DE69902549T2 - Gerät und verfahren zur messung von fehlsichtigkeiten eines menschlichen auges - Google Patents

Description

Verwandte Anmeldung
• Diese Anmeldung ist zu der vorläufigen US-Anmeldung mit dem Aktenzeichen 60/097.086 verwandt, die am 19. August 1998 für "Vorrichtung und Verfahren zum Messen von Sehstörungen bzw. -fehlern eines menschlichen Auges" eingereicht wurde und mit der gegenwärtigen Anmeldung gemeinsam im Besitz ist.
Hintergrund der Erfindung Gebiet der Erfindung
• Die Erfindung bezieht sich allgemein auf optische Aberrationsmessungen und - korrektur und insbesondere auf Projektionsverfahren bei der objektiven Messung und Korrektur des menschlichen Auges unter Verwendung eines Wellenfrontsensors.
Beschreibung des allgemeinen Standes der Technik, von dem die Erfindung ausgeht.
• Es ist eine Notwendigkeit gewesen und es besteht fortdauernd eine Notwendigkeit, eine Person mit einer verbesserten Sehschärfe zu versorgen. Eine Remodellierung bzw. Nachbildung der Kornea bzw. Hornhaut unter Verwendung refraktiver bzw. lichtbrechender Laserchirurgie oder intrakornealer Implantate, ein Hinzufügen synthetischer Linsen unter Verwendung intraokulärer Linsenimplantate oder von Präzisions-Grundkontaktlinsen oder Augengläsern bzw. Brillen ergeben bekannte Lösungen. Darüber hinaus ist es bekannt, das Sehvermögen mittels chirurgischer Modifikation eines myopen bzw. Kurzsichtigkeits- oder hyperopen bzw. Übersichtigkeits- bzw. Weitsichtigkeits-Astigmatismus durch Laser-Keratoptastik, Keratomileusis oder photorefraktive Keratektomie astigmatisch zu korrigieren. Laserquellen werden dazu verwendet, um Flächen des Auges zu erodieren oder abladieren bzw. abzutragen, wobei in typischer Weise die Kornea umgeformt bzw. geformt wird. Vor und während solcher chirurgischer Maßnahmen müssen genaue Messungen durchgeführt werden, um die erforderlichen chirurgischen Korrekturen zu bestimmen.
• Das ungenaue Messverfahren des Platzierens von Linsen bekannter Brechkraft vor der Kornea und des Befragens eines Patienten, welche Linse oder Linsenkombination das klarste bzw. beste Sehvermögen ergibt, ist durch die Verwendung von Autorefraktometern, wie in dem U.S.-Patent Nr. 5.258.791 für Penny et al. beschrieben, oder durch die Verwendung von Wellenfrontsensoren verbessert worden, wie von Liang et al. in "Objective Measurement of Wave Aberrations of the Human Eye with the Use of a Hartmann-Shack Wave-Front Sensor (Objektive Messung von Wellenaberrationen, des menschlichen Auges unter der Verwendung eines Hartmann-Shack-Wellenfrontsensors)", Journal of the Optical Society of America, Bd. 1, Nr. 7, Juli 1994, Seiten 1949-1957, beschrieben, um Beispiele zu nennen. Penny '791 offenbart die Verwendung von Autorefraktometer- Messungen zum Bestimmen des geeigneten Formens der kornealen Fläche bzw. Oberfläche, um Emmetropie zu ergeben, einen Zustand eines normalen Auges, wenn parallele Strahlen exakt auf die Retina bzw. Netzhaut fokussiert werden und das Sehvermögen optimal ist. Räumlich aufgelöste Refraktions- bzw. Brechungsdaten in Kombination mit der gemessenen, vorhandenen Flächenkontur der vorderen Fläche des Auges ermöglichen eine Berechnung einer detaillierten, räumlich aufgelösten, neuen Kontur, die ein korrigiertes Sehvermögen ergibt. Es würde in dieser Technik eine Verbesserung darstellen, wenn eine solche Korrektur des Sehvermögens ohne die Notwendigkeit für diese Konturdaten und ferner ohne die Notwendigkeit für eine Rückmeldung bzw. Feedback von dem Patienten hinsichtlich einer geeigneten Linse durchgeführt werden könnte. Liang et al. offenbaren die Verwendung eines Hartmann-Shack-Wellenfrontsensors, um okulare Aberrationen durch Messen der Wellenfront zu messen, die von dem Auge durch Netzhautreflektion eines auf der Fovea bzw. Grube der Netzhaut fokussierten Laserüchtpunktes bzw. -lichtflecks ausgeht. Ein paralleler Strahl von Laserlicht geht durch Strahlteiler und ein Linsenpaar hindurch, welches den Strahl in einen Brennpunkt bzw. Fokus an der Netzhaut durch die Optik des Auges bringt. Eine mögliche Kurzsichtigkeit oder eine mögliche Übersichtigkeit bzw. Weitsichtigkeit des untersuchten Auges wird durch Bewegung einer Linse innerhalb des Linsenpaares korrigiert. Von dem an der Fovea fokussierten Licht wird sodann angenommen, dass es diffus reflektiert wird, und das fokussierte Licht wirkt als eine Punktquelle, die an der Netzhaut angeordnet ist. Das reflektierte Licht geht durch das Auge hindurch und bildet eine verzerrte Wellenfront vor dem Auge, die aus den okularen Aberrationen herrührt. Die abgewichene bzw. abgeirrte Wellenfront wird sodann auf den Wellenfrontsensor gerichtet.
• Eine Punktquelle von Strahlung an der Retina würde für solche Messungen ideal sein. Jedoch ist, wenn das perfekte Auge einen parallelen Lichtstrahl empfängt, das bestmögliche Bild an der Netzhaut ein diffraktionsbegrenzter Fleck bzw. Lichtfleck. Wie beispielsweise bei den oben erörterten Penny et al. und Liang et al. veranschaulicht und, typisch für die Fachwelt, wie weiterhin in der veröffentlichten internationalen Anmeldung WO 98/27863 und der deutschen Patentveröffentlichung DE 42 22 395 A1 beschrieben, werden parallele Strahlen verwendet, wobei die Optik des Auges gemessen wird, um diesen diffraktionsbegrenzten Fleck für solche objektiven Messungen zu erhalten. Beispielsweise lehrt die WO 98127863 das Platzieren eines Strahls mit 1,5 mm Durchmesser an der Pupille und stützt sich auf die Linse des Auges, um den Laserstrahl an der Netzhaut