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Die
Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Gerät für
optische und photometrische Untersuchungen an einem Auge eines Patienten
in Bezug auf eine Beobachtungseinrichtung eines ophthalmologisches Geräts
gemäss dem Oberbegriff des unabhängigen Anspruchs
1.
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Bekannte
ophthalmologische Geräte haben unter anderem den Nachteil,
dass es bei wiederholten, aufeinander folgenden Untersuchungen und Messungen
für den Arzt fast unmöglich ist, das Gerät mit
Bezug auf den Krümmungsmittelpunkt der Corneavorderfläche
bzw. die Sehachse des Patientenauges nach Ort und Lage stets genau
gleich, d. h. reproduzierbar auszurichten. Dies ist aber notwendig, wenn
Untersuchungswerte von zeitlich gestaffelten Untersuchungen vergleichbar
sein sollen. Als Beispiel für ein solches Gerät
sei auf die
CH 662 261 verwiesen.
Für eine Augenuntersuchung mit einem solchen Gerät
wird der Kopf eines Patienten auf einer Fixationseinrichtung fixiert.
Das zu untersuchende Auge seinerseits fixiert der Patient indem
er es auf eine in den Strahlengang des Mikroskops eingeblendete
Fixationsmarke richtet. Das in Richtung der drei Raumachsen justierbare
Gerät wird vom Beobachter, also vom Augenarzt oder vom
Optiker relativ zum Patientenauge so eingestellt, dass er ein scharfes
Bild des Augenhintergrundes bzw. von dessen zu untersuchender Stelle
wahrnimmt. Dem Beobachter fehlt indessen die Möglichkeit,
bei späteren Untersuchungen das Gerät auf die
gleiche Beobachtungsachse wie bei der vorangehenden einzurichten.
Dadurch ergeben sich bei nachfolgenden Untersuchungen u. a. andere
Lichtreflexionen als bei der vorangegangenen, was die Helligkeitsmessung
an der untersuchten Augenhintergrundstelle verfälscht und
die Messwerte mangels Reproduzierbarkeit unbrauchbar macht. Mit
ein wesentlicher Grund für die schlechte Reproduzierbarkeit
der Messung ist, dass ein für die Durchführung
der Justierung benötigtes Lichtsignal bei Justieren der
Apparatur durch das Auge hindurch bis zum Augenhintergrund und zurück
zum Beobachter laufen muss.
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Eine
im Vergleich dazu bedeutende Verbesserung wurde daher schon vor
einiger Zeit in der
EP-A-0
608 516 vorgeschlagen, die eine optische Vorrichtung lehrt,
mit der man die Optik eines Mikroskops oder einer Kamera zur Abbildung
der Retina reproduzierbar gegenüber einem Patientenauge
positionieren kann.
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Sowohl
der Abstand zwischen dem Auge und der Optik, als auch die optischen
Achsen (Richtung) können genau positioniert werden, so
dass eine genaue Repositionierung möglich ist. Bei diesem Verfahren
wird ein Lichtkegel auf die Cornea eingestrahlt, wobei die Kegelspitze
im Auge liegt. Da die Oberfläche der Cornea kugelförmig
ist, wird ein Teil des Lichtes – wenn der Abstand stimmt – als
Strahl mit konstantem Querschnitt zurück gespiegelt. Wenn der
Abstand zu kurz oder zu lang ist, erweitert bzw. verengt sich der
reflektierte Lichtstrahl. Trifft die optische Achse nicht ins Zentrum
der Cornea, dann ändert sich die Richtung, in der das reflektierte
Licht zurückgeworfen wird. Wenn das optische System genau
und wiederholbar vor dem Auge positioniert wird, lässt
sich das von den Blutgefässen der Retina reflektierte Licht
quantitativ und reproduzierbar auswerten, beispielsweise zu einer
Ermittlung von Blutwerten.
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Statt
ein solches Verfahren beim Menschen zur reproduzierbaren Positionierung
der Augen zu nutzen, kann es beispielsweise auch bei Haustieren verwendet
werden. So soll im Rahmen dieser Anmeldung unter Patient auch ein
Haustier oder ein anderes Lebewesen mit biologisch vergleichbaren
Augen verstanden werden.
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Zum
besseren Verständnis der vorliegenden Erfindung soll im
Folgenden der Stand der Technik etwas genauer anhand der
1 und
2 erläutert werden,
die schematisch ein ophthalmologisches Gerät bzw. ein Sehfeld
mit Okular gemäss
EP-A-0 608
516 zeigen.
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Das
Gerät der
EP-A
0 608 516 gemäss
1 dient
der optischen oder photometrischen Untersuchung an einem Patientenauge
23'.
Es weist eine Beleuchtungseinrichtung
11',
12',
13' und
eine Beobachtungseinrichtung
1',
2',
3',
9' für
den Augenhintergrund auf. Um die optische Achse der Beobachtungseinrichtung
stets auf den gleichen vom Krümmungszentrum der Corneavorderfläche
ausgehenden Radialstrahl ausrichten zu können, ist der Beobachtungseinrichtung
1',
2',
3',
9' eine
positive Vorsatzlinse
20' vorangesetzt. Diese erzeugt in
einer Zwischenbildebene
16' im Bereich ihrer dem Patientenauge
23' abgewendeten
Brennebene ein reelles Zwischenbild des zu untersuchenden Augenteils
für die Beobachtungseinrichtung
1',
2',
3',
9'.
Weiter ist auf der der Vorsatzlinse
20' abgewendeten Seite
der Zwischenbildebene
16' nahe oder auf der optischen Achse
eine leuchtende Marke
22' vorhanden. Die erwähnten
Elemente
1',
2',
3',
9';
20';
11',
12',
13' sind in
ihrer Gesamtheit durch einen Bediener des Gerätes derart
vor dem Patientenauge
23' ausricht- und zentrierbar, dass
gleichzeitig in der Zwischenbildebene
16' ein scharfes
Bild des zu untersuchenden Augenteils bzw. des zu untersuchenden
Ausschnitts der Retina entsteht und an definierter, in der Beobachtungseinrichtung
1',
2',
3',
9' sichtbarer
Stelle der Zwischenbildebene
16' unter Benützung
der Vorderfläche der Cornea des Patientenauges
23' im
Sinne eines Kugelspiegels ein scharfes Bild der leuchtenden Marke
27' erscheint.
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Das
Gerät weist als Beobachtungseinrichtung ein horizontal
angeordnetes 10- bis 20-fach vergrösserndes monokulares
Mikroskop mit einem Objektiv 1' und einem Okular 2' auf.
Das Objektiv 1' ist durch eine Blende 3' in der Öffnung
begrenzt. In einer Ebene 4' des Zwischenbildes vor dem
Okular 2' ist eine Strichplatte 5' angeordnet,
deren Fassung das Sehfeld des Mikroskops begrenzt und welche durch zwei
Fadenkreuze 6' in geeignetem Horizontalabstand zwei Bildpunkte
markiert. Zwischen dem Objektiv 1' und der Strichplatte 5' ist
ein Strahlenteilerwürfel 7' eingefügt,
welcher einen Teil des am Augenhintergrund 8' reflektierten
Lichts seitlich zu einer Bildebene 9' wegspiegelt und für
Messzwecke nutzbar macht.
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In
der seitlichen rechtwinklig zur Zeichenebene orientierten Bildebene 9' sind
zwei von einander distanzierte Fotodioden 10' mit kleiner
Messfläche derart zentrierbar montiert, dass deren Orte
den durch die Fadenkreuze 6' (2) der Strichplatte 5' markierten
Bildpunkten exakt entsprechen. In 1 liegen
die beiden Photodioden 10' hintereinander. Es sind beide
Dioden sichtbar, erscheinen aber deckungsgleich.
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Die
Beleuchtungseinrichtung 11', 12', 13' weist
als Lichtquelle eine Glüh- oder Halogenlampe 11' mit
kleinem Glühkörper, einen Kondensor 12' und eine
achromatische Projektionslinse 13' auf. Eingebaut in die
Beleuchtungseinrichtung sind weiter eine Filterblende 14' und
eine der Projektionslinse 13' vorgesetzte Aperturblende 15'.
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Die
Beleuchtungseinrichtung ist vorzugsweise so angeordnet, dass ihre
optische Achse die optische Achse des Mikroskops in deren Zwischenbildebene 16' unter
einem Winkel α' schneidet. Zweckmässigerweise
erfolgt die Beleuchtung von oben über einen unterhalb der
Mikroskopachse fest angeordneten Oberflächenspiegel 17',
so dass das Licht in Bezug auf die optische Achse des Mikroskops
von unten unter dem Winkel α' einfällt. Die um
den Winkel α' geneigte Einfallsrichtung des Lichts und
eine zweckmässige Dimensionierung der Blenden 3' und 15' dienen
dazu, störende Reflexe, verursacht durch Reflexionen an
den Oberflächen der brechenden Medien, vom Mikroskopstrahlengang
und insbesondere vom Messstrahlengang fernzuhalten. Die Optik der Beleuchtungseinrichtung
ist so ausgelegt, dass die Projektionslinse 13' die spezielle
Filterblende 14' in der Zwischenbildebene 16' abbildet.
