Vorrichtung und Verfahren zur Vermessung eines Linsensystems, insbesondere eines Auges

Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Vermessung eines Linsensystems, insbesondere eines (menschlichen oder tierischen) Auges. Die Erfindung bezieht sich im Speziellen auf eine Vorrichtung zur Messung der optischen Dicke sowie mindestens einer weiteren Eigenschaft des Linsensystems, insbesondere der Oberflächentopographie und der Wellenaberration.

Für chirurgische Eingriffe am menschlichen Auge wie beispielsweise die Korrektur der Fehlsichtigkeit des Auges wird in jüngerer Zeit vermehrt die Ablation von Cor- nea-Gewebe (LASIK-Verfahren) mittels Excimerlaser eingesetzt. Dazu wird eine obere Schicht (engl. Flap) der Augenhornhaut (Cornea) aufgeschnitten und zur Seite geklappt. Daraufhin wird am freiliegenden Cornea-Gewebe ein geeigneter Betrag an Gewebe ablatiert und danach der Comea-Lappen wieder replaziert. Eine genaue und umfassende Vermessung der verschiedenen optischen Elemente des Auges ist einerseits von entscheidender Bedeutung für den Erfolg der Behandlung und kann andererseits auch dazu dienen, Ausschlusskriterien zu prüfen, die gegen die Behandlung eines Auges sprechen. In diesem Sinne ist insbesondere eine möglichst präzise Kenntnis der Corneastärke, der Oberflächentopographie der Cornea sowie der Wellenaberration des Auges erforderlich.

Eine ähnliche Informationsdichte ist auch für andere chirurgische oder therapeutische Behandlungen am menschlichen Auge, insbesondere für eine Ersetzung der Augenlinse durch ein künstliches Implantat (Katarakt-Chirurgie) und für eine Cor- nea-Transplantation erforderlich.

Bisher werden die Corneastärke, die Topographie der Cornea und die Wellenaberration des Auges üblicherweise getrennt gemessen. Dadurch ergeben sich häufig Diskrepanzen zwischen den beiden in zeitlicher Abfolge durchgeführten Mes- sungen aufgrund der Instabilität des Auges als biologisches Objekt einerseits und andererseits aufgrund der zahlreichen Justage-Freiheitsgrade des Auges relativ zur Messeinrichtung. Bei der Anwendung in der optischen Medizin kann eine solche Messdiskrepanz insbesondere den Erfolg eines chirurgischen Eingriffs am Auge oder eines sonstigen medizinischen Korrekturverfahrens beeinträchtigen. Zur Vermeidung solcher Diskrepanzen ist daher eine gemeinsame Messung der Corneastärke, der Topographie und der Wellenaberration wünschenswert.

Eine Vorrichtung zur gemeinsamen Messung der Topographie und Wellenaberration des Auges ist aus DE 103 42 175 A1 bekannt. Bei dieser Vorrichtung sind zwei optische Messsysteme mit einem gemeinsamen Strahlengangbereich vorgesehen. Ein erstes Messsystem, das zur Topographiemessung dient, umfasst eine Lichtquelle zur Ausstrahlung eines ersten Lichtbündels einer ersten Wellenlänge. Das zweite Messsystem, das zur Messung der Wellenaberration dient, umfasst eine Lichtquelle zur Ausstrahlung eines zweiten Lichtbündels einer zweiten Wellenlänge. Dabei ist in einem gemeinsamen Strahlengangbereich des ersten Messsystems und des zweiten Messsystems ein diffraktives optisches Element angeordnet, welches den jeweiligen Wellenfrontverlauf des ersten Lichtbündels und des zweiten Lichtbündels wellenlängenselektiv anpasst.

Die Messung der optischen Stärke eines Auges, insbesondere der Hornhautstärke (Pachymetrie) wird heute insbesondere mittels der sogenannte Optischen Kohärenz-Tomographie (Optical Coherence Tomography - OCT) durchgeführt. Die OCT-Messung muss nach herkömmlicher Technik getrennt von der Messung anderer Eigenschaften des Auges durchgeführt werden. Mittels OCT kann ferner auch die Augenlänge gemessen werden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur Vermessung eines Linsensystems, insbesondere eines Auges, anzugeben, die eine simultane Messung der Cornea-Stärke und/oder Augenlänge sowie mindestens einer weiteren Eigenschaft des Linsensystems, insbesondere der (Oberflächen-)Topographie und/oder der Wellenaberration ermöglicht. Der Begriff „simultan" ist dahingehend zu verstehen, dass alle Messungen entweder zeitgleich und parallel durchgeführt werden, oder aber kurzzeitig hintereinander in einem gemeinsamen Messprozess, insbesondere ohne das Messgerät auszutauschen oder bezüglich des zu vermessenden Linsensystems deplazieren zu müssen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Danach umfasst die Vorrichtung ein OCT-Messsystem mit einer Lichtquelle zur Ausstrahlung eines ersten Lichtbündels eines ersten Wellenlängenbereichs, und mindestens ein weiteres optisches Messsystem mit einer Lichtquelle zur Ausstrahlung eines zweiten Lichtbündels eines zweiten Wellenlängenbereichs. In einem gemeinsamen Strahlengangbereich beider Messsysteme ist im Rahmen der Vorrichtung ein diffraktives optisches Element (DOE) angeordnet, das das erste und zweite Lichtbündel zumindest überwiegend in verschiedene Beugungsordnungen lenkt.

