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Dokumentenidentifikation DE102005031496A1 11.01.2007
Titel Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht- und Operationsmikroskop mit Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht
Anmelder Carl Zeiss Surgical GmbH, 73447 Oberkochen, DE
Erfinder Cabeza-Guillén, Jesús-Miguel, 07743 Jena, DE;
Reimer, Peter, 73479 Ellwangen, DE
DE-Anmeldedatum 06.07.2005
DE-Aktenzeichen 102005031496
Offenlegungstag 11.01.2007
Veröffentlichungstag im Patentblatt 11.01.2007
IPC-Hauptklasse A61B 3/10(2006.01)A, F, I, 20051017, B, H, DE
IPC-Nebenklasse A61B 3/107(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, DE   A61B 3/103(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, DE   A61B 3/13(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, DE   A61F 9/013(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, DE   G02B 21/00(2006.01)A, L, I, 20051017, B, H, DE   
Zusammenfassung Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront von Licht, das an einem Objekt 190 in unterschiedlichen Zonen gestreut wird. Die Vorrichtung 100 umfasst eine erste Lichtquelle 101, welche über eine optische Anordnung an die Strahlenbündel zum Einstrahlen auf das Objekt 190 bereitstellt und hat eine zweite Lichtquelle 102, welche ebenfalls über eine optische Anordnung ein Lichtstrahlenbündel zum Einstrahlen auf das Objekt 190 bereitstellt. Weiter umfasst die Vorrichtung eine Wellenfront-Messeinrichtung 124 zum Bestimmen der Wellenfront eines Lichtstrahlenbündels. Erfindungsgemäß sind Schaltmittel 139 vorgesehen, um der Wellenfront-Messeinrichtung wahlweise Licht aus der ersten Lichtquelle 101, das an dem Objekt 190 gestreut wurde oder Licht aus der zweiten Lichtquelle 102, das an dem Objekt 190 gestreut wurde, zuzuführen. Die Vorrichtung kann in ein Operationsmikroskop integriert sein.

Beschreibung[de]

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht, das an einem Objekt in unterschiedlichen Zonen gestreut wird, mit einer ersten Lichtquelle, welche über eine optische Anordnung ein Lichtstrahlenbündel zum Einstrahlen auf das Objekt bereitstellt, mit einer zweiten Lichtquelle, welche über eine optische Anordnung ein Lichtstrahlenbündel zum Einstrahlen auf das Objekt bereitstellt, und mit einer Wellenfront-Messeinrichtung zum Bestimmen der Wellenfront eines Lichtstrahlenbündels.

Eine Vorrichtung der eingangs genannten Art ist aus der US 6,050,687 bekannt. Dort ist eine Vorrichtung zur Vermessung der refraktiven Eigenschaften eines menschlichen Auges beschrieben, in der zwei Sensoranordnungen zur Bestimmung einer Wellenfront vorgesehen sind. Dabei wird einer ersten Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoranordnung diffuses Streulicht von der Retina eines untersuchten menschlichen Auges zugeführt, das von Licht hervorgerufen wird, welches mit parallelem Strahlengang auf das menschliche Auge trifft. Mit einer zweiten Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoranordnung wird Licht ausgewertet, das mit einem konvergenten Strahlengang auf die Cornea gelangt und dort gestreut wird. Das den beiden Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoranordnungen zugeführte Licht hat unterschiedliche Wellenlängen. Durch Vermessen der Wellenfront von auf der Retina gestreutem Licht und von an der Cornea gestreutem Licht kann Aberration und Corneatopographie des menschlichen Auges bestimmt werden.

In der US 6,4409,345 B1 ist eine Vorrichtung zur Vermessung der refraktiven Eigenschaften eines menschlichen Auges beschrieben, bei der das menschliche Auge mittels eines polarisierten Laserlichtstrahls abgetastet wird. Hierzu wird der Laserlichtstrahl mit einer Strahlsteuereinheit über das menschliche Auge bewegt. Das an der Cornea reflektierte Laserlicht gelangt dann zu einem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor. Der an der Retina gestreute Anteil des Laserlichts wird demgegenüber einer räumlich auflösenden Fotodetektoreinheit zugeführt. Aus einer Sequenz von Wellenfrontsensorsignalen kann so die Corneatopographie bestimmt werden. Aus den Signalen der räumlich auflösenden Photodetektoreinheit lässt sich die Aberration des Auges ermitteln.

Die US 6,234,631 offenbart eine Vorrichtung zur simultanen Vermessung der Topographie von innerer und äußerer Corneafläche, der Dicke der Cornea sowie der Augenaberration. Dabei wird die Aberration des Auges mit einem Laserstrahl bestimmt, der von einem Fokussiermechanismus über das Auge bewegt wird. Das Licht dieses Laserstrahls wird im Bereich des Sehnervs diffus gestreut und dann mittels Mikrolinsen-Kameras, welche als Wellenfrontsensoren fungieren, ausgewertet. Demgegenüber wird die Corneatopographie aus einem Lichtmuster bestimmt, das von einer Lichtquelle auf der Cornea erzeugt und mit drei Kameras aus unterschiedlichen Blickwinkeln aufgenommen wird.

In der US 6,052,180 ist dargelegt, wie eine Wellenfront von gepulstem Laserlicht mit einem entsprechend der Pulsrate gesteuerten Wellenfrontsensor erfasst werden kann.

Bei dem menschlichen Auge handelt es sich um ein optisches System, das in der Regel weit davon entfernt ist, perfekt zu sein. In einem perfekten Auge, das auch als emotropisches Auge bezeichnet wird, konvergieren Lichtstrahlen, die von einem Punkt in einem Objektbereich herrühren, im Augeninnern in einem Punkt, der auf der Retina des Auges liegt. In der Wirklichkeit kommt dieser Zustand jedoch nie vor. Zum einen liegt dies daran, dass ein optisches System, welches eine begrenzte Apertur aufweist, aufgrund der Beugung des Lichts einen mathematischen Punkt, dessen Durchmesser streng genommen Null beträgt, auf einen Punkt abbildet, dessen Durchmesser größer als Null ist. Zum anderen liegt dies daran, dass die optischen Komponenten des Auges, nämlich Cornea und Linse, weit davon entfernt sind, perfekt zu sein. Wenn die Krümmung der Cornea zu groß oder das Auge zu lang ist, so liegt das Bild eines Objektes in einer Ebene, die sich vor der Retina befindet. Dies führt dazu, dass das Objekt mit dem Auge verschwommen wahrgenommen wird. Der entsprechende Sehfehler wird als „Myopie" bezeichnet. Umgekehrt, wenn die Cornea zu flach oder das Auge zu kurz ist, liegt das im Auge abgebildete Bild hinter der Fläche der Retina. Wiederum erscheint ein beobachtetes Objekt unscharf. Dieser Sehfehler ist als „Hyperopie" bekannt. Schließlich gibt es einen dritten Sehfehler, der mit „Astigmatismus" bezeichnet wird und daher rührt, dass die optischen Flächen im Auge Elipsenform haben: Die Hornhaut ist häufig im Bezug auf eine erste Achse stärker gekrümmt als im Bezug auf eine zweite Achse. Diese Eliptizität hat zur Folge, dass es streng genommen mit dem menschlichen Auge überhaupt nicht möglich ist, einen Punkt genau als einen Punkt abzubilden. Vielmehr erscheint das bestmögliche Bild eines Punktes, das im Auge erzeugt werden kann, als Ellipse.

