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Die vorliegende Erfindung betrifft eine entfernungskompensierte Messeinrichtung für topographische und keratometrische Messungen am Auge. Dadurch sind ophthalmologische Geräte in der Lage, neben keratometrischen auch topographische Messungen am Auge entfernungsunabhängig realisieren zu können.
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Während unter Keratometrie die Vermessung der Krümmung der Hornhaut (oder Kornea) verstanden wird, betrifft die Topografie die dreidimensionale Vermessung geometrischer Oberflächen, in unserem Fall der Hornhaut eines Auges.
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Die Messung von Hornhautkrümmung erfolgt üblicherweise dadurch, dass die Kornea strukturiert beleuchtet und die von der Kornea reflektierten Lichtstrahlen detektiert werden. Nach dem Stand der Technik sind dazu zwei unterschiedliche optische Lösungsansätze bekannt.
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Beim ersten, eher traditionellen Lösungsansatz wird mit Strukturen, wie beispielsweise einzelnen Leuchtstrukturen oder Placido-Ringsystemen, die Kornea beleuchtet und die entstehenden Bilder mit konventionellen optischen Abbildungssystemen betrachtet. Aufgrund der Art der Beleuchtung ist es für eine exakte Auswertung der Reflexionsbilder zwingend erforderlich den Abstand zwischen Auge bzw. Kornea und Messgerät zu bestimmen. Im Folgenden wird auf entsprechende Anordnungen kurz eingegangen.
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Bei den seit langem bekannten und überwiegend in sogenannten Keratometern oder Keratographen eingesetzten Verfahren werden einzelne Leuchtstrukturen oder Placido-Ringe durch den Tränenfilm vor der Hornhaut abgebildet und die reflektierten Signale mit einer Abbildungsoptik beobachtet oder mit einer Kamera aufgenommen und ausgewertet. In Abhängigkeit der Kurvatur der Hornhaut ist das reflektierte und von der Kamera detektierte Muster in seiner Größe skaliert. Um aus diesen Reflexionssignalen eine Bestimmung der Kurvatur zu erhalten, muss die Größe der reflektierten Muster mit einer bekannten Form verglichen werden, die üblicherweise mit einer Kugel mit einem Radius von 7,8 mm resultiert. Eine derartige Lösung ist beispielsweise in der Schrift
US 4,685,140 A beschrieben.
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Die bei Topographen zur Anwendung kommenden Placido-Scheiben zur Erzeugung konzentrischer Ringe müssen dabei nicht zwangsläufig eine plane Scheibe sein. Derartige plane Placido-Scheiben sind zwar im Stand der Technik hinreichend bekannt und beispielsweise in
US 5,110,200 A und
US 5,194,882 A beschrieben, verbreiteter sind allerdings trichterförmige (
US 5,684,562 A ,
US 6,116,738 A ) oder auch sphärisch gewölbte (
US 5,864,383 A ) Placido-Scheiben.
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In den Schriften
US 6,575,573 B2 und
US 6,692,126 B1 werden Lösungen zu Ophthalmometern (auch Keratometern) beschrieben, die durch Spaltbeleuchtungseinheiten ergänzt sind. Während die Abbildung von Placido-Ring-Systemen zur Messung der Oberflächenkrümmung der Hornhaut des Auges vorgesehen ist, werden mit der Spalt-Beleuchtungseinheit Schnittbilder des Auges erzeugt, aus denen die Dicke der Hornhaut des Auges bestimmt werden kann. Im Ergebnis dieser Kombination kann ein Hornhaut-Dicken-Profil ermittelt werden.
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Ein Nachteil derartiger Lösungen ist darin zu sehen, dass die Genauigkeit der Messung stark von den Winkelverhältnissen und damit vom Messabstand abhängig ist. Zur Bestimmung bzw. zur Kontrolle des korrekten Messabstandes werden verschiedenste Methoden verwendet. So kann die Messung beispielsweise automatisch ausgelöst werden, wenn der richtige Arbeitsabstand erreicht ist. Dies kann zum einen durch eine Korrektur des fehlerhaften Abstandes vor einer jeden Messung erfolgen, indem mit Hilfe von Lichtschranken, Kontakten oder zusätzlichen Messsystemen der Abstand bzw. die Position bestimmt und gegebenenfalls korrigiert wird.
