DE4210384A1

DE4210384A1 - Vorrichtung und Verfahren zum Untersuchen des Auges

Info

Publication number: DE4210384A1
Application number: DE19924210384
Authority: DE
Inventors: Henning Dipl Phys Stiller; Ulrich Dipl Phys Oechsner; Bernhard Prof Dr Rer Na Rassow
Original assignee: STILLER HENNING
Current assignee: STILLER HENNING
Priority date: 1992-03-30
Filing date: 1992-03-30
Publication date: 1993-10-07
Also published as: EP0563454A1

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Untersuchen des Auges mit einer Lichtquelle und Linsen.

Vorrichtungen dieser Art werden für die Refraktometrie, die Keratometrie und die Ver messung von intraokularen Distanzen (einschließlich Fundustopographie) des Auges ver wendet. Die Vorrichtungen können dabei nicht nur von Augenärzten verwendet werden, sondern auch von Optikern. Sie können auch zu lediglich reinen Diagnosezwecken verwendet werden, bei denen nur Feststellungen über die Refraktion, die Hornhautkrüm mung oder beispielsweise die Fundustopographie getroffen werden sollen, ohne daß dabei eine therapeutische Maßnahme zur Korrektur einer eventuell festgestellten Anormalität vorgesehen ist.

In der Optik versteht man unter einem Refraktometer eine Vorrichtung, mit der Brechungs indizes gemessen werden können. Unter einem Augen-Refraktometer versteht man hin gegen eine Apparatur, die die durch die Augenoptik zur Retina optisch konjugierte Ebene (den Fernpunkt) auffindet, d. h. die Fehl- oder Rechtsichtigkeit bestimmt.

Die besondere Problematik der Refraktionsbestimmung des Auges liegt darin, daß der hintere Halbraum des optischen Systems, nämlich das Augeninnere, einer direkten Mes sung, z. B. durch einen Detektor, nicht zugänglich ist. Augenrefraktionsbestimmungen werden z.Zt. mit folgenden vier verschiedenen Meßprinzipien realisiert: Skiaskopie-, Scheiner-, Bildschärfe- und Schneidenverfahren (Rassow, B./Wesemann, W., Ophthalmo logisch-optische Instrumente. Stuttgart: Enke-Verlag 1987). Bei allen Verfahren wird zunächst der Augenhintergrund beleuchtet. Das von dort reflektierte Licht wird zum Auffinden der Fernpunkte verwendet. Zur Bestimmung der Fernpunkte in einem bestimm ten Meridian wird entweder die Abbildungsoptik des Refraktometers oder ein Detektor translatorisch durch einen Regelkreis bewegt. Im Allgemeinen bildet das Auge um die optische Achse herum nicht kugelsymmetrisch ab, sondern das optische Augensystem hat eine zylindrische Komponente. Daher muß die Lage des Fernpunktes in anderen Meridia nen ebenfalls bestimmt werden.

Bei der Keratometrie wird die Topographie der Hornhaut bestimmt. Da auch die Hornhaut in vielen Fällen nicht kugelsymmetrisch ist, besteht ebenfalls das Problem, daß in mehreren Meridianen gemessen werden muß.

Bei der Vermessung von intraokularen Distanzen wird beispielsweise die Bulbuslänge (Abstand Hornhaut-Augenhintergrund) oder die Position der Augenlinse und deren Dicke bestimmt. Werden mehrere Punkte am Augenhintergrund vermessen, so kann dessen Topographie bestimmt werden.

Die Aufgabe der Erfindung besteht in der Schaffung einer Vorrichtung der eingangs genannten Art, mit der die Messungen schnell und automatisiert durchgeführt werden können.

Die erfindungsgemäße Lösung zur Refraktometrie besteht darin, daß das kollimierte Licht einer kohärenten Lichtquelle in einen Referenz- und einen Objektstrahl aufgeteilt wird. Der Referenzstrahl wird von optischen Bauteilen auf einen Detektor abgebildet. Der Objekts trahl wird in das Auge gelenkt, vom Augenhintergrund reflektiert und von der Augenoptik und optischen Bauteilen ebenfalls auf den Detektor abgebildet. Dies kann durch eine Vorrichtung realisiert werden, die vier durch Strahlteiler voneinander getrennte optische Arme aufweist, von denen der erste einen Laser als Lichtquelle aufweist; von denen der zweite zum Auge richtbar ist; von denen der dritte einen Lichtabschwächer, eine Sammel linse und an seinem äußeren Ende einen Spiegel aufweist; und von denen der vierte eine Sammellinse, ein Polarisationsfilter und eine Detektorebene aufweist.

