CN103491856B - 在视力矫正手术中使用的波前数据的测量/显示/记录/回放 - Google Patents

Abstract

一个实施例是用于向手术提供反馈的装置/系统。该装置包括用于测量光束的波前的实时波前传感器、用于捕捉/记录该光束所来自的场景的实时视频摄像头、用于处理所捕捉/记录的波前数据并将该数据与视频同步并向显示器输出经同步的信息的计算机、以及用于同时显示经同步的波前和视频信息的显示器。本发明的另一个实施例是向手术提供反馈的方法。该方法包括：使用实时波前传感器测量光束的波前的步骤；捕捉该光束所源起的场景的视频；处理所捕捉/记录的波前数据并将该数据与该视频同步化；以及在同一显示屏幕上同时显示波前信息和视频。

Description

在视力矫正手术中使用的波前数据的测量/显示/记录/回放

相关申请

本申请要求2011年2月24日提交的、名为Real-Time Measurement/Display/Record/Playback Of Wavefront Data For Use In Vision Correction Procedures（视力矫正手术中使用的波前数据的实时测量/显示/记录/回放）的美国专利申请序列号13/034,648的优先权。美国专利申请序列号13/034,648的全部内容通过参考全部并入此处。

该申请是在2010年5月28日提交的名为Adaptive Sequential Wavefront SensorWith Programmed Control（具有编程控制的适应性序列波前传感器）申请序列号12/790,301的部分继续申请，该申请序列号12/790,301的专利是2009年12月21日提交的名为User-Proposed Entry Field(s)For Customized Data Analysis/Presentation（定制数据分析/呈现的用户提出的入口域）的申请序列号12/643,945的部分继续申请，该申请序列号No.12/643,945的专利是在2009年10月23日提交的名为Optimizing Vision CorrectionProcedures（优化视力矫正手术）的申请序列号12/605,219的部分继续申请，该申请序列号12/605,219的专利是2007年6月12日提交的、现在是2010年10月19日授权的美国专利7,815,310名为Adaptive Sequential Wavefront Sensor（自适应顺序波前传感器）申请序列号11/761,890的部分继续申请，该申请序列号11/761,890的专利是2006年1月20日提交的、现在是2008年11月4日授权的美国专利7,445,335名为Sequential Wavefront Sensor（顺序波前传感器）的申请序列号11/335,980的部分继续申请，为所有目的所有这些专利申请的内容通过参考并入此处。

技术领域

本发明的一个或多个实施例一般地涉及眼用波前传感器、自适应光学系统、且涉及数据操作与呈现。特定地，本发明涉及波前引导视力矫正手术、与视频“影像”同步的波前数据的实时测量/显示/记录/回放的装置/系统和方法， 用于向视力矫正手术以及向设备的用户界面提供实时反馈，这允许个体用户定制由设备收集或捕捉的数据的操作。

背景技术

波前传感器是用于测量光学波前的像差的设备。已经使用波前传感器，通过将窄光束引导至眼睛视网膜并感测来自眼睛的光学波前来进行眼睛像差测量。对于放松的正常眼睛或像差完全矫正的放松的眼睛而言，来自眼睛的光学波前是平面的。另一方面，如果眼睛具有光学像差，则来自处于放松状态中的眼睛的波前将不再是平面的。

传统的视力诊断、视力矫正、和外科屈光手术，包括自动验光、标准眼波前测量、综合屈光检查仪测试、LASIK（激光原位角磨膜削术）、LTK（激光热角膜成形术）、SBK（前弹力层下角膜磨削术）、IntraLASIK（基质内角膜透镜摘除术）、PRK（屈光性角膜切除术）、LASEK（激光辅助上皮角膜磨削术）、IOL（眼内透镜，包括多焦、可调节、和环面IOL）植入、角膜高嵌体/嵌体植入/放置、RK（辐射性角膜手术）、LRI（角膜缘松解切开术）、CRI（角膜松解切开术）、和AK（拱形角膜切开术），都是一般地进行，没有向医疗专业人员实时显示任何持续的波前测量结果从而实时展示矫正效果（例如，见US6271914、US6271915、US6460997、US6497483、和US6499843）。尽管在动态视力矫正过程之前、期间、和之后，已经使用了波前传感器来测量眼睛的屈光误差和高阶像差，这些设备仅是一般地产生测量的波前图的静态快照显示，藉此可能错失了对于光学结果进行优化的专业人员而言至关重要的信息。

传统地，向终端用户测量设备，该设备具有对于数据收集、处理、和呈现或显示的内置控制。因此终端用户没有自由来按他们的偏好操作数据。对于诸如眼科中的一些应用，有时需要给终端用户提供自由来选择数据操作的偏好的形式、格式、传输功能、应用、表达、输出、和/或算法。

发明内容

一个示例性实施例是向视力矫正手术提供反馈的装置/系统，包括：用 于测量来自生物眼睛的波前特性的实时波前传感器；用于捕捉眼睛的数字图像和/或记录视频影像的实时视频摄像头；计算机，具有数字视频记录器，能进行同步数据处理、实时显示、记录并对该眼睛的所记录的波前数据/结果以及所记录的视频影像进行回放；以及显示器，连接至该计算机，用于在同一屏幕上同时显示经处理的波前结果以及眼睛图像的影像。

另一个示例性实施例是用于向视力矫正手术提供反馈的方法，包括如下步骤：使用实时波前传感器测量来自眼睛的光学波前；使用实时视频摄像头捕捉和/或记录该眼睛的视频影像；使用具有数字视频记录器的计算机来处理该波前数据和视频数据，从而能同步显示、和/或记录、和/或回放波前信息和眼睛的视频影像；并且同一屏幕上或在多于一个（分离的）屏幕（例如，在一个或每一个目镜中的平视显示器）上同时显示经处理的波前结果和眼睛图像的视频。

在一个示例性实施例中，与眼睛的实时视频影像同步且实时地逐帧捕捉波前数据，并且将这两者显示在同一监视器或多个监视器上。

在另一个示例性实施例中，包括数字视频记录器（DVR）能力，能使得在视力矫正手术过程中和/或之后，可将波前测量参数作为与眼睛视频影像同步的影像进行回看（倒带并回放）。

示例性实施例包括允许终端用户选择定制从测量设备捕捉的数据的操作的方式的方法与系统。

本发明的又一个目的在于，使用具有偏移性质的实时反馈来引导并优化基于角膜材料移除的视力矫正外科手术，诸如包括LASIK、SBK、LTK、IntraLasik、FlEXi Lasik、PRK、LASEK、RK、LRI、CRI、和AK在内的外科手术。

一旦结合相应附图查阅了实施例的下述详细描述，对于本领域技术人员而言，本发明的这些和其他特征与优势将是非常明显的。

附图说明

图1示出来自处于放松状态的正常眼睛的平面波前。

图2示出来自近视的眼睛的会聚的球面波前。

图3示出来自远视的眼睛的发散的球面波前。

图4示出来自近视且具有散光的眼睛的波前。

图5示出一个实施例的示意图，其中使用动态散焦偏移设备来抵销来自眼睛的波前的球面屈光误差。

图6示出图5中所示的典型的电子控制与检测系统的框图。

图7示出具有结合在成像路径中的物共轭面处的微显示器的外科显微镜的示图。

图8示出能进行散焦扫描从而确定可突显剩余像差（多个）的最佳散焦偏移位置的内置算法的示例性流程图。

图9A示出示例性装置/系统实施例的示意图，包括实时波前传感器、用于对眼睛成像的实时视频摄像头、和包含数字视频记录器且连接至监视器的计算机。

图9B示出由示例性实施例执行的步骤的示例性流程图。

图9C示出由示例性实施例产生的显示的屏幕截图。

图9示出具有四个感光区域A、B、C、和D的四象限检测器，以及平面子波前和非平面子波前在该四象限检测器上的图像斑点。

图10示出通过顺序波前传感器对在平面波前、具有散焦的波前、和具有散光的波前的圆环周围的许多子波前进行采样，在该四象限检测器上的相关联的图像斑点位置，以及当显示在监视器上时相应质心位置的顺序移动。

图11示出具有不同的散焦偏移的截面波前以及对于仅具有散焦或球面屈光误差的眼睛的情况2D质心数据点图形的相应变化。

图12分别示出具有不同散焦偏移的垂直和水平的截面波前以及对于具有散焦以及散光的眼睛的情况2D质心数据点图形的相应变化。

图13示出基于2D质心数据点图案来寻找长轴和短轴并由此得到所测得的波前的球面和柱面屈光误差的主要步骤的示例性流程图。

图13A示出示例性实施例的框图；

图13B示出在本公开的方法的一个实施例中涉及的步骤的框图；

图13C和13D示出来自一个实施例用户输出的屏幕截图；

图14示出具有轴标记的环面透镜的示意图。

图15示出另一个实施例的示意图，其中使用动态波前操作设备来抵销该波前的某些所选择的像差分量。

具体实施方式

现在将详细参看本发明的各实施例。在相应附图中示出这些实施例的示例。尽管将结合这些实施例来描述本发明，但是可理解的是并不意在将本发明限制在任何实施例中。相反，旨在覆盖可包括在如所附权利要求定义的本发明精神和范围内的选择、修改和等价方案。在以下描述中，阐述了许多具体细节以提供对各种实施例的透彻理解。然而，在没有这些特定细节中的一些或全部的情况下，也可实施各实施例。在其他情况下，众所周知的过程操作并未进行详细描述以免不必要地混淆本发明。进一步，在说明书中各处的每一次出现短语“示例性实施例”并不一定涉及相同的示例性实施例。

一个实施例是一装置，包括动态波前传感器，该传感器被配置为接收一部分波前并输出指示聚焦的子波前的位置的位置值，其中该一部分波前包括多个子波前，可控的波前偏移元件，被放置为在其入射到该波前传感器上之前截取该一部分波前，以及控制器，耦合至该可控的波前偏移元件，被配置为控制该可控的波前偏移元件来抵销该波前的所选择的波前像差分量，从而允许更有效地检测该一部分波前的剩余像差分量。

一个示例性实施例是一装置，包括：动态波前传感器，配置为接收一波前并输出指示聚焦的子波前的位置的位置值，其中该波前包括多个子波前，且其中该波前包括非平面波像差分量；可控的波前偏移元件，被放置为在其入射到该波前传感器上之前截取该波前；以及控制器，耦合至该可控的波前偏移元件，被配置为控制该可控的波前偏移元件来仅抵销该波前的所选择的非平面波像差分量，从而允许更有效地检测到该波前的剩余非平面波像差分量。

另一个示例性实施例是一装置，包括：子波前聚焦透镜，被配置为将一子波前（该子波前是由光源生成的波前的一部分）聚焦为位于焦平面上的一图像斑点，且该波前包括非平面波像差分量；顺序波前扫描设备，被配置为将入射的波前的不同部分按顺序地投射到子波前聚焦透镜上；可变孔径，被配置为控制该子波前的大小；位置感测设备，基本位于该子波前聚焦透镜的焦平面处， 被配置为在该位置感测设备上指示该图像斑点的位置；可控的波前偏移元件，被放置为当该波前入射在该波前传感器上之前截取该波前；以及控制器，耦合至该可控的波前偏移元件，被配置为控制该可控的波前偏移元件来仅抵销该波前的所选择的非平面波像差分量，从而允许更有效地检测到该波前的非平面波像差分量。

另一个示例性实施例是一种装置，包括波前传感器，被配置为：在正在进行的视力矫正手术期间，测量从患者眼睛返回的波前的实时像差值，同时由外科医生查看患者眼睛的图像，并用于提供表示实时像差值的输出信号；以及显示器，耦合至该波前传感器，被配置为向外科医生示出指示该实时像差值的动态显示，并被配置为在正在进行的视力矫正手术期间被外科医生查看的同时还查看患者眼睛的图像。

应该了解的是上述和整个申请中不同实施例的特征可彼此组合和/或彼此替换。

一个示例性实施例是用于优化视力矫正手术的装置，包括：窄光束，被引导至患者的视网膜；动态散焦偏移设备，被配置为抵销来自眼睛的波前的散焦；波前传感器，被配置为测量在具有散焦偏移的波前上的圆环（其直径可动态地变化）周围所采样的许多子波前的局部倾斜；以及显示设备，被配置为实时显示二维（2D）质心数据点图案，其中每一个数据点位置代表所采样的子波前的相应的局部倾斜。

另一个实施例是用于优化视力矫正手术的方法，包括：将窄光束引导至患者的视网膜；动态地抵销来自患者眼睛的波前的散焦；使用波前传感器来测量在具有散焦偏移的波前上的圆环（其直径可动态地变化）周围所采样的许多子波前的局部倾斜；以及实时显示二维（2D）质心数据点图案，其中每一个数据点位置代表所采样的子波前的相应的局部倾斜。

延伸基于实时波前测量反馈来抵销一些波前像差分量的一般概念，从而允许更为清楚地显示剩余像差分量，一个实施例是用于优化视力矫正手术的装置，包括：窄光束，被引导至患者视网膜；波前偏移元件，被配置为动态地仅抵销来自患者眼睛的波前的特定的像差分量；实时波前传感器，被配置为测量在具有偏移的波前上根据特定采样图案所采样的许多子波前的局部倾斜；以及 反馈装置，被配置为引导该偏移。

另一个实施例是用于优化视力矫正手术的方法，包括：将窄光束引导至患者视网膜；使用波前偏移元件动态地仅抵销来自患者眼睛的波前的特定像差分量；使用实时波前传感器来测量在具有偏移的波前上根据特定采样图案所采样的许多子波前的局部倾斜；以及使用反馈装置来引导该偏移。

一示例性实施例，对于来自眼睛的一些波前像差分量（多个），使用主动偏移而不仅是被动补偿。可使用简单的焦距可变透镜或其等效物、或者更为复杂的波前操纵器，来实现该偏移。与现有技术的关键区别在于该抵销的主动部分。可扫描该偏移并以动态方式向一个或多个特定像差分量施加有意的偏移。

另一个示例性实施例涉及：基于实时波前测量反馈，终端用户或内置算法控制来确定将要施加的偏移的量或范围。一个目的是突出在视力矫正手术期间需要被进一步矫正的那些波前像差分量的关键特征。另一个目的在于平均化噪声且获得眼睛像差的较好的测量。

另一个示例性实施例对波前进行采样并以屈光外科医生可易于理解的方式来显示该实时测量结果。特定地，通过围绕具有特定散焦偏移的波前的圆环来采样或扫描该散焦偏移，可生成可拟合为椭圆的2D质心数据点图案，具有作为椭圆极限情况的圆圈和直线，且这样做，可实现球柱屈光误差的直接表示。

另一个示例性实施例动态地改变波前采样所选择的圆环大小，从而向终端用户呈现易于理解的2D质心数据点图案的同时，如果需要，采样也可覆盖大多数波前。可使用内置算法来考虑圆环大小变化且仍然呈现椭圆或作为球面和柱面屈光误差的典型表示的图，这是视力矫正专业人员所很好理解的。

另一个示例性实施例根据采样图案来采样波前，同时抵销一些低阶像差，以使可清楚地突出关于一些特定高阶波前像差的信息，反之亦然。例如，通过动态地抵销散焦和补偿散光，可突出高阶像差（HOA）内容并以临床专业人员易于理解的格式来显示该高阶像差（HOA）内容，高阶像差（HOA）内容诸如彗差，这是外科医生非常熟悉且具有技术来用外科手术克服的非常普遍的HOA。