Ophthalmologen und Optiker kennen die aufgeführten Sehfehler. Sie sind in der Lage, diese mit Hilfe von Brillen und Kontaktlinsen korrigieren. Seit kurzem kann eine „Sehfehlerkorrektur" auch durch Einsetzen phakischer Intraokularlinsen in das Auge oder durch sogenannte photo-refraktive Keratomileusis (PRK) erfolgen.

Die Abbildungsfehler eines jeden optischen Systems werden üblicherweise mit Hilfe von sogenannten Zernike-Polynomen charakterisiert. Diese mathematische Beschreibungsweise hat zwei Vorteile: Zum einen sind Zernike-Polynome eine vollständige Basis im mathematischen Sinne, die es ermöglicht, eine stetige zweidimensionale Oberfläche in einem dreidimensionalen Raum zu beschreiben. Zum anderen entsprechen Polynome hoher Ordnung in etwa sogenannten Seidel-Aberrationen. Dies bedeutet, dass es sich bei den Zernike-Polynomen um mathematische Ausdrücke handelt, die eine physikalische Bedeutung haben. Bei einer Beschreibung der Abbildungseigenschaften des menschlichen Auges können die klassischen Sehfehler des Auges, d.h. Myopie, Hyperopie und Astigmatismus, als sogenannte „Fehler zweiter Ordnung" klassifiziert werden. Sehfehler dritter Ordnung sind „coma" und „trefoil", bei Sehfehler vierter Ordnung handelt es sich um sphärische Aberrationen und sogenannten „Astigmatismus vierter Ordnung" etc..

Optikdesignern sind bei optischen Systemen Abbildungsfehler hoher Ordnung seit etwa einem Jahrhundert bekannt. Beispielsweise werden auf dem Gebiet der Photolithographie Abbildungssysteme bis zur 30. Ordnung korrigiert. Demgegenüber findet auf dem Gebiet der Ophthalmologie eine Sehfehlerbestimmung und Korrektur lediglich bis zur zweiten Ordnung statt.

In der Ophthalmologie ändert sich diese Situation jedoch gerade: Seit 2001 sind auf dem freien Markt Aberrometer erhältlich, mit denen Sehfehler höherer Ordnung des menschlichen Auges bestimmt werden können. Diese Aberrometer basieren hauptsächlich auf den Methoden „Tscherning-Aberometrie", „Ray-Tracing" oder „Shack-Hartmann-Sensing".

Die „Photo-Refraktive Chirurgie" und insbesondere ein Behandlungsverfahren, das als „Laser in-situ Keratomileusis (LASIK)" bekannt ist, machen jedoch einen Einsatz von Aberrometern zwingend notwendig. Dies liegt daran, dass bei diesen Verfahren zur Cornea-Ablation die Oberfläche der Corea als Asphäre beschreiben wird. Das macht es erforderlich, die Cornea mit Verfahren abzutasten, denen Aberrations-Therme einer Ordnung größer als zwei zugänglich sind. Als neuartige Wellenfrontsensoren mit dieser Eigenschaft am Markt erhältlich waren, hat sich überraschenderweise herausgestellt, dass nach der Operation sogenannte Aberrationen höherer Ordnung vergrößert waren. Dies lag an der Ungenauigkeit der Algorithmen, welche zum Abtasten der Cornea eingesetzt wurden. Andererseits haben diese Aberrometer gezeigt, dass beim menschlichen Auge, wie erwartet so wie bei jedem anderen optischen System, verschiedene Abbildungsfehler höherer Ordnung auftreten.

Üblicherweise wird das Ablationsprofil in einem photo-refraktiven Behandlungsverfahren auf der Grundlage einer Vermessung der Corneatopographie oder einer Wellenfrontvermessung berechnet.

Bei den meisten der derzeit eingesetzten Vorrichtungen wird zum Bestimmen der Corneatopographie ein sogenannter Placido-Ring-Projektor eingesetzt. Dieser besteht aus einem Konus, der konzentrische Ringkreise auf die Cornea projiziert, was deren Topographie zugänglich macht. Entsprechende Verfahren zum Bestimmen der Corneatopographie, welche auf Placido-Ring-Projektion beruhen, sind beispielsweise in der US 6,213,605, oder der US 6,257,723 beschrieben. Nach der US 6,382,794 kann darüber hinaus die Cornea auch mittels Triangulation vermessen werden. Dies ermöglicht gleichzeitig das Messen der Dicke der Cornea.

Die Wellenfront wird dann mit der Shack-Hartmann Methode oder einem anderen geeigneten Verfahren vermessen.

Für ein photo-refraktives Behandlungsverfahren ist es daher wünschenswert, die Vermessung der Corneatopographie und die Vermessung der Wellenfront mit einer einzigen Vorrichtung durchzuführen.

Gelingt es, die Messung der Corneatopographie und das Vermessen der Wellenfront gleichzeitig oder innerhalb von ein paar Millisekunden auf einer Zeitskala durchzuführen, bei der sich der Einfluss der sakkadischen Bewegungen des Auges nicht auswirkt, ist es möglich, den Einfluss der Cornea auf die vermessene Wellenfront zu berechnen. Damit wird das isolierte Abbildungsverhalten der Linse im Auge zugänglich. Werden demgegenüber die Messungen nicht schnell genug bzw. nicht quasi gleichzeitig durchgeführt, so kann die zeitliche Verschiebung der Messung zu Fehlern beim Bestimmen der Linsenstärke führen.