Mit dieser Vorrichtung werden Interferogramme erzeugt, die in der Detektorebene erfaßt werden und redundant die gesamte Information enthalten, die man gewinnen möchte.

Das Licht der kohärenten Lichtquelle, insbesondere einer Infrarot-Laserdiode, wird durch den Strahlteiler in einen Objekt- und einen Referenzstrahl aufgeteilt. Der Objektstrahl wird in das zu untersuchende Auge geführt und trifft dort auf den Augenhintergrund. Aufgrund der Streucharakteristik des Fundus wird das Licht in einen großen Raumwinkel zurückge streut. Die Augenoptik und die Sammellinse im vierten Arm führen eine Abbildung auf die Detektorebene durch. Durch das Polarisationsfilter kann unerwünschtes Streulicht, das nicht zum Kontrast des Interferenzbildes beiträgt (z. B. in ihrer Polarisationsrichtung veränderte Anteile) unterdrückt werden, so daß im wesentlichen nur das vom Augenhin tergrund gestreute, linear polarisierte Licht zur Detektorebene gelangt.

Andererseits geht der Laserstrahl durch den Strahlteiler hindurch in den dritten Arm, den Referenzarm. Dort wird der Referenzstrahl durch die Sammellinse aufgeweitet, durch den Spiegel reflektiert und wieder durch die Linse fokussiert und dann nach Reflexion am Strahlteiler ebenfalls in den vierten Arm geleitet, wo er durch die Sammellinse auf die Detektorebene abgebildet wird.

Durch den Lichtabschwächer im dritten Arm kann die Intensität des Referenzstrahles so verringert werden, daß Referenzstrahl und Objektstrahl in der Detektorebene im wesentli chen gleiche Bestrahlungsstärke haben. Als Lichtabschwächer kann zweckmäßigerweise ein λ/4-Plättchen verwendet werden, durch das die Polarisationsrichtung des Referenz strahles so gedreht wird, daß ein solcher Anteil das Polarisationsfilter im vierten Arm passieren kann, der ungefähr die gleiche Intensität wie der Objektstrahl hat. Statt des λ/4-Plättchens kann bei einer anderen vorteilhaften Ausführungsform für den genannten Zweck auch ein Neutralfilter verwendet werden.

Durch die Interferenzfigur sind die Amplitude und die Phase des Objektstrahls in einer Schnittebene bekannt. Dadurch ist aber das Strahlungsfeld im gesamten Raum festgelegt, d. h. es läßt sich die Lage des Fernpunktes bestimmen. Hat das optische System des Auges eine zylindrische Komponente, so erhält man für unterschiedliche Meridiane unterschied liche Lagen der Fernpunkte. Anders ausgedrückt, sowohl Referenz- als auch Objektstrahl treffen als divergente Strahlenbündel auf die Detektorebene und interferieren. Das Inter ferenzmuster wird dabei vom Abstand der beiden virtuellen Lichtquellen dieser Strahlen bündel abhängen und enthält insofern die gewünschte Information über die Lage der Fernpunkte des Auges.

Zweckmäßigerweise ist in der Detektorebene eine CCD-Matrix angeordnet, so daß die Daten des Interferogramms in einen Rechner gegeben und dort aufbereitet werden können.

In der Ophthalmologie beschreibt man Abweichungen von der Rechtsichtigkeit (Ametro pie) angenähert durch die Brechkraft einer Kombination aus einer sphärischen und einer zylindrischen Linse. Ein solches optisches System ist vollständig durch ein Parametertripel festgelegt die sphärische und die zylindrische Brechkraft und die Orientierung der Achse der Zylinderlinse. Jedem Parametertripel entspricht genau ein Interferogramm auf der CCD-Matrix. Durch Variationen dieses Tripels läßt sich dasjenige Interferogramm bestim men, das die mit der CCD-Matrix gemessene Intensitätsverteilung mit dem kleinsten Fehler annähert. Dieses Tripel ist die gemessene Ametropie. Sie soll aus den Daten des Interfe rogramms berechnet werden.

