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Hintergrund der Erfindung
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Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Wellenfrontabtastung
und insbesondere ein verbessertes ophthalmisches Aberrometer zur
Retinabeleuchtung.
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Beschreibung des Stands der Technik
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Ein
Wellenfrontsensor, der häufig
als ein Aberrometer bezeichnet wird (wobei diese Ausdrücke hierin
austauschbar verwendet werden), ist eine Vorrichtung, die eine Differenz
des optischen Lichtweges zwischen einer verformten Wellenfront und
einer idealen oder Bezugswellenfront mißt. Eine geeignet verarbeitete
Messung ergibt Werte für
verschiedene Aberrationen im optischen System, durch das sich das
Licht ausbreitet. Seit neuestem hat sich die Aufmerksamkeit auf
die Gestaltung und die Verwendung von Wellenfrontsensoren zur Messung
der Aberrationen des Auges konzentriert, mit dem Ziel der Verbesserung
der Sehqualität.
Das
US-Patent 5,777,719 von
Williams beschreibt einen Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor, der verwendet werden kann,
um unter anderen Parametern, Augenaberrationen höherer Ordnung zu messen. Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoren
sind durch eine Mikrolinsen-(Lenslet-)Anordnung zur Abbildung der
Lichtreflexion von der Retina auf eine Anordnung von Flecken auf
einen Detektor gekennzeichnet. Die resultierende Fleckbildanordnung
ist von der regulären Anordnung
verschoben, die von einem optischen System herrührt, das keine Aberration erzeugt.
Diese Verschiebungen der Flecken werden verwendet, um die Wellenfrontneigung
an jedem Fleckort zu bestimmen, und diese Informationen werden typischerweise
verwendet, um die Koeffizienten von Zernike-Polynomen zu bestimmen,
die unterschiedliche Ordnungen und Moden bzw. Arten der Wellenfrontaber rationen
repräsentieren.
Andere Arten von Aberrometern umfassen das räumlich auflösende Refraktometer, das auf
dem Scheiner-Optometer
beruht, jene, die auf dem Tscherning-Prinzip beruhen, Skiaskopiesysteme,
Abtastsysteme des Tracey-Techniktyps, Strahlenverfolgungsvorrichtungen
und andere. Alle diese Aberrometertypen sind in der Technik der ophthalmischen
Wellenfrontabtastung wohlbekannt, so daß eine detaillierte Beschreibung
dieser Vorrichtungen nicht notwendig ist, um die Erfindung zu verstehen.
Beschreibungen dieser Vorrichtungen können zum Beispiel in J. Refractive
Surg. 16 (5), September/Oktober 2000 gefunden werden.
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DE 199 26 274 offenbart
ein Verfahren und eine Vorrichtung zur gleichzeitigen Bestimmung
der Oberflächentopographie
und der Biometrie des Auges. Gemäß der Verweisquelle
werden eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Messung von Eigenschaften
sowohl der anterioren Hornhautoberfläche als auch einer Innenfläche des
Auges offenbart, wobei eine optische Kohärenztopographie oder Wellenfrontanalyse
genutzt werden, wie sie mit einem Hartmann-Shack-Detektor durchgeführt wird.
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Unabhängig von
den Abtastprinzipien der Aberrometer unterschiedlichen Typs brauchen
sie alle eine Retinabeleuchtungsquelle. Dies ist typischerweise
eine lichtemittierende Diode, eine Superlumineszenzdiode (SLD),
eine Laserdiode (die typischerweise unter ihrer Schwelle betrieben
wird) oder eine andere vorzugsweise teilweise kohärente Quelle,
die eine Punktquelle auf der Retina des Patienten erzeugt. Tatsächlich ist
es sehr wünschenswert,
daß die
Augenbeleuchtung auf die Fovea des Auges fokussiert, so daß die endgültige Wellenfrontmessung Aberrationen
an der Fovea repräsentiert,
dem Abschnitt mit der höchsten
Auflösung
der Retina. Eine Beleuchtung, die eine Fläche abdeckt, die größer als die
Fovea ist, wird weniger genaue Aberrationswerte erzeugen. Im Allgemeinen
ist ein Brechungsfehler des Patienten der größte optische Defekt, mit dem man
bei einer Aberrometerwellenfrontmessung zu kämpfen hat. Ein solcher Fehler
begrenzt den Meßbereich
des Aberrometers. Der typische ophthalmische Patient wird eine unkorrigierte
Defokussierung in einem weiten Bereich zwischen ±15 Dioptrien (D) aufweisen.