另一个示例性实施例，内部操作地引导IOL放置，且然后在仍处于手术室中时确认优化定心、倾斜、外周角度取向（在任何具有环面的透镜的情况下）、以及屈光结果（即，内部操作地确认屈光正常的状态，或者患者的任何其他屈光终极目标）。更特定地，可使用2D质心数据点图案来引导由IOL所施加的倾斜的减少；当植入多焦IOL时，可使用本发明公开的装置来控制并改变所采样的圆环大小来检查所植入的多焦IOL的焦距范围；当植入可调节眼内透镜（AIOL）时，可使用本发明公开的装置来测量所植入的AIOL是否可提供期望的调节范围；当植入环面IOL时，可使用本发明公开的装置来引导该环面IOL的定心和外周角度取向。

一示例性实施例确认IOL选择的光焦度是否正确，特别是对于外科手术前的IOL选择规则没有带来一致效果从而进行术后角膜屈光手术的患者。

另一个示例性实施例允许塑形并放置体内或体外的角膜高嵌体和/或嵌体。

没有任何光学像差的眼睛被称为正常眼睛，且正常的无像差视力或眼界被称为正视。在这样具有完美视力的眼睛中，眼睛放松时，来自较远物体的光线可达到视网膜上的准焦点上。这是想要使用激光或其他视力矫正手术达到的效果。由于对于较远物体，进入放松的正常眼睛的波前可被认为是平面的，当使光线传播方向逆反时，即，当来自靠近视网膜的中央凹（fovea）的点光源发射的光线反向行进通过眼睛光学系统并离开眼睛时，波前也是平面的。图1示出来自放松的正常眼睛120的平面波前110。

眼睛像差一般被分为低阶和高阶。低阶像差包括散焦（也称为球面屈光误差）和散光（也称为柱面屈光误差）。这两个不同类型散焦的更为熟悉的名字是近视（近视眼）和远视（远视眼或能远怯远症）。可使用自动验光仪来测量这些屈光误差，且它们可指出眼睛中所有像差的约85%。当来自靠近视网膜的中央凹的点光源发出的光相反行进通过具有散焦的眼睛光学系统并离开眼睛时，该波前是球面会聚或球面发散的。图2示出来自近视的眼睛220的会聚球面波前210，且图3示出来自远视的眼睛320的发散的球面波前310。

如果不存在散光，眼睛的角膜形状像是棒球切开一半的截面。在整个轮廓上，该半球的曲率或平坦度都是相同的。将此与和沿长方向（在该长方向， 通过两个尖端）橄榄球切开一半类似的角膜进行比较。该角膜在长方向（沿切痕）的曲率并不与沿短方向一样陡峭。这样的角膜并不是将光聚焦在单个点上，而是聚焦在两个点上。具有未经矫正的散光的某人可看到模糊且重影的图像。向沿长方向切开的橄榄球的角膜，具有散光。

在具有散光的眼睛中，来自较远物体的光线落在沿两个垂直取向方向的位于两个不同点处的焦点，例如，一个位于视网膜上且另一个位于视网膜后。这可能是具有散光的角膜的眼睛的情况，不均匀的曲率像是延长方向切开的橄榄球。这两个不同曲率导致两个不同焦点。取决于焦点所在位置，存在不同组合的散光。示例包括：

·简单的近视散光：一个点在视网膜前，另一个位于视网膜上；

·复合近视散光：两个焦点均位于视网膜前；

·简单的远视散光：一个点在视网膜后，另一个位于视网膜上；

·复合远视散光：两个焦点均在视网膜后；

·混合散光：一个点在视网膜前，另一个在视网膜后；

通常，当在眼睛内和角膜处发生散光时，眼睛内的散光在量方面恰与角膜散光相反。因此这两个形式的散光彼此消除，且使眼睛不具有显著量的散光。

散光的眼睛一般具有两个不同的子午线，彼此相对90°，这使得图像聚焦在每一个子午线的不同平面内。子午线各自可是近视、远视、或正视眼的。散光的矫正一般是柱面或环面透镜，这种透镜具有在不同的特定取向方向上的不同的光线聚焦光焦度。

不论焦距的距离，散光使得图像位于焦距外。通过调节或聚焦来使得“最小弥散圆”到达在视网膜上，可让散光的眼使模糊达到最小。

为了矫正散光，当柱面透镜被放置在眼睛前或眼睛内时，必须指定柱面透镜的轴的位置。在指明轴的角度时，观察者面对患者且取向角度零位于观察者左侧。在水平线下方读取标度，在底部是90°且在右侧是180°。

对于散光眼或具有柱面屈光误差的眼睛的情况，来自靠近眼睛的视网膜中央凹的点光源的波前可不再相对于光轴旋转对称，且取而代之的是，该波前将沿两个不同但是互相垂直的方位角取向方向具有不同的球面发散或会聚。

图4示出来自近视且具有散光（复合近视散光）的眼睛420的波前。注 意，对于垂直（侧视图）和水平（俯视图）截面而言，离开眼睛后波前的会聚程度是不同的。在光线离开眼睛后，相比俯视图情况的水平截面的波前410b，侧视图情况的垂直截面的波前410a，初始地更为会聚。因此，光束形状将不再是围绕光轴具有旋转对称的纯圆锥形。如三维图示430所示，遵循从右向左的光线传播，光束截面形状（垂直于光束传播方向）将从较大的水平椭圆、变化至水平线、变化至具有较短长轴的较小的水平椭圆、变化至最小弥散圆、变化至具有较短长轴的较小的垂直椭圆、变化至垂直线、然后变化至较大的垂直椭圆。应该注意的是，光束截面的这些形状不应该与下文讨论的二维（2D）波前质心数据点图形混淆，尽管两者之间存在对应性或相似性。

至于波前，必须注意，几何光线光学器件表示是不准确的。由于光束聚焦在最佳聚焦位置附近，应该使用波动光学来解决波前变化。实际上，在最佳聚焦区域附近，光束更像是高斯光束，且波前的曲率将不再保持相同而是将逐渐从会聚波前变化至略微更会聚的波前、然后变化至较少会聚的波前且最终变化至平面的波前且然后变化至发散的波前。在水平线光束形状位置，侧视图或垂直截面的波前实际上是平面的，因为这是相应垂直截面的波前从会聚球面波前变化至发散球面波前的点。类似地，在垂直线光束形状位置，俯视图或水平截面的波前将是平面的，因为这是相应水平截面的波前从会聚球面波前变化至发散球面波前的位置。下文中，对于光束形状变化和相关联的波前变化之间的对应性，我们将给出更详细的讨论。

应该注意，视觉灵敏度和视觉性能相关于波前像差，但是用于描述视力的度量与可拿到眼镜店填写的眼镜或隐形眼镜的处方并不相通。视力一般用Snellen格式给出，例如，20/40。对于20/40视力，患者在20英尺远处可看到的物体，可由具有20/20视力的某人从40英尺远看到。因此，具有20/400视力的某人具有甚至更差的视力；分母或第二个数字越大，视力越差。极端情况，如果视力甚至更糟，以使不可看到视力表上最大的字母“E”，则可数清的手指的个数是测量视力的方法。如果某人具有“在3英尺远处数手指”，这意味着有问题的眼睛具有劣于20/400的视力，且在3英尺远处仅能识别出手指个数。完美视力的黄金标准是20/20视力，尽管很多患者能看到比“完美”更佳。尽管大多数患者一起使用双眼，但是独立地测试每一个眼睛，就像个人处方的测 量一样。下表示出视觉灵敏度（单位为英尺和米）以及以屈光度为单位（这是透镜的光焦度的测量单位，等于以米测得的焦距长度的倒数（即，1/米））的屈光误差之间的关系。

以视力矫正的处方的形式，如果眼睛仅是近视，将存在单负的屈光度数字。减号表示近视或近视眼。在减号之后的数字表示近视的量或“严重度”。例如，-1.00D意味着近视的一个屈光度，-5.25D意味着5.25或五又四分之一的近视屈光度。这比-1.00D更近视，且所以需要更厚的负片眼镜。

如果眼睛仅是远视，将存在单为正的屈光度数字。加号表示远视或远视眼。在加号之后的数字表示远视的量或“严重度”。例如，+1.00D意味着远视的一个屈光度，+5.75D意味着5.75或五又四分之三的远视屈光度。这比+1.00D更远视，且所以需要更厚的正片眼镜。

如果眼睛具有散光，数字变得更为难以理解。实际上在具有散光的眼睛的处方中存在3个数字。通常形式为S+C×轴。S和C都可以是正或负数。S是指处方的所谓“球面”或球面部分。C是指处方的散光量或柱面部分。轴是0到180度之间的任意数字；这个轴数字表示何处发生角膜曲率的差异或如何取向或对准（align）散光。指出存在多少散光还不够，还有必要通过给出坐标 来了解何处发生了曲率的差异。因此，在某种类型和严重度的散光的处方中存在三个数字。第二个数字C越大，存在越多散光。存在数种类别的散光，且通过分析该3个数字的处方，指定了散光的准确类型。例如，-2.00+1.50×180意味着负2屈光度的球面屈光误差以及在180度处的轴处的正1.50屈光度的散光；+4.00+3.00×89意味着正4屈光度的球面屈光误差以及在89度处的轴处的正3屈光度的散光。

高阶像差是指由穿过具有不规则屈光组件（泪液膜、角膜、水状体、晶状体、和玻璃体）的眼睛的光的波前所获取的其他失真。角膜和晶状体的异常曲率可归功于高阶像差（HOA）。严重的高阶像差也可源自来自眼科手术、外伤、或疾病对于角膜的瘢疤。浑浊眼睛自然晶状体的白内障可引起高阶像差。当干燥的眼睛使得眼睛泪液膜（帮助弯曲或屈光光线来实现聚焦）变小时，也可导致像差。高阶像差的一些名字是慧差、三叶形像差和球面像差。可使用波前传感器测量高阶像差，且它们可指出眼睛中全部像差的约15%。

尽管存在已经使用波前传感器来在视力矫正前做出测量（这可提供视力矫正手术的处方）且视力矫正手术期间或之后的波前测量结果的快照可告诉视力矫正专业人员该矫正是正在进行还是已经恰当地结束这一事实，当时波前图的静态或快照本质无法实时地即刻引导或测定视力矫正手术来优化视力矫正结果。缺乏实时客观反馈经常导致需要一个或多个后续手术（多个）来修剪（trim）或精细调整视力矫正，这高成本、固有地存在风险、费时、且对于眼科医生和患者而言均是麻烦的。

尽管对于使用闭环形式的波前测量来控制基于激光的屈光手术存在一些公开（见例如，US6428533、US6887232、US7232463、US6394999、和US6508812）且对于实时显示波前测量结果也存在一些公开（见例如，US6572230、US6609794、和US6631991），但是由于这闭环控制没有给临床专业人员自由来实时定制视力矫正手术且该显示并不是以专业人员可易于理解的格式显示的，这些控制和显示并不是用户友好的。进一步，结合了波前补偿器（多个）的之前的基于波前传感器的自适应光学系统以开/关模式操作，仅允许终端用户打开或关闭波前补偿器（多个）来补偿一些低阶或全部异常眼睛波前（见例如。US5777719、US5949521、US6095651、US6948818、US7416305、 US6595643、US6709108、US6964480、US7448752、US7419264、US7475989、US6631991、US6634750、US7226443、和US7237898）。它们不允许终端用户动态地或部分地取消或有意地抵销所选择的一些波前像差分量以使以突出或显著的方式来展现其他波前像差的重要特征。此外，呈现波前测量结果的传统方式（一般是2D波前图或Zernike多项式系数的形式）对于视力矫正专业人员或屈光外科医生而言完全不可理解。因此，临床专业人员经常发现难以在视力矫正手术期间解释用于引导的波前测量来优化矫正结果。

在接下来描述的示例性实施例中，当视力矫正手术正在进行时，提供了影像形式而不是快照的波前测量的实时客观反馈，这对于视力矫正专业人员而言是可理解的。这能使视力矫正专业人员仅动态地抵销或部分地消除某些波前像差分量，从而突出或甚至放大需要被进一步矫正的剩余波前像差的临床上重要的特征（多个）。同时，需要以易于干扰和理解的方式来呈现波前测量结果。标识出这些漏掉的特征将允许更易于实时地优化视力矫正手术。

根据一个或多个示例性实施例，响应于所测得的波前的实时反馈和/或显示，由终端用户安排或者基于一些内置算法，来自眼睛的波前的散焦分量被有意且主动地抵销。使用有意且主动的偏移不仅服务于补偿波前散焦的功能，还可服务于克服波前传感器在测量所采样的子波前的局部倾斜时的动态范围极限的目的、还可更清楚地展示出其他像差分量（多个）的主要特征（多个），因此能使视力矫正专业人员或屈光外科医生实时地精细调整该视力矫正手术以及最小化剩余的波前像差（多个）。在采样和显示实时波前测量结果方面，围绕圆环采样能在监视器上以2D质心数据点图形的形式显示所采样的子波前的局部倾斜，其可被拟合为圆圈或椭圆或直线，因此直接表示出两个主要屈光误差，即球面和柱面屈光误差，以及柱面/散光轴，或者拟合至彗差的心形线或其他高阶非对称形式。作为结果，屈光外科医生可易于理解波前测量结果并相应地精细调整视力矫正。

注意，所有波前像差中，在不同眼睛之间，球面屈光误差具有最大的变化范围（在一些极端情况下可能高达±30屈光度），而诸如散光之类的所有其他波前像差分量具有小得多的变化。此外，在屈光手术期间，如果移除眼睛中的晶状体，相比有晶状体的眼睛，无晶状体的眼睛可具有彻底不同的球面屈光 误差屈光度值，两者差异高达20屈光度。由于在感测所采样的子波前的局部倾斜方面波前传感器的动态范围受限，因此期望的是在该波前传感器的光路径中配置散焦补偿设备来恰补偿该球面屈光误差，以使得波前传感器可测量经散焦补偿的波前。然而，如上所述，现有技术的具有波前补偿器（多个）或自适应光学系统的波前传感器基本全部以“开和关”的模式操作，从而打开或关闭波前补偿。在易于解决屈光外科医生应该如何继续以实时地获得更好的视力矫正方面，这样的操作没有给屈光外科医生提供足够的帮助。为了克服这个短处，屈光外科医生或内置算法可选择性地消除或抵销特定波前像差分量（多个），因此能以“放大”或“扩大”的方式来突出剩余像差（多个）。作为结果，屈光外科医生可实时看到他/她的视力矫正手术应该如何继续从而移除剩余像差（多个）、确认结果、以及记录经补偿的像差的值和感测。

图5示出动态波前感测系统的一个实施例，其中使用散焦偏移设备来抵销来自眼睛的波前的球面屈光误差分量。

顺序波前传感器528具有第一透镜504，用于聚焦具有波前502的线性偏振输入光束。聚焦光束行进通过偏振分束器（PBS）506，其被配置为使得其穿过的偏振方向与入射光束的偏振方向对准。作为结果，线性偏振会聚光束将穿过PBS506。四分之一波片508被放置在PBS506之后，其快轴被取向为使得光束穿过该四分之一波片508之后出现圆偏振光束。针孔板510被放置在四分之一波片508之后且恰位于扫描镜512之前，从而用于拒绝不是直接来自光束的感兴趣的波前的光。