Bei einer Relativbewegung zwischen Meßapparatur und Objekt (Patientenauge) können die Meßergebnisse verfälscht und der Kontrast des Interferogramms vermindert werden. Aus diesem Grunde ist es notwendig, die Messung in einem Zeitraum durchzuführen, in dem verglichen mit der Wellenlänge des Lichtes nur eine kleine Abstandsänderung zwischen Apparatur und Patient bzw. Auge erfolgt. Dieses Problem kann durch einen kurzen Lichtpuls der Laserdiode teilweise gelöst werden. Da während eines Pulses jedoch eine Wellenlängenänderung des Lichtes auftritt und diese ebenfalls zu einer Kontrastver minderung des Interferenzbildes führt, wird die CCD-Kamera während des ersten Teils des Pulses, in dem die Wellenlängenänderung besonders stark ist, lichtunempfindlich geschal tet und dadurch ein kontrastreiches Bild erreicht.

Die Messungen werden zweckmäßigerweise bei entspannter Akkommodation des Auges durchgeführt. Um dem Patienten diese Akkommodationsentspannung zu erleichtern, kann zweckmäßigerweise vorgesehen werden, daß die Vorrichtung einen fünften optischen Arm mit einer Testmarke an seinem Ende aufweist, deren scheinbare Entfernung vom Auge durch Verschieben einer Spiegelfläche veränderbar ist. Der Patient oder die sonstige zu untersuchende Person versucht, die Testmarke scharf zu sehen. Durch die Veränderung der scheinbaren Entfernung der Marke kann das Auge dann an die Akkommo dationsentspannung herangeführt werden.

Zweckmäßigerweise ist der Laser ein Infrarotlaser, da dann die untersuchte Person über haupt nichts von dem untersuchenden Laserstrahl bemerkt. Da man mit verhältnismäßig kleinen Leistungen auskommt, ist es besonders zweckmäßig, wenn der Laser eine Laser diode ist.

Die Vorrichtung der Erfindung hat den Vorteil, daß sie automatisch betrieben werden kann.

Die Vorrichtung der Erfindung zur Refraktometrie kann auch für die Keratometrie verwen det werden. Bei der erfindungsgemäßen Lösung zur Keratometrie wird das Licht des Lasers nicht kollimiert sondern divergent auf den Strahlteiler gestrahlt, indem z. B. die Kollima toroptik der Laserdiode aus dem Strahlengang geschwenkt wird. Der Objektstrahl wird dann vor dem Auge durch ein eingeschwenktes Objektiv gebündelt. Das von der Hornhaut reflektierte Licht wird durch das Objektiv und weitere Sammellinsen im vierten Arm auf die Detektorebene abgebildet, wo es mit dem Licht des Referenzarms interferiert.

Durch die Interferenzfigur läßt sich die Wellenfront des Objektstrahls bestimmen. Bei bekannten Abbildungseigenschaften der Linsen und des Objektivs läßt sich daraus die Wellenfront nach der Reflektion am Auge rekonstruieren. Ist die Wellenfront der auf das Auge einfallenden Welle und die Position des Auges relativ zur Meßapparatur bekannt, so läßt sich daraus die Topograhie des Reflektors, also der Hornhaut bestimmen.

Zweckmäßigerweise kommt ein Objektiv mit großer Apertur zur Anwendung, so daß von einer möglichst großen Fläche der Hornhaut reflektiertes Licht auf den Detektor abgebildet und damit eine möglichst große vermeßbare Fläche der Hornhaut erreicht werden kann.

Ebenfalls im Interesse einer möglichst großen vermeßbaren Fläche der Hornhaut ist der Strahlengang zweckmäßigerweise so konzipiert, daß der Fokus mit dem Mittelpunkt der von der Hornhaut gebildeten Kugel zusammenfällt. Dann werden nämlich im Idealfall einer kugelförmigen Hornhaut alle Strahlen in sich selbst zurückreflektiert, so daß sowohl für die einfallende als auch für die reflektierte Welle die gesamte Apertur des Objektivs genutzt werden kann und damit die Größe des vermeßbaren Hornhautareals optimiert ist. Die Fokussierung auf den Kugelmittelpunkt hat den weiteren Vorteil, daß unabhängig von der Krümmung der Hornhaut immer etwa gleich viele Interferenzringe auf dem CCD-Detektor entstehen. Andernfalls kann es bei extremen Hornhautkrümmungen zu einer sehr großen Anzahl von Interferenzringen kommen, die dann möglicherweise vom Detektor nicht mehr aufgelöst werden kann.