Dies bedeutet, daß das
Auge das Licht in einem gewissen Abstand entweder vor oder hinter der
Retinaebene fokussieren wird, wobei unklare bzw. verschwommene Bilder
auf der Retina erzeugt werden, wenn dieser Wert von Null verschieden
ist.
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DE 100 14 480 , mit dem
Titel „Spezifische Hornhautmodellierung" betrifft ein System
zum Kombinieren ophthalmischer Wellenfrontaberrationsdaten und ophthalmischer
Hornhauttopographiedaten, um ein spezifisches Ablationskorrekturprofil
zu erzeugen. Ein Abschnitt der Vorrichtung weist einen Wellenfrontanalysator
auf, der eine Laserdiode als die Retinabeleuchtungsquelle enthält. Das
Eingangslicht wird durch einen Polarisationsstrahlteiler geschickt,
um schließlich
das Signalstörverhältnis des Lichts
zu verbessern, das von der Retina des Auges rückgestreut wird, das schließlich durch
die Lenslet-Kamera eines Hartmann-Shack-Wellenfrontdetektors erfaßt wird.
Es wird ein optisches System des Posaunentyps verwendet, um den
Fokus des Lichts aus der Laserdiode auf die Retina des Auges einzustellen,
um Defokussierungsfehler des Auges zu korrigieren. Es sind verschiedene
Polarisationsoptiken und Phasenkompensationskomponenten im optischen
Weg vorhanden, um den Strahl für
eine optimale Leistung am Detektor einzustellen.
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Laser
(die hierin verwendet werden, um die Retinabeleuchtungsquelle zu
bezeichnen), die zur Bereitstellung der Retinabeleuchtung verwendet
werden, weisen typischerweise Strahldurchmesser von etwa 1,5 mm
auf. Da die Fovea des Auges ebenfalls einen Durchmesser von 1,5
mm aufweist, wird jede Defokussierungsbrechkraft im Auge eine enge Übereinstimmung
zwischen dem Beleuchtungsstrahl und dem Retinaziel verhindern. Aberrometer
sind im allgemeinen so aufgebaut, daß ihre optischen Systeme Refokussierungseinrichtungen
umfassen, um der Brechkraft des Patienten Rechnung zu tragen, und außerdem so,
daß die
Wellenfrontbildflecken auf dem Wellenfrontdetektor fokussiert sind.
Die Refokussierung des Laserstrahls kann erreicht werden, indem
er in einer solchen Position in das optische Aberrometersystem eingekoppelt
wird, daß die
Refokussierung mit der Korrektur der Defokussierung des Patien ten
stattfindet. Alternativ kann ein getrennter optischer Fokussierungsweg
für das
Beleuchtungslicht vorgesehen werden. Diese Lösungen erfordern, daß der Laserstrahl
durch brechende Optiken (Linsen) geht. Der Hauptnachteil ist jedoch
das Rauschen, das im Wellenfrontsensor von der Rückstreuung infolge des ihm
eigenen Mißverhältnisses
der Lichtintensität
zwischen dem Licht erzeugt wird, das in das Auge eintritt, und dem,
das aus ihm austritt. Für
zum Beispiel Licht mit 780 nm werden annähernd 0,1% des Beleuchtungslichts
zur Wellenfrontabbildung gesammelt. Die Lösung, die durch Polarisationsoptiken
bereitgestellt wird, ist zu kostspielig, um effektiv zu sein.
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Williams
u. a.
