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WO2010118840A1 - Vorrichtung und verfahren zur vermessung eines linsensystems, insbesondere eines auges - Google Patents

Vorrichtung und verfahren zur vermessung eines linsensystems, insbesondere eines auges Download PDF

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WO2010118840A1
WO2010118840A1 PCT/EP2010/002216 EP2010002216W WO2010118840A1 WO 2010118840 A1 WO2010118840 A1 WO 2010118840A1 EP 2010002216 W EP2010002216 W EP 2010002216W WO 2010118840 A1 WO2010118840 A1 WO 2010118840A1
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WO
WIPO (PCT)
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light
light beam
eye
measuring
doe
Prior art date
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Application number
PCT/EP2010/002216
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English (en)
French (fr)
Inventor
Johannes Pfund
Mathias Beyerlein
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Optocraft GmbH
Original Assignee
Optocraft GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Optocraft GmbH filed Critical Optocraft GmbH
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    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
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    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence

Definitions

  • the invention relates to a device for measuring a lens system, in particular a (human or animal) eye. More particularly, the invention relates to a device for measuring the optical thickness and at least one further property of the lens system, in particular the surface topography and the wave aberration.
  • LASIK procedure For surgical procedures on the human eye, such as the correction of the refractive error of the eye, the ablation of corneous tissue (LASIK procedure) by means of an excimer laser has been increasingly used recently.
  • an upper layer (English flap) of the cornea (cornea) is cut open and folded to the side. Then a suitable amount of tissue is ablated on the exposed corneal tissue and then the comea flap replicated again.
  • Accurate and comprehensive measurement of the various optical elements of the eye is crucial to the success of the treatment on the one hand, and can be used, on the other hand, to examine exclusion criteria that speak against the treatment of an eye. In this sense, in particular a precise knowledge of the corneal thickness, the surface topography of the cornea and the wave aberration of the eye is required.
  • a similar density of information is also required for other surgical or therapeutic treatments on the human eye, in particular for replacement of the crystalline lens by an artificial implant (cataract surgery) and for coronary transplantation.
  • the corneal thickness, corneal topography and wave aberration of the eye are usually measured separately. This often results in discrepancies between the two measurements carried out in chronological order. tions due to the instability of the eye as a biological object on the one hand and on the other hand due to the numerous adjustment degrees of freedom of the eye relative to the measuring device. When used in optical medicine, such a measurement discrepancy may particularly affect the success of eye surgery or other medical correction procedure. To avoid such discrepancies, therefore, a joint measurement of corneal strength, topography and wave aberration is desirable.
  • a device for the common measurement of the topography and wave aberration of the eye is known from DE 103 42 175 A1.
  • two optical measuring systems are provided with a common beam path area.
  • a first measuring system which serves for topography measurement comprises a light source for emitting a first light beam of a first wavelength.
  • the second measuring system which is used to measure the wave aberration, comprises a light source for emitting a second light beam of a second wavelength.
  • a diffractive optical element is arranged in a common beam path region of the first measuring system and the second measuring system, which adjusts the respective wavefront profile of the first light beam and the second light beam wavelength-selective.
  • OCT optical coherence tomography
  • the invention has for its object to provide a device for measuring a lens system, in particular an eye, the simultaneous measurement of the corneal thickness and / or eye length and at least one other property of the lens system, in particular the (surface) topography and / or the wave aberration allows.
  • a lens system in particular an eye
  • the simultaneous measurement of the corneal thickness and / or eye length and at least one other property of the lens system, in particular the (surface) topography and / or the wave aberration allows is to be understood as meaning that all measurements are carried out either simultaneously and in parallel be, or briefly in a row in a common measurement process, in particular without having to replace the meter or to have to dislocate with respect to the lens system to be measured.
  • the device comprises an OCT measuring system with a light source for emitting a first light beam of a first wavelength range, and at least one further optical measuring system with a light source for emitting a second light beam of a second wavelength range.
  • a diffractive optical element DOE is arranged in a common beam path region of both measuring systems, which deflects the first and second light bundles at least predominantly into different diffraction orders.
  • the use of the DOE advantageously enables a "decoupling" of the OCT measurement beam, ie the first light beam from the second light bundle of the second measurement system, thus enabling the simultaneous use of both measurement systems without impairing the quality of the OCT measurement in that the OCT measuring beam can be focused on the sample by means of the DOE in such a way that the reflected or scattered light is effectively collected again and directed back into the measuring system This ensures, among other things, that the light intensity irradiated onto the sample can be kept low with sufficient recording quality.
  • the second measuring system is preferably set up for measuring the (surface) topography or for measuring the wave aberration.
  • the (surface) topography is the three-dimensional shape of the lens surface. in the In the case of the eye, this lens surface is the surface of the cornea, ie the transparent cornea.
  • the term wave aberration generally refers to the deviation of the optical imaging properties of the real lens system to be tested from the imaging properties of a corresponding ideal lens system. In the case of the eye, the wave aberration includes first order aberrations such as myopia, hyperopia or astigmatism as well as higher order aberrations.
  • the second measuring system is preferably constructed in the manner of the respective measuring system described in DE 103 42 175 A1.
  • the device may also contain a plurality of further measuring systems, in particular a measuring system for the topography measurement and a further measuring system for the wave aberration measurement.
  • a further measuring system for the wave aberration measurement at least the light bundle associated with one of the further measuring systems and the OCT measuring beam from the DOE are preferably directed (i.e., completely or at least predominantly) into different diffraction orders.
  • the wavelength ranges of the first and second light bundles are preferably disjoint, ie spectrally overlap-free.
  • the wavelengths of the first and / or second light beam are preferably in the (non-visible) near-infrared region of the electromagnetic spectrum.
  • the DOE is designed such that it directs the first light bundle, ie the OCT measuring beam, at least predominantly into the zeroth diffraction order, and thus does not change, at least not substantially, the beam path of the first light bundle.
  • the second light beam is directed by the DOE at least predominantly in the first diffraction order.
  • the second measuring system is expediently designed for measuring the topography in this method variant.
  • the zeroth diffraction order of the second light bundle is preferably completely suppressed.
  • the OCT beam transmitted to the zeroth diffraction order is either parallel or co-efficient. guided axially to the optical axis of the system, or is deflected by a separate from the DOE optics such that it always falls approximately perpendicular to the surface of the lens system, in particular on the cornea surface.
  • a sub-variant of this embodiment is provided for the deflection of a DOE upstream - in particular refractive - optics, by the addition of the first light beam, i. the OCT beam, and the second light beam is approximately perpendicular to the surface of the lens system, ie in particular deflected to the corneal surface.
  • the DOE is expediently designed to be the first light beam, i. the OCT measuring beam, at least predominantly in the zeroth diffraction order directs, and thus the beam path of the OCT beam not, at least not significantly affected. For the measurement of the wave aberration, however, such convergent radiation guidance is unsuitable.
  • a wave aberrometry measuring beam forming here the second light bundle is therefore transmitted in this case at least predominantly into the first diffraction order by the DOE, wherein the DOE is tuned to the wavelength of the second light bundle such that the second light bundle after passage through the DOE becomes a light beam the wave aberration measurement has suitable, in particular approximately planar wavefront profile.
  • the diffractive optical element is designed to be the first light beam, i. the OCT measuring beam, at least predominantly in the first diffraction order directs, whereas it directs the second light beam through the DOE at least predominantly in the zeroth diffraction order.
  • the second measuring system is expediently designed for measuring the wave aberration in this method variant.
  • the diffractive optical element is preferably designed in such a way that it adapts the first light bundle predominantly directed in the first diffraction order with respect to its wavefront profile to the topography of the lens system.
  • This pre-adjustment is made such that the wavefront profile of the first light bundle in the region of the cornea one of these has approximately the same curvature, so that the OCT measuring beam everywhere approximately perpendicular to the comea surface impinges.
  • This pre-adaptation of the wavefront course to the corneal curvature ensures that the OCT measuring beam is reflected particularly effectively into the measuring system by substantially vertical reflection.
  • pre-adaptation of the Wei- lenfrontverlaufes is in other words the loss of light, for example, reduced by stray light.
  • the DOE is preferably configured such that the wavefront course of the first light bundle is matched to a standard medical model of the human eye, in particular Gullstrand's normal eye.
  • the DOE is preferably transparent so that the first and second light beams are thrown through the DOE onto the lens system.
  • the use of a reflective DOE within the scope of the invention is conceivable.
  • a surface-corrupted phase element is understood as a plate made of glass or a transparent plastic, in the surface of a relief-like diffraction grating is introduced.
  • a phase element can nowadays be manufactured comparatively inexpensively with extremely high precision.
  • the diffraction effect of the phase element can be highly flexibly adapted to the needs.