zu fokussieren, und lehrt weiterhin, dass eine mögliche Kurzsichtigkeit oder eine mögliche Weitsichtigkeit des untersuchten Auges durch Bewegung des Auges und der Linsenkombinationen korrigiert wird, welche den Fokus ergeben. Die Lehren nach dem Stand der Technik sind mühsam und unpraktisch, wenn man sich beispielsweise mit einem ängstlichen Patienten befasst. Die Lehren nach dem Stand der Technik erfordern für jeden Patienten einen Aufbau, der eine korrigierende Linse oder eine korrigierende Linsenkombination und Einstellungen hierfür zum Anpassen an die spezifische Sehschärfe jenes Patienten aufweist. Sowohl das Vorsehen einer korrigierenden oder Linsenkombination als auch das Aufbauen für deren Verwendung sind mühsam und zeitraubend und erfordern zusätzliche Ausgaben. Das Beseitigen der Notwendigkeit für eine derartige korrigierende Optik ist wünschenswert und schaltet eine Variable innerhalb optischer Meßsysteme aus, die in typischer Weise viele Variablen beinhalten. Darüber hinaus besteht eine Notwendigkeit zum Schaffen optischer Charakteristika eines Auges, ohne eine Rückmeldung von dem Patienten zu erfordern. Beispielsweise kann der Patient ein wildes Tier oder ein Haustier, lebend oder tot, sein.
Zusammenfassung der Erfindung
• Im Hinblick auf den vorhergehenden Hintergrund ist es daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Refraktions- bzw. Brechungsmeßsystem zu schaffen, das sich leicht an die Messung der Eigenschaften des Sehvermögens des Auges anpasst, selbst bei dem Vorhandensein von endlichen bzw. begrenzten Brechungsfehlern. Es ist eine andere Aufgabe, eine Verbesserung hinsichtlich der Zeit zu schaffen, die für einen Patienten erforderlich ist, um während der Untersuchung in einer fixierten Position zu sein, während zu der gleichen Zeit eine nutzbare Quelle von Licht an der Netzhaut des Auges vorgesehen wird, das ungeachtet der Charakteristika bzw. Eigenschaften des Auges jenes Patienten oder anderer Patienten, die zu untersuchen sind, gemessen wird. Es ist weiterhin eine Aufgabe, solche Charakteristika zu messen, ohne eine Rückmeldung des Patienten oder des Operators zu erfordern.
• Diese und andere Aufgaben, Vorteile und Merkmale der vorliegenden Erfindung werden durch einen Verfahrensgesichtspunkt der Erfindung vorgesehen, um optische Charakteristika eines optischen Systems unter Einbeziehung der Maßnahmen zu messen: Fokussieren eines optischen Strahls nahe bzw. nächst bzw. unmittelbar an einer vorderen Fläche des optischen Systems, um eine endliche bzw. begrenzte Quelle von Sekundärstrahlung an einer fokalen Fläche des optischen Systems zu platzieren, welche Sekundärstrahlung von der fokalen Fläche als eine reflektierte Wellenfront von Strahlung ausgesendet wird, die durch das optische System hindurchgeht, Projizieren der reflektierten Wellenfront auf einen Wellenfrontanalysator und Messen der Eigenschaften bzw. Charakteristika des mit der reflektierten Wellenfront verbundenen optischen Systems. Bei einer bevorzugten Ausführungsform weist das Verfahren Messen von Fehlern des Auges auf, wobei dieses Verfahren die folgenden Schritte beinhaltet: Fokussieren eines optischen Strahls an einer vorderen Fläche des Auges, um eine endliche bzw. begrenzte Quelle von Sekundärstrahlung an der Netzhaut des Auges zu ergeben, welche Sekundärstrahlung von der Netzhaut als eine reflektierte Wellenfront von Strahlung ausgesendet wird, die durch das Auge geht; Richten der reflektierten Wellenfront auf einen Wellenfrontanalysator; und Messen von mit der reflektierten Wellenfront verbundenen Distortionen bzw. Verzerrungen. Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung beinhaltet den Schritt des Fokussierens des projizierten, optischen Strahls auf die vordere Fläche der Hornhaut.
• Eine Vorrichtung zum effektiven Ausführen solcher Messungen beinhaltet ein Fokussierungsmittel bzw. eine Fokussierungseinrichtung zum Fokussieren eines optischen Strahls auf eine vordere Fläche des optischen Systems oder des Auges, um eine endliche bzw. begrenzte Sekundärstrahlungsquelle an der fokalen Fläche oder der Retina bzw. Netzhaut des Auges zu ergeben, welche endliche bzw. begrenzte Sekundärstrahlungsquelle von der Retina als eine reflektierte Wellenfront von Strahlung ausgesendet wird, die durch das Auge geht, Richtungsmittel bzw. eine Richtungseinrichtung zum Richten der reflektierten Wellenfront auf einen Wellenfrontanalysator und einen Wellenfrontanalysator zum Messen von Distortionen bzw. Verzerrungen, die mit der reflektierten Wellenfront verbunden sind. Bei einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein Laserstrahl auf die Fläche der Hornhaut mit einer Linse mit langer Brennweite fokussiert, wobei diese Linse den Strahl durch einen kleinen Winkel bündelt, um durch die Iris des Auges zu gehen und um eine endliche bzw. begrenzte Sekundärstrahlungsquelle an der Retina des Auges zu ergeben, welche endliche bzw. begrenzte Sekundärstrahlungsquelle von der Retina durch die Optik des Auges als die zu messende Wellenfront ausgesendet wird.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
• Es werden sowohl eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung als auch alternative Ausführungsformen anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, in denen zeigen:
• Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zum Messen von Sehfehlern bzw. Sehstörungen eines Auges entsprechend der vorliegenden Erfindung;