Weiter ist es bekannt, dass die Akkomodation des Auges nicht in jedem Fall stabil ist, was an geringen zeitlichen Fluktuationen der Ziliar-Muskelstärke liegt. Dies führt zu Veränderungen der Wellenfront, hauptsächlich von deren sphärischer Komponente in einem Bereich zwischen 0.1 und 0.3 Dioptrien. Auch solche Fluktuationen können „eingefroren" werden, indem beide Messungen gleichzeitig oder innerhalb von ein paar Millisekunden durchgeführt werden.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Messeinrichtung bereitzustellen, mit der die optischen Eigenschaften des menschlichen Auges vor, während oder nach einem operativen Eingriff präzise erfasst werden können.

Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung der eingangs genannten Art gelöst, bei der Schaltmittel vorgesehen sind, um der Wellenfront-Messeinrichtung wahlweise Licht aus der ersten Lichtquelle, das an dem Objekt gestreut bzw. reflektiert wurde, oder Licht aus der zweiten Lichtquelle, das an dem Objekt gestreut bwz. reflektiert wurde, zuzuführen. Auf diese Weise ist es möglich, Licht aus unterschiedlichen Streuzonen im menschlichen Auge, etwa Streulicht vom Augenhintergrund und Streulicht aus dem Linsenbereich mit einem einzigen Wellenfrontsensor auf einer Zeitskala zu untersuchen, die deutlich kürzer ist als die Zeitskala der charakteristischen Bewegungen eines menschlichen Auges. Die Verwendung eines einzigen Wellenfrontsensors macht dabei die Vorrichtung vergleichsweise unempfindlich gegenüber Dejustage. Auch bedarf es in einer solchen Vorrichtung vergleichsweise weniger optischer Elemente, was Strahlungsverluste von Licht durch Reflexion an Grenzflächen innerhalb der Vorrichtung minimiert. Die wenigen für die Vorrichtung erforderlichen optischen Elemente ermöglichen darüber hinaus eine kostengünstige Fertigung.

In Weiterbildung der Erfindung ist die Wellenfront-Messeinrichtung als Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor ausgebildet. Auf diese Weise wird eine kleine Baugröße der Wellenfront-Messeinrichtung ermöglicht.

In Weiterbildung der Erfindung umfasst die optische Anordnung optische Elemente, die das Licht aus der ersten Lichtquelle zu einem Strahlenbündel formen, welches mit konvergentem Strahlengang auf das Objekt trifft. Auf diese Weise kann die Vorrichtung die Topographie der Linse und der Hornhaut des menschlichen Auges vermessen.

In Weiterbildung der Erfindung umfasst die optische Anordnung optische Elemente, die das Licht aus der zweiten Lichtquelle zu einem Strahlenbündel formen, welches mit parallelem Strahlengang auf das Objekt trifft. Auf diese Weise kann eine Fehlsichtigkeit des menschlichen Auges genauer bestimmt werden.

In Weiterbildung der Erfindung ist die erste Lichtquelle als Superluminiszenzdiode und die zweite Lichtquelle als Superluminiszenzdiode ausgebildet. Dabei hat vorzugsweise das Licht aus der ersten Lichtquelle und der zweiten Lichtquelle die gleiche Wellenlänge. Auf diese Weise können am Wellenfrontsensor Interferenzerscheinungen und chromatische Fehler vermieden werden, die das Messergebnis verfälschen.

In Weiterbildung der Erfindung umfasst die optische Anordnung einen Polarisationsstrahlteiler, dem aus einer ersten Richtung Licht aus der ersten Lichtquelle zugeführt wird und dem aus einer von der ersten Richtung verschiedenen zweiten Richtung Licht aus der zweiten Lichtquelle zugeführt wird und der Licht der ersten Lichtquelle und der zweiten Lichtquelle zum Einstrahlen auf das Objekt bereitstellt, wobei dem Polarisationsstrahlteiler ein &lgr;/4-Plättchen zugeordnet ist, welches sowohl vom Licht der ersten Lichtquelle als auch vom Licht der zweiten Lichtquelle durchsetzt wird.

In Weiterbildung der Erfindung sind Schaltmittel für die Wellenfront-Messeinrichtung vorgesehen, welche alternierend Licht aus der ersten Lichtquelle, das am Objekt gestreut bzw. reflektiert wurde oder Licht aus der zweiten Lichtquelle, das am Objekt gestreut bzw. reflektiert wurde, zuführen.

Indem ein Operationsmikroskop mit einer entsprechenden Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht ausgerüstet wird, kann bei Augenoperationen fortlaufend die Topographie der Hornhaut und die Brechkraft des Auges überwacht werden. Ein solches Operationsmikroskop könnte vorteilhaft z.B. in eine Vorrichtung zur Sehfehlerkorrektur, beispielsweise eine Vorrichtung zur Sehfehlerkorrektur mit Excimerlaser integriert werden. Dies ermöglicht dann Hornhauttopographie und Wellenfront vor, während und/oder nach einer Behandlung zu messen. Insbesondere kann so ein Behandlungsvorgang überwacht werden.

Vorzugsweise ist in dem Operationsmikroskop ein Strahlteiler vorgesehen, der das Licht aus der ersten Lichtquelle und das Licht aus der zweiten Lichtquelle der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht dem optischen Beobachtungsstrahlengang des Operationsmikroskops überlagert.

Dieser Strahlteiler kann entweder auf der objektabgewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs oder auf der objektzugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs angeordnet sein.

Es sei bemerkt, dass sich auf einfache Weise gängige ophthalmische Wellenfrontsensoren durch Einbau einer zusätzlichen Lichtquelle zu der vorgeschlagenen Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront umrüsten lassen. Der Aufwand zur Adaption von Software zum Auslesen der CCD-Kamera eines üblichen Wellenfrontsensors im Hinblick auf den Einsatz von zwei Lichtquellen ist vergleichsweise gering.

Indem bei dem Operationsmikroskop eine Ophthalmoskopielupe vorgesehen ist, welche von dem Beobachtungsstrahlengang des Operationsmikroskops und von Licht der ersten Lichtquelle und von Licht der zweiten Lichtquelle der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront durchsetzt wird, ist eine Untersuchung des Augenhintergrunds eines menschlichen Auges bei gleichzeitiger Bestimmung der Brechkraft und der Topographie der Augenhornhaut also der Cornea möglich.

Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den Zeichnungen dargestellt und werden nachfolgend beschrieben.