Durch einen auf der Filterblende 14' aufgedampften, lichtundurchlässigen
Belag oder durch die Ausbildung der Filterblende 14' kann
das ausgeleuchtete Feld 18' (2) in der
Grösse begrenzt werden. In die Zwischenbildebene 16' projiziert
soll es eine rechteckige horizontale Ausdehnung haben. Innerhalb
des ausgeleuchteten Feldes ist ein Filterbelag angebracht, welcher nach
der Art eines Kantenfilters (beispielweise ein Langpassfilter) rotes
Licht der Wellenlänge von ca. 600 Nanometer und länger
durchlässt (analog Wrattenfilter Nr. 25). Dieser Filterbelag
bedeckt indessen nicht das ganze ausgeleuchtete Feld 18',
sondern lässt um die mit den Fadenkreuzen 6' der
Strichplatte 5' bezeichneten Bildpunkte je eine kleine
kreisförmige Zone 19' offen für den Durchtritt
von ”weissem” Licht. Er bezweckt den Patienten
nicht übermässig zu blenden, dem Untersucher aber
gleichwohl die Orientierung zu ermöglichen.
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In
der Verlängerung der optischen Achse des Mikroskops über
die Zwischenbildebene 16' hinaus ist eine asphärische
positive Vorsatzlinse 20' nach der Art der ”Ophthalmoskopierlinsen
für indirekte Ophthalmoskopie” derart angeordnet,
dass ihr hinterer (mikroskopseitiger) Brennpunkt primär
in oder nahe der Zwischenbildebene 16' liegt, aber mittels
einer Gradführung 21' in Achsrichtung auch um
einige Millimeter nach beiden Richtungen verschoben werden kann.
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In
der Zwischenbildebene 16' ist ferner eine rechtwinklig
zur Mikroskopachse zweidimensional verschiebliche Fixationsmarke 22' angebracht,
die für ein Patientenauge 23' einen Fixierpunkt
bildet.
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Das
beschriebene Gerät wird von einer symbolisch dargestellten
auf einem Gerätetisch aufliegenden Instrumentenbasis 24' getragen
und zusammen mit dieser vom Untersucher vor dem Auge des Patienten
dreidimensional in Richtung der X-, Y- und Z-Raumachsen ausgerichtet.
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Die
Signale der beiden Messdioden 10' werden in einem separaten
Auswertegerät 25' rechnerisch verarbeitet und
das Ergebnis digital angezeigt.
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Im
Folgenden sollen kurz die Funktionen bzw. das Zusammenwirken der
zuvor beschriebenen Elemente des aus der
EP-A-0 608 516 bekannten ophthalmologischen
Gerätes beschrieben werden.
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Vorgängig
der Untersuchung wird dem Patienten die Pupille erweitert. Der Untersucher
reguliert das Okular 2' des Mikroskops für sein
eigenes Auge 26' akkommodationsfrei auf die eingebaute
Strichplatte 5'. Wie üblich bei derartigen Untersuchungsgeräten
stützt der sitzende Patient seinen Kopf mit Kinn und Stirn
auf einer Kopfhalterung ab. Durch den Untersucher wird das Gerät
mittels der Einstellelemente der Instrumentenbasis 24' derart
ausgerichtet, dass die Vorsatzlinse 20' frontal in einigen
Millimetern Abstand vor das Auge 23' des Patienten zu stehen kommt.
Bei einigermassen gut zentrierter Ausrichtung ist der Augenhintergrund 8' nun
bereits sichtbar. Je nach dem, ob beim Patienten eine Refraktionsanomalie
vorliegt, ist die Vorsatzlinse 20' etwas in Richtung der
optischen Achse zu verschieben. Bei Miopie zeigt die Verschieberichtung
vom Patientenauge weg, bei Hyperopie zu diesem hin. Die Einstellung
ist dann richtig, wenn der Untersucher die Netzhaut scharf sieht
bzw. wenn diese scharf abgebildet ist. Gleichzeitig ist gewährleistet,
dass der Patient die in der Zwischenbildebene 16' den Fixierpunkt
der justierbar angeordneten Fixationsmarke 22' scharf wahrnehmen
und ihm folgen kann, wenn er vom Untersucher an eine andere Stelle
gebracht wird. Auf diese Weise ist es leicht möglich, Gerät
und Patientenauge 23' so auszurichten, dass die vom Untersucher
bevorzugt ausgewählten Netzhautstellen mit den durch die
Strichmarken bezeichneten Messpunkten in Übereinstimmung
gebracht werden. Mittels der Fotodioden 10' kann nun das
von den ausgewählten Netzhautstellen reflektierte Licht
gemessen, mit dem Auswertegerät 25' ausgewertet
und der oder die Messwert(e) angezeigt werden. Das Auswertegerät 25' bildet
u. a. den Quotienten aus den von den beiden Fotodioden 10' ermittelten
Helligkeitswerten indem stets der höhere Wert als Dividend
und der niedrigere (sofern er ungleich null ist) als Divisor eingeht
und bringt ihn an einem Display zur Darstellung. Dieser Quotient
ist ein Mass für die Kontrastübertragungsfähigkeit
der optischen Medien des Patientenauges.
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Eine
sehr wichtige Voraussetzung um exakt reproduzierbare Messresultate
zu erhalten ist indessen mit den beschriebenen Elementen und der
angegebenen Arbeitsmethode noch nicht erfüllt. Auf diesen
Umstand wird im nachstehenden noch ausführlich eingegangen.
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Der
einfacheren Darstellung wegen beziehen sich die nachstehenden Ausführungen
auf ein em-metropes Patientenauge 23'. Bei Einstellung
auf das letztere herrscht zwischen dem Auge 23' und der Vorsatzlinse 20' paralleler
Strahlengang. Dies hat aber zur Folge, dass leichte Verschiebungen
des Gerätes in allen drei Raumachsen weder eine Verschiebung
noch eine Schärfenabnahme des Bildes im Okular bewirken.
Der Geräteverschiebung wird einzig durch eine dabei einsetzende
Vignettierung eine Grenze gesetzt. Je nach der Tiefeneinstellung
erfolgt bei einer Querbewegung des Gerätes relativ zum Auge 23' zuerst
eine Abnahme der Helligkeit im rechten oder linken Bildteil. Dazwischen
gibt es eine exakt definierte Tiefenlage, wo das ganze Bild bei
einer Querbewegung gleichmässig in der Helligkeit abgeschwächt
wird. Indessen sind sowohl die vom Beobachtungsstrahlengang wie
vom Messstrahlengang beanspruchten Strahlenkegel deutlich enger
als der durch die z. B. erweiterte Augenpupille frei gegebene Raum.
Unterschiedliche Messresultate können aber auch entstehen,
wenn bei sich folgenden Messungen unterschiedliche Stellen verschiedener
Transparenz (Trübung) in den Augenmedien durchstrahlt werden. Deshalb
können reproduzierbare Messresultate nur erhalten werden,
wenn es gelingt, die Einstellung des Gerätes auch örtlich
im Raum der Augenmedien, d. h. in Bezug auf die Sehachse und das
Krümmungszentrum der Corneavorderfläche exakt
reproduzierbar vorzunehmen.
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Als
Hilfsmittel wird einerseits die Aperturblende 15' der Beleuchtungseinrichtung
bzw. deren Spiegelbild 27' beigezogen und anderseits die
Vorderfläche der Cornea des Patientenauges als Kugelspiegel
benützt. Denkt man sich vorerst das Patientenauge weg,
so wird durch die Vorsatzlinse 20' etwas ausserhalb ihres
vorderen Brennpunktes ein hell leuchtendes verkleinertes Bild der
Aperturblende 15' erzeugt. Ins Auge gebracht kann dieses
Blendenbild als sekundäre Lichtquelle für die
Beleuchtung der Netzhaut aufgefasst werden. Scharf abgebildet wird dort
indessen das ausgeleuchtete, mit einem Rotfilterbelag versehene
Feld 18' der Filterblende 14' mit seiner Feldbegrenzung.
Wird nun das Gerät derart vor dem Patientenauge 23' ausgerichtet,
dass das obige kleine Bild der Aperturblende 15' näherungsweise
auf halbe Distanz zwischen Scheitel und Krümmungsmittelpunkt
der Comeavorderfläche zu liegen kommt, wird ein Teil des
Lichts von deren als Kugelspiegel wirkenden Oberfläche
reflektiert und zwar als paralleles Strahlenbündel zur
Vorsatzlinse 20' hin, d. h. dass in deren hinterer Brennebene
bzw. in der Zwischenbildebene 16' wiederum ein Bild 15'' (2) der
Aperturblende 15' entsteht.
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Bei
entsprechender Zentrierung des Gerätes ist dieses Bild 15'' im
Mikroskop als sehr helles scharf begrenztes Kreisbild sichtbar und
bei wiederholten Messungen immer wieder an der gleichen Stelle im Sehfeld
einstellbar. Indessen ist dieses Blendenbild 15'' verhältnismässig
sehr hell und könnte den Messstrahlengang stören.
Um dies zu vermeiden wird das Gerät einerseits so zentriert,
dass das Blendenbild 15'' gegen den Rand des Sehfeldes 29' zu
liegen kommt. Zweckmässigerweise liegt es (wie 2 zeigt)
am unteren Rand, wenn das Mikroskop kein bildaufrichtendes System
enthält und am oberen, wenn ein solches vorhanden ist.
