WO2013189591A1 - Augenchirurgie-mikroskop mit einrichtung zur ametropie-messung - Google Patents

Augenchirurgie-mikroskop mit einrichtung zur ametropie-messung Download PDF

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WO2013189591A1
WO2013189591A1 PCT/EP2013/001794 EP2013001794W WO2013189591A1 WO 2013189591 A1 WO2013189591 A1 WO 2013189591A1 EP 2013001794 W EP2013001794 W EP 2013001794W WO 2013189591 A1 WO2013189591 A1 WO 2013189591A1
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measuring
light
beam path
eye
retina
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PCT/EP2013/001794
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Christoph Hauger
Markus Seesselberg
Marco Wilzbach
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Carl Zeiss Meditec Ag
Carl Zeiss Ag
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
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    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B21/00—Microscopes
    • G02B21/0004—Microscopes specially adapted for specific applications
    • G02B21/0012—Surgical microscopes

Definitions

  • the invention relates to a microscope for use in ophthalmic surgery, the microscope providing an imaging beam path for imaging a part of an eye of a patient and a measurement beam path for measuring an ametropia of the eye.
  • an ophthalmic surgery microscope which comprises a device for measuring an ametropia of an examined eye of a patient.
  • the device for measuring ametropia includes a wavefront sensor to analyze wavefronts of light exiting the eye and to determine the ametropia of the eye from the analyzed wavefronts.
  • the wavefront sensor is a Hartmann-Shack sensor.
  • an ophthalmic surgery microscope in which a measurement light beam is directed onto the examined eye in such a way that a small spot is illuminated with the measurement light beam on the retina of the eye in order to measure the ametropy of the examined eye.
  • Part of the measuring light is reflected by the retina and fed to a measuring module by means of optics.
  • the optics are designed in such a way that an image of the retina is formed in the measuring module so that the illuminated spot on the retina is imaged into the measuring module.
  • the position of the image plane of the retina depends on the refractive power of the lens and thus on the ametropia of the eye.
  • the microscope of the eye is configured to detect the position of this image plane along the beam path of the reflected measuring light and to determine therefrom a measured value representing the ametropia of the eye.
  • a microscope for use in ophthalmic surgery which provides an imaging beam path for imaging a portion of a patient's eye and a measurement beam path for measuring ametropia of the patient's eye, the microscope comprising: an objective lens interspersed with the imaging beam path object level, in which the patient's eye can be arranged; at least one eyepiece arranged in the imaging beam path behind the objective lens and / or a camera arranged behind the objective lens in the imaging beam path in order to generate or detect an image of the object plane; a measuring light source for generating a measuring light beam; a measuring module arranged in the measuring beam path with a light detector detecting at least one measuring light; an optical system penetrated by the measuring beam path, in order to direct the measuring light beam onto the retina of the patient's eye and to supply measuring light reflected at the retina to the measuring module; and a controller; wherein the measurement module and the controller are configured to determine a position of an optically generated image of the retina along the measurement beam path and to output
  • the microscope comprises a drive in order to displace a position of at least one component arranged in the measuring beam path in the direction of the measuring beam path, wherein the at least one light detector provides a detection signal representing an illuminance of the measuring light incident on the light detector; and wherein the controller is configured to control the drive in response to the detection signal until the illuminance of the measurement light hitting the at least one light detector meets a predetermined criterion and then output the measurement depending on the achieved position of the at least one component, which represents the ametropia of the patient's eye.
  • the measuring light reflected by the retina is fed by the optics as a beam to the measuring module. Since the measuring light emanates from a small spot on the retina, the cross-section of this ray in the plane in which the image of the retina and thus the image of the spot arises, will have a minimal cross-section. In the beam path in front of and behind the image plane, the diameter of this beam will be larger with increasing distance from the image plane. Accordingly, the illuminance, i. H. the light output per unit area, for example, measured in watts per square meter, be maximum within the beam in the plane of the image and decrease with increasing distance along the beam path. Thus, by measuring the illuminance within the beam, the position of the image of the retina can be deduced.
  • the component disposed in the measurement beam path whose position is displaced from the drive comprises at least one light detector. This can then be displaced by the drive to find the position of the light detector, in which the illuminance of the incident on the light detector measuring light is maximum. This position then corresponds to the position of the image of the retina, this position being dependent on the ametropia of the eye, which thus can be determined conversely from the determined position of the image.
  • the predetermined criterion is thus fulfilled when the illuminance of the measuring light striking the at least one light detector is maximum.
  • the component arranged in the measuring beam path, whose position is displaced by the drive is a lens of the optics penetrated by the measuring beam path.
  • the position of the image of the retina along the measuring beam path is displaced by the displacement of the lens.
  • the position of the lens can be changed by the drive under the control of the controller until the illuminance detected by the light detector is maximum, which is the case when the image plane of the retina coincides with the detection cross section of the detector.
  • the necessary position of the lens depends on the ametropia of the eye, so that conversely from the position of the lens, the associated ametropia of the eye can be determined.
  • the predetermined criterion may be met when the illuminance of the incident on the at least one light detector measurement light is maximum. Besides this criterion, however, there are also other criteria.
  • the component arranged in the measuring beam path can be displaced in the direction of the measuring beam path to a plurality of mutually different positions, the illuminance can be measured at each position, and from the various measured values of illuminance it can then be determined by suitable calculation methods, such as interpolation, at which position in the beam path is the image plane of the retina.
  • the measuring module has two light detectors which are arranged along the beam path at different distances from the object plane, wherein the predetermined criterion is met when the illuminance levels of the measuring light striking the two light detectors have a predetermined ratio and are in particular the same ,
  • the component which can be displaced along the measuring beam path is then preferably displaced so that one of the two detectors is arranged in the beam path in front of the image of the retina and the other of the two detectors is arranged behind the image of the retina.
  • the position of the image of the retina relative to the two detectors in the beam path can then be determined from the ratio of the illuminances detected by the light detectors. Are the measured illuminance z. B.
  • the image of the retina is located centrally between the two light detectors.
  • the measuring light can be supplied to the two light detectors simultaneously, for example via a beam splitter.
  • the measuring module comprises a multiplicity of light detectors which detect the measuring light and are arranged along the measuring beam path at different distances from the object plane and which each provide a detection signal representing an illuminance of the measuring light impinging on the respective light detector, the control for this purpose is configured to output, in response to the detection signals, the measurement representing the ametropia of the patient's eye.
  • the measurement module comprises an astigmatic lens, in particular a cylindrical lens, which focuses the measurement light emanating from the spot on the retina along a line.
  • the plurality of light detectors may then be arranged so that their distance from the object plane in the line direction of the line focus increases, so that simultaneously several of the light detectors are illuminated with measuring light.
  • Those light detectors which are arranged along the line at the position of the measuring beam path, where the image of the retina arises at a given ametropia of the patient's eye, will detect a maximum illuminance, and conversely from this position, the ametropia of the eye under examination Patients can be closed.
  • the plurality of light detectors are formed by a two-dimensional array of light detectors.
  • the plurality of light detectors is formed by a line detector whose individual light detectors are arranged along a straight line.
  • the measuring light beam is directed by the optics onto the retina of the eye so that it has a diameter in the object plane of the objective lens which is smaller than 3.5 mm, in particular smaller than 2.5 mm and furthermore smaller than 1, 5 mm can be.
  • a lower limit for the diameter of the measuring light beam may be 0.5 mm.
  • the measurement beam path passes through the objective lens, in which case a mirror can be provided which is arranged with respect to the objective lens on the side of the objective lens opposite the object plane in order to superimpose the measurement light beam path with the imaging beam path of the microscope.
  • the light detector has a detection cross-section which is smaller than a diameter of the beam striking the detection cross-section and reflected by the retina and supplied to the measurement module, so that the detected light energy represents the illuminance of the beam, ie the light output per unit area , If the detection cross section were larger than the diameter of the beam, the detector would detect the total power of the beam and not the illuminance in the beam.
  • a minimum diameter of the beam incident on the detection cross section and reflected by the retina and supplied to the measuring module can be estimated from a diameter of the measuring light beam directed to the retina in the plane of the eye lens or the pupil of the eye as follows: It is assumed the diameter of the measuring light beam directed towards the eye in the plane of the eye lens is 1 mm and the retina-side focal length of the eye lens is typically 22 mm. Then the measuring light strikes the retina at a divergence angle ⁇ equal to half the diameter of the beam divided by the focal length of the eye. For the assumed numerical values, the divergence angle ⁇ is 22.7 mrad.
  • the radius of the beam on the retina can be calculated as the wavelength of the light divided by Pi divided by the refractive index of the glass body divided by the divergence given above.
  • the refractive index of the vitreous is typically 1.33 and light of wavelength 0.84 pm is used, a radius on the retina of 9 pm or a diameter of the spot of 18 illuminated by the measurement light on the retina follows pm. This consideration applies to an ideal eye. Depending on the ametropia of the patient, however, the diameter can be up to 10 times greater.
  • the spot illuminated on the retina is imaged into the measuring module by the optics arranged in the beam path between the retina and the measuring module.
  • This image can be assigned an image magnification ß.
  • the diameter of the beam of reflecting light reflected from the retina and supplied to the measuring module is thus equal to the diameter of the spot illuminated by measuring light on the retina multiplied by the magnification ⁇ of this optic.
  • the detection cross section may be defined by a recess in a diaphragm, which is arranged in the beam path in front of the light detector.
  • the detection cross-section may also be defined by an area of a photosensitive substrate of the detector itself.
  • a first end of a light guide such as a glass fiber, is arranged in the beam path, into which measurement light enters through the first end and is supplied to the light detector. Then, the cross section of the light guide defines the detection cross section of the light detector.
  • the optical fiber is also used to generate the measuring light beam, the measuring light being fed into a second end of the optical fiber opposite the first end of the optical fiber or via a coupling element such as a beam splitter.
  • the light guide may be part of an optical coherence tomography (OCT) system that can be used to capture depth profiles of parts of the patient's eye and to determine a three-dimensional structure from the parts of the patient's eye.
  • OCT optical coherence tomography
  • Figure 1 is a schematic representation of an ophthalmic surgery microscope according to a first embodiment
  • Figure 2 is a schematic representation of a light detector, in a
  • Measuring module of an ophthalmic surgery microscope can be used
  • FIG. 3 shows a partial view of an eye surgery microscope according to a second
  • FIGS. 5A to 5C are schematic representations of beam paths in the eye surgery microscope shown in Figure 3 for various ametropias; FIGS. 5A to 5C
  • Figure 9 is a schematic representation of a illuminance on a
  • FIGS. 10A to 10G Detector in a measuring module of the eye surgery microscope shown in FIGS. 7 and 8; FIGS. 10A to 10G
  • FIGS. 12A to 12G are identical to FIGS. 12A to 12G.
  • Ur 14 is a schematic representation of another example of a measurement module.
  • FIG. 1 is a schematic representation of an ophthalmic surgery microscope 1 for examining an eye 3 of a patient.
  • the eye 3 comprises as essential elements for the explanation of the microscope 1 an eye lens 5 and a retina 7.