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Beispielhaft sind hierzu die Schriften
US 6,048,065 A und
US 6,070,981 A genannt. Die darin beschriebenen Lösungen stellen Topographen dar, die auf einer Placidoscheibe basieren. Zur Kontrolle des korrekten Messabstandes verfügen beide Lösungen über eine Punktlichtquelle, mit deren Licht die Hornhaut beleuchtet, von dieser reflektiert und auf eine CCD-Kamera als Punktbild abgebildet wird. Die Position des Punktbildes innerhalb des Auffangbereiches gibt Auskunft über die Entfernung zwischen Placidoscheibe und Auge. Zur exakten Positionierung wird die Placidoscheibe verschoben, bis der Abstand optimiert ist. Erst dann wird mit der Messung begonnen.
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Die Musterprojektion für den entfernungsabhängigen Ansatz in Form eines Oberflächenstrahlers erfordert einen geringen technischen Aufwand und ermöglicht auch großflächige und komplexe Messstrukturen. Jedoch ist in diesem Fall das virtuelle Bild, das sich durch Reflektion an der gekrümmten Kornea ergibt, von der Entfernung des Auges zum Oberflächenstrahler abhängig. Dieses virtuelle Bild wird durch die Beobachtungsoptik auf eine Kamera abgebildet. Entsprechend hängt das Ergebnis mit einer üblichen Beobachtungsoptik ebenfalls von der Entfernung ab. Daher sind aufwendige und präzise Methoden zur Messung oder Einstellung des Abstandes zwischen Auge und Gerät erforderlich.
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Wird dieser Abstand nicht mit der nötigen Präzision eingestellt oder gemessen, resultieren Schwankungen im Messergebnissen, die sich besonders negativ auf die Bestimmung des Krümmungsradius der Kornea auswirken. Insbesondere bei der Berechnung von Intraokularlinsen macht sich eine verminderte Präzision dieses Wertes negativ bemerkbar, so dass das erzielte Ergebnis nicht der gewünschten Genauigkeit entspricht.
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Bei dem zweiten Lösungsansatz werden die Strukturen aus dem Unendlichen auf die Kornea projiziert, also in Form von parallelen Strahlen, und das von der Kornea reflektierte Bild mit einer telezentrischen optischen Anordnung beobachtet. Aufgrund der Projektion paralleler Strahlenbündel ist dieser Lösungsansatz entfernungsunabhängig, so dass sich hierbei die Bestimmung des Abstandes zwischen Auge und Messgerät erübrigt.
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Hierzu existiert ein in
WO2000/33729 A2 beschriebener Lösungsansatz, bei dem 6 punktförmige Strukturen mit Hilfe von 6 separaten Linsen aus dem Unendlichen auf die Kornea projiziert werden. Die Schrift beschreibt ein Kombinationsgerät zur berührungslosen Bestimmung von Achslänge (AL), Vorderkammertiefe (VKT) sowie Hornhautkrümmung (HHK) des Auges, insbesondere für die Berechnung und Auswahl einer zu implantierenden Intraokularlinse (IOL). Das zur Vermessung der Hornhautkrümmung vorhandene 6-Punkt-Keratometer wird durch ein Michelson-Interferometer (zur Vermessung der AL) und eine Spaltbeleuchtung (zur Bestimmung der VKT) sowie Fixier- und Justiereinrichtungen ergänzt. Nachteilig wirkt sich hierbei aus, dass die Messungen zur Vermeidung der gegenseitigen Beeinflussung der einzelnen Messsysteme nacheinander erfolgen, was den Messprozess wesentlich verlängert.
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Die
US 4,660,946 A beschreibt eine Lösung zur Formvermessung der Kornea, die auf einer scheibenförmigen Fresnel-Zylinderlinse basiert. Zur Projektion der Ringstruktur auf das Auge wird jeder Ring der Fresnel-Zylinderlinse einzeln, ringförmig mittels Ring-Zylinderlinsen beleuchtet. Durch die scheibenförmige Struktur wird zum einen die Anzahl der realisierbaren Ringe begrenzt und zum anderen lässt sich mit zunehmender Anzahl der Ringe diese Art der Beleuchtung nur noch schwer realisieren.