输入的会聚光束，在通过针孔板510后，被聚焦在倾斜的扫描镜512的反射表面上，扫描镜512被安装在电机轴514上。由扫描镜反射的光束是发散的，其光束中心的主要光线变化至一方向，该方向取决于扫描镜512的倾斜角度和电机514的旋转位置。期待的是该经反射的光束仍然是圆偏振的，但是该圆偏振旋转方向将从左手变化为右手或者从右手变化为左手。因此，一旦在光束返回路径上第二次通过该四分之一波片508，该光束再次变成线偏振，但是其偏振方向旋转至相对于原始入射光束而言正交的方向。因此，在偏振分束器506处，如图5中虚线光束所示，返回光束将大多被反射至左侧。

第二透镜516被置于PBS506左侧来校准反射的发散光束并产生原始输 入波前的复制品。由于扫描镜的倾斜，所复制的波前被横向移动了。孔径518被放置在第二透镜516之后且恰位于子波前聚焦透镜520之前，从而选择所复制的波前的一小部分。该子波前聚焦透镜520将所选择的子波前聚焦在位置感测设备522上，该位置感测设备被用于确定从顺序选择的子波前中生成的聚焦光斑的质心。通过以连续或步进方式来旋转电机514且改变扫描镜512的倾斜角度，可控制所复制的波前的径向和方位角变化量，以使得可选择所复制的波前的任何部分以顺序方式通过孔径518。作为结果，对于标准Hartmann–Shack波前传感器的情况，原始入射光束的总波前可被表征，除了现在以顺序方式而不是并行方式获得每一个子波前的质心。

当扫描镜的倾斜角度保持恒定时，按顺序地扫描波前502的环部。通过改变扫描镜的倾斜，可改变环部的半径。

光源模块535，包括光源534、校准透镜537、和光束引导元件536，被用于将窄光束引导至患者眼睛538的视网膜上。在US20080278683中已经提到，可使用红外成像模块538来监测视网膜中央凹的位置以及对准并对齐该眼睛。此外，如图5中所示，内固定和视觉灵敏度投影模块542可包括微显示器544和光束引导元件548，且用于改变患者眼睛的适应性调节以及检查患者视觉灵敏度。当患者的眼睛的适应性调节机制没有被麻痹时，在整个适应性调节范围上的波前像差的连续测量将提供视力矫正的优化处方。尽管图示出了这两个模块，但是还应该理解，对于装置实施例，它们并非绝对需要的。

然而，作为实施例的一个方面，在也为整个适应性调节范围作出波前测量的情况下，内固定/视觉灵敏度投影模块还可被用于改变患者眼睛的适应性调节。在适应性调节期间，尽管固定轴可不变化，这意味着合适的患者对准，但是实际视觉轴或中心可变化，表示一种伪适应性调节或非对称视力矫正。波前传感器可记录该变化并确定适应性调节矫正。

作为实施例的另一个方面，也可使用内固定/视觉灵敏度投影模块来引导患者偏轴地看，从而可将入射光束引导至落在视网膜的不同位置而不是落在视网膜中央凹处。这可通过将微显示器544的特定像素或一组像素打开而实现，且作为结果，将引导眼睛固定在该“打开的”像素（多个）上，且可对于中心和外围光散射位置捕捉眼睛像差波前。在这样做时，可根据入射光束的着陆位 置来测量波前像差，且因此可生成从视网膜上不同位置散射的光的波前像差的2D阵列。除了仅来自中心光散射位置的常规眼睛像差波前测量外，这样的2D阵列波前测量还给视力矫正专业人员提供了附加有价值的信息。在除了中心视力外还可优化外围视力的角度而言，这将进一步优化像差矫正处方。

在图5中，通过改变在光路中置于波前传感器528之前的透镜或透镜组合505的有效焦距长度或球面屈光度，实现主动的散焦偏移。可校准有效焦距长度的改变来指示将从视网膜返回的实际波前改变为平面波所需要的屈光度（例如）的矫正。这个屈光度的矫正是矫正患者视力的屈光处方。下文详细描述或者球面和散光像差的这个处方的步骤。

注意，本实施例和在US7445335与US20080278683中公开的那些实施例之间的差异在于在光学路径中配置动态散焦偏移元件505。如果使用这样的元件的话，以前的实施例仅提到补偿或使散焦无效功能（defocus nulling function）。在当前实施例中，除了补偿或无效功能外，散焦偏移元件505还提供主动偏移或部分地消除在正或负方向中的球面屈光误差分量，从而使得波前更多或更少球面发散或会聚，且根据实时显示和/或波前测量的反馈，主动偏移由屈光外科医生安排或由内置算法控制。

该实施例的一个方面在于使用散焦偏移设备来部分地补偿任何相对较大的球面屈光误差，从而剩余的球面和柱面屈光误差以及其他高阶像差全部落在波前传感器的测量动态范围内。由此，可变焦距长度透镜用作光学组件，也可显著增加组合的波前感测系统的测量动态范围。本实施例的另一个方面在于，在适应性调节范围上进行或不进行眼睛的适应性变化的情况下，扫描波前测量范围内的散焦偏移，从而可获得眼睛屈光误差的更好和更准确的测量。

应该注意的是图5中描述的散焦偏移设备可包括一组透镜，被配置为允许调焦范围沿返回光束光学轴的变化。这些透镜的位置和轴向间距提供了可主动移除或调节所发出的光束的球面屈光误差分量的偏移。这个主动聚焦改变了光束的发散度或会聚度来“拟合”或允许匹配光束聚焦性质，从而衰减另一个像差性质，以使指示散光情况的椭圆形光束形状出现。在准确知道补偿的焦距变化的情况下，这个“拟合过程”确实改变了这种光束的球面光焦度。由主动偏移透镜（多个）引入的一阶线性焦点变化没有改变其他固有像差的性质，其 基本目的在于突出并强调所存在的潜在高阶像差。检测现有高阶像差的敏感度随着更准确的拟合位置而增加，因为像差的球面屈光误差分量被“匹配”或“拟合”允许对于由更小的斜率值（可由较大的球面波前斜率值所掩盖）所施加的波前变化的更好的了解和检测。

这可以通过下述而更形象化：考虑地球的全貌，地球具有较大的基本球状，其具有由局部地形变化引起的无数较小的斜率变化，其中山脉是正的局部斜率变化而山谷是负的斜率变化。如果平坦化地球的较大的线性球形分量，剩余的较小的斜率变化将变得愈加明显，且更好地定义总体的非一般椭圆体的椭圆形状。这个主动散焦偏移仅作用于所收集到的返回光束的线性球面分量上。

应该注意的是，尽管正和负透镜组合相对轴向移动被用作图5中的散焦偏移元件，可使用其他焦点可变的光学元件，包括液态或固态焦距可变透镜、音圈或电机驱动的可移动透镜（多个）、液晶透镜（多个）、声光透镜（多个）、变形镜（多个）、和光阑（多个）。散焦偏移元件的位置不需要恰位于波前传感器前，且可以位于光学路径的任何地方，只要它用于抵销波前的散焦即可。实际上，为了紧凑设计，可将散焦偏移元件和其他光光学元件（多个）一起设计在波前传感器528内。例如，其可与顺序波前传感器528的前聚焦透镜504组合。这样的实时顺序波前传感器可被制成具有较小形式因子且因此可被结合到大量光学成像或测量系统内，诸如眼屈光外科显微镜中。还应该注意的是，尽管在图5中示出顺序波前传感器528，还可使用其他类型的波前传感器，只要它可提供波前测量即可，这样的传感器包括Hartmann-Shack、Talbot-Moire、Tscherning、光线跟踪传感器、相位差传感器、和干涉测量波前传感器。

电子控制与检测系统532协调所有有源元件的激励，包括散焦偏移设备505、近红外成像摄像头584的聚焦透镜582、内固定/视觉灵敏度投影仪542的适应性调整变化元件546、和其他。

图6是电子控制与检测系统532的示例性实施例的详细框图。印刷电路板（PCB）600包括微控制器601，具有用于存储程序代码和数据的存储器602、以及用于执行该程序代码并处理该数据的处理单元604。该微控制器具有耦合至各控制模块606到618的I/O接口（用箭头指示）605。使用标准技术，这些控制模块与图5中示出的确定的动态波前感测系统的各组件相接。

PCB600还包括用于与主机计算机接口的主机侧接口620和用于与诸如脚踏开关624之类的用户接口设备相接的用户接口622。脚踏开关可被配置为允许外科医生通过控制散焦机制的位置来“放大”或“缩小”。

存储器602被配置为存储被执行来实现下述算法的程序，从而控制图5中所示的确定的动态波前感测系统。图6中所示的各模块可被实现为分立部分或集成在ASIC或其他可编程设备上。

微控制器601可向连接至扫描镜驱动器的扫描镜控制器606发送控制信号来驱动扫描镜614，且可向光源控制器608发送控制信号来打开和关闭光源534。进一步，该微控制器可通过前端放大器和A/D转换器610，从图5所示的四象限检测器522接收信号。此外，微控制器还可通过聚焦透镜控制器612来控制NIR摄像头聚焦透镜582。微控制器的一个关键功能在于通过散焦偏移控制器614来抵销散焦偏移设备505的散焦。该微控制器可提供的更多附加功能包括通过内固定控制器616来控制适应性调整变化元件546、以及通过可变孔径控制器618来改变可变孔径设备518的子波前采样孔径大小。可由专用微处理器或计算机或其他电子处理装置来提供电子控制与检测子系统的功能，且因此，图5中所示的电子控制与检测系统532仅应被认为是任选组件而不应该是对于装置必需的项。

包括图5中所示的显示模块592，因为在视力矫正手术期间可由屈光外科医生直接查看，从而引导他/她选择期望的散焦偏移以及优化视力矫正手术结果。然而，应该注意的是，图5中所示的显示模块592应该被宽泛地解释为实时反馈装置。实际上，对于外科显微镜下的视力矫正外科手术，实现显示实时波前测量的方法在于在外科显微镜内结合微显示器，以使得可在由外科显微镜形成的患者眼睛的图像上覆盖波前测量结果并直接向屈光外科医生显示。这样做时，该外科医生不需要将他/她的头从外科显微镜的双筒望远镜移开。

图7示出具有结合在成像路径中的物共轭面处的半透明的微显示器720的外科显微镜710的示图。使用这个微显示器来显示图5的确定的动态波前感测系统的输出，以使外科医生在不从显微镜目镜上移开来看的情况下可响应于所提供的信息。应该注意的是，如果该微显示器不是半透明的，可在成像路径上配置光束引导元件来使得该微显示器图像投影在外科医生眼睛的视网膜上。 该显示器还可以是较小的LCD检测器，可直接安装在外科显微镜上。

另一方面，如果外科显微镜视野已经被显示在远离外科显微镜的较大屏幕上，且外科医生正根据较大屏幕显示的显微镜视野在对患者进行手术，则该实施例波前测量结果应该显示在同一个较大屏幕上，作为覆盖图像或者显示在不同显示窗口上。

具有散焦偏移的实时波前测量所提供的信息也可以是其他数据格式的。一个示例是使用内置算法，该算法将自动抵销或扫描散焦且同时提醒屈光外科医生他/她应该以特定方式继续该视力矫正手术。

图8示出其中扫描散焦从而确定可突出剩余像差的最佳散焦偏移位置这样的内置算法的示例性流程图。然后选择该散焦偏移设定值或位置，且然后指令屈光外科医生他/她应该如何继续视力矫正手术。

在过程框800中，启动波前处理器实时反馈算法。例如，用户可从显示在主机显示器上的算法菜单中选择实时反馈算法。

在过程框802中，散焦偏移被移动至下一位置，且在过程框804中，测量来自图像斑点位置检测器象限的响应。

在过程框806中，计算基于来自每一个位置检测器象限的响应的笛卡尔坐标系。然后，例如，确定所采样的波前的波前倾斜、质心位置、最大和最小轴、球面、柱面、彗差、和三叶形像差的大小。还有，显示质心轨迹。可对于相同散焦偏移位置多次作出计算，直到例如，通过平均化达到期望的信号噪声比，且换言之，相同圆环可被采样多次并平均，直到获得了期望的信号噪声比。还有，可采样多个同心圆环来覆盖整个波前。此外，通过与扫描镜的扫描同步地、多次以脉冲方式导通光源，也可改变想要围绕单个圆环采样的子波前的数量。

在过程框810中，确定是否已经收集了散焦偏移数据点的所要求的数量。如果没有达到数据点所要求或期望的数量，过程返回至过程框802，散焦被偏移至下一个位置。为了确定是否达到数据点所要求或期望的数量，可使用实时波前测量结果作为标准。如果波前测量指示所采样的子波前倾斜仍在波前传感器的动态范围内，则散焦偏移可继续。如果另一方面，波前传感器测量结果显示一个或多个测得的子波前局部倾斜已经位于或落在动态范围外，这将表示达 到了散焦偏移的一端。使用相同标准来确定散焦偏移的另一端，直到收集了两个极值之间的所有数据点。

如果对于是否已经达到数据点的所要求或期望的数量的问题的答案为是，则该过程继续到过程框812，此处，从通过扫描偏移获得椭圆中确定可突出剩余像差的最佳偏移值（多个）。下面将参看图13详细描述此步骤。散焦机制被偏移至“最佳偏移”值之一，且在显示器上显示所得的质心数据点。向屈光外科医生提供有关如何最佳地继续视力矫正手术的信息。

例如，诸如什么方向来移动IOL从而合适对准或什么方向来旋转环面透镜从而矫正散光这样的信息可作为显示器上的图形信息或文本被提供。

这个指令并不一定是可视显示格式，因为诸如音频指令之类的反馈形式也可起到相同功能。在其他示例性实施例中，可用通用反馈机制替代视觉显示模块，该通用反馈机制可被嵌入在电子控制与检测系统532中。还可组合视觉显示器和音频指令来引导外科医生来完成该视力矫正手术。

通过微处理器执行板载存储器中持有的固件，可自动地实现波前传感器实时反馈算法。可选地，程序代码可被存储在主机上并被用于控制各控制模块，或可使用主机控制和固件的某种组合。

在视力矫正手术期间，目标是将患者视力改进至正视眼状态的点。为实现这个目的，诸如球面、柱面、三叶形、和彗差之类的低阶和高阶光学像差误差都需要矫正。传统的矫正通过具有指示光学屈光不正误差量和矫正或无效所需的量的合成数（一般是屈光度）的静态测量而发生。应用该矫正，然后进行另一次静态测量来确定该治疗或矫正的有效性。

随着本发明公开的实时波前测量装置的出现，不仅可实时显示光学像差的屈光度值，还可实时提供音频信号来指示误差类型、误差大小、和误差的变化。作为示例，音频反馈可包括音高（pitch）、音调、和响度，且可个别地或一起地改变。当所施加的矫正改进了误差时，音频反馈可从高变化至低；反之，如果所施加的矫正使误差变糟或不利地改变了误差，则音频反馈可从低到高。在用户难以聆听的情况下，例如，可使音频的上升和下降反过来。

矫正柱面误差的音频反馈的实施例可包括将误差标识为柱面的特定音高，且音调表示误差的大小。当施加矫正时，在旋转柱面IOL的这个示例中， 音高将声调或降调（频率将增加或减少），表示该矫正会聚向正视眼状态（用IOL使得固有柱面误差无效）还是发散。一旦实现了期望的矫正，可传输不同的音高或音调来确认，或者用户可听到升调到降调音的过渡点。

可将这个音频反馈施加到手术内或矫正镜等所有矫正手术。在提供这个音频反馈时，临床医生将不用从矫正手术或外科手术中抬起他们的头或转移他们的眼睛，因此最小化了潜在误差。可向检测、测量、和/或矫正波前误差的任何波前应用施加这个实施音频反馈。