Erkanntermaßen ermöglicht der Einsatz des DOE vorteilhafterweise eine „Entkopplung" des OCT-Messstrahls, also des ersten Lichtbündels von dem zweiten Lichtbündel des zweiten Messsystems und ermöglicht somit die simultane Verwendung beider Messsysteme, ohne die Qualität der OCT-Messung zu beeinträchtigen. Zudem hat sich gezeigt, dass mittels des DOE eine einfache, dennoch aber effektive Strahlführung des OCT-Messstrahls möglich ist. Insbesondere kann mittels des DOE der OCT-Messstrahl so auf die Probe fokussiert sein, dass das reflektierte oder gestreute Licht effektiv wieder aufgefangen und in das Messsystem zurückgelenkt wird. Damit ist unter anderem auch sichergestellt, dass die auf die Probe eingestrahlte Lichtintensität bei hinreichender Aufnahmequalität gering gehalten werden kann.

Bevorzugte Ausführungsformen und Weiterentwicklungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen niedergelegt und ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung.

So ist das zweite Messsystem bevorzugt zur Messung der (Oberflächen-) Topographie oder zur Messung der Wellenaberration eingerichtet. Als (Oberflächen-) Topographie wird die dreidimensionale Form der Linsenoberfläche bezeichnet. Im Falle des Auges ist diese Linsenoberfläche die Oberfläche der Cornea, d.h. der transparenten Augenhornhaut. Unter dem Begriff Wellenaberration wird allgemein die Abweichung der optischen Abbildungseigenschaften des zu prüfenden realen Linsensystems von den Abbildungseigenschaften eines entsprechenden idealen Linsensystems bezeichnet. Im Falle des Auges umfasst die Wellenaberration Abbildungsfehler erster Ordnung wie Kurzsichtigkeit, Weitsichtigkeit oder Stabsichtigkeit (Astigmatismus) sowie Abbildungsfehler höherer Ordnung. Für die Durchführung der Topographiemessung bzw. Wellenaberrationsmessung ist das zweite Messsystem vorzugsweise nach Art des jeweiligen in DE 103 42 175 A1 beschriebenen Messsystems aufgebaut.

Außerdem kann die Vorrichtung zusätzlich zu dem OCT-Messsystem auch mehrere weitere Messsysteme, insbesondere ein Messsystem für die Topographiemessung und ein weiteres Messsystem für die Wellenaberrationsmessung, enthalten. In diesem Fall werden erfindungsgemäß mindestens das einem der weiteren Messsysteme zugeordnete Lichtbündel und der OCT-Messstrahl von dem DOE bevorzugt (d.h. vollständig oder zumindest überwiegend) in verschiedene Beugungsordnungen gelenkt.

Die Wellenlängenbereiche des ersten und zweiten Lichtbündels sind vorzugsweise disjunkt, also spektral überlappfrei. Die Wellenlängen des ersten und/oder zweiten Lichtbündels liegen dabei vorzugsweise im (nicht-sichtbaren) Nahinfrarotbereich des elektromagnetischen Spektrums.

In einer ersten Erfindungsvariante ist das DOE derart ausgebildet, dass es das erste Lichtbündel, d.h. den OCT-Messstrahl, zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung lenkt, und somit den Strahlengang des ersten Lichtbündels nicht, zumindest nicht wesentlich, ändert. Dagegen wird das zweite Lichtbündel durch das DOE zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung gelenkt. Das zweite Messsystem ist bei dieser Verfahrensvariante zweckmäßigerweise zur Messung der Topographie ausgebildet. Bevorzugt wird hierbei die nullte Beugungsordnung des zweiten Lichtbündels vollständig unterdrückt. Der in die nullte Beugungsordnung transmittierte OCT-Strahl ist hierbei entweder parallel bzw. ko- axial zur optischen Achse des Systems geführt, oder wird durch eine vom DOE separate Optik derart abgelenkt, dass er stets etwa senkrecht auf die Oberfläche des Linsensystems, insbesondere auf die Corneaoberfläche fällt.

In einer Untervariante dieser Ausführungsform ist zur Ablenkung eine dem DOE vorgeschaltete - insbesondere refraktive - Optik vorgesehen, durch die neben dem ersten Lichtbündel, d.h. dem OCT-Strahl, auch das zweite Lichtbündel etwa senkrecht zur Oberfläche des Linsensystems, also insbesondere zur Corneaoberfläche umgelenkt wird. Auch in diesem Fall ist das DOE zweckmäßigerweise derart ausgebildet, dass es das erste Lichtbündel, d.h. den OCT- Messstrahl, zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung lenkt, und somit den Strahlengang des OCT-Strahls nicht, zumindest nicht wesentlich, beein- flusst. Für die Messung der Wellenaberration ist eine solche konvergente Strahlungsführung dagegen ungeeignet. Ein hier das zweite Lichtbündel bildender Wellenaberrometrie-Messtrahl wird daher in diesem Fall durch das DOE zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung transmittiert, wobei das DOE derart auf die Wellenlänge des zweiten Lichtbündels abgestimmt ist, dass das zweite Lichtbündel nach dem Durchtritt durch das DOE einen für die Wellenaberrationsmessung geeigneten, insbesondere etwa ebenen Wellenfrontverlauf aufweist.