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Eine weitere Lösung wird in der
WO 2012/160049 A1 beschrieben. Hierbei wird ein als gefresneltes Axicon ausgeführtes Element im Strahlengang angeordnet und von einer Beleuchtungseinheit vollflächig mit ebenen Wellen beleuchtet. Dabei verfügt das gefresnelte Axicon außer im Bereich der telezentrischen, entfernungsunabhängigen Bilderfassung über ringförmige Strukturen unterschiedlicher Radien. Diese Lösung ermöglicht zwar, eine Vielzahl von parallelen Strahlen mit unterschiedlichen Einfallsrichtungen zu erzeugen, allerdings werden dadurch sowohl an dessen Fertigung als auch die Justierung sehr hohe Anforderungen an Genauigkeit und Präzision gestellt. Zudem beansprucht diese Lösung viel freien Raum, was einer Integration in multifunktionale ophthalmologische Geräte entgegensteht.
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In Auswertung der nach dem Stand der Technik bekannten Lösungen ist festzustellen, dass für die Vermessung der Hornhaut insbesondere im Zusammenhang mit der Berechnung einer Intraokularlinse (IOL) der entfernungsunabhängige Ansatz deutliche Vorteile besitzt. Allerdings werden durch den Prinzip bedingten, hohen technischen Aufwand für die Projektion in kommerziellen Geräten nur bis zu 6 einzelne Punkte detektiert. Dadurch wird eine Detektion der Abweichungen der Korneaoberfläche von einer ellipsoiden Form verhindert, was sich nachteilig auf die Genauigkeit einer optimalen IOL-Auswahl auswirken kann.
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Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Messeinrichtung für topographische und keratometrische Messungen am Auge zu entwickeln, die die bekannten Nachteile traditioneller Lösungen, bei denen Strukturen, wie beispielsweise Placido-Ringsysteme, auf die Kornea projiziert werden, behebt und deren Entfernungsabhängigkeit reduziert oder sogar eliminiert. Dabei soll die Messeinrichtung sowohl in Bezug auf die Erzeugung strukturierter Muster als auch die Reduzierung oder Eliminierung der Entfernungsabhängigkeit einen möglichst einfachen Aufbau aufweisen und einfach zu handhaben sein.
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Diese Aufgabe wird durch die aus einem Oberflächenstrahler zur Beleuchtung des Auges mit strukturierten Mustern und einer in einem Detektionsstrahlengang angeordneten Abbildungsoptik und einer Bildaufnahmeeinrichtung, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit bestehende entfernungskompensierte Messeinrichtung für topographische und/oder keratometrische Messungen am Auge dadurch gelöst, dass zur Begrenzung der Strahlenbündel im Detektionsstrahlengang zwischen der Abbildungsoptik und der Bildaufnahmeeinrichtung eine Aperturblende angeordnet ist.
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Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
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Die vorliegende Lösung ermöglicht es, topographische und keratometrische Messungen im Arbeitspunkt des ophthalmologischen Gerätes entfernungsunabhängig durchzuführen. Die Lösung vereint somit die Vorteile keratometrischer und topographischer Messungen am Auge bei einem geringen technischen Aufwand. Dabei ist die vorliegende Erfindung bei Einhaltung der definierten Bedingung für verschiedene ophthalmologische Geräte geeignet.
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Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen
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1: den prinzipiellen Aufbau einer entfernungskompensierten Messeinrichtung mit einem planen Oberflächenstrahler,
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2: den prinzipiellen Aufbau einer entfernungskompensierten Messeinrichtung mit einem konischen Oberflächenstrahler,
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3: den prinzipiellen Aufbau einer entfernungskompensierten Messeinrichtung mit einem parabolisch gewölbten Oberflächenstrahler,
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4: den prinzipiellen Aufbau einer entfernungskompensierten Messeinrichtung mit einem sphärisch gewölbten Oberflächenstrahler,
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5: Diagramme zur Verdeutlichung der Abhängigkeit der Bildgröße vom Abstand zwischen Messgerät und Auge für unterschiedliche Messeinrichtung und
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6: ein Diagramm mit vergrößerter Ordinaten-Skalierung zur Verdeutlichung der Abhängigkeit der Bildgröße von der Dezentrierung des Auges für eine entfernungskompensierte Messeinrichtung.