  • a surface grating with an extremely small grating period of the order of magnitude of a few hundred nanometers and thus a comparatively large deflection angle of the diffracted light can be achieved with a surface-coded phase element.
  • the DOE in another way, for example by means of a volume hologram or a reflective diffractive element.
  • LCD phase-shifting liquid crystal displays
  • a fixation target is an image that is offered for examination to a subject to be examined during the measurement.
  • the additional light beam used for the insertion of the fixation target has a further wavelength for which the DOE is preferably also ineffective.
  • the further wavelength is preferably different both from the first wavelength and from the second wavelength. In this way, it is ensured that this further light bundle does not affect the parallel measurements (pachymetry and topometry and / or wave aberration).
  • the wavelength of the light beam used for the insertion of the fixation target corresponds to the wavelength of one of the at least two measuring systems.
  • the measurement of the corneal strength by means of OCT, and the or each further measurement of the wave aberration, topography, etc. are preferably carried out at the same time.
  • a time sequential, i. a (in particular at a very short distance) staggered measurement is still provided as in terms of a simplified process implementation advantageous embodiment of the invention. This is particularly useful when using a common detector for more than one measuring system for better separation of the measuring signals of these measuring systems.
  • the measurements are preferably carried out at a time interval which is shorter than the reaction time of the eye, so that the measurements take place quasi-simultaneously with respect to the eye.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a device for measuring a human eye with a measuring system for measuring the topography, a measuring system for measuring the wave aberration and an OCT measuring system for measuring the cornea thickness and with a arranged in a common beam path range of the three measuring systems diffractive optical element (DOE),
  • DOE diffractive optical element
  • FIG. 2 is a schematic representation of an OCT unit of the OCT measuring system according to FIG. 1,
  • FIG. 3 is an enlarged detail view of a variant of the device according to FIG. 1, FIG.
  • FIG. 4 shows a further variant of the device according to FIG. 1 with a modified beam path of the OCT measuring system, according to FIG. 3, FIG.
  • FIG. 5 shows a representation according to FIG. 3 of a further variant of the device according to FIG. 1, FIG.
  • FIG. 6 is a representation according to FIG. 1 of a second embodiment of the device
  • FIG. 7 in illustration of FIG. 3 is an enlarged detail of the device of FIG. 5, and
  • FIG. 8 in illustration of FIG. 1, a third embodiment of the device.
  • FIG. 1 shows a schematic sketch of a device 1 for measuring the cornea strength, the comea topography and wave aberration of a human eye 2.
  • the (surface) topography is the three-dimensional shape of the lens surface.
  • this lens surface is the surface of the cornea 4, ie the transparent cornea of the eye.
  • the lens system of the eye 2 further comprises in known manner the eye lens 5 and the glass body 6.
  • the retina 7 (or retina) is arranged in a known manner.
  • wave aberration generally refers to the deviation of the optical imaging properties of the real lens system to be tested from the imaging properties of a corresponding ideal lens system.
  • the wave aberration includes first order aberrations such as myopia, hyperopia or astigmatism as well as higher order aberrations.
  • the device 1 To measure the topography of the cornea 4 (topometry), the device 1 is provided with a (topometry) measuring system 8.
  • the measuring system 8 comprises a light source 10, in particular a laser.
  • the light source 10 generates a light beam 11 of a wavelength ⁇ 1.
  • the light bundle 11 is first collimated along the beam path of the measuring system 8 in a collimator lens 12, widened via a Kepler telescope 17, and irradiated by means of a wavelength-selective beam splitter 13 into a common beam path region 14 of the measuring systems 8 and 9.
  • the light bundle 11 passes through a diffractive optical element immediately preceding the eye 2, hereinafter referred to as DOE 18 for short.
  • the light bundle 11 is collimated in the direction of the eye 2 by means of the DOE 18 described in more detail below in its mode of operation.
  • a portion of the light beam 11 incident on the eye 2 (hereinafter referred to simply as reflected light beam 11 ') is reflected on the surface 3 of the cornea 4 and reflected back against the direction of incidence by the DOE 18, the beam splitter 13 and the Kepler telescope 17.
  • the reflected light beam 11 ' is coupled out of the incident light beam 11 and directed onto a wavefront detector 20.
  • the Kepler telescope 17 is designed such that the cornea 4 is sharply imaged on the wavefront detector 20.
  • the wavefront detector 20 is optionally designed as a Shack-Hartmann sensor, as described for example in US 2003/0038921 A1.
  • the wavefront detector 20 may also be designed as an interferometer, in particular a shearing interferometer.
  • the device 1 comprises an (aberrometry) measuring system 9.
  • the measuring system 9 comprises a further light source 21.
  • the light beam 22 is collimated in a collimator lens 12 and irradiated by another Kepler telescope 17 and the wavelength-selective beam splitter 13 in the common beam path region 14.
  • the beam splitter 13 is transparent to the wavelength ⁇ 2, thus ineffective.
  • a beam splitter 13 with such wavelength selectivity can be produced by conventional technology, for example by a dielectric mirror.
  • the light beam 22 passes through the DOE 18 on the eye 2.
  • the light beam 22 passes through the DOE 18 quasi unmodified and falls as a further fine light beam through the cornea 4 and the eye lens 5 on the retina 7.
  • the light beam 22nd is scattered back diffusely at the retina 7.
  • This scattered light hereinafter referred to as backscattered light beam 22 ', falls back through the eye lens 5, the cornea 4, the DOE 18, the Kepler telescope 17 and the transparent for the wavelength ⁇ 2 beam splitter 13 against its direction of incidence.
  • the backscattered light beam 22' is coupled out and thrown onto a wavefront detector 24 of the measuring system 9.
  • the wavefront detector 24 is in turn optionally designed as a Shack-Hartmann sensor or as an interferometer.
  • the beam splitters 13 and 23, a precompensation unit 25 is optionally interposed.
  • This pre-compensation unit 25 contains a (not shown in detail) conventional optical zoom system or a lens arrangement with which the defocus and astigmatism components, ie, the short- or hyperopia and the astigmatism, can be compensated.
  • the pre-compensation unit 25 is also reversed to image the incident light beam 22 sharply on the retina 7.
  • the DOE 18 shown in FIG. 1 is a so-called surface-corrupted phase element whose structure and mode of operation is described in more detail in connection with the measuring systems 8 and 9 in DE 103 42 175 A1.
  • the device 1 also comprises a further light source 26, through which a further light beam 27 of a wavelength ⁇ 3 is superimposed on the eye 2.
  • the third light bundle 27 is in turn collimated by a collimator lens 28 and aligned by means of a wavelength-selective beam splitter 29 on the eye 2.
  • the third light bundle 27 serves to offer the eye 2 a so-called fixation target. This is understood to mean a picture which the test person aims at during the measurement.
  • the fixation target By sighting the fixation target, on the one hand, the visual axis of the eye 2 is aligned along the optical axis of the common beam path region 14.
  • the refractive power of the eye lens 5 is fixed in a region in which the subject can detect the fixation target sharply.
  • the subject is often faked by the fixation target an image at infinity, so that the eye lens 5 is held in the relaxed state during the measurement.
  • the light beam 27 also passes through the - optionally existing - pre-compensation unit 25, in particular to compensate for any short-sightedness of the eye 2, and thus to give the subject the opportunity to target the fixation target sharply.
  • the device 1 For the measurement of comea strength (pachymetry), the device 1 comprises an OCT measuring system 30.
  • the OCT measuring system 30 comprises an OCT unit 31 (described in more detail below) which generates a light beam 32 in the form of a fine measuring beam.
  • the light beam 32 has a continuous spectral distribution within a spectral band of typically between 30nm and 100nm about a central wavelength ⁇ 4.
  • the light beam 32 is introduced via a further collimator lens 33 and a further beam splitter 34 into the common beam path region 14 and passes coaxially or parallel offset to the optical axis of the common beam path region 14 through the beam splitter 13 and the DOE 18.
  • the light- The bundle 32 strikes the cornea 4 approximately centrally, with the light bundle 32 being partially reflected on the corneal outer surface and on the corneal inner surface.
  • the reflected light beam 32 is returned via the beam splitter 34 and the collimator lens 33 in the OCT unit 31 and detected there.
  • the beam splitter 13 is designed with respect to the spectral distribution of the light beam 32 such that the light beam 32 or 32 ', the beam splitter 13 passes unhindered.
  • the OCT unit 31 is preferably a frequency-domain OCT measuring arrangement designed in the manner of a Michelson interferometer.
  • the OCT unit 31 then comprises a light source 35, in particular in the form of a so-called superluminescent diode.
  • the light emitted by this light is split by a beam splitter 36 into the light beam 32 and a reference beam 37.