  • the microscope 1 has an imaging beam path 9 to image parts of the eye 3.
  • an objective lens 1 1 is arranged, in whose object plane 13 of the part of the eye can be arranged, which is to be imaged by the imaging beam path 9.
  • the object plane 13 can be imaged by the objective lens 1 to infinity.
  • a zoom system 15 for changing an enlargement of the image, a tube lens 16 and an eyepiece 17 and a camera 19 are arranged in pairs.
  • the object plane 13 is imaged on the image sensor of the camera 19 so that an image of the object plane can be taken with the camera 19.
  • the tube lens 16 and the eyepiece 17 also produce an image of the object plane which can be viewed by a user with his eye 20.
  • a beam splitter 21 is provided to divide the beam path between the camera 19 and the eyepiece 17 so that the user 20 can view the image of the object plane 13 while the camera 19 captures an image of the object plane.
  • the zoom system 15, the eyepiece 17 and the camera 19 are paired, so that stereoscopic images of the eye 3 can be viewed or recorded.
  • the microscope 1 further provides a measuring beam path 25 for measuring an ametropia of the eye 3.
  • the microscope comprises a measuring light source 27 for generating a measuring light beam 29, an optic 31, which is shown schematically in Figure 1 as a lens but may also comprise a plurality of lenses and two mirrors 33 and 35 to the measuring light beam 29 to the eye 3 so judge that Measuring light beam 29 illuminates a small spot 37 on the retina 7 of the eye 3.
  • the spot 37 may have a diameter of, for example, less than 1000 pm, less than 200 pm or less than 50 pm. This diameter depends on the wavelength of the measuring light, the diameter of the measuring light beam 29 in the plane of the eye lens 5, the divergence or convergence of the measuring light beam and the ametropia of the eye.
  • a portion of the light directed to the spot 37 of the measuring light beam 29 is reflected at the retina 7 and leaves the eye 3 as a beam 39, which is reflected on the mirror 35, passes through the optics 31 and also passes through the partially transmitting mirror 33 to a Measuring module 41 enter.
  • the optic 31 is configured such that an image of the retina 7 and thus of the illuminated spot 37 is produced in the measuring module.
  • the position of this image along the measuring beam path depends on the refractive power of the eye lens 5 and thus on the ametropia of the eye 3.
  • the measuring module 41 is configured to determine the position of the image of the retina along the measuring beam path and to output a measured value representing the ametropia of the eye 3.
  • the measuring beam passage passes through the objective lens 11. This is not necessary. It is also possible that the measuring beam path does not penetrate the objective lens 1 1, which can be realized, for example, by arranging the mirror 35, which superimposes the measuring beam path 25 with the imaging beam path 9, between the objective lens 11 and the object plane 13. Even then, the optic 31 can be designed so that an image of the retina arises in the measuring module 41. Furthermore, it is possible for the measuring light beam 29 generated by the measuring light source 27 to pass through the beam splitter 33 and for the beam 39 to be reflected by the measuring light reflected at the retina 7 on the beam splitter 33 in order to enter the measuring module 41.
  • the diameter of the measuring light beam 29 entering the eye can be substantially smaller in comparison thereto.
  • the measuring light beam 29 in the object plane 13 or in the plane of the pupil of the eye 3 may have a diameter which is less than 3.5 mm, less than 2.5 mm and in particular less than 1.5 mm. This is advantageous in order to produce as small an illuminated spot 37 on the retina 7 as possible even when the ametropia of the eye 3 is large.
  • the optics 31 does not necessarily have to be adapted to the existing ametropia of the eye to produce the smallest possible illuminated spot 37.
  • a wavelength of the measuring light 29 generated by the light source 27 is preferably in the range of 400 nm to 1500 nm and may in this case also be outside the visible range so as not to dazzle the patient.
  • FIG. 2 shows a detail of the measuring module 41, in which an image of the retina is generated in an image plane 45.
  • a diameter D of the beam 39 is the smallest.
  • the beam 39 has a beam waist. With increasing distance a from the image plane 45, the diameter of the beam and thus the beam cross-section increases. The illuminance within the beam 39 is thus greatest in the image plane 45 and decreases continuously with increasing distance a from the image plane 45.
  • the illumination intensity is the light power per unit area passing through the beam cross section and can be represented, for example, by the unit of watts per square meter.
  • the measuring module 41 comprises a light detector 47, which has a photosensitive substrate 49.
  • the beam 39 impinging on the photosensitive substrate 49 generates at outputs 50 of the light detector 47 an electrical signal which represents the light power striking the photosensitive substrate 49.
  • a shutter 51 is arranged, which has an opening 52 with a diameter d which is smaller than the diameter D of the beam 39 in the image plane 45 or equal to the diameter D of the beam in the Image plane 45 is.
  • the cross-sectional area of the opening 52 having the diameter d is smaller than the surface of the photosensitive substrate 49 and thus defines the effective detection area of the light detector 47. Since the detection area of the light detector 47 is smaller than the cross-section of the beam 39, that detected by the light detector 47 represents Light output, the illuminance of the beam 39 at the position along the longitudinal axis of the beam 39, on which the photosensitive substrate 49 is arranged.
  • a schematically illustrated drive 53 is provided to displace the detector 47 in the direction of the beam 39, as shown by an arrow 54 in FIG.
  • the drive 53 is controlled by a controller 55, which also reads in the detection signal provided by the detector 47 at the terminals 50.
  • the controller 55 by controlling the drive 53, can vary the position of the photosensitive substrate 49 along the direction of the beam 39 and measure the illuminance of the beam 39 as a function of position. From this obtained measurement data, ie positions and associated illuminances, it is possible to determine the position of the image plane 45 along the beam 39 to determine. This can be done on the basis of different criteria. For example, the position of the detection surface 49 along the direction of the beam 39 can be varied until the detected illuminance is maximum.
  • the position of the photosensitive substrate 49 along the axis of the beam 39 coincides with the position of the image plane 45.
  • the determined position of the image plane 45 can infer the ametropia of the eye, and the controller 55 can function on the detected position of the photosensitive substrate 49 on which Illuminance is maximum, output the corresponding reading that represents the io ametropia of the eye.
  • the controller 55 may position the photosensitive substrate 49 at a plurality of different positions along the axis of the beam 39 and measure the illuminance at each position. From the measured values, it is possible to determine the position of the image plane 45 by applying suitable calculation methods, such as interpolation.
  • the position of the detector 47 0 within the measuring module 41 is displaced in the direction of the beam 39.
  • the detector 47 fixedly within the measuring module 41 and to control a component of the optical system 31 or another component in the beam path of the beam 39 so that the position of the image plane 45 relative to the measuring module and thus relative to the light detector 47 changes. This can be done, for example, by the fact that the controlled component is changed with regard to its position in the beam path and / or with regard to its refractive power.
  • the ametropia of the eye To determine the positions or refractive powers of the variable component in the beam path and the associated measured illuminances, the ametropia of the eye.
  • FIG. 3 shows a schematic illustration of a further example of an ophthalmic surgery microscope 1, wherein in FIG. 3 some essential components of the imaging beam path are not shown and only the components essential for a measuring beam path 25 are shown.
  • a measuring light source 275 generates a measuring light beam, which is reflected on a semitransparent mirror 33 and is directed via an optical system 31, a mirror 35 and an object lens 1 1 of the microscope 1 to an eye 3 of a patient.
  • the measuring light beam 29 illuminates a spot 37 on a retina 7 of the eye 3. Reflected measuring light emanating from the spot 37 leaves the eye 3 as a beam 39 passing through the objective lens 0 1 1, through the mirror 35, through the optics 31 and the partially reflecting mirror 33 one Measuring module 41 is supplied.
  • the measuring light source 27 comprises a light source 61 and a collimating optics 62.
  • the measuring module 41 comprises an optic 65 in order to produce an image of the retina 7 in a plane 45, wherein a photosensitive substrate of a light detector 47 is arranged in the plane 45.
  • the optics 31 is designed as a Kepler telescope and comprises two lens assemblies 61 and 63 for this purpose.
  • the lens assembly 63 can be displaced in the direction of the measuring light beam by a drive (not shown in FIG. 3), as indicated by an arrow 54 in FIG.
  • the actual position of the image of the retina 7 within the measuring module 41 depends on the refractive powers of the lenses 65, 61, 63 and 11 of the microscope 1 contained in the beam path, the refractive power of the eye lens 5 and the position of the lens 63 along the beam path.
  • a controller can control the drive for displacing the lens assembly 63 in the direction 54 and read out the detection signals of the detector 47 in order to determine the ametropia of the respective eye 3, as has been explained above with reference to FIG.
  • FIGS. 4A to 4C show enlarged representations of the beam path of FIG. 3 for different ametropias of the eye 3, wherein the lens assembly 63 is displaced along the measurement beam path to a position such that the image of the retina 7 is in a fixed plane 45 within the measurement module 47 arises.
  • FIG. 4A shows the beam path for a right-eye
  • FIG. 4B shows the beam path for a hyperopic eye with 3 diopters
  • FIG. 4C shows the beam path for a myopes eye with 3 diopters.
  • FIGS. 5A to 5C show a further example of an ophthalmic surgery microscope 1, wherein, according to FIGS.
  • FIGS. 5A to 5C only details of the measuring beam path for different ametropias, namely a right-eye in FIG. 5A, a 3-diopter hyperopic eye in FIG. 5B and FIG Diopter myopes eye are shown in Figure 5C.
  • the microscope shown in FIGS. 5A to 5C has an essentially similar construction to that of the microscope explained with reference to FIGS. 3 and 4, wherein in particular an optic 31 of the measuring beam path 25 is again designed as a Kepler telescope with two lens assemblies 61 and 63 and wherein the lens assembly 63 is displaceable by a drive in the direction 54 of the measuring beam path 25.
  • measuring light source 27 and the measuring module 41 are integrated with one another using optical fibers.
  • a light source 61 generates measuring light and feeds it into a glass fiber 71.
  • a fiber coupler 73 couples light from the glass fiber 71 into a glass fiber 75 so as to exit at a first end of the glass fiber 75 disposed in a plane 45 as measuring light beam 29 and via the optics 31 and an objective lens 1 1 of the microscope 1 is directed to an eye of the patient, not shown in FIGS. 5A to 5C.
  • a beam 39 of measuring light emerging from the eye is supplied via the objective lens 11 and the optics 31 to the measuring module 41, wherein, as described above, the lens assembly 63 is displaced in the direction 54 of the measuring light beam so that in the plane 45 an image of the Retina arises.
  • the light of the beam 39 enters the first end of the glass fiber 75, at the second end of which a light sensor 49 is arranged to detect the intensity of the measuring light coupled into the glass fiber 75.
  • the cross section of the first end of the glass fiber 75 defines the detection cross section of the detector, and this is smaller than the cross section of the beam waist of the beam 39 in the plane 45.
  • a controller may displace a drive for displacing the lens assembly 63 into a plurality of positions and, by reading the light sensor 47, determine illuminance of the beam 39 in the plane 45 in which the first end of the optical fiber 75 is located at the various positions to determine from these measurements a value corresponding to the ametropia of the eye being measured.
  • the ophthalmic surgery microscope 1 shown in FIGS. 5A to 5C further comprises an optical coherence tomography device 90 (OCT) for taking measurements on the examined eye by means of optical coherence tomography.
  • OCT optical coherence tomography
  • the OCT device 90 may serve to three-dimensionally measure and display structures of the anterior chamber of the eye or the retina of the eye.
  • the OCT device 90 comprises an interferometer with an interferometer assembly 93, which has a reference arm and a beam splitter such that a measuring arm of the interferometer passes through parts of the optics of the ophthalmic surgery microscope 1 and extends to the region of the eye to be examined with OCT.
  • an optical fiber 91 emerges from the interferometer assembly 93, which is part of the measuring arm of the interferometer and guides OCT measuring light toward the eye and in turn feeds the measuring light returning from the eye back to the interferometer assembly 93.
  • the OCT measuring light in the glass fiber 91 is fed into the light guide 75 via the fiber coupler 73 or another fiber coupler provided for this purpose, so that the OCT measuring light is transmitted through the lens assembly 65, the optics 31 and the objective lens 1 1 can reach the eye, as previously described for the measuring light beam 29.
  • OCT measuring light returning from the eye in turn traverses the objective lens 1, the optics 31 and the lens assembly 65, enters the light guide 75 and is coupled via the fiber coupler 73 into the glass fiber 91 to enter the interferometer assembly 93 and be analyzed there to acquire 90 OCT measurement data with the OCT device.