人眼波前表征的常规波前传感器一般被设计通过用室内照明下降或关闭来获得患者眼睛波前的快照或许多快照。这样的波前传感器不可提供用于实时反馈的连续的实时波前测量结果，特别是如果与具有打开的照明光和/或室内光的眼科外科显微镜结合时。对于视力矫正手术，在执行视力矫正手术时，视力矫正临床医生/外科医生可有利地使用波前测量结果的实时显示和因此获得的反馈。此外，大多外科医生也可有利地使用实时显示的实时波前数据，其同步地且叠加在眼睛的实时视频显示/影像上（波前从其中被关联），该叠加的波前数据以定性或定量或组合的定性/定量方式被显示。

例如，进一步，为了更有效地执行视力矫正手术，外科医生不仅需要用视频看到实时波前数据，还需要倒带/重放最近的数段来查看手术步骤、确定如何继续矫正、或暂停来为止时间上的特定点作为参考。至此，这些问题还没有被充分地解决。

下文中，描述了一种装置/系统和一种方法，实现实时波前测量与显示，且与实时眼睛视频显示/影像同步的波前数据的实时显示/记录/回放。

根据一个或多个实例性实施例，公开了用于向视力矫正手术提供反馈的装置/系统和方法。该装置被表征为实时波前传感器、实时视频摄像头、和具有数字视频记录器的计算机、以及连接至该计算机的显示器。该方法表征为，使用实时波前传感器收集来自眼睛的波前数据、使用视频摄像头捕捉/记录眼睛的视频影像、用计算机处理所测得的来自眼睛的波前数据，从而实时提取最期望的信息来将该波前信息叠加至眼睛的所记录的视频影像、以及在连接至计算机的监视器或多个监视器上显示该波前信息以及眼睛影像。

示例性实施例的一个特征在于，以流方式同步地捕捉和/或记录由波 前传感器和眼睛视频摄像头同步地且分别地收集的该实时波前信息和实时眼睛视频影像信息。示例性实施例的另一个特征在于，实时地处理所收集的信息并转换为期望格式从而在相同监视器（多个）上实时显示或回放。示例性实施例的又一个特征在于，通过终端用户按照用户喜好来确定将在监视器上显示的信息。

图9A示出装置/系统示例的示意图，包括实时波前传感器90102、实时视频摄像头90104、连接至波前传感器90102和视频摄像头90104的计算机90106、连接至计算机90106和分束器90110的显示器/监视器90108。

图9B示出执行步骤的示例性方法实施例。该实时波前传感器和实时视频摄像头同时捕捉它们各自的数据且将这些数据馈入计算机。使用分束器来将来自眼睛的光的部分引导至视频摄像头且将来自眼睛的光的另一部分引导至波前传感器。可将分束器和视频摄像头嵌入在波前传感器模块内。计算机实时处理该数据并将该数据转换为期望的格式用于显示。

在一示例性实施例中，视频摄像头和波前传感器耦合至计算机，且用标准现有软件编译器、UI生成器、服务、和驱动（诸如Microsoft Visual Studio Professional和Microsoft DirectShow应用编程接口(API)，这是微软视窗的媒体流体系结构）来相接，从而该软件从视频摄像头和波前传感器硬件中接收连续数据流。

类似于视频摄像头实时地逐帧捕捉视觉场景的属性(如，颜色、亮度、动作等)，波前测量可被逐帧地捕捉，且与眼睛的视频影像同步。

该波前数据流代表实时波前测量值且摄像头数据流代表实时摄像头帧（即，“影像”）。相对于实时摄像头帧，同步地接收实时波前测量值。软件将波前流转换为与摄像头帧同步且混合的计算机图形，并在计算机显示器上被显示为合成“影像”，这与外科医生执行的实时活动同步。

在示例性实施例中，波前传感器测量值被转换为形状为圆或椭圆的计算机图形，这是球面和柱面屈光误差的典型表示，且视力矫正专业人员可良好地理解。如图9C中所示，在生物眼的图像上叠加了这些计算机图形。这个合成“影像”被缓存，以使外科医生在手术期间和/或手术后可查看（即，“重放”）这个影像。

该计算机被连接至监视器，该监视器可同时显示波前测量结果和生物眼的视频影像。还有，监视器可以是计算机的一部分（诸如膝上型计算机的情况）或者是单独的监视器或连接在一起的多个监视器。

波前属性可显示在生物眼光学系统中存在的光学误差，从而临床医生可在外科手术或眼睛检查期间实时地矫正误差(多个)。没有本公开的实时性的情况下，临床医生仅可获取这些属性的快照(单个、静态的帧)，这显著减缓了每一个矫正性调整且允许所监测的变量在许多快照之间可测量地变化(如，患者眼睛移动、形成眼泪等)。

除了这个实时显示的优势之外，这个示例性实施例提供了数字视频记录器（DVR）能力，以使在外科医生或检查期间和/或之后这些参数可作为影像查看（回放）。这个DVR能力允许，在矫正期间或手术后、且允许为了培训目的改进外科技术、或指导医学学生，随时间检查属性值。

应该注意，视频摄像头可以是单色/黑白或彩色摄像头。视频摄像头的光谱响应可覆盖可见光以及近红外范围。该摄像头可具有放大和缩小功能，以使外科医生或临床医生可选择所显示的视频图像的数字大小。还可修剪或旋转所显示的眼睛图像来适应外科医生的视角。在示例性实施例中，使用USB摄像头，由IDS制造的型号UI-2230SE-M，来形成图9中所示的图像。

该显示器可以是在外科显微镜的眼睛路径中的内置式平视显示器或微显示器。可按需，即在手术期间暂停以及回放或快进，来回放该波前结果和眼睛视频影像。可使用眼睛视频影像来提供对于眼内透镜（IOL）对准标识人为的任何特定对准标记（多个）或自然的标记（多个），且可使用实时波前传感器测量结果来将光学对准或视觉对准与物理对准进行比较。进一步，可使用视频/波前数据来确定手术期间的关键事件从而帮助临床医生，诸如对眼睛的对准、眼追踪、眼睑是否闭合、或者是否推荐冲洗事件、或者各种其他度量。

实时地扫描/采样光学波前，并将其数字化。分析这些数字样本来获得诸如波前像差/失真之类的度量。使用这些度量来计算光学屈光不正误差，一般以波前图和/或不同级别的波前像差的屈光度误差单位来呈现。这些度量实时地显示和/或存储在持久性存储设备上的文件内，部分地支持DVR能力。这些度量与所记录的眼睛（感兴趣的目标）的视频影像同步。通过具有DVR控制 （如，扫描、回放、倒带等）的用户交互，检查了历史性度量且历史性度量可被用作当前/将来矫正眼睛手术的反馈。

图9C是屏幕截图，示出在生物眼的视频帧上叠加从波前传感器获得的计算机图形。在图9C中，在从视频摄像头输出的生物眼的图像上叠加了从波前流转换来的椭圆90302的计算机图形。如名为Optimizing Vision Correction Procedures（优化视力矫正手术）的美国专利申请12/609,219中所述，该波前传感器测量所采样的子波前的局部倾斜来清楚地显示出波前像差分量（多个）的显著特征（多个），因此能使视力矫正专业人员或屈光外科医生能实时地精细调整视力矫正手术并最小化剩余波前像差（多个）。

在采样和显示实时波前测量结果方面，围绕圆环采样能在监测器上以2D质心数据点图形的形式显示所采样的子波前的局部倾斜，其可被拟合为圆圈或椭圆或直线，因此直接表示出两个主要屈光误差，即球面和柱面屈光误差，以及柱面/散光轴，或者拟合至彗差的心形线或其他高阶非对称形式。作为结果，屈光外科医生可易于理解波前测量结果并相应地精细调整视力矫正。

参看图9C，条状物90304代表眼睛被对准、且波前数据“符合要求”的置信度指示符。如果波前传感器进行的合适对准的度量没有达到，则该绿色条状物消失。如果波前传感器超出对准，则测量是不准确的且波前数据不“符合要求”。

手指示90306是定向“引导”，告诉临床医生哪种方式移动患者/范围以便于更好的对准。

图9C的底部数字代表以处方方式的量化屈光和正柱面。临床医生可选择改变屈光不正相对Rx和正柱面相对负柱面。视频上的粗体标记表示相对显微镜/临床医生的患者取向且可被旋转/改变。

在眼镜处方和/或眼睛屈光误差和/或诸如正常眼之类的终端指示符各方面，显示可由临床医生进一步定制。计算机还可处理波前传感器数据来提供关于眼睛状态的附加信息，诸如泪液膜覆盖或干燥眼睛情况并提醒外科医生来冲洗眼睛。显示还可提供可由计算机从波前和眼睛视频数据中提取的其他信息，诸如眼睛波前的2D拓扑图。

此外，还可由临床医生配置/重新配置显示来取向显示器、摄像头、 或通过软件将视频处理到他们优选的取向。临床医生还可选择呈现定性和/或定量数据的方式。这些可包括作为屈光或处方的屈光度值；可选择定性显示来示出椭圆和/或圆来代表球面和/或柱面；与椭圆相交的线可代表散光轴、或临床医生可选择将所呈现/显示的屈光数据作为2D拓扑图。

对于进行眼科手术的外科医生外延，图9C中所示的显示导致很多优势。其中一些是使得外科医生了解到眼睛是否良好地与波前传感器对准（在绘制在屏幕上的引导圆90304的帮助下，外科医生可将患者眼睛放置为与所绘圆同心处）、提供置信度指示符来使外科医生了解波前结果是否“符合要求”、使外科医生看到外科器具（多个）进入光路并干扰期望的波前结果的效果、使外科医生看到在眼睛上冲水的效果、引导外科医生旋转植入的环面眼内透镜（IOL）来矫正散光、当定性且定量地完成矫正时以球面和柱面屈光度的形式直接展示出波前测量结果、允许外科医生看到是否存在气泡或是否有断裂或破裂的眼睛晶体材料的残留物在眼袋内（这可影响波前测量结果）等等。

除了视力矫正手术外，该示例性实施例还可应用于制作眼镜、空气流监测和波前矫正、还有其他自适应光学设备和系统中。此外，本发明的实施例可被应用于其他设备，诸如OCT、飞秒激光器、LASIK；或多普勒/雷达/谐振或产生对于人眼不可见的信息但可将该信息与“测量”的物理项/人关联的其他设备。

在US7445335中已经提及，通过围绕圆环周围采样波前并用所采样的子波前的质心位置形式所代表的局部倾斜的每一个数据点的位置来显示2D数据点，该质心位置2D数据点图形可直接实时地指示，波前是否是平面的、散焦多严重、散焦是会聚的还是发散的、散光量是多少、以及散光轴在哪里。

为了说明这些点，我们将简短地重复已经在US7445335中讨论过的内容。假设为波前采样使用顺序波前传感器928且使用具有四个感光区A、B、C、和D的四象限检测器922来如图9中所示，以所采样的子波前图像光斑位置的质心位置的形式来指示局部倾斜。如果子波前相对于在四象限检测器922之前的子波前聚焦透镜920以直角入射，则位于四象限检测器922上的图像光斑将位于中心且四个感光区将接收到相同量的光，每一个区域产生具有相同强度的信号。另一方面，子波前以倾斜角度离开直角入射（即，指向右上角）， 位于四象限检测器上的图像光斑将被形成在离开中心处（如图像光斑936所示地向右上象限移动）。

使用下述式子，可将质心离开中心（x=0,y=0）的量（x,y）近似至一阶：

$\begin{array}{c}x=\frac{(B+C)-(A+D)}{A+B+C+D}\\ y=\frac{(A+B)-(C+D)}{A+B+C+D}\end{array}---\left(1\right)$

其中A、B、C、和D代表四象限检测器的每一个对应感光区的信号强度，且使用分母(A+B+C+D)来归一化测量以使光源强度波动的影响被消除。应该注意的是，在计算形式为质心位置的局部倾斜方面，式（1）并不是完全准确的，但是这是一个良好的近似。实践中，可存在使用一些数学方法和内置算法，来进一步矫正可由该式引入的图像斑点位置误差。

当顺序采样并光束的圆环周围的多个（例如，4、8、或16）对称的子波前且因此将其投射（例如，以顺时针方向）至子波前聚焦透镜920和四象限检测器922上时，由式（1）的(x,y)表示的离开四象限检测器的量将在x-y坐标上绘出图形，可在监视器上显示该图形且也可数字地处理该图形来表示散焦和散光的状态以及非对称性。

图10示出平面波前、散焦、和散光、在子波前聚焦透镜后的四象限检测器上的相关联的图像斑点位置的多个代表性情况，以及当在监视器上显示为2D数据点图形时对应质心位置的顺序移动。注意，替代将多个所采样和投射的移动的波前在相同的子波前聚焦透镜和四象限检测器上绘制为不同子波前，我们采用了等效的表示，从而在相同圆环周围绘出多个子波前且因此，可在相同圆环周围绘出多个四象限检测器来代表扫描波前的不同部分至单个子波前聚焦透镜和单个四象限检测器的情况。

如箭头1009所示，假设我们从顶部子波前开始围绕圆环扫描且以顺时针方向移动至右侧的第二子波前，且以此类推。从图10中可见，当波前是平面波1001时，所有的子波前（例如，1002）将在四象限检测器1004的中心处形成图像斑点1003，且作为结果，监视器1006上的质心轨迹1005也可抑制 位于x-y坐标的原点。

当输入的波前如1011所示是发散的时，每一个子波前1012的图像斑点1013的中心将位于从波前中心径向向外侧与离开四象限检测器1014的中心相等的量，且作为结果，监视器1016上的轨迹1015将是如箭头1018所示从顶部位置1017开始的顺时针圆。如果，另一方面，输入的波前如1021所示是会聚的时，每一个子波前1022的图像斑点1023的中心将位于相对波前的中心径向向内具有与离开四象限检测器1024的中心相同的量。作为结果，监视器1026上的轨迹1025将是从底部位置1027开始的圆，且还是如箭头1028所示的顺时针。因此，当检测到x-轴质心位置和y-轴质心位置的符号变化时，表示输入的波前从发散光束变化至会聚光束或反之。进一步，质心轨迹的开始点也可被用于指示输入波前是发散的还是会聚的标准。

从图10中可看出，当输入的波前是散光的时，可发生在垂直方向是如1031a所示地发散且在水平方向是如1031b所示地会聚的。作为结果，垂直子波前1033a的质心位置将位于相对于输入波前的中心径向向外处，且水平子波前1033b的质心位置将位于相对于输入波前的中心径向向内处。因此，监视器1036上的质心轨迹1035将从顶部位置1037开始但是如箭头1038所示地逆时针移动，因此质心轨迹旋转被反向。

使用类似的论点，不难看出，如果输入的波前是散光的但是所有子波前是全部发散或全部会聚的，则质心轨迹的旋转将是顺时针的（即，非反向），然而，对于散光的情况，在监视器上的质心的轨迹将是椭圆而不是圆形的，因为沿一个散光轴的子波前将相比沿其他轴的那些更为发散或会聚。

对于更为一般散光的波前，质心轨迹将以椭圆或圆在反向方向中旋转、或者质心轨迹将以常规顺时针旋转方向来旋转但是轨迹将是椭圆的。椭圆周可位于相对中心的任何径向方向，这将表示散光轴。在这样的情况下，围绕圆环的4个子波前可不足以准确地确定散光轴，且可围绕圆环采样更多的子波前（诸如8、16、或32来替代4）。

