eine gewichtete Intensität verwendet wer
den, die einfach die Bildelementintensität darstellt. Die
Intensität könnte nicht-linear gewichtet sein, wobei Bildelemente
mit höherer Intensität einen größeren als einen li
near proportionalen Effekt haben, indem beispielsweise der
Intensitätswert Ii quadriert wird. Es könnten andere nicht-
lineare Gewichtungen verwendet werden. Die Intensitätswerte
Ii können auf verschiedene Weisen gewichtet werden, um die
"Mittelpunkte" der Lichtflecken des Wellenfrontsensors zu
berechnen.
Anstatt die Abgleichkamera 323 zum Fokussieren des Wel
lenfrontsensors 300 zu verwenden, kann der Wellenfrontsensor
300 unter Verwendung der Linsenkamera 312 basierend auf
Schwerpunktabständen fokussiert werden. Für ein geeignet
ausgerichtetes Auge E weisen die in der Linsenkamera 312
auftretenden Schwerpunkte, wenn der Wellenfrontsensor 300
geeignet fokussiert worden ist, einen mittleren Abstand auf,
der einem idealen Abstand gleich ist. Wenn der Fokus gering
fügig myopisch ist, werden die Schwerpunkte einen mittleren
Abstand haben, der kleiner ist als der ideale Abstand, und
wenn der Fokus hyperopisch ist, werden die Schwerpunkte ei
nen mittleren Abstand haben, der größer ist als der ideale
Abstand. Eine Defokussierung wird korrigiert, indem mit aus
gefahrenem Teleskopmechanismus begonnen wird, d. h. mit einem
myopischen Fokus, und der Teleskopmechanismus dann eingefah
ren wird, bis der in der Linsenkamera 312 erscheinende
Schwerpunktabstand einen mittleren Abstand hat, der dem
idealen Abstand gleich ist. Vorzugsweise wird mit dem myopi
schen Fokus begonnen, weil dies einer vollständig entspann
ten Linse des Auges E entspricht. Das Auge kann sich tat
sächlich einem bestimmten Hyperopiebereich anpassen, so daß,
indem mit einem myopischen Fokus begonnen wird, keine solche
Anpassung des Auges E induziert wird. Dieses Konzept ist in
den Fig. 8A-10D dargestellt. Fig. 8A zeigt mehrere
reale Schwerpunkte, z. B. den in der Linsenkamera 312 er
scheinenden Schwerpunkt 500, die mit idealen Schwerpunkten,
z. B. mit dem Schwerpunkt 502 verglichen werden. Wiederum
sind die idealen Schwerpunkte, z. B. der Schwerpunkt 502,
Schwerpunkte, die auftreten würden, wenn ein perfektes Auge
unter Verwendung des teleskopartig beweglichen Prismas 314
in den Fokus gebracht würde. An diesem Punkt ist ein idealer
Schwerpunktabstand 504 noch immer größer als ein durch den
Schwerpunktabstand 506 dargestellter mittlerer realer
Schwerpunktabstand. Es wird jedoch vorausgesetzt, daß das
teleskopartig bewegliche Prisma 314 langsam eingefahren
wird, bis, wie in Fig. 8B dargestellt, beispielsweise durch
den Schwerpunkt 508 dargestellte reale Schwerpunkte den
gleichen Abstand haben wie die beispielsweise durch den
Schwerpunkt 510 dargestellten theoretischen idealen Schwer
punkte. Dies ist durch einen Abstand 512 im Vergleich zum
idealen Abstand 504 dargestellt. An diesem Punkt ist der
Wellenfrontsensor 300 im Fokus. In einem realen Auge E wür
den die durch den Schwerpunkt 508 dargestellten verschiede
nen Schwerpunkte aufgrund der anderen Effekte höherer Ordung
auf das Auge nicht alle mit den beispielsweise durch den
Schwerpunkt 510 dargestellten theoretischen Schwerpunkten
ideal ausgerichtet. Wenn der mittlere Abstand der Schwer
punkte dem idealen Abstand gleich ist, zeigt dies an, daß
die Defokussierung kompensiert worden ist.
Fig. 8D zeigt eine Technik zum Bestimmen des Gesamt
schwerpunktabstands. Bei diesem Verfahren wird für jede Rei
he von 520 Schwerpunkten eine Y-Achsen-"Mitte" bestimmt, und
für jede Spalte wird eine X-Achsen-"Mitte" bestimmt. Dies
kann unter Verwendung eines Massenschwerpunkt-, eines ge
wichteten Massenschwerpunkt- oder eines anderen Verfahrens
durchgeführt werden. Dann werden die Abstände ΔYn und ΔXn
summiert, wodurch ein Gesamtwert ΔY bzw. ΔX erhalten wird.