Es zeigen:

1: Eine Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront mit Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor;

2: ein Schaubild über die Ansteuerung von Lichtquellen und Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor in der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront aus 1;

3: in schematischer Darstellung ein erstes Operationsmikroskop mit einer Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront;

4: in schematischer Darstellung ein zweites Operationsmikroskop mit einer Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront; und

5: ein Ophthalmoskopie-Operationsmikroskop mit einer Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront.

Die 1 zeigt eine Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront mit einem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124. Die Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront umfasst eine erste Lichtquelle 101 in Form einer Superluminiszenzdiode und eine zweite Lichtquelle 102 in Form einer Superluminiszenzdiode. Die erste Lichtquelle 101 erzeugt Licht, das mit parallelem Strahlengang 103 über eine optische Anordnung einem zu untersuchenden Patientenauge 190 zugeführt wird. Hierzu ist der Lichtquelle 101 ein Polarisationsstrahlteiler 104 zugeordnet. Der Polarisationsstrahlteiler 104 umfasst ein erstes 90°-Prisma 105 und ein zweites 90°-Prisma 106 mit strahlteilender Fläche 107, an der das Licht mit parallelem Strahlengang 103 in einem parallelen Strahlengang 108 polarisiert zu einem Strahlteiler 109 reflektiert wird. Der Strahlteiler 109 besteht wiederum aus einem ersten 90°-Prisma 110 und einem zweiten 90°-Prisma 111. Er hat eine strahlteilende Fläche 112. An dieser Fläche 112 wird das polarisierte Licht aus dem parallelen Strahlengang 108 zu dem parallelen Strahlengang 113 umgelenkt. Es wird dann über eine Sammellinse 114, welche das Licht der Lichtquelle 101 aus dem Strahlengang 113 auf einer strahlteilenden Fläche 115 von Strahlteiler 116 fokussiert. Dieser Strahlteiler 116 besteht ebenfalls aus zwei 90°-Prismen 117 und 118. Das Licht aus dem Strahlengang 113 durchsetzt die strahlteilende Fläche 115 des Strahlteilers 116 und wird durch eine dem Strahlteiler 116 nachgeordnete Sammellinse 119 geführt, die sich zwischen dem Strahlteiler 116 und dem zu untersuchenden Patientenauge 190 befindet. Diese Sammellinse 119 formt das Licht aus der ersten Lichtquelle 101 wiederum zu einem Strahlenbündel, das dann durch ein &lgr;/4-Plättchen 120 mit parallelem Strahlengang 121 in das zu untersuchende Patientenauge 190 gelangt. Dort ruft es Streulicht 122 hervor, das vom Hintergrund 123 des Patientenauges 190 herrührt.

Das Streulicht vom Augenhintergrund, welches aus dem Patientenauge 190 austritt, durchsetzt wiederum das &lgr;/4-Plättchen 120, die Linse 119, den Strahlteiler 116 und die Linse 114. Es gelangt mit Strahlengang 132 zu dem Strahlteiler 109, der es zu dem Polarisationsstrahlteiler 104 umlenkt. Von dort wird das Streulicht vom Augenhintergrund durch zwei in Teleskopkonfiguration angeordnete Linsen 133, 134 zu dem Mikrolinsenarray 130 eines Shack-Hartmann-Wellenfrontsensors 124 geleitet.

Die Teleskopkonfiguration mit den Linsen 133, 134 ist dabei so eingestellt, dass sich das Mikrolinsenarray 130 in einer Ebene 135 befindet, die zur Ebene 136 der Cornea 125 des Patientenauges 190 konjugiert ist. Dem Mikrolinsenarray 130 im Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor ist eine CCD-Kamera 131 zugeordnet. Die CCD-Kamera 131 befindet sich in der Brennebene der Mikrolinsen des Mikrolinsenarrays 135. Sie erfasst die Lage des Fokuspunktes für das aus dem Patientenauge 104 kommenden gestreuten bzw. reflektierten Lichts für eine jede Mikrolinse. Mit dem Hartmann-Shack-Wellenfrontsensor 124 ist es möglich, die Wellenfront dieses Streulichts 122, das vom Hintergrund 123 des Patientenauges 190 herrührt und das aus dem Patientenauge 190 austritt, zu bestimmen.

In dieser Anordnung verhält sich der Augenhintergrund 123 des Patientenauges 190, d.h. die Retina, als Diffusor. Demnach wirkt der Leuchtfleck des Lichtes aus der Lichtquelle 101 am Augenhintergrund als Punktlichtquelle, von der eine sphärische Lichtwelle ausgeht. Das Licht dieser Punktlichtquelle wird durch die Optik im Patientenauge 190 gebündelt und tritt kollimiert aus dem Patientenauge 190 aus. Wenn das Patientenauge 190 perfekt wäre, so hätte dies zur Folge, dass dieses Licht wieder eine Ebene Wellenfront hätte. Eine Abweichung des Patientenauges 190 von einem „perfekten" Auge führt dazu, dass die Wellenfront der Lichtquelle im Strahlengang 132 Aberrationen aufweist, die mit dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124 vermessen werden können.

Je nachdem wie stark das untersuchte Patientenauge 190 myopisch oder hyperopisch ausgebildet ist, erweist sich die Intensität des vom Augenhintergrund 123 zurückgeworfenen Streulichts als vergleichsweise schwächer. Wie in der WO 01/058339 A2 beschrieben, hängt das Auflösungsvermögen eines Shack-Hartmann-Wellenfrontsensors, dem Streulicht vom Augenhintergrund zugeführt wird, von der Größe des Brennflecks ab, das ein dem zu untersuchenden Auge zugeführtes paralleles Lichtstrahlenbündel im Augenhintergrund hervorruft.

Um unabhängig von Abbildungsfehlern des menschlichen Auges das Auflösungsvermögen der in 1 gezeigten Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront zu optimieren, ist es vorteilhaft, den Durchmesser des parallelen Strahlenbündels 121 mit Licht aus der Lichtquelle 101 möglichst gering zu halten, vorzugsweise kleiner als 1mm. Hierdurch entsteht nämlich ein möglichst kleiner Leuchtfleck auf dem Augenhintergrund 123 des Patientenauges 190.

Wie auf Seite 5, Zeile 3 bis 17 in der WO 01/058339 A2 beschrieben, ist es jedoch auch möglich, vor dem Patientenauge 190 eine zusätzliche langbrennweitige Linse vorzusehen, welche als Feldlinse fungiert und das dem Auge zugeführte Licht auf dem Augenhintergrund bündelt, ohne dass sich dabei Aberrationen des Auges auswirken.