US 6 264 328 offenbart
einen Hartmann-Shack-Wellenfrontsensor,
in dem die optische Achse des Retinabeleuchtungsstrahls von der optischen
Achse des Auges weg bewegt wird, das gemessen wird. Diese Verschiebung
des Beleuchtungsstrahlweges stellt unterschiedliche optische Wege
für das
von der Hornhaut und von der Retina des Auges des Patienten reflektierte
Licht bereit. Die Hornhautreflexion kann blockiert werden, so daß nur Licht,
das von der Retina des Patienten reflektiert und gestreut wird,
in den Wellenfrontsensor gerichtet wird. Die Verweisquelle offenbart
außerdem
ein optisches Posaunensystem, das verwendet wird, um den Fokus des
Beleuchtungslichts einzustellen, das in das Auge des Patienten eingekoppelt
wird und aus ihm austritt. Indem der Fokus des Lichts eingestellt wird,
wie darin offenbart, werden Defokussierungsfehler im Meßstrahl
beseitigt, die durch eine Myopie oder Hyperopie des Patienten eingeführt werden, wodurch
ein reineres, stärkeres
Signal erzeugt wird.
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Ein
anderes Problem für
eine genaue Wellenfrontmessung ist die Kompensation von Brechungsfehlern
auf der Eingangsseite der Aberrationsmessung. Ein Ansatz zur Bereitstellung
eines kleinen Beleuchtungsflecks auf der Fovea war es, einen besten
Fokus durch eine geometrische Korrektur des Eingangslichts bereitzustellen,
indem entweder eine optische Brechkraft zu einer ebenen Welle addiert
oder von ihr subtrahiert wird. Folglich würde das Eingangslicht divergieren
oder konvergieren, um die Myopie bzw.
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Hyperopie
zu kompensieren. In einem myopen Auge mit einem kleinen Pupillendurchmesser
divergiert jedoch der Eingangsstrahl, bevor er die Hornhaut schneidet,
und das Eingangslichtprofil kann eine beträchtliche Aberrationssignatur
annehmen, bevor es die Retina trifft. Dies kann die Intensitätsprofilverteilung
ernstlich verschlechtern, was einen Fehler bei der Lokalisierung
(Zentrierung) des abgebildeten Flecks auf der Fovea und wiederum
in die Wellenfrontrekonstruktion einführen kann. Überdies wird ein sehr kleiner
Eingangsstrahl an Beugungseffekten leiden und den Meßbereich
reduzieren.
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Eine
Lösung
für dieses
Problem wird in der internationalen Anmeldung
WO 00/10448 mit dem Titel „Apparatus
and Method for Measuring Vision Defects of a Human Eye" vorgeschlagen. Gemäß der Anmeldung
wird ein Lichtstrahl aus einer Laserbeleuchtungsquelle durch eine
Linse mit langer Brennweite auf die Hornhautoberfläche fokussiert,
so daß der
Konvergenzwinkel des Strahls verhältnismäßig klein gehalten wird. Es
wird behauptet, daß diese
Beleuchtungstechnik im Gegensatz zur Fokussierung von parallel gerichtetem
Licht auf die Retina die Notwendigkeit von äußeren Linsen oder Linsenkombinationen
beseitigt, um sich auf unterschiedliche Fokussierungsanforderungen
von einzelnen Patienten einzustellen. Indem das Beleuchtungslicht
auf die anteriore Oberfläche
der Hornhaut fokussiert wird, stellt der fokussierte Strahl eine
endliche Quelle von Sekundärstrahlung
zur Beleuchtung der Retina bereit. Das von der Retina reflektierte
Licht wird dann durch einen Wellenfrontanalysator, wie einer Hartmann-Shack-Vorrichtung
verarbeitet.