  • the reference beam 37 is reflected at a mirror 38, wherein the reflected reference beam 37 'is thrown back onto the beam splitter 36.
  • the beam splitter 36 of the reflected reference beam 37 ' is superimposed with the reflected light beam 32' and thrown together with the latter on a detector 39 in the form of a spectrometer.
  • the Comea strength is calculated in a conventional manner.
  • OCT unit 31 As an alternative to the OCT unit 31 shown in FIG. 2, it is also possible to use other conventional OCT measuring arrangements within the scope of the device 1, in particular so-called time-domain measuring arrangements.
  • the wavelength ⁇ 1 of the light beam 11 is preferably set to 1064 nm.
  • the light beam 11 is thus in the (non-visible) infrared range of the electromagnetic spectrum, so that the topometry measurement of the eye 2 is imperceptible.
  • the DOE 18 is designed to match the wavelength ⁇ 1 so that the light beam 11 is completely deflected to the first diffraction order while the DOE 18 is the zeroth diffraction order of the light beam 11 completely, or at least almost completely suppressed (see also DE 103 42 175 A1).
  • the DOE 18 is further configured such that the diffracted light beam 11 in the region of the cornea 4 has a curved wavefront profile that corresponds to the average surface curvature of the human cornea. This average value is derived in particular from the standard eye model by Gullstrand.
  • the wavelength ⁇ 2 of the light beam 22, 22 ' is ideally set to 532 nm in optical terms.
  • the light beam 22, 22 ' is transmitted through the DOE 18 exclusively to the zeroth diffraction order.
  • the light beam 22 thus passes through the DOE 18 with at least virtually unchanged wavefront profile.
  • the wavelength ⁇ 2 is fixed to wavelengths in the range between 690 and 750 nm, and thus to the transition between the red and infrared spectral ranges. In the latter case, although the light beam 22 is not completely transmitted, but predominantly in the zeroth diffraction order of the DOE 18.
  • the wavelength ⁇ 3 of the light beam 27 must necessarily be in the visible spectral range and is preferably selected such that the DOE 18 does not exert a diffractive effect on the light beam 27.
  • the wavelength ⁇ 3 is preferably set to 635 nm (red).
  • the wavelength ⁇ 3 can also be selected to be equal to the wavelength ⁇ 2. In this case, the light beam 27 is temporarily hidden during the aberration measurement.
  • the wavelength ⁇ 3 may also be selected such that the DOE 18 suppresses the zeroth diffraction order of the light beam 27.
  • the central wavelength ⁇ 4 of the light bundle 32, 32 ' is selected in the embodiment according to FIG. 1 such that the DOE 18 at least predominantly transmits the light bundle 32 into the zeroth diffraction order, ie substantially unchanged.
  • the central wavelength ⁇ 4 is determined in particular on the outer edge of the red spectral range, in particular to a value of between 500 nm and 750 nm, in particular 532 nm.
  • the beam path of the light beam 32 is fixed with respect to its position with respect to the optical axis of the common beam region 14.
  • the light bundle 32 is thereby always directed in particular to the same point of the cornea 4, in particular to its center.
  • the beam path of the light beam 32 can be changed by means of a deflection device, not shown here, so that the surface of the cornea 4 can be scanned by displacement of the light beam 32.
  • the light beam 32 according to FIG. 3 can be displaced parallel to the optical axis of the common beam region 14.
  • the light beam 32 can alternatively be pivoted relative to the optical axis of the common beam region 14 in such a way that the light beam 32 impinges on the corneal surface approximately perpendicularly.
  • the embodiment variants of the device 1 according to FIGS. 3 and 4 are similar to the embodiment shown in FIG.
  • the light beam 32 is always transmitted by the DOE 18 predominantly in the zeroth diffraction order, and thus passes through the DOE 18 substantially without change of direction.
  • the light bundle 32 is in turn displaceable parallel to the optical axis of the common beam region 14, but is deflected by an optical system (not explicitly shown) upstream of the DOE 18 in such a way that it always passes through the optics approximately perpendicular to the corneal surface falls.
  • the optical system is preferably a refractive optical system, in particular in the form of a converging lens, which advantageously has a wavelength sensitivity which is low in comparison with a diffractive optical system. having, and thus for the precise alignment of the polychromatic light beam 32 is particularly well suited.
  • the optics in addition to the light bundle 32, the further light bundles 11, 22 and 27 are convergently aligned with the cornea 4.
  • the convergent beam guidance is also desirable for the light beam 11 used for the topography measurement.
  • the DOE 18 arranged between the refractive optics and the eye 2 is therefore designed in such a way that it transmits both light bundles 32 and 11 at least predominantly into the zeroth order of diffraction and thus allows them to pass largely uninfluenced.
  • the light bundle 22 used for the aberration measurement is at least predominantly transmitted by the DOE 18 into the first diffraction order.
  • the DOE 18 selectively removes the convergent refractive beam guidance selectively for the light bundle 22 by producing a collimated, in particular approximately planar wave front course for this light bundle 22 directly in front of the eye 2.
  • the light bundle 27 used to image the fixation target is also collimated by the DOE 18, ie aligned homogeneously parallel to the optical axis with regard to its beam direction.
  • the illustrated in Fig. 6 second embodiment of the device 1 differs from the embodiments described above, especially in that here the light beam 32, so the OCT measuring beam is generated in a spectral range in which the light beam 32 through the DOE 18 predominantly transmitted in the first diffraction order.
  • the light bundle 32 extending within the common beam area 14 parallel to its optical axis is thereby deflected towards the optical axis after passage through the DOE 18 and collimated onto the cornea 4.
  • the described embodiment of the DOE 18 pre-adjustment of the first-order diffracted wavefront profile to the average Comea curvature
  • the light beam 32 is thereby deflected so that it always impinges approximately perpendicular to the surface of the cornea 4 (see also Fig. 7).
  • the central wavelength ⁇ 4 of the light bundle 32 is preferably set to an amount equal or similar to the wavelength ⁇ 1.
  • the OCT measuring system 30 has a beam deflection device 40 (also: angle scanner), with which the light bundle 32 is moved by a variable solid angle from its original propagation direction transversely to the optical axis of the common beam region 14 is deflected.
  • a collimator lens 41 connected downstream of the beam deflection device 40, the light beam 32 is again aligned transversely to the optical axis of the common beam region 14.
  • the third embodiment of the device 1 shown in FIG. 8 essentially corresponds to the embodiment described in connection with FIGS. 6 and 7.
  • the light beam 32 is first faded into the beam path of the topometry measuring system 8.
  • the beam splitter 34 is arranged within the Kepler telescope 17 of the measuring system 8.
  • the light beam 32 is then aligned here together with the light beam 11 through the beam splitter 13 parallel to the optical axis of the common beam path region 14.
  • the wavelengths ⁇ 1 and ⁇ 4 are preferably selected with a small spectral distance from one another.
  • the wavelength ⁇ 1 is set to 1064nm
  • the wavelength ⁇ 4 is set to 930nm.
  • the beam splitters 13 in the case of the embodiment according to FIG. 5) and 34 (in the embodiment according to FIG. 8) are to be configured correspondingly narrowband in order to ensure a clean separation of the light beams 11, 11 'and 32 or 32'.
  • the light beams 11, 11 'and 32, 32' in the embodiment according to FIG. 8 can also be fixed to the same wavelength length amount, in particular to 1064 nm.
  • the beam splitter 34 is suspended movably in such a way that it can be pivoted into the beam path of the measuring system 8 for the pachymetry measurement, and swung out of the beam path of the measuring system 8 for the topometry measurement.
  • the pachymetry Measurement and the topometry measurement must be performed alternately with each other over time.
  • DOE diffractive optical element

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Abstract

Es wird eine Vorrichtung (1) zur Vermessung eines Linsensystems, insbesondere des Auges (2), angeben. Die Vorrichtung (1) umfasst ein OCT-Messsystem (30), das eine Lichtquelle (35) zur Ausstrahlung eines ersten Lichtbündels (32) eines ersten Wellenlängenbereichs umfasst, und mindestens ein weiteres optisches Messsystem (8, 9), das eine Lichtquelle (10, 21) zur Ausstrahlung eines zweiten Lichtbündels (11, 22) eines zweiten Wellenlängenbereichs (?1, ?2) umfasst. In einem gemeinsamen Strahlengangbereich (14) der Messsysteme (30, 8, 9) ist dabei ein diffraktives optisches Element (18) angeordnet, das das erste und zweite Lichtbündel (32,11 bzw. 32,2 2) zumindest überwiegend in verschiedene Beugungsordnungen lenkt.