  • a mirror 95 on which the OCT measuring light is reflected, be designed as a scanning mirror, d. H. as a mirror, which is pivotable in two linearly independent spatial directions, in order to shift the location at which the OCT measuring light is focused into the examined area of the eye in the lateral direction of the OCT measuring light beam and in this way OCT measurement data from a spatially to gain extended area.
  • a mirror 95 two mirrors arranged one behind the other in the beam path are provided, which are not pivotable in two spatial directions but only in one spatial direction, in which case one mirror effects the displacement of the beam in one spatial direction and the other Mirror causes the displacement of the beam in this purpose linearly independent other spatial direction.
  • the scanning mirror 95 of the OCT device 90 can also be used to position the spot produced by the measuring light beam 29 on the retina of the examined eye at a desired location of the retina, for example the fovea.
  • Figures 6A to 6C show another example of an ophthalmic surgery microscope 1, again with only details of a measuring beam path 25 for various ametropias, namely a right eye in Figure 6A, a 3 diopter hyperopic eye in Figure 6B and a 3 diopter myopes eye are shown in Figure 6C.
  • the microscope shown in FIGS. 6A to 6C has an essentially similar structure to that of the microscopes explained with reference to FIGS. 3 to 5.
  • the microscope shown in FIGS. 6A to 6C has changeable optics which are penetrated both by a measuring light beam 29 directed towards an eye 3 and by a beam 39 by measuring light reflected by a retina 7 of the eye 3, not up.
  • this microscope 1 comprises a measuring module 41 which is configured to detect a position of an image of the retina along the direction of the beam 39.
  • the measuring module 41 may have optics to ultimately generate the image of the retina, wherein a refractive power of the optics or positions of components of the optics are variable to produce the image of the retina at a fixed position within the measuring module 41, at which then a photosensitive substrate of a detector may be disposed, or a position of a photosensitive substrate along the direction of the beam 39 in order to detect the position of the image, as has already been explained previously.
  • a measuring light source 27 comprises a light source 61, which generates measuring light and feeds it into a glass fiber 71, so that it emerges at one end of the glass fiber 71 towards a collimating optical system 62, which forms the measuring light beam 29.
  • the end of the optical fiber 71 is disposed in a plane 66 and coupled to a drive 53 which is operable to displace the end of the optical fiber 71 in a direction represented by an arrow 54 in Fig. 6A such that the distance of the end of the optical fiber 71 of the collimating optics 62 is changeable.
  • the divergence or convergence of the measuring light beam 29 formed by the collimation optics 62 can also be changed over this distance and adapted to the ametropia of the examined eye 3 in order to illuminate the smallest possible spot 37 on the retina 7 of the eye 3 with the measuring light beam 29.
  • the ametropia of the eye 3 can be determined to a first approximation, then the position of the end of the fiber 71 relative to the collimating optics 62 depending on the particular Ametropy be changed to then determine a more accurate value of the ametropia of the eye with the measuring module 41. This process can be repeated iteratively if necessary.
  • FIGS. 7A to 7C and 8A to 8C A further exemplary embodiment of an ophthalmic surgery microscope 1 is explained below with reference to FIGS. 7A to 7C and 8A to 8C, FIGS. 7A to 7C showing a meridional section of a measuring beam path and FIGS.
  • FIG. 8A to 8C showing a corresponding sagittal section of the measuring beam path, and wherein the measuring beam path for various ametropias of the eye is shown, namely for a 2.5 diopter myopes eye in Figures 7A and 8A, for a right eye in Figures 7B and 8B, and for a 2.5 diopter hyperopic eye in Figures 7C and 8C ,
  • the microscope 1 shown in Figs. 7A to 7C and 8A to 8C has a structure similar to the structure of the above-explained microscopes.
  • FIGS. 7A to 8C essentially show the beam path of a beam 39 of measurement light reflected at the retina of an eye.
  • the measuring light beam itself can be generated by means of a measuring light source not shown in FIGS. 7A to 8C, as has been explained in connection with the microscopes described with reference to FIGS. 1 to 6.
  • the reference numeral 5 in FIGS. 7A to 8C denotes the position of a pupil of the examined eye.
  • the beam 39 of the measuring light issuing from the eye passes through an objective lens 1 1 of the microscope, can be reflected at a mirror arranged at the position provided with the reference numeral 35 and can pass through a beam splitter arranged at the point provided with the reference numeral 33 before the beam 39 enters a measuring module 41.
  • the measurement module 41 includes an anamorphic optic 65, which in the illustrated example is a cylindrical lens to produce a line focus. Along this line focus, a photosensitive substrate 49 of a detector is arranged such that a distance of the substrate 49 from the astigmatic optic 65 increases along the line of line focus.
  • FIG. 9 shows a schematic illustration of an illuminance of the beam 39 impinging on the substrate 49 of the detector.
  • three regions 82, 83 and 84 are separated from one another by lines 81.
  • no measuring light strikes the substrate 49
  • region 83 measuring light strikes the substrate 49.
  • the region 83 has a variable width as seen in the longitudinal direction of the substrate 49 and is narrowest where a plane 45 oriented perpendicular to the optical axis and containing the line focus intersects the surface of the substrate 49.
  • the illuminance of the incident measuring light is also greatest.
  • the substrate 49 may be formed as a two-dimensional array of pixels whose diameter is equal to or smaller than a smallest diameter D of the measurement light illuminated area 83 on the surface of the substrate 49.
  • the substrate 49 may further be a one-dimensional array of a plurality of photosensitive pixels be formed, which are arranged in a line along the extension direction of the substrate 49. Since the illuminance is greatest at the pixel where the plane 45 in which the image of the retina is formed, by evaluating the light intensities detected by the pixels on the position of the plane 45 relative to the substrate 49 and thus to be concluded on the ametropia of the eye.
  • FIGS. 10A to 10G show a further example of an eye surgery microscope 1, wherein in turn only details of a measuring beam path 25 for different ametropias are shown.
  • Figures 1A-1G are enlarged views of parts of Figs. 10A-10G.
  • Figures 10A and 1A show the beam path for a 7.5 diopter myopes eye
  • Figures 10B and 1 1B for a 5 diopter myopes eye
  • Figures 0C and 11C for a 2.5 diopter myopes eye
  • FIGS. 10D and 11D for a normally sighted eye
  • FIGS. 10E and 11C for a hyperopic eye with 2.5 diopters
  • FIGS. 10F and 1F for a hyperopic eye with 5 diopters
  • FIGS. 10G and 11 G for a 7.5 diopter hyperopes eye. Details of the observation beam path of the microscope 1 and details for generating the measurement light beam are not shown in FIGS. 10A to 1G. These figures are merely intended to show the course of a beam 39 of measuring light emerging from the eye towards a detector.
  • the reference numeral 5 in FIGS. 10A to 10G denotes the position of a pupil of the eye to be examined.
  • the beam 39 of the measuring light emerging from the eye passes through an objective lens 11 of the microscope 1, can be reflected at a mirror arranged at the point provided with the reference numeral 35 and can pass through a beam splitter arranged at the point provided with the reference numeral 33 before it passes through an optic 31 and enters a measuring module 41.
  • the optic 31 is designed such that for a large range of ametropias, namely from 7.5 diopters hyperop to 7.5 diopters myop, an image of the retina of the examined eye is formed in a plane 45 within the measurement module 41.
  • the optic 31 comprises a lens 82 with a focal length of +46 mm, a lens 83 with a focal length of -17 mm and a lens 84 with a focal length of +34 mm
  • the measuring module 41 comprises a lens assembly 65 with a focal length of +15 mm to create the image of the retina in plane 45.
  • the location of this plane 45 along the beam path of the beam 39 depends on the ametropia of the eye and can be determined according to one of the techniques described above.
  • the position of a photosensitive substrate along the beam path can be changed, the position of a further optical component along the beam path can be changed, or the refractive power of an optical component can be changed.
  • the optical system 31 explained with reference to FIGS. 10A to 11 has the special feature that together with the objective lens 11 it forms an afocal system whose focal points lie at infinity.
  • the beam path between the optic 31 and the measurement module 41 is a parallel beam path, and the pupil 5 of the patient's eye is imaged onto the lens assembly 65 of the measurement module 41.
  • This has the advantage that at a given measuring range of ametropia there is a finite extent spatial area in which there is no plane conjugate to the retina of the examined eye.
  • FIGS. 12A to 12G and FIGS. 13A to 13G in correspondence with FIGS. 10A to 10G and FIGS. 1A to 1G, show a further example of an ophthalmic surgery microscope, again showing only the beam path of a beam 39 from measuring light emerging from an eye a measuring module 41 is shown. As in the example described with reference to FIGS.
  • an optic 31 is designed to cover a wide range of occurring ametropias, namely from 7.5 diopters hyperop to 7, 5 dioptries myop images the retina into a plane 45 which lies within a manageable finite distance within the measuring module 41.
  • the optics 31 comprises only a lens assembly 82
  • the measuring module 41 comprises a lens assembly with a focal length of +10 mm.
  • the position of the image plane 45 within the measurement module depends on the ametropy of the examined eye, so that by finding the position of the image plane according to one of the methods described above, the ametropia of the eye can be inferred.
  • the lens assembly 82 has a focal length of about +50 mm and is constructed as a cemented member of two individual lenses.
  • The. Optical data of the lens assembly 82 are shown in the following table.
  • FIG. 14 shows a further example of a measuring module 41 which can be used in an eye surgery microscope and which can also be used instead of the measuring modules in the microscopes explained with reference to FIGS. 1 to 13.
  • the measuring module 41 shown in FIG. 14 serves to determine the position of an image of the retina of an eye generated by an optical system of the microscope along a measuring beam path to investigate.
  • the measuring light can be generated by a measuring light source 27, which has a light source 61 which generates a measuring light beam 29, which is collimated by an optic 62 and transmitted via a partially transparent mirror 33 to an eye of a patient, which is not shown in FIG. is directed.
  • reflected measuring light passes through as a beam 39, the partially transmitting mirror 33 and is divided by a beam splitter 48 into two partial beams 39 ⁇ and 392.
  • and 392 creates a picture of the retina in a plane 45.
  • two images 45 of the retina are generated via the beam splitter 48.
  • a first detector 47- ⁇ is positioned in the sub-beam 39i so that the image 45 of the retina is arranged in the beam path in front of the light-sensitive substrate of the detector 47i.
  • a second detector 472 is arranged in the beam path of the partial beam 392 so that its photosensitive substrate is arranged in the beam path in front of the plane 45 in which the image of the retina is formed.
  • the photosensitive substrate of the detector 47-) is thus arranged at a greater distance from the beam splitter 48 than the photosensitive substrate of the detector 472.
  • and 472 are each configured to measure the illuminance in the beam 39-) and 392, respectively.
  • the detectors may 47i, 472 ZIJ rn example comprise a substrate, whose lateral extent is less than the diameter of the beam 39i, 392 ° of the front of the light-sensitive substrates of the detectors 47-
  • the detectors 47 -i and 472 can each by a not shown in Figure 14 drive in the direction of the beam 39-i or 392 be displaced.
  • , 472 and the beam splitter 48 as an assembly to be displaced together by a drive, not shown in Figure 14, in the direction of the beam 39 to position the plane 45 in which the image of the retina arises relative to the detectors 47i, 472 as this is shown in Figure 14, ie in the beam path of the beam 391 in front of the detector 47i and in the beam path of the beam 392 behind the detector 472- From the point of the drive in which this situation is reached, in turn, as described above, be closed to the ametropia of the eye.
  • the beam splitters contained in the optics of the above-explained microscopes can be designed to be polarizing in order to reduce losses due to reflections in combination with polarizers and ⁇ / 4 plates. Furthermore, bandpass filters can be used to suppress unwanted scattered light, so that only wavelengths from a limited wavelength range are used for the measurement to determine the position of the image of the retina.
  • the measuring light may also be pulsed in time so that the spot on the retina of the eye is not permanently illuminated with constant intensity to avoid unnecessary radiation exposure of the retina. Furthermore, pulsed measuring light can also serve to obtain a good measurement result in the presence of ambient light, such as the ceiling lighting in an operating room, by analyzing the time structure of the detected measuring light.
  • FIGS. 7 to 9 which has an anamorphic optical system with a cylindrical lens.
  • this system can also be extended to include two anamorphic optics with, for example, two cylindrical lenses whose line focus is oriented in mutually perpendicular directions. Then it is also possible to determine an astigmatism of the examined eye as a parameter of the measured ametropia.