如发明内容部分所提及地，各实施例的一个新颖性特征在于采样波前的方式和显示波前测量结果的方式。尽管在US7445335中，已经提及通过采样来自患者眼睛的波前的圆环周围的多个子波前，可确定眼睛的球面和柱面屈 光误差（或散焦和散光），但是没有关于主动偏移2D数据点图形上的散焦的效果的详细解释。如果眼睛具有相对较大的球面屈光误差和相对较小的散光，该2D质心数据点图形将看起来像是圆，其椭圆性难以看出，且这使得难以检测散光轴以及散光量。另一方面，如果原始波前的散焦具有合适的偏移，可使得剩余散光在该2D数据点图形上更清晰地展现自我，清楚地示出散光误差轴和散光误差量。

图11示出具有不同散焦偏移的截面的子午线波前，以及对于正常眼睛或仅具有球面屈光误差的眼睛的情况的2D数据点图形的相应变化。在图11中，顶部一行波前图1112到1116示出特定散焦偏移的波前的曲率、和检测器部分，在该部分上由透镜聚焦子波前的图像斑点。中间一行图示出检测器环被取向为检测波前的环形部分的子波前的聚焦的图像斑点和来自检测器中心（x=0,y=0）的波前质心的偏移。底部一行示出在显示的每一个检测器象限上每一个质心相对对应于(x=0,y=0)的原点的偏离。在显示器的所显示的数据点上的字母标记对应于检测奇幻中检测器的标记。

在图11中，垂直地排布了单个散焦偏移的波前图示、检测器图示、和显示图示。例如，对于散焦偏移1112，检测器和图像斑点被图示在1132中且显示在1122中。

可见，当调整（从左向右）散焦偏移时，所得的波前将从较多球面发散的波前1112变化至较少球面发散的波前1113、变化至平面波前1114、变化至较少球面会聚的波前1115、且变化至较多球面会聚的波前1116。因此，四象限检测器上的图像斑点位置也可如图11中所示地变化，从较多径向向外的1132、变化至较少径向向外的1113、到位于中心1134、变化至较少径向向内的1135、变化至较多径向向内的1136。因此，2D数据点图形也将从具有数据点“a”在第一象限的较大圆1122、变化至仍具有数据点“a”在第一象限的较小圆1123、变化至数据点在中间集中的1124、变化至具有数据点“a”在第三象限的较小圆1125、然后变化至仍具有数据点“a”在第三象限的较大圆1126。

与顺序采样圆环周围的子波前相关联的一个特征在于，不论所得波前是球面发散还是会聚，所显示的2D数据点序列将遵循特定旋转方向（如图11中的a、b、c、和d的序列所示）。然而，如果球面波前的发散度或会聚度 存在变化，数据点的位置可位于圆形质心轨迹的相反侧。因此，数据点相对于圆心的位置可看出波前是发散还是会聚。

作为一个实施例的一个方面，可为基本平面的波前做出校准波前测量，来确定质心轨迹直径、圆环直径和/或宽度、和散焦偏移之间的关系。然后，通过扫描散焦偏移，也可能是形式为其直径和宽度的圆环大小，可作出来自眼睛的波前的实际测量，并将测量结果相关于校准数据。在这样做时，可获得眼睛的球面屈光误差的更为准确的测量。

此外，图11还实际示出可被用于对准的现象。注意，当扫描散焦偏移元件时，2D数据点图形或质心轨迹圆的中心实际上被移动。这可由于光轴在波前传感器和散焦偏移元件之间的未对准而引起，或当调整或扫描散焦偏移元件时由眼睛的侧向或横向移动所引起。因此，作为一实施例的一个方面，可使用这个现象来将散焦偏移设备与波前传感器对准。作为一实施例的另一方面，还可使用具有主动散焦偏移元件的实时波前传感器来指示眼睛相对于本发明公开的装置的对准。

此外，还可使用该装置，使用2D数据点图形来引导终端用户用该装置对准患者眼睛。进一步，还可被用于眼睛追踪。可适当地检测散焦偏移，从而可获得具有合适大小的期望的2D数据点图形，且可使用内置算法来提取该2D数据点图形的中心位置并驱动机械机制来以闭环方式将该装置相对患者眼睛移动，以使眼睛总是与装置对准。对准位置反馈的另一个方面在于实现实时矫正算法，相对于矫正所测得的移动的坐标来更新数据并主动显示合适地对准的数据。

应该注意的是，尽管在图9、10、和11中，使用x-y坐标原点作为基准点。这仅是一个特殊情况。实际上，如果四象限检测器没有与子波前聚焦透镜的光轴轴向对准，平面子波前的图像斑点并不是由4个象限相同地分享的。如果，在这个情况下，总波前是平面的，所有采样子波前也将仍是平面的且因此所有质心数据点位置将是相同的。换言之，当总波前是平面的时，2D质心数据点塌陷至相同位置，不一定是x-y坐标的原点。所以患者眼睛或散焦偏移设备相对于波前传感器对齐的实际方法是使用基准平面波前来标识x-y坐标系上的这个基准点，然后使用内置算法来指示如果所测得的波前（来自患者眼睛或 通过诸如散焦偏移设备之类的一些光学元件后）是否相对于这个基准点对准。

图12示出，对于具有散焦和散光的眼睛的情况而言，具有不同散焦偏移的垂直和水平截面的波前、所采样的子波前在四象限检测器上对应的图像斑点、以及2D数据点图形的对应变化。

图12与图11一样地被组织，例外之处在于，现在示出了波前的垂直和水平截面，因为在散光的情况下，这些截面将具有与参看图4上述的不同的曲率。如上所述，散光轴是0到180度之间的任意数字；这个轴数字表示何处发生角膜曲率的不同或如何取向或对准散光。在图4和图12中，该轴是垂直线或水平线来帮助清楚的描述。然而，如本领域公知的，对于所测量的实际眼睛，该轴可具有其他值。

如图12中所示，当调节散焦偏移（从左至右）时，相比对应的水平截面的波前，垂直截面的波前1212初始地更为发散。因此，相比在圆环的左侧和右侧部分上采用的那些子波前（d和b），对于在圆环顶部和底部所采样的那些子波前（a和c）而言，如1242所示在四象限检测器上的图像斑点将更为径向向外。作为结果，2D质心数据点图形1232将是椭圆，其长轴基本垂直地对准。

随着进一步调节散焦偏移，垂直截面的波前1213变得较少发散而对应的水平截面的波前1223是平面的。因此，对于在圆环顶部和底部所采样的那些子波前（a和c）而言，如1243所示在四象限检测器上的图像斑点将较少地径向向外，而在圆环的左侧和右侧部分上采用的那些子波前（d和b）的图像斑点将位于基本接近四象限检测器的中心处。作为结果，该2D质心数据点图形1233将基本类似垂直线。

随着进一步调节散焦偏移，垂直截面的波前1214将变得更少发散，其发散度等于已经经过平面波前点且从发散变化至会聚的水平截面的波前1224的会聚度。因此，对于在圆环顶部和底部采样的那些子波前而言，如1244所示的在四象限检测器上的图像斑点（a和c）将更少地径向向外，而在圆环的左侧和右侧部分采样的子波前的那些图像斑点（b和d）现在将是有些径向向内，且向内程度等于在顶部和底部采样的那些子波前的图像斑点的向外程度。如下所述，作为结果，该2D质心数据点图像1234将类似于具有反向旋转顺序 的圆。

随着又进一步调节散焦偏移，垂直截面的波前1215现在将变得平面，而水平截面的波前1225变得更为会聚。因此，对于在圆环顶部和底部所采样的那些子波前（a和c）而言，如1245所示在四象限检测器上的图像斑点将落在接近中心处，而对于在圆环的左侧和右侧部分上采用的那些子波前（d和b），其图像斑点将更为径向向内。作为结果，该2D质心数据点图形1235将类似于水平线。

随着又进一步调节散焦偏移，垂直截面的波前1216将通过平面点且变得略微会聚，而水平截面的波前1226现在变得更为会聚。因此，对于在圆环顶部和底部所采样的那些子波前（a和c）而言，如1246所示在四象限检测器上的图像斑点将略微径向向内，而对于在圆环的左侧和右侧部分上采用的那些子波前（d和b），其图像斑点将进一步更为径向向内。作为结果，该2D质心数据点图形1236将基本类似水平椭圆。

从图12中可看出，当椭圆度较小时，更难以准确地确定椭圆的长轴和短轴以及椭圆率的量，这两者均与散光屈光误差相关。类似于纯散焦或球面屈光误差的情况，2D数据点图形的序列，尽管现在类似椭圆，如果基本围绕圆环采样子波前，则将跟随特定旋转方向。然而，如果所得波前的总发散度或会聚度存在变化，每一个数据点的位置可位于相对于椭圆中心的相反侧。所以，如果质心轨迹的旋转没有被反向，数据点相对于椭圆中心的位置可表明总的波前是发散的还是会聚的。同时，形式为长轴和短轴取向的椭圆形状、长轴和短轴长度、以及长轴长度与短轴长度的比值、或椭圆率，全都可用于表明所测得的散光的程度。

然而，当向较好补偿散焦分量来调节散焦偏移时，所得波前将变化为使得总发散度或会聚度减少，直到沿所得波前的特定方向，局部倾斜变为零，即，相关联的截面的波前变得如1223和1215所示地的平面。如果除了散焦和散光外不存在更高阶的像差，则该2D质心数据点图形（1233和1235）的对应的两个直线可彼此垂直。当向着较好补偿散焦分量来进一步调节散焦偏移设备时，所得波前的较大部分更为发散且较小部分更好地会聚，或者相反。这样的情况下的2D数据点图形没有被图示在图12中，但是可基于我们至今做出的讨 论而想象。现在2D数据点图形的一个特征在于，质心轨迹的顺序旋转将反向，且该数据点图形将类似具有较短长轴的较小的椭圆。同样，形式为长轴和短轴取向的反向顺序的椭圆的形状、长轴和短轴长度、以及长轴长度与短轴长度的比值、或椭圆率，全都可用于表明所测得的散光的程度。

当出现球状散焦分量的基本良好的补偿时，所得波前与总波前（1214）的一半相同地发散，且与总波前（1224）的另一半相同地会聚。相比两个较大椭圆1232和1236的旋转，现在圆形2D数据点质心轨迹的顺序旋转被反向。

值得一提的是，尽管此处在“最佳聚焦”区域周围调节或扫描作为散焦偏移的2D质心数据点图形之间的差异，且聚焦具有散光的光束的截面形状，事实上，在两者之间存在非常好的对应度和类似度。这个非常类似的行为是本发明的关键特征，这使得对于视力矫正专业人员而言，波前测量结果的呈现非常容易理解。让我们假设来自靠近视网膜中央凹的点光源的光束是来自具有近视还有散光的眼睛且光束从右至左聚焦，如图12的底部部分处所示。在离开眼睛后，相比水平方向，光束更早地聚焦在垂直方向。这使得光束截面形状类似水平椭圆1256。

此时，应该再次提醒的是，在作为近似的几何光线光学和更为准确的波动光学之间存在差异，这个意义上，在图2和4所示的几何光线光学假设光束可聚焦到无限小的大小，从而球面波前的曲率将不变化，这不是真实的，但是在实际中，波动光学证明当会聚光束聚焦时，波前将逐渐从具有相对固定的曲率半径的会聚（如光线光学所预料的那样）、过渡到更为会聚、到较少会聚、到平面、且然后较少发散、更为发散、且最终变为具有相对固定的曲率半径的较少发散（如光线光学所预料的那样）。因此在过渡期间，波前的曲率半径将从正的较大但是更为恒定（如光线光学所预料的那样）变化至更小到更大、且变化至负的更大到更小到更大，但是具有相对固定的曲率半径（如光线光学所预料的那样）。注意在图12中，我们仅呈现了光线光学理论不再有效的区域的接近“最佳聚焦”区域的情况。

所以，如果我们看垂直截面的波前，当其变得更为接近其“最佳聚焦”位置时，相比仍远离其“最佳聚焦”位置的水平截面的波前，它将更快地 会聚。这个波前情况对应于1216和1226。此时往往2D数据点图形1246还是水平椭圆，所以存在良好的对应度。

当散光光束变得更为聚焦时，它变成水平线1255。这意味着在垂直方向，光束最佳地聚焦。所以垂直截面的波前应该是平面的（1215），而水平截面的波前仍是会聚的（1225）。注意，2D数据点图形1235还是水平线，所以同样存在良好的对应度。

当散光聚焦光束进一步传播时，变为最小模糊的圆且光束形状将是圆1254。在这个位置，垂直截面的波前已经通过了平面位置且变得略微发散（1214），而水平截面的波前仍是略微会聚（1224），因为它没有达到其“最佳聚焦”位置。因此，存在顺序反向的圆形2D数据点图形1234。

当散光聚焦光束进一步行进时，光束形状变为垂直线1253。注意，垂直截面的波前现在变得更为发散（1213），而光束在水平方向变得完美地聚焦，这意味着水平截面的波前是平面的（1223）。因此，2D质心数据点图形也是垂直线1233。

随着散光聚焦光束进一步传播，光束形状变为垂直椭圆（1252）。在这个位置，垂直截面的波前变得甚至更发散（1212），而水平截面的波前仅变得略微发散（1222）。往往该2D数据点图形也是垂直椭圆（1232）。

将上述讨论与有关聚焦的球面会聚或发散的波前光束和平面波前光束的讨论相组合，可看出，使2D数据点图形叠在一起（collapse together）的目的也是将光束聚焦至单个点的良好对应。所以，通过在光束的波前的圆环周围进行采样而从波前测量获得的该2D质心数据点图形就可直观地以视力矫正专业人员非常易于理解的方式来指示正视眼状态和球面和柱面屈光误差的存在。所以，应该理解的是，以2D质心数据点图形（具有与聚焦的光束形状类似的性质）的形式呈现波前测量的独特方式是本发明实施例的关键特征。

作为一个实施例的一个方面，可为基本平面的波前做出校准波前测量，来确定质心轨迹参数、圆环直径和宽度、和散焦偏移之间的关系。然后，通过扫描散焦偏移，也可能是形式为其直径和宽度的圆环大小，可作出来自眼睛的波前的实际测量，并将测量结果相关于校准数据。在这样做时，可获得眼睛的球面屈光误差和柱面屈光误差的更为准确的测量。

注意，对于球面屈光误差情况而讨论的相同的眼睛或光学元件对准和眼睛追踪概念，也可应用于具有球面和柱面屈光误差的眼睛。在这个情况下，当扫描散焦偏移设备时，可将椭圆中心（直线和顺序反向的圆作为椭圆的极端情况）与基准点比较且如果中心总是位于与基准点预定距离内，可认为已经实现了良好的对准或追踪。

应该注意的是，如果眼睛具有非散焦和散光的高阶像差或在散焦和散光外还有其他高阶像差，则2D数据点图形将并非椭圆（圆和直线是椭圆的两个极端情况）。作为一实施例的一个方面，这样的非完美椭圆数据点图形或质心轨迹可直接显示或拟合为椭圆，且数据点与所拟合的椭圆之间的漂移将向视力矫正专业人员展示出存在高阶像差。与最佳拟合椭圆之间的非对称漂移或变化的量可被用于估算具有球面无效优化量的最佳无效的聚焦位置。对于视力矫正专业人员而言，相比波前图或Zernike多项式系数而言，显示高阶像差的这个形式将明显地更为容易接受且能理解。然而，应该注意的是，当在显示器上显示非对称性时，这可意味着多个可能的原因。例如，这可由眼睛相对于本文所公开的装置的未对准所引起的。在这样的情况下，质心图案所引起的实际球面屈光误差很可能并不对称，且不应该使得偏离固定轴的对准来迫使对称，因为不然将报告不正确的散光。