• Fig. 2 eine schematische Darstellung eines Auges, das mittels der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung zu messen ist;
• Fig. 3A bzw. 3B eine schematische Darstellung eines idealen Auges mit perfektem Sehen bzw. eines abgewichenen idealen Auges;
• Fig. 4 eine schematische Darstellung eines Auges, das mit einem parallelen, auf die Retina zu einem diffraktionsbegrenzten Fleck fokussierten Licht gemessen wird; . und
• Fig. 5 eine teilweise, perspektivische Ansicht einer Lochabbildungsplatte und einer Detektorebene eines Wellenfrontsensors, der bei einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
Detaillierte Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen
• Die vorliegende Erfindung wird im nachfolgenden unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen vollständiger beschrieben, in denen bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung gezeigt sind. Die Erfindung kann jedoch in vielen unterschiedlichen Formen verkörpert werden und sie soll nicht als auf die hierin angegebenen Ausführungsformen beschränkt ausgelegt bzw. gedeutet werden.
• Stattdessen werden diese Ausführungsformen so gebracht, dass diese Offenbarung gründlich und vollständig sein und den Umfang der Erfindung den Fachleuten vollständig vermitteln wird. Gleiche Bezugsziffern beziehen sich durchgehend auf gleiche Elemente.
• Eine bevorzugte Ausführungsform einer Messvorrichtung 10 nach der vorliegenden Erfindung wird hierin anfänglich unter Bezugnahme auf die schematische Darstellung nach Fig. 1 beschrieben. Ein projizierter Strahl 12 einer optischen Strahlung wird in ein zu messendes Auge 14 gerichtet, so dass ein kleiner Bereich oder messbarer Fleck bzw. Lichtfleck 16 als eine Sekundärstrahlungsquelle in der fovealen Region der Retina 18 gebildet wird, wie sich unter Bezugnahme auf Fig. 2 erhellt. Im Spezifischen wird der Strahl 12 durch einen kleinen Winkel 13 auf eine vordere Fläche 20 des Auges 14 fokussiert und bei einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der Strahl 12 auf eine vordere, korneale Fläche 22 der Kornea bzw. Hornhaut 24 für eine weitere Projektion durch die Iris bzw. Regenbogenhaut 26 und die Linse 28 und auf die Retina bzw. Netzhaut 18 fokussiert.
• Im Zuge weiterer Hintergrunderläuterung wird ein "ideales" Auge 14i mit idealer Sehkraft bzw. Sehvermögen in Betracht gezogen, wie unter Bezugnahme auf Fig. 3A veranschaulicht. Das ideale Auge 141, das die ideale Kornea 24i und die ideale Linse 28i aufweist, wird einen parallelen Strahl von Licht, wie durch Pfeile 30 veranschaulicht, auf einen Punkt 32 als die Sekundärstrahlungsquelle an der idealen Retina 18i fokussieren. Dieser Punkt 32 würde sodann eine Punktquelle für Licht sein, das durch die Optik des idealen Auges 14i als eine Sequenz von ebenen Wellen 34 diffus zurückreflektiert wird. Im tatsächlichen Falle wird selbst ein Auge mit einer perfekten Sehkraft bzw. Sehvermögen, wie beispielsweise unter Bezugnahme auf Fig. 4 veranschaulicht, eine diffraktionsbegrenzte, beleuchtete Fläche oder Lichtfleck 36 als die Sekundärstrahlungsquelle an der Retina des Auges unter den bestmöglichen Umständen erzeugen. In einem typischen Auge, wie unter Bezugnahme auf Fig. 4 veranschaulicht, ist ein solcher Lichtfleck 36 sogar größer, wo das meiste der Trübung bzw. Verschwommenheit aufgrund endlicher bzw. begrenzter Aberrationen sein wird, die in typischen Augen vorzufinden sind. Anhand eines weiteren Beispiels ergeben sich in einem abgewichenen Auge 14a, wenn die Punktquelle 32 verwirklicht werden könnte, verzerrte Wellenfronten 38, wie unter Bezugnahme auf Fig. 3B veranschaulicht. Wenn man sich mit einer Reihe von verzerrten Wellenfronten 38, die aus Aberrationen herrühren, befassen muss und wenn man sich weiterhin mit einer Verschwommenheit solcher verzerrter Wellenfronten 38 befasst, die aus Diffraktionseffekten und den endlichen bzw. begrenzten Aberrationen des Auges herrühren, so ergibt dies eine Lichtquelle in Form eines Flecks 36 anstatt einer Quelle in Form eines Punkts 32. Derartiges ruft eine der Forderungen bzw. Herausforderungen beim Messen der Sehfehler bzw. Sehstörungen oder eines Auges hervor.
• Es ist typisch in der Technik von Augenmessungen, einen parallelen Strahl zu bilden und zu versuchen, den parallelen Strahl auf die Retina zu fokussieren, wobei Linsen und Linsenkombinationen mit der Optik des Auges verwendet werden, um den kleinstmöglichen Lichtfleck 36 zu erzeugen, wie bereits zuvor unter Bezugnahme auf Fig. 4 beschrieben. Linsen und Fokussierungsverfahren verbrauchen in typischer Weise wertvolle Zeit und beinhalten mehrfache Versuche, einen Lichtfleck auf die Retina unter Verwendung zahlreicher Linsen und Linsenkombinationen zu fokussieren, um sich an jedes einzigartige Sehvermögen eines jeden Patienten, das gemessen wird, anzupassen. Bei der vorliegenden Erfindung und mit dem Verständnis, dass das meiste der Trübung bzw. Verschwommenheit aus der Krümmung der Kornea herrührt, beseitigt die vorliegende Erfindung die Notwendigkeit, Linsen oder Linsenkombinationen zu finden, um die Größe des Lichtflecks an der Retina zu minimieren, der als die sekundäre Quelle von Strahlung verwendet wird.