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Die vorgeschlagene entfernungskompensierte Messeinrichtung für topographische und keratometrische Messungen am Auge besteht aus einem Oberflächenstrahler zur Beleuchtung des Auges mit strukturierten Mustern und einer in einem Detektionsstrahlengang angeordneten Abbildungsoptik und einer Bildaufnahmeeinrichtung, sowie einer Steuer- und Auswerteeinheit. Erfindungsgemäß ist zur Begrenzung der Strahlenbündel im Detektionsstrahlengang zwischen der Abbildungsoptik und der Bildaufnahmeeinrichtung eine Aperturblende angeordnet.
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Eine Aperturblende (auch Öffnungsblende) begrenzt bei einem optischen System dessen Apertur, d. h. dessen freie Öffnung, durch welche die Lichtstrahlen empfangen werden. Das Auflösungsvermögen ist wegen der Wellenbeugung vom Durchmesser im Verhältnis zur Wellenlänge der verwendeten Strahlung abhängig. Die Fläche der Apertur bestimmt die aus einer ebenen Welle aufgenommene Leistung, die sich bei einer abbildenden Optik auf die Fläche des Bildes verteilt.
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Eine Aperturblende befindet sich immer abseits von Bildebene, Objektebene und Zwischenbildebene. Die Aperturblende kann also nicht beliebig im Strahlengang positioniert werden, da sie sonst als Gesichtsfeldblende wirken würde. Die Bilder der Aperturblende heißen Eintrittspupille (objektseitig) und Austrittspupille (bildseitig).
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Mit diesem speziellen optischen Aufbau, insbesondere durch das ortsfeste Einfügen einer Aperturblende wird die Entfernungsabhängigkeit für einen Arbeitspunkt kompensiert.
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Dabei ist die Position der Aperturblende, deren Bild die Eintrittspupille des Detektionsstrahlenganges bildet, so zu wählen, dass sich der Abstand D zwischen Eintrittspupille und Oberflächenstrahler aus D = 2·d + R (1) ergibt, in der
- d
- dem Abstand des Oberflächenstrahlers zum Auge im Arbeitspunkt des Gerätes und
- R
- dem mittleren Krümmungsradius der Kornea entsprechen.
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Der mittlere Krümmungsradius der menschlichen Kornea kann beispielsweise mit 7,8 mm angegeben werden.
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Aus diesen Vorgaben lässt sich die Position der Aperturblende im Detektionsstrahlengang berechnen. Die Position variiert dabei in Abhängigkeit von der jeweils verwendeten Abbildungsoptik.
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Als Resultat ändert sich die Größe des Bildes, das vom Oberflächenstrahler durch Reflexion an der Kornea und durch die Abbildungsoptik in der Beobachtungsebene entsteht, bei Variation des Abstandes zum Auge in erster Näherung nicht.
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Gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung sollte der Abstand D zwischen Eintrittspupille und Oberflächenstrahler zumindest annähernd dem mit Gleichung (1) berechneten entsprechen, wobei eine Abweichung von ±15%, bevorzugt ±10% und besonders bevorzugt ±5% nicht überschritten werden sollte.
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Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann der Oberflächenstrahler eine plane, konische oder auch parabolische, sphärische o. ä. gewölbte Form aufweisen.
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Hierzu zeigt die 1 den prinzipiellen Aufbau einer entfernungskompensierten Messeinrichtung mit einem planen Oberflächenstrahler. Die entfernungskompensierte Messeinrichtung 1 für topographische und keratometrische Messungen am Auge 2 besteht aus einem planen Oberflächenstrahler 3 zur Beleuchtung des Auges 2 mit strukturierten Mustern und einer in einem Detektionsstrahlengang 4 angeordneten Abbildungsoptik 5 und einer Bildaufnahmeeinrichtung 6, sowie einer (nicht dargestellten) Steuer- und Auswerteeinheit. Im Detektionsstrahlengang 4 zwischen der Abbildungsoptik 5 und der Bildaufnahmeeinrichtung 6 ist zusätzlich eine Aperturblende 7 angeordnet.