Anderseits wird die Intensität des Blendenbildes 15'' durch
ein nahe der Zwischenbildebene 16' über der optischen
Achse angeordnetes lichtschwächendes Filter 30' stark
vermindert. Dieses kreisrunde Filter 30' ragt teilweise
in das Beobachtungsfeld des Mikroskops (zirka 1/3 des Durchmessers
des letzteren) und wird im Okular 2' leicht unscharf wahrgenommen.
In diese durch zwei Kreisbogen begrenzte dunkle Zone 30'' wird
das Blendenbild 15'' bei jeder neuen Messung immer wieder
eingestellt (2). Diese Einstellmethode ist in
Bezug auf die örtlich-räumliche Wiederholbarkeit der
Einstellung sehr empfindlich und erlaubt gut reproduzierbare Messungen
an den gleichen Netzhautstellen.
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Ist
im Falle anderer Anwendungen nur eine reproduzierbare Einstellbarkeit
des Gerätes mit Bezug auf den Krümmungsmittelpunkt
der Corneavorderfläche des Patientenauges 23' erforderlich,
kann die Fixationsmarke 22' auch entfallen.
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Das
Gerät der
EP-A
0 608 516 gemäss
1 und
2 kann
als selbständiges einheitliches Gerät gebaut werden,
wie auch als aufsetz- oder anbaubares Zusatzgerät zu einem
praktisch in jeder Augenarztpraxis vorhandenen Spaltlampengerät.
In Kombination mit einem sehr verbreiteten Spaltlampenmodell ist
es möglich die Spaltbeleuchtungseinrichtung mit dem beschriebenen
Rotfilter auszurüsten, womit eine integrierte Beleuchtungseinrichtung entfällt.
In diesem Fall ist auch der Umlenkspiegel
17' bereits vorhanden.
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Anstelle
der gezeigten Datenerfassungseinrichtung 10', 25' könnte
auch eine CCD-Kamera und dgl. mit einer selbsttätigen Auswerteeinrichtung
treten, die selektiv an den zwei wichtigsten Bildpunkten die Messung
vornimmt, auswertet und anzeigt. Eine weitere Möglichkeit
besteht in einer photographischen Aufzeichnung der jeweils untersuchten
Netzhautzone zusammen mit einer Markierung der Messpunkte.
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Die
zuvor beschriebene Apparatur gemäss
EP-A 0 608 516 hat somit
im Vergleich zu den zuvor bekannten ophthalmologischen Geräten,
wie sie zum Beispiel in der oben bereits zitierten
CH 662 261 offenbart ist, bedeutende
Fortschritte vor allem in Bezug auf die Reproduzierbarkeit der Einstellungen
des Geräts bei nacheinander erfolgenden Messungen bzw.
Aufnahmen des Augenhintergrunds gebracht.
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Ein
Nachteil der Vorrichtung gemäss
EP-A 0 608 516 liegt jedoch
unter anderem darin, dass der Aufwand der Justierung des Geräts
relativ hoch ist und eine recht hohe Geschicklichkeit der bedienenden
Person, also zum Beispiel des Augenarztes oder des Optikers voraussetzt.
Das heisst, die Einstellung des Gerätes braucht jeweils
eine gewisse Zeit, was zu Lasten der Effektivität der Arbeit
geht und andererseits den Patienten unnötig lange belastet.
Dabei ist ein Hauptnachteil darin zu sehen, dass bei einer leichten
Fehlpositionierung kein entsprechendes Feedback vorhanden ist, in
welche Richtung korrigiert werden muss. Ausser dem klaren Input „falsch” gibt
es keinen Korrekturparameter. Insbesondere auch an diesem Punkt
soll die vorliegende Erfindung ansetzen.
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Da
die bedienende Person aufgrund ihrer eigenen subjektiven Wahrnehmung
entscheiden muss, wann die richtige Einstellung des Gerätes
gefunden ist, ist allein schon dadurch die erreichbare Messgenauigkeit
in gewisser Weise begrenzt. Das trifft umso mehr zu, wenn aufeinander
folgende bzw. verschiedenen Messungen von zwei verschiedenen Personen
durchgeführt werden, die natürlicherweise immer
ein etwas unterschiedliches subjektives Sehempfinden haben werden,
so dass zwei Einstellungen, die zwei verschiedene Personen jeweils
als optimal beurteilen, in aller Regel nicht exakt identisch sein
werden, was zu leicht unterschiedlichen Messergebnissen an ein und
demselben Patientenauge führen kann.
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Ausgehend
von diesem Stand der Technik, ist es daher die Aufgabe der Erfindung,
die Reproduzierbarkeit der Einstellungen eines ophthamologischen
Gerätes weiter zu verbessern, das Finden der optimalen
Einstellungen zu objektivieren, dass heisst von der subjektiven
Wahrnehmung der bedienenden Person zu entkoppeln, wobei gleichzeitig
die Justierung des Gerätes deutlich beschleunigt und für
den Bediener vereinfacht werden soll. Im Speziellen soll dabei eine
manuelle Justierung durch den Bediener möglichst gänzlich
vermieden werden.
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Der
diese Aufgabe lösende Gegenstand der Erfindung ist durch
die Merkmale des unabhängigen Anspruchs 1 gekennzeichnet.
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Die
abhängigen Ansprüche beziehen sich auf besonders
vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung.
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Die
Erfindung betrifft somit ein ophthalmologisches Gerät für
optische und photometrische Untersuchungen an einem Auge eines Patienten,
umfassend eine Beobachtungseinrichtung zur Beobachtung eines zu
untersuchenden Augenteils, insbesondere eines Augenhintergrunds,
in einer vorgebbaren Aufzeichnungsposition des Auges, sowie eine
Messeinrichtung mit einem Messsensor zur Bestimmung einer Position
und/oder einer Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung.
Erfindungsgemäss ist mit dem Messsensor eine Intensität und/oder
eine Richtung eines an einer Oberfläche, insbesondere an
der Hornhaut des Auges reflektierten Messsignals messbar ist, so
dass mit Hilfe des Messsensors die Position und/oder die Orientierung des
Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmbar
ist.
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Wesentlich
für die Erfindung ist somit, dass ein Messsensor zur Messung
einer Intensität und/oder einer Richtung eines an einer
Oberfläche, insbesondere an der Hornhaut des Auges reflektierten
Messsignals vorgesehen ist, so dass mit Hilfe des Messsensors das
Messsignal gemessen werden kann und aus diesem Messergebnis die
Position und die Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung
vorgängig zu einer Untersuchung des Auges automatisch bestimmt
werden kann.
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D.
h., das Gerät dient zum optischen Ermitteln von Position
und Orientierung eines zu untersuchenden Patientenauges. Es wird
eine optische oder photometrische Untersuchung mit einer ophthalmologischen
Optik durchgeführt. Positionen von optisch abbildbaren
Elementen des Auges werden ermittelt, nämlich mittels a)
Licht und/oder Schallwellen, b) mindestens einem Licht bzw. Schall
registrierenden Sensor sowie c) Sensorsignale auswertenden Einrichtungen.
Der Sensor ist vor, innerhalb oder hinter der ophthalmologischen
Optik angeordnet. Aufgrund der ermittelten Messwerte werden Daten
für die Position und Orientierung des Patientenauges berechnet.
Als optisch abbildbare Elemente werden solche gewählt,
die ausserhalb der Pupille auf dem Auge sichtbar sind. Simultan
mit der Ermittlung eines Augabstands, d. h. des Abstands des Auges
von der Optik, wird auf den Patienten mittels eines optischen Anreizes
in Form eines Zieltargets, insbesondere einer leuchtenden Marke,
eingewirkt, um den Patienten zur Akkomodation, d. h. Einstellung
des optischen Fokus auf der Retina, und damit zur Einstellung eines
Zielabstands zu veranlassen. Eine gesamte optische Distanz der Retina
wird aus dem Augabstand und dem optischen Zielabstand ermittelt.
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Im
Gegensatz zur direkten Abbildung der Retina oder eines auf die Retina
projizierten Musters, wie dies bei Refraktometern implementiert
ist (siehe
"An automatic objective optometer",
Polse K. A. and Kerr K. E., Arch. Ophthal. 93(3), 225–231
(1975);
"Automatic infra-red refractors:
A comparative study", Wesemann W. and Rassow B., Am. J.
Optom. Physiol. Opt. 64(8), 627–638 (1987)), soll
hier die absolute Position und Orientierung des Auges festgestellt
werden. Zeitgleich soll durch die Darstellung eines leuchtenden
Zieltargets und einer definierten Position, die optische Distanz
der Retina indirekt ermittelt werden, indem der Augabstand, d. h.
der Abstand des Auges von der Optik, und die gesamte optische Distanz
aus dem Augabstand und dem optischen Zielabstand ermittelt wird.
Anstelle eines Fokus' auf der Retina wird der Augabstand gemessen
und der Fokus des Auges vorgegeben.
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Es
wird also mit dem erfindungsgemässen Gerät die
optische Distanz der Retina mittels des Zieltargets indirekt ermittelt.