• Wenn erneut auf die in Fig. 1 und 2 beschriebene Ausführungsform Bezug genommen wird, so wird erläutert, dass die von der Retina 18 gestreuten bzw. zerstreuten optischen Wellenfronten 40 durch eine Reihe von optischen Elementen, die in näheren Einzelheiten weiter unten in diesem Abschnitt beschrieben werden, zu einem Wellenfrontsensor 42 übertragen bzw. transferiert werden, welcher Wellenfrontsensor jede einfallende Wellenfront in eine Gruppe von "kleinen Wellen", die hierin mit der Bezugsziffer 50 bezeichnet werden, unter Verwendung einer lichtundurchlässigen Platte 44 teilt, die eine ebene Anordnung bzw. Reihe von Öffnungen 46 aufweist, wie unter Bezugnahme auf Fig. 5 veranschaulicht. Weiterhin zeichnet der Wellenfrontsensor 42 die Position 48 auf, an der jede kleine Welle 50, die durch die Öffnung 46 hindurchgeht, eine Detektorebene 54, zum Beispiel eine Ladungsgekoppelte Einrichtung (CCD) trifft, die hierin als eine bevorzugte Ausführungsform vorgesehen ist, welche Ebene auf einem feststehenden, kleinen Abstand 56 hinter der Platte 44 gehalten ist. Die Querverschiebung 58 jeder kleinen Welle 50 an der CCD-Detektorebene 54 von einer Parallellicht-Bezugsposition 60 wird sodann dazu verwendet, um eine Wellenfrontsteigung an jeder Position der Öffnungen 46 innerhalb der ebenen Öffnungsanordnung zu berechnen. Es gibt alternative Verfahren, um Daten partieller Ableitung zu verwenden, die aus den Messungen der Steigung resultieren, um die Wellenfront 40 zu berechnen. Eine akzeptable Lösung ist diejenige, die von Liang et al. in der oben erwähnten Veröffentlichung verwendet wird und bei der die Wellenfront unter Verwendung von Zernike-Polynomen eng approximiert wird.
• An jeder Position 48 wird ein Lichtfleck 62, der sich typischerweise bis jenseits des Lichtmessbereiches eines CCD-Elements 64 erstreckt, erzeugt. Wie zuvor erörtert, machen es Verschwommenheit und ein großer diffraktionsbegrenzter Lichtfleck schwierig, Messungen durchzuführen. Daher verbessert Vermindern von Verschwommenheit die Messung an der Detektorebene 54.
• Wenn erneut auf Fig. 1 Bezug genommen wird, so wird erläutert, dass bei einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung die Vorrichtung 10 den projizierten Strahl 12 eines linear polarisierten Lichts (S-Komponente) aufweist, das von einer Laserdiode 66 (zum Beispiel 670 nm, 3 mW) emittiert bzw. ausgesendet wird, welcher Lichtstrahl durch einen elektromechanischen Verschluss 68 hindurchgeht, der die Dauer der Lichtexposition bzw. des dem Licht Ausgesetztsein an dem Auge 14 des Patienten und insbesondere die Exposition der Retina 18 des Auges 14 steuert bzw. regelt, was unter erneuter Bezugnahme auf Fig. 2 veranschaulicht ist. Es wird erwartet, dass sowohl alternative Lichtquellen, zum Beispiel nichtkohärentes und nichtpolarisiertes Licht, als auch alternative Lichttransmissionsverfahren dem Fachmann in den Sinn kommen werden, ohne von der Lehre der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Wie hierin beschrieben, werden die Verwendung von kohärentem Licht von einem Laser und Polarisationsverfahren gegenwärtig bevorzugt. Wenn der Verschluss 68 offen ist, wird der projizierte Strahl 12, paralleles Licht von der Laserdiode 66, mittels einer Linse 70 mit langer Brennweite zum Fokussieren auf die vordere Fläche 22 der Kornea 24 des Auges 14 gerichtet, wie noch einmal unter Bezugnahme auf Fig. 2 veranschaulicht, verläuft durch die Pupille 72 und die Linse 28 des Auges 14 und auf die Retina 18 als der kleine, messbare Lichtfleck 16. Bei einer alternativen Ausführungsform weist die Linse 70 eine Gummilinse bzw. Zoomlinse auf, um den Fokus bzw. Brennpunkt zu ändern und um die Fokusstelle zu bewegen, wenn erwünscht. Durch Fokussieren auf die Kornea 24 ist die Messung von der Krümmung der Kornea minimal abhängig. Jedoch sind andere Stellen nächst zu der kornealen Fläche annehmbar.
• Während Diffraktion und zahlreiche Aberrationen vorhanden sind, vermeidet die vorliegende Erfindung die Aberrationseffekte von der Kornea, die typischerweise vorherrschen. Die Linse 28 des Auges 14 trägt einen verhältnismäßig kleinen Aberrationseffekt bei, wenn mit dem der Kornea 24 verglichen. Weiterhin würde, und im Hinblick auf die Auswahl der Linse 70, ein Auswählen einer Linse mit einer kurzen Brennweite einen großen Winkel 13, einen gut fokussierten Punkt 78 an der Fläche der Kornea 24 und weniger Aberrationseffekte von der Kornea ergeben. Jedoch führt ein großer Winkel 13 zu einem in unerwünschter Weise größeren Netzhautlichffleck 16. Der hierin beschriebene, kleine Winkel 13 ergibt einen größeren Brennpunkt 78 an der Kornea 24, jedoch den erwünschteren, kleineren Lichtfleck 16 an der Retina 18. Der Lichtfleck 16 wird von der Wellenlänge und der Ausgangspunktgröße und der Brennweite der ausgewählten Linse 70 abhängen. Bei bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden Linsen von annähernd einem halben Meter für die Linse 70 ausgewählt. Eine 100 mm-Linse 70 ist in effektiver Weise angewendet worden.
• Bei einer hierin beschriebenen, bevorzugten Ausführungsform richten ein Spiegel 74 und ein Polarisationsstrahlteiler 76 den projizierten Strahl 12 auf einen Fokus 78 an der vorderen Fläche 20 der Kornes 24. Der projizierte Strahl 12, der an der vorderen Fläche 22 der Kornea 24 fokussiert ist, ergibt den messbaren Lichtfleck 16 als eine Lichtquelle (beispielsweise etwa 1,5 Milliradian im visuellen Raum) an der Retina 18 des Auges 14, das gemessen wird, wie unter erneuter Bezugnahme auf Fig. 2 veranschaulicht ist. Ein solcher Lichtfleck 16 ergibt einen annehmbaren Ersatz für einen diffraktionsbegrenzten Lichtfleck, der in typischer Weise angestrebt wird.