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Abstract

Ein Augenchirurgie-Mikroskop (1) hat einen Abbildungsstrahlengang (9) zur Abbildung eines Teils eines Auges (3) eines Patienten und einen Messstrahlengang (25) zur Messung einer Ametropie des Auges. Das Mikroskop umfasst: eine Objektivlinse (11) mit einer Objektebene (13), in der das Auge des Patienten anordenbar ist; wenigstens ein Okular (17) oder eine Kamera (19), um ein Bild der Objektebene zu erzeugen bzw. zu detektieren; eine Messlichtquelle (27) zur Erzeugung eines Meßlichtstrahls (29); ein Messmodul (41) mit einem Lichtdetektor; eine von dem Messstrahlengang durchsetzte Optik (31), um den Messlichtstrahl auf die Retina (7) des Auges des Patienten zu richten und um an der Retina reflektiertes Messlicht (39) dem Messmodul zuzuführen; und eine Steuerung; wobei das Messmodul und die Steuerung dazu konfiguriert sind, eine Lage eines von der Optik erzeugten Bildes der Retina entlang des Messstrahlenganges zu ermitteln und einen Messwert auszugeben, der die Ametropie des Auges des Patienten repräsentiert.

Description

AUGENCHIRURGIE-MIKROSKOP MIT EINRICHTUNG ZUR AMETROPIE-MESSUNG
Die Erfindung betrifft ein Mikroskop zur Verwendung in der Augenchirurgie, wobei das Mikroskop einen Abbildungsstrahlengang zur Abbildung eines Teils eines Auges eines Patienten und einen Messstrahlengang zur Messung einer Ametropie des Auges bereitstellt.
Aus EP 2 103 249 A1 ist ein Augenchirurgie-Mikroskop bekannt, welches eine Einrichtung zur Messung einer Ametropie eines untersuchten Auges eines Patienten umfasst. Die Einrichtung zur Messung der Ametropie umfasst einen Wellenfrontsensor, um Wellenfronten von aus dem Auge austretendem Licht zu analysieren und die Ametropie des Auges aus den analysierten Wellenfronten zu ermitteln. Der Wellenfrontsensor ist ein Hartmann-Shack-Sensor. Zwar kann mit einem solchen Wellenfrontsensor die Ametropie des untersuchten Auges hinsichtlich mehrerer Parameter relativ gut bestimmt werden, allerdings ist der Wellenfrontsensor hochpreisig, benötigt einen relativ großen Bauraum und ist deshalb nicht einfach in das Mikroskop zu integrieren und ferner streulichtanfällig. Entsprechend ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Augenchirurgie- Mikroskop vorzuschlagen, welches eine vereinfachte Einrichtung zur Messung der Ametropie des untersuchten Auges umfasst.
Gemäß Ausführungsformen der Erfindung wird ein Augenchirurgie-Mikroskop vorgeschlagen, bei welchem zur Messung der Ametropie des untersuchten Auges ein Messlichtstrahl so auf das untersuchte Auge gerichtet wird, dass auf der Retina des Auges ein kleiner Fleck mit dem Messlichtstrahl beleuchtet wird. Ein Teil des Messlichts wird von der Retina reflektiert und mittels einer Optik einem Messmodul zugeführt. Die Optik ist so gestaltet, dass in dem Messmodul ein Bild der Retina entsteht, so dass der beleuchtete Fleck auf der Retina in das Messmodul abgebildet wird. Die Lage der Bildebene der Retina hängt von der Brechkraft der Linse und damit von der Ametropie des Auges ab. Das Mikroskop des Auges ist dazu konfiguriert, die Lage dieser Bildebene entlang des Strahlengangs des reflektierten Messlichts festzustellen und daraus einen Messwert zu bestimmen, der die Ametropie des Auges repräsentiert.
Gemäß beispielhafter Ausführungsformen wird ein Mikroskop zur Verwendung in der Augenchirurgie vorgeschlagen, welches einen Abbildungsstrahlengang zur Abbildung eines Teils eines Auges eines Patienten und einen Messstrahlengang zur Messung einer Ametropie des Auges des Patienten bereitstellt, wobei das Mikroskop umfasst: eine von dem Abbildungsstrahlengang durchsetzte Objektivlinse mit einer Objektebene, in der das Auge des Patienten anordenbar ist; wenigstens ein in dem Abbildungsstrahlengang hinter der Objektivlinse angeordnetes Okular oder/und eine in dem Abbildungsstrahlengang hinter der Objektivlinse angeordnete Kamera, um ein Bild der Objektebene zu erzeugen bzw. zu detektieren; eine Messlichtquelle zur Erzeugung eines Messlichtstrahls; ein in dem Messstrahlengang angeordnetes Messmodul mit wenigstens einem Messlicht detektierenden Lichtdetektor; eine von dem Messstrahlengang durchsetzte Optik, um den Messlichtstrahl auf die Retina des Auges des Patienten zu richten und um an der Retina reflektiertes Messlicht dem Messmodul zuzuführen; und eine Steuerung; wobei das Messmodul und die Steuerung dazu konfiguriert sind, eine Lage eines von der Optik erzeugten Bildes der Retina entlang des Messstrahlenganges zu ermitteln und einen Messwert auszugeben, der die Ametropie des Auges des Patienten repräsentiert.
Gemäß einiger Ausführungsformen wird eine Möglichkeit zur Messung der Lage des von der Optik erzeugten Bildes der Retina entlang des Messstrahlengangs dadurch bereitgestellt, dass das Mikroskop einen Antrieb umfasst, um eine Position wenigstens einer in dem Messstrahlengang angeordneten Komponente in Richtung des Messstrahlengangs zu verlagern, wobei der wenigstens eine Lichtdetektor ein Detektionssignal bereitstellt, welches eine Beleuchtungsstärke des auf den Lichtdetektor treffenden Messlichts repräsentiert; und wobei die Steuerung dazu konfiguriert ist, den Antrieb in Abhängigkeit von dem Detektionssignal so lange anzusteuern, bis die Beleuchtungsstärke des auf den wenigstens einen Lichtdetektor treffenden Messlichts ein vorbestimmtes Kriterium erfüllt und dann in Abhängigkeit von der erreichten Position der wenigstens einen Komponente den Messwert auszugeben, der die Ametropie des Auges des Patienten repräsentiert.
Das von der Retina reflektierte Messlicht wird durch die Optik als Strahl dem Messmodul zugeführt. Da das Messlicht von einem kleinen Fleck auf der Retina ausgeht, wird der Querschnitt dieses Strahls in der Ebene, in der das Bild der Retina und damit das Bild des Flecks entsteht, einen minimalen Querschnitt aufweisen. Im Strahlengang vor und hinter der Bildebene wird der Durchmesser dieses Strahls mit zunehmendem Abstand von der Bildebene größer sein. Entsprechend wird die Beleuchtungsstärke, d. h. die Lichtleistung pro Flächeneinheit, beispielsweise gemessen in Watt pro Quadratmeter, innerhalb des Strahls in der Ebene des Bildes maximal sein und sich mit zunehmendem Abstand entlang des Strahlengangs verringern. Somit kann durch Messen der Beleuchtungsstärke innerhalb des Strahls auf die Lage des Bildes der Retina geschlossen werden.
Gemäß beispielhafter Ausführungsformen hierin umfasst die in dem Messstrahlengang angeordnete Komponente, deren Position von dem Antrieb verlagert wird, den wenigstens einen Lichtdetektor. Dieser kann dann durch den Antrieb verlagert werden, um die Position des Lichtdetektors aufzufinden, bei welcher die Beleuchtungsstärke des auf den Lichtdetektor treffenden Messlichts maximal ist. Diese Position entspricht dann der Lage des Bildes der Retina, wobei diese Lage von der Ametropie des Auges abhängt, welche somit umgekehrt aus der ermittelten Lage des Bildes bestimmt werden kann. Das vorbestimmte Kriterium ist somit dann erfüllt, wenn die Beleuchtungsstärke des auf den wenigstens einen Lichtdetektor treffenden Messlichts maximal ist.
Gemäß weiterer Ausführungsformen ist die in dem Messstrahlengang angeordnete Komponente, deren Position von dem Antrieb verlagert wird, eine Linse der von dem Messstrahlengang durchsetzten Optik. Hierbei wird durch die Verlagerung der Linse die Lage des Bildes der Retina entlang des Messstrahlengangs verlagert. Ist der Lichtdetektor im Messstrahlengang an einer festen Position angeordnet, kann die Position der Linse durch den Antrieb unter der Kontrolle der Steuerung so lange verändert werden, bis die von dem Lichtdetektor detektierte Beleuchtungsstärke maximal ist, was dann der Fall ist, wenn die Bildebene der Retina mit dem Detektionsquerschnitt des Detektors zusammenfällt. Die hierfür notwendige Position der Linse hängt von der Ametropie des Auges ab, so dass umgekehrt aus der Position der Linse die zugehörige Ametropie des Auges bestimmt werden kann. Auch hier kann das vorbestimmte Kriterium dann erfüllt sein, wenn die Beleuchtungsstärke des auf den wenigstens einen Lichtdetektor treffenden Messlichts maximal ist. Neben diesem Kriterium gibt es allerdings auch andere Kriterien. Beispielsweise kann die in dem Messstrahlengang angeordnete Komponente in Richtung des Messstrahlengangs an mehrere voneinander verschiedene Positionen verlagert werden, an jeder Position die Beleuchtungsstärke gemessen werden und aus den verschiedenen Messwerten der Beleuchtungsstärke kann dann durch geeignete Rechenverfahren, wie beispielsweise Interpolation, festgestellt werden, an welcher Position im Strahlengang die Bildebene der Retina liegt.
Gemäß weiterer beispielhafter Ausführungsformen weist das Messmodul zwei Lichtdetektoren auf, welche entlang des Strahlengangs mit unterschiedlichen Abständen von der Objektebene angeordnet sind, wobei das vorbestimmte Kriterium dann erfüllt ist, wenn die Beleuchtungsstärken des auf die zwei Lichtdetektoren treffenden Messlichts ein vorbestimmtes Verhältnis aufweisen und insbesondere gleich sind. Durch den Antrieb wird die entlang des Messstrahlengangs verlagerbare Komponente dann vorzugsweise so verlagert, dass einer der beiden Detektoren im Strahlengang vor dem Bild der Retina angeordnet ist und der andere der beiden Detektoren hinter dem Bild der Retina angeordnet ist. Aus dem Verhältnis der von den Lichtdetektoren detektierten Beleuchtungsstärken kann dann die Lage des Bildes der Retina relativ zu den beiden Detektoren im Strahlengang ermittelt werden. Sind die gemessenen Beleuchtungsstärken z. B. gleich, liegt das Bild der Retina mittig zwischen den beiden Lichtdetektoren. Das Messlicht kann den beiden Lichtdetektoren beispielsweise über einen Strahlteiler gleichzeitig zugeführt werden. Gemäß weiterer beispielhafter Ausführungsformen umfasst das Messmodul eine Vielzahl von das Messlicht detektierenden Lichtdetektoren, welche entlang des Messstrahlengangs mit unterschiedlichen Abständen von der Objektebene angeordnet sind und welche jeweils ein Detektionssignal bereitstellen, das eine Beleuchtungsstärke des auf den jeweiligen Lichtdetektor treffenden Messlichts repräsentiert, wobei die Steuerung dazu konfiguriert ist, in Abhängigkeit von den Detektionssignalen den Messwert auszugeben, der die Ametropie des Auges des Patienten repräsentiert.
Gemäß beispielhafter Ausführungsformen hierin umfasst das Messmodul eine astigmatische Linse, insbesondere eine Zylinderlinse, welche das von dem Fleck auf der Retina ausgehende Messlicht entlang einer Linie fokussiert. Die Vielzahl von Lichtdetektoren kann dann so angeordnet sein, dass deren Abstand von der Objektebene in Linienrichtung des Linienfokus zunimmt, so dass gleichzeitig mehrere der Lichtdetektoren mit Messlicht beleuchtet werden. Diejenigen Lichtdetektoren, die entlang der Linie an der Position des Messstrahlengangs angeordnet sind, wo bei einer gegebenen Ametropie des Auges des Patienten das Bild der Retina entsteht, werden eine maximale Beleuchtungsstärke detektieren, so dass umgekehrt aus dieser Position auf die Ametropie des gerade untersuchten Auges des Patienten geschlossen werden kann. Gemäß beispielhafter Ausführungsformen ist die Vielzahl von Lichtdetektoren durch ein zweidimensionales Feld von Lichtdetektoren gebildet. Gemäß hierzu alternativer beispielhafter Ausführungsformen ist die Vielzahl von Lichtdetektoren . durch einen Zeilendetektor gebildet, dessen einzelne Lichtdetektoren entlang einer geraden Reihe angeordnet sind.
Gemäß beispielhafter Ausführungsformen wird der Messlichtstrahl von der Optik so auf die Retina des Auges gerichtet, dass er in der Objektebene der Objektivlinse einen Durchmesser aufweist, der kleiner ist als 3,5 mm, insbesondere kleiner als 2,5 mm und ferner kleiner als 1 ,5 mm sein kann. Hierbei kann eine untere Grenze für den Durchmesser des Messlichtstrahls 0,5 mm sein. Mit einem derart kleinen Durchmesser des Messlichtstrahls kann ein ebenfalls kleiner Durchmesser des mit dem Messlicht beleuchteten Flecks auf der Retina erreicht werden, und zwar auch dann, wenn die Brechkraft der Augenlinse von der Brechkraft des normalsichtigen Auges stark verschieden ist. Gemäß beispielhafter Ausführungsformen durchsetzt der Messstrahlengang die Objektivlinse, wobei dann ein Spiegel vorgesehen sein kann, welcher bezüglich der Objektivlinse auf der der Objektebene gegenüberliegenden Seite der Objektivlinse angeordnet ist, um den Messlichtstrahlengang mit dem Abbildungsstrahlengang des Mikroskops zu überlagern.
Ein solcher Spiegel kann auch zwischen der Objektivlinse und der Objektebene angeordnet sein, wobei dann der Messlichtstrahl die Objektivlinse nicht durchsetzt. Gemäß bestimmter Ausführungsformen weist der Lichtdetektor einen Detektionsquerschnitt auf, der kleiner ist als ein Durchmesser des auf den Detektionsquerschnitt treffenden Strahls von an der Retina reflektiertem und dem Messmodul zugeführtem Messlicht, so dass die detektierte Lichtenergie die Beleuchtungsstärke des Strahls, also die Lichtleistung pro Flächeneinheit, repräsentiert. Wäre der Detektionsquerschnitt größer als der Durchmesser des Strahls, so würde der Detektor die Gesamtleistung des Strahls und nicht die Beleuchtungsstärke im Strahl detektieren.