Dieses Verfahren könnte wiederum gewichtet sein oder von ei
ner einfachen Summenbildung verschieden sein. Schließlich
wird der Gesamtwert ΔY mit dem Gesamtwert ΔX gemittelt, wo
durch ein Mittelwert Δ erhalten wird. Dieser Wert wird dann
verwendet, um festzulegen, wann das System fokussiert
ist.
Fig. 9 zeigt einen Graphen des idealen Abstand als
Funktion des tatsächlichen oder realen Abstands im Vergleich
zum Fokus des Wellenfrontsensors 300. Fig. 8A entspricht
einem Punkt 550 auf diesem Graphen, wo der ideale Abstand
größer ist als der reale Abstand. Fig. 8B entspricht einem
Punkt 522, wo der ideale Abstand dem realen Abstand gleich
ist. Ein Punkt 554 entspricht einem in Fig. 8C dargestell
ten Abstand, wo mehrere reale Schwerpunkte, z. B. der Schwer
punkt 514, sich kontinuierlich von mehreren idealen Schwer
punkten, z. B. einem Schwerpunkt 516, weg entfernen. D. h.,
ein realer mittlerer Schwerpunktabstand 518 ist nun größer
als der ideale Schwerpunktabstand 504. Wie im Graphen von
Fig. 9 dargestellt, zeigt der Punkt 554, daß der Teleskop
mechanismus immer weiter eingefahren wird, so daß der Fokus
hyperopisch wird.
Wenn der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsensors 300
eingefahren wird, bis der Punkt 552 erreicht ist, und der
mittlere theoretische Schwerpunktabstand 504 dadurch dem
mittleren realen Schwerpunktabstand 512 gleicht, wird der
Wellenfrontsensor 300 im Fokus sein. Dadurch kann die Ab
gleichkamera 323 eliminiert werden, und die Fokussierung
kann unter Verwendung der Linsenkamera 312 erfolgen, wobei
jedoch nicht jeder einzelne Schwerpunkt hinsichtlich des
"Streu"-grades im Schwerpunkt untersucht werden muß. D. h.,
es wird nicht die Schärfe sondern der Schwerpunktabstand zur
Fokussierung verwendet.
Vorzugsweise wird dieser Fokussierungsvorgang durch das
Steuerungssystem des Wellenfrontsensors 300 gesteuert.
Fig. 9 zeigt, daß ein Bereich 556 existiert, über den
der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsensors 300 bewegt
werden kann, und in dem der Schwerpunktabstand dennoch dem
mittleren idealen Schwerpunktabstand entspricht, so daß das
Auge E im Fokus ist. Dies ist der Fall, weil das Auge E sich
durch Komprimieren der Linse im Auge E einem Bereich von 2
bis 4 Dioptrien anpassen kann. Dies ist in den Fig. 10A-10D
dargestellt. In Fig. 10A, die dem Punkt 550 im Graph
von Fig. 9 entsprechen würde, befindet sich ein Brennpunkt
oder Fokus 558 vor einer Netzhaut 560. Dieser Brennpunkt 558
ergibt sich durch eine entspannte Linse 562 und eine Horn
haut 564. Wenn der Teleskopmechanismus des Wellenfrontsen
sors 300 eingefahren wird, bewegt sich der Brennpunkt zur
Netzhaut 560 hin, so daß in Fig. 10B ein Brennpunkt 566 er
halten wird, der auf der Netzhaut 560 liegt, so daß das Auge
fokussiert ist. Dies entspricht dem Punkt 552 in Fig. 9.
Wenn der Teleskopmechanismus weiter eingefahren wird, und
wenn das Auge E sich nicht angepaßt hat, würde sich ein
Brennpunkt 568 in Fig. 10C jenseits der Netzhaut 560 befin
den. Stattdessen paßt sich, wie in Fig. 10D dargestellt,
die Linse 562 an, wodurch eine Linsenform 570 erhalten wird,
und es wird ein Brennpunkt 572 auf der Netzhaut 560 beibe
halten. Dies entspricht dem Bereich 556 in Fig. 9, über den
der Schwerpunktabstand im wesentlichen konstant bleibt. Wenn
der Akkommodationsbereich der Linse 570 erreicht ist, wird
der Brennpunkt sich jedoch erneut über die Netzhaut 560 hin
aus erstrecken, wodurch der Punkt 554 im Graphen von Fig. 9
erhalten wird.