In einer zweiten Erfindungsvariante ist das diffraktive optische Element derart ausgebildet, das es das erste Lichtbündel, d.h. den OCT-Messstrahl, zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung lenkt, wohingegen es das zweite Lichtbündel durch das DOE zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung lenkt. Das zweite Messsystem ist bei dieser Verfahrensvariante zweckmäßigerweise zur Messung der Wellenaberration ausgebildet.

Das diffraktive optische Element ist bei der zweiten Erfindungsvariante bevorzugt derart ausgebildet, dass es das überwiegend in die erste Beugungsordnung gelenkte erste Lichtbündel hinsichtlich seines Wellenfrontverlaufs an die Topographie des Linsensystems voranpasst. Diese Voranpassung wird derart vorgenommen, dass der Wellenfrontverlauf des ersten Lichtbündels im Bereich der Cornea eine dieser etwa entsprechende Krümmung aufweist, so dass der OCT- Messstrahl überall etwa senkrecht auf die Comea-Oberfläche auftrifft. Diese Voranpassung des Wellenfrontverlaufs an die Cornea-Krümmung sorgt dafür, dass der OCT-Messstrahl durch im Wesentlichen senkrechte Reflexion besonders effektiv in das Messsystem zurückgeworfen wird. Durch die Voranpassung des WeI- lenfrontverlaufes wird mit anderen Worten der Lichtverlust z.B. durch Streulicht reduziert. In Anwendung der Erfindung auf das menschliche Auge als zu prüfendes Linsensystem ist das DOE bevorzugt derart gestaltet, dass der Wellenfront- verlauf des ersten Lichtbündels an ein medizinisches Standardmodell des menschlichen Auges, insbesondere das Gullstrandsche Normal-Auge vorange- passt wird.

Das DOE ist bevorzugt transparent, so dass das erste und zweite Lichtbündel durch das DOE hindurch auf das Linsensystem geworfen werden. Alternativ ist aber auch der Einsatz eines reflektierenden DOE im Rahmen der Erfindung denkbar.

Besonders geeignet als DOE ist ein oberflächen-korrugiertes Phasenelement. Hierunter wird eine Platte aus Glas oder einem transparenten Kunststoff verstanden, in deren Oberfläche ein reliefartiges Beugungsgitter eingebracht ist. Mittels computergestützter Herstellungsverfahren und geeigneter Ätztechniken, kann ein solches Phasenelement heutzutage vergleichsweise preisgünstig mit äußerst hoher Präzision hergestellt werden. Hierbei kann die Beugungswirkung des Phasenelements hochflexibel an den Bedarf angepasst werden. Mit einem oberflächen- korrugierten Phasenelement ist insbesondere ein Oberflächengitter mit äußerst kleiner Gitterperiode in der Größenordnung weniger hundert Nanometer und damit ein vergleichsweise großer Ablenkwinkel des gebeugten Lichts erreichbar. Prinzipiell ist es jedoch denkbar, das DOE auf andere Weise, z.B. durch ein Volumenhologramm oder ein reflektives diffraktives Element zu realisieren. Insbesondere ist es auch denkbar, das DOE als frei ansteuerbares, flexibles optisches Element auszuführen. Dies ist beispielsweise durch phasenschiebende Flüssigkristallanzeigen (LCD) möglich. Um die Brechkraft und die Ausrichtung eines zu untersuchenden Auges während der Dauer der Messung zu fixieren, und somit die Messgenauigkeit zu erhöhen, ist bevorzugt vorgesehen, durch ein weiteres Lichtbündel ein Fixationstarget in das Auge einzublenden. Unter einem Fixationstarget wird ein Bild verstanden, das einem zu untersuchenden Probanden während der Messung zur Betrachtung angeboten wird. Indem der Proband das Fixationstarget anvisiert, hält er automatisch sowohl die Orientierung des Auges als auch die vom Auge eingestellte Brechkraft in guter Näherung konstant. Das zur Einblendung des Fixationstargets herangezogene weitere Lichtbündel hat eine weitere Wellenlänge, für die bevorzugt das DOE ebenfalls wirkungslos ist. Die weitere Wellenlänge ist bevorzugt sowohl von der ersten Wellenlänge als auch von der zweiten Wellenlänge verschieden. Auf diese Weise ist gewährleistet, dass dieses weitere Lichtbündel die parallelen Messungen (Pachymetrie und Topometrie und/oder Wellenaberration) nicht be- einflusst. In einer vereinfachten Ausführung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist jedoch alternativ vorgesehen, dass die Wellenlänge des zur Einblendung des Fixationstargets verwendeten Lichtbündels der Wellenlänge eines der mindestens zwei Messsysteme entspricht.