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Eine
Fleckasymmetrie auf der Fovea ist ein weiteres Problem, das eine
genaue Wellenfrontmessung beeinflußt. Eine schlechte oder ungenaue
Lokalisierung der abgebildeten Lenslet-Flecken kann Fehler in den Zernike-Polynomtermen
der rekonstruierten Wellenfront erzeugen. Da eine Shack-Hartmann-Vorrichtung eine
differenzierte Wellenfront abtastet, sind die Zernike-Terme nicht
mehr gegenseitig unabhängig
(d. h. nicht orthogonal). An sich kann Systemrauschen eine Zernike-Termkreuz kopplung induzieren,
was zu künstlich
erzeugten Zernike-Quantitäten führt, die
nicht tatsächlich
vorhanden sind.
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Folglich
hat der Erfinder einen Bedarf nach einer Retinabeleuchtungsvorrichtung
in einem Aberrometer erkannt, das die Nachteile der gegenwärtigen Technik
angeht. Diese und andere Vorteile und Aufgaben der vorliegenden
Erfindung werden in Hinblick auf die folgende Beschreibung und die
Figuren deutlicher werden.
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Zusammenfassung der Erfindung
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Die
Erfindung ist durch die Merkmale des Anspruchs 1 definiert.
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Die
Erfindung ist im allgemeinen auf die Beleuchtung der Retina eines
Patienten gerichtet, um eine Wellenfrontmessung mit einem Beleuchtungsstrahl
vorzunehmen, der beispielsweise eine Strahlcharakteristik, einen
Durchmesser oder ein Profil aufweist, das a) die Notwendigkeit einer
Refokussierung zwischen der Quelle und der Hornhaut des Patienten
beseitigt, und b) der eine Strahlfleckfläche auf der Fovea aufrechterhält, die
kleiner als die Beugungsgrenze einer Wellenfrontabbildungskomponente über einen
Defokussierungsbereich ist, der typischerweise in der Patientenpopulation
anzutreffen ist; d. h. zwischen etwa –12 D bis +10 D und vorzugsweise
zwischen –12
D (±0,25
D) und +6 D (±0,25 D).
Die Verbesserung ist durch das Aberrometer gekennzeichnet, das einen
optischen Weg zwischen einer Retinabeleuchtungsquelle und einem
Auge eines Patienten aufweist, der keine refraktiven, beugenden oder
andere phasenändernden
Komponenten enthält.
Mit anderen Worten sind nur Strahllenkungskomponenten, wenn überhaupt,
im optischen Weg zwischen der Retinabeleuchtungsquelle und dem Auge
des Patienten vorhanden. Folglich wird die effektive Verwendung
einer Gaußschen
Wellenausbreitung eine enge Strahleinschnürung und einen Rayleigh-Bereich
bereitstellen, der sich über
einen spezifizierten Brechungsfehlerbereich erstreckt. Der Strahldurchmesser
des Beleuchtungsstrahls an der anterioren Hornhaut des Patienten
ist kleiner als ein 1 mm. Die Retinabeleuchtungsquelle ist vorzugsweise
eine Laserdiodenanordnung mit 780 nm, die eine integrierte Kollimationslinse
aufweist; al ternativ kann eine SLD oder andere Quelle, die kohärentes oder halb-kohärentes Licht
mit einer geeigneten Wellenlänge
erzeugt, zuzüglich
einer festen Linsenkomponente die passende Größe und das passende Profil der
Beleuchtung bereitstellen. Die Wellenfrontabbildungskomponente zur
Abbildung mindestens eines Abschnitts der unbekannten Wellenfront
auf einem Detektor besteht vorzugsweise aus einer Lenslet- oder
Mikrolinsenanordnung eines Shack-Hartmann-Sensors.
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In
einer anderen Ausführungsform
weist die Anfertigung einer genaueren Wellenfrontmessung eines Auges
des Patienten die Beleuchtung der Retina des Patienten mit einem
Beleuchtungsstrahl über
einen optischen Weg zwischen der Quelle und dem Auge des Patienten
auf, der frei von jeglichen brechenden, beugenden phasenändernden
Komponenten ist. Ein Aspekt dieser Ausführungsform weist die Bereitstellung
einer Foveabeleuchtung mit einem Strahldurchmesser auf, der kleiner
als ein Beugungsgrenzwert einer Abbildungskomponente ist, die einen Abschnitt
der Wellenfront auf einem Detektor über einen refraktiven Fokusbereich
des Auges des Patienten zwischen etwa –12 D und +6 D abbildet. Die
Ausführungsform
betrifft ferner die Bereitstellung eines Gaußschen Beleuchtungsstrahls
mit einem Rayleigh-Bereich,
der größer als
der refraktive Fokusbereich des Auges des Patienten zwischen etwa –12 D und
+6 D ist.