Eine zu große Anzahl von Interferenzringen und damit ein zu feines, vom Detektor nicht mehr auflösbares Interferenzmuster kann auch durch die Verwendung von Licht mit zwei verschiedenen Wellenlängen λ₁ und λ₂ (z. B. durch Einkopplung zweier Laserdioden) vermieden werden. Dann entsteht nämlich ein Interferenzmuster dem eine gröberes Muster überlagert ist, das einer sogenannten synthetischen Wellenlänge von Δ=λ₁λ₂/(λ₁-λ₂) entspricht.

Um sicher zu stellen, daß bei unterschiedlichen Hornhautkrümmungen das vermeßbare Hornhautareal immer gleich groß ist, ist es zweckmäßig, die Anordnung von Linsen und CCD-Detektor in dem vierten Arm so zu wählen, daß Auge und Detektor zueinander optisch konjugiert sind. Dies hat den weiteren Vorteil, daß der CCD-Detektor ein Bild des Auges liefert und damit auch zur Justierung der Meßapparatur auf das Auge verwendet werden kann.

Die für die Fokussierung auf den Kugelmittelpunkt notwendige Justierung der Meßappa ratur relativ zum Patientenauge kann zweckmäßigerweise mit Hilfe einer Photodiode erfolgen, die optisch an den gleichen Ort wie die Punktlichtquelle positioniert wird. Das Signal der Photodiode ist bei richtiger Justierung maximal und eignet sich daher sowohl für einen automatischen Regelkreis als auch für die Justierung durch den Bediener. Statt dieser zusätzlichen Photodiode kann auch die Laserdiode selbst verwendet werden, da ihr Steuerstrom sehr empfindlich auf optische Rückkopplungen reagiert.

Ist der Abstand zwischen Meßapparatur und Patientenauge nicht bekannt, so läßt sich aus der geschilderten Messung nur die relative Topographie der Hornhaut bestimmen, also beispielsweise Abweichungen von der Kugelform, nicht jedoch der absolute Krümmungs radius. Der Abstand zwischen Meßapparatur und Patientenauge kann bestimmt werden, indem dem Steuerstrom der Laserdiode eine hochfrequente Modulation (z. B. 10 kHz) überlagert wird. Wegen der damit verbundenen Wellenlängenmodulation resultiert daraus eine Phasenmodulation (ein Pulsieren) der Interferenzringe, deren Amplitude proportional zum optischen Gangunterschied zwischen Objekt- und Referenzstrahl ist. Diese Phasen modulation kann z. B. durch eine Photodiode detektiert und damit der Abstand des Patien tenauges relativ zur Meßapparatur bestimmt werden.

Zur genauen Messung der Amplitude der Phasenmodulation ist es zweckmäßig, die Modulation einem hochfrequenten Trägersignal ν (z. B. 500 kHz) zu überlagern. Ein solches Trägersignal entsteht durch Schwebung, wenn die optische Frequenz des Objekt- und des Referenzstrahls um die Frequenz ν unterschiedlich sind. Eine solche Frequenzver schiebung läßt sich im dritten Arm durch den Dopplereffekt erzeugen, indem beispiels weise der Spiegel durch einen Piezo verschoben oder der Spiegel durch eine rotierende Scheibe ersetzt wird, von deren Rand eine diffuse Rückstreuung des Referenzstrahls erfolgt. Zur Bestimmung der Amplitude der Phasenmodulation kann dann das phasenmo dulierte Trägersignal mit dem Trägersignal über einen Phasenkomperator verglichen werden oder es kann direkt durch Datenverarbeitung analysiert werden.

Da für die Keratometrie eine Entspannung der Akkommodation nicht notwendig ist, dient der fünfte Arm, falls er vorgesehen ist, in diesem Fall lediglich als Fixationshilfe für den Patienten zur richtigen Ausrichtung seines Auges entlang der optischen Achse der Meßap paratur.

Die Vorrichtung der Erfindung zur Refraktometrie kann auch für die Vermessung von intraokularen Distanzen einschließlich der Fundustopographie verwendet werden. Die erfindungsgemäße Lösung besteht darin, daß das Licht einer kohärenten Lichtquelle in seiner Wellenlänge hochfrequent (z. B. 10 kHz) moduliert wird und die Amplitude der Phasenmodulation eines Interferenzbildes gemessen wird, das aus der Überlagerung der Reflexe von den intraokularer Strukturen entsteht, deren relative Position zueinander bestimmt werden soll. Die Amplitude der Phasenmodulation ist proportional zum gesuch ten optischen Gangunterschied der beiden Strukturen.