Durch Überwachen des mittleren Abstands der realen
Schwerpunkte kann der Wellenfrontsensor 300 daher auch zum
Bestimmen des Gesamtakkommodationsbereichs der Linse 562
verwendet werden. Durch langsames Einfahren des Teleskopme
chanismus und Überwachen des mittleren Abstands des Schwer
punkts wird der Bereich 556 in Fig. 9 bestimmt. Wenn das
Auge E einmal in den Fokus gebracht wurde, indem der Tele
skopmechanismus eingefahren wird, wodurch die Dioptrienstär
ke zunimmt, paßt sich das Auge E durch Komprimieren der Lin
se an, wie durch die Linse 570 dargestellt. Dies wird fort
gesetzt, bis in Fig. 9 ein Punkt 555 erreicht ist, an dem
die Linse nicht weiter komprimierbar ist bzw. sich nicht
mehr anpassen kann, woraufhin der Schwerpunktabstand erneut
beginnt zuzunehmen. Durch Bestimmen dieser beiden Werte kann
der Gesamtbereich der Augenakkommodation bestimmt werden.
Wie vorstehend diskutiert, ist die Verwendung des
Schwerpunktabstands eine Alternative zur Verwendung der Ab
gleichkamera 323 zum Fokussieren des Wellenfrontsensors.
D. h. der Schwerpunktabstand ist eine Alternative dafür, ein
zelne Schwerpunkte in den Fokus zu bringen. Unabhängig da
von, welche Technik verwendet wird, kann der Gesamtakkommo
dationsbereich unter Verwendung der vorstehenden Technik be
stimmt werden.
Die Fähigkeit des Wellenfrontsensors 300, das Auge zu
zwingen, sich anzupassen und währenddessen die Schwerpunkte
zu überwachen, kann verwendet werden, um die Formänderung
der Linse 562 zu bestimmen, wie in Fig. 11 und durch die
Gleichungen von Fig. 12 dargestellt. Fig. 11 zeigt die
entspannte Linse 562 und die vollständig angepaßte Linse
570. Eine Wellenfront W wird durch die Linsenkamera 312 bestimmt,
und diese Wellenfront W ist abhängig von einer Wel
lenfront WHornnaut und einer Wellenfront WLinse, die beide in
Fig. 11 dargestellt sind. Die Hornhautwellenfront WHornhaut
bleibt im wesentlichen konstant, während die Linsenwellen
front WLinse sich in Abhängigkeit vom Anpassungs- oder Akkom
modationsgrad der Linse 562 ändert.
Nachstehend wird dies in Fig. 12 unter Bezug auf Fig.
9 dargestellt. Wenn der Punkt 552 im Graphen erreicht ist,
wird eine Wellenfront W∞ erfaßt. Diese Wellenfront W∞ ist
der Summe aus der Wellenfront WHornhaut und der Wellenfront
WLinse bei entspannter Linse gleich. Der Teleskopmechanismus
wird eingefahren, bis der Punkt 555 erreicht ist, an dem ei
ne Wellenfront W0 für eine vollständige Anpassung oder Ak
kommodation erfaßt wird, die wiederum der Summe WHornhaut plus
W0 Linse entspricht. Wie durch die Gleichungen dargestellt, ist
die Änderung ΔWLinse der Wellenfront der Linse daher gleich
W∞ minus W0. Mit dem Wellenfrontsensor wird die Formänderung
der Linse jedoch der Formänderung der Wellenfront multipli
ziert mit einer Konstanten gleich, die von den Brechungsei
genschaften der Linse bezüglich ihrem Umgebungsfluid ab
hängt. Daher ist die Formänderung Δ gleich einer Konstanten
k multipliziert mit ΔWLinse. Obwohl die Änderung der Wellen
front ΔWLinse ausschließlich als Ergebnis von Änderungen der
Linse diskutiert wurde, ist ΔWLinse genauer die Gesamtände
rung der Aberration des Auges während des Akkommodationsvor
gangs. Wenn beispielsweise die Akkommodation die Hornhaut
form beeinflußt, wird die Formänderung auch eine Komponente
zu ΔWLinse beitragen.
Auf diese Weise kann der Wellenfrontsensor während der
Anpassung oder Akkommodation des Auges zum Bestimmen der
Formänderung der Linse (oder allgemeiner der optischen Au
genkomponenten) verwendet werden.