关于导致两直线形状的2D数据点图形的两个散焦偏移的最有意思的特征在于，线条可更清楚地示出散光的轴。同时，直线的长度组合散焦量可直接指示散光的程度或屈光度值。尽管直线长度依赖于圆环直径或半径、而且还在特定程度上依赖采样孔径大小，但可事先确定并校准这些。作为一实施例的一个方面，可扫描散焦偏移设备来找出两直线的2D数据点图形，可由视力矫正专业人员或屈光外科医生或由内置算法来开始这个扫描，且可在两个值或位置之一停止散焦偏移来在显示器上显示该直线。散焦扫描能使终端用户事先对于散光轴和散光量的更为准确的确定。散焦的扫描，还可与圆环的扫描组合，也可服务于平均噪声并实现更好地测量眼睛像差的目的。例如，可使用引起两直线的2D数据点图形的两个散焦偏移值来提供与眼睛的散光有关的信息。

两直线的2D数据点图形实际上示出可使用球面和柱面透镜的至少两个组合来矫正屈光误差。第一个组合，是使用导致第一（垂直）直线1233的散 焦偏移值来选择球面透镜用于矫正球面屈光误差。这样的球面透镜将使水平截面的波前1223平面。同时，由于垂直截面的波前1213仍略微发散，可使用正的柱面透镜仅在垂直方向（更一般地，沿第一直线的方向）聚焦光从而使垂直地略微发散的波前成为平面波前。作为结果，可使全部2D质心数据点位于中心且可使总波前完全平面。这将导致对于球面和柱面屈光误差的完美矫正。

第二个组合是使用导致2D的质心数据点图形的第二（水平）直线1235的散焦偏移值来选择球面透镜用于矫正球面屈光误差。这样的球面透镜将使垂直截面的波前1215平面。同时，由于水平截面的波前1225仍略微发散，可使用负的柱面透镜仅在水平方向（更一般地，沿第二直线的方向）负聚焦光从而使水平地略微发散的波前成为平面波前。作为结果，可使全部2D质心数据点位于中心且可使总波前完全平面。这将导致对于球面和柱面屈光误差的另一个完美矫正。

除这两个组合外，还存在其他组合可能。例如，如果散焦（球面透镜）矫正基本对应于最小模糊圆的情况（这是两直线之间的某处），则散光矫正将在两个正交取向方向均要求分别具有正和负柱面屈光的柱面透镜。更实际地，可能选择对应于散焦矫正和散光矫正均较小的屈光度值的较薄的总透镜组合。在一些情况下，球面矫正可以是对应于最小模糊圆的情况。为了实现此，可扫描散焦偏移并使用内置算法，通过匹配长轴和短轴的长度来找到与顺序反向的圆2D数据点图形的最佳拟合。然后这个散焦偏移可以使所期待的球面矫正，且可使用2D数据点图形圆的直径来确定还剩余的散光程度，从而选择具有正和负但是具有取向正交的聚焦光焦度的柱面透镜。

注意，基于实时波前测量反馈的动态偏移散焦将对于眼睛像差测量和视力矫正提供很多优势。作为一实施例，当所公开的装置被用于确定患者眼睛的屈光误差时，终端用户可使该装置来扫描该散焦偏移设备且还改变患者的适应性调节来获得在不同适应性调节情况下对于屈光误差的更准确的测量。改变适应性调节来找出患者适应性调节范围将使医生标识该范围并标识适应性调节的远侧，并因此使得患者凝视在期望距离。然后，可基于通过扫描散焦获得的2D数据点质心图形的序列（诸如两个2D数据点图形直线之一）来做出期望的球面和柱面屈光矫正或更高阶的像差矫正处方。

还可使用利用了扫描散焦和适应性调节的内置算法来自动生成处方。例如，首先可简短地扫描散焦偏移设备来标识并假设偏移值，该偏移值将能使来自患者的待测波前落在波前传感器测量范围内。此后，可通过扫描内固定，同时波前传感器监测波前范围，来确定眼睛的适应性调节范围。在适应性调节范围内，当扫描内固定时，眼睛能补偿，从而所测得的实时波前将易于回复到相同状态。然而，当扫描内固定至两个适应性调节极限之一时，眼睛不再能补偿内固定范围，眼睛现在“模糊”。任何进一步的内固定扫描将呈现出眼睛不能响应且实时波前测量将显示出眼睛已经达到两个适应性调节极限之一。以此方式，可找到眼睛适应性调节的两个极限。可通过内置算法自动进行这些过程。

在确定适应性调节范围后，可使眼睛固定在适应性调节极限的远侧。然后扫描散焦偏移设备来标识，例如，两个2D质心数据点图形直线之一。通用，这可通过内置算法自动完成。由于存在预先校准，直线的长度和取向范围能提供柱面透镜的处方，且当前的散焦偏移值应该能提供球面透镜的处方。因此获得的透镜处方已经考虑了适应性调节范围且能使患者清晰看到远处物体且同时能聚焦来清晰地看到他的适应性调节范围允许的尽可能仅的物体。

可使用验光透镜在患者上测试该处方。同样，可改变患者的适应性调节且2D数据点图形的实时显示将向终端用户表面视力矫正是否良好。此外，使用在不同圆环尺寸周围的波前测量的处方以及在整个适应性调节范围上进行患者适应性调节控制，很可能由此获得的处方（可能也考虑了高阶像差）将比使用简单的自动验光器可获得的准确得多，且因此，存在这样的处方对于使得不再需要主观确认足够好的可能性。

作为一实施例的另一个方面，使用具有内置算法的数字处理器来计算并在显示器上显示最佳拟合的椭圆的对中、大小、或长度、以及长轴和短轴的角度轴的取向方向，因此直接向终端用户表面测得的波前的球面和柱面屈光误差。数字处理器还可执行将所显示的2D数据点图形到椭圆的最佳拟合并进一步引导用户精细地调整散焦偏移从而可获得对于散光轴的更为准确的确定。

图13示出寻找长轴和短轴、以及所得到的基于2D质心数据点图案的所测得的波前的球形和柱面屈光误差的主要步骤的示例性流程图。作为一选项，处理器还可显示相对于预定标准的高阶像差的存在。处理器可生成信号来显示 所拟合的椭圆与圆、或数据点集合、或直线的偏离，且可使用这个信号来驱动波前偏移元件或设备。所获得的信息可易于2D质心数据点图形一起显示在波前显示窗口中。例如，在波前显示窗口的一个角落，形式为球面-柱面屈光度值的实时屈光误差以及度数形式的散光轴，可与最佳拟合的椭圆的长轴和短轴长度、两个轴的比例、以及高阶像差存在或不存在一起被显示。此外，在视力矫正手术期间，可自动地数字“缩小”或“放大”所显示的实时信息来警告视力矫正专业人员，矫正正在以错误或正确的方向中进行。当已经达到特定矫正程度时，所显示的信息可变为突出的形式，形式为例如字体大小、加粗、风格、或颜色。

过程开始于过程框1302且继续到框1304，其中计算从位置传感器返回的原始数据点位置向量的中点向量。在过程框1306，由该中点向量来转换所有的原始数据点位置向量。在处理框1308，计算经转换的点的向量的平均长度来确定封闭圆的平均半径。在处理步骤1310，将经转换的点向量长度与平均半径比较来选择具有比所选的半径更长的向量长度的所有点向量。

在处理步骤1313，使用曲率拟合算法来确定最佳拟合所选点向量的直线的取向角度。这个角度是散光轴之一。在处理步骤1314，所有经转换的点由取向角度旋转来将长轴和短轴放置为与x,y坐标系正交。

在处理步骤1316，通过将所旋转的点向量与椭圆公式进行曲率拟合，确定半长轴和半短轴的大小。在处理步骤1318和1320，使用半长轴和半短轴的大小来计算屈光度为单位的球面和柱面屈光误差。如上所述，将这个信息提供给用户作为矫正眼镜的处方。

在处理步骤1322，计算来自椭圆的误差来表示可进一步分析来确定矫正测量的高阶像差的存在。

在处理步骤1324，所拟合的椭圆的短轴长度或长轴与短轴长度比值可被用于确定所拟合的椭圆是否接近于圆或数据点或直线，且可输出信号来驱动波前偏移元件来改变该偏移。按照内置算法或来自终端用户的输入，处理步骤可被重复直到获得对于例如直线的期望拟合。最终，该过程结束在处理步骤1326。

可由执行固定在板载存储器内的固件的微控制器来自动实现该算法。可选地，程序代码可被存储在主机上并被用于控制各控制模块，或可使用主机控 制和固件的某种组合。

所显示的2D数据点图形也可被数字地“放大”或“缩小”来“扩大”或“变小”显示器上的2D数据点图形。对于实时视力矫正手术，这个特征极其有用。扫描散焦偏移可使终端用户找到两个“直线”以及因此找到散光轴。在进行散光的实时矫正时，在执行矫正时，两个“直线”的长度或椭圆的长度将被缩短且在特定阶段，将存在需要来“放大”并精细调整散焦偏移从而看下该2D数据点图形是否仍然类似于“直线”，直到其消失并获得“完美”圆或数据点的完全群集。

在与本发明公开的装置的用户交互方面，可用数种方式将本发明公开的装置设计为易于操作。首先，将患者个人信息输入到系统内。这可通过计算机键盘直接输入数据，或者经由所建立的通信和安全标准，诸如DICOM和HIPAA之类符合电子医疗记录的服务，经由电子网络连接并通过诸如Health Language7之类的所建立的接口通信。一旦患者个人信息被加载到设备内，选择多个其他参数。来自用户的任何输入可由各范例执行，包括键盘、触摸屏、声音、虚拟现实手套、和脚踏开关。初始地输入的参数包括手术眼睛、正在进行的手术（如，环面、多焦、或调节性眼内透镜[IOL]植入）、以加或减配置的柱面、数据开/关的记录、音频反馈开/关、以及平视显示器开/关。

在一个或多个示例性实施例中，用于眼睛屈光误差或像差的诸如波前传感器之类的测量设备的终端用户被提供操作设备所得数据或多个数据到他/她所选择的一形式、格式、转换函数、应用、表达、输出、和/或算法的自由度。

一个示例性实施例是一装置，包括子波前聚焦透镜，被配置为将一子波前（该子波前是由光源生成的波前的入射部分）聚焦为位于焦平面上的一图像斑点、顺序波前扫描设备，被配置为将入射的波前的不同部分顺序地投射到子波前聚焦透镜上、可变孔径，被配置为控制该子波前的大小、位置感测设备，基本位于该子波前聚焦透镜的焦平面处，被配置为在该位置感测设备上表示该图像斑点的位置、可控的波前偏移元件，被放置为当该波前入射在该波前传感器上之前截取该波前、用户输入设备、保持由测量设备捕捉的一个或多个数据值以及程序的非瞬态计算机可读存储设备、以及控制器，耦合至该可控的波前偏移元件、用户输入设备和存储设备，被配置为控制该可控的波前偏移元件来 抵销该波前的所选择的波前像差分量，从而允许更有效地检测到该波前的部分的一个或多个剩余像差分量，从而执行程序来将一个或多个剩余波前像差分量分配给一个或多个对应变量、来接收用户选择的算法来处理一个或多个变量从而估算或改变该一个或多个变量来提供所得结果且输出所得结果。

另一个示例性实施例是一装置，包括：波前传感器，被配置为捕捉眼睛的原始像差数据值；用户输入设备，被配置为允许终端用户来选择多个预定过程中的一种，如算法、滤波器、和分析，其中所选择的过程操作原始波前相差数据值来估算或改变该原始波前像差数据值并以各种形式输出所得数据；保持由波前传感器和测量设备捕捉的一个或多个原始波前像差数据值以及程序代码的非瞬态计算机可读存储设备；控制器，耦合至存储设备和用户输入设备，被配置为执行程序代码分配一个或多个原始波前像差数据值、来接收用户选择的过程、算法来处理一个或多个变量从而估算或改变该一个或多个变量来提供所得结果且输出所得结果。

另一个示例性实施例是一装置，包括：包括子波前聚焦透镜，被配置为将一子波前（该子波前是由光源生成的波前的入射部分）聚焦为位于焦平面上的一图像斑点；顺序波前扫描设备，被配置为将入射的波前的不同部分顺序地投射到子波前聚焦透镜上；可变孔径，被配置为控制该子波前的大小；位置感测设备，基本位于该子波前聚焦透镜的焦平面处，被配置在该位置感测设备上该图像斑点的位置；可控的波前偏移元件，被放置为当该波前入射在该波前传感器上之前截取该波前；用户输入设备；保持由测量设备捕捉的一个或多个数据值以及程序的非瞬态计算机可读存储设备；以及控制器，耦合至该可控的波前偏移元件、用户输入设备和存储设备，被配置为控制该可控的波前偏移元件来抵销该波前的所选择的波前像差分量，从而允许更有效地检测到该波前的部分的一个或多个剩余像差分量，从而执行程序来将一个或多个剩余波前像差分量分配给一个或多个对应变量、来接收用户选择的算法来处理一个或多个变量从而估算或改变该一个或多个变量来提供所得结果且输出所得结果。

另一个示例性实施例是一装置，包括：子波前聚焦透镜，被配置为将作为由光源生成的波前的入射部分的子波前聚焦为位于焦平面上的图像斑点；顺序波前扫描设备，被配置为将入射的波前的不同部分顺序地投射到子波前聚焦 透镜上；可变孔径，被配置为控制该子波前的大小；位置感测设备，基本位于该子波前聚焦透镜的焦平面处，被配置为在该焦平面上表示将该图像斑点的位置；用户输入设备；保持由测量设备捕捉的一个或多个数据值以及程序的非瞬态计算机可读存储设备；和控制器，耦合至该用户输入设备和存储设备，被配置为将一个或多个数据值分配给一个或多个对应变量，来执行用户选择的过程，处理该一个或多个变量来估算或改变该一个或多个变量来提供所得值并以特定格式输出所得值。

应该了解的是上述和整个申请中不同实施例的特征可彼此组合和/或彼此替换。

图13A是示例性实施例的框图。参看图13A，测量设备13110耦合至设备接口13111，包括控制器13112，控制器包括处理器13114、存储器13116、设备接口13120和耦合控制器各组件的内部总线13122。用户输入设备13124，诸如键盘或鼠标，以及输出设备13126，诸如显示器，耦合至该I/O接口13120。

测量设备13110耦合至设备接口13118（或可选地，连接至I/O接口13120）并向控制器13112提供来自测量的结果作为原始数据。

目的不限于将设备对于数据的操作限制于制造商，而是允许个人用户按其偏好进行定制的更多自由度，这可潜在地随着设备的不同应用而改变。这解决了终端用户的独特需要，控制他们想要向数据施加的过程（例如，特定算法、滤波器、和分析）并按照他们不同需要来显示。例如，可实时地、保存以供以后使用、在内部网或因特网上传送，施加这些过程。根据用户选择，这可同时进行或分立地进行。

这是可向现有和将来的产品应用的新的方法和过程（多个）。图13B示出步骤的示例性流程图。在示例性实施例中，在执行存储于存储器内的程序时，可由控制器实现这些步骤。由测量设备提供的原始数据也可存储于存储器内。