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Weiterhin zeigt die 1 die Eintrittspupille 8 des Detektionsstrahlenganges 4, sowie den Abstand D zwischen Eintrittspupille 8 und Oberflächenstrahler 3 und dem Abstand d des Oberflächenstrahlers 3 zum Auge 2 im Arbeitspunkt der entfernungskompensierten Messeinrichtung 1.
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Im Vergleich dazu zeigen die 2 den prinzipiellen Aufbau einer entfernungskompensierten Messeinrichtung 1 mit einem konischen Oberflächenstrahler 3', die 3 den prinzipiellen Aufbau einer entfernungskompensierten Messeinrichtung 1 mit einem parabolisch gewölbten Oberflächenstrahler 3'' und die 4 den prinzipiellen Aufbau einer entfernungskompensierten Messeinrichtung 1 mit einem sphärisch gewölbten Oberflächenstrahler 3'''. Alle anderen Bezugszeichen entsprechen denen in 1, wobei für den Abstand D und dem Abstand d jeweils die mittleren Abstände anzusetzen sind.
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Erfindungsgemäß kann der Oberflächenstrahler nicht nur in seiner Form (plan, konisch oder gewölbt) variieren, sondern auch in der Art der strukturierten Muster, mit denen das Auge beleuchtet werden soll. Bekannter Maßen können die strukturierten Muster hierbei auf Punkten, Linien, Ringen, Balken o. ä. basieren.
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Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann der Oberflächenstrahler so ausgebildet sein, dass das Auge für keratometrische Messungen mit mindestens 2, vorzugsweise mit 4 und besonders bevorzugt mit 6 Strahlen (Punkten) beleuchtet wird.
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Im Gegensatz dazu muss das Auge für topographische Messungen vom Oberflächenstrahler mit 18 oder mehr Strahlen oder mit einer Ring- oder Gitterstruktur beleuchtet werden.
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Vorzugsweise ist der Oberflächenstrahler so ausgebildet, dass die vorhandenen Punkte, Linien, Ringe, Balken o. ä. unabhängig voneinander aktiviert und variabel miteinander zu einer dynamischen, strukturierten Beleuchtung kombiniert werden können.
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Bei herkömmlichen, entfernungsabhängig messenden Keratometern oder Topographen ändert sich aufgrund der Entfernungsabhängigkeit die Bildgröße des Musters in der Abbildungsebene der Abbildungsoptik in Abhängigkeit vom Abstand zwischen Gerät und Auge.
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Hierzu zeigt die 5 Diagramme zur Verdeutlichung der Abhängigkeit der Bildgröße M' vom Abstand d zwischen Messgerät und Auge für unterschiedliche Messeinrichtungen.
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Das obere, für eine entfernungsabhängig messende Messeinrichtung geltende Diagramm zeigt eine lineare Abhängigkeit der Bildgröße M', die mit größer werdendem Abstand d kleiner wird.
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Im Unterschied dazu gilt das mittlere Diagramm für die erfindungsgemäße Messeinrichtung, die im Arbeitspunkt keine Abhängigkeit der Bildgröße M' vom Abstand d aufweist. Außerhalb des Arbeitspunktes treten jedoch Abweichungen auf, die eine quadratische Abhängigkeit der Bildgröße M' vom Abstand d besitzen. Dies ist im unteren Diagramm dargestellt. Die Ordinate weist dabei eine erheblich feinere Skalierung auf als das mittlere Diagramm.
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Der Arbeitspunkt befindet sich an der Stelle des Minimums der dargestellten Kurve. Dieser fällt mit der optimalen Schärfeeinstellung des Bildes des Oberflächenstrahlers zusammen. Dies bedeutet, dass beispielsweise bei punktförmigen Strukturen eines typischen 6-Punkte-Keratometers jeder der detektierten Spots einen minimalen Durchmesser aufweist. Bei Variation des Geräteabstandes zum Auge nimmt der Spotdurchmesser zu, egal, ob das Gerät auf das Auge zubewegt wird oder davon weg. Aus der Spotgröße kann also auf die Abweichung des Geräteabstandes zum Arbeitspunkt geschlossen werden, nicht aber auf deren Richtung.
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Da gemäß dem unteren Diagramm von 5 der Messfehler ebenfalls nur vom Betrag der Abweichung des Geräteabstandes, nicht aber von dessen Vorzeichen abhängt, kann aus der Kenntnis des Spotdurchmessers der Messfehler bestimmt und somit korrigiert werden.