Die optische Distanz ist im Gegensatz zur entsprechenden geometrischen Distanz
die Distanz einer Abbildung, die beim Betrachten eines abgebildeten
Objekts (z. B. Zieltarget) erscheint. Durch optische Elemente oder
optisch aktive Zonen wird die optische Distanz beeinflusst. Sie kann
auch unendlich, null oder negativ sein.
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Das
Zieltarget oder die Zielmarke ist ein leuchtendes Objekt oder eine
projizierte leuchtende Referenz, die dem Patienten auf einer vorgegebenen optischen
Distanz erscheint.
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Die
Bedeutung der Begriffe „optische Distanz” bzw. „geometrische
Distanz”, sowie die Bedeutung des „Zieltargets”,
im Rahmen dieser Anmeldung auch als „Fixiermarke” bezeichnet,
werden weiter unten im Zusammenhang mit der Figurenbeschreibung noch
näher definiert und erläutert.
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Mit
der erfindungsgemässen Vorrichtung wird das von der Cornea
rückgestreute Signal genutzt, um mit einem Detektor entweder
das Aufnahmesystem automatisch nachzuführen oder aber dann
eine Aufnahme zu machen, wenn das Patientenauge richtig positioniert
ist. Als Detektoren sind verschiedene bekannte Einrichtungen verwendbar.
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Im
Gegensatz zu mit anderen Geräten durchgeführten
Verfahren, wie sie in Refraktometern angewendet werden, wird die
Linse des Auges selber nicht berücksichtigt. Vielmehr wird
der Patient durch eine Leuchtmarke ”gezwungen”,
seine Augenlinse auf eine bestimmte Distanz zu akkomodieren (in
der Regel auf ”unendlich”).
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Da
der Reflex auf der Cornea verwendet wird, steht mehr Licht zur Verfügung
als bei Verfahren, bei denen der Retinafokus direkt ermittelt wird; denn
das Licht muss einerseits nicht durch die enge Pupille hinein und
heraus treten und andererseits muss es nicht mit hohem Lichtverlust
an der dunklen Retina reflektiert werden.
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Vorteile
der Erfindung sind nachfolgend aufgeführt:
- – Durch die sekundäre Fokussierung auf eine Struktur
vor der Retina muss kein von der Retina reflektiertes Licht aufgezeichnet
werden. Dadurch wird das Auge weniger durch die Beleuchtung irritiert.
- – Es muss keine Strukturerkennung durchgeführt werden,
womit die Methode sehr schnell sein kann. Eine Quadrantenmessung
der Lichtverteilung kann in Mikrosekunden erfolgen. Zweidimensionale
Streumuster können in wenigen Millisekunden erkannt werden.
Damit können Autofokus und Ausrichtung ohne Stabilisierung
geführt werden, d. h. weder der Patient noch die Vorrichtung müssen
fixiert werden.
- – Die Erkennung braucht wenig Rechenaufwand. Die Leistung
der CPU steht zur Bildverarbeitung zur Verfügung und nicht
zum Führen der Optik. Dadurch sind leistungsfähigere
Bildverarbeitungsalgorithmen realisierbar.
- – Es sind auch Systeme mit einem „low power
mode” implementierbar, die nur dann rechnen müssen,
wenn ein Bild vorliegt.
- – Es lässt sich nicht nur die Distanz des
Augenhintergrundes (Retina) bestimmen, sondern auch dessen Position.
Dadurch können Systeme oder die Patienten geführt
werden. Die ”Fangbereiche” dieser Methoden variieren
erheblich, d. h. die Systeme sind in der Lage das Auge zu lokalisieren, solange
es in einem gewissen Bereich, dem Aufnahmebereich der Optik ist.
- – Anstatt einer intergrierten Optik, wie sie in Refraktometern
bestehen, welche einen sehr grossen Zoom- und Fokalbereich abdecken
müssen, werden zur Realisierung der Erfindung drei einfache
Optikkomponenten verwendet, welche alle nur sehr wenig oder gar
nicht flexibel sein müssen. Damit lassen sich die beweglichen
Teile eliminieren oder stark reduzieren.
a) Zielmarke wird
oder kann auf fixer optischer Distanz eingeblendet werden.
b)
Fokus des Aunahmesystems kann fix ausgelegt werden oder auf Retinadistanz
+ Zielmarkendistanz – Distanz Optik zu Zielmarke.
c)
Distanzmessung braucht – je nach Auslegung – keinen
Fokus.
- – Targetbeleuchtung, Fokusierung und Aufnahme können
gleichzeitig aktiv sein und müssen nicht squentiell ausgeführt
werden, was einen schnelleren Aufbau ermöglicht und Artefakte
verhindert.
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Bevorzugt
umfasst bei einem ophthalmologisches Gerät gemäss
der vorliegenden Erfindung die Beobachtungseinrichtung eine Beleuchtungseinrichtung
zur Beleuchtung des zu untersuchenden Augenteils. Die Beobachtungseinrichtung
als solches kann dabei im übrigen mehrere, bevorzugt alle
Merkmale des eingangs anhand der
1 und
2 ausführlichen
beschriebenen ophthalomoligiecshen Geräts gemäss
EP 0 608 516 aufweisen.
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D.
h., in einem sehr speziellen Ausführungsbeispiel ist ein
ophthalmologisches Gerät der vorliegenden Erfindung eine
Weiterbildung des Gerätes gemäss
EP 0 608 516 , bei welchem zusätzlich
eine Messeinrichtung mit einem Messsensor vorgesehen ist, so dass
mit dem Messsensor eine Intensität und/oder eine Richtung
eines an einer Oberfläche, insbesondere an der Hornhaut
des Auges reflektierten Messsignals messbar ist, und mit Hilfe des
Messsensors die Position und/oder die Orientierung des Auges in
Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmbar ist.
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Dabei
kann zum Beispiel eine elektronische Auswerteeinheit vorgesehen
sein, die mit der Messeinrichtung und einem Justiermittel, zum Beispiel
mit einer Instrumentenbasis 24' gemäss 1 zur
automatischen Justierung der Beobachtungseinrichtung signalverbunden
ist, so dass unter Verwendung des an der Hornhaut des Auges reflektierten
Messsignals die Beobachtungseinrichtung in Bezug auf die Position
und/oder die Orientierung des Auges automatisch in Position und
Orientierung justierbar ist.
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Zur
Erzeugung des Messsignals ist bevorzugt mindestens ein Signalgeber
vorgesehen, wobei der Signalgeber ein optischer Signalgeber und/oder ein
akustischer Signalgeber ist und/oder wobei die Beleuchtungseinrichtung
zur Beleuchtung des zu untersuchenden Augenteils gleichzeitig als
Signalgeber verwendet werden kann. Der akustische Signalgeber ist
dabei bevorzugt ein Ultraschallsensor, mit welchem sich insbesondere
räumlich eng begrenzte Ultraschallstrahlenbündel
erzeugen lassen, so dass die Positions- und/oder Orientierungsmessung
durch Reflexion an einer Oberfläche des Auges mit hoher räumlicher
und zeitlicher Auflösung durchgeführt werden kann.
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Um
das Auge während der Untersuchung möglichst gut
auf die Beobachtungsrichtung auszurichten, die unvermeidlichen Augenbewegungen räumlich
eng zu begrenzen, und gleichzeitig das Auges auf eine definierte
Entfernung, bevorzugt aber nicht notwendig auf unendlich, bzw. auf
eine vorgebbare Bildebene zu fokussieren, kann in einer vorgebbaren
Blickrichtung des Auges in einer Zwischenebene eine Fixiermarke
zur Fixierung der Blickrichtung des Auges platziert ist, und/oder
wobei die Fixiermarke mittels einer Projiziereinrichtung in die
Zwischenebene projizierbar ist.
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Zur
Aufzeichnung bzw. Aufnahme des zu untersuchenden Augenteils kann
in an sich bekannter Weise ein chemisches und/oder elektronisches
Aufzeichnungsmittel, insbesondere eine Photokamera, und/oder eine
Videokamera, und/oder eine Digitalkamera und/oder eine CCD-Kamera
zur photografischen und/oder elektronischen Aufzeichnung des zu untersuchenden
Augenteils vorgesehen sein.
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Ein
besonderer Vorteil des erfindungsgemässen ophthalmologischen
Gerätes liegt darin, dass die Bestimmung der Position und/oder
Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung
sehr schnell erfolgen kann, insbesondere sehr in Bezug auf die Geschwindigkeit,
mit welcher sich das Auge während der Untersuchung zwangsläufig
immer bewegt. Daher ist es möglich, dass die Messeinrichtung
der vorliegenden Erfindung permanent die Position und/oder Orientierung
des Auges misst, und sobald sich das Auge in der gewünschten Position
und/oder Orientierung in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung befindet,
automatisch eine Aufnahme z. B. mittels der CCD-Kamera oder mittels einer
anderen Aufnahmeeinrichtung initiiert.
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Bei
einem solchem Ausführungsbeispiel braucht somit das Auge
nur noch Grob auf die Beobachtungseinrichtung ausgerichtet werden,
eventuell unterstützt durch eine oben bereits erwähnte
Fixiermarke. Bzw. das Auge muss nur in die Nähe des Fangbereichs
gebracht werden; dann sieht der Patient die Fixiermarke und die
Zielvorrichtung löst die Aufnahme aus, sobald der Patient
die optimale Position oder eine der optimalen Positionen erreicht
hat. D. h. also, es kann eine elektronische Auswerteeinheit derart
vorgesehen und mit der Messeinrichtung signalverbunden sein, dass
eine Aufzeichnung des zu untersuchenden Augenteils mittels des elektronischen
Aufzeichnungsmittels automatisch durchführbar ist, sobald
das Auge in der Aufzeichnungsposition ist.