在开始步骤13202，设备的应用/过程将开始或运行。

在下一个步骤13204，这可以是过程初始化或由用户唤醒，“机器”询问用户他是否想要修改被用于显示或表示或存储或传输来自所收集或获取的数据的所得信息的默认或之前的算法（多个）。特定地，默认或之前的算法（多个）可以是眼睛屈光误差或像差测量（多个）的波前传感器的算法。

如果用户选择“否”，该过程移动至步骤13220，此处机器可使用默认的或之前使用的算法（多个）或让用户从约定算法列表中选择。

一旦做出选择，机器按命令运行，同时按照用户选择提供所得数据，如步骤13222所示，后跟结束步骤13230。

另一方面，如果用户选择“是”，如步骤13206所示，机器开始用户输入过程。

在步骤13208，机器允许用户输入过程或算法。

在下一个步骤13210，机器将原始数据域分配特定功能、多个功能、或多个算法。

在步骤13212，在结束步骤13230前，这些功能（多个）或算法向用户提供他们期望的对于数据的估算/修改并以各种形式的方式来输出。

作为一选项，可实时地输入这些算法，例如使用键盘，或者从另一介质导入。

作为另一个选项，机器还可向用户提供一组预定算法或过程，它们可独立地或与来自机器的数据组合地应用。例如，可存在低通滤波器算法/模块和极坐标转移函数/模块。用户可选择数据转换为极坐标然后进行低通滤波。

可保存上述输入中的任意用于之后的使用。藉此，允许用户创建定制/预先准备的功能/应用的“库”。

作为又一个选项，机器还可提示用户确定用于上述的期望输出方法或多个方法。例如，用户可选择图形化显示、声频、或数值、或全部。可将输出数据导出值另一个应用或机器/设备来影响或不影响其功能，或者作为数据使用/存储的组合。

机器可呈现预定算法/应用，以使可提示用户实时将当前应用的算法/应用改变为新的，而不需要暂停或停止机器的当前过程（多个）。此外，可提示用户定制呈现所得数据（原始或经处理的）的形式。机器可提示用户选择图形化显示、显示的类型、和显示的数据极限。可选地，用户可选择使用或不适用图形组件，选择被显示、处理、或原始的数据。

一般而言，来自微控制器提供、或通过微控制器提供、在通信连接上提供的设备、或显示的数据可被输入用户创建的和选择的过程或多个过程。用户 可具有能力来将特定数据引导至他们创建（多个）的特定输入域（独立变量）。

例如，设备的处理器可在LCD（液晶显示器）上向终端用户视觉地呈现数据。这个数据可被呈现为代表直线形式的连续数据组，y=mx+b（制造商默认）。终端用户可能想要数据被呈现并拟合为三阶多项式，y=k3x3+k2x2+k1x+k0。设备的处理器将提供用户接口机制/方法，允许用户输入式y=k3x3+k2x2+k1x+k0，并独特地引导/分配数据（独立变量）到他们的式内。然后，用户可选择他/她如何想要使用式的结果；实时呈现为’y’（非独立变量）、图示为“拟合”线、保存用于事后查看、转移到其他地方、或上述所有。

例如，如果原始数据域是由自动验光机所给出的无晶状体眼睛的所测得的球面屈光误差和测得的柱面屈光误差，则可将这些原始数据域分配分别标记为u和v的参数。如果用户要求所得值，w，分配给眼内透镜（IOL）的光焦度，则可使用用户输入设备来输入算法“w=0.07(u+0.5v)2+1.27(u+0.5v)+1.22”。

除了多项式之外的函数，诸如，例如，对数和指数函数也可被提供用于用户提供的算法。

图13C和13D是上述过程的示例性屏幕截图。在图13C中，定义了将原始数据分配给变量，且提示用户输入算法。在图13D中，显示了分配给变量的数据值和所得值。

本发明的方法给用户提供了较大灵活度来完全地使用处理器和设备的能力并最大化它们的终端产品使用。

这个技术/方法可被应用于任何设备、处理器、或包含、提供、和/或创建数据的方法。实施例可以是自动验光机或波前传感器，其中设备的数据可用于多个输出/用途（诸如处方、平均化的3或2维图）；眼科摄像头，其中可通过诸如FFT之类的常规算法来处理照相数据；脉搏氧饱和度仪输出，其中可针对独一无二的事件来处理逐个心跳的数据。

示例性实施例可手动地、口头地实现、脚本化、和/或提供在与主过程分开的应用/过程中。这个过程可出现在机器/设备使用前、期间、或之后。藉此允许用户在使用机器/设备前计划所期望的结果（多个）的灵活度；在机器/设备使用期间实时调节结果；或在使用后，使用过程的变型来估算所收集的数据。 应用的脚本可独立地发生单个固定的应用或作为可顺序、随机发生的多个应用，或者对于机器/设备或过程的优选应用或使用。

现在将描述由本申请的受让人所设计的特定波前传感器结合的设备接口的实施例的详细描述。在该实施例中，例如，原始测量数据包括球面屈光误差、柱面屈光误差、以及诸如彗差、三叶形像差、和球面像差之类的高阶像差。现在描述该测量设备。

图5所示的动态波前系统和图6所示的电子控制与检测系统允许根据采样模式所采样波前，同时抵销了一些低阶像差从而可清楚地突出在一些特定高阶波前像差上的信息，反之亦然。例如，通过动态地抵销散焦和补偿散光，可突出高阶像差（HOA）内容并以临床专业人员易于理解的格式来显示该高阶像差（HOA）内容，高阶像差（HOA）内容诸如彗差，这是外科医生非常熟悉且具有技术来用外科手术克服的非常普遍的HOA。

在本申请的实施例中，微控制器601进一步执行例如存储在存储器602内的程序，来实现参看图13B所述的步骤。用户通过附连的主机计算机和显示模块592提供输入并接收输出。可选地，通过所连接的用户输入设备和耦合至输出设备的输出可直接将用户输入提供至微控制器601。

在另一个实施例中，微控制器601将向主机计算机和显示模块592输出原始数据并通过主机计算机和显示模块592执行上文参看图13B所述的处理。

可在各种应用中使用上述各实施例。例如，可用在焦度计中测量并精细调整透镜的屈光度，透镜包括柔性焦距透镜组、隐形眼镜、和/或IOL。尽管此处已经示出并描述了结合本发明教示的各种实施例，本领域技术人员可易于相处仍结合了这些启示的很多其他改变的实施例。

一旦输入上述信息，该系统准备开始使用。然后外科医生完成白内障摘除，且在IOL植入开始前，开始测量无晶状体眼睛的波前。经由作为与设备交互的机制的上述模态之一，确定的动态波前感测系统被打开。然后，在外科医生植入IOL后，波前测量继续。外科医生调节IOL在眼睛中的位置，直到该测量确认了IOL的优化放置。一旦外科手术完成，数据被保存（如果数据记录被打开的话），且系统被关闭。

作为应用实施例，本发明公开的装置可被用在白内障手术中优化常规眼 内透镜（IOL）的植入。初始地，当从眼睛中移除晶状体时，通过动态地改变圆环尺寸，本发明公开的装置可被用于确定在整个角膜视场的无晶状体情况。随着植入IOL，当调整散焦偏移时，2D数据点位置相对于在显示器上的x-y坐标系原点的数字增益也可被增加或减少来使得终端用户“放大”和“缩小”且因此“扩大”或“减小”2D数据点图形。在纯球面屈光误差矫正的情况下，通过改变散焦偏移，圆状2D数据点图形的直径可由终端用户控制来使得2D数据点图形相对x-y坐标系的基准点（诸如原点）易于对中，且因此获得IOL在眼睛中的较好的定位准确度。根据屈光外科医生的需要，通过改变散焦偏移以及控制数字“变焦”，可改变圆尺寸，且作为结果，根据一些预定标准，通过移动IOL直到2D数据点图形相对于坐标系的基准点（诸如原点）对中，所植入的IOL的定位准确度可基本改进。散射的数据点的“封闭”或“折叠”，特别是通过数字增益控制在“放大”功能的帮助下，将帮助IOL的精细定位，且同时，对应于数据点封闭的最佳“放大”的驱动信号将准确地指示是否已经达到球面屈光误差的矫正。也可使用内置算法来自动地进行找到最佳对中位置的这个过程。

作为又一个应用实施例，在优化IOL定位外，本发明公开的装置可被用于指示所植入的多焦IOL是否具有期望的聚焦范围。如本领域技术人员已知，多焦透镜一般具有多个同心圆环区，每一个圆环具有不同的聚焦光焦度。一般而言，当区域变得更为远离中心且更接近于外围区域时，圆环的宽度变得更窄。在US20080278683中，已经提到，通过使用自适应顺序波前传感器来做波前测量，通过控制扫描镜倾斜角度和子波前采样孔径大小来调节所采样的圆环直径和圆环宽度，以使所采样的子波前与所植入的多焦IOL的不同圆环区相匹配。因此可使用本发明公开的装置来测量分别来自每一个圆环区的波前，且测量结果的实时显示/反馈与合适的散焦偏移组合、且如果需要的话与适应性调节变化组合，可告知屈光外科医生对于特定区，是否实现了期望的球面反射误差矫正。当获得每一个独立区的聚焦光焦度时，还可确定所植入的多焦透镜的总聚焦范围。因此外科医生能了解，在将患者的聚焦范围增加至特定程度或范围的角度，该外科手术是否是成功的。

作为关键的应用实施例，本发明公开的装置可被用于优化环面IOL的植 入和取向。在白内障屈光外科手术期间的植入环面IOL时，除了该环面IOL的对中和倾斜优化，关键步骤是将该环面IOL旋转轴期望取向轴从而可获得完整的散光矫正。对于环面IOL植入手术而言，数字“放大”特征可变的最为重要。图14示出具有轴标记的环面IOL的示意图。作为一实施例的一个方面，散焦可被偏移，以将显示器上的2D数据点图形转换为直线且作为结果，可更为详细地示出任何剩余散光。在这个阶段，可旋转所植入的环面透镜以使所显示的2D数据点直线变为圆。可进一步调整散焦来进一步努力将2D数据点显示转换为直线且“放大”特征现在可被利用，同时可进一步旋转环面IOL来将直线变为圆。可重复这个过程直到达到特定预定标准。通过旋转所植入的环面IOL来将直线或椭圆转换为圆且还用数字“放大”来精细调整散焦，确保圆在x-y坐标的基准点或原点处是“封闭的”，可更为外科地准确地确定所植入的环面IOL的期望位置和角度取向。

作为另一个应用实施例，本发明公开的装置可被用于检查所植入的适应性调节或适应性调节的眼内透镜（AIOL）是否可提供期望的适应性调节范围。如本领域技术人员已知的，AIOL是可在睫状肌的动作下改变其在眼睛里的聚焦光焦度的透镜。在AIOL植入期间，除了对中AIOL外，如果睫状肌仍可起作用，可使得患者在可变内固定的帮助下在不同距离处适应性调节。否则，可使用其他睫状肌刺激机制来进行适应性调节变化。通过扫描散焦偏移还有做出实时波前测量，可获得沿所植入的AIOL的整个适应性调节范围的屈光误差的更为准确的测量。这将指示进行AIOL的植入，是否已经达到了期望的睫状肌能进行的适应性调节的范围。在外科手术后，当患者已经恢复他/她的适应性调节能力时，也可进行相同的测量。

作为另一个应用实施例，本发明公开的装置还可被用于提供远视眼的治疗，并在AIOL植入后最大化手术结果。本领域技术人员已知，对于自然适应性调节和对于AIOL，适应性调节的内部生理性机制是相同的。本发明公开的装置检测患者适应性调节的变化同时获得实时波前测量结果的能力可经由生物反馈机制向患者使用，增强其余能力并藉此延迟远视眼的发生以及一旦远视眼开始则治疗远视眼。

在外科手术后，通过生理学反馈，具有植入的AIOL的患者还可利用实 时生物反馈信息来增强透镜的功能。换言之，该装置可实时记录眼睛的完整光学情况，收集并分析数据且将结果反馈给患者用于最大化AIOL的性能。可基于实时波前信息和适应性调节范围或大小的实时测量导出反馈。该反馈还可以是原始数据、与适应性调节的大小相关的信息导出图、和/或通过最大化适应性调节所控制的其他传感输入（包括视觉、听觉、嗅觉、触觉、和/或味觉反馈）的形式。

作为又一个应用实施例，本发明公开的装置可被用于塑形并放置角膜高嵌体或嵌体。本领域技术人员已知的是，可以生物兼容材料作为高嵌体或嵌体嵌入到角膜内或上，且可使用受激准分子或飞秒激光能、或通过其他准确的消融技术来消融。这样的消融能进行准确且可逆的屈光手术，可消除膨胀和可能的术后干眼的并发症。因此可使用本发明公开的装置来优化消融和嵌体或高嵌体的制造来获得优化的视觉表现。可在植入到眼睛内或上之前或之后执行“空白处”的修改。存在很多可使用的材料，包括具有或不具有交联的人造胶原质，潜在地交联至患者角膜的手术基，或者各种水凝胶和高级聚合物。材料的规格可被确定为优化实时波前测量的功能以及生物兼容性、可逆性、后续的改良、和光学性能。例如，材料的规格可被设置为使得可用相对不昂贵的技术（如，具有可在体外安全传递的任何优化波长的激光器或电磁辐射，因为不与患者的眼睛接触，且比受激准分子或飞秒激光器便宜得多）所修改和/或制造。

本发明公开的装置提供的实时波前可被用于测量眼睛像差、执行闭环实时消融或在体外创建嵌体或高嵌体（包括前表面和后表面），且然后在为准确放置而实时术内波前确认的情况下植入该产品。以此方式，患者的眼睛从未暴露给激光辐射，且手术完全可逆。执行新的植入，嵌体或高嵌体可完全移除。可选地或附加地，可在将来任何时间在嵌体或高嵌体上执行改良外科手术。作为另一个选项，首先，可将嵌体或高嵌体放置到恰当的位置，且然后使用实时波前数据来在体内执行嵌体或高嵌体的闭环实时消融。临床上，所有这些方法导致通过本发明公开的装置提供的实时且准确的波前测量可进行的可逆的手术。通过使用本发明公开的装置的前体或高嵌体的准确定位，使得手术的术内操作是可行的。体外手术的附加临床优势在于能量没有传递至眼睛，且这将减少术后干眼或其他术后并发症的发生。

图15示出另一个实施例的示意图，其中使用动态波前操作设备来抵销来自眼睛的波前的所选择的一些像差分量。光源模块1535、红外成像模块1583、内固定/视觉灵敏度投影模块1542、实时波前感测模块1528、电子控制和检测模块1532、以及显示模块1592，与图5中所示的535、538、542、528、532、和592具有类似的功能。光源模块1535，包括光源1534、校准透镜1537、和光束引导元件1536，被用于将窄光束引导至患者眼睛1538的视网膜上。应该注意的是，这些模块中的一些对于下述装置的功能而言并不是一定需要的。在图15中，除了主动散焦偏移元件1505外，增加了波前操作模块1550，在图15中被图示为可变形的镜1552。除了可变形的镜1552外还包括散焦偏移元件1505的理由在于，一般而言，可变形的镜具有相对较小的行程，这意味着其散焦偏移范围有限。因此，可变形镜和散焦偏移元件的组合能在较大实践范围上实现波前操作，因为在不同眼睛之间，在所有波前相差中，散焦和球面屈光误差变化是最大的。然而，应该注意的是，如果波前操作模块1550具有足够高的动态范围，则不需要散焦偏移元件1505。所以，对于图15中所示的实施例的功能，散焦偏移元件1505并不是绝对需要的元件。