Die zweite Lichtquelle 102 in der Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront erzeugt Licht, das über eine optische Anordnung mit konvergentem Strahlengang in etwa lokal senkrecht auf die Oberfläche der Cornea 125 des Patientenauges 190 trifft. Hierzu gibt es bei dieser Lichtquelle 102 ein Linsenelement 126, welches ein von der Lichtquelle 102 herrührendes paralleles Strahlenbündel 127 zu einer Sammellinse 128 hin aufweitet. Diese Sammellinse 128 ist dem Strahlteiler 116 zugeordnet. Sie führt diesem mit parallelem Strahlengang 129 Licht aus der Lichtquelle 102 zu. Die strahlteilende Fläche 115 des Strahlteilers 116 lenkt den Strahlengang 129 über die Sammellinse 119 und das &lgr;/4-Plättchen 120 mit konvergentem Strahlengang 140 senkrecht zur Oberfläche der Cornea 125 des Patientenauges 190 in das Patientenauge 190. Dieses Licht führt damit zu reflektiertem Licht, das von der Cornea sowie den optisch aktiven Flächen der Linse des Patientenauges 190 herrührt.

Das so im vorderen Bereich des Patientenauges reflektierte Licht aus der Lichtquelle 102 wird wiederum über das &lgr;/4-Plättchen 120 und die Sammellinse 119 eingefangen und gebündelt. Es verläuft durch den Strahlteiler 116 zu der Sammellinse 114 und in den Strahlengang 132. Die Sammellinsen 119 und 114 wirken dabei als Teleskopanordnung mit Vergrößerungsfaktor 1. Aus dem Strahlengang 132 gelangt dann das reflektierte Licht aus dem vorderen Bereich des Patientenauges 190 entsprechend dem Streulicht, das vom Augenhintergrund 123 herrührt, über den Strahlteiler 109 und den Polarisationsstrahlteiler 104 sowie die in Teleskopkonfiguration angeordneten Linsen 133 und 134 zu dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124.

Die Auswertungssoftware für handelsübliche Shack-Hartmann-Wellenfrontsensoren vermag es, eine mit dem Wellenfrontsensor erfasste Wellenfront einer Lichtquelle in die entsprechenden Zernike-Polynome zu zerlegen. Wie oben erwähnt entsprechen bei einer solchen Zerlegung der Wellenfront die Zernike-Polynome zweiter Ordnung den Sehfehler „Defokussierung" und „Astigmatismus". Beiträge von Zernike-Polynomen höherer Ordnung haben demgegenüber ihre Ursache in der Abweichung der Cornea von einer Sphäre. In der Publikation „Representation of videokeratoscopic height data with Zernike polynomials" J. Schwiegerling et al., JOSA A, Vol. 12, Issue 10, p. 2105, October 1995 ist detailliert beschrieben, wie die Topographie der Cornea aus Kenntnis der Zernike-Polynomdarstellung der Wellenfront von an der Cornea eines Patientenauges gestreutem bzw. reflektiertem Licht errechnet werden kann.

Die Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront 100 umfasst weiter eine Kamera 137. Dieser Kamera 137 wird ein Bild des Patientenauges 190 durch das &lgr;/4-Plättchen, die Linse 119, den Strahlteiler 116, die Linse 114 und den Strahlteiler 109 entlang der Achse 138 zugeführt. Mit dieser Kamera 137 kann die Vorrichtung bezüglich dem zu untersuchenden Patientenauge 190 zentriert werden. Mit der Kamera 137 kann das Patientenauge 190 auch während einer Wellenfront und/oder Topographiemessung aufgenommen werden. Dies ermöglich, einen erfassten Messdatensatz zur Bestimmung von Wellenfront bzw. Topographie zu charakterisitschen Augenmerkmalen zu referenzieren. Denn anhand dieser Merkmale kann bei einer späteren Augenuntersuchung bzw. Therapie mit der Vorrichtung erkannt werden, ob das Patientenauge im Bezug auf einen vorherigen Untersuchungs- bzw. Therapievorgang dieselbe Position hat. Stellt sich dann heraus, dass das Patientenauge gegenüber dem früheren Untersuchungs- bzw. Therapievorgang verlagert, etwa verdreht ist, kann dies durch Verstellen der Vorrichtung entsprechend korrigiert werden.

Um sicherzustellen, dass bei der Vorrichtung die Ebene 135 des Mikrolinsenarray 130 konjugiert zu der Cornea 125 des zu untersuchenden Patientenauges 190 angeordnet ist, gibt es bei der Vorrichtung ein nicht weiter dargestelltes Triangulationssystem, dessen Aufbau beispielsweise der US 6,382,794 oder der US 6,050,687 entnommen werden kann.

In der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront 100 ist weiter eine Steuer- und Überwachungseinheit 139 vorgesehen, welche mit den Lichtquellen 101, 102 und der Kamera 131 in dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124 verbunden ist. Mittels der Steuer- und Überwachungseinheit 139 werden die Lichtquellen 101 und 102 alternierend aktiviert und deaktiviert wobei dann für die momentan eingeschaltete Lichtquelle die CCD-Kamera 131 im Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124 ausgelesen wird.

Durch Aktivieren der Lichtquellen 101 und 102 und entsprechendem Auswerten des Streulichts, das diese am Patientenauge hervorrufen, kann also mit der Vorrichtung 100 aus 1 die Wellenfront von Streulicht aus unterschiedlichen Zonen eines Patientenauges 104 vermessen werden.

Die 2 erläutert das aufeinander abgestimmte Ansteuern der Lichtquellen 101 und 102 sowie das entsprechende Aktivieren und Auslesen der CCD-Kamera 131 im Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 124 mit der Steuer- und Überwachungseinheit 139 in der Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront aus 1.

Die Lichtquelle 101 wird entsprechend der Kurve 201 für einen Zeitrahmen von 10ms aktiviert und für einen Zeitraum von 20ms deaktiviert. Entsprechend wir die Lichtquelle 101 wie mit der Kurve 202 angezeigt wie die Lichtquelle 101 angesteuert, dabei jedoch um einen Zeitintervall von 15ms zeitlich versetzt betrieben. Mit dem Aktivieren der Lichtquellen 101 oder 102 wird für die Dauer der Aktivierung der Lichtquellen die CCD-Kamera im Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor entsprechend der Kurve 203 empfindlich geschaltet. In den Zeiträumen 204, 205, in denen die beiden Lichtquellen 101, 102 deaktiviert sind, wird der CCD-Chip der CCD-Kamera entsprechend der Kurve 206 ausgelesen.