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In
der Praxis wird das zu untersuchende Augenteil, zum Beispiel die
Iris oder ein Blutgefäss auf dem Augapfel, mit einer Kamera
abgebildet, wobei sich die Kamera besonders bevorzugt mit einem
Autofokus auf das zu untersuchende Augenteil scharf stellt, und
ein Messwert für den Scharfstellabstand zur Berechnung
der Position und/oder der Orientierung des Auges verwendet wird,
so dass nacheinander erfolgende Messungen noch besser reproduziert bzw.
auf einander abgeglichen und miteinander verglichen werden können.
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Dabei
ist es für die Erfindung zunächst nur wesentlich,
dass ein optisches oder akustisches Signal, ausgesendet von einem
Signalgeber, derart an einer Oberfläche des Auges reflektiert
wird, dass es von mindestens einem Messsensor erfasst werden kann
und aus de Messung des Messsensors die Position und/oder Orientierung
des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmt werden
kann.
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Im
allgemeinsten Fall brauchen dabei weder der Signalgeber noch der
Messsensor in einer ausgezeichneten Position platziert zu sein,
noch müssen der Signalgeber und der Messsensor in einer
geometrisch ausgezeichneten Orientierung bzw. Position zueinander
angeordnet sein. Beide können sogar manuelle oder automatisch,
zum Beispiel mit Hilfe einer Rechner gesteuerten Positioniereinrichtung,
beweglich angeordnet sein.
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Um
die Position und/oder die Orientierung des Auges in Bezug auf die
Beobachtungseinrichtung aus den durch den Messsensor erfassten Messdaten
festlegen zu können, braucht im allgemeinsten Fall nur
zum Zeitpunkt der Messung die Position und/oder Orientierung des
Signalgebers und/oder des Messsensors und/oder der Beobachtungseinrichtung
bekannt zu sein, bzw. in geeigneter, in an sich dem Fachmann bekannter
Weise bestimmt zu werden, um die Position und/oder Orientierung
des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung automatisch bestimmen
zu können.
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Das
kann zum Beispiel dadurch geschehen, dass aus den Positions- und/oder
Orientierungsdaten der beteiligten zuvor genannten Komponenten des
ophthamologischen Geräts zum Zeitpunkt der Messung, sowie
aus den durch den Messsensor gemessenen Messdaten die Position und/oder
Orientierung des Auges in Bezug auf die Beobachtung von einer Datenverarbeitungsanlage
berechnet wird. Auch die zu Hilfenahme einer Look-Up-Tabelle ist denkbar,
in der zum Beispiel Positions- und/oder Orientierungsdatensätze
und/oder mögliche Messergebnisse des Messsensors gespeichert
sind, die dann zur Bestimmung der Lage des Auges in Bezug auf die
Beobachtungsrichtung herangezogen werden können. Der Fachmann
versteht, wie er die zuvor beispielhaft erwähnten Möglichkeiten
zur Bestimmung der Lage des Auges in Bezug auf die Beobachtungseinrichtung
vorteilhaft einsetzen und eventuell in an sich bekannter Weise noch
verbessern kann.
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Bei
einer für die Praxis besonders wichtigen und bevorzugt
eingesetzten Verwendung der vorliegenden Erfindung wird besonders
vorteilhaft eine an sich aus der Optik bekannte Eigenschaft eines
Kugelspiegels ausgenutzt bzw. angewendet.
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Dabei
wird mittels der Beleuchtungseinrichtung und einer vorgeschalteten
Optik ein Lichtkegel auf die Cornea des Auges gerichtet, wobei die äussere Oberfläche
der Cornea als Kugelspiegel genutzt wird. Das von der Cornea reflektiertes
Licht wird nach einem zweiten Durchtritt durch die vorgeschaltete Optik
auf einen Reflexpunkt gebündelt, wobei die Position des
Reflexpunkts für eine elektronische Datenverarbeitung mittels
des Messsensors ausgemessen wird und die relative Lage des Auges
bezüglich der Beobachtungseinrichtung so eingestellt wird,
dass der Reflexpunkt eine vorgegebene Position einnimmt, die einer
reproduzierbar durchführbaren Untersuchung des Patientenauges
entspricht. Diese spezielle Technik wird weiter unten im Rahmen
der Figurenbeschreibung noch intensiver diskutiert und anhand von
Beispielen verdeutlicht werden.
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In
einem speziellen Ausführungsbeispiel kann eine Lage und/oder
eine Orientierung des Messsensors und/oder des Signalgebers flexibel sein,
d. h. der Messsensor und/oder der Signalgeber können bewegbar,
z. B. verschiebbar oder drehbar angeordnet sein und der Messsensor
und/oder der Signalgeber können mit einer Regelung derart
ausgebildet ist, dass sie im Betriebszustand auf Lageänderungen
des Reflexpunkts mit Such- und Einfangbewegungen reagieren.
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Insbesondere
kann die Beleuchtungseinrichtung und/oder der Signalgeber ein bewegliches Messsignal
liefern, mit welchem der Reflexpunkt auf die vorgegebene Position
gelenkt werden kann.
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Im
Speziellen ermöglicht das erfindungsgemässe Gerät
somit ein Verfahren zum optischen Ermitteln von Position und Orientierung
eines zu untersuchenden Patientenauges, wobei eine optische oder
photometrische Untersuchung mit einer ophthalmologischen Optik durchgeführt
wird, Positionen von optisch abbildbaren Elementen des Auges ermittelt
werden, mittels a) Licht und/oder Schallwellen, b) mindestens einem
Licht bzw. Schall registrierenden Sensor, der vor, innerhalb oder
hinter der ophthalmologischen Optik angeordnet ist, sowie c) Sensorsignale
auswertenden Einrichtungen, und wobei aufgrund der so gewonnenen
Messwerte Daten für die Position und Orientierung des Patientenauges
berechnet werden. Als optisch abbildbare Elemente werden solche
gewählt, die ausserhalb der Pupille auf dem Auge sichtbar
sind, dabei kann simultan mit der Ermittlung eines Augabstands,
d. h. des Abstands des Auges von der Optik, auf den Patienten mittels
eines optischen Anreizes in Form eines Zieltargets, insbesondere
einer leuchtenden Marke, eingewirkt werden, um den Patienten zur
Akkomodation, d. h. Einstellung des optischen Fokus auf der Retina,
und damit zur Einstellung eines Zielabstands zu veranlassen, wobei
eine gesamte optische Distanz der Retina aus dem Augabstand und
dem optischen Zielabstand ermittelt wird.
-
In
einem bevorzugten Anwendungsbeispiel wird Licht als Lichtstrahl
unter einem vorgegebenen Winkel auf das Auge gerichtet, der Lichtstrahl
wird mit einer Lichtquelle oder Umgebungslicht sowie einem Kollimator
erzeugt und vom Auge reflektierte Streulicht wird durch den Sensor
zur anschliessenden Auswertung aufgezeichnet.
-
Dabei
ist es möglich, dass ein scharf begrenzter Lichtfleck auf
das Auge projiziert wird, dass der Ort des reflektierten Streulichts
mittels des Sensors gemessen wird, so dass aufgrund dieser Messwerte
der Abstand des Auges von einem Referenzpunkt ermittelt werden kann,
und dass zu einer präziseren und schnelleren Positionsbestimmung
statt eines Lichtflecks eine Mehrzahl solcher Lichtflecken verwendet
werden kann.
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Bei
einem speziellen Anwendungsbeispiel sind die optisch abbildbaren
Elemente des Auges insbesondere die Iris oder Blutgefässe
auf dem Augapfel, wobei diese Elemente mit einer Kamera abgebildet
werden, und die Kamera mit einem Autofokus, der ein konventioneller
Autofokus sein kann, sich auf die Elemente scharf stellt, und ein
Messwert für den Scharfstellabstand zur Berechnung der
Position des Patientenauges verwendet wird.
-
Insbesondere
können Ultraschallwellen mittels mindestens eines Transducerelementes
erzeugt und empfangen werden.
-
In
einem weiteren Anwendungsbeispiel wird mittels einer Beleuchtungseinrichtung
und einer vorgeschalteten Optik ein Lichtkegel auf die Cornea gerichtet,
so dass die äussere Oberfläche der Cornea als
Kugelspiegel genutzt wird, wobei von der Cornea reflektiertes Licht
nach einem zweiten Durchtritt durch die vorgeschaltete Optik auf
einen Reflexpunkt gebündelt wird, und die Position des
Reflexpunkts für eine elektronische Datenverarbeitung mittels
eines Sensors ausgemessen wird, und die relative Lage des Patientenauges
bezüglich der opthalmologischen Optik so eingestellt wird,
dass der Reflexpunkt eine vorgegebene Position einnimmt, die einer
reproduzierbar durchführbaren Untersuchung des Patientenauges
entspricht.