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Diese
und andere Aufgaben der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden
detaillierten Beschreibung leichter deutlich werden. Jedoch sollte es
sich verstehen, daß die
detaillierte Beschreibung und die spezifischen Beispiele, während sie
die bevorzugten Ausführungsformen
der Erfindung angeben, nur zur Veranschaulichung gegeben werden,
da Fachleuten beruhend auf der Beschreibung und Zeichnungen hierin
und den beigefügten
Ansprüchen verschiedene Änderungen
und Modifikationen im Rahmen der Erfindung einfallen werden.
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Kurze Beschreibung der Zeichnungen
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1 ist
eine optische schematische Darstellung eines Wellenfrontsensors
gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung;
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2 ist
ein schematisches Diagramm, das eine Beleuchtungskomponente und
einen Ausgangsretinabeleuchtungsstrahl über einen typischen Bereich
der Defokussierung im Auge gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung zeigt;
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3 ist
eine optische schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen achsenfernen
Beleuchtungssystems; und
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4 ist
eine optische schematische Darstellung eines achsenfernen Beleuchtungssystems gemäß einer
anderen Ausführungsform
der Erfindung.
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Detaillierte Beschreibung der bevorzugten
Ausführungsformen
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1 ist
eine Darstellung eines verbesserten Wellenfrontsensors in der Form
eines Shack-Hartmann-Aberrometers 10 gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung. Es wird erkannt werden, daß die Erfindung nicht auf ein
Shack-Hartmann-Aberrometer beschränkt ist, sondern tatsächlich auf
alle Aberrometer und Wellenfrontabtastungsverfahren zutrifft, die
eine Punktquellenretinabeleuchtung und Wellenfrontabbildung zur
Aberrationsanalyse benötigen.
Im allgemeinen benötigt
ein Aberrometer 10 einen optischen Kopf, ein Datenerfassungs-,
Speicher- und Verarbeitungssystem zur Detektion, Messung und Anzeige
von Wellenfrontaberrationsdaten, und eine Verkettungselektronik
und Software. Der optische Kopf umfaßt eine Beleuchtungskomponente 12,
vorzugsweise in der Form einer Laserdiodenbeleuchtungsquelle 70 mit
780 nm, die einen Gaußschen,
vorzugsweise kohärenten Tranversalmodenstrahl
abgibt, und eine integrierte Kollimationslin se 72; Abbildungslinsen 14 und Strahlteiler 16 zur
Manipulierung bzw. Bearbeitung von durchgelassenen und reflektierten
Licht von der Beleuchtungskomponente 12; eine Mikrolinsenanordnung 18.
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In
einer exemplarischen Darstellung λ =
785 nm, und f = 6,0 mm, wobei d = 0,2 mm für jedes Lenslet f/30 ergibt,
und einen Beugungsgrenzwert von gleich 57 μm ergibt. Die Beleuchtungskomponente 12 besteht
aus einer Laserdiode 70 und einer Kollimationslinse 72,
die in ihrer Position bezüglich
des Lasers 70 fest angeordnet ist. Der Laser ist eine 785 nm
Blue Sky Research Cir cuLaserDiode (PS108-00), die einen kreisförmigen Strahl
mit einer Gesamtdivergenz von 10 Grad bereitstellt. Die Kollimationslinse 72 ist
eine geformte Asphäre
Geltech 350200, die aufgrund ihrer kurzen Brennweite und vernünftigen Kosten
gewählt
wurde (die von Thorlabs bereits vergütet und gefaßt erhältlich ist).