• Anhand eines bevorzugten Anwendungsbeispiels weist ein Verfahren zum Messen charakteristischer Eigenschaften der Sehkraft bzw. des Sehvermögens des Auges 14 auf: Richten des Strahls 12 durch die Linse 70 mit langer Brennweite, um den kleinen Winkel 13, wie unter erneuter Bezugnahme auf Fig. 2 veranschaulicht, um einen optischen Weg zu ergeben, um den Strahl 12 durch die Pupille 72 des Auges 14 zu schicken. Der Strahl 12 wird zuerst an einer festen Stelle 78 fokussiert, ohne dass das Auge oder der Patient an Ort und Stelle sind. Die gesamte Messausrüstung, die Vorrichtung 10, wird ohne den Patienten und eine geeignete Zeit vor der Messung an Ort und Stelle angeordnet. Sodann wird der Patient so positioniert, dass die vordere Fläche des Auges 14 eines Patienten an der festen Stelle 78 angeordnet ist, welche bei einer bevorzugten Ausführungsform die vordere Fläche der Kornea ist. Dies platziert eine begrenzte Quelle von Sekundärstrahlung, den Lichtfleck 16, wie hierin beschrieben, an der Retina 18 des Auges 14, was Licht ergibt, das von der Retina 18 und durch die Pupille 72 als eine reflektierte Wellenfront ausgesendet wird, d. h. die unter Bezugnahme auf die Fig. 3B beschriebene Wellenfront 38. Diese Wellenfront 38 wird auf den Wellenfrontanalysator 42 für die Messung gerichtet.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die das Auge erreichende Laserleistung bzw. -energie physikalisch auf ein Maximum von 7 uW begrenzt. Bei Messungen an menschlichen Augen unter Verwendung der Vorrichtung 10 wurde eine Laserimpulsdauer von 700 ms verwendet, so dass die Gesamtenergie, die in das Auge eintritt, 4,9 uJ nicht überschreiten wird. Zum Vergleich beträgt entsprechend der ANSI-Norm für direktes bzw. unmittelbares "Innerhalb-des-Strahls"-Sehen die maximal zulässige Exposition einem Laser bei der verwendeten Wellenlänge 530 uJ. Somit sind die bei der vorliegenden Erfindung effektiv verwendeten, untersuchenden bzw. prüfenden Laserenergien um zwei Größenordnungen unterhalb einer "augen- sicheren" Grenze.
• Wenn erneut auf die Fig. 2 Bezug genommen wird, so wird erläutert, dass das durch die Retina 18 diffus reflektierte Licht die Wellenfront 40 erzeugt, eine verzerrte Wellenfront an der Pupillenebene aufgrund der Aberrationen des Auges. Diffuse Reflektion macht das von der Retina zurückkehrende Licht entpolarisiert, wobei es nicht nur eine S-Komponente, sondern ebenfalls eine P-Komponente des Polarisationslichts enthält. Der Polarisationsstrahlteiler 76 vor dem Auge 14 wird nur die P-Komponente durch ihn und stromabwärts zu dem Wellenfrontsensor 42 hindurchlassen. Die S-Komponente wird im wesentlichen in Richtung zu der Laserdiode 66 total reflektiert. Weil das durch die kornealen Flächen reflektierte Licht die Polarisation des einfallenden Strahls (S-polarisiert) bewahrt, wird die korneale Reflektion durch den Strahlteiler 76 reflektiert und somit von dem Weg 80, der die Richtung zu dem Wellenfrontsensor 42 nimmt, zurückgewiesen. Die P-Komponente der abgewichenen bzw. abgeirrten Wellenfront 40 an der Pupillenebene des Patienten bzw. Person wird sodann durch die Kombination der Linse 82 und der Linse 84 an einer Versuchslinsenebene 86, die als "Versuchslinse" in Fig. 2 angegeben ist, neu gestaltet. Bei einer bevorzugten Ausführungsform beträgt der Durchmesser und die Apertur der Linse 82 bzw. der Linse 84 40 mm bzw. 120 mm. Die Kombination der Linse 82 und der Linse 84 bildet ein brennpunktloses Abbildungssystem mit der Augenpupille 72 (der Objektebene) an der Brennebene der Linse 82 und der Bildebene, Versuchslinse 86, an der Brennebene der Linse 84. In ähnlicher Weise bilden die Linse 88 und die Linse 90 ebenfalls ein brennpunktloses Abbildungssystem mit der möglichen Versuchslinse 86 an der Brennebene der Linse 88 und der Linsenkombination an der Bildebene an der Brennebene der Linse 90. Die Brennebene der Linse 90 ist an der Platte 44 des Wellenfrontsensors 42 angeordnet, was zuvor unter Bezugnahme auf Fig. 5 beschrieben wurde. Bei einer bevorzugten Ausführungsform weist die Linse 4 einen Durchmesser von 30 mm und eine Brennweite von 80 mm auf Die Linse 5 weist einen Durchmesser von 40 mm und eine Brennweite von 120 mm auf. Bei der Vorrichtung 10 werden die das Auge 14 verlassenden, gemessenen Wellenfrontsteigungen an der Aperturebene 44 neu gestaltet und um einen Faktor von 1,5 vergrößert. Eine Vergrößerung der Wellenfront 40 an der Detektorebene 54 verringert die Wellenfrontsteigungen um denselben Grad. Dies dehnt den dynamischen Bereich der Augenaberrationen aus, über welchen die Vorrichtung messen kann.
• Im Wege einer weiteren Erläuterung bezüglich der Versuchslinsenstelle oder -ebene 86, weil die das Auge 14 verlassende Wellenfront 40 an dieser Stelle 86 mit Vergrößerung Eins neu gestaltet wird, soll eine an dieser Stelle eingesetzte Versuchslinse bekannter Brechkraft einen vorbeschriebenen Brechfehler exakt kompensieren. Zum Beispiel soll eine perfekte sphärische Linse mit fünf Dioptrien, die an dieser Stelle platziert ist, fünf Dioptrien einer sphärischen Krümmung von einer einfallenden Wellenfront beseitigen, ohne andere Aberrationen zu ändern, die in der Wellenfront vorhanden sein können. Die Möglichkeit des Einsetzens von Versuchslinsen an dieser Stelle 86 erweitert den dynamischen Messbereich der Vorrichtung 10, ohne die Wellenfrontanalysierfähigkeit zu beeinträchtigen.