Die Messung der Cornea-Stärke mittels OCT, und die oder jede weitere Messung der Wellenaberration, Topographie, etc. werden bevorzugt zeitgleich durchgeführt. Eine zeitlich sequentielle, d.h. eine (insbesondere in sehr kurzem Abstand) zeitlich versetzte Messung ist dennoch als im Hinblick auf eine vereinfachte Verfahrensdurchführung vorteilhafte Ausführungsvariante der Erfindung vorgesehen. Dies ist besonders bei Verwendung eines für mehr als ein Messsystem gemeinsam verwendeten Detektors zur besseren Trennung der Messsignale dieser Messsysteme sinnvoll. Zur Vermeidung von Messdiskrepanzen werden die Messungen bevorzugt in einem zeitlichen Abstand durchgeführt, der die Reaktionszeit des Auges unterschreitet, so dass die Messungen im Hinblick auf das Auge quasi-simultan erfolgen.

Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen: Fig. 1 in schematischer Darstellung eine Vorrichtung zur Vermessung eines menschlichen Auges mit einem Messsystem zur Messung der Topographie, einem Messsystem zur Messung der Wellenaberration und einem OCT-Messsystem zur Messung der Cornea-Stärke sowie mit einem in einem gemeinsamen Strahlengangbereich der drei Messsysteme angeordneten diffraktiven optischen Element (DOE),

Fig. 2 in schematischer Darstellung eine OCT-Einheit des OCT-Messsystem gemäß Fig. 1 ,

Fig. 3 in einer vergrößerten Detaildarstellung eine Variante der Vorrichtung gemäß Fig. 1 ,

Fig. 4 in Darstellung gemäß Fig. 3 eine weitere Variante der Vorrichtung gemäß Fig. 1 mit einem modifizierten Strahlengang des OCT-Mess- systems,

Fig. 5 in Darstellung gemäß Fig. 3 eine weitere Variante der Vorrichtung gemäß Fig. 1 ,

Fig. 6 in Darstellung gemäß Fig. 1 eine zweite Ausführungsform der Vorrichtung,

Fig. 7 in Darstellung gemäß Fig. 3 eine vergrößerte Detaildarstellung der Vorrichtung gemäß Fig. 5, und

Fig. 8 in Darstellung gemäß Fig. 1 eine dritte Ausführungsform der Vorrichtung.

Einander entsprechende Teile und Größen sind in den Figuren stets mit dem gleichen Bezugszeichen versehen.

Fig. 1 zeigt in einer schematischen Skizze eine Vorrichtung 1 zur Messung der Cornea-Stärke, der Comea-Topographie und Wellenaberration eines menschlichen Auges 2.

Als (Oberflächen-)Topographie wird die dreidimensionale Form der Linsenoberfläche bezeichnet. Im Falle des Auges 2 ist diese Linsenoberfläche die Oberfläche der Cornea 4, d.h. der transparenten Augenhornhaut. Das Linsensystem des Auges 2 umfasst weiterhin in bekannter Weise die Augenlinse 5 und den Glaskörper 6. In dem der Augenlinse 5 entgegengesetzten Augenhintergrund ist in bekannter Weise die Retina 7 (oder Netzhaut) angeordnet.

Unter dem Begriff Wellenaberration wird allgemein die Abweichung der optischen Abbildungseigenschaften des zu prüfenden realen Linsensystems von den Abbildungseigenschaften eines entsprechenden idealen Linsensystems bezeichnet. Im Falle des Auges 2 umfasst die Wellenaberration Abbildungsfehler erster Ordnung wie Kurzsichtigkeit, Weitsichtigkeit oder Stabsichtigkeit (Astigmatismus) sowie Abbildungsfehler höherer Ordnung.

Zur Messung der Topographie der Cornea 4 (Topometrie) ist die Vorrichtung 1 mit einem (Topometrie-)Messsystem 8 versehen.

Das Messsystem 8 umfasst eine Lichtquelle 10, insbesondere einen Laser. Die Lichtquelle 10 erzeugt ein Lichtbündel 11 einer Wellenlänge λ1. Das Lichtbündel 11 wird entlang des Strahlengangs des Messsystems 8 zunächst in einer Kollimatorlinse 12 parallel gerichtet, über ein Kepler-Teleskop 17 aufgeweitet, und mittels eines wellenlängenselektiven Strahlteilers 13 in einen gemeinsamen Strah- lengangbereich 14 der Messsysteme 8 und 9 eingestrahlt. Innerhalb des Strah- lengangbereichs 14 durchtritt das Lichtbündel 11 ein dem Auge 2 unmittelbar vorgeschaltetes diffraktives optisches Element, nachfolgend kurz als DOE 18 bezeichnet. Durch das nachfolgend in seiner Funktionsweise näher beschriebene DOE 18 wird das Lichtbündel 11 in Richtung des Auges 2 kollimiert. Ein Anteil des auf das Auge 2 einfallenden Lichtbündels 11 (nachfolgend vereinfachend als reflektiertes Lichtbündel 11 ' bezeichnet), wird an der Oberfläche 3 der Cornea 4 reflektiert und entgegen der Einfallsrichtung durch das DOE 18, den Strahlteiler 13 und das Kepler-Teleskop 17 zurückgeworfen. Durch einen außerhalb des gemeinsamen Strahlengangbereichs 14 angeordneten weiteren Strahlteiler 19 wird das reflektierte Lichtbündel 11 ' aus dem einfallenden Lichtbündel 11 ausgekoppelt und auf einen Wellenfrontdetektor 20 geleitet. Das Kepler-Teleskop 17 ist dabei derart ausgebildet, das die Cornea 4 auf dem Wellenfrontdetektor 20 scharf abgebildet wird. Der Wellenfrontdetektor 20 ist wahlweise als Shack-Hartmann- Sensor ausgeführt, wie er beispielsweise in US 2003/0038921 A1 beschrieben ist. Alternativ kann der Wellenfrontdetektor 20 auch als Interferometer, insbesondere Shearing-Interferometer, ausgeführt sein.