-
Insbesondere
kann die Position und Orientierung des Sensors, mit dem der Reflexpunkt
ausgemessen wird, flexibel sein und der Sensor mit einer Regelung
derart ausgebildet werden, dass er auf Lageänderungen des
Reflexpunkts mit Such- und Einfangbewegungen reagiert, und/oder
die Beleuchtungseinrichtung kann eine bewegliche Beleuchtung liefern,
mit welcher der Reflexpunkt auf die vorgegebene Position lenkbar
ist.
-
Die
Erfindung wird im Folgenden an Hand der schematischen Zeichnung
näher erläutert. Es zeigen:
-
1 ein
bekanntes ophthalmologisches Gerät gemäss
EP 0 608 516 ;
-
2 das
Sehfeld im Okular des Gerätes der 1;
-
3 ein
zu untersuchendes Patientenauge mit erfindungsgemässen
Einrichtungen zum Ermitteln dessen Position und Orientierung;
-
4 Reflexionsgesetz
an einem Kugelspiegel;
-
5 eine
Illustration zur Erzeugung eines konzentrierten Reflexpunkts auf
einer optischen Achse, für den Fall, dass das Patientenauge
sich in einer Ideallage befindet;
-
6 die
Illustration der 5 als Längsschnitt
dargestellt, wobei die Bildebene sich entlang der optischen Achse
erstreckt;
-
7a–7c Versatz
des Reflexpunkts für drei Fälle, für
die das Patientenauge aus der Ideallage gerückt ist;
-
8a–8d zweiteilige
Fixiermarke mit Leuchtkreuz;
-
9 Aufbau
der Fixiermarke gemäss 8a–8d;
-
10 optischer
Aufbau eines erfindungsgemässen ophthalmologischen Geräts;
-
11 einfacher
Aufbau mit Spaltlampe.
-
Die 1 und 2 zeigen
zur Erläuterung einen bekannten Stand der Technik. Um den
Stand der Technik von der vorliegenden Erfindung zu unterscheiden,
wurden die Bezugzeichen in 1 und 2 jeweils
mit einem Hochkomma versehen, während die Bezugszeichen
in den übrigen Figuren, die sich sämtlich auf
die Erfindung beziehen, kein Hochkomma tragen. Da die 1 und 2 bereits
eingangs ausführlich besprochen wurden, erübrigt
sich hier eine weitere Diskussion.
-
Die
stark schematische 3 gibt zwei Beispiele, wie für
ein zu untersuchendes Patientenauge 2 unter Verwendung
von Lichtstrahlen 8, 8a oder 8, 8b und
Sensoren 61, 61a bzw. 61, 61b vorgegangen wird,
um Position und Orientierung zu ermitteln. Am Auge 2 sind
folgende Teile angedeutet: die Cornea (Oberfläche des Auges,
an der das Messsignal reflektiert wird, im speziellen die Hornhaut) 7, 70,
die Linse 200, die Retina (Netzhaut, das zu untersuchende
Augenteil, im speziellen der Augenhintergrund) 4, 400 und
die Lederhaut 7, 700. Eine optische oder photometrische
Untersuchung wird mit einer ophthalmologischen Optik 1 durchgeführt.
Eine vorgeschaltete Optik 300 ist zwischen dem Auge 2 und
der ophthalmologischen Optik 1 angeordnet. Die vorgeschaltete
Optik 300 kann auch wegfallen oder Teil der ophthalmologischen
Optik 1 sein. Durch die Cornea 7, 70,
die vorgeschaltete Optik 300 und die ophthalmologische
Optik 1 erstreckt sich eine optische Achse 1000.
Mit einer Lichtquelle 62, 62a wird der Lichtstrahl 80, 80a auf
den Augapfel 7, 700 (Aussenseite der Lederhaut 700)
projiziert, wo er als strahlförmiges Streulicht 8, 8a in
den Sensor 61, 61a reflektiert wird. Der Lichtstrahl 80, 80a könnte
auch an der Cornea 7, 70 reflektiert werden. Alternativ
wird der Lichtstrahl 80, 80b, der aus einer Lichtquelle 62, 62b austritt,
in der Cornea 7, 70 gebrochen, wobei ein aus der
Cornea 7, 70 austretender Lichtstrahl 8, 8b mittels
eines Sensors 61, 61b ausgemessen wird.
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Positionen
von optisch abbildbaren Elementen des Auges 2 werden ermittelt
mittels a) Licht und/oder Schallwellen, b) mindestens einem Licht bzw.
Schall registrierenden Sensor 61, 61a, 61b,
der vor, innerhalb oder hinter der ophthalmologischen Optik angeordnet
ist, sowie c) Sensorsignale auswertenden Einrichtungen. Dabei werden
aufgrund der so gewonnenen Messwerte Daten für die Position 5, 50 und
Orientierung 5, 51 des Patientenauges 2 berechnet.
-
Erfindungsgemäss
werden als optisch abbildbare Elemente solche gewählt,
die ausserhalb der Pupille auf dem Auge sichtbar sind. Simultan
mit der Ermittlung eines Augabstands, d. h. des Abstands des Auges
von der Optik, kann, wie später noch genauer erläutert
werden wird, auf den Patienten mittels eines optischen Anreizes
in Form eines Zieltargets, insbesondere einer leuchtenden Marke, eingewirkt
werden, um den Patienten zur Akkomodation, d. h. Einstellung des
optischen Fokus auf der Retina, und damit zur Einstellung eines
Zielabstands zu veranlassen. Eine gesamte optische Distanz der Retina
wird aus dem Augabstand und dem optischen Zielabstand ermittelt.
-
In
einem speziellen Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung
ist das ophthalmologische Gerät eine optische Vorrichtung,
mit der man zum Beispiel die Optik einer Funduskamera reproduzierbar
und automatisch gegenüber dem Auge positionieren kann.
Sowohl der Abstand zwischen dem Auge und der Optik der Funduskamera
als auch die optischen Achsen, also die Orientierung, können
genau positioniert werden. Dies wir bei einer speziellen Ausführungsform
der Erfindung durch einen Lichtkegel erreicht, der auf die Cornea
geschickt wird, wobei sich der Lichtkegel in Richtung des Auges
derart verjüngt, dass die Kegelspitze des Lichtkegels innerhalb des
Auges zu liegen kommt. Da die Cornea eine im wesentlichen perfekte
Kugelschale ist, wird ein Teil des Lichtes, sofern der Abstand stimmt,
als paralleler Strahl entlang der optische Achse zurückgespiegelt.
-
Zur
Verdeutlichung ist in 4 das wohlbekannte Reflexionsgesetz
an einem Kugelspiegel skizziert: Der Kugelspiegel K erstreckt sich
mit Radius r um den Mittelpunkt M. Der Brennpunkt F des Kugelspiegels
befindet sich auf der optischen Achse 1000 im Abstand r/2
vom Mittelpunkt M des Kugelspiegels K. Trifft nun ein konvergierender
Lichtstrahl 80 derart auf die spiegelnde Oberfläche
des Kugelspiegels K, dass ein Konvergenzpunkt des konvergierenden
Lichtstrahls 80 genau auf den Brennpunkt F innerhalb des
Kugelspiegels K zu liegen kommt, so wird der konvergierende Lichtstrahl 80 als
paralleles Strahlenbündel 8, parallel zur optischen
Achse 1000 vom Kugelspiegel K reflektiert. Da, wie bereist
erwähnt, die Cornae eine praktisch perfekte Kugelschale
ist, wird ein auf die Cornea einfallender Lichtstrahl 80 wie
an einem Kugelspiegel wieder reflektiert, was sich die vorliegende
Erfindung zu Nutze macht. Es versteht sich, dass zum beipiel bei
Verwendung eines Ultraschallstrahls anstelle eines Lichtstrahls
analoge Gesetzmässigkeiten für die Reflexion an
der Oberfläche des Kugelspiegels K gelten.
-
Wenn
ein Abstand zu kurz oder zu lang ist, so dass der Konvergenzpunkt
des einfallenden Lichtstrahls 80 nicht auf den Brennpunkt
F zu liegen kommt, ist der reflektierte Strahl 80 nicht
mehr parallel, sondern entweder konvergent oder divergent. Die Richtung
der optischen Achse bestimmt schliesslich die Richtung, in welche
die reflektierte Strahlung zurückgeworfen wird. Dank dieser
genauen Repositionierung kann dann bei einer Augenuntersuchung das von
der Retina zurückgeworfene Licht, das auch aus einer anderen
Lichtquelle stammen kann, quantitativ ausgewertet werden.
-
Das
zuvor Erläuterte wird später noch anhand der 5 bis 7c eingehender
diskutiert.
-
Gemäss
der Erfindung wird das zurück gestreute Signal genutzt,
um mit einem geeigneten Detektor, zum Beispiel mit einem optischen
oder akustischen Sensor, die dem Fachmann in zahlreichen Varianten
wohl bekannt sind, entweder das Aufnahmesystem automatisch nachzuführen
oder aber genau in dem Augenblick eine Aufnahme zu machen, wenn das
Auge richtig positioniert ist. Im Gegensatz zu anderen Vorrichtungen,
wie sie zum Beispiel in Refraktometern benutzt werden, wird für
die Bestimmung der Position und Orientierung des Auges weder die Linse
noch der Glaskörper des Auges benutzt, sondern es wird
nur das aussen am Auge reflektierte Signal ausgewertet, so dass
Dämpfungsverluste, Absorption, Brechung und andere Einwirkungen,
die im Augeninneren ein Messsignal beeinflussen können, bei
einer Apparatur der vorliegenden Erfindung keine Rolle spielen.