Ein minimaler Durchmesser des auf den Detektionsquerschnitt treffenden Strahls von an der Retina reflektiertem und dem Messmodul zugeführtem Messlicht kann ausgehend von einem Durchmesser des auf die Retina gerichteten Messlichtstrahls in der Ebene der Augenlinse bzw. der Pupille des Auges wie folgt abgeschätzt werden: Es sei angenommen, dass der Durchmesser des auf das Auge gerichteten Messlichtstrahls in der Ebene der Augenlinse 1 mm beträgt und die retinaseitige Brennweite der Augenlinse typischerweise 22 mm beträgt. Dann trifft das Messlicht mit einem Divergenzwinkel Θ auf die Retina auf, der gleich dem halben Durchmesser des Strahls geteilt durch die Brennweite des Auges ist. Bei den angenommenen Zahlenwerten beträgt der Divergenzwinkel Θ 22,7 mrad. Unter der Annahme, dass der Messlichtstrahl ein Gauß-Bündel ist, kann der Radius des Strahlenbündels auf der Retina berechnet werden zu Wellenlänge des Lichts geteilt durch Pi geteilt durch Brechungsindex des Glaskörpers geteilt durch die oben angegebene Divergenz. Unter der Annahme, dass der Brechungsindex des Glaskörpers typischerweise 1 ,33 beträgt und Licht der Wellenlänge von 0,84 pm verwendet wird, folgt ein Radius auf der Retina von 9 pm bzw. ein Durchmesser des von dem Messlicht auf der Retina beleuchteten Flecks von 18 pm. Diese Überlegung gilt für ein idealsichtiges Auge. Je nach Fehlsichtigkeit des Patienten kann der Durchmesser allerdings bis zu 10 mal größer sein.
Der auf der Retina beleuchtete Fleck wird durch die in dem Strahlengang zwischen der Retina und dem Messmodul angeordnete Optik in das Messmodul abgebildet. Dieser Abbildung kann eine Abbildungsvergrößerung ß zugeordnet werden. Der Durchmesser des auf den Detektionsquerschnitt treffenden Strahls von an der Retina reflektiertem und dem Messmodul zugeführtem Messlicht ist somit gleich dem Durchmesser des auf der Retina mit Messlicht beleuchteten Flecks multipliziert mit der Abbildungsvergrößerung ß dieser Optik.
Der Detektionsquerschnitt kann durch eine Ausnehmung in einer Blende definiert sein, welche im Strahlengang vor dem Lichtdetektor angeordnet ist. Der Detektionsquerschnitt kann allerdings auch durch eine Fläche eines lichtempfindlichen Substrats des Detektors selbst definiert sein.
Gemäß beispielhafter Ausführungsformen ist in dem Strahlengang ein erstes Ende eines Lichtleiters, wie beispielsweise einer Glasfaser, angeordnet, in welche Messlicht durch das erste Ende eintritt und dem Lichtdetektor zugeführt wird. Dann definiert der Querschnitt des Lichtleiters den Detektionsquerschnitt des Lichtdetektors.
Gemäß beispielhafter Ausführungsformen hierin wird der Lichtleiter ebenfalls dazu genutzt, den Messlichtstrahl zu erzeugen, wobei das Messlicht in ein dem ersten Ende des Lichtleiters gegenüberliegendes zweites Ende des Lichtleiters oder über ein Koppelelement, wie beispielsweise einen Strahlteiler, in diesen eingespeist wird.
Gemäß weiterer beispielhafter Ausführungsformen kann der Lichtleiter Teil eines optischen Kohärenztomografie (OCT)-Systems sein, welches dazu genutzt werden kann, Tiefenprofile von Teilen des Auges des Patienten aufzunehmen und eine dreidimensionale Struktur von den Teilen des Auges des Patienten zu ermitteln.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Figuren näher erläutert. Hierbei zeigt:
Figur 1 eine schematische Darstellung eines Augenchirurgie-Mikroskops gemäß einer ersten Ausführungsform;
Figur 2 eine schematische Darstellung eines Lichtdetektors, der in einem
Messmodul eines Augenchirurgie-Mikroskops eingesetzt werden kann;
Figur 3 eine Teilansicht eines Augenchirurgie-Mikroskops gemäß einer zweiten
Ausführungsform;
Figuren 4A bis 4C
schematische Darstellungen von Strahlengängen in dem in Figur 3 gezeigten Augenchirurgie-Mikroskop für verschiedene Ametropien; Figuren 5A bis 5C
schematische Darstellungen von Strahlengängen in einem Augenchirurgie-Mikroskop gemäß einer dritten Ausführungsform für verschiedene Ametropien;
Figuren 6A bis 6C
schematische Darstellungen von Strahlengängen in einem Augenchirurgie-Mikroskop gemäß einer vierten Ausführungsform für verschiedene Ametropien;
Figuren 7A bis 7C
schematische Darstellungen von Strahlengängen im Meridionalschnitt in einem Augenchirurgie-Mikroskop gemäß einer fünften Ausführungsform für verschiedene Ametropien;
Figuren 8A bis 8C
schematische Darstellungen von Strahlengängen im Sagittalschnitt in dem in den Figuren 7A bis 7C gezeigten Augenchirurgie-Mikroskop für verschiedene Ametropien;
Figur 9 eine schematische Darstellung einer Beleuchtungsstärke auf einem
Detektor in einem Messmodul des in den Figuren 7 und 8 gezeigten Augenchirurgie-Mikroskops; Figuren 10A bis 10G
schematische Darstellungen von Strahlengängen in einem Augenchirurgie-Mikroskop gemäß einer sechsten Ausführungsform für verschiedene Ametropien; Figuren 1 1A bis 1 1 G
Details der in den Figuren 10A bis 10G gezeigten Strahlengänge;
Figuren 12A bis 12G
schematische Darstellungen von Strahlengängen in einem Augenchirurgie-Mikroskop gemäß einer siebten Ausführungsform für verschiedene Ametropien;
Figuren 13A bis 13G
Details der in den Figuren 12A bis 12G gezeigten Strahlengänge; und ur 14 ist eine schematische Darstellung eines weiteren Beispiels eines Messmoduls.
Figur 1 ist eine schematische Darstellung eines Augenchirurgie-Mikroskops 1 zur Untersuchung eines Auges 3 eines Patienten. Das Auge 3 umfasst als wesentliche Elemente für die Erläuterung des Mikroskops 1 eine Augenlinse 5 und eine Retina 7. Das Mikroskop 1 weist einen Abbildungsstrahlengang 9 auf, um Teile des Auges 3 abzubilden. In dem Abbildungsstrahlengang 9 ist eine Objektivlinse 1 1 angeordnet, in deren Objektebene 13 der Teil des Auges anordenbar ist, welcher durch den Abbildungsstrahlengang 9 abgebildet werden soll. Die Objektebene 13 kann durch die Objektivlinse 1 nach unendlich abgebildet werden. In dem Abbildungsstrahlengang hinter der Objektivlinse 1 1 sind paarweise ein Zoomsystem 15 zur Änderung einer Vergrößerung der Abbildung, eine Tubuslinse 16 und ein Okular 17 und eine Kamera 19 angeordnet. Auf den Bildsensor der Kamera 19 wird die Objektebene 13 abgebildet, so dass mit der Kamera 19 ein Bild der Objektebene aufgenommen werden kann. Die Tubuslinse 16 und das Okular 17 erzeugen ebenfalls ein Bild der Objektebene, welches von einem Benutzer mit dessen Auge 20 betrachtet werden kann. Ein Strahlteiler 21 ist vorgesehen, um den Strahlengang zwischen der Kamera 19 und dem Okular 17 aufzuteilen, so dass der Benutzer 20 das Bild der Objektebene 13 betrachten kann, während die Kamera 19 ein Bild der Objektebene aufnimmt.
In dem dargestellten Ausführungsbeispiel sind das Zoomsystem 15, das Okular 17 und die Kamera 19 paarweise ausgeführt, so dass stereoskopische Bilder des Auges 3 betrachtet bzw. aufgenommen werden können.
Es ist jedoch auch möglich, von dieser paarweisen Ausführung abzusehen und lediglich ein Okular und/oder lediglich eine Kamera vorzusehen, um monoskopische Bilder der Objektebene 13 zu betrachten bzw. aufzunehmen. Ferner können lediglich ein oder zwei Kameras und keine Okulare vorgesehen sein, um nur Bilder der Objektebene aufzunehmen, ohne den Einblick in ein Okular zu ermöglichen, und es können auch lediglich ein oder zwei Okulare vorgesehen sein und keine Kameras, um das Bild der Objektebene lediglich betrachten zu können. Ferner muss ein Zoomsystem nicht unbedingt vorgesehen sein, so dass der Abbildungsstrahlengang 9 lediglich eine feste Vergrößerung bereitstellt.
Das Mikroskop 1 stellt ferner einen Messstrahlengang 25 bereit, um eine Ametropie des Auges 3 zu messen. Hierzu umfasst das Mikroskop eine Messlichtquelle 27 zur Erzeugung eines Messlichtstrahls 29, eine Optik 31 , welche schematisch in Figur 1 als eine Linse dargestellt ist aber auch mehrere Linsen umfassen kann und zwei Spiegel 33 und 35, um den Messlichtstrahl 29 auf das Auge 3 derart zu richten, dass der Messlichtstrahl 29 einen kleinen Fleck 37 auf der Retina 7 des Auges 3 beleuchtet. Der Fleck 37 kann einen Durchmesser von beispielsweise weniger als 1000 pm, weniger als 200 pm oder weniger als 50 pm aufweisen. Dieser Durchmesser hängt von der Wellenlänge des Messlichts, dem Durchmesser des Messlichtstrahls 29 in der Ebene der Augenlinse 5, der Divergenz bzw. Konvergenz des Messlichtstrahls und der Ametropie des Auges ab. Ein Teil des auf den Fleck 37 gerichteten Lichts des Messlichtstrahls 29 wird an der Retina 7 reflektiert und verlässt das Auge 3 als Strahl 39, welcher an dem Spiegel 35 reflektiert wird, die Optik 31 durchsetzt und auch den teildurchlässigen Spiegel 33 durchsetzt, um in ein Messmodul 41 einzutreten. Die Optik 31 ist so konfiguriert, dass in dem Messmodul ein Bild der Retina 7 und damit des beleuchteten Flecks 37 entsteht. Die Lage dieses Bildes entlang des Messstrahlengangs hängt von der Brechkraft der Augenlinse 5 und damit von der Ametropie des Auges 3 ab. Das Messmodul 41 ist dazu konfiguriert, die Lage des Bildes der Retina entlang des Messstrahlengangs zu ermitteln und einen Messwert auszugeben, der die Ametropie des Auges 3 repräsentiert.
In dem dargestellten Ausführungsbeispiel durchsetzt der Messstrahlengang die Objektivlinse 1 1 . Dies ist jedoch nicht notwendig. Es ist auch möglich, dass der Messstrahlengang die Objektivlinse 1 1 nicht durchsetzt, was beispielsweise dadurch realisiert sein kann, dass der Spiegel 35, welcher den Messstrahlengang 25 mit dem Abbildungsstrahlengang 9 überlagert, zwischen der Objektivlinse 1 1 und der Objektebene 13 angeordnet ist. Auch dann kann die Optik 31 so ausgelegt werden, dass in dem Messmodul 41 ein Bild der Retina entsteht. Ferner ist es möglich, dass der von der Messlichtquelle 27 erzeugte Messlichtstrahl 29 den Strahlteiler 33 durchsetzt und der Strahl 39 von an der Retina 7 reflektiertem Messlicht an dem Strahlteiler 33 reflektiert wird, um in das Messmodul 41 einzutreten.
Während der Strahl 39 von an der Retina 7 reflektiertem Messlicht beim Austritt aus dem Auge 3 einen Durchmesser aufweist, der dem Durchmesser der Pupille des Auges 3 entspricht, kann der Durchmesser des in das Auge eintretenden Messlichtstrahls 29 im Vergleich hierzu wesentlich kleiner sein. Beispielsweise kann der Messlichtstrahl 29 in der Objektebene 13 bzw. in der Ebene der Pupille des Auges 3 einen Durchmesser aufweisen, welcher kleiner ist als 3,5 mm, kleiner als 2,5 mm und insbesondere kleiner als 1 ,5 mm ist. Dies ist vorteilhaft, um auf der Retina 7 einen möglichst kleinen beleuchteten Fleck 37 auch dann zu erzeugen, wenn die Ametropie des Auges 3 groß ist. Ferner muss dann die Optik 31 nicht unbedingt an die vorhandene Ametropie des Auges angepasst werden, um einen möglichst kleinen beleuchteten Fleck 37 zu erzeugen. Eine Wellenlänge des von der esslichtquelle 27 erzeugten Messlichts 29 liegt vorzugsweise im Bereich von 400 nm bis 1500 nm und kann hierbei auch außerhalb des sichtbaren Bereichs liegen, um den Patienten nicht zu blenden. Figur 2 zeigt ein Detail des Messmoduls 41 , in welchem in einer Bildebene 45 ein Bild der Retina erzeugt wird. In der Bildebene 45 ist ein Durchmesser D des Strahls 39 am kleinsten. Dort weist der Strahl 39 eine Strahltaille auf. Mit zunehmendem Abstand a von der Bildebene 45 nimmt der Durchmesser des Strahls und damit der Strahlquerschnitt zu. Die Beleuchtungsstärke innerhalb des Strahls 39 ist damit in der Bildebene 45 am größten und nimmt mit zunehmendem Abstand a von der Bildebene 45 kontinuierlich ab. Hierbei ist die Beleuchtungsstärke die den Strahlquerschnitt durchsetzende Lichtleistung pro Flächeneinheit und kann beispielsweise durch die Einheit Watt pro Quadratmeter repräsentiert sein. Das Messmodul 41 umfasst einen Lichtdetektor 47, welcher ein lichtempfindliches Substrat 49 aufweist. Der auf das lichtempfindliche Substrat 49 treffende Strahl 39 erzeugt an Ausgängen 50 des Lichtdetektors 47 ein elektrisches Signal, welches die auf das lichtempfindliche Substrat 49 treffende Lichtleistung repräsentiert. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist im Strahlengang vor dem lichtempfindlichen Substrat 49 eine Blende 51 angeordnet, welche eine Öffnung 52 mit einem Durchmesser d aufweist, welcher kleiner ist als der Durchmesser D des Strahls 39 in der Bildebene 45 oder gleich dem Durchmesser D des Strahls in der Bildebene 45 ist. Die Querschnittsfläche der Öffnung 52 mit dem Durchmesser d ist kleiner als die Oberfläche des lichtempfindlichen Substrats 49 und definiert damit die wirksame Detektionsfläche des Lichtdetektors 47. Da der Detektionsquerschnitt des Lichtdetektors 47 kleiner ist als der Querschnitt des Strahls 39, repräsentiert die von dem Lichtdetektor 47 detektierte Lichtleistung die Beleuchtungsstärke des Strahls 39 an der Position entlang der Längsachse des Strahls 39, an welcher das lichtempfindliche Substrat 49 angeordnet ist.
Ein schematisch dargestellter Antrieb 53 ist vorgesehen, um den Detektor 47 in Richtung des Strahls 39 zu verlagern, wie dies durch einen Pfeil 54 in Figur 2 dargestellt ist. Der Antrieb 53 wird von einer Steuerung 55 kontrolliert, welche auch das an den Anschlüssen 50 bereitgestellte Detektionssignal des Detektors 47 einliest. Die Steuerung 55 kann durch Kontrollieren des Antriebs 53 die Position des lichtempfindlichen Substrats 49 entlang der Richtung des Strahls 39 variieren und die Beleuchtungsstärke des Strahls 39 in Abhängigkeit von der Position messen. Aus diesen gewonnenen Messdaten, d. h. Positionen und zugehörigen Beleuchtungsstärken, ist es möglich, die Position der Bildebene 45 entlang des Strahls 39 zu bestimmen. Dies kann anhand verschiedener Kriterien erfolgen. Beispielsweise kann die Position der Detektionsfläche 49 entlang der Richtung des Strahls 39 so lange variiert werden, bis die detektierte Beleuchtungsstärke maximal ist. Dann stimmt die Position des lichtempfindlichen Substrats 49 entlang der Achse des Strahls 39 mit der 5 Lage der Bildebene 45 überein. Da die Lage der Bildebene 45 von der Ametropie des Auges 3 abhängt, kann umgekehrt aus der ermittelten Lage der Bildebene 45 auf die Ametropie des Auges geschlossen werden, und die Steuerung 55 kann in Abhängigkeit von der aufgefundenen Position des lichtempfindlichen Substrats 49, an welcher die Beleuchtungsstärke maximal ist, den entsprechenden Messwert ausgeben, der die i o Ametropie des Auges repräsentiert.