注意，图15中所示的实施例是图5中所示的扩展。该概念是基于实时波前测量反馈来抵销一些波前像差分量从而允许更为清楚地展示出剩余的像差分量。图15的实施例和US20080278683中公开的实施例之间的差异在于在光路径中配置了波前操作模块1550来提供偏移。以前的实施例仅提到这样的元件的补偿或无效功能。在当前实施例中，除了补偿或无效功能，波前操作模块1550还提供了主动抵销或部分补偿来自患者眼睛的波前的仅特定像差分量。根据波前测量的实时显示和/或反馈，在主动偏移由屈光外科医生安排或由内置算法控制。本实施例的一个方面在于，在波前测量范围内在眼睛的适应性调节范围上进行或不进行眼睛的适应性变化的情况下，扫描波前测量范围内的特定像差分量的偏移，从而可获得眼睛像差的更好和更准确的测量。

应该注意的是尽管可变形镜在图15中被图示为波前操作元件，可使用其他波前操作元件，包括基于透光液晶的波前操作设备。将透明的波前操作器或矫正器与实时波前传感器组合的一个特定优势在于可获得实际紧凑的自适应光学系统。

波前操作元件的伪装可以是沿光路径的任何地方，只要它用于抵销一些选择的波前像差分量即可。实际上，为了紧凑设计，可将波前操作元件和其他光光学元件（多个）一起设计在波前传感器1528内。这样的实时自适应顺序波前传感器可被制成具有较小形式因子且因此可被结合到大量光学成像或测量系统内，诸如屈光外科显微镜中。还应该注意的是，尽管在图15中示出顺序波前传感器1528，还可使用其他类型的波前传感器，只要它可提供波前测量即可，这样的传感器包括Hartmann-Shack、Talbot-Moire、Tscherning、光线跟踪传感器、相位差传感器、和干涉测量波前传感器。

独立形式的波前识别与控制是本发明公开的设备的固有组件，其中包括局部波前操作器的分离的光路与返回光束交互作用，作为在所传输的光束像差减少并重新组成的过程中的单独的动作以产生在返回光束内所携载的局部斜率变化的定义的测量。这个主动操作器引入局部光束偏转或变形，与输入光束的相反符号“匹配”，藉此消除了光束被感测和测量时的原始光束偏转。然后主动光束操作器捕捉到光束像差的本质，允许进行每一个所定义的可变像差的主动感测和隔离。然后这提供了相对所有或所选择的现有像差来引入或无效特定像差的能力。在这个主动进行过程中，确定的动态波前感测系统可为现有像差对所评估的系统的主动性能的相对影响进行询问提供基础。主动局部波前操作器具有对于像差的全部小波和局部小波进行独立操作的能力。可一前一后使用操作器与线性球面补偿光学元件来完全增强并提供变化的测量能力，同时主动评估波前不规律性的详细构成。

图15中所示的本发明公开的装置可提供实时波前测量结果且因此可被用于术内地优化可矫正高阶像差的这些屈光外科手术。例如，在将来，可定制地设计IOL来矫正诸如彗差之类的高阶像差，且在这样的情况下，当需要将这样的IOL植入眼睛内时，需要在植入期间合适地放置IOL。可使用图15中所示的装置来补偿例如散光的同时补偿散焦。作为结果，使用特定散焦偏移，可在2D数据点中更清楚地展示诸如彗差之类的高阶像差。然后屈光外科医生可精细地调整高阶像差矫正IOL的位置来确保优化了高阶像差的矫正。这可以是这样的情况，其中可需要通过角膜组织的激光消融来矫正高阶像差，同时通过植入环面IOL来矫正低阶像差。这个方法有利于具有低阶和高阶眼睛像差的白 内障患者。通过使用环面IOL来矫正低阶像差，这一般是在白内障手术期间执行的，将被消融从而仅矫正高阶像差的角膜组织材料将远少于通过消融角膜来矫正所有像差所需。

可矫正高阶像差的所有屈光外科手术包括LASIK,SBK,LTK,IntraLasik,FlEXiLasik,PRK,LASEK,RK,LRI,CRI,和AK，可从本发明公开的装置中受益。对于这些手术，可根据任何采样模式来采样波前，从而可获得在一些特定波前像差分量上的信息。整个波前可被覆盖，且可突出高阶像差（HOA）内容并以临床专业人员易于理解的格式来显示该高阶像差（HOA）内容，高阶像差（HOA）内容诸如彗差，这是外科医生非常熟悉且具有技术来用外科手术克服的非常普遍的HOA。实际上，在良好的对中情况下测量到非对称像差、或者不训迹具有偏转的圆或椭圆或线的数据点的任意组合，将意味着存在其他HOA引起的影响。这些非对称情况的存在将是正常的且不是例外，因为HOA总是出现至特定程度。理解并将这些项与球面-柱面情况分开将有助于估算实践的外科极限。移除这些项将允许对于如何合适地执行外科手术具有更好的理解。这非常重要，且基本上将本发明公开的装置与所有其他现有方法区分开。

作为一实施例的一个方面，本发明公开的装置可与任何屈光外科激光器系统组合来提供实时波前测量反馈并在优化屈光手术方面引导屈光外科医生。例如，当特定高阶像差是取向特定时，抵销一些像差将突出高阶像差的取向依赖性，且使用实时波前测量反馈，然后可检测眼睛的任何否则未被检测的斜旋转移动、或者眼睛和激光器之间的旋转非对准密，且矫正并确认了取向（基于术前估算）。作为另一个示例，已知在角膜屈光手术（诸如LASIK）期间可能存在源自引入的高阶像差的对比度灵敏度的术后减少。为了最小化这个不利且负面的结果，本发明公开的装置可被用于提供具有低阶像差部分补偿的实时波前测量，因此能使屈光外科医生清楚地看到在激光消融过程期间是否存在高阶像差并最小化这些高阶像差。

本发明公开的装置可被结合到或组合其他眼科设备，也增强其功能。除了将这样的装置结合到外壳显微镜中来优化白内障屈光手术外，作为一实施例的另一方面，还可将相同的装置与标准狭缝灯组合来提供患者眼睛的实时波前测量和狭缝灯检查。

例如，想象在手术室中，在白内障手术结束时，在IOL植入后，外科显微镜还捕捉到眼睛的最终波前测量。如果存在残余散光，使用实时波前反馈，外科医生可执行角膜缘松解切开术（LRI）或角膜松解切开术（CRI）来测定切除，直到实现了期望的散光中和。然后，当患者为之后的复诊而返回时，组合了此处公开的实时波前传感器的狭缝灯将重新测量相同的眼睛。然后，该系统能将来自医疗测量的数据与在手术结束时来自手术室的术后测量对齐，并查看随时间的衰退。基于该衰退，外科医生可推荐“增强”治疗，可能回到手术室、或者在诊疗室内狭缝灯处。如在手术室中可用的，可在相同实时波前传感器的引导下完成临床增强。诊疗室中增强手术的测定可在连续实时反馈下，提供更好的结果，并开发波前引导的角膜缘松解切开术（LRI）或角膜松解切开术（CRI）和基质内小透镜层激光（Flexi）的医生专用数据库，用于将来的柱面矫正。

另一个示例性实施例包括实时波前传感器、实时视频摄像头、和计算机以及连接至该计算机的显示器。该计算机配置为能对于眼睛的所记录的波前数据和所记录的视频影像进行同步的数据处理、记录、显示、和回放，并且提供操作设备的所得数据的自由度为用户选择的形式、格式、传递函数、应用、表达、输出、和/或算法。

另一个示例性实施例包括实时波前传感器、实时视频摄像头、和计算机以及连接至该计算机的显示器。该计算机被配置为能对于眼睛的所记录的波前数据和所记录的视频影像进行同步的数据处理、记录、显示、和回放。该计算机还连接至可控波前偏移元件505并控制该可控波前偏移元件505来仅抵销波前的所选择的非平面波波前像差，从而允许更有效地检测波前的该部分的剩余非平面波像差分量。

可在各种应用中使用上述各实施例。例如，可用在焦度计中测量并精细调整透镜的屈光度，透镜包括柔性焦距透镜组、隐形眼镜、和/或IOL。尽管此处已经示出并描述了结合本发明教示的各种实施例，本领域技术人员可易于相处仍结合了这些启示的很多其他改变的实施例。进一步，结合所要求保护的装置描述的例如特征、实施例、和从属权利要求之类的实现也可应用于所要求保护的方法，且反之亦然。

Claims (44)

1.一种用于在视力矫正手术期间提供反馈的装置，包括：

实时波前传感器(90102)，用于在视力矫正手术期间测量来自生物眼睛的波前特性；

实时视频摄像头(90104)，用于在所述视力矫正手术期间且当所述实时波前传感器在测量所述波前特性时，捕捉和/或记录所述生物眼睛的视频影像；

计算机(90106)，耦合至所述实时波前传感器(90102)和实时视频摄像头(90104)，所述计算机被配置为接收和记录来自所述实时波前传感器的连续数据流和来自所述实时视频摄像头的连续数据流，所述计算机包括数字视频记录器，能对所述眼睛的所记录的波前数据和所记录的视频影像进行同步的数据处理、记录、显示和回放，其中所述计算机进一步被配置为：将所述波前数据转换为计算机图形，所述计算机图形与眼睛的视频影像同步且混合来形成合成显示并在显示器上显示合成影像，所述合成影像与所述视力矫正手术期间所执行的实时活动同步，其中所述波前数据是与眼睛的实时视频影像同步且实时地逐帧捕捉的；和

显示器(90108)，连接至所述计算机，用于在同一屏幕上同时显示经处理的波前测量结果以及眼睛的视频影像。

2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

分析经采样的波前数据来获得包括波前像差/失真的度量来计算光学屈光误差、存储所述度量、并将所述度量与所记录的眼睛的视频影像同步，其中所述光学屈光误差以定性和/或定量的波前图和/或不同数量级的波前像差的屈光度误差的单位来呈现。

3.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

允许用户选择定性和/或定量数据被呈现的方式。

4.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

允许用户选择展示椭圆和/或圆来代表球面和/或柱面。

5.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

按照选定的形式、格式、转移函数、应用、表达式、输出、和/或算法来操作所得数据。

6.如权利要求5所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

保存所得数据用于以后使用。

7.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

帮助来自输入设备的算法的实时输入。

8.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

在数据收集后，应用所选择的算法。

9.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述波前传感器还包括：

可控波前偏移元件(505)，被放置为当从所述眼睛返回的波前入射在所述波前传感器(90102)上之前截取所述从所述眼睛返回的波前；

且所述计算机(90106)进一步被配置为：

控制所述可控波前偏移元件(505)来仅抵销所述波前的所选择的非平面波波前像差分量，从而允许更有效地检测所述波前的剩余非平面波像差分量。

10.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

确定并显示作为球面和柱面屈光误差的典型代表的图。

11.如权利要求10所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

计算并在所述显示器上显示最佳拟合的椭圆的长轴和短轴的中心，大小和长度二者的其中之一，以及角度轴的取向方向，直接指示所测量的波前的球面和柱面屈光误差。

12.如权利要求10所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

将形式为球面-柱面屈光度值的实时屈光误差与以度数为单位的散光轴一起显示。

13.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括：

标准狭缝灯生物显微镜，提供实时波前测量和患者眼睛的狭缝灯检查。

14.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

引导外科医生来实时测定所述视力矫正手术从而优化视力矫正手术结果。

15.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

在完成白内障外科视力矫正手术时在IOL植入后，捕捉/记录眼睛的最终波前测量，从而帮助执行角膜缘松解切开术(LRI)或角膜松解切开术(CRI)或拱形角膜切开术(AK)，且如果存在残余散光则帮助使用实时波前反馈来测定切除，直到实现期望的散光中和。

16.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

开发波前引导的角膜缘松解切开术(LRI)或角膜松解切开术(CRI)或拱形角膜切开术(AK)和基质内小透镜层激光(Flexi)的医生专用数据库，用于将来的柱面矫正。

17.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

实时地显示应该如何继续视力矫正手术从而帮助移除剩余的像差；

确认结果；且

将经补偿的像差的值感测记录在文件上。

18.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

在植入IOL后继续波前测量来帮助调整在所述眼睛中的IOL位置，直到反馈确定IOL的最佳位置。

19.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

警告视力矫正专业人员所述矫正手术正在错误还是正确的方向中进行。

20.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

实时地放大或缩小所显示的信息来警告视力矫正专业人员所述矫正手术正在错误还是正确的方向中进行。

21.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

当已经达到特定矫正程度时，突出所显示的信息。

22.如权利要求21所述的装置，其特征在于，被突出的信息包括：字体大小、粗体、或颜色。

23.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

数字地放大或缩小显示来扩大或减小所述显示。

24.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

分析屈光结果来在术内确认患者的屈光终点目标。

25.如权利要求24所述的装置，其特征在于，所述屈光终点目标包括正常眼。

26.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

对于外科手术前的IOL选择规则没有带来一致效果从而进行术后角膜屈光手术的患者，确认IOL选择的光焦度是否正确。

27.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

引导多焦IOL、可调节IOL和环面IOL中任一者的对中和外周角度取向放置。

28.如权利要求14所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

输出图形和/或音频信息，从而指示哪个方向移动IOL进行合适对齐或哪个方向来旋转环面透镜从而矫正散光。

29.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括：

设置于外科显微镜的成像路径中的光束引导元件，能将显示图像投影在外科医生的视网膜上。

30.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括直接安装在外科显微镜(710)上的小LCD监视器，用于显示经处理的波前测量结果和眼睛的视频影像。

31.如权利要求30所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

在眼睛的视频影像上叠加波前测量数据。

32.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括：

结合在外科显微镜的成像路径中的物共轭面处的半透明微显示器；

且所述计算机(90106)进一步被配置为：

显示确定的动态波前感测系统的输出，以使外科医生在不必将眼睛离开显微镜目镜的情况下可响应于所提供的信息。

33.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述显示器是在外科手术期间所查看的大屏幕，且所述计算机(90106)进一步被配置为：

在同一大屏幕上显示实时波前测量结果作为叠加的图像或在不同的显示窗口上相邻地或单独地显示。

34.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

提供非视觉反馈来引导外科医生完成所述视力矫正手术。

35.如权利要求34所述的装置，其特征在于，所述非视觉反馈包括：音频信号。

36.如权利要求34所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

显示光学像差的实时屈光度值或图形；和

生成实时音频信号来指示误差类型、误差大小、和误差的变化。

37.如权利要求36所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

在视力矫正手术期间，改变实时音频信号的音高、音调、和响度来指示所施加的矫正的改进或劣化。

38.如权利要求36所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

生成特定音高的实时音频信号从而将误差标识为柱面，所述柱面具有指示误差大小的音调。

39.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

除了优化所植入的多焦IOL的定位外，指示所植入的多焦IOL是否具有期望的聚焦范围。

40.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

做出校准波前测量。

41.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

测量所植入的适应性调节眼内透镜(AIOL)是否可提供期望的适应性调节范围。

42.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

基于所述实时波前测量反馈来确定可被施加的散焦偏移的范围。

43.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

通过动态地改变所述波前传感器的圆环采样大小，透过整个角膜可视区域，确认受试者的无晶状体情况。

44.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计算机(90106)进一步被配置为：

动态地改变所述波前传感器的圆环采样大小。