Die vorstehende Offenbarung und Beschreibung der Erfin
dung dienen zur Darstellung und Erläuterung, und innerhalb
des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung können zahlrei
che Änderungen in den Details der dargestellten Vorrichtung
und in der Konstruktion und den Betriebsverfahren vorgenom
men werden.
locally averaged wavefront = Lokal gemittelte Wellenfront
steigung (θ)
lenslet array = Linsenanordnung
lenslet diameter (d) = Linsendurchmesser (d)
spot displacement (Δ) = Strahlfleckverschiebung (Δ)
wavefront = Wellenfront
focal length (f) = Brennweite (f)
measurement sensitivity = Meßempfindlichkeit
lenslet array = Linsenanordnung
lenslet diameter (d) = Linsendurchmesser (d)
spot displacement (Δ) = Strahlfleckverschiebung (Δ)
wavefront = Wellenfront
focal length (f) = Brennweite (f)
measurement sensitivity = Meßempfindlichkeit
302
Laserdiode 660 nm
304
Augenbeleuchtung
306
Laserdiode 780 nm
308
Strahlenteiler R = 20%, T = 80%
310
Polarisationsstrahlenteiler
312
Linsenkamera
314
Prisma
316
Spiegel
318
Strahlenteiler R = 20%, T = 80%
320
λ/4-Plättchen
321
Kleine Linse und Blende
322
Spiegel
323
Abgleichkamera
327
Blende
328
Pupillenkamera
332
Strahlenteiler R = 50%, T = 50%
334
Fixationsziel
336
Beleuchtung
E Auge
E Auge
to computer = Zum Computer
Avg Intensity = Mittlere Intensität
ideal spacing = Idealer Abstand als Funktion des
versus actual spacing = tatsächlichen Abstands
versus actual spacing = tatsächlichen Abstands
Wcornea
= WHornhaut
Wlens
= WLinse
(relaxed) = (entspannt)
(accomodated) = (angepaßt)
(accomodated) = (angepaßt)
Claims (64)
1. Wellenfrontsensor zum Bestimmen der Wellenaberrationen
des Auges mit:
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild eines Lichtflecks auf einer Netzhaut des Auges zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu er zeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, Signale vom Sensor zu empfangen, die virtuellen Bildern ent sprechen, und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf den Sensor zu fokussieren.
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild eines Lichtflecks auf einer Netzhaut des Auges zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu er zeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, Signale vom Sensor zu empfangen, die virtuellen Bildern ent sprechen, und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf den Sensor zu fokussieren.
2. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem te
leskopartig beweglichen Reflektor, der dazu geeignet
ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder zu fokus
sieren.
3. Wellenfrontsensor nach Anspruch 2, wobei der telesko
partig bewegliche Reflektor dazu geeignet ist, Aberra
tionen niedriger Ordnung des Auges zu kompensieren.
4. Wellenfrontsensor nach Anspruch 2, wobei der telesko
partig bewegliche Reflektor zwei Prismen aufweist.
5. Wellenfrontsensor nach Anspruch 2, wobei der teleskop
artig bewegliche Reflektor einen teleskopartig beweglichen,
doppelt gefalteten Fokussierungsreflektor auf
weist.
6. Wellenfrontsensor nach Anspruch 2, wobei der teleskop
artig bewegliche Reflektor dazu geeignet ist, dazu bei
zutragen, Aberrationen niedriger Ordnung des Auges zu
bestimmen.
7. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem fo
kusabgleichenden Linsensystem, das dazu geeignet ist,
dazu beizutragen, die virtuellen Bilder zu fokussieren.
8. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem
Wellenplättchen in einem optischen Weg des Wellenfront
sensors.
9. Wellenfrontsensor nach Anspruch 8, wobei das Wellen
plättchen dazu geeignet ist, den Kontrast der virtuel
len Bilder zu verbessern.
10. Wellenfrontsensor nach Anspruch 8, wobei das Wellen
plättchen dazu geeignet ist, eingestellt zu werden, um
zu ermöglichen, daß ein Teil des Lichtfleckbildes die
Abgleichkamera erreicht.
11. Wellenfrontsensor nach Anspruch 8, wobei das Wellen
plättchen ein λ/4-Wellenplättchen ist.
12. Wellenfrontsensor nach Anspruch 10, wobei das Wellen
plättchen dazu geeignet ist, gedreht zu werden, um zu
ermöglichen, daß ein Teil des Lichtfleckbildes die Ab
gleichkamera erreicht.
13. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem
Poarisationsstrahlenteiler, der dazu geeignet ist, ei
nen Teil des Lichtfleckbildess der Abgleichkamera zuzu
führen.
14. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich
kamera dazu geeignet ist, einen Teil des Lichtfleckbil
des im wesentlichen als Licht zu empfangen, das senk
recht zum durch die Linsenanordnung empfangenen, ande
ren Teil des Lichtfleckbildes polarisiert ist.
15. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich
kamera dazu geeignet ist, einen Teil des Lichtfleckbil
des im wesentlichen als Licht zu empfangen, das paral
lel zum durch die Linsenanordnung empfangenen, anderen
Teil des Lichtfleckbildes polarisiert ist.
16. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einer
steuerbaren Vorrichtung, deren Lichtdurchlaßgrad für
einen Teils des durch die Abgleichkamera empfangenen
Lichtfleckbildes einstellbar ist.
17. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem
Strahlenteiler, der dazu geeignet ist, einen Teil des
durch die Abgleichkamera empfangenen Lichtfleckbildes
zu reflektieren.
18. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit Laser
dioden, die dazu geeignet sind, unter einem Winkel zum
Auge ausgerichtet zu werden, um dazu beizutragen, das
Auge mit dem Wellenfrontsensor auszurichten.
19. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Linsenan
ordnung einer Linsenkamera zugeordnet ist, und wobei
die Abgleichkamera von der Linsenkamera getrennt ist.
20. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich
kamera dazu geeignet ist, Licht von einer Lichtquelle,
die einen niedrigeren Leistungsmodus aufweist, auf die
Netzhaut des Auges zu fokussieren.
21. Wellenfrontsensor nach Anspruch 20, wobei die Licht
quelle einen höheren Leistungsmodus aufweist.
22. Wellenfrontsensor nach Anspruch 20, wobei die Licht
quelle einen Laser aufweist.
23. Wellenfrontsensor nach Anspruch 22, wobei der Laser ei
nen Impulslaser mit zwei Leistungsmodi aufweist, um die
Lichtintensität im höheren Leistungsmodus zu erhöhen.
24. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei der Wellen
frontsensor dazu geeignet ist, Wellenfrontaberrationen
des Auges zu messen.
25. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich
kamera dazu geeignet ist, dazu beizutragen, einen Mehr
leistungsstrahl auf die Netzhaut des Auges zu fokussie
ren.
26. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleichkamera dazu ge
eignet ist, die virtuellen Bilder scharfzustellen.
27. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei die Abgleich
kamera dazu geeignet ist, dazu beizutragen, eine höhere
Auflösung der virtuellen Bilder zu ermöglichen.
28. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au
genfixationsziel, das dazu geeignet ist, durch einen.
Patienten fixiert und fokusiert zu werden, um das Auge
in einer relativ fixierten Position zu halten, während
die Abgleichkamera dazu beiträgt, die virtuellen Bilder
zu fokussieren.
29. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel ein Bild aufweist, das dazu geeignet ist, einen
Drehbezugsrahmen bezüglich des Auges zu definieren.
30. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel ein Bild eines Bootes aufweist.
31. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel ein asymmetrisches Bild aufweist.
32. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel eine Bildszene aufweist.
33. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel dazu beiträgt, die Drehposition des Auges beizube
halten.
34. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel dazu geeignet ist, dem Auge zu ermöglichen, eine
vorgegebene Drehposition bezüglich des Fixationsziels
beizubehalten.
35. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel dazu verwendet wird, die Drehposition des Auges in
Verbindung mit der Erkennung und Lokalisierung einer
Iris des Auges einzustellen.
36. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Licht
fleckbild ein Bild des von der Netzhaut zurückgestreu
ten Lichts aufweist.
37. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au
genfixationsziel, das durch einen Patienten ohne Akkom
modation fixiert werden kann.
38. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au
genfixationsziel, das durch einen Patient bei Unendlich
fixiert werden kann.
39. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel ein Bild eines Objekts aufweist, das weit entfernt
vom Auge erscheint.
40. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei das Fixations
ziel dazu geeignet ist, einen akkommodationslosen Zu
stand des Auges zu unterstützen.
41. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au
genfixationsziel, das durch einen Patienten ohne Akkom
modation bei Unendlich fokussiert werden kann.
42. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einem Au
genfixationsziel, das durch einen Patienten mit redu
zierter Akkommodation bei Unendlich fokussiert werden
kann.
43. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, wobei, um die virtu
ellen Bilder auf den Sensor zu fokussieren, ein Signal
für eine manuelle Prüfung oder einen automatischen
Start einer Untersuchung eines Patienten durch Verwen
dung der Abgleichkamera entwickelt werden kann.
44. Wellenfrontsensor nach Anspruch 1, ferner mit einer Ab
gleichvorrichtung, die dazu geeignet ist, dazu beizu
tragen, die virtuellen Bilder zu fokussieren.
45. Wellenfrontsensor nach Anspruch 44, wobei die Wellen
aberrationen unter Verwendung eines Dioptrienbereichs
bestimmt werden, der von einem symmetrischen zu einem
asymmetrischen Bereich modifiziert werden kann, ohne
die Größe der Abgleichvorrichtung oder andere Parameter
des Wellenfrontsensors zu ändern.