Ein typisches Problem der Ophthalmologie ist beispielsweise die Bestimmung der Bulbus länge (Abstand Hornhaut-Augenhintergrund), die z. Zt. in der klinischen Praxis sonogra phisch durchgeführt wird. Wird der Reflex von Augenhintergrund und Hornhaut in der Detektorebene zur Überlagerung gebracht, so kann mit der genannten Methode deren optischer Gangunterschied und mit Hilfe des Brechungsindex daraus deren Abstand bestimmt werden.

Es ist zweckmäßig, als Lichtquelle eine Laserdiode zu verwenden, da diese durch Modula tion des Steuerstroms leicht wellenlängenmoduliert werden kann. Durch einen Strahlteiler im vierten Arm kann das Interferenzbild auf eine Photodiode projiziert werden, die die Phasenmodulation detektiert. Damit kann der optische Gangunterschied der zu untersu chenden Strukturen bestimmt werden.

Zur genauen Messung der Amplitude der Phasenmodulation ist es zweckmäßig, die Modulation einem hochfrequenten Trägersignal ν (z. B. 500 kHz) zu überlagern. Ein solches Trägersignal entsteht, wenn sich die optischen Frequenzen der Reflexe von den zu untersuchenden Strukturen um die Frequenz ν unterscheiden. Eine solche Frequenzver schiebung läßt sich im ersten Arm durch den Dopplereffekt erzeugen. Wird der Laserstrahl im ersten Arm zunächst in ein Michelson-Interferometer geführt, bei dem der eine Spiegel durch einen Piezo verschoben oder der Spiegel durch eine rotierende Scheibe ersetzt wird, von deren Rand eine diffuse Rückstreuung erfolgt, so besitzt das Licht am Ausgang des Interferometers zwei um die Dopplerfrequenz unterschiedliche Frequenzen.

Wird in einen Arm dieses Michelson-Interferometers eine Optik gebracht, so kann durch Wahl einer geeigneten Brennweite dafür gesorgt werden, daß in der Detektorebene die Bestrahlungsstärke des Reflexes von der einen Struktur nur für die Welle aus dem einem Interferometerarm dominant ist, während sie für den anderen Reflex aus dem anderen Interferometerarm überwiegt. Das bedeutet, das Interferogramm wird im wesentlichen von Wellen unterschiedlicher Frequenz erzeugt; es oszilliert also mit der Schwebungsfrequenz, die als die gewünschte Trägerfrequenz dient.

Zur Bestimmung der Amplitude der Phasenmodulation kann dann das phasenmodulierte Trägersignal mit dem Trägersignal über einen Phasenkomperator verglichen werden oder es kann direkt durch Datenverarbeitung analysiert werden.

Soll beispielsweise die Bulbuslänge bestimmt werden, so wird in den einen Interferome terarm eine Sammellinse gebracht, die den Strahl zunächst aufweitet und nach der Reflek tion am Spiegel auf den Mittelpunkt der von der Hornhaut gebildeten Kugel fokussiert. Dadurch fällt der Strahl aufgeweitet auf den Augenhintergrund; die Bestrahlungsstärke seines Reflexes in der Detektorebene ist also klein. Dagegen ist der zugehörige Reflex der Hornhaut dominant, weil der Detektor optisch konjugiert zur Hornhaut ist. Der Strahl des anderen Interferometerarms fällt kollimiert in das Auge, wird also durch die Augenoptik auf den Augenhintergrund fokussiert und liefert daher in der Detektorebene eine große Bestrahlungsstärke, während der zugehörige Hornhautreflex wegen des geringen Strahl durchmessers in der Hornhautebene (und damit auch in der Detektorebene) zur Interferenz nicht beiträgt.

Statt die relative Lage zweier intraokularer Strukturen zueinander zu bestimmen, kann auch die Lage der zu untersuchenden Struktur relativ zur Meßapparatur bestimmt werden. In diesem Fall kann der dritte Arm den zur Interferenz notwendigen Referenzreflex liefern, so daß die Differenz der Gangunterschiede zwischen Strahlteiler und Spiegel im dritten Arm einerseits und Strahlteiler und zu untersuchender Struktur andererseits bestimmt wird. Zur Dopplerverschiebung des Referenzstrahls kann der Spiegel auf einen Piezo montiert sein oder an seiner Stelle eine diffus reflektierende rotierende Scheibe verwendet wer den. Wird zusätzlich der Abstand des Auges von der Meßapparatur bestimmt (z. B. wie im Abschnitt über die Verwendung als Keratometer beschrieben), so können daraus auch mit dieser Methode intraokulare Distanzen bestimmt werden.