Es steht somit insbesondere auch mehr Licht zur Verfügung,
da das Licht nicht durch die enge Pupille des Auges eintreten und
wieder austreten muss, bevor es für die Positionsbestimmung ausgewertet
wird.
-
Bevorzugt
kann, wie ebenfalls später noch genauer diskutiert wird,
eine Leuchtmarke verwendet, die das Auge des Patienten dazu zwingt,
die Augenlinse auf eine bestimmte Distanz zu akkomodieren. In vielen
Fällen wird der Einfachheit halber das Auge gezwungen auf
unendliche Entfernung zu akkomodieren.
-
In 5 ist
schematisch eine Situation zur Erzeugung eines konzentrierten Reflexpunkts
auf einer optischen Achse für den Fall dargestellt, dass sich
das Patientenauge in einer Ideallage befindet. Die Illustration
der 6 ist ein Längsschnitt gemäss 5,
wobei die Bildebene sich entlang der optischen Achse erstreckt.
-
Die
5 und
6 geben
eine Illustration zum zuvor grob beschrieben Verfahren, wie ein
konzentrierter Reflexpunkt gemäss
EP-A-0 608 516 zwecks Positionieren
des Patientenauges
2 erzeugt werden kann. Mittels einer
nicht dargestellten Beleuchtungseinrichtung
3, bzw. Signalgeber
62,
62a,
62b,
die Licht
600 emittieren, und der vorgeschalteten Optik
300 wird
ein Lichtkegel mit Strahlen
8,
80,
81 auf
die Cornea
7,
70 gerichtet. Die Strahlen
81 liegen
auf der Mantelfläche des Lichtkegels.
-
In 5 ist
die vorgeschaltete Optik 300 in Form eines flachen Zylinders 300 symbolisiert,
wobei von diesem Zylinder 300 nur die hintere Hälfte
dargestellt ist. Die äussere Oberfläche der Cornea 7, 70 wird
als Kugelspiegel genutzt. Ist die Cornea 7, 70 in einer
Lage, nämlich der Ideallage, in der ein optimales Bild
der Retina 4, 400 erhalten werden kann, so bildet
das von der Cornea 7, 70 reflektierte Licht ein Bündel
von parallelen Strahlen 8, 83. Nach einem zweiten
Durchtritt durch die vorgeschaltete Optik 300 wird das
reflektierte Licht auf eine Reflexpunkt 2000 gebündelt.
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In 6 (Längsschnitt
zu 2 mit einer Bildebene, die sich entlang der optischen
Achse 1000 erstreckt) sind gestrichelt Strahlen dargestellt,
die innerhalb des Lichtkegels bzw. der reflektierten Lichtbündel
liegen.
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Ausgehend
von dem in der
EP-A-0
608 516 offenbarten Gerät erweitert die Erfindung
gemäss einer besonderen Ausführungsform die bekannte
Vorrichtung. Mit dem genannten Gerät ist die genaue Position
der Cornea
7,
70 vor einer ophthalmologischen Optik
3 feststellbar,
indem ein einziger konzentrierter Reflexpunkt
2000 auf
der optischen Achse
1000 erzeugt wird (Alinierung). Gemäss
der Erweiterung des bekannten Geräts durch die vorliegende
Erfindung, wird das Streumuster oder ein Teil des Streumusters der
Cornea
7,
70 erfasst, wenn keine Alinierung vorliegt,
d. h. die Cornea
7,
70 nicht perfekt positioniert ist.
Im Sonderfall der Alinierung konvergiert das Streumuster auf den
in der
EP-A-0 608 516 beschriebenen
einzigen Reflexpunkt
2000.
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Bei
einer Abweichung der Cornea 7, 70 von der Idealposition
entsteht ein Versatz 2001 des Reflexpunkts 2000 der
Idealposition, wie es in den 7a–7c gezeigt
ist. Strichpunktiert ist jeweils der auf den Reflexpunkt 2000 gerichteten
Kegel angegeben, wie er in der Idealposition des Auges 2 in Bezug
auf die Beobachtungseinrichtung 3 zu erwarten ist.
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In 7a ist
das Auge 1 zu weit von der vorgeschalteten Optik 300 entfernt
(und damit zu weit von weg von der Beobachtungseinrichtung 3 der
ophthalmologischen Optik 1). Es verengt sich ein reflektiertes
Lichtbündel 8, 83, und ein neuer Reflexpunkt 2001 weist
einen longitudinalen Versatz zur vorgeschalteten Optik 300 hin
auf.
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In 7b mit
zu nahem Auge 2 erweitert sich ein reflektiertes Lichtbündel 8, 83,
und ein neuer Reflexpunkt 2001 weist einen longitudinalen
Versatz weg von der vorgeschalteten Optik 300 auf.
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In 7c ist
das Auge 2 transversal gegen links verschoben. Ein reflektiertes
Lichtbündel 8, 83 erzeugt einen neuen
Reflexpunkt 2001, der tranversal gegen rechts verschoben
ist.
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Im
Fall eines Versatzes kann das Streumuster ausgewertet werden, nämlich
um
- a) qualitativ festzustellen, in welche Richtung
die Cornea 7, 70 von der Idealposition abweicht,
- b) in einem kleineren Bereich zu bestimmen, wie gross der Versatz
ist.
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Die
Position des Reflexpunkts 2000 (bzw. 2001) wird
für eine elektronische Datenverarbeitung mittels des Messsensors 61 (nicht
dargestellt in dem 7a–7b)
ausgemessen. Die relative Lage des Patientenauges 2 bezüglich
der Beobachtungseinrichtung 3 der opthalmologischen Optik 1 bzw.
die relative Lage der Beobachtungseinrichtung 3 zum Patientenauge 2 wird
so eingestellt, dass der Reflexpunkt 2000 eine vorgegebene
Position einnimmt, die einer reproduzierbar durchführbaren
Untersuchung des Patientenauges 2 entspricht.
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Liefert
die Beleuchtungseinrichtung 62 eine starre Beleuchtung,
so muss der Messsensor 61, mit dem der Reflexpunkt 2000 ausgemessen
wird, flexibel ausgebildet sein, so dass die Position und Orientierung
des Messsensors 61 sich verändern lässt. Der
Sensor 61 muss dabei mit einer Regelung derart ausgebildet
sein, dass er auf Lageänderungen des Reflexpunkts 2000 mit
Such- und Einfangbewegungen reagiert. Alternativ ist ein fixer Sensor 61 möglich,
wenn die Beleuchtungseinrichtung eine bewegliche Beleuchtung liefert,
mit welcher der Reflexpunkt 2000 auf die vorgegebene, der
reproduzierbar durchführbaren Untersuchung entsprechenden
Position gelenkt werden kann.
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Es
kann alternativ zur reinen Bestimmung der Patientenposition das
optische Aufnahmesystem nachgeführt werden, um dem Patienten
zu folgen. Das Streumuster hängt von der Position des Patienten
in allen drei Raumachsen ab, von der Orientierung des Patienten
und auch von der Struktur der Beleuchtung.
-
Das
zurückgestreute Licht kann ohne aufwendige Bilderkennung
ausgewertet werden, da das zurückgestreute Licht immer
in genau einem Punkt konvergiert. Dies bringt erhebliche Vorteile:
- i) die Auswertung kann äusserst schnell
erfolgen.
- ii) Die Lichtquelle kann monochromatisch, polarisiert oder moduliert
ausgelegt werden, um sie unempfindlich gegen Umgebungslicht und
Störeinflüsse zu machen.
- iii) Die Lichtquelle kann mit Infrarot oder Ferninfrarot betrieben
werden, weil sie ja nicht ins Auge transmittiert werden muss. Damit
löst die Quelle keine Pupillenreflexe im Patienten aus.
- iv) Das Detektionssystem (Sensoren) kann klein ausgebildet und
peripher angebracht werden, um die Aufnahmeoptik nicht zu beeinträchtigen.
-
Beim
Ermitteln von Position 50 und Orientierung 51 des
zu untersuchenden Patientenauges 2 kann Licht als Lichtstrahl 80, 80a oder 80, 80b (siehe 3)
unter einem vorgegebenen Winkel auf das Auge 2 gerichtet
werden. Der Lichtstrahl 80, 80a, 80b lässt
sich mit einer Lichtquelle 60, 60a bzw. 60, 60b oder
Umgebungslicht sowie einem Kollimator erzeugen. Das vom Auge 2 reflektierte
Streulicht 8, 8a bzw. 8, 8b wird
durch den Sensor 61, 61a bzw. 61, 61b zur anschliessenden
Auswertung aufgezeichnet.
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Es
kann ein scharf begrenzter Lichtfleck auf das Auge projiziert werden.
Die Position des reflektierten Streulichts wird mittels eines Sensors
gemessen, so dass aufgrund dieser Messwerte der Abstand des Auges
von einem Referenzpunkt ermittelt werden kann. Zu einer präziseren
und schnelleren Positionsbestimmung kann statt eines Lichtflecks
eine Mehrzahl solcher Lichtflecken verwendet werden.