Es versteht sich, dass die in der 2 angegebenen Steuerzeiten zwar durch die Empfindlichkeit und das Ausleseverhalten des CCD-Chips der CCD-Kamera bedingt sind, jedoch grundsätzlich variiert werden können.

Indem auf einer Zeitskala von 30ms sowohl das Streulicht aus einem vorderen Augenabschnitt als auch vom Augenhintergrund eines Patientenauges einem Wellenfrontsensor zugeführt wird, wirken sich die sakkadischen Bewegungen eines solchen Auges nicht auf die Aperration und die bestimmte Corneatopographie aus.

Die 3 zeigt schematisch eine erste Ausführungsform eines Operationsmikroskops, das mit einer Vorrichtung 320 zum Bestimmen der Wellenfront kombiniert ist. Diese Anordnung ermöglicht es, sowohl die Wellenfront von Streulicht aus einem vorderen Bereich eines untersuchten Patientenauges als auch Streulicht, das vom Augenhintergrund herrührt, auszuwerten.

Das Operationsmikroskop 300 hat ein Mikroskop-Hauptobjektiv 301, durch das mit einem binokularen Beobachtungsstrahlengang durch einen Einblicktubus 303 und ein Zoomsystem 391 ein in einem Objektbereich angeordnetes Patientenauge 302 untersucht werden kann. Das Operationsmikroskop 300 hat einen Arbeitsabstand 390, der vorzugsweise im Bereich zwischen 150mm und 300mm liegt. Vor der objektzugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs 301 ist eine &lgr;/4-Platte 304 angeordnet. Weiter befindet sich vor dem zu untersuchenden Objekt in Form des Patientenauges 302 eine Ophthalmoskopierlupe 305. Die optische Wirkung der Ophthalmoskopierlupe 305 ist dabei so gewählt, dass Strahlen, die vom Augenhintergrund 331, d.h. der Retina des Patientenauges 302 ausgehen, durch das optische System des Patientenauges nach unendlich und von der Ophthalmoskopierlupe 305 in etwa in die objektseitige Brennebene 309 des Hauptobjektivs 301 des Operationsmikroskopes 300 abgebildet werden. Damit wird der Augenhintergrund durch das Mikroskop-Hauptobjektiv 301 nach unendlich abgebildet und kann durch Einblicktubus 303 und Zoomsystem 391 betrachtet werden. Auf der objektabgewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs 301 gibt es einen Teilerspiegel 306, mittels dessen die Strahlengänge im Operationsmikroskop 300 und der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront gekoppelt sind.

Entsprechend der anhand von 1 erläuterten Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront umfasst die Vorrichtung 320 eine erste Lichtquelle 321 und eine zweite Lichtquelle 322, welche jeweils als Superluminiszenzdioden ausgebildet sind. Der ersten Lichtquelle 321 ist ein Streulinsenelement 323 zugeordnet. Das von der Lichtquelle 321 im Streulinsenelement 323 zugeführte Licht wird mit divergentem Strahlengang 324 durch einen Strahlteiler 325 dem Teilerspiegel 306 in das Operationsmikroskop 300 so eingekoppelt, dass es durch das Mikroskop-Hauptobjektiv 301 zu einem parallelen Strahlengang 307 umgeformt wird, der durch das &lgr;/4-Plättchen 304 tritt und zu der Ophthalmoskopierlupe 305 gelangt.

Aus der zweiten Lichtquelle 322 wird Licht mit parallelem Strahlengang 324 zu einem Polarisationsstrahlteiler 326 geführt. Die Strahlenteilerfläche 327 des Polarisationsstrahlteilers 326 lenkt es zum Strahlteiler 325, von wo es zu dem Teilerspiegel 306 im Operationsmikroskop 300 gelangt. Damit durchsetzt das Licht der zweiten Lichtquelle 322 das Mikroskop-Hauptobjektiv mit parallelem Strahlengang 308. Es gelangt durch die Brennebene 309 des Mikroskop-Hauptobjektivs 301 und durch die Ophthalmoskopierlupe 305 in das Patientenauge 302. Es sei bemerkt, dass bei einer modifizierten Ausführungsform der Vorrichtung 320 zum Bestimmen der Wellenfront mit dem Operationsmikroskop 300 anstelle des Polarisationsstrahlteilers 326 auch ein Strahlteiler eingesetzt werden kann, der das auf ihn eintreffende Licht nach einem bestimmten Intensitätsverhältnis aufgeteilt, ohne dass dabei Licht entsprechend seiner Polarisationseigenschaft getrennt wird.

Die Ophthalmoskopierlupe 305 ist dabei zu der Brennebene 309 des Operationsmikroskop-Hauptobjektivs 301 so angeordnet, dass die Ebene der Cornea 330 des Patientenauges 302 zur Brennebene 309 des Operationsmikroskop-Hauptobjektivs 301 konjugiert ist. Damit wird erreicht, dass bei einem auf unendlich adaptierten Patientenauge 302 das Licht aus der Lichtquelle 321 in etwa auf dem Hintergrund 331 des Patientenauges fokussiert wird, das Licht aus der Lichtquelle 322 dagegen in etwa lokal senkrecht auf die gekrümmte Cornea trifft und in einem vorderen Abschnitt 332 des Patientenauges 302 etwa 3,9mm hinter dem Scheitel der Cornea konvergiert.

Das Streulicht vom Hintergrund 331 des Patientenauges, das aus dem Auge tritt, wird entsprechend dem Strahlengang 333 vom Operationsmikroskop-Hauptobjektiv 301 eingefangen. Es gelangt über den Teilerspiegel 306 aus dem Operationsmikroskop 300 zu der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront 320. Dort wird es durch den Strahlteiler 325 und den Polarisationsstrahlteiler 326 über ein Teleskopabbildungssystem mit Abbildungslinsen 334 und 335 auf einen Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 340 mit Mikrolinsenarray 341 und CCD-Kamera 342 geführt.

Das Streulicht vom vorderen Abschnitt 332 des Patientenauges 302 tritt mit einem Strahlengang 343 aus dem Patientenauge und wird von der Ophthalmoskopierlupe 305 eingefangen. Es gelangt durch das Mikroskop-Hauptobjektiv 301 ebenfalls zu dem Teilerspiegel 306. Dort wird es aus dem Operationsmikroskop 300 ausgekoppelt und wiederum über den Strahlteiler 325 und den Polarisationsstrahlteiler 326 sowie das Teleskop-Abbildungssystem mit den Abbildungslinsen 334 und 335 dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 340 zugeführt.