• Bei einer bevorzugten Ausführungsform, wenn erneut auf Fig. 5 Bezug genommen wird, tastet die Apertur-Reihe bzw. -Anordnung 46 des Wellenfrontsensors 42 die einfallende Wellenfront 40 ab, welche Brennpunktflecke 62 an der Detektorebene 54 bildet. Dies wird an der Detektorebene 54 für jede Apertur innerhalb der Reihe 46 wiederholt. Infolgedessen wird eine lokalisierte Richtung der Wellenfront 40 für jede einer Mehrzahl von kleinen Wellen 50 innerhalb der Reihe bestimmt. Beispielsweise bildet die Verwendung von kleinen Linsen 92 (als eine alternative Ausführungsform von Aperturen 46 allein) mit einer Brennweite von 87 mm und einer Abmessung von 0,768 mm ein virtuelles Bild der Netzhautlichtquelle (des zuvor unter Bezugnahme auf Fig. 2 beschriebenen Flecks 16) an der Detektorebene 54. Wenn eine ebene Welle entsprechend einem aberrationsfreien Auge gemessen würde, würde die Reihe bzw. Anordnung kleiner Linsen 92 eine reguläre bzw. regelmäßige Anordnung von fokussierten Flecken bzw. Lichtflecken an dem Bildsensor erzeugen. Wenn das reale Auge 14 gemessen wird, wird die Wellenaberration in dem Auge den zuvor unter Bezugnahme auf Fig. 5 beschriebenen Brennpunktfleck 62 einer jeden kleinen Linse 92 von der Referenzposition 60 zu der gemessenen Position 50 in Proportion zu den örtlichen Steigungen der Wellenfront 40 verlagern bzw. verschieben. Der Wellenfrontsensor 42 misst die örtlichen Wellenfrontsteigungen an einer Reihe bzw. Anordnung von Abtaststellen quer über die Pupille 72, von denen die Wellenfront 40 selbst rekonstruiert werden kann.
• Wie erneut unter Bezugnahme auf Fig. 1 veranschaulicht, kann bei einer alternativen Ausführungsform der vorliegenden, erfindungsgemäßen Verfahren ein Fixierziel 94 verwendet werden, um zu gewährleisten, dass der Patient entlang der optischen Achse der Vorrichtung 10 blickt. Der Patient wird gebeten, an dem Ziel 94 zu fixieren, das an der Brennebene einer Linse 96 angeordnet ist. Durch lineares Bewegen der Optikkombination 96 des Fixierziels 94 ist es möglich, eine sphärische Korrektur des Auges zu ergeben und somit das Fixierziel 94 für den Patienten klar sichtbar zu machen. Bei einer bevorzugten Anwendung wird das Bild des Fixierziels 94 für jeden Patienten absichtlich unterkorrigiert, um zu gewährleisten, dass das gemessene Auge 14 auf unendlich eingestellt ist. Zum Beispiel besteht das Fixierziel aus einem dunklen Fadenkreuz und einer Anzahl von konzentrischen Kreisen auf einem weißen Hintergrund, welcher durch eine Wolframlampe hintergrundbeleuchtet wird. Der Patient wird gebeten, auf die Mitte des Fadenkreuzes zu blicken. Die Position des Auges 14 in Bezug auf die optische Achse wird durch eine CCD-Kamera 98 aufgezeichnet. Diese CCD-Kamera 98 ist der Pupille 72 des Auges durch eine zweite Linsenkombination 100, die vorzugsweise an der Kamera angebracht ist, und die Linsen 82, 84 zugeordnet, in der Tat mit der Pupille 72 des Auges gekoppelt. Bei einem Verfahren nach der vorliegenden Erfindung wird die Kamera 98 dazu verwendet, um das Auge 14 zu beobachten, um das Auge innerhalb des Verlaufs des Strahls 12 auszurichten, um zu gewährleisten, dass der Strahl durch die Pupille 72 verläuft. Die Kamera 98 ist bei einer alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ebenfalls brauchbar, um die Größe des an der Retina 18 gebildeten Flecks 16 zu beobachten, wenn der Benutzer bzw. Anwender den Brennpunkt 78 durch verschiedene Anordnungen der vorderen Fläche ändert, um eine optimale Größe des Flecks 16 zu erzielen.
• Anhand eines weiteren Beispiels wirksamer Anwendungen der vorliegenden Erfindung wird erläutert, dass die zuvor beschriebenen Zernike-Koeffizienten eines Auges, kollektiv bzw. gemeinsam genommen, zum Unterscheiden zum Beispiel von Fingerabdrücken oder DNA verwendet werden können. Die Zernike-Koeffizienten für eine Person können für eine Identifizierung bzw. Identifikation jener Person verwendet werden, um Zugang zu einem vertraulichen Bereich zu erlauben, um zu ermöglichen, dass Gelder bzw. Mittel durch ein ATM verteilt werden, und dergleichen. Darüber hinaus erlaubt die vorliegende Erfindung Augenmessungen für ein passives Subjekt, zum Beispiel bei der Prüfung bzw. Untersuchung einer Leiche oder eines beruhigten Tieres. Die vorliegende Erfindung ist sowohl bei menschlichen Augen, wie hierin beschrieben, als auch bei jenen eines Tieres, eines Vogels oder bei Fischaugen und insbesondere bei nichtbiologischen, fokussierenden, optischen Systemen betriebsfähig, zum Beispiel solchen, die in Kameras vorgefunden werden. Die vorliegende Erfindung ist beim Entwickeln optimierter asphärischer Systeme brauchbar, bei denen ein asphärisches Element zuletzt durch Überwachen und Erzeugen eines einzelnen, spezialgefertigten, asphärischen Elements konzipiert bzw. konstruiert werden muss, welches das System korrigiert. Zum Beispiel kann das asphärische System mit Ausnahme des korrigierenden Elements auf Papier konzipiert werden, wobei dieses korrigierende Element unter Verwendung der vorliegenden Erfindung, wie hierin beschrieben, experimentell entwickelt wird. Die Konzipierung bzw. die Ausbildung brennpunktloser Systeme, z. B. eines Teleskops, eines Scheinwerfers oder eines Projektors, welche ein hinzugefügtes, korrigierendes Fokus- bzw. Brennpunktelement erfordern, wird von der vorliegenden Erfindung profitieren.
• Viele Abwandlungen und andere Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden einem Fachmann mit dem Nutzen der Lehren in den Sinn kommen, die in den vorhergehenden Beschreibungen und den beigefügten Zeichnungen dargelegt wurden. Daher versteht es sich, dass die Erfindung nicht auf die offenbarten, spezifischen Ausführungsformen beschränkt ist und dass beabsichtigt ist, dass Abwandlungen und alternative Ausführungsformen innerhalb des Umfangs der beigefügten Ansprüche miteinbezogen werden.