Description

Beschreibung
Vorrichtung und Verfahren zur Vermessung eines Linsensystems, insbesondere eines Auges
Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Vermessung eines Linsensystems, insbesondere eines (menschlichen oder tierischen) Auges. Die Erfindung bezieht sich im Speziellen auf eine Vorrichtung zur Messung der optischen Dicke sowie mindestens einer weiteren Eigenschaft des Linsensystems, insbesondere der Oberflächentopographie und der Wellenaberration.
Für chirurgische Eingriffe am menschlichen Auge wie beispielsweise die Korrektur der Fehlsichtigkeit des Auges wird in jüngerer Zeit vermehrt die Ablation von Cor- nea-Gewebe (LASIK-Verfahren) mittels Excimerlaser eingesetzt. Dazu wird eine obere Schicht (engl. Flap) der Augenhornhaut (Cornea) aufgeschnitten und zur Seite geklappt. Daraufhin wird am freiliegenden Cornea-Gewebe ein geeigneter Betrag an Gewebe ablatiert und danach der Comea-Lappen wieder replaziert. Eine genaue und umfassende Vermessung der verschiedenen optischen Elemente des Auges ist einerseits von entscheidender Bedeutung für den Erfolg der Behandlung und kann andererseits auch dazu dienen, Ausschlusskriterien zu prüfen, die gegen die Behandlung eines Auges sprechen. In diesem Sinne ist insbesondere eine möglichst präzise Kenntnis der Corneastärke, der Oberflächentopographie der Cornea sowie der Wellenaberration des Auges erforderlich.
Eine ähnliche Informationsdichte ist auch für andere chirurgische oder therapeutische Behandlungen am menschlichen Auge, insbesondere für eine Ersetzung der Augenlinse durch ein künstliches Implantat (Katarakt-Chirurgie) und für eine Cor- nea-Transplantation erforderlich.
Bisher werden die Corneastärke, die Topographie der Cornea und die Wellenaberration des Auges üblicherweise getrennt gemessen. Dadurch ergeben sich häufig Diskrepanzen zwischen den beiden in zeitlicher Abfolge durchgeführten Mes- sungen aufgrund der Instabilität des Auges als biologisches Objekt einerseits und andererseits aufgrund der zahlreichen Justage-Freiheitsgrade des Auges relativ zur Messeinrichtung. Bei der Anwendung in der optischen Medizin kann eine solche Messdiskrepanz insbesondere den Erfolg eines chirurgischen Eingriffs am Auge oder eines sonstigen medizinischen Korrekturverfahrens beeinträchtigen. Zur Vermeidung solcher Diskrepanzen ist daher eine gemeinsame Messung der Corneastärke, der Topographie und der Wellenaberration wünschenswert.
Eine Vorrichtung zur gemeinsamen Messung der Topographie und Wellenaberration des Auges ist aus DE 103 42 175 A1 bekannt. Bei dieser Vorrichtung sind zwei optische Messsysteme mit einem gemeinsamen Strahlengangbereich vorgesehen. Ein erstes Messsystem, das zur Topographiemessung dient, umfasst eine Lichtquelle zur Ausstrahlung eines ersten Lichtbündels einer ersten Wellenlänge. Das zweite Messsystem, das zur Messung der Wellenaberration dient, umfasst eine Lichtquelle zur Ausstrahlung eines zweiten Lichtbündels einer zweiten Wellenlänge. Dabei ist in einem gemeinsamen Strahlengangbereich des ersten Messsystems und des zweiten Messsystems ein diffraktives optisches Element angeordnet, welches den jeweiligen Wellenfrontverlauf des ersten Lichtbündels und des zweiten Lichtbündels wellenlängenselektiv anpasst.
Die Messung der optischen Stärke eines Auges, insbesondere der Hornhautstärke (Pachymetrie) wird heute insbesondere mittels der sogenannte Optischen Kohärenz-Tomographie (Optical Coherence Tomography - OCT) durchgeführt. Die OCT-Messung muss nach herkömmlicher Technik getrennt von der Messung anderer Eigenschaften des Auges durchgeführt werden. Mittels OCT kann ferner auch die Augenlänge gemessen werden.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur Vermessung eines Linsensystems, insbesondere eines Auges, anzugeben, die eine simultane Messung der Cornea-Stärke und/oder Augenlänge sowie mindestens einer weiteren Eigenschaft des Linsensystems, insbesondere der (Oberflächen-)Topographie und/oder der Wellenaberration ermöglicht. Der Begriff „simultan" ist dahingehend zu verstehen, dass alle Messungen entweder zeitgleich und parallel durchgeführt werden, oder aber kurzzeitig hintereinander in einem gemeinsamen Messprozess, insbesondere ohne das Messgerät auszutauschen oder bezüglich des zu vermessenden Linsensystems deplazieren zu müssen.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Danach umfasst die Vorrichtung ein OCT-Messsystem mit einer Lichtquelle zur Ausstrahlung eines ersten Lichtbündels eines ersten Wellenlängenbereichs, und mindestens ein weiteres optisches Messsystem mit einer Lichtquelle zur Ausstrahlung eines zweiten Lichtbündels eines zweiten Wellenlängenbereichs. In einem gemeinsamen Strahlengangbereich beider Messsysteme ist im Rahmen der Vorrichtung ein diffraktives optisches Element (DOE) angeordnet, das das erste und zweite Lichtbündel zumindest überwiegend in verschiedene Beugungsordnungen lenkt.
Erkanntermaßen ermöglicht der Einsatz des DOE vorteilhafterweise eine „Entkopplung" des OCT-Messstrahls, also des ersten Lichtbündels von dem zweiten Lichtbündel des zweiten Messsystems und ermöglicht somit die simultane Verwendung beider Messsysteme, ohne die Qualität der OCT-Messung zu beeinträchtigen. Zudem hat sich gezeigt, dass mittels des DOE eine einfache, dennoch aber effektive Strahlführung des OCT-Messstrahls möglich ist. Insbesondere kann mittels des DOE der OCT-Messstrahl so auf die Probe fokussiert sein, dass das reflektierte oder gestreute Licht effektiv wieder aufgefangen und in das Messsystem zurückgelenkt wird. Damit ist unter anderem auch sichergestellt, dass die auf die Probe eingestrahlte Lichtintensität bei hinreichender Aufnahmequalität gering gehalten werden kann.
Bevorzugte Ausführungsformen und Weiterentwicklungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen niedergelegt und ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung.
So ist das zweite Messsystem bevorzugt zur Messung der (Oberflächen-) Topographie oder zur Messung der Wellenaberration eingerichtet. Als (Oberflächen-) Topographie wird die dreidimensionale Form der Linsenoberfläche bezeichnet. Im Falle des Auges ist diese Linsenoberfläche die Oberfläche der Cornea, d.h. der transparenten Augenhornhaut. Unter dem Begriff Wellenaberration wird allgemein die Abweichung der optischen Abbildungseigenschaften des zu prüfenden realen Linsensystems von den Abbildungseigenschaften eines entsprechenden idealen Linsensystems bezeichnet. Im Falle des Auges umfasst die Wellenaberration Abbildungsfehler erster Ordnung wie Kurzsichtigkeit, Weitsichtigkeit oder Stabsichtigkeit (Astigmatismus) sowie Abbildungsfehler höherer Ordnung. Für die Durchführung der Topographiemessung bzw. Wellenaberrationsmessung ist das zweite Messsystem vorzugsweise nach Art des jeweiligen in DE 103 42 175 A1 beschriebenen Messsystems aufgebaut.
Außerdem kann die Vorrichtung zusätzlich zu dem OCT-Messsystem auch mehrere weitere Messsysteme, insbesondere ein Messsystem für die Topographiemessung und ein weiteres Messsystem für die Wellenaberrationsmessung, enthalten. In diesem Fall werden erfindungsgemäß mindestens das einem der weiteren Messsysteme zugeordnete Lichtbündel und der OCT-Messstrahl von dem DOE bevorzugt (d.h. vollständig oder zumindest überwiegend) in verschiedene Beugungsordnungen gelenkt.
Die Wellenlängenbereiche des ersten und zweiten Lichtbündels sind vorzugsweise disjunkt, also spektral überlappfrei. Die Wellenlängen des ersten und/oder zweiten Lichtbündels liegen dabei vorzugsweise im (nicht-sichtbaren) Nahinfrarotbereich des elektromagnetischen Spektrums.