Zur Messung der Wellenaberration (Aberrometrie) umfasst die Vorrichtung 1 ein (Aberrometrie-)Messsystem 9. Das Messsystem 9 umfasst eine weitere Lichtquelle 21. Die Lichtquelle 21 , die wiederum vorzugsweise durch einen Laser realisiert ist, emittiert ein (vergleichsweise feines) Lichtbündel 22 einer Wellenlänge λ2. Das Lichtbündel 22 wird in einer Kollimatorlinse 12 parallelgerichtet und durch ein weiteres Kepler-Teleskop 17 und den wellenlängenselektiven Strahlteiler 13 in den gemeinsamen Strahlengangbereich 14 eingestrahlt. Infolge seiner Wellenlängenselektivität ist der Strahlteiler 13 für die Wellenlänge λ2 transparent, mithin wirkungslos. Ein Strahlteiler 13 mit derartiger Wellenlängenselektivität ist nach herkömmlicher Technik beispielsweise durch einen dielektrischen Spiegel herstellbar.

Im weiteren Verlauf seines Strahlengangs fällt das Lichtbündel 22 durch das DOE 18 hindurch auf das Auge 2. Das Lichtbündel 22 durchsetzt das DOE 18 quasi unmodifiziert und fällt als weiterhin feines Lichtbündel durch die Cornea 4 und die Augenlinse 5 auf die Retina 7. Das Lichtbündel 22 wird an der Retina 7 diffus zurückgestreut. Dieses Streulicht, nachfolgend als zurückgestreutes Lichtbündel 22' bezeichnet, fällt durch die Augenlinse 5, die Cornea 4, das DOE 18, das Kepler- Teleskop 17 und den für die Wellenlänge λ2 transparenten Strahlteiler 13 entgegen seiner Einfallsrichtung zurück. Durch einen außerhalb des gemeinsamen Strahlengangbereichs 14 im Strahlengang des Lichtbündels 22,22' positionierten weiteren Strahlteiler 23 wird das zurückgestreute Lichtbündel 22' ausgekoppelt und auf einen Wellenfrontdetektor 24 des Messsystems 9 geworfen. Der Wellenfrontdetektor 24 ist wiederum wahlweise als Shack-Hartmann-Sensor oder als Interferometer ausgeführt. Den Strahlteilern 13 und 23 ist optional eine Vorkompensationseinheit 25 zwischengeschaltet. Diese Vorkompensationseinheit 25 enthält ein (nicht näher dargestelltes) herkömmliches optisches Zoom-System oder eine Linsenanordnung, mit welcher die Anteile Defokus und Astigmatismus, d.h. die Kurz- oder Weitsichtigkeit und die Stabsichtigkeit, kompensierbar ist. Die Vorkompensationseinheit 25 dient umkehrt auch dazu, das einfallende Lichtbündel 22 scharf auf der Retina 7 abzubilden. Das in Fig. 1 dargestellte DOE 18 ist ein so genanntes oberflächen-korrugiertes Phasenelement, dessen Aufbau und Funktionsweise in Zusammenhang mit den Messsystemen 8 und 9 in DE 103 42 175 A1 näher beschrieben ist.

Die Vorrichtung 1 umfasst zudem eine weitere Lichtquelle 26, durch welche ein weiteres Lichtbündel 27 einer Wellenlänge λ3 dem Auge 2 eingeblendet wird. Das dritte Lichtbündel 27 wird wiederum durch eine Kollimatorlinse 28 parallelgerichtet und mittels eines wellenlängenselektiven Strahlteilers 29 auf das Auge 2 ausgerichtet. Das dritte Lichtbündel 27 dient dazu, dem Auge 2 ein so genanntes Fixati- onstarget anzubieten. Hierunter versteht man ein Bild, das der Proband während der Messung anvisiert. Durch das Anvisieren des Fixationstargets wird zum einen die Sehachse des Auges 2 entlang der optischen Achse des gemeinsamen Strah- lengangbereichs 14 ausgerichtet. Zum andere wird die Brechkraft der Augenlinse 5 in einem Bereich fixiert, in welchem der Proband das Fixationstarget scharf erkennen kann. Insbesondere wird dem Probanden häufig durch das Fixationstarget ein Bild im Unendlichen vorgetäuscht, so dass die Augenlinse 5 während der Messung im entspannten Zustand gehalten wird. Das Lichtbündel 27 durchläuft ebenfalls die - ggf. vorhandene - Vorkompensationseinheit 25, um insbesondere eine eventuelle Kurzsichtigkeit des Auges 2 auszugleichen, und so dem Probanden überhaupt die Möglichkeit zu geben, das Fixationstarget scharf anzuvisieren.

Für die Messung der Comea-Stärke (Pachymetrie) umfasst die Vorrichtung 1 ein OCT-Messsystem 30. Das OCT-Messsystem 30 umfasst eine (im Folgenden näher beschriebene) OCT-Einheit 31 , die ein Lichtbündel 32 in Form eines feinen Messtrahls erzeugt. Das Lichtbündel 32 hat eine kontinuierliche Spektralverteilung innerhalb eines Spektralbandes von typischerweise zwischen 30nm und 100nm um eine Zentral-Wellenlänge λ4.