Es sind jedoch auch andere Kriterien möglich. Beispielsweise kann die Steuerung 55 durch Ansteuern des Antriebs 53 das lichtempfindliche Substrat 49 an mehreren verschiedenen Positionen entlang der Achse des Strahls 39 anordnen und an einer 15 jeden Position die Beleuchtungsstärke messen. Aus den Messwerten ist es durch Anwenden geeigneter Rechenverfahren, wie beispielsweise Interpolation, möglich, die Lage der Bildebene 45 zu bestimmen.
In dem anhand der Figur 2 dargestellten Beispiel wird die Position des Detektors 47 0 innerhalb des Messmoduls 41 in Richtung des Strahls 39 verlagert. Es ist jedoch auch möglich, den Detektor 47 innerhalb des Messmoduls 41 fest anzuordnen und eine Komponente der Optik 31 oder eine andere Komponente im Strahlengang des Strahls 39 so anzusteuern, dass sich die Lage der Bildebene 45 relativ zu dem Messmodul und damit relativ zu dem Lichtdetektor 47 ändert. Dies kann beispielsweise dadurch 5 erfolgen, dass die angesteuerte Komponente hinsichtlich ihrer Position im Strahlengang und/oder hinsichtlich ihrer Brechkraft verändert wird. Wiederum wird es möglich sein, aus den gewonnenen Messwerten, d. h. den Positionen bzw. Brechkräften der veränderbaren Komponente im Strahlengang und den zugehörigen gemessenen Beleuchtungsstärken die Ametropie des Auges zu ermitteln.
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Figur 3 zeigt eine schematische Darstellung eines weiteren Beispiels eines Augenchirurgie-Mikroskops 1 , wobei in Figur 3 einige wesentliche Komponenten des Abbildungsstrahlengangs nicht dargestellt sind und lediglich die für einen Messstrahlengang 25 wesentlichen Komponenten gezeigt sind. Eine Messlichtquelle 275 erzeugt einen Messlichtstrahl, welcher an einem teildurchlässigen Spiegel 33 reflektiert wird und über eine Optik 31 , einen Spiegel 35 und eine Objektlinse 1 1 des Mikroskops 1 auf ein Auge 3 eines Patienten gerichtet wird. Der Messlichtstrahl 29 beleuchtet auf einer Retina 7 des Auges 3 einen Fleck 37. Von dem Fleck 37 ausgehendes reflektiertes Messlicht verlässt das Auge 3 als Strahl 39, welcher durch die Objektivlinse0 1 1 , über den Spiegel 35, durch die Optik 31 und den teildurchlässigen Spiegel 33 einem Messmodul 41 zugeführt wird. Die Messlichtquelle 27 umfasst eine Lichtquelle 61 und eine Kollimationsoptik 62. Das Messmodul 41 umfasst eine Optik 65, um in einer Ebene 45 ein Bild der Retina 7 zu erzeugen, wobei in der Ebene 45 ein lichtempfindliches Substrat eines Lichtdetektors 47 angeordnet ist. Die Optik 31 ist als Kepler-Teleskop ausgebildet und umfasst hierzu zwei Linsenbaugruppen 61 und 63. Die Linsenbaugruppe 63 ist durch einen in Figur 3 nicht dargestellten Antrieb in Richtung des Messlichtstrahls verlagerbar, wie dies durch einen Pfeil 54 in Figur 3 gekennzeichnet ist. Die tatsächliche Lage des Bildes der Retina 7 innerhalb des Messmoduls 41 hängt von den Brechkräften der im Strahlengang enthaltenen Linsen 65, 61 , 63 und 1 1 des Mikroskops 1 , der Brechkraft der Augenlinse 5 und der Position der Linse 63 entlang des Strahlengangs ab. Für verschiedene Patientenaugen 3 mit verschiedenen Ametropien und Brechkräften der jeweiligen Augenlinse 5 kann jeweils eine Position der Linse 63 entlang des Strahlengangs derart gefunden werden, dass das Bild der Retina 7 tatsächlich in der Ebene 45 entsteht, in welcher das lichtempfindliche Substrat des Detektors 47 angeordnet ist. Hierzu kann eine Steuerung den Antrieb zur Verlagerung der Linsenbaugruppe 63 in Richtung 54 ansteuern und die Detektionssignale des Detektors 47 auslesen, um die Ametropie des jeweiligen Auges 3 zu bestimmen, wie dies vorangehend anhand der Figur 2 erläutert wurde.
Die Figuren 4A bis 4C zeigen vergrößerte Darstellungen des Strahlengangs der Figur 3 für verschiedene Ametropien des Auges 3, wobei die Linsenbaugruppe 63 entlang des Messstrahlengangs jeweils in eine solche Position verlagert ist, dass das Bild der Retina 7 in einer festen Ebene 45 innerhalb des Messmoduls 47 entsteht. Hierbei zeigt Figur 4A den Strahlengang für ein rechtsichtiges Auge, die Figur 4B den Strahlengang für ein mit 3 Dioptrien hyperopes Auge und die Figur 4C den Strahlengang für ein mit 3 Dioptrien myopes Auge. Figuren 5A bis 5C zeigen ein weiteres Beispiel eines Augenchirurgie-Mikroskops 1 , wobei entsprechend den Figuren 4A bis 4C lediglich Details des Messstrahlengangs für verschiedene Ametropien, nämlich ein rechtsichtiges Auge in Figur 5A, ein mit 3 Dioptrien hyperopes Auge in Figur 5B und ein mit 3 Dioptrien myopes Auge in Figur 5C gezeigt sind. Das in den Figuren 5A bis 5C gezeigte Mikroskop weist einen im Wesentlichen ähnlichen Aufbau auf, wie das anhand der Figuren 3 und 4 erläuterte Mikroskop, wobei insbesondere eine Optik 31 des Messstrahlengangs 25 wiederum als Kepler-Teleskop mit zwei Linsenbaugruppen 61 und 63 ausgebildet ist und wobei die Linsenbaugruppe 63 durch einen Antrieb in Richtung 54 des Messstrahlengangs 25 verlagerbar ist. Das in den Figuren 5A bis 5C dargestellte Mikroskop 1 unterscheidet sich von den vorangehend erläuterten Beispielen im Wesentlichen dadurch, dass die Messlichtquelle 27 und das Messmodul 41 unter Verwendung von Lichtleitern miteinander integriert sind. Eine Lichtquelle 61 erzeugt Messlicht und speist dieses in eine Glasfaser 71 ein. Ein Faserkoppler 73 koppelt Licht aus der Glasfaser 71 in eine Glasfaser 75 ein, so dass es an einem ersten Ende der Glasfaser 75, welches in einer Ebene 45 angeordnet ist, als Messlichtstrahl 29 austritt und über die Optik 31 und eine Objektivlinse 1 1 des Mikroskops 1 auf ein in den Figuren 5A bis 5C nicht dargestelltes Auge des Patienten gerichtet wird. Ein Strahl 39 von aus dem Auge austretendem Messlicht wird über die Objektivlinse 1 1 und die Optik 31 dem Messmodul 41 zugeführt, wobei, wie vorangehend beschrieben, die Linsenbaugruppe 63 in Richtung 54 des Messlichtstrahls so verlagert wird, dass in der Ebene 45 ein Bild der Retina entsteht. Dort tritt das Licht des Strahls 39 in das erste Ende der Glasfaser 75 ein, an deren zweitem Ende ein Lichtsensor 49 angeordnet ist, um die Intensität des in die Glasfaser 75 eingekoppelten Messlichts zu detektieren. In diesem Fall definiert der Querschnitt des ersten Endes der Glasfaser 75 den Detektionsquerschnitt des Detektors, und dieser ist kleiner als der Querschnitt der Strahltaille des Strahls 39 in der Ebene 45.
Wie vorangehend beschrieben, kann eine Steuerung einen Antrieb zur Verlagerung der Linsenbaugruppe 63 in mehrere Positionen verlagern und durch Auslesen des Lichtsensors 47 die zu den verschiedenen Positionen gehörige Beleuchtungsstärke des Strahls 39 in der Ebene 45 ermitteln, in welcher das erste Ende der Glasfaser 75 angeordnet ist, um aus diesen Messwerten einen Wert zu bestimmen, der der Ametropie des gerade vermessenen Auges entspricht.
Das in den Figuren 5A bis 5C dargestellte Augenchirurgie-Mikroskop 1 weist ferner eine optische Kohärenztomografievorrichtung 90 (OCT) auf, um mittels der Optischen Kohärenztomografie Messungen an dem untersuchten Auge vorzunehmen. Beispielsweise kann die OCT-Vorrichtung 90 dazu dienen, Strukturen der Vorderkammer des Auges oder der Retina des Auges dreidimensional zu vermessen und darzustellen. Die OCT-Vorrichtung 90 umfasst ein Interferometer mit einer Interferometerbaugruppe 93, welche einen Referenzarm und einen Strahlteiler derart aufweist, dass ein Messarm des Interferometers Teile der Optik des Augenchirurgiemikroskops 1 durchsetzt und bis zu dem mit OCT zu untersuchenden Bereich des Auges reicht. Hierzu tritt aus der Interferometerbaugruppe 93 eine Glasfaser 91 aus, welche Teil des Messarms des Interferometers ist und OCT-Messlicht hin zu dem Auge führt und von dem Auge zurückkommendes Messlicht wiederum der Interferometerbaugruppe 93 zuführt. Das OCT-Messlicht in der Glasfaser 91 wird über den Faserkoppler 73 oder einen weiteren hierfür vorgesehenen Faserkoppler in den Lichtleiter 75 eingespeist, so dass das OCT-Messlicht durch die Linsenbaugruppe 65, die Optik 31 und die Objektivlinse 1 1 hin zu dem Auge gelangen kann, wie dies vorangehend für den Messlichtstrahl 29 beschrieben wurde. Von dem Auge zurückkommendes OCT-Messlicht durchsetzt wiederum die Objektivlinse 1 , die Optik 31 und die Linsenbaugruppe 65, tritt in den Lichtleiter 75 ein und wird über den Faserkoppler 73 in die Glasfaser 91 eingekoppelt, um in die Interferometerbaugruppe 93 einzutreten und dort analysiert zu werden, um mit der OCT-Vorrichtung 90 OCT- Messdaten zu gewinnen.
Hierbei kann ein Spiegel 95, an welchem das OCT-Messlicht reflektiert wird, als Scanspiegel ausgebildet sein, d. h. als ein Spiegel, welcher in zwei linear unabhängige Raumrichtungen verschwenkbar ist, um den Ort, an welchem das OCT-Messlicht in den untersuchten Bereich des Auges fokussiert wird, in Lateralrichtung des OCT- Messlichtstrahls zu verlagern und auf diese Weise OCT-Messdaten aus einem räumlich ausgedehnten Bereich zu gewinnen. Hierbei ist es auch möglich, dass anstatt eines Spiegels 95 zwei im Strahlengang hintereinander angeordnete Spiegel vorgesehen sind, welche nicht in zwei Raumrichtungen verschwenkbar sind sondern jeweils nur in eine Raumrichtung, wobei dann ein Spiegel die Verlagerung des Strahls in die eine Raumrichtung bewirkt und der andere Spiegel die Verlagerung des Strahls in die hierzu linear unabhängige andere Raumrichtung bewirkt. Der Scanspiegel 95 der OCT- Vorrichtung 90 kann auch dazu eingesetzt werden, den mit dem Messlichtstrahl 29 erzeugten Fleck auf der Retina des untersuchten Auges an einer gewünschten Stelle der Retina, beispielsweise der Fovea, zu positionieren.
Die Figuren 6A bis 6C zeigen ein weiteres Beispiel eines Augenchirurgie-Mikroskops 1 , wobei wiederum lediglich Details eines Messstrahlengangs 25 für verschiedene Ametropien, nämlich ein rechtsichtiges Auge in Figur 6A, ein mit 3 Dioptrien hyperopes Auge in Figur 6B und ein mit 3 Dioptrien myopes Auge in Figur 6C gezeigt sind. Das in den Figuren 6A bis 6C gezeigte Mikroskop weist einen im Wesentlichen ähnlichen Aufbau auf, wie die anhand der Figuren 3 bis 5 erläuterten Mikroskope. Im Unterschied zu diesen Mikroskopen weist das in den Figuren 6A bis 6C gezeigte Mikroskop eine veränderbare Optik, welche sowohl von einem hin zu einem Auge 3 gerichteten Messlichtstrahl 29 als auch von einem Strahl 39 von an einer Retina 7 des Auges 3 reflektiertem Messlicht durchsetzt wird, nicht auf. Gleichwohl umfasst dieses Mikroskop 1 ein Messmodul 41 , welches dazu konfiguriert ist, eine Lage eines Bildes der Retina entlang der Richtung des Strahls 39 zu detektieren. Hierzu kann das Messmodul 41 eine Optik aufweisen, um das Bild der Retina letztendlich zu erzeugen, wobei eine Brechkraft der Optik oder Positionen von Komponenten der Optik veränderbar sind, um das Bild der Retina an einer festen Position innerhalb des Messmoduls 41 zu erzeugen, an welcher dann auch ein lichtempfindliches Substrat eines Detektors angeordnet sein kann, oder um eine Position eines lichtempfindlichen Substrats entlang der Richtung des Strahls 39 zu variieren, um die Lage des Bildes zu detektieren, wie dies vorangehend bereits mehrfach erläutert wurde.
Eine Messlichtquelle 27 umfasst eine Lichtquelle 61 , welche Messlicht erzeugt und in eine Glasfaser 71 einspeist, so dass es an einem Ende der Glasfaser 71 hin zu einer Kollimationsoptik 62 austritt, welche den Messlichtstrahl 29 formt. Das Ende der Glasfaser 71 ist in einer Ebene 66 angeordnet und an einen Antrieb 53 gekoppelt, welcher betätigbar ist, um das Ende der Glasfaser 71 in eine durch einen Pfeil 54 in Figur 6A repräsentierte Richtung zu verlagern, so dass der Abstand des Endes der Glasfaser 71 von der Kollimationsoptik 62 änderbar ist. Über diesen Abstand ist auch die Divergenz bzw. Konvergenz des von der Kollimationsoptik 62 geformten Messlichtstrahls 29 änderbar und an die Ametropie des untersuchten Auges 3 anpassbar, um mit dem Messlichtstrahl 29 einen möglichst kleinen Fleck 37 auf der Retina 7 des Auges 3 zu beleuchten.
Damit kann bei einer gegebenen Lage des Endes 66 der Glasfaser 71 relativ zu der Kollimationsoptik 62 mit dem Messmodul 41 die Ametropie des Auges 3 in erster Näherung bestimmt werden, daraufhin die Position des Endes der Glasfaser 71 relativ zu der Kollimationsoptik 62 in Abhängigkeit von der bestimmten Ametropie geändert werden, um daraufhin einen genaueren Wert der Ametropie des Auges mit dem Messmodul 41 zu bestimmen. Dieser Vorgang kann, wenn nötig, iterativ wiederholt werden.