In einer ersten Erfindungsvariante ist das DOE derart ausgebildet, dass es das erste Lichtbündel, d.h. den OCT-Messstrahl, zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung lenkt, und somit den Strahlengang des ersten Lichtbündels nicht, zumindest nicht wesentlich, ändert. Dagegen wird das zweite Lichtbündel durch das DOE zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung gelenkt. Das zweite Messsystem ist bei dieser Verfahrensvariante zweckmäßigerweise zur Messung der Topographie ausgebildet. Bevorzugt wird hierbei die nullte Beugungsordnung des zweiten Lichtbündels vollständig unterdrückt. Der in die nullte Beugungsordnung transmittierte OCT-Strahl ist hierbei entweder parallel bzw. ko- axial zur optischen Achse des Systems geführt, oder wird durch eine vom DOE separate Optik derart abgelenkt, dass er stets etwa senkrecht auf die Oberfläche des Linsensystems, insbesondere auf die Corneaoberfläche fällt.
In einer Untervariante dieser Ausführungsform ist zur Ablenkung eine dem DOE vorgeschaltete - insbesondere refraktive - Optik vorgesehen, durch die neben dem ersten Lichtbündel, d.h. dem OCT-Strahl, auch das zweite Lichtbündel etwa senkrecht zur Oberfläche des Linsensystems, also insbesondere zur Corneaoberfläche umgelenkt wird. Auch in diesem Fall ist das DOE zweckmäßigerweise derart ausgebildet, dass es das erste Lichtbündel, d.h. den OCT- Messstrahl, zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung lenkt, und somit den Strahlengang des OCT-Strahls nicht, zumindest nicht wesentlich, beein- flusst. Für die Messung der Wellenaberration ist eine solche konvergente Strahlungsführung dagegen ungeeignet. Ein hier das zweite Lichtbündel bildender Wellenaberrometrie-Messtrahl wird daher in diesem Fall durch das DOE zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung transmittiert, wobei das DOE derart auf die Wellenlänge des zweiten Lichtbündels abgestimmt ist, dass das zweite Lichtbündel nach dem Durchtritt durch das DOE einen für die Wellenaberrationsmessung geeigneten, insbesondere etwa ebenen Wellenfrontverlauf aufweist.
In einer zweiten Erfindungsvariante ist das diffraktive optische Element derart ausgebildet, das es das erste Lichtbündel, d.h. den OCT-Messstrahl, zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung lenkt, wohingegen es das zweite Lichtbündel durch das DOE zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung lenkt. Das zweite Messsystem ist bei dieser Verfahrensvariante zweckmäßigerweise zur Messung der Wellenaberration ausgebildet.
Das diffraktive optische Element ist bei der zweiten Erfindungsvariante bevorzugt derart ausgebildet, dass es das überwiegend in die erste Beugungsordnung gelenkte erste Lichtbündel hinsichtlich seines Wellenfrontverlaufs an die Topographie des Linsensystems voranpasst. Diese Voranpassung wird derart vorgenommen, dass der Wellenfrontverlauf des ersten Lichtbündels im Bereich der Cornea eine dieser etwa entsprechende Krümmung aufweist, so dass der OCT- Messstrahl überall etwa senkrecht auf die Comea-Oberfläche auftrifft. Diese Voranpassung des Wellenfrontverlaufs an die Cornea-Krümmung sorgt dafür, dass der OCT-Messstrahl durch im Wesentlichen senkrechte Reflexion besonders effektiv in das Messsystem zurückgeworfen wird. Durch die Voranpassung des WeI- lenfrontverlaufes wird mit anderen Worten der Lichtverlust z.B. durch Streulicht reduziert. In Anwendung der Erfindung auf das menschliche Auge als zu prüfendes Linsensystem ist das DOE bevorzugt derart gestaltet, dass der Wellenfront- verlauf des ersten Lichtbündels an ein medizinisches Standardmodell des menschlichen Auges, insbesondere das Gullstrandsche Normal-Auge vorange- passt wird.
Das DOE ist bevorzugt transparent, so dass das erste und zweite Lichtbündel durch das DOE hindurch auf das Linsensystem geworfen werden. Alternativ ist aber auch der Einsatz eines reflektierenden DOE im Rahmen der Erfindung denkbar.
Besonders geeignet als DOE ist ein oberflächen-korrugiertes Phasenelement. Hierunter wird eine Platte aus Glas oder einem transparenten Kunststoff verstanden, in deren Oberfläche ein reliefartiges Beugungsgitter eingebracht ist. Mittels computergestützter Herstellungsverfahren und geeigneter Ätztechniken, kann ein solches Phasenelement heutzutage vergleichsweise preisgünstig mit äußerst hoher Präzision hergestellt werden. Hierbei kann die Beugungswirkung des Phasenelements hochflexibel an den Bedarf angepasst werden. Mit einem oberflächen- korrugierten Phasenelement ist insbesondere ein Oberflächengitter mit äußerst kleiner Gitterperiode in der Größenordnung weniger hundert Nanometer und damit ein vergleichsweise großer Ablenkwinkel des gebeugten Lichts erreichbar. Prinzipiell ist es jedoch denkbar, das DOE auf andere Weise, z.B. durch ein Volumenhologramm oder ein reflektives diffraktives Element zu realisieren. Insbesondere ist es auch denkbar, das DOE als frei ansteuerbares, flexibles optisches Element auszuführen. Dies ist beispielsweise durch phasenschiebende Flüssigkristallanzeigen (LCD) möglich. Um die Brechkraft und die Ausrichtung eines zu untersuchenden Auges während der Dauer der Messung zu fixieren, und somit die Messgenauigkeit zu erhöhen, ist bevorzugt vorgesehen, durch ein weiteres Lichtbündel ein Fixationstarget in das Auge einzublenden. Unter einem Fixationstarget wird ein Bild verstanden, das einem zu untersuchenden Probanden während der Messung zur Betrachtung angeboten wird. Indem der Proband das Fixationstarget anvisiert, hält er automatisch sowohl die Orientierung des Auges als auch die vom Auge eingestellte Brechkraft in guter Näherung konstant. Das zur Einblendung des Fixationstargets herangezogene weitere Lichtbündel hat eine weitere Wellenlänge, für die bevorzugt das DOE ebenfalls wirkungslos ist. Die weitere Wellenlänge ist bevorzugt sowohl von der ersten Wellenlänge als auch von der zweiten Wellenlänge verschieden. Auf diese Weise ist gewährleistet, dass dieses weitere Lichtbündel die parallelen Messungen (Pachymetrie und Topometrie und/oder Wellenaberration) nicht be- einflusst. In einer vereinfachten Ausführung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist jedoch alternativ vorgesehen, dass die Wellenlänge des zur Einblendung des Fixationstargets verwendeten Lichtbündels der Wellenlänge eines der mindestens zwei Messsysteme entspricht.
Die Messung der Cornea-Stärke mittels OCT, und die oder jede weitere Messung der Wellenaberration, Topographie, etc. werden bevorzugt zeitgleich durchgeführt. Eine zeitlich sequentielle, d.h. eine (insbesondere in sehr kurzem Abstand) zeitlich versetzte Messung ist dennoch als im Hinblick auf eine vereinfachte Verfahrensdurchführung vorteilhafte Ausführungsvariante der Erfindung vorgesehen. Dies ist besonders bei Verwendung eines für mehr als ein Messsystem gemeinsam verwendeten Detektors zur besseren Trennung der Messsignale dieser Messsysteme sinnvoll. Zur Vermeidung von Messdiskrepanzen werden die Messungen bevorzugt in einem zeitlichen Abstand durchgeführt, der die Reaktionszeit des Auges unterschreitet, so dass die Messungen im Hinblick auf das Auge quasi-simultan erfolgen.
Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen: Fig. 1 in schematischer Darstellung eine Vorrichtung zur Vermessung eines menschlichen Auges mit einem Messsystem zur Messung der Topographie, einem Messsystem zur Messung der Wellenaberration und einem OCT-Messsystem zur Messung der Cornea-Stärke sowie mit einem in einem gemeinsamen Strahlengangbereich der drei Messsysteme angeordneten diffraktiven optischen Element (DOE),
Fig. 2 in schematischer Darstellung eine OCT-Einheit des OCT-Messsystem gemäß Fig. 1 ,
Fig. 3 in einer vergrößerten Detaildarstellung eine Variante der Vorrichtung gemäß Fig. 1 ,
Fig. 4 in Darstellung gemäß Fig. 3 eine weitere Variante der Vorrichtung gemäß Fig. 1 mit einem modifizierten Strahlengang des OCT-Mess- systems,
Fig. 5 in Darstellung gemäß Fig. 3 eine weitere Variante der Vorrichtung gemäß Fig. 1 ,
Fig. 6 in Darstellung gemäß Fig. 1 eine zweite Ausführungsform der Vorrichtung,
Fig. 7 in Darstellung gemäß Fig. 3 eine vergrößerte Detaildarstellung der Vorrichtung gemäß Fig. 5, und
Fig. 8 in Darstellung gemäß Fig. 1 eine dritte Ausführungsform der Vorrichtung.