Das Lichtbündel 32 wird über eine weitere Kollimatorlinse 33 und einen weiteren Strahlteiler 34 in den gemeinsamen Strahlengangbereich 14 eingeleitet und tritt coaxial oder parallelversetzt zu der optischen Achse des gemeinsamen Strahlgangbereichs 14 durch den Strahlteiler 13 und das DOE 18 hindurch. Das Licht- bündel 32 trifft bestimmungsgemäß etwa zentral auf die Cornea 4, wobei das Lichtbündel 32 teilweise an der Cornea-Außenfläche und an der Cornea- Innenfläche reflektiert wird. Das reflektierte Lichtbündel 32 wird über den Strahlteiler 34 und die Kollimatorlinse 33 in die OCT-Einheit 31 zurückgeleitet und dort detektiert.

Der Strahlteiler 13 ist bezüglich der Spektralverteilung des Lichtbündels 32 derart ausgebildet, dass das Lichtbündel 32 bzw. 32' den Strahlteiler 13 ungehindert passiert.

Bei der OCT-Einheit 31 handelt es sich gemäß Fig. 2 vorzugsweise um eine nach Art eines Michelson-Interferometers gestaltete Frequenzdomänen-OCT- Messanordnung. Die OCT-Einheit 31 umfasst danach eine Lichtquelle 35, insbesondere in Form einer sogenannten Superlumineszenzdiode. Das von dieser emittierte Licht wird über einen Strahlteiler 36 in das Lichtbündel 32 sowie einen Referenzstrahl 37 aufgeteilt. Der Referenzstrahl 37 wird an einem Spiegel 38 reflektiert, wobei der reflektierte Referenzstrahl 37' zurück auf den Strahlteiler 36 geworfen wird. Durch den Strahlteiler 36 wird der reflektierte Referenzstrahl 37' mit dem reflektierten Lichtbündel 32' überlagert und zusammen mit letzterem auf einen Detektor 39 in Form eines Spektrometers geworfen. Anhand der Spektralverteilung der überlagerten und interferierenden Lichtbündel 32' und 37'wird in an sich herkömmlicher Weise die Comea-Stärke berechnet.

Alternativ zu der in Fig. 2 dargestellten OCT-Einheit 31 können auch andere herkömmliche OCT-Messanordnungen im Rahmen der Vorrichtung 1 eingesetzt werden, insbesondere sogenannte Zeitdomänen-Messanordnungen.

Die Wellenlänge λ1 des Lichtbündels 11 ist bevorzugt auf 1064nm festgelegt. Das Lichtbündel 11 liegt somit im (nicht-sichtbaren) Infrarotbereich des elektromagnetischen Spektrums, so dass die Topometrie-Messung von dem Auge 2 nicht wahrnehmbar ist. Das DOE 18 ist - in Anpassung an die Wellenlänge λ1 - derart gestaltet, dass das Lichtbündel 11 vollständig in die erste Beugungsordnung abgelenkt wird, während das DOE 18 die nullte Beugungsordnung des Lichtbündels 11 vollständig, oder zumindest nahezu vollständig unterdrückt (s. hierzu auch DE 103 42 175 A1 ).

Das DOE 18 ist weiterhin derart gestaltet, dass das gebeugte Lichtbündel 11 im Bereich der Cornea 4 einen gekrümmten Wellenfrontverlauf aufweist, der der durchschnittlichen Oberflächenkrümmung der menschlichen Cornea entspricht. Dieser Durchschnittswert ist insbesondere aus dem Standard-Augenmodell von Gullstrand abgeleitet.

Die Wellenlänge λ2 des Lichtbündels 22,22' ist - in optischer Hinsicht idealerweise - auf 532nm festgelegt. In diesem Fall wird das Lichtbündel 22,22' durch das DOE 18 ausschließlich in die nullte Beugungsordnung transmittiert. Das Lichtbündel 22 durchläuft das DOE 18 also mit zumindest nahezu unverändertem Wellenfrontverlauf. Um die visuelle Wahrnehmbarkeit des Lichtbündels 22 zu reduzieren, ist die Wellenlänge λ2 alternativ hierzu auf Wellenlängen im Bereich zwischen 690 und 750 nm, und damit auf den Übergang zwischen dem roten und dem infraroten Spektralbereich festgelegt. In letzterem Fall wird das Lichtbündel 22 zwar nicht vollständig, aber doch überwiegend in die nullte Beugungsordnung des DOE 18 transmittiert.

Die Wellenlänge λ3 des Lichtbündels 27 muss notwendigerweise im sichtbaren Spektralbereich liegen und ist bevorzugt derart gewählt, dass das DOE 18 keine beugende Wirkung auf das Lichtbündel 27 ausübt. Die Wellenlänge λ3 ist bevorzugt auf 635 nm (rot) festgelegt. Zur Vereinfachung des Messaufbaus kann die Wellenlänge λ3 aber auch gleich der Wellenlänge λ2 gewählt sein. In diesem Fall wird das Lichtbündel 27 während der Aberrationsmessung kurzzeitig ausgeblendet. Alternativ kann die Wellenlänge λ3 jedoch auch derart gewählt sein, dass das DOE 18 die nullte Beugungsordnung des Lichtbündels 27 unterdrückt.