Darüber hinaus ist es möglich, die Position des Endes der Glasfaser 71 relativ zu der Kollimationsoptik 62 fest einzustellen und beizubehalten, wenn der Durchmesser des von der Kollimationsoptik 62 geformten Messlichtstrahls 29 so klein ist, dass bei den in Frage kommenden Ametropien des Auges die mit dem Messlichtstrahl 29 beleuchteten Flecken 37 auf der Retina 7 der Augen ausreichend klein sind. Ein weiteres Ausführungsbeispiel eines Augenchirurgie-Mikroskops 1 wird nachfolgend anhand der Figuren 7A bis 7C und 8A bis 8C erläutert, wobei die Figuren 7A bis 7C einen Meridionalschnitt eines Messstrahlengangs und die Figuren 8A bis 8C einen entsprechenden Sagittalschnitt des Messstrahlengangs zeigen, und wobei der Messstrahlengang für verschiedene Ametropien des Auges dargestellt ist, nämlich für ein mit 2,5 Dioptrien myopes Auge in den Figuren 7A und 8A, für ein rechtsichtiges Auge in den Figuren 7B und 8B und für ein mit 2,5 Dioptrien hyperopes Auge in den Figuren 7C und 8C.
Das in den Figuren 7A bis 7C und 8A bis 8C gezeigte Mikroskop 1 weist einen Aufbau auf, der dem Aufbau der vorangehend erläuterten Mikroskope ähnlich ist. In den Figuren 7A bis 8C ist im Wesentlichen der Strahlengang eines Strahls 39 von an der Retina eines Auges reflektiertem Messlicht dargestellt. Der Messlichtstrahl selbst kann über eine in den Figuren 7A bis 8C nicht dargestellte Messlichtquelle erzeugt werden, wie dies im Zusammenhang mit den anhand der Figuren 1 bis 6 beschriebenen Mikroskopen erläutert wurde. Das Bezugszeichen 5 in den Figuren 7A bis 8C bezeichnet die Lage einer Pupille des untersuchten Auges. Der Strahl 39 des aus dem Auge austretenden Messlichts durchsetzt eine Objektivlinse 1 1 des Mikroskops, kann an einem an der mit dem Bezugszeichen 35 versehenen Stellen angeordneten Spiegel reflektiert werden und kann einen an der mit dem Bezugszeichen 33 versehenen Stelle angeordneten Strahlteiler durchsetzen, bevor der Strahl 39 in ein Messmodul 41 eintritt. Das Messmodul 41 umfasst eine anamorphotische Optik 65, welche in dem dargestellten Beispiel eine Zylinderlinse ist, um einen Linienfokus zu erzeugen. Entlang dieses Linienfokus ist ein lichtempfindliches Substrat 49 eines Detektors angeordnet, und zwar derart, dass ein Abstand des Substrats 49 von der astigmatischen Optik 65 entlang der Linie des Linienfokus zunimmt.
Figur 9 zeigt eine schematische Darstellung einer auf dem Substrat 49 des Detektors auftreffenden Beleuchtungsstärke des Strahls 39. Hierbei sind durch Linien 81 drei Bereiche 82, 83 und 84 voneinander getrennt. In den Bereichen 82 und 84 trifft kein Messlicht auf das Substrat 49, während in dem Bereich 83 Messlicht auf das Substrat 49 trifft. Der Bereich 83 hat, gesehen in Längsrichtung des Substrats 49, eine veränderliche Breite und ist dort am schmälsten, wo eine Ebene 45, welche senkrecht zur optischen Achse orientiert ist und den Linienfokus enthält, die Fläche des Substrats 49 schneidet. Dort ist auch die Beleuchtungsstärke des auftreffenden Messlichts am größten.
Das Substrat 49 kann als ein zweidimensionales Feld von Pixeln ausgebildet sein, deren Durchmesser gleich oder kleiner ist als ein kleinster Durchmesser D des mit Messlicht beleuchteten Bereichs 83 auf der Oberfläche des Substrats 49. Das Substrat 49 kann ferner als ein eindimensionales Feld von mehreren lichtempfindlichen Pixeln ausgebildet sein, welche in einer Linie entlang der Erstreckungsrichtung des Substrats 49 angeordnet sind. Da die Beleuchtungsstärke bei dem Pixel bzw. Bildelement am größten ist, wo die Ebene 45, in welcher das Bild der Retina entsteht, angeordnet ist, kann durch Auswerten der von den Pixeln detektierten Lichtintensitäten auf die Lage der Ebene 45 relativ zu dem Substrat 49 und damit auf die Ametropie des Auges geschlossen werden.
Die Figuren 10A bis 10G zeigen ein weiteres Beispiel eines Augenchirurgie-Mikroskops 1 , wobei wiederum lediglich Details eines Messstrahlengangs 25 für verschiedene Ametropien gezeigt sind. Die Figuren 1 1A bis 1 1 G sind vergrößerte Darstellungen von Teilen der Figuren 10A bis 10G. Die Figuren 10A und 1 1A zeigen den Strahlengang für ein mit 7,5 Dioptrien myopes Auge, die Figuren 10B und 1 1 B für ein mit 5 Dioptrien myopes Auge, die Figuren 0C und 1 1 C für ein mit 2,5 Dioptrien myopes Auge, die Figuren 10D und 1 1 D für ein normalsichtiges Auge, die Figuren 10E und 1 1 E für ein mit 2,5 Dioptrien hyperopes Auge, die Figuren 10F und 1 F für ein mit 5 Dioptrien hyperopes Auge und die Figuren 10G und 1 1 G für ein mit 7,5 Dioptrien hyperopes Auge. Details des Beobachtungsstrahlengangs des Mikroskops 1 und Details zur Erzeugung des Messlichtstrahls sind in den Figuren 10A bis 1 G nicht dargestellt. Diese Figuren sollen lediglich den Verlauf eines Strahls 39 von aus dem Auge austretendem Messlicht hin zu einem Detektor zeigen. Das Bezugszeichen 5 in den Figuren 10A bis 10G bezeichnet die Lage einer Pupille des zu untersuchenden Auges. Der Strahl 39 des aus dem Auge austretenden Messlichts durchsetzt eine Objektivlinse 1 1 des Mikroskops 1 , kann an einem an der mit dem Bezugszeichen 35 versehenen Stelle angeordnetem Spiegel reflektiert werden und kann einen an der mit dem Bezugszeichen 33 versehenen Stelle angeordneten Strahlteiler durchsetzen, bevor er eine Optik 31 durchsetzt und in ein Messmodul 41 eintritt.
Die Optik 31 ist so ausgelegt, dass für einen großen Bereich an Ametropien, nämlich von 7,5 Dioptrien hyperop bis 7,5 Dioptrien myop ein Bild der Retina des untersuchten Auges in einer Ebene 45 innerhalb des Messmoduls 41 entsteht. Hierzu umfasst die Optik 31 eine Linse 82 mit einer Brennweite von +46 mm, eine Linse 83 mit einer Brennweite von -17 mm und eine Linse 84 mit einer Brennweite von +34 mm, und das Messmodul 41 umfasst eine Linsenbaugruppe 65 mit einer Brennweite von +15 mm, um das Bild der Retina in der Ebene 45 zu erzeugen. Die Lage dieser Ebene 45 entlang des Strahlengangs des Strahls 39 hängt von der Ametropie des Auges ab und kann gemäß einer der vorangehend beschriebenen Techniken bestimmt werden. So kann unter anderem die Position eines lichtempfindlichen Substrats entlang des Strahlengangs verändert werden, es kann die Position einer weiteren optischen Komponente entlang des Strahlengangs verändert werden, oder es kann die Brechkraft einer optischen Komponente verändert werden. Die anhand der Figuren 10A bis 1 1 G erläuterte Optik 31 hat die Besonderheit, dass sie zusammen mit der Objektivlinse 11 ein afokales System bildet, dessen Brennpunkte im Unendlichen liegen. Somit ist bei emmetropem Auge der Strahlengang zwischen der Optik 31 und dem Messmodul 41 ein paralleler Strahlengang, und die Pupille 5 des Auges des Patienten wird auf die Linsenbaugruppe 65 des Messmoduls 41 abgebildet. Damit ergibt sich der Vorteil, dass bei einem vorgegebenen Messbereich der Ametropie ein räumlicher Bereich mit endlicher Ausdehnung existiert, in welchem keine zu der Retina des untersuchten Auges konjugierte Ebene liegt. Deshalb kann man immer eine Position für eine Linse positiver Brechkraft geeigneter Brennweite finden, so dass für alle Ametropien aus dem Messbereich eine Lage der Bildebene der Retina innerhalb des räumlichen Bereichs endlicher Ausdehnung existiert, in welchem das lichtempfindliche Substrat eines Detektors angeordnet werden kann oder welche wiederum mittels einer änderbaren Optik auf einen räumlich fest angeordneten Detektor abgebildet werden kann. Die Figuren 12A bis 12G und 13A bis 13G zeigen in Entsprechung zu den vorangehend beschriebenen Figuren 10A bis 10G und 1 1A bis 1 G ein weiteres Beispiel eines Augenchirurgie-Mikroskops, wobei wiederum nur der Strahlengang eines Strahls 39 von aus einem Auge austretendem Messlicht hin zu einem Messmodul 41 dargestellt ist. Wie bei dem anhand der Figuren 10A bis 11 G beschriebenen Beispiel ist auch in dem in den Figuren 12A bis 13G gezeigten Beispiel eine Optik 31 so ausgelegt, dass sie für einen großen Bereich an vorkommenden Ametropien, nämlich von 7,5 Dioptrien hyperop bis 7,5 Dioptrien myop die Retina in eine Ebene 45 abbildet, welche innerhalb einer handhabbaren endlichen Strecke innerhalb des Messmoduls 41 liegt. Hierzu umfasst die Optik 31 lediglich eine Linsenbaugruppe 82, und das Messmodul 41 umfasst eine Linsenbaugruppe mit einer Brennweite von +10 mm. Die Lage der Bildebene 45 innerhalb des Messmoduls hängt von der Ametropie des untersuchten Auges ab, so dass durch Auffinden der Lage der Bildebene gemäß einer der vorangehend beschriebenen Methoden auf die Ametropie des Auges geschlossen werden kann.
Die Linsenbaugruppe 82 hat eine Brennweite von ungefähr +50 mm und ist als Kittglied aus zwei einzelnen Linsen aufgebaut. Die. optischen Daten der Linsenbaugruppe 82 sind in der nachfolgenden Tabelle wiedergegeben.
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Figur 14 zeigt ein weiteres Beispiel eines Messmoduls 41 , welches in einem Augenchirurgie-Mikroskop einsetzbar ist und welches auch anstelle der Messmodule in den anhand der Figuren 1 bis 13 erläuterten Mikroskope eingesetzt werden kann. Das in Figur 14 gezeigte Messmodul 41 dient dazu, die Lage eines von einer Optik des Mikroskops erzeugten Bildes der Retina eines Auges entlang eines Messstrahlengangs zu ermitteln. Das Messlicht kann von einer Messlichtquelle 27 erzeugt werden, welche eine Lichtquelle 61 aufweist, die einen Messlichtstrahl 29 erzeugt, der von einer Optik 62 kollimiert wird und über einen teildurchlässigen Spiegel 33 hin zu einem Auge eines Patienten, welches in Figur 14 nicht dargestellt ist, gerichtet wird. An der Retina des Auges reflektiertes Messlicht durchsetzt als Strahl 39 den teildurchlässigen Spiegel 33 und wird durch einen Strahlteiler 48 in zwei Teilstrahlen 39^ und 392 aufgeteilt. Ein jeder der Teilstrahlen 39-| und 392 erzeugt in einer Ebene 45 ein Bild der Retina. Wie vorangehend beschrieben, kann aus der Lage des Bildes entlang des Messstrahlengangs auf die Ametropie des Auges geschlossen werden. In dem hier beschriebenen Beispiel werden über den Strahlteiler 48 zwei Bilder 45 der Retina erzeugt. Ein erster Detektor 47-\ ist in dem Teilstrahl 39i so positioniert, dass das Bild 45 der Retina im Strahlengang vor dem lichtempfindlichen Substrat des Detektors 47i angeordnet ist. Ein zweiter Detektor 472 ist im Strahlengang des Teilstrahls 392 so angeordnet, dass dessen lichtempfindliches Substrat im Strahlengang vor der Ebene 45 angeordnet ist, in der das Bild der Retina entsteht. Das lichtempfindliche Substrat des Detektors 47-) ist damit mit einem größeren Abstand von dem Strahlteiler 48 angeordnet als das lichtempfindliche Substrat des Detektors 472. Die beiden Detektoren 47-| und 472 sind jeweils dazu konfiguriert, die Beleuchtungsstärke in dem Strahl 39-) bzw. 392 zu messen. Hierzu können die Detektoren 47i , 472 ZIJrn Beispiel ein Substrat aufweisen, dessen laterale Ausdehnung kleiner ist als der Durchmesser des Strahls 39i , 392, °der vor den lichtempfindlichen Substraten der Detektoren 47-| , 472 kann jeweils eine Blende angeordnet sein, deren Öffnung einen Durchmesser aufweist, welcher kleiner ist als der Durchmesser des auf die Blende treffenden Strahls 39i , 392. Die Detektoren 47 -i und 472 können jeweils durch einen in Figur 14 nicht gezeigten Antrieb in Richtung des Strahls 39-i bzw. 392 verlagerbar sein. Durch Betätigen des Antriebs ist es somit möglich, bei vorab nicht bekannter Lage der Ebenen 45, in welchen das Bild der Retina entsteht, in den Strahlen 39i und 392 die Detektoren 47i und 472 so zu positionieren, dass einer der Detektoren im Strahlengang hinter der Ebene 45 angeordnet ist und der andere Detektor im Strahlengang vor der Ebene 45 angeordnet ist. Diese Situation kann beispielsweise dadurch festgestellt werden, dass beide Detektoren die gleiche Beleuchtungsstärke detektieren. Dann nämlich liegt die Ebene 45 im Strahlengang genau zwischen den Positionen der beiden lichtempfindlichen Substrate der Detektoren 47-| und 472.
Ferner ist es möglich, die Detektoren 47-| , 472 und den Strahlteiler 48 als Baugruppe gemeinsam durch einen in Figur 14 nicht gezeigten Antrieb in Richtung des Strahls 39 zu verlagern, um die Ebene 45, in welcher das Bild der Retina entsteht, relativ zu den Detektoren 47i , 472 so zu positionieren, wie dies in Figur 14 gezeigt ist, d. h. im Strahlengang des Strahls 391 vor dem Detektor 47i und im Strahlengang des Strahls 392 hinter dem Detektor 472- Aus der Stelle des Antriebs, in welcher diese Situation erreicht wird, kann wiederum, wie vorangehend beschrieben, auf die Ametropie des Auges geschlossen werden. Die in der Optik der vorangehend erläuterten Mikroskope enthaltenen Strahlteiler können polarisierend ausgebildet sein, um in Kombination mit Polarisatoren und λ/4- Platten Verluste durch Reflexionen zu vermindern. Ferner können zur Unterdrückung von unerwünschtem Streulicht Bandpassfilter eingesetzt werden, so dass lediglich Wellenlängen aus einem beschränkten Wellenlängenbereich für die Messung zur Bestimmung der Lage des Bildes der Retina eingesetzt werden.
Das Messlicht kann ferner zeitlich gepulst werden, so dass der Fleck auf der Retina des Auges zur Vermeidung einer unnötigen Strahlenbelastung der Retina nicht dauerhaft mit konstanter Intensität beleuchtet wird. Ferner kann gepulstes Messlicht auch dazu dienen, um bei Anwesenheit von Umgebungslicht, wie beispielsweise der Deckenbeleuchtung in einem Operationsraum, durch Analyse der Zeitstruktur des detektierten Messlichts ein gutes Messergebnis zu erzielen.
Anhand der Figuren 7 bis 9 wurde vorangehend ein System beschrieben, welches eine anamorphotische Optik mit einer Zylinderlinse aufweist. Dieses System kann beispielsweise auch dahingehend erweitert werden, dass es zwei anamorphotische Optiken mit beispielsweise zwei Zylinderlinsen aufweist, deren Linienfokus in zueinander senkrechten Richtungen orientiert ist. Dann ist es möglich, auch einen Astigmatismus des untersuchten Auges als Parameter der gemessenen Ametropie zu bestimmen.