Die Brennweite wird so gewählt,
daß der
Laserstrahldurchmesser, der auf die Hornhaut trifft, sehr klein
ist, 1 mm oder weniger, um Wirkungen eines Wellenfrontfehlers des
Auges auf den Eingangsdurchgang zu vermeiden. Es wurde ein optisches
ZEMAX®-Strahlenverfolgungsaugemodell
in Übereinstimmung
mit 2 erzeugt, um die vorhergesagten Fleckgrößen auf
der Hornhaut 74 und der Retina 76 zu beurteilen.
Das Modell enthält die
Laserquelle 70, die Kollimationslinse 72 und ein Modell
(Gullstrand) eines normalen Auges 75. Der axiale Abstand
von der zweiten Oberfläche 72b der Kollimationslinse 72 zur
anterioren Hornhaut 74 beträgt 104,92 mm. Der Abstand vom
Laser 70 zur Kollimationslinse 72 beträgt 0,735
mm. Es wird eine Gaußsche
Strahlausbreitung verwendet, um das Verhalten des Laserstrahls mit
einer Gaußschen
Querschnittsintensitätsverteilung
zu simulieren. Es wurde eine Eingangsstrahleinschnürung von
2 Mikrometern vorausgesetzt. Eine Strahlenverfolgungsanalyse zeigt
den Strahldurchmesser auf der Hornhaut bei ungefähr 0,46 mm, völlig innerhalb
des Ziels von 1 mm oder weniger. Die Größe des Flecks auf der Retina
von 64 Mikrometern entspricht einem Winkelbereich von ±0,11 Grad
beim Austritt aus dem Auge. Dies wird unter Verwendung der geometrischen
Beziehung h = F tan(θ)
berechnet, wobei h die Gegenstandshöhe ist, F die Linsenbrennweite
ist (für
das Auge beträgt
diese ungefähr
17 mm), und θ der
Feldwinkel ist. Der Strahl, der auf die Posaune zukommt, weist eine
Winkelbegrenzung von ±0,11
Grad auf. Beim Austritt aus der Posaune wird diese aufgrund der
Winkelvergrößerung der
Posaune auf ±0,12
Grad erhöht.
Die Posaune für
die vorliegende spezifische Gestaltung besteht aus zwei Linsen mit
einem Brennweitenverhältnis
von 1,075, wodurch der Winkel um diesen Faktor erhöht wird.
Der Strahl tritt nun aus der Posaune aus, wobei er mit einer Winkelstreuung
von ±0,12
Grad in die Richtung der Lenslet- Anordnung geht.
Wenn er in die Lenslet Anordnung eintritt, wandelt jede Linse die
Winkelbegrenzung unter Verwendung derselben Gleichung h = F tan(θ) in eine
Bildgröße um. Da
die Linsen jeweils eine Brennweite von 6 mm aufweisen, erzeugen
sie jeweils einen Fleckdurchmesser von 2 h = 2 × 6 mm × tan(0,12 Grad) = 25 Mikrometern
auf dem Detektor. Dies ist bedeutend kleiner als die Beugungsfleckgröße für die f/30-Lenslets
von 57 μm.
Daher erhalten wir infolge der Posaunenvergrößerung und der Lenslet-Brennweite Flecken,
die auf dem Detektor abgebildet werden, die kleiner als die Fleckgröße auf der
Retina sind. Es gibt verschiedene andere Kombinationen der Posaunenvergrößerung und
Lenslet-Brennweite, die dasselbe Ergebnis ergeben würden. Wie
im folgenden beschrieben wird, verändert sich für andere
Fälle die Fleckgröße auf der
Retina, ist jedoch immer kleiner auf dem Bild (Detektor hinter der
Lenslet-Anordnung).