Die Zentral-Wellenlänge λ4 des Lichtbündels 32,32' ist bei der Ausführungsform gemäß Fig. 1 derart gewählt, dass das DOE 18 das Lichtbündel 32 zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung transmittiert, also im Wesentlichen unverändert durchlässt. Die Zentral-Wellenlänge λ4 ist hierzu insbesondere auf den Außenrand des roten Spektralbereichs, insbesondere auf einen Wert zwischen 500nm und 750nm, insbesondere auf 532nm festgelegt.

Bei dem Ausführungsbeispiel des OCT-Messsystems 30 gemäß Fig. 1 ist der Strahlengang des Lichtbündels 32 hinsichtlich seiner Lage bezüglich der optischen Achse des gemeinsamen Strahlbereichs 14 fix. Das Lichtbündel 32 ist hierdurch insbesondere stets auf die gleiche Stelle der Cornea 4, insbesondere auf deren Zentrum gerichtet.

In Varianten der Vorrichtung 1 gemäß Fig. 3 bis 5 ist der Strahlengang des Lichtbündels 32 dagegen mittels einer hier nicht dargestellten Ablenkvorrichtung veränderbar, so dass die Oberfläche der Cornea 4 durch Verschiebung des Lichtbündels 32 abgerastert werden kann. So ist das Lichtbündel 32 gemäß Fig. 3 gegenüber der optischen Achse des gemeinsamen Strahlenbereichs 14 parallel verschiebbar. Gemäß Fig. 4 ist das Lichtbündel 32 alternativ hierzu gegenüber der optischen Achse des gemeinsamen Strahlenbereichs 14 verschwenkbar, und zwar derart, dass das Lichtbündel 32 überall etwa senkrecht auf die Corneaober- fläche auftrifft.

Im Übrigen gleichen die Ausführungsvarianten der Vorrichtung 1 gemäß Fig. 3 und 4 der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform. Insbesondere wird das Lichtbündel 32 durch das DOE 18 stets überwiegend in die nullte Beugungsordnung transmittiert, und durchsetzt somit das DOE 18 im Wesentlichen ohne Richtungsänderung.

Bei der Variante gemäß Fig. 5 ist das Lichtbündel 32 wiederum gegenüber der optischen Achse des gemeinsamen Strahlenbereichs 14 parallel verschiebbar, wird, aber durch eine dem DOE 18 vorgeschaltete Optik (nicht explizit dargestellt) derart umgelenkt, dass es nach dem Durchtritt durch die Optik stets etwa senkrecht auf die Corneaoberfläche fällt. Bei der Optik handelt es sich bevorzugt um eine refraktive Optik, insbesondere in Form einer Sammellinse, die vorteilhafterweise eine im Vergleich zu einer diffraktiven Optik geringe Wellenlängensensitivi- tät aufweist, und die somit zur präzisen Ausrichtung des polychromatischen Lichtbündels 32 besonders gut geeignet ist. Durch die Optik werden neben dem Lichtbündel 32 auch die weiteren Lichtbündel 11 , 22 und 27 konvergent auf die Cornea 4 ausgerichtet. Ebenso wie für das OCT-Lichtbündel 32 ist auch für das für die Topographiemessung herangezogene Lichtbündel 11 ist die konvergente Strahlführung wünschenswert. Das zwischen der refraktiven Optik und dem Auge 2 angeordnete DOE 18 ist daher derart ausgebildet, dass es beide Lichtbündel 32 und 11 zumindest überwiegend in die nullte Beugungsordnung transmittiert und somit weitgehend unbeeinflusst durchlässt. Das für die Aberrationsmessung herangezogene Lichtbündel 22 wird dagegen von dem DOE 18 zumindest überwiegend in die erste Beugungsordnung transmittiert. Das DOE 18 hebt dabei selektiv für das Lichtbündel 22 die konvergente refraktive Strahlführung zumindest teilweise wieder auf, indem es für dieses Lichtbündel 22 unmittelbar vor dem Auge 2 einen kollimierten, insbesondere näherungsweise ebenen Wellenfrontverlauf herstellt. In gleicher Weise wie das Lichtbündel 22 wird auch das zur Abbildung des Fixati- onstargets verwendete Lichtbündel 27 durch das DOE 18 kollimiert, d.h. hinsichtlich seiner Strahlrichtung homogen parallel zur optischen Achse ausgerichtet.

Die in Fig. 6 dargestellte zweite Ausführungsform der Vorrichtung 1 unterscheidet sich von den vorstehend beschriebenen Ausführungsvarianten vor allem dadurch, dass hier das Lichtbündel 32, also der OCT-Messstrahl, in einem Spektralbereich erzeugt wird, bei dem das Lichtbündel 32 durch das DOE 18 überwiegend in die erste Beugungsordnung transmittiert. Das innerhalb des gemeinsamen Strahlen- gangbereichs 14 parallel zu dessen optischer Achse verlaufende Lichtbündel 32 wird hierdurch nach Durchtritt durch das DOE 18 zur optischen Achse hin ausgelenkt und auf die Cornea 4 kollimiert. Infolge der beschriebenen Ausgestaltung des DOE 18 (Voranpassung des in erster Ordnung gebeugten Wellenfrontverlaufs an die durchschnittliche Comeakrümmung) wird das Lichtbündel 32 hierbei derart ausgelenkt, dass es stets etwa senkrecht auf die Oberfläche der Cornea 4 auftrifft (siehe auch Fig. 7).