46. Wellenfrontsensor zum Bestimmen von Wellenaberrationen
des Auges mit:
einer Linsenanordnung zum Empfangen von Licht, das von einem Lichtfleck auf einer Netzhaut des Auges zu rückgestreut wird, und zum Erzeugen virtueller Bilder des Lichtflecks;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, virtuelle Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, dazu bei zutragen, den virtuellen Bildern entsprechende Signalen vom Sensor zu empfangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf dem Sensor zu fokussieren und zu ermöglichen, daß jede kleine Linse der Linsenanordnung bei gleicher Auflösung der virtuellen Bilder kleiner sein kann als bei einem anderen Wellenfrontsensor, der größere Linsen verwendet und die größeren Linsen zum Fokussieren von Licht auf die Netzhaut verwendet.
einer Linsenanordnung zum Empfangen von Licht, das von einem Lichtfleck auf einer Netzhaut des Auges zu rückgestreut wird, und zum Erzeugen virtueller Bilder des Lichtflecks;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, virtuelle Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, dazu bei zutragen, den virtuellen Bildern entsprechende Signalen vom Sensor zu empfangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf dem Sensor zu fokussieren und zu ermöglichen, daß jede kleine Linse der Linsenanordnung bei gleicher Auflösung der virtuellen Bilder kleiner sein kann als bei einem anderen Wellenfrontsensor, der größere Linsen verwendet und die größeren Linsen zum Fokussieren von Licht auf die Netzhaut verwendet.
47. Wellenfrontsensor nach Anspruch 46, ferner mit einem
Mehrleistungslaser, der dazu geeignet ist, der Netzhaut
Licht zuzuführen.
48. Wellenfrontsensor zum Bestimmen der Wellenaberrationen
des Auges mit:
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild von von einem Lichtfleck auf der Netzhaut des Au ges zurückgestreutem Licht zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu erzeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen von den Signalen zu bestimmen;
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf den Sensor zu fokussieren; und
einem Mehrleistungslaser, der dazu geeignet ist, der Netzhaut Licht zuzuführen und die Intensität zum Erzeugen der virtuellen Bilder zu erhöhen.
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild von von einem Lichtfleck auf der Netzhaut des Au ges zurückgestreutem Licht zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu erzeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen von den Signalen zu bestimmen;
einer Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, dazu beizutragen, die virtuellen Bilder von der Linsenanord nung auf den Sensor zu fokussieren; und
einem Mehrleistungslaser, der dazu geeignet ist, der Netzhaut Licht zuzuführen und die Intensität zum Erzeugen der virtuellen Bilder zu erhöhen.
49. Wellenfrontsensor zum Bestimmen der Wellenaberrationen
des Auges mit:
einer aus kleinen Linsen bestehenden Linsenanord nung, die dazu geeignet ist, ein Bild des von einem Lichtfleck auf einer Netzhaut des Auges zurückgestreu ten Lichts zu empfangen und virtuelle Bilder des Licht flecks zu erzeugen, wobei jede kleine Linse der Linsen anordnung bei gleicher Auflösung der virtuellen Bilder kleiner sein kann als bei andereren Wellenfrontsenso ren, die größere Linsen verwenden und die größeren Lin sen zum Fokussieren von Licht auf die Netzhaut verwen den;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von den mehreren kleinen Linsen zu empfan gen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einem Mehrleistungslaser, der dazu geeignet ist, der Netzhaut Licht zuzuführen und die Intensität zum Erzeugen der virtuellen Bilder zu erhöhen.
einer aus kleinen Linsen bestehenden Linsenanord nung, die dazu geeignet ist, ein Bild des von einem Lichtfleck auf einer Netzhaut des Auges zurückgestreu ten Lichts zu empfangen und virtuelle Bilder des Licht flecks zu erzeugen, wobei jede kleine Linse der Linsen anordnung bei gleicher Auflösung der virtuellen Bilder kleiner sein kann als bei andereren Wellenfrontsenso ren, die größere Linsen verwenden und die größeren Lin sen zum Fokussieren von Licht auf die Netzhaut verwen den;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von den mehreren kleinen Linsen zu empfan gen;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einem Mehrleistungslaser, der dazu geeignet ist, der Netzhaut Licht zuzuführen und die Intensität zum Erzeugen der virtuellen Bilder zu erhöhen.
50. Wellenfrontsensor nach Anspruch 49, ferner mit einer
Abgleichkamera, die dazu geeignet ist, Licht von einem
gepulsten Laser während eines Niedrigleistungsbetriebs
des gepulsten Lasers zu fokussieren.