Einander entsprechende Teile und Größen sind in den Figuren stets mit dem gleichen Bezugszeichen versehen.
Fig. 1 zeigt in einer schematischen Skizze eine Vorrichtung 1 zur Messung der Cornea-Stärke, der Comea-Topographie und Wellenaberration eines menschlichen Auges 2.
Als (Oberflächen-)Topographie wird die dreidimensionale Form der Linsenoberfläche bezeichnet. Im Falle des Auges 2 ist diese Linsenoberfläche die Oberfläche der Cornea 4, d.h. der transparenten Augenhornhaut. Das Linsensystem des Auges 2 umfasst weiterhin in bekannter Weise die Augenlinse 5 und den Glaskörper 6. In dem der Augenlinse 5 entgegengesetzten Augenhintergrund ist in bekannter Weise die Retina 7 (oder Netzhaut) angeordnet.
Unter dem Begriff Wellenaberration wird allgemein die Abweichung der optischen Abbildungseigenschaften des zu prüfenden realen Linsensystems von den Abbildungseigenschaften eines entsprechenden idealen Linsensystems bezeichnet. Im Falle des Auges 2 umfasst die Wellenaberration Abbildungsfehler erster Ordnung wie Kurzsichtigkeit, Weitsichtigkeit oder Stabsichtigkeit (Astigmatismus) sowie Abbildungsfehler höherer Ordnung.
Zur Messung der Topographie der Cornea 4 (Topometrie) ist die Vorrichtung 1 mit einem (Topometrie-)Messsystem 8 versehen.
Das Messsystem 8 umfasst eine Lichtquelle 10, insbesondere einen Laser. Die Lichtquelle 10 erzeugt ein Lichtbündel 11 einer Wellenlänge λ1. Das Lichtbündel 11 wird entlang des Strahlengangs des Messsystems 8 zunächst in einer Kollimatorlinse 12 parallel gerichtet, über ein Kepler-Teleskop 17 aufgeweitet, und mittels eines wellenlängenselektiven Strahlteilers 13 in einen gemeinsamen Strah- lengangbereich 14 der Messsysteme 8 und 9 eingestrahlt. Innerhalb des Strah- lengangbereichs 14 durchtritt das Lichtbündel 11 ein dem Auge 2 unmittelbar vorgeschaltetes diffraktives optisches Element, nachfolgend kurz als DOE 18 bezeichnet. Durch das nachfolgend in seiner Funktionsweise näher beschriebene DOE 18 wird das Lichtbündel 11 in Richtung des Auges 2 kollimiert. Ein Anteil des auf das Auge 2 einfallenden Lichtbündels 11 (nachfolgend vereinfachend als reflektiertes Lichtbündel 11 ' bezeichnet), wird an der Oberfläche 3 der Cornea 4 reflektiert und entgegen der Einfallsrichtung durch das DOE 18, den Strahlteiler 13 und das Kepler-Teleskop 17 zurückgeworfen. Durch einen außerhalb des gemeinsamen Strahlengangbereichs 14 angeordneten weiteren Strahlteiler 19 wird das reflektierte Lichtbündel 11 ' aus dem einfallenden Lichtbündel 11 ausgekoppelt und auf einen Wellenfrontdetektor 20 geleitet. Das Kepler-Teleskop 17 ist dabei derart ausgebildet, das die Cornea 4 auf dem Wellenfrontdetektor 20 scharf abgebildet wird. Der Wellenfrontdetektor 20 ist wahlweise als Shack-Hartmann- Sensor ausgeführt, wie er beispielsweise in US 2003/0038921 A1 beschrieben ist. Alternativ kann der Wellenfrontdetektor 20 auch als Interferometer, insbesondere Shearing-Interferometer, ausgeführt sein.
Zur Messung der Wellenaberration (Aberrometrie) umfasst die Vorrichtung 1 ein (Aberrometrie-)Messsystem 9. Das Messsystem 9 umfasst eine weitere Lichtquelle 21. Die Lichtquelle 21 , die wiederum vorzugsweise durch einen Laser realisiert ist, emittiert ein (vergleichsweise feines) Lichtbündel 22 einer Wellenlänge λ2. Das Lichtbündel 22 wird in einer Kollimatorlinse 12 parallelgerichtet und durch ein weiteres Kepler-Teleskop 17 und den wellenlängenselektiven Strahlteiler 13 in den gemeinsamen Strahlengangbereich 14 eingestrahlt. Infolge seiner Wellenlängenselektivität ist der Strahlteiler 13 für die Wellenlänge λ2 transparent, mithin wirkungslos. Ein Strahlteiler 13 mit derartiger Wellenlängenselektivität ist nach herkömmlicher Technik beispielsweise durch einen dielektrischen Spiegel herstellbar.
Im weiteren Verlauf seines Strahlengangs fällt das Lichtbündel 22 durch das DOE 18 hindurch auf das Auge 2. Das Lichtbündel 22 durchsetzt das DOE 18 quasi unmodifiziert und fällt als weiterhin feines Lichtbündel durch die Cornea 4 und die Augenlinse 5 auf die Retina 7. Das Lichtbündel 22 wird an der Retina 7 diffus zurückgestreut. Dieses Streulicht, nachfolgend als zurückgestreutes Lichtbündel 22' bezeichnet, fällt durch die Augenlinse 5, die Cornea 4, das DOE 18, das Kepler- Teleskop 17 und den für die Wellenlänge λ2 transparenten Strahlteiler 13 entgegen seiner Einfallsrichtung zurück. Durch einen außerhalb des gemeinsamen Strahlengangbereichs 14 im Strahlengang des Lichtbündels 22,22' positionierten weiteren Strahlteiler 23 wird das zurückgestreute Lichtbündel 22' ausgekoppelt und auf einen Wellenfrontdetektor 24 des Messsystems 9 geworfen. Der Wellenfrontdetektor 24 ist wiederum wahlweise als Shack-Hartmann-Sensor oder als Interferometer ausgeführt. Den Strahlteilern 13 und 23 ist optional eine Vorkompensationseinheit 25 zwischengeschaltet. Diese Vorkompensationseinheit 25 enthält ein (nicht näher dargestelltes) herkömmliches optisches Zoom-System oder eine Linsenanordnung, mit welcher die Anteile Defokus und Astigmatismus, d.h. die Kurz- oder Weitsichtigkeit und die Stabsichtigkeit, kompensierbar ist. Die Vorkompensationseinheit 25 dient umkehrt auch dazu, das einfallende Lichtbündel 22 scharf auf der Retina 7 abzubilden. Das in Fig. 1 dargestellte DOE 18 ist ein so genanntes oberflächen-korrugiertes Phasenelement, dessen Aufbau und Funktionsweise in Zusammenhang mit den Messsystemen 8 und 9 in DE 103 42 175 A1 näher beschrieben ist.
Die Vorrichtung 1 umfasst zudem eine weitere Lichtquelle 26, durch welche ein weiteres Lichtbündel 27 einer Wellenlänge λ3 dem Auge 2 eingeblendet wird. Das dritte Lichtbündel 27 wird wiederum durch eine Kollimatorlinse 28 parallelgerichtet und mittels eines wellenlängenselektiven Strahlteilers 29 auf das Auge 2 ausgerichtet. Das dritte Lichtbündel 27 dient dazu, dem Auge 2 ein so genanntes Fixati- onstarget anzubieten. Hierunter versteht man ein Bild, das der Proband während der Messung anvisiert. Durch das Anvisieren des Fixationstargets wird zum einen die Sehachse des Auges 2 entlang der optischen Achse des gemeinsamen Strah- lengangbereichs 14 ausgerichtet. Zum andere wird die Brechkraft der Augenlinse 5 in einem Bereich fixiert, in welchem der Proband das Fixationstarget scharf erkennen kann. Insbesondere wird dem Probanden häufig durch das Fixationstarget ein Bild im Unendlichen vorgetäuscht, so dass die Augenlinse 5 während der Messung im entspannten Zustand gehalten wird. Das Lichtbündel 27 durchläuft ebenfalls die - ggf. vorhandene - Vorkompensationseinheit 25, um insbesondere eine eventuelle Kurzsichtigkeit des Auges 2 auszugleichen, und so dem Probanden überhaupt die Möglichkeit zu geben, das Fixationstarget scharf anzuvisieren.
Für die Messung der Comea-Stärke (Pachymetrie) umfasst die Vorrichtung 1 ein OCT-Messsystem 30. Das OCT-Messsystem 30 umfasst eine (im Folgenden näher beschriebene) OCT-Einheit 31 , die ein Lichtbündel 32 in Form eines feinen Messtrahls erzeugt. Das Lichtbündel 32 hat eine kontinuierliche Spektralverteilung innerhalb eines Spektralbandes von typischerweise zwischen 30nm und 100nm um eine Zentral-Wellenlänge λ4.