Claims

Patentansprüche
Mikroskop zur Verwendung in der Augenchirurgie, wobei das Mikroskop einen Abbildungsstrahlengang zur Abbildung eines Teils eines Auges eines Patienten und einen Messstrahlengang zur Messung einer Ametropie des Auges des Patienten bereitstellt, und wobei das Mikroskop umfasst:
eine von dem Abbildungsstrahlengang durchsetzte Objektivlinse mit einer Objektebene, in der das Auge des Patienten anordenbar ist;
wenigstens ein in dem Abbildungsstrahlengang hinter der Objektivlinse angeordnetes Okular oder/und eine in dem Abbildungsstrahlengang hinter der Objektivlinse angeordnete Kamera, um ein Bild der Objektebene zu erzeugen bzw. zu detektieren;
eine Messlichtquelle zur Erzeugung eines Messlichtstrahls;
ein in dem Messstrahlengang angeordnetes Messmodul mit wenigstens einem
Messlicht detektierenden Lichtdetektor;
eine von dem Messstrahlengang durchsetzte Optik, um den Messlichtstrahl auf die Retina des Auges des Patienten zu richten und um an der Retina reflektiertes Messlicht dem Messmodul zuzuführen; und
eine Steuerung;
wobei das Messmodul und die Steuerung dazu konfiguriert sind, eine Lage eines von der Optik erzeugten Bildes der Retina entlang des Messstrahlenganges zu ermitteln und einen Messwert auszugeben, der die Ametropie des Auges des Patienten repräsentiert.
Mikroskop nach Anspruch 1 , ferner umfassend einen Antrieb, um eine Position wenigstens einer in dem Messstrahlengang angeordneten Komponente in Richtung des Messstrahlengangs zu verlagern;
wobei der wenigstens eine Lichtdetektor ein Detektionssignal bereitstellt, welches eine Beleuchtungsstärke des auf den Lichtdetektor treffenden Messlichts repräsentiert; und
wobei die Steuerung dazu konfiguriert ist, den Antrieb in Abhängigkeit von dem Detektionssignal so lange anzusteuern, bis die Beleuchtungsstärke des auf den wenigstens einen Lichtdetektor treffenden Messlichts ein vorbestimmtes Kriterium erfüllt und dann in Abhängigkeit von der erreichten Position der wenigstens einen Komponente den Messwert auszugeben, der die Ametropie des Auges des Patienten repräsentiert.
Mikroskop nach Anspruch 2, wobei das vorbestimmte Kriterium dann erfüllt ist, wenn die Beleuchtungsstärke des auf den wenigstens einen Lichtdetektor treffenden Messlichts maximal ist. Mikroskop nach Anspruch 2, wobei das Messmodul zwei Lichtdetektoren aufweist, welche entlang des Messstrahlengangs mit unterschiedlichen Abständen von der Objektebene angeordnet sind, und
wobei das vorbestimmte Kriterium dann erfüllt ist, wenn die Beleuchtungsstärken des auf die zwei Lichtdetektoren treffenden Messlichts ein vorbestimmtes Verhältnis aufweisen und insbesondere gleich sind.
Mikroskop nach einem der Ansprüche 2 bis 4, wobei die in dem Messstrahlengang angeordnete Komponente, deren Position von dem Antrieb verlagert wird, eine Linse der von dem Messstrahlengang durchsetzten Optik umfasst.
Mikroskop nach einem der Ansprüche 2 bis 5, wobei die in dem Messstrahlengang angeordnete Komponente, deren Position von dem Antrieb verlagert wird, den wenigstens einen Lichtdetektor umfasst.
Mikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 6,
wobei das Messmodul eine Vielzahl von das Messlicht detektierenden Lichtdetektoren aufweist, welche entlang des Messstrahlengangs mit unterschiedlichen Abständen von der Objektebene angeordnet sind und welche jeweils ein Detektionssignal bereitstellen, das eine Beleuchtungsstärke des auf den jeweiligen Lichtdetektor treffenden Messlichts repräsentiert; und
wobei die Steuerung dazu konfiguriert ist, in Abhängigkeit von den Detektionssignalen den Messwert auszugeben, der die Ametropie des Auges des Patienten repräsentiert.
Mikroskop nach Anspruch 7, wobei das Messmodul eine astigmatische Linse umfasst, welche in dem Messstrahlengang vor der Vielzahl von Lichtdetektoren angeordnet ist.
Mikroskop nach Anspruch 8, wobei die Vielzahl von Lichtdetektoren in einer Reihe angeordnet sind.
Mikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei der Messlichtstrahl in der Objektebene einen Durchmesser aufweist, der kleiner ist als 3,5 mm und/oder wobei der Messlichtstrahl in der Objektebene einen Durchmesser aufweist, der größer ist als 0,5 mm. Mikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei der Messstrahlengang die Objektivlinse durchsetzt.
Mikroskop nach Anspruch 1 1 , ferner umfassend einen in dem Messstrahlengang zwischen der Objektivlinse und dem Messmodul angeordneten Spiegel.
Mikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 12, ferner umfassend einen Strahlteiler, welcher zwischen der Messlichtquelle und der Objektebene und in dem Messstrahlengang zwischen der Objektebene und dem Messmodul angeordnet ist.
Mikroskop nach einem der Ansprüche 1 bis 13, wobei der Lichtdetektor einen Detektionsquerschnitt aufweist, der kleiner ist als ein Durchmesser eines auf den Detektionsquerschnitt treffenden Strahls von an der Retina reflektiertem und dem Messmodul zugeführtem Messlicht.
Mikroskop nach Anspruch 14, wobei der Detektionsquerschnitt durch eine in dem Messstrahlengang vor dem wenigstens einen Lichtdetektor angeordnete Blende definiert ist.
Mikroskop nach Anspruch 15, wobei der Detektionsquerschnitt durch ein erstes Ende einer Glasfaser definiert ist, welches in dem Strahl von an der Retina reflektiertem und dem Messmodul zugeführtem Messlicht angeordnet ist, wobei durch das erste Ende in die Glasfaser eintretendes Messlicht durch die Glasfaser zu dem Lichtdetektor geführt wird.
Mikroskop nach Anspruch 16, wobei die Messlichtquelle die Glasfaser umfasst und der Messlichtstrahl aus dem ersten Ende der Glasfaser austritt.
Mikroskop nach Anspruch 16 oder 17, ferner umfassend ein OCT-System, wobei OCT-Messlicht aus dem ersten Ende der Glasfaser austritt.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10827919B2 (en) 2017-05-02 2020-11-10 Alcon Inc. Reconfigurable optical coherence tomography (OCT) system

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013002293A1 (de) 2013-02-08 2014-08-14 Carl Zeiss Meditec Ag Augenchirurgiesysteme und Verfahren zum Einsetzen von Introkularlinsen
DE102013021974B3 (de) 2013-12-20 2015-03-19 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur Bestimmung einer Ametropie eines Auges
DE102014014093B4 (de) 2014-09-23 2018-10-11 Carl Zeiss Meditec Ag Augenchirurgiesystem und Verfahren zum Betreiben eines Augenchirurgiesystems
DE102017117925A1 (de) 2017-08-07 2019-02-07 Carl Zeiss Meditec Ag Konfokales Refraktometer zur Bestimmung der Refraktion eines Auges eines Patienten
DE102018118352A1 (de) * 2018-07-30 2020-01-30 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches Operationsmikroskop
DE102019101618A1 (de) 2019-01-23 2020-07-23 Carl Zeiss Meditec Ag Messverfahren zum Bestimmen eines Astigmatismus eines Auges
EP3816611B1 (de) * 2019-10-29 2023-01-25 Leica Microsystems CMS GmbH Mikroskop und verfahren zur bestimmung einer aberration in einem mikroskop

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6419671B1 (en) * 1999-12-23 2002-07-16 Visx, Incorporated Optical feedback system for vision correction
EP2103249A1 (de) 2008-03-19 2009-09-23 Carl Zeiss Surgical GmbH Chirurgisches Mikroskopsystem mit optischer Kohärenz-Tomographieeinrichtung
EP2443991A1 (de) * 2010-10-20 2012-04-25 Möller-Wedel GmbH Operationsmikroskop mit Vorrichtung zur intraoperativen Refraktionsmessung

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0788613B2 (de) * 1994-10-26 2008-06-04 Leica Microsystems (Schweiz) AG Mikroskop, insbesondere operationsmikroskop
JP4417035B2 (ja) * 2003-06-09 2010-02-17 株式会社トプコン 観察装置
DE102005022125A1 (de) 2005-05-12 2006-11-16 Carl Zeiss Microlmaging Gmbh Lichtrastermikroskop mit Autofokusmechanismus
JP5523658B2 (ja) * 2007-03-23 2014-06-18 株式会社トプコン 光画像計測装置
JP4940070B2 (ja) * 2007-09-10 2012-05-30 国立大学法人 東京大学 眼底観察装置、眼科画像処理装置及びプログラム
DE102008011608A1 (de) 2008-02-28 2009-09-03 Carl Zeiss Surgical Gmbh Vorsatzeinrichtung für eine optische Beobachtungseinrichtung
DE102008047400B9 (de) 2008-09-16 2011-01-05 Carl Zeiss Surgical Gmbh Augenchirurgie-Messsystem
US8459795B2 (en) 2008-09-16 2013-06-11 Carl Zeiss Meditec Ag Measuring system for ophthalmic surgery
US8366271B2 (en) * 2010-01-20 2013-02-05 Duke University Systems and methods for surgical microscope and optical coherence tomography (OCT) imaging
DE102010010569A1 (de) 2010-03-05 2011-09-08 Andreas Schnalke Diagnosevorrichtung zur Detektion einer Schichtgrenze in einem Auge sowie Ringelement für die Diagnosevorrichtung
DE102010024606B4 (de) 2010-06-22 2019-11-14 Carl Zeiss Meditec Ag Aberrometrisches Messsystem
US9050027B2 (en) * 2010-07-30 2015-06-09 Adventus Technologies, Inc. Intraoperative imaging system and apparatus
DE102011083353A1 (de) 2011-09-23 2013-03-28 Carl Zeiss Ag Abbildungsvorrichtung und Abbildungsverfahren

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6419671B1 (en) * 1999-12-23 2002-07-16 Visx, Incorporated Optical feedback system for vision correction
EP2103249A1 (de) 2008-03-19 2009-09-23 Carl Zeiss Surgical GmbH Chirurgisches Mikroskopsystem mit optischer Kohärenz-Tomographieeinrichtung
EP2443991A1 (de) * 2010-10-20 2012-04-25 Möller-Wedel GmbH Operationsmikroskop mit Vorrichtung zur intraoperativen Refraktionsmessung

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10827919B2 (en) 2017-05-02 2020-11-10 Alcon Inc. Reconfigurable optical coherence tomography (OCT) system

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DE102012012281A1 (de) 2013-12-24
US9615740B2 (en) 2017-04-11

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