Tastet der eine Strahl z. B. mit Hilfe eines Taumelspiegels den Augenhintergrund ab, so lassen sich damit die Lage von unterschiedlichen Punkten am Augenhintergrund bestim men, also fundustopograhische Messungen durchführen.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von vorteilhaften Ausführungsformen unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben.

Es zeigen in schematischer Darstellung

Fig. 1 die Verwendung der erfindungsgemäßen Vorrichtung als Augenrefraktometer,

Fig. 2 die Verwendung der erfindungsgemäßen Vorrichtung als Keratometer,

Fig. 3 die Verwendung der erfindungsgemäßen Vorrichtung für die Vermessung von intraokularen Distanzen einschließlich der Fundustopographie; und,

Fig. 4 eine zu Fig. 3 alternative Vorrichtung, mit der ähnliche Ergebnisse erzielt werden können.

ad Fig. 1

Die Vorrichtung der Erfindung besteht hauptsächlich aus vier optischen Armen 1, 2, 3 und 4, die senkrecht aufeinanderstehen und sich im Stahlteiler 5 treffen.

Das kollimierte Licht einer Laserdiode 6, deren Wellenlänge im Infrarotbereich liegt, wird durch den Strahlteiler 5 in einen ersten, ausgezogen gezeichneten Strahl 7 und einen gepunktet gezeichneten Referenzstrahl 8 aufgeteilt. Der Strahl 7 dringt in das Auge 9 ein und wird im Bereich der Netzhaut diffus reflektiert. Dieser Strahl tritt dann als gestreuter Strahl 10 aus dem Auge 9 aus; der austretende Strahl 10 ist gestrichelt dargestellt. Dieser Objektstrahl 10 geht dann durch den Strahlteiler 5 hindurch und wird von einer Linse 11 im vierten optischen Arm 4 in den Bereich 12 fokussiert und auf einen Matrix-CCD-Sensor 13 projiziert. Der Objektstrahl 10 hat damit eine virtuelle Lichtquelle im Punkt 12. Mit Hilfe eines Polarisationsfilters 14 im Arm 4 kann unerwünschtes, den Kontrast des Interferenzbildes vermindernde Licht herausgefiltert werden.

Der Referenzstrahl 8 wird durch eine weitere Sammellinse 15 im dritten optischen Arm 3 aufgeweitet und von einem Spiegel 16 reflektiert, wobei dann durch die Sammellinse 15 ein Fokussieren des Strahls auf einen Punkt erfolgt. Mit Hilfe eines Abschwächers 17, z. B. eines λ/4-Plättchens in Kombination mit dem Polarisationsfilter 14, kann die Intensität des Referenzstrahls 8 so eingestellt werden, daß er in der Detektorebene 13 ungefähr die Bestrahlungsstärke des Objektstrahles 10 hat. Das vom Vereinigungspunkt des Referenz strahles 8 ausgehende Licht wird von der Linse 11 auf die Matrix-CCD-Sensorenfläche 13 abgebildet, wobei aus der Divergenz des Strahles eine virtuelle Lichtquelle für den Strahl 8 resultiert. Auf der Detektorebene 13 entsteht dann ein Interferenzmuster, das in eindeu tiger Weise die Information über die Refraktion des Auges 9 enthält.

Damit die Akkommodation des Auges entspannt werden kann, ist unterhalb des Strahltei lers 5 ein weiterer Strahlteiler 18 vorgesehen, so daß die Versuchsperson im fünften optischen Arm 50 durch den Strahlteiler 18, eine Linse 19, ein Prisma 21, das in Richtung des Doppelpfeiles 20 verschiebbar ist, und eine weitere Sammellinse 22 auf eine Testmarke 23 blickt. Durch Verschieben des Prismas 21, z. B. aus der gestrichelt in die mit durchge zogen Linien dargestellten Position, wird der scheinbare Abstand der Testmarke 23 geändert, so daß die Versuchsperson dazu gebracht werden kann, die Akkommodation ihres Auges zu entspannen.

Die Auswertung der Interferenzmuster auf der Fläche 13 der Matrix-CCD-Sensoren kann mit Hilfe eines Rechners 24 erfolgen. Gleichzeitig kann das Muster auf einem Bildschirm 25 gezeigt werden.