Das Lichtbündel 32 wird über eine weitere Kollimatorlinse 33 und einen weiteren Strahlteiler 34 in den gemeinsamen Strahlengangbereich 14 eingeleitet und tritt coaxial oder parallelversetzt zu der optischen Achse des gemeinsamen Strahlgangbereichs 14 durch den Strahlteiler 13 und das DOE 18 hindurch. Das Licht- bündel 32 trifft bestimmungsgemäß etwa zentral auf die Cornea 4, wobei das Lichtbündel 32 teilweise an der Cornea-Außenfläche und an der Cornea- Innenfläche reflektiert wird. Das reflektierte Lichtbündel 32 wird über den Strahlteiler 34 und die Kollimatorlinse 33 in die OCT-Einheit 31 zurückgeleitet und dort detektiert.
Der Strahlteiler 13 ist bezüglich der Spektralverteilung des Lichtbündels 32 derart ausgebildet, dass das Lichtbündel 32 bzw. 32' den Strahlteiler 13 ungehindert passiert.
Bei der OCT-Einheit 31 handelt es sich gemäß Fig. 2 vorzugsweise um eine nach Art eines Michelson-Interferometers gestaltete Frequenzdomänen-OCT- Messanordnung. Die OCT-Einheit 31 umfasst danach eine Lichtquelle 35, insbesondere in Form einer sogenannten Superlumineszenzdiode. Das von dieser emittierte Licht wird über einen Strahlteiler 36 in das Lichtbündel 32 sowie einen Referenzstrahl 37 aufgeteilt. Der Referenzstrahl 37 wird an einem Spiegel 38 reflektiert, wobei der reflektierte Referenzstrahl 37' zurück auf den Strahlteiler 36 geworfen wird. Durch den Strahlteiler 36 wird der reflektierte Referenzstrahl 37' mit dem reflektierten Lichtbündel 32' überlagert und zusammen mit letzterem auf einen Detektor 39 in Form eines Spektrometers geworfen. Anhand der Spektralverteilung der überlagerten und interferierenden Lichtbündel 32' und 37'wird in an sich herkömmlicher Weise die Comea-Stärke berechnet.
Alternativ zu der in Fig. 2 dargestellten OCT-Einheit 31 können auch andere herkömmliche OCT-Messanordnungen im Rahmen der Vorrichtung 1 eingesetzt werden, insbesondere sogenannte Zeitdomänen-Messanordnungen.
Die Wellenlänge λ1 des Lichtbündels 11 ist bevorzugt auf 1064nm festgelegt. Das Lichtbündel 11 liegt somit im (nicht-sichtbaren) Infrarotbereich des elektromagnetischen Spektrums, so dass die Topometrie-Messung von dem Auge 2 nicht wahrnehmbar ist. Das DOE 18 ist - in Anpassung an die Wellenlänge λ1 - derart gestaltet, dass das Lichtbündel 11 vollständig in die erste Beugungsordnung abgelenkt wird, während das DOE 18 die nullte Beugungsordnung des Lichtbündels 11 vollständig, oder zumindest nahezu vollständig unterdrückt (s. hierzu auch DE 103 42 175 A1 ).
Das DOE 18 ist weiterhin derart gestaltet, dass das gebeugte Lichtbündel 11 im Bereich der Cornea 4 einen gekrümmten Wellenfrontverlauf aufweist, der der durchschnittlichen Oberflächenkrümmung der menschlichen Cornea entspricht. Dieser Durchschnittswert ist insbesondere aus dem Standard-Augenmodell von Gullstrand abgeleitet.
Die Wellenlänge λ2 des Lichtbündels 22,22' ist - in optischer Hinsicht idealerweise - auf 532nm festgelegt. In diesem Fall wird das Lichtbündel 22,22' durch das DOE 18 ausschließlich in die nullte Beugungsordnung transmittiert. Das Lichtbündel 22 durchläuft das DOE 18 also mit zumindest nahezu unverändertem Wellenfrontverlauf. Um die visuelle Wahrnehmbarkeit des Lichtbündels 22 zu reduzieren, ist die Wellenlänge λ2 alternativ hierzu auf Wellenlängen im Bereich zwischen 690 und 750 nm, und damit auf den Übergang zwischen dem roten und dem infraroten Spektralbereich festgelegt. In letzterem Fall wird das Lichtbündel 22 zwar nicht vollständig, aber doch überwiegend in die nullte Beugungsordnung des DOE 18 transmittiert.
Die Wellenlänge λ3 des Lichtbündels 27 muss notwendigerweise im sichtbaren Spektralbereich liegen und ist bevorzugt derart gewählt, dass das DOE 18 keine beugende Wirkung auf das Lichtbündel 27 ausübt. Die Wellenlänge λ3 ist bevorzugt auf 635 nm (rot) festgelegt. Zur Vereinfachung des Messaufbaus kann die Wellenlänge λ3 aber auch gleich der Wellenlänge λ2 gewählt sein. In diesem Fall wird das Lichtbündel 27 während der Aberrationsmessung kurzzeitig ausgeblendet. Alternativ kann die Wellenlänge λ3 jedoch auch derart gewählt sein, dass das DOE 18 die nullte Beugungsordnung des Lichtbündels 27 unterdrückt.
Die Zentral-Wellenlänge λ4 des Lichtbündels 32,32' ist bei der Ausführungsform gemäß Fig. 1 derart gewählt, dass das DOE 18 das Lichtbündel 32 zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung transmittiert, also im Wesentlichen unverändert durchlässt. Die Zentral-Wellenlänge λ4 ist hierzu insbesondere auf den Außenrand des roten Spektralbereichs, insbesondere auf einen Wert zwischen 500nm und 750nm, insbesondere auf 532nm festgelegt.
Bei dem Ausführungsbeispiel des OCT-Messsystems 30 gemäß Fig. 1 ist der Strahlengang des Lichtbündels 32 hinsichtlich seiner Lage bezüglich der optischen Achse des gemeinsamen Strahlbereichs 14 fix. Das Lichtbündel 32 ist hierdurch insbesondere stets auf die gleiche Stelle der Cornea 4, insbesondere auf deren Zentrum gerichtet.
In Varianten der Vorrichtung 1 gemäß Fig. 3 bis 5 ist der Strahlengang des Lichtbündels 32 dagegen mittels einer hier nicht dargestellten Ablenkvorrichtung veränderbar, so dass die Oberfläche der Cornea 4 durch Verschiebung des Lichtbündels 32 abgerastert werden kann. So ist das Lichtbündel 32 gemäß Fig. 3 gegenüber der optischen Achse des gemeinsamen Strahlenbereichs 14 parallel verschiebbar. Gemäß Fig. 4 ist das Lichtbündel 32 alternativ hierzu gegenüber der optischen Achse des gemeinsamen Strahlenbereichs 14 verschwenkbar, und zwar derart, dass das Lichtbündel 32 überall etwa senkrecht auf die Corneaober- fläche auftrifft.
Im Übrigen gleichen die Ausführungsvarianten der Vorrichtung 1 gemäß Fig. 3 und 4 der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform. Insbesondere wird das Lichtbündel 32 durch das DOE 18 stets überwiegend in die nullte Beugungsordnung transmittiert, und durchsetzt somit das DOE 18 im Wesentlichen ohne Richtungsänderung.
Bei der Variante gemäß Fig. 5 ist das Lichtbündel 32 wiederum gegenüber der optischen Achse des gemeinsamen Strahlenbereichs 14 parallel verschiebbar, wird, aber durch eine dem DOE 18 vorgeschaltete Optik (nicht explizit dargestellt) derart umgelenkt, dass es nach dem Durchtritt durch die Optik stets etwa senkrecht auf die Corneaoberfläche fällt. Bei der Optik handelt es sich bevorzugt um eine refraktive Optik, insbesondere in Form einer Sammellinse, die vorteilhafterweise eine im Vergleich zu einer diffraktiven Optik geringe Wellenlängensensitivi- tät aufweist, und die somit zur präzisen Ausrichtung des polychromatischen Lichtbündels 32 besonders gut geeignet ist. Durch die Optik werden neben dem Lichtbündel 32 auch die weiteren Lichtbündel 11 , 22 und 27 konvergent auf die Cornea 4 ausgerichtet. Ebenso wie für das OCT-Lichtbündel 32 ist auch für das für die Topographiemessung herangezogene Lichtbündel 11 ist die konvergente Strahlführung wünschenswert. Das zwischen der refraktiven Optik und dem Auge 2 angeordnete DOE 18 ist daher derart ausgebildet, dass es beide Lichtbündel 32 und 11 zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung transmittiert und somit weitgehend unbeeinflusst durchlässt. Das für die Aberrationsmessung herangezogene Lichtbündel 22 wird dagegen von dem DOE 18 zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung transmittiert. Das DOE 18 hebt dabei selektiv für das Lichtbündel 22 die konvergente refraktive Strahlführung zumindest teilweise wieder auf, indem es für dieses Lichtbündel 22 unmittelbar vor dem Auge 2 einen kollimierten, insbesondere näherungsweise ebenen Wellenfrontverlauf herstellt. In gleicher Weise wie das Lichtbündel 22 wird auch das zur Abbildung des Fixati- onstargets verwendete Lichtbündel 27 durch das DOE 18 kollimiert, d.h. hinsichtlich seiner Strahlrichtung homogen parallel zur optischen Achse ausgerichtet.