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Erfindungsgemäß beinhaltet die entfernungskompensierte Messeinrichtung in einer weiteren bevorzugten Ausführungsform eine Einrichtung, um Spotgrößen bei der Messung zu ermitteln und daraus Korrekturwerte für die Messergebnisse abzuleiten.
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Dabei werden im Einzelnen die Spotgrößen detektiert und in der Auswertung der Keratometrie- bzw. Topographiedaten eine Korrektur in Bezug auf die detektierten Spotgröße vorgenommen. Die Größe bzw. Funktion für diese Korrektur kann dabei experimentell mit Hilfe von Testobjekten oder theoretisch mit geeigneten Optikrechnungen ermittelt werden.
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Ähnliche Abweichungen treten bei lateralen Verschiebungen zwischen Auge und Gerät bezüglich des Arbeitspunktes auf.
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Hierzu zeigt die 6 ein Diagramm mit vergrößerter Ordinaten-Skalierung, zur Verdeutlichung der Abhängigkeit der Bildgröße M' von der Dezentrierung ΔZ des Auges für eine entfernungskompensierte Messeinrichtung. Die Abweichungen weisen auch eine quadratische Abhängigkeit auf, wobei das Minimum der dargestellten Kurve den Arbeitspunkt angibt, in dem das Auge bezüglich der optischen Geräteanordnung exakt zentriert ist. Die Dezentrierung lässt sich in einfacher Weise aus dem Messbild ermitteln, indem das Zentrum des abgebildeten Musters mit dem Zentrum des Kamerachips verglichen wird. Auch hier ist wiederum eine Korrektur des resultierenden Messfehlers bei Kenntnis der Größe der Dezentrierung möglich.
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Erfindungsgemäß ist also in einer weiteren bevorzugten Ausführungsform vorgesehen, die Dezentrierung des Auges zu detektieren und in der Auswertung der Keratometrie- bzw. Topographiedaten eine Korrektur in Bezug auf diesen Wert vorzunehmen. Die Größe bzw. Funktion für diese Korrektur kann dabei wiederum experimentell mit Hilfe von Testobjekten oder theoretisch mit geeigneten Optikrechnungen ermittelt werden.
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Mit der vorliegenden Erfindung wird eine Messeinrichtung zur Verfügung gestellt, mit der auch bei der Verwendung von Oberflächenstrahlern entfernungsunabhängige, topographische und keratometrische Messungen am Auge möglich sind. Dabei zeichnet sich die Messeinrichtung durch einen einfachen Aufbau und eine einfach Handhabung aus.
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Der entfernungsunabhängige Ansatz hat sich als „Goldstandard” zur Berechnung von Intraokularlinsen (IOL) etabliert. Jedoch werden hier bislang nur 6 einzelne Punkte detektiert, da die Projektion Prinzip bedingt einen hohen technischen Aufwand erfordert und eine Detektion der Abweichungen der Korneaoberfläche von einer torischen Form verhindert.
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Die entfernungsabhängige Messeinrichtung ermöglicht eine Projektion von vielen Punkten, Kreisen oder anderen geeigneten Mustern, wodurch eine einfache Bestimmung einer detaillierten Topographie der Kornea ermöglicht wird.
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Die vorliegende Lösung ermöglicht es topographische und keratometrische Messungen im Arbeitspunkt des ophthalmologischen Gerätes entfernungsunabhängig durchzuführen. Die Lösung vereint somit die Vorteile keratometrischer und topographischer Messungen am Auge bei einem geringen technischen Aufwand. Dabei ist die vorliegende Erfindung bei Einhaltung der definierten Bedingung für verschiedene ophthalmologische Geräte geeignet.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- US 4685140 A [0005]
- US 5110200 A [0006]
- US 5194882 A [0006]
- US 5684562 A [0006]
- US 6116738 A [0006]
- US 5864383 A [0006]
- US 6575573 B2 [0007]
- US 6692126 B1 [0007]
- US 6048065 A [0009]
- US 6070981 A [0009]
- WO 2000/33729 A2 [0013]
- US 4660946 A [0014]
- WO 2012/160049 A1 [0015]