Bei der Vorrichtung der Erfindung wird das Auge mit Hilfe der Linse 11 durch eine 2f-Abbildung in die Detektorebene 13 abgebildet. Da die optische Weglänge zwischen dem Auge 9 und der Linse 11 mit der Brennweite f durch den Strahlteiler 5 mit der Kantenlänge k und dem Brechungsindex n um k(1-1/n) verlängert ist, beträgt der Abstand 26 zwischen Auge 9 und Linse 11 2f+k(1-1/n). Der Abstand 27 zwischen Linse 11 und Detektorfläche 13 beträgt 2f.

ad Fig. 2

Das divergente Licht einer Laserdiode 6, deren Wellenlänge im Infrarotbereich liegt, wird durch den Strahlteiler 5 in einen ersten, ausgezogen gezeichneten Strahl 7 und einen gepunktet gezeichneten Referenzstrahl 8 aufgeteilt. Der Strahl 7 wird durch das Objektiv 80 fokussiert, fällt auf das Auge 9 und wird an der Hornhaut reflektiert; der reflektierte Strahl 10 ist gestrichelt dargestellt. Dieser Objektstrahl 10 passiert zunächst erneut das Objektiv 80, geht dann durch den Strahlteiler 5 hindurch und wird von dem Linsensystem 11 im vierten optischen Arm 4 in den Bereich 12 fokussiert und auf einen Matrix-CCD- Sensor 13 projiziert. Der Objektstrahl 10 hat damit eine virtuelle Lichtquelle im Punkt 12. Mit Hilfe eines Polarisationsfilters 14 im Arm 4 kann unerwünschtes, den Kontrast des Interferenzbildes verminderndes Licht herausgefiltert werden.

Der Referenzstrahl 8 wird durch ein weiteres Sammellinsensystem 15 im dritten optischen Arm 3 fokussiert und von einem Spiegel 16 reflektiert, wobei dann durch das Sammellin sensystem 15 ein erneutes Fokussieren des Strahls auf einen Punkt erfolgt. Zur Doppler verschiebung des Referenzstrahls 8 kann der Spiegel 16 auf einen Piezo 160 montiert sein oder an seiner Stelle eine diffus reflektierende rotierende Scheibe 161 verwendet wer den. Mit Hilfe eines Abschwächers 17, z. B. eines λ4-Plättchens in Kombination mit dem Polarisationsfilter 14, kann die Intensität des Referenzstrahls 8 so eingestellt werden, daß er in der Detektorebene 13 ungefähr die Bestrahlungsstärke des Objektstrahles 10 hat. Das vom Vereinigungspunkt des Referenzstrahles 8 ausgehende Licht wird von dem Linsen system 11 auf die Matrix-CCD-Sensorenfläche 13 abgebildet, wobei aus der Divergenz des Strahles eine virtuelle Lichtquelle für den Strahl 8 resultiert. Auf der Detektorebene 13 entsteht dann ein Interferenzmuster, das in eindeutiger Weise die Information über die Wellenfront der Objektwelle und damit über die Form des Reflektors (der Hornhaut) enthält.

Damit das Auge entlang der Achse der Apparatur ausgerichtet werden kann, ist unterhalb des Strahlteilers 5 ein weiterer Strahlteiler 18 vorgesehen, so daß die Versuchsperson im fünften optischen Arm 50 durch den Strahlteiler 18, eine Linse 19, ein Prisma 21 und eine weitere Sammellinse 22 auf eine Testmarke 23 blickt. Diese dient als Fixierhilfe. Weiterhin kann in diesem optischen Arm die Photodiode 28 positioniert werden, die sowohl zur Einjustierung der Fokussierung des Strahls 7 auf den Mittelpunkt der durch die Hornhaut gebildeten Kugel als auch zur Detektion der Phasenmodulation zum Zwecke der Abstands messung dienen kann.

Bei der Vorrichtung der Erfindung wird das Auge mit Hilfe des Objektivs 80 und des Linsensystems 11 in die Detektorebene 13 abgebildet.

ad Fig. 3

Der Referenzstrahl 8 wird durch eine weitere Sammellinse 15 im dritten optischen Arm 3 aufgeweitet und von einem Spiegel 16 reflektiert, wobei dann durch die Sammellinse 15 ein Fokussieren des Strahls auf einen Punkt erfolgt. Mit Hilfe eines Abschwächers 17, z. B. eines λ/4-Plättchens in Kombination mit dem Polarisationsfilter 14, kann die Intensität des Referenzstrahls 8 so eingestellt werden, daß er in der Detektorebene ungefähr die Bestrah lungsstärke des Strahles 10 hat. Das vom Vereinigungspunkt des Referenzstrahles 8 ausgehende Licht wird von der Linse 11 auf die Matrix-CCD-Sensorenfläche 13 abgebildet, wobei aus der Divergenz des Strahles eine virtuelle Lichtquelle für den Strahl 8 resultiert. Auf der Detektorebene 13 entsteht dann ein Interferenzmuster, aus dessen Amplitude der Phasenmodulation bei modulierter Wellenlänge sich die relative Lage des Augenhinter grundes zum Spiegel 16 bestimmen läßt. Zur Dopplerverschiebung des Referenzstrahls 8 kann der Spiegel 16 auf einen Piezo 160 montiert sein oder an seiner Stelle eine diffus reflektierende rotierende Scheibe 161 verwendet werden.