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Um
die Brechungsfehler zu simulieren, wurde der Abstand von der Rückseite
der Augenlinse 77 zur Retina 76 verlängert, um
Kurzsichtigkeit zu simulieren, und verkürzt, um Weitsichtigkeit zu
simulieren. Für
den Patienten mit dem Brechungsfehler von –12 D, ist die Fleckgröße auf der
Retina noch kleiner, was bedeutet, daß für den Augapfel dieser Länge die
Retina näher
an der minimalen Strahleinschnürungsposition
liegt. Für
den Patienten mit +6 D könnte
der Fleck auf der Retina so groß wie
94 Mikrometer Durchmesser sein. Dies entspricht Flecken von 37 Mikrometern
am Wellenfrontsensor. Der Abstand vom Laser 70 zur Kollimationslinse 72 kann
verändert
werden, um für
einen anderen Fall die minimale Strahleinschnürung auf der Retina 76 anzuordnen. Die
oben beschriebene Lösung
minimiert die Fleckgröße für den Fall
von 0 D. Da jedoch dieser Abstand verkürzt ist, kann der Fleck für den Patienten
mit –12 D
so klein wie 10 Mikrometer werden, jedoch nicht ohne daß der Fleck
für den
Patienten mit +6 Dioptrien auf 95 Mikrometer wächst.
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Es
wird erkannt werden, daß wie
angegeben, die Vergrößerung ein
wichtiger Aspekt für
diesen Ansatz ist. Da die Lenslet-Anordnung ein optisches System ist,
wird sie immer vom Gegenstand zum Bild vergrößern (oder verkleinern); in
diesem Fall den Fleck, der auf die Retina projiziert wird, zum Kamerasensor.
Die Winkelstreuung des Unschärfeflecks
(Airy-Fleck oder der beugungsbegrenzte Fleck) der Lenslet muß immer
größer als
der Begrenzungswinkel des Gegenstands (der Retinafleck) sein. Folglich kann
man sowohl die Lasereinkopplungsoptik und die Wellenfrontkameraabbildungsoptik
(die Lenslet, und in einem sehr viel geringeren Maß die Posaunenoptik)
wählen,
so daß dies
daher immer über
dem gesamten Brechungsfehlerbereich liegen wird.
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Es
ist außerdem
vorzuziehen, Hornhautrückreflexionen
aus dem Wellenfrontabtastweg herauszuhalten. Für einen Aspekt dieser Ausführungsform ist
die Beleuchtungskomponente 12 relativ zum Auge 32 des
Patienten achsenfern angeordnet, wie schematisch in 3 gezeigt. 3 zeigt
einen Überblick des
grundlegenden Shack-Hartmann-Aberrometersystems 100 für eine achsenferne
Beleuchtung der Retina R. Die Laserkomponente 12 emittiert
den Strahl 40 zum Strahlteiler 16a. Die Beleuchtungskomponente 12 und
der Strahlteiler 16a sind so angeordnet, daß der Lichtstrahl 40 außerhalb
der optischen Achse A des Auges auf das Auge 32 trifft. Folglich
wird ein Lichtstrahl 41, der von der Hornhaut 42 des
Auges reflektiert wird, von der optischen Achse A weg reflektiert.
Das restliche Licht bildet ein Laserlichtsignal B auf der Retina
R des Auges 32. Die Optik des Auges breitet einen Lichtstrahl 50 aus
dem Auge heraus aus, der durch den Strahlteiler 16a geht. Der
Strahl 50 geht dann durch eine Linse 56, eine Blende 58,
die den Strahl 50 durchläßt, während sie den Strahl 41 sperrt,
der von der Hornhaut reflektiert wird, und eine Linse 60 zu
einem Hartmann-Shack-Detektor 62. Der Detektor 62 weist
die Lenslet-Anordnung 18 auf, um den Strahl 50 als
eine Anordnung von Lichtflecken auf eine CCD oder einen anderen
geeigneten zweidimensionalen Detektor 22 zu fokussieren.
Der Strahl 40 wird die oben beschriebe Gaußsche Charakteristik
aufweisen, um einen Retinafleckdurchmesser aufrechtzerhalten, der
kleiner als die beugungsbegrenzte Fleckgröße von den Lenslets der Anordnung 18 bleibt.