51. Verfahren zum Fokussieren eines Wellenfrontsensors, der
virtuelle Bilder erzeugt, die Schwerpunkte bilden, mit
den Schritten:
Überwachen von Abständen der Schwerpunkte;
Einstellen des Fokus des Sensors; und
Bestimmen, wann der Sensor fokussiert ist durch Bestimmen, wann der mittlere Schwerpunktabstand einem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist.
Überwachen von Abständen der Schwerpunkte;
Einstellen des Fokus des Sensors; und
Bestimmen, wann der Sensor fokussiert ist durch Bestimmen, wann der mittlere Schwerpunktabstand einem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist.
52. Verfahren nach Anspruch 51, wobei der Fokus von einem
myopischen zu einem hyperopischen Fokus eingestellt
wird.
53. Verfahren nach Anspruch 52, ferner zum Bestimmen eines
Akkommodationsbereichs mit den Schritten:
Fortsetzen der Fokuseinstellung, bis der Schwer punktabstand wieder beginnt sich zu ändern, nachdem be stimmt wurde, wann der Sensor fokussiert ist; und
Bestimmen des Akkommodationsbereichs als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Schwer punktabstand dem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist, und der Brechkraft, wenn der Schwerpunktabstand wieder begonnen hat, sich zu ändern.
Fortsetzen der Fokuseinstellung, bis der Schwer punktabstand wieder beginnt sich zu ändern, nachdem be stimmt wurde, wann der Sensor fokussiert ist; und
Bestimmen des Akkommodationsbereichs als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Schwer punktabstand dem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist, und der Brechkraft, wenn der Schwerpunktabstand wieder begonnen hat, sich zu ändern.
54. Verfahren nach Anspruch 53, ferner zum Bestimmen der
Formänderung der Linse eines Auges über ihren Akkommo
dationsbereich, ferner mit den Schritten:
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Wellenfront sensor wieder aus dem Fokus herausgeht; und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Wellenfront sensor wieder aus dem Fokus herausgeht; und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.
55. Verfahren nach Anspruch 54, ferner mit dem Schritt:
Bestimmen der Formänderung optischer Augenkompo
nenten als Differenz der beiden Wellenfronten multipli
ziert mit einer Konstanten.
56. Wellenfrontsensor mit:
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild eines Lichtflecks auf einer Netzhaut des Auges zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu er zeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einer Fokussierungsoptik, die den Fokus des Wel lenfrontsensors einstellt;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einem Fokussteuerungsystem, das den Fokus des Wel lenfrontsensors durch Ausführen der computerimplemen tierten Schritte einstellt:
Überwachen des Abstands der virtuellen Bilder;
Einstellen des Fokus des Sensors; und
Bestimmen, wann der Sensor im Fokus ist durch Be stimmen, wann der mittlere Abstand der virtuellen Bil der einem Abstand der virtuellen Bilder des fokussier ten Sensors gleich ist.
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild eines Lichtflecks auf einer Netzhaut des Auges zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu er zeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einer Fokussierungsoptik, die den Fokus des Wel lenfrontsensors einstellt;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einem Fokussteuerungsystem, das den Fokus des Wel lenfrontsensors durch Ausführen der computerimplemen tierten Schritte einstellt:
Überwachen des Abstands der virtuellen Bilder;
Einstellen des Fokus des Sensors; und
Bestimmen, wann der Sensor im Fokus ist durch Be stimmen, wann der mittlere Abstand der virtuellen Bil der einem Abstand der virtuellen Bilder des fokussier ten Sensors gleich ist.
57. Wellenfrontsensor nach Anspruch 56, wobei der Fokus von
einem myopischen zu einem hyperopischen Fokus einge
stellt wird.
58. Wellenfrontsensor nach Anspruch 57, wobei der Sensor
ferner einen Akkommodationsbereich bestimmt, und wobei
das Fokussteuerungssystem ferner die computerimplemen
tierten Schritte ausführt:
Fortsetzen der Einstellung des Fokus, bis der Schwerpunktabstand erneut beginnt sich zu ändern, nach dem bestimmt wurde, wann der Sensor fokussiert ist; und
Bestimmen des Akkommodationsbereichs als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Schwerpunktabstand dem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist, und der Brechkraft, wenn der Schwerpunktabstand begonnen hat, sich wieder zu ändern.
Fortsetzen der Einstellung des Fokus, bis der Schwerpunktabstand erneut beginnt sich zu ändern, nach dem bestimmt wurde, wann der Sensor fokussiert ist; und
Bestimmen des Akkommodationsbereichs als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Schwerpunktabstand dem Schwerpunktabstand des fokussierten Sensors gleich ist, und der Brechkraft, wenn der Schwerpunktabstand begonnen hat, sich wieder zu ändern.