Die in Fig. 6 dargestellte zweite Ausführungsform der Vorrichtung 1 unterscheidet sich von den vorstehend beschriebenen Ausführungsvarianten vor allem dadurch, dass hier das Lichtbündel 32, also der OCT-Messstrahl, in einem Spektralbereich erzeugt wird, bei dem das Lichtbündel 32 durch das DOE 18 überwiegend in die erste Beugungsordnung transmittiert. Das innerhalb des gemeinsamen Strahlen- gangbereichs 14 parallel zu dessen optischer Achse verlaufende Lichtbündel 32 wird hierdurch nach Durchtritt durch das DOE 18 zur optischen Achse hin ausgelenkt und auf die Cornea 4 kollimiert. Infolge der beschriebenen Ausgestaltung des DOE 18 (Voranpassung des in erster Ordnung gebeugten Wellenfrontverlaufs an die durchschnittliche Comeakrümmung) wird das Lichtbündel 32 hierbei derart ausgelenkt, dass es stets etwa senkrecht auf die Oberfläche der Cornea 4 auftrifft (siehe auch Fig. 7).
Die Zentral-Wellenlänge λ4 des Lichtbündels 32 ist hierzu bevorzugt auf eine der Wellenlänge λ1 gleichen oder ähnlichen Betrag festgelegt. Um mittels des Lichtbündels 32 die Oberfläche der Cornea 4 abrastern zu können, hat das OCT-Messsystem 30 gemäß Fig. 5 eine Strahlablenkeinrichtung 40 (auch: Winkelscanner), mit der das Lichtbündel 32 um einen variierbaren Raumwinkel aus seiner ursprünglichen Propagationsrichtung quer zur optischen Achse des gemeinsamen Strahlbereichs 14 ablenkbar ist. Durch eine der Strahlablenkeinrichtung 40 nachgeschaltete Kollimatorlinse 41 wird das Lichtbündel 32 wieder quer zur optischen Achse des gemeinsamen Strahlbereichs 14 ausgerichtet.
Die in Fig. 8 dargestellte dritte Ausführungsform der Vorrichtung 1 entspricht im Wesentlichen der im Zusammenhang mit Fig. 6 und 7 beschriebenen Ausführungsform. Im Unterschied zu dieser wird gemäß Fig. 8 aber das Lichtbündel 32 zunächst in den Strahlengang des Topometrie-Messsystems 8 eingeblendet. Der Strahlteiler 34 ist hierzu innerhalb des Kepler-Teleskops 17 des Messsystems 8 angeordnet. Das Lichtbündel 32 wird hier anschließend zusammen mit dem Lichtbündel 11 durch den Strahlteiler 13 parallel zu der optischen Achse des gemeinsamen Strahlengangbereichs 14 ausgerichtet.
Um den Strahlengang der Lichtbündel 11 ,11 ' und 32,32' bei den Ausführungsformen der Vorrichtung 1 gemäß Fig. 5 und 7 trennen zu können, sind die Wellenlängen λ1 und λ4 vorzugsweise mit geringem spektralem Abstand zueinander gewählt. Vorzugsweise sind die Wellenlänge λ1 auf 1064nm, und die Wellenlänge λ4 auf 930nm festgelegt. Die Strahlteiler 13 (bei der Ausführungsform gemäß Fig. 5) bzw. 34 (bei der Ausführungsform gemäß Fig. 8) sind hierbei entsprechend schmalbandig auszugestalten, um eine saubere Trennung der Lichtbündel 11 ,11' und 32 bzw. 32' zu gewährleisten.
Alternativ hierzu können die Lichtbündel 11 ,11 ' und 32,32' bei der Ausführungsform gemäß Fig. 8 auch auf denselben Wellenlängenlängenbetrag, insbesondere auf 1064nm festgelegt sein. In diesem Fall ist der Strahlteiler 34 derart beweglich aufgehängt, dass er für die Pachymetrie-Messung in den Strahlengang des Messsystems 8 hineingeschwenkt, und für die Topometrie-Messung aus dem Strahlengang des Messsystems 8 herausgeschwenkt werden kann. Die Pachymetrie- Messung und die Topometrie-Messung müssen hierbei zeitlich alternierend miteinander ausgeführt werden.
Allen vorstehend beschriebenen Ausführungsformen und -Varianten der Vorrichtung 1 ist gemeinsam, dass eines der Lichtbündel 11 ,11 ' oder 22,22' bevorzugt in eine andere Beugungsordnung des DOE 18 transmittiert wird als das Lichtbündel 32,32'. Auf diese Weise ist gewährleistet, dass zumindest eine der weiteren Messungen zeitgleich mit der Pachymetrie-Messung durchgeführt werden kann.
Bezugszeichenliste
1 Vorrichtung
2 Auge
4 Cornea
5 Augenlinse
6 Glaskörper
7 Retina
8 (Topometrie-)Messsystem
9 (Wellenaberrations-)Messsystem
10 Lichtquelle
11 , 11' Lichtbündel
12 Kollimatorlinse
13 Strahlteiler
14 (gemeinsamer) Strahlengangbereich
17 Kepler-Teleskop
18 diffraktives optisches Element (DOE)
19 Strahlteiler
20 Wellenfrontdetektor
21 Lichtquelle
22, 22' Lichtbündel
23 Strahlteiler
24 Wellenfrontdetektor
25 Vorkompensationseinheit
26 Lichtquelle
27 Lichtbündel
28 Kollimatorlinse
29 Strahlteiler
30 OCT-Messsystem
31 OCT-Einheit
32, 32' Lichtbündel
33 Kollimatorlinse
34 Strahlteiler 35 Lichtquelle
36 Strahlteiler 37,37' Referenzstrahl
38 Spiegel
39 Detektor
40 Strahlablenkeinrichtung
41 Kollimatorlinse
λ1 Wellenlänge λ2 Wellenlänge λ3 Wellenlänge λ4 Zentral-Wellenlänge

Claims

Ansprüche
1. Vorrichtung (1 ) zur Vermessung eines Linsensystems, insbesondere des Auges (2),
- mit einem OCT-Messsystem (30), das eine Lichtquelle (35) zur Ausstrahlung eines ersten Lichtbündels (32) eines ersten Wellenlängenbereichs umfasst, und
- mit mindestens einem weiteren optischen Messsystem (8,9), das eine Lichtquelle (10,21 ) zur Ausstrahlung eines zweiten Lichtbündels (11 ,22) eines zweiten Wellenlängenbereichs (λ1 ,λ2) umfasst,
- wobei in einem gemeinsamen Strahlengangbereich (14) der Messsysteme (30,8,9) ein diffraktives optisches Element (18) angeordnet ist, das das erste und zweite Lichtbündel (32,11 bzw. 32,22) zumindest überwiegend in verschiedene Beugungsordnungen lenkt.
2. Vorrichtung (1 ) nach Anspruch 1 , wobei das zweite Messsystem (8,9) zur Messung der Topographie oder zur Messung der Wellenaberration eingerichtet ist.
3. Vorrichtung (1 ) nach Anspruch 1 oder 2, wobei das diffraktive optische Element (18) das erste Lichtbündel (32) zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung, und das zweite Lichtbündel (11 ) zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung lenkt.
4. Vorrichtung (1 ) nach Anspruch 1 oder 2, wobei das diffraktive optische Element (18) das erste Lichtbündel (32) zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung, und das zweite Lichtbündel (22) zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung lenkt.
5. Vorrichtung (1 ) nach Anspruch 4, wobei das diffraktive optische Element (18) derart ausgebildet ist, dass es das erste Lichtbündel (32) hinsichtlich seines Wellenfrontverlaufs an die Topographie des Linsensystems (2) voranpasst.
6. Vorrichtung (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei das diffraktive optische Element (18) als oberflächen-korrugiertes Phasenelement ausgebildet ist.
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