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Die
optisch abbildbaren Elemente des Auges, die insbesondere die Iris
oder Blutgefässe auf dem Augapfel sind, werden bei einer
besonderen Ausführungsform der Erfindung mit einer Kamera
abgebildet. Dabei stellt die Kamera mit einem Autofokus sich auf
die genannten Elemente scharf. Ein Messwert für den Scharfstellabstand
wird zur Berechnung der Position des Patientenauges verwendet.
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Statt
Licht können auch Ultraschallwellen verwendet werden. Der
Ultraschall wird mittels mindestens eines Transducerelementes erzeugt
und empfangen. Die Auswertung von gestreutem Ultraschall ist äquivalent
zur Verwendung von Licht, mit der vorteilhaften Ausnahme, dass beim
Ultraschallverfahren auch noch Laufzeiten ausgewertet werden können.
-
Wie
bereits erwähnt, wird bevorzugt eine Fixiermarke, häufig
auch als Zielmarke bezeichnet, die das Auge des Patienten dazu anregen
soll auf eine bestimmte Bildebene zu fokussieren. In vielen Fällen wird
dies die unendlich-Ebene sein, was aber nicht grundsätzlich
erforderlich ist.
-
In
den 8a bis 8d eine
bevorzugte Ausführungsform einer Fixiermarke 9, 91, 92 schematisch
dargestellt, die vorteilhaft aus zwei Elementen 91, 92 besteht
und so ausgebildet ist, dass sie dem Patienten als „optimal” im
Sinne von Form und Symmetrie erscheint, wenn das Auge des Patienten genau
auf der optischen Achse des Systems liegt.
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Bei
dem in den 8a bis 8d dargestellten
speziellen Ausführungsbeispiel einer Fixiermarke 9, 91, 92,
ist die Fixiermarke 9, 91, 92 zweiteilig
ausgeführt und umfasst eine erste Teilmarke 91 (8a),
die von einer kreisrunden semitransparente Fläche 911 und
einem vollständig transparenten Kreuz 912 gebildet
ist. Weiter umfasst die Fixiermarke 9, 91, 92 eine
zweite Teilmarke 92 (8b), die von
einer ebenfalls kreisrunden dunklen Hintergrund 921 und
einem leuchtenden Kreuz 922 gebildet ist. Es versteht sich,
dass die Form der Fixiermarke 9, 91, 92 im
Prinzip frei wählbar ist, also nicht unbedingt kreisrund
zu sein braucht, und die transparenten, semitransparenten, der dunkle
Hintergrund und die Kreuze auch gegen andere geeignete geometrische Formen
austauschbar sind. Ausserdem brauchen die beiden Teilmarken 91, 92 nicht
unbedingt gleich gross zu sein. Die Fixiermarken brauchen auch nicht räumlich
hintereinander angeordnet zu sein; sie müssen nur optisch
verschieden tief erscheinen.
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Ein
möglicher Aufbau und die Funktionsweise der Fixiermarke 9, 91, 92 ist
in den 8c und 8d schematisch
skizziert. Die Fixiermarke 9, 91, 92 bildet
ein System aus dem leuchtenden Kreuz 922 und der semitransparenten
Fläche 911. Die zweite Teilmarke 92 mit
dem leuchtenden Kreuz 922 wird in Bezug auf das Auge des
Patienten hinter der ersten Teilmarke 91 mit dem transparenten
Kreuz 912 montiert. Auf der optischen Achse fluchten die
Kreuze. In 8c ist eine Ansicht der Fixiermarke 9, 91, 92 wie sie
sich ergibt, wenn die Fixiermarke 9, 91, 92 nicht von
der optischen Achse aus betrachtet. Wie in 8d gezeigt
liegen die Kreuze 912, 922 dagegen perfekt aufeinander,
wenn man sie von der optischen Achse aus betrachtet.
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In 9 ist
ein möglicher optische Aufbau der Fixiermarke 9, 91, 92 gemäss 8a–8d schematisch
dargestellt.
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Das
leuchtende Kreuz 922 wird im Abstand der Brennweite f vom
optischen System fixiert. Die semitransparente Teilmarke 91 wird
davor platziert. Die Bildebene der Fixiermarke 9, 91, 92 wird
nun durch die Brennweite f des optischen Systems und der Position
des Leuchtkreuzes 922 vorgegeben. Wenn man die Position
der vorderen Hauptebene (darstellungsgemäss links in 9)
des Systems als Ursprung O annimmt und das System eine gesamte Brennweite
von f hat und die Marke 92 bei m liegt, dann gilt für
die Bildebene: 1/b = 1/f – 1/m
-
In
den meisten Fällen wird man, wie in 9 gezeigt,
m gerade auf f legen, so dass die Bildebene b ins Unendliche zu
liegen kommt.
-
Da
die semitransparente Fläche 911 nicht in der gewünschten
Bildebene liegt, sollte sie optisch weniger auffällig oder
ansprechend gestaltete werden, als das Leuchtkreuz 922,
damit der Patient nicht auf die semitransparente Fläche 911 akkomodiert.
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Zur
Verdeutlichung und begrifflichen Klarstellung ist in 10 in
stark schematischer Darstellung der optische Aufbau eines erfindungsgemässen ophthalmologischen
Gerätes skizziert.
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Die „optische
Distanz der Retina 4, 400” ist die Bildebene
in der die Retina 4, 400 dem Bildsensor 3000,
also zum Beispiel einer CCD-Kamera 3000 zur Aufnahme der
Retina 4, 400 erscheint. Von der darstellungsgemäss
rechten Hauptebene der ophthalmologischen Optik aus gerechnet ist
die physikalische Distanz der Retina gleich r, die optische Distanz ist
jedoch O mit: 1/O = 1/f – 1/b.
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In
den meisten Fällen wird der Bildsensor 3000 in
der Fokalebene der Optik liegen, so dass O gleich unendlich ist,
was nichts anderes bedeutet, als dass die Retina 4, 400 in
der Fokalebene des Systems aus Cornea 7, 70 und
Linse 200 liegt. Der Zweck die optische Distanz O der Retina 4, 400 festzulegen
liegt darin, einen fixen Fokus in der Aufnahmeoptik verwenden zu
können, so dass dieser nicht immer wieder eingestellt werden
muss.
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Kennt
man die Augenposition und ist die optische Distanz zur Retina vorgegeben,
dann sind keine weiteren Einstellungen auf dem Pfad der Aufnahmeoptik 1, 3 bis
zum Bildsensor 3000 mehr notwendig.
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In 11 ist
schliesslich ein sehr einfacher funktionsfähiger Aufbau
eines ophthalmologischen Geräts gemäss der vorliegenden
Erfindung dargestellt. Aus Gründen der Übersichtlichkeit
sind die Einrichtungen zum automatischen Bestimmen der Position
und/oder der Orientierung des Auges in 11 nicht
dargestellt.
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Zur
Beobachtung der Retina 4, 400 wird das Auge 2 des
Patienten mit der Spaltlampe L beleuchtet. Die Spaltlampe L ist
dabei von der optischen Achse abgewinkelt. Dadurch stört
die Spaltlampe L den Aufnahmepfad nicht und die Reflexionen im Auge sind
abgeschwächt.
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Das
Bild der beleuchteten Retina 4, 400 wird von einer
chromatisch korrigierten Linsenanordnung 31 gesammelt und
abgebildet. Da die Retina 4, 400 nicht eben ist,
wird die sogenannte Feldkrümmung durch eine invers verzerrte
Abbildung teilkompensiert. Die Kuvaturlinsen 32 bilden
die gekrümmte Bildebene des Achromaten 31 auf
die Ebene des Bildsensors 3000 ab. Verwendet man keinen Bildsensor
zur Beobachtung der Retina, sondern stattdessen das menschliche
Auge als Bildsensor 3000, dann ist die Kuvaturkompensation
unnötig und kann weggelassen werden.
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Es
versteht sich, dass alle in dieser Anmeldung beschriebenen erfindungsgemässen
Ausführungsbeispiele lediglich exemplarisch zu verstehen sind
und, wie sie im Rahmen der vorliegenden Anmeldung beschrieben bzw.
nahegelegt sind, entweder allein oder in allen geeigneten Kombinationen
in speziellen Ausführungsbeispielen erfindungsgemässer
ophthamolgischer Geräte vorgesehen sein können,
so dass auch alle geeigneten Kombinationen der in dieser Anmeldung
beschriebenen Ausführungsformen von Geräten durch
die vorliegende Erfindung erfasst und abgedeckt sind.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt
keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
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Zitierte Patentliteratur
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- - CH 662261 [0002, 0025]
- - EP 0608516 A [0003, 0006, 0007, 0016, 0023, 0025, 0026, 0089, 0092, 0092]
- - EP 0608516 [0042, 0043, 0067]
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- - ”An
automatic objective optometer”, Polse K. A. and Kerr K.
E., Arch. Ophthal. 93(3), 225–231 (1975) [0034]
- - ”Automatic infra-red refractors: A comparative study”,
Wesemann W. and Rassow B., Am. J. Optom. Physiol. Opt. 64(8), 627–638
(1987) [0034]