In dem optischen Arm 4 kann ein weiterer Strahlteiler 29 zur Projizierung des Interfero gramms auf die Photodiode 30 positioniert werden. Sie dient zur Detektion der Phasenmo dulation.

Damit das Auge entweder entlang der Achse der Apparatur oder in einem gewünschten Winkel dazu ausgerichtet werden kann, ist unterhalb des Strahlteilers 5 ein weiterer Strahlteiler 18 vorgesehen, so daß die Versuchsperson im fünften optischen Arm 50 durch den Strahlteiler 18, eine Linse 19, ein Prisma 21 und eine weitere Sammellinse 22 auf eine Testmarke 23 blickt. Diese dient als Fixierhilfe zur Untersuchung verschiedener Bereiche des Augenhintergrundes.

Das Interferenzmuster wird auf der Fläche 13 der Matrix-CCD-Sensoren detektiert. Es kann auf einem Bildschirm 25 angezeigt werden.

ad Fig. 4

Fig. 4 zeigt eine gegenüber Fig. 3 abgewandelte Ausführungsform, die ebenfalls zur Erfindung gehörig anzusehen ist. Ihr liegt das gleiche Meßprinzip zugrunde, sie kann aber durch Verwendung des Hornhautreflexes als Referenzstrahl auf den dritten Arm verzichten. Durch diese Ausführungsform können intraokulare Distanzen relativ zur Hornhaut gemes sen werden.

Claims

1. Vorrichtung zum Untersuchen des Auges mit einer Lichtquelle und Linsen, dadurch gekennzeichnet, daß sie vier durch Strahlteiler (5) voneinander getrennte optische Arme (1, 2, 3, 4) aufweist, von denen der erste (1) einen Laser (6) als Lichtquelle aufweist; von denen der zweite (2) zum Auge (9) richtbar ist; von denen der dritte (3) einen Lichtab schwächer (17), eine Sammellinse (15) und an seinem äußeren Ende einen Spiegel (16) aufweist; von denen der vierte (4) eine Sammellinse (11), ein Polarisationsfilter (12) und eine Bildebene (13) aufweist.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Lichtabschwächer (17) ein λ/4-Plättchen ist.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Lichtabschwächer (17) ein Graufilter ist.

4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß in der Bildebene (13) eine CCD-Matrix angeordnet ist.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß sie einen fünften optischen Arm (50) mit einer Lichtquelle (23) an dessen Ende aufweist, deren scheinbare Entfernung vom Auge (9) durch Verschieben einer Spiegelfläche (21) verän derbar ist.

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Laser (6) ein Infrarotlaser ist.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Laser (6) eine Laserdiode ist.

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß sie automatisiert ist.

9. Verfahren zur Refraktometrie des Auges, dadurch gekennzeichnet, daß das Auge mit einem Laserstrahl beleuchtet, das am Augenhintergrund gestreute Laserlicht mit einem Referenzlichtstrahl zur Interferenz gebracht wird und das so erhaltene Interferogramm ausgewertet wird.

10. Verfahren zur Keratometrie des Auges, dadurch gekennzeichnet, daß die Hornhaut mit einem aufgeweiteten Laserstrahl beleuchtet, das von der Hornhaut reflektierte Laserlicht mit einem Referenzlichtstrahl zur Interferenz gebracht wird und das so erhaltene Interfe rogramm ausgewertet wird.

11. Verfahren zur Vermessung von intraokularen Distanzen, dadurch gekennzeichnet, daß das Licht einer kohärenten Lichtquelle hochfrequent moduliert wird und die Amplitude der Phasenmodulation des Interferenzbildes gemessen wird, das aus der Überlagerung der Reflexe von den intraokularen Strukturen entsteht, deren relative Postition zueinander bestimmt werden soll.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß es mit einer Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8 durchgeführt wird.