59. Wellenfrontsensor nach Anspruch 58, wobei der Prozessor
ferner die Formänderung der Linse des Auges über seinen
Akkommodationsbereich bestimmt, wobei der Prozessor und
das Fokussteuerungssystem ferner die computerimplemen
tierten Schritte ausführen:
Erfassen der Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen der Wellenfront, wenn der Wellenfrontsen sor wieder aus dem Fokus herausgeht und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.
Erfassen der Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen der Wellenfront, wenn der Wellenfrontsen sor wieder aus dem Fokus herausgeht und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.
60. Wellenfrontsensor nach Anspruch 56, wobei das Fo
kussteuerungssystem den Prozessor verwendet.
61. Verfahren zum Bestimmen eines Akkommodationsbereichs
unter Verwendung eines Wellenfrontsensors mit den
Schritten:
Bestimmen, wann der Wellenfrontsensor in den Fokus geht;
Einstellen des Wellenfrontsensors, bis der Wellen frontsensor beginnt, aus dem Fokus herauszugehen; und
Bestimmen des Akkommodationsbereichs als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Sensor in den Fokus geht, und der Brechkraft des Sensors, wenn der Sensor beginnt, aus dem Fokus herauszugehen.
Bestimmen, wann der Wellenfrontsensor in den Fokus geht;
Einstellen des Wellenfrontsensors, bis der Wellen frontsensor beginnt, aus dem Fokus herauszugehen; und
Bestimmen des Akkommodationsbereichs als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Sensor in den Fokus geht, und der Brechkraft des Sensors, wenn der Sensor beginnt, aus dem Fokus herauszugehen.
62. Verfahren nach Anspruch 61, ferner zum Bestimmen der
Formänderung der Linse eines Auges über ihren Akkommo
dationsbereich, ferner mit den Schritten:
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Wellenfront sensor wieder aus dem Fokus herausgeht; und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Wellenfront sensor wieder aus dem Fokus herausgeht; und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.
63. Wellenfrontsensor mit:
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild eines Lichtflecks auf einer Netzhaut eines Auges zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu erzeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einer Fokusierungsoptik, die den Fokus des Wellen frontsensors einstellt;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenfrontaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einem Fokussteuerungssystem zum Einstellen des Fo kus des Wellenfrontsensors durch Ausführen der compu terimplementierten Schritte:
Bestimmen, wann der Wellenfrontsensor in den Fokus geht;
Einstellen des Wellenfrontsensors, bis der Wellen frontsensor beginnt, aus dem Fokus herauszugehen; und
Bestimmen des Akkommodationsbereichs als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Sensor in den Fokus geht, und der Brechkraft des Sensors, wenn der Sensor beginnt, aus dem Fokus herauszugehen.
einer Linsenanordnung, die dazu geeignet ist, ein Bild eines Lichtflecks auf einer Netzhaut eines Auges zu empfangen und virtuelle Bilder des Lichtflecks zu erzeugen;
einem Sensor, der dazu geeignet ist, die virtuel len Bilder von der Linsenanordnung zu empfangen;
einer Fokusierungsoptik, die den Fokus des Wellen frontsensors einstellt;
einem Prozessor, der dazu geeignet ist, den virtu ellen Bildern entsprechende Signale vom Sensor zu emp fangen und die Wellenfrontaberrationen aus den Signalen zu bestimmen; und
einem Fokussteuerungssystem zum Einstellen des Fo kus des Wellenfrontsensors durch Ausführen der compu terimplementierten Schritte:
Bestimmen, wann der Wellenfrontsensor in den Fokus geht;
Einstellen des Wellenfrontsensors, bis der Wellen frontsensor beginnt, aus dem Fokus herauszugehen; und
Bestimmen des Akkommodationsbereichs als Differenz zwischen der Brechkraft des Sensors, wenn der Sensor in den Fokus geht, und der Brechkraft des Sensors, wenn der Sensor beginnt, aus dem Fokus herauszugehen.
64. Wellenfrontsensor nach Anspruch 59, wobei der Prozessor
ferner dazu geeignet ist, die Formänderung der Linse
eines Auges über ihren Akkommodationsbereich zu bestim
men, wobei der Prozessor und das Fokussteuerungssystem
ferner die computerimplementierten Schritte ausführen:
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Wellenfront sensor wieder aus dem Fokus herausgeht; und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Sensor in den Fokus geht;
Erfassen einer Wellenfront, wenn der Wellenfront sensor wieder aus dem Fokus herausgeht; und
Bestimmen der Differenz zwischen den beiden erfaß ten Wellenfronten.
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