Durch alternierendes Beschalten der Lichtquellen 321 und 322 bei entsprechender Auswertung der Wellenfront des von einem untersuchten Patientenauges zurückgeworfenen Streulichts ist es möglich, auf einer Zeitskala von Millisekunden quasi gleichzeitig sowohl die Topographie der Cornea des untersuchten Patientenauges als auch dessen Aberration zu vermessen.

Die 4 zeigt schematisch eine zweite Ausführungsform für ein Operationsmikroskop 400, das mit einer Vorrichtung 420 zum Bestimmen der Wellenfront kombiniert ist. Soweit Baugruppen dieser Anordnung den anhand der 3 erläuterten Anordnung entsprechen, haben diese um die Zahl 100 erhöhte Bezugszeichen.

Das Operationsmikroskop 400 hat ein Mikroskop-Hauptobjektiv 401, durch das mit einem binokularen Beobachtungsstrahlengang durch einen Einblicktubus 403 und ein Zoomsystem 491 ein in einem Objektbereich angeordnetes Patientenauge 402 untersucht werden kann.

Im Unterschied zu Anordnung aus 3 wird bei 4 das Licht aus der Vorrichtung 420 zum Bestimmen der Wellenfront über einen Teilerspiegel 406 in den optischen Beobachtungsstrahlengang des Operationsmikroskops eingekoppelt, der einschwenkbar auf der objektzugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs 401 angeordnet ist. Von diesem Teilerspiegel 406 gelangt das Licht wiederum durch eine Ophthalmoskopierlupe 405 zu dem Patientenauge 402, das untersucht werden soll.

Die optische Wirkung der Ophthalmoskopierlupe 405 ist so gewählt, dass Strahlen, die vom Augenhintergrund 431, d.h. der Retina des Patientenauges 402 ausgehen, durch das optische System des Patientenauges nach unendlich von der Ophthalmoskopierlupe 405 in etwa in die objektseitige Brennebene 409 des Hauptobjektivs 401 des Operationsmikroskopes 400 abgebildet werden. Damit wird der Augenhintergrund durch das Mikroskop-Hauptobjektiv 401 nach unendlich abgebildet und kann durch einen Tubus 403 und Zoomsystem 401 betrachtet werden.

Entsprechend der anhand von 1 erläuterten Vorrichtung 100 zum Bestimmen der Wellenfront umfasst die Vorrichtung 420 eine erste Lichtquelle 421 und eine zweite Lichtquelle 422, welche jeweils als Superluminiszenzdioden ausgebildet sind. Der ersten Lichtquelle 421 ist eine strahlaufweitende Anordnung optischer Elemente in Form von Linsen 423 zugeordnet. Das von der Lichtquelle 421 den Linsen 423 zugeführte Licht tritt mit parallelem Strahlengang 424 durch einen Strahlteiler 425 und gelangt zu dem Teilerspiegel 406 unterhalb des Mikroskop-Hauptobjektivs 401 von Operationsmikroskop 400. Dieser lenkt es mit parallelem Strahlengang 424 zur Ophthalmoskopierlupe 405 vor dem Patientenauge 402.

Aus der zweiten Lichtquelle 422 wird Licht mit parallelem Strahlengang 440 durch eine strahlaufweitende Anordnung optischer Elemente in Form von Linsen 441 einem Polarisationsstrahlteiler 426 zugeführt. Die Strahlteilerfläche 427 des Polarisationsstrahlteilers 426 lenkt den parallelen Strahlengang 440 durch ein Linsenelement 442 mit positiver Brechkraft durch ein &lgr;/4-Plättchen 443 zum Strahlteiler 425. Das Licht der zweiten Lichtquelle 422 wird dabei mit konvergentem Strahlengang 444 zur strahlteilenden Fläche 445 des Polarisationsstrahlteilers 426 geworfen, zum Teilerspiegel 406 reflektiert und in der objektseitigen Brennebene 409 des Hauptobjektivs 401 fokussiert.

Es sei bemerkt, dass bei einer modifizierten Ausführungsform der Vorrichtung 420 zum Bestimmen der Wellenfront mit dem Operationsmikroskop 400 anstelle des Polarisationsstrahlteilers 426 auch ein Strahlteiler eingesetzt werden kann, der das auf ihn auftreffende Licht nach einem bestimmten Intensitätsverhältnis aufteilt, ohne dass dabei Licht entsprechend seiner Polarisationseigenschaften getrennt wird.

Die Ophthalmoskopierlupe 405 ist zu der Brennebene 409 des Operationsmikroskop-Hauptobjektivs 401 so angeordnet, dass der Hintergrund 431 des Patientenauges 402 zur Brennebene 409 des Operationsmikroskop-Hauptobjektivs 401 konjugiert ist. Damit wird erreicht, dass bei einem auf unendlich adaptierten Patientenauge 402 das Licht aus der Lichtquelle 421 in etwa auf dem Hintergrund 431 des Patientenauges fokussiert wird, das Licht aus der Lichtquelle 422 dagegen in etwa lokal senkrecht auf die gekrümmte Cornea trifft und in einem vorderen Abschnitt 432 des Patientenauges 302 etwa 3,9 mm hinter der Ebene 440, in welcher der Scheitel der Cornea liegt, konvergiert.

Das Streulicht vom Hintergrund 431 des Patientenauges, das aus dem Auge tritt, wird über die Ophthalmoskopierlupe 405 durch den Teilerspiegel 406 vor dem Operationsmikroskop-Hauptobjektiv 401 eingefangen. Dieser lenkt es zum Strahlteiler 425, von wo es wiederum durch das &lgr;/4-Plättchen 443 und das Linsenelement zum Strahlteiler 426 gelenkt wird. Aus diesem tritt es mit parallelem Strahlengang 445 aus und gelangt über Linsenelemente 446, 447 als paralleler Strahlengang 448 zu einem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 450 mit Mikrolinsenarray 451 und CCD-Kamera 452.

Das reflektierte Licht vom vorderen Abschnitt 432 des Patientenauges 402 wird von der Ophthalmoskopierlupe 405 eingefangen. Es gelangt über den Teilerspiegel 406 vor dem Operationsmikroskop-Hauptobjektiv 401 zum Strahlteiler 425, von wo es durch das &lgr;/4-Plättchen 443 und das Linsenelement zum Strahlteiler 426 gelenkt wird. Aus diesem tritt es wiederum mit parallelem Strahlengang 445 aus und gelangt über Linsenelemente 446, 447 zu dem Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor 450.