Claims (16)

1. Vorrichtung (10) zum Messen der charakteristischen Eigenschaften der Sehkraft bzw. des Sehvermögens eines Auges (14), wobei die Vorrichtung (10) ein Mittei bzw. eine Einrichtung (66) zum Plazieren einer Quelle von Sekundärstrahlung (36) an einer Retina bzw. Netzhaut (18) des Auges (14) aufweist, wobei diese Sekundärstrahlung (36) hiervon als eine reflektierte Strahlungs- Wellenfront (38) ausgesendet wird, die durch das Auge (14) geht und auf einen Wellenfrontsensor (42) zum Messen von mit der reflektierten Wellenfront (38) verbundenen Distortionen bzw. Verzerrungen gerichtet wird, und wobei die Vorrichtung (10) gekennzeichnet ist durch:

ein Fokussierungsmittel bzw. eine Fokussierungseinrichtung (70), die einen optischen Strahl (12) durch einen kleinen Winkel (13) konvergierend macht bzw. bündelt bzw. konversiert, um den optischen Strahl (12) auf eine in Bezug auf die Retina (18) des Auges (14) vordere Position (20) zu fokussieren, um die Quelle der Sekundärstrahlung (36) als einen beleuchteten Bereich an der Retina (18) des Auges (14) zu bilden.

2. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, bei der die Fokussierungseinrichtung (70) eine Linse (70) mit langer Brennweite aufweist, um den optischen Strahl (12) durch den kleinen Winkel (13) zu bündeln.

3. Vorrichtung (10) nach Anspruch 2, bei der die Fokussierungseinrichtung (70) eine Zoomobjekt bzw. -linse (70) aufweist, um den optischen Strahl (12) durch den kleinen Winkel (13) zu bündeln und um den optischen Strahl (12) auf eine (22) von einer Mehrzahl von vorderen Positionen (20) zu bündeln.

4. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, bei der dis vordere Position (20) eine vordere Fläche (22) des Auges (14) beinhaltet.

5. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, bei der die vordere Position (20) eine vordere Fläche (22) der Kornea bzw. Hornhaut (24) des Auges (14) beinhaltet.

6. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, bei der der optische Strahl (12) einen Laserstrahl aufweist.

7. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, ferner Polarisierungsmittel bzw. eine Polarisierungseinrichtung (76) zum Polarisieren des optischen Strahls (12) aufweisend.

8. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, ferner einen Polarisationsstrahlteiler (76) aufweisend, zum Reflektieren einer 5-Komponente der reflektierten Wellenfront (40) und zum Durchlassen einer P-Komponente der reflektierten Wellenfront (40) als eine polarisierte Wellenfront durch den Strahlteiler (76).

9. Verfahren zum Messen der charakteristischen Eigenschaften der Sehkraft bzw. des Sehvermögens eines Auges (14), wobei das Verfahren aufweist: Plazieren einer Quelle von Sekundärstrahlung (36) an einer Retina bzw. Netzhaut (18) des Auges (14) zum Aussenden der Sekundärstrahlung hiervon als eine reflektierte Wellenfront (40), die durch das Auge (14) geht, und Richten der reflektierten Wellenfront (40) auf einen Wellenfrontsensor (42) zum Messen der hiermit verbundenen Distortionen bzw. Verzerrungen, wobei das Verfahren gekennzeichnet ist durch:

Konvergieren bzw. Bündeln eines optischen Strahls (12) durch einen kleinen Winkel (13) und Fokussieren des optischen Strahls (12) auf eine in Bezug auf die Retina (18) des Auges (14) vordere Position (22), um die Quelle der Sekundärstrahlung (36) als einen beleuchteten Bereich an der Retina (18) des Auges (14) zu bilden.

10. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem das Bündeln des optischen Strahls (12) die Verwendung einer Linse (70) mit langer Brennweite beinhaltet, die in einem Weg bzw. Verlauf des optischen Strahls (12) plaziert ist.

11. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem das Bündeln des optischen Strahls (12) die Verwendung einer Zoomobjektiv bzw. -linse (70) zum Bündeln des optischen Strahls (12) auf eine (22) von einer Mehrzahl von vorderen Positionen beinhaltet.

12. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem die vordere Position (20) eine vordere Fläche (20) des Auges (14) beinhaltet, auf die der optische Strahl (12) fokussiert wird.

13. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem die vordere Position (20) eine vordere Fläche (22) der Kornea bzw. Hornhaut (24) des Auges (14) beinhaltet, wobei auf diese vordere Fläche (22) der optische Strahl (12) fokussiert wird.

14. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem der optische Strahl (12) einen Laserstrahl aufweist.

15. Verfahren nach Anspruch 9, ferner ein Polarisieren (76) des optischen Strahls (12) aufweisend.

16. Verfahren nach Anspruch 15, ferner ein Teilen (76) des polarisierten Strahls (12) aufweisend, um eine S-Komponente der reflektierten Wellenfront (40) zu reflektieren und um eine P-Komponente dieser reflektierten Wellenfront als eine polarisierte Wellenfront hindurchzulassen.