Die Zentral-Wellenlänge λ4 des Lichtbündels 32 ist hierzu bevorzugt auf eine der Wellenlänge λ1 gleichen oder ähnlichen Betrag festgelegt. Um mittels des Lichtbündels 32 die Oberfläche der Cornea 4 abrastern zu können, hat das OCT-Messsystem 30 gemäß Fig. 5 eine Strahlablenkeinrichtung 40 (auch: Winkelscanner), mit der das Lichtbündel 32 um einen variierbaren Raumwinkel aus seiner ursprünglichen Propagationsrichtung quer zur optischen Achse des gemeinsamen Strahlbereichs 14 ablenkbar ist. Durch eine der Strahlablenkeinrichtung 40 nachgeschaltete Kollimatorlinse 41 wird das Lichtbündel 32 wieder quer zur optischen Achse des gemeinsamen Strahlbereichs 14 ausgerichtet.

Die in Fig. 8 dargestellte dritte Ausführungsform der Vorrichtung 1 entspricht im Wesentlichen der im Zusammenhang mit Fig. 6 und 7 beschriebenen Ausführungsform. Im Unterschied zu dieser wird gemäß Fig. 8 aber das Lichtbündel 32 zunächst in den Strahlengang des Topometrie-Messsystems 8 eingeblendet. Der Strahlteiler 34 ist hierzu innerhalb des Kepler-Teleskops 17 des Messsystems 8 angeordnet. Das Lichtbündel 32 wird hier anschließend zusammen mit dem Lichtbündel 11 durch den Strahlteiler 13 parallel zu der optischen Achse des gemeinsamen Strahlengangbereichs 14 ausgerichtet.

Um den Strahlengang der Lichtbündel 11 ,11 ' und 32,32' bei den Ausführungsformen der Vorrichtung 1 gemäß Fig. 5 und 7 trennen zu können, sind die Wellenlängen λ1 und λ4 vorzugsweise mit geringem spektralem Abstand zueinander gewählt. Vorzugsweise sind die Wellenlänge λ1 auf 1064nm, und die Wellenlänge λ4 auf 930nm festgelegt. Die Strahlteiler 13 (bei der Ausführungsform gemäß Fig. 5) bzw. 34 (bei der Ausführungsform gemäß Fig. 8) sind hierbei entsprechend schmalbandig auszugestalten, um eine saubere Trennung der Lichtbündel 11 ,11' und 32 bzw. 32' zu gewährleisten.

Alternativ hierzu können die Lichtbündel 11 ,11 ' und 32,32' bei der Ausführungsform gemäß Fig. 8 auch auf denselben Wellenlängenlängenbetrag, insbesondere auf 1064nm festgelegt sein. In diesem Fall ist der Strahlteiler 34 derart beweglich aufgehängt, dass er für die Pachymetrie-Messung in den Strahlengang des Messsystems 8 hineingeschwenkt, und für die Topometrie-Messung aus dem Strahlengang des Messsystems 8 herausgeschwenkt werden kann. Die Pachymetrie- Messung und die Topometrie-Messung müssen hierbei zeitlich alternierend miteinander ausgeführt werden.

Allen vorstehend beschriebenen Ausführungsformen und -Varianten der Vorrichtung 1 ist gemeinsam, dass eines der Lichtbündel 11 ,11 ' oder 22,22' bevorzugt in eine andere Beugungsordnung des DOE 18 transmittiert wird als das Lichtbündel 32,32'. Auf diese Weise ist gewährleistet, dass zumindest eine der weiteren Messungen zeitgleich mit der Pachymetrie-Messung durchgeführt werden kann.

Bezugszeichenliste

1 Vorrichtung

2 Auge

4 Cornea

5 Augenlinse

6 Glaskörper

7 Retina

8 (Topometrie-)Messsystem

9 (Wellenaberrations-)Messsystem

10 Lichtquelle

11 , 11' Lichtbündel

12 Kollimatorlinse

13 Strahlteiler

14 (gemeinsamer) Strahlengangbereich

17 Kepler-Teleskop

18 diffraktives optisches Element (DOE)

19 Strahlteiler

20 Wellenfrontdetektor

21 Lichtquelle

22, 22' Lichtbündel

23 Strahlteiler

24 Wellenfrontdetektor

25 Vorkompensationseinheit

26 Lichtquelle

27 Lichtbündel

28 Kollimatorlinse

29 Strahlteiler

30 OCT-Messsystem

31 OCT-Einheit

32, 32' Lichtbündel

33 Kollimatorlinse

34 Strahlteiler 35 Lichtquelle

36 Strahlteiler 37,37' Referenzstrahl

38 Spiegel

39 Detektor

40 Strahlablenkeinrichtung

41 Kollimatorlinse

λ1 Wellenlänge λ2 Wellenlänge λ3 Wellenlänge λ4 Zentral-Wellenlänge