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In
einem alternativen Aspekt, der unter Bezugnahme auf 4 dargestellt
wird, ist der kollimierte Laserstrahl 110 lateral von der
optischen Achse 112 des Auges versetzt, um die Hornhautrückreflexionen 114 aus
dem Wellenfrontabtastweg heraus zu richten. Beruhend auf dem typischen
Radius der anterioren Hornhautoberfläche 116 ist ein Versatz
Y zwischen etwa 0,5 mm und 1 mm geeignet, wobei ein bevorzugter
Versatz zwischen etwa 0,7 mm und 1 mm liegt. Es ist außerdem vorzuziehen,
daß der
laterale Versatz Y in der vertikalen Richtung liege (nach oben oder
unten in 4), aufgrund der Tatsache, daß die laterale
Position des Hornhautscheitelpunkts bezüglich des geometrischen Zentrums
der Pupille von Patient zu Patient variieren wird. Diese Unterschiede
können
sich von 0,1 mm bis zu 0,6 mm ändern;
jedoch ist diese Differenz üblicherweise
in die vertikale Richtung kleiner. Aufgrund des lateralen Versatzes
des ankommenden Strahls wird die Position des Flecks auf der Retina
R als Funktion des Brechungsfehlers variieren. Wie in 4 gezeigt,
könnte für einen
Versatz von 1 mm die Variation für
weitsichtige Patienten bis zu 0,1 mm, und für den kurzsichtigsten Patienten
0,21 mm betragen. Bezogen auf den Winkel entspricht dies 0,34 Grad
bzw. 0,7 Grad. Daher wird für
Patienten mit –4,7
bis +4,0 Dioptrien der Fleck in der Foveola (0,5 Grad Durchmesser),
liegen und in allen Fällen
völlig
in der Fovea liegen (5 Grad Durchmesser). Das Vorhandensein von
Hornhautrückreflexionen
auf dem Detektor kann detektiert werden, und der Bediener kann folglich
gewarnt werden, um eine Einstellung vorzunehmen. Diese kann durchgeführt werden,
indem der Laser im Instrument oder das gesamte Instrument relativ
zum Patient bewegt wird, wenn es in Submillimeterschritten bewegt werden
kann. Solange diese Differenz aufgezeichnet wird, sollte sie nicht
die Abbildung der gemessenen Wellenfront auf das Auge des Patienten
durcheinanderbringen.
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Eine
erfindungsgemäße Ausführungsform
ist darauf gerichtet, eine genauere Augenwellenfrontaberrationsmessung
mit einer Wellenfrontabtastvorrichtung zu erhalten. In einem Aspekt
wird eine Retinabeleuchtungsquelle bereitgestellt, die Strahlcharakteristiken
aufweist, die die Notwendigkeit beseitigen, den Strahl längs seines
Ausbreitungsweges zwischen der Beleuchtungsquelle und einem Auge
eines Patienten zu refokussieren. Die Strahlcharakteristiken weisen ein
Gaußsches
Profil mit einer Strahleinschnürung auf,
die effektiv aus einem konstanten Durchmesser über den refraktiven Bereich
des Auges besteht, über einen
refraktiven Bereich zwischen etwa +6 D und –12 D. In einem verwandten
Aspekt ist es vorzuziehen, einen Retinabeleuchtungsstrahl mit einem Durchmesser
auf der Retina des Auges vorzusehen, der kleiner als ein Beugungsgrenzwert
einer Abbildungskomponente ist, die verwendet wird, um einen Abschnitt
der Wellenfront auf einen Detektor über einen refraktiven Fokusbereich
des Auges des Patienten zwischen etwa –12 D und +6 D abzubilden.
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Während verschiedene
vorteilhafte Ausführungsformen
gewählt
worden sind, um die Erfindung zu veranschaulichen, wird durch Fachleute
verstanden werden, daß Änderungen
und Modifikationen daran vorgenommen werden können, ohne den Rahmen der Erfindung
zu verlassen, der in den beigefügten
Ansprüchen
definiert ist.