Durch alternierendes Beschalten der Lichtquellen 421 und 422 bei entsprechender Auswertung der Wellenfront des von dem untersuchten Patientenauge zurückgeworfenen Streulichts ist es möglich, auf einer Zeitskala von Millisekunden quasi gleichzeitig die Topographie der Cornea des Patientenauges und dessen Aberration zu vermessen.

Die 5 zeigt ein Operationsmikroskop 500 zur Untersuchung eines Patientenauges 520 mit einer Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront mit einer der 4 entsprechenden Anordnung. Das Operationsmikroskop 500 ist an eine nicht weiter dargestellten Halteeinrichtung 501 montiert. Das Operationsmikroskop 500 umfasst einen Operationsmikroskop-Grundkörper 502 der ein Mikroskop-Hauptobjektiv 503 trägt und an den ein binokularer Einblicktubus 504 aufgenommen ist. Weiter ist an dem Operationsmikroskop-Grundkörper 502 eine höhenverstellbare Ophthalmoskopierlupe 505 befestigt.

Unterhalb des Operationsmikroskop-Grundkörper 502 befindet sich eine Vorrichtung 510 zum Bestimmen der Wellenfront. Diese Vorrichtung 510 zum Bestimmen der Wellenfront ist über einen Strahlteiler 506, der auf der Objekt zugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs 503 angeordnet ist, mit dem optischen Strahlengang des Operationsmikroskops 500 gekoppelt.


Anspruch[de]
Vorrichtung (100, 320, 420, 510) zum Bestimmen der Wellenfront von Licht, das an einem Objekt (190, 302, 402) in unterschiedlichen Zonen (123, 331, 332, 431, 432) gestreut bzw. reflektiert wird,

– mit einer ersten Lichtquelle (101, 321, 421), welche über eine optische Anordnung ein Lichtstrahlenbündel zum Einstrahlen auf das Objekt (190, 302, 402) bereitstellt;

– mit einer zweiten Lichtquelle (102, 322, 422), welche über eine optische Anordnung ein Lichtstrahlenbündel zum Einstrahlen auf das Objekt (190, 302, 402) bereitstellt; und

– mit einer Wellenfront-Messeinrichtung (124, 340, 450) zum Bestimmen der Wellenfront eines Lichtstrahlenbündels (448);

dadurch gekennzeichnet, dass

– Schaltmittel vorgesehen sind, um der Wellenfront-Messeinrichtung (124, 340, 450) wahlweise Licht aus der ersten Lichtquelle (101, 321, 421), das an dem Objekt (190, 302, 402) gestreut bzw. reflektiert wurde, oder Licht aus der zweiten Lichtquelle (102, 322, 422), das an dem Objekt (190, 302, 402) gestreut bzw. reflektiert wurde, zuzuführen.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Wellenfront-Messeinrichtung als Shack-Hartmann-Wellenfrontsensor (124, 340, 450) ausgebildet ist. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die optische Anordnung optische Elemente (128, 119, 323, 301, 305, 423, 405) umfasst, die das Licht aus der ersten Lichtquelle (102, 321, 421) zu einem Strahlenbündel formen, welches mit konvergentem Strahlengang auf das Objekt (190, 302, 402) trifft. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die optische Anordnung optische Elemente (114, 119, 301, 305, 441, 442, 405) umfasst, die das Licht aus der zweiten Lichtquelle (422) zu einem Strahlenbündel formen, welches mit parallelem Strahlengang auf das Objekt (190, 302, 402) trifft. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Lichtquelle als Superlumineszenzdiode (101, 321, 421) ausgebildet ist. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Lichtquelle als Superlumineszenzdiode (102, 322, 422) ausgebildet ist. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Lichtquelle (101, 321, 421) und die zweite Lichtquelle (101, 322, 422) Licht mit gleicher Wellenlänge bereitstellen. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die optische Anordnung einen Polarisationsstrahlteiler (104, 327, 426) umfasst, dem aus einer ersten Richtung Licht aus der ersten Lichtquelle (101, 321, 421) zugeführt wird und dem aus einer von der ersten Richtung verschiedenen zweiten Richtung Licht aus der zweiten Lichtquelle (102, 322, 422) zugeführt wird und der Licht der ersten Lichtquelle und der zweiten Lichtquelle zum Einstrahlen auf das Objekt (190, 302, 402) bereitstellt, wobei dem Polarisationsstrahlteiler ein &lgr;/4-Plättchen (120, 304, 442) zugeordnet ist, welches sowohl von Licht der ersten Lichtquelle (101, 322, 422) als auch von Licht der zweiten Lichtquelle (102, 322, 422) durchsetzt wird. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Schaltmittel der Wellenfrontmesseinrichtung (124, 340, 450) alternierend Licht aus der ersten Lichtquelle (101, 321, 421), das an dem Objekt (190, 302, 402) gestreut bzw. reflektiert wurde, oder Licht aus der zweiten Lichtquelle (102, 322, 422), das an dem Objekt (190, 302, 402) gestreut bzw. reflektiert wurde, zuführen. Operationsmikroskop (300, 400, 500) mit einer Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht nach einem der Ansprüche 1 bis 9. Operationsmikroskop (300, 400) nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass ein Strahlteiler (306, 406) vorgesehen ist, der das Licht aus der ersten Lichtquelle (321, 421) und das Licht aus der zweiten Lichtquelle (322, 422) der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht dem optischen Beobachtungsstrahlengang des Operationsmikroskops (300, 400) überlagert. Operationsmikroskop (300) nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahlteiler (306) auf der objektabgewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs (301) angeordnet ist. Operationsmikroskop (400) nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahlteiler (406) auf der objektzugewandten Seite des Mikroskop-Hauptobjektivs (401) angeordnet ist. Operationsmikroskop (300, 400, 500) nach einem der Ansprüche 10 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass eine Ophthalmoskopierlupe (305, 405, 505) vorgesehen ist, welche von dem Beobachtungsstrahlengang des Operationsmikroskops (300, 400, 500) und von dem Licht der ersten Lichtquelle (102, 321, 421) und dem Licht der zweiten Lichtquelle (102, 322, 422) der Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront durchsetzt wird. Vorrichtung zur Korrektur von Sehfehlern eines Patientenauges, insbesondere zur Korrektur von Sehfehlern mittels Laserablation, mit einer Vorrichtung zum Bestimmen der Wellenfront von Licht gemäß einem der Ansprüche 1 bis 9 und/oder einem Operationsmikroskop gemäß einem der Ansprüche 10 bis 14.






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