CN104883957A - 用于操作实时大屈光度范围顺序波前传感器的装置和方法 - Google Patents

Abstract

一种装置包括一种波前传感器，包括：光源(172)，配置成照明被测者眼睛；检测器(122)；图像传感器(162)，配置成输出所述被测者眼睛的图像；第一光束偏转元件(122)，配置成在所述被测者眼睛被所述光源(172)照明时截取从被测者眼睛返回的波前光束并且配置成朝向所述检测器(122)通过孔径(118)引导来自所述被测者眼睛的波前的一部分；以及控制器，耦合至所述光源(172)、所述图像传感器(162)和所述光束偏转元件(112)，配置成处理所述图像以确定所述被测者眼睛的横向运动以及控制所述光束偏转元件(112)以通过所述孔径(118)偏转并投射所述波前的圆环部分的各部分并且进一步配置成以一发射速率使所述光源(172)脉动以在所述检测器(122)处采样所述圆环的选择的各部分、处理所述被测者眼睛的图像以计算所述被测者眼睛的横向运动以及以DC偏移角取向所述光束偏转元件(112)以补偿所述被测者眼睛的横向运动。

Description

用于操作实时大屈光度范围顺序波前传感器的装置和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2012年11月7日提交的题为“Apparatus and Method forOperating a Real Time Large Diopter Range Sequential Wavefront Sensor(用于操作实时大屈光度范围顺序波前传感器的装置和方法)”的美国临时申请S/N.61/723,531的优先权。

发明领域

本发明的一个或多个实施例一般涉及用在视力矫正过程中的波前传感器。具体地，本发明涉及用于驱动、控制和处理实时顺序波前传感器以及与该波前传感器相关联的其它子组件的数据的电子器件和算法。

背景技术

人眼波前表征的常规波前传感器一般被设计成在室内照明调低或关闭的情况下获得患者眼睛波前的快照或许多快照。这些波前传感器一般使用CCD或CMOS图像传感器来捕捉波前数据并且需要使用相对复杂的数据处理算法来计算出波前像差。归因于CCD或CMOS图像传感器通常具有有限数量的灰阶并且不能以远高于1/f噪声范围的帧速率操作，因此这些波前传感器不能充分利用锁定检测方案来提供较高的信噪比。它们不能采用简单算法来迅速导出波前像差。作为结果，当这些波前传感器与眼科设备(诸如手术显微镜)集成时，它们通常不能提供准确的/可重复的实时波前像差测量，尤其是在显微镜的照明光打开的情况下。

本领域中需要不仅实现实时波前测量和显示而且解决包括上面已经提到的各种问题的装置和方法。

发明内容

一个或多个实施例满足本领域中的上述需求中的一个或多个。具体地，一个实施例是连同用于驱动、控制和处理实时顺序波前传感器的数据以实现各种功能的相关联的算法和软件一起的电子控制和驱动电路。

该电路包括光电子位置感测检测器/设备(PSD)(诸如象限光电二极管/检测器/单元/传感器或横向效应位置感测检测器)、互阻抗放大器、模数(A/D)转换器、具有可编程增益控制的数字放大器、超发光二极管(SLD或SLED)及其驱动电路、波前扫描/移动设备及其驱动器电路以及前端数据处理单元(例如，处理器、微控制器、PGA、可编程设备)。另外，相机被用于提供正从中测量波前的眼睛的实况视频图像。此外，后端数据处理单元被用来转换来自前端处理单元的顺序波前数据以显示叠加在患者眼睛的实况图像上或者与患者眼睛的实况图像并排的临床眼科信息。这些电路(前端和/或后端)可以一种方式或另一种方式被电子地连接至一个或多个各设备以用于每个设备的协调操作，包括例如，眼睛横向位置测量设备、眼睛距离测量设备、调节启用的眼睛固定目标、数据存储设备、基于激光的手术消融设备和显示设备。

另一实施例实时地实现顺序采样波前的高精度测量。控制器被配置成与移动波前同步地发射SLD，同时使用被锁相至脉动的SLD的位置感测设备/检测器来检测顺序采样的子波前倾斜。通过按为波前移动频率的整数倍的频率发射SLD，可在波前的每次扫描上收集相同的整数数量的离散的子波前样本。以与脉动的SLD相同的频率来同步A/D转换器允许在SLD脉冲之前/之后和期间的暗(SLD关)和亮(SLD开)样本的收集以移除电磁干扰以及来自房间或其上安装有本文所公开的装置的显微镜的环境光的影响。

在另一实施例中，波前移位器/扫描仪的DC偏移能力被用于补偿由环境或其它因素所引入的光学部件的微小不对准或运动或者补偿眼睛运动以因此最小化波前测量中的固有误差。

另一实施例是一种波前传感器，包括：光源，配置成照明被测者眼睛；检测器；图像传感器，配置成输出所述被测者眼睛的图像；第一光束偏转元件，配置成在所述被测者眼睛被所述光源照明时截取从被测者眼睛返回的波前光束并且配置成朝向所述检测器通过孔径引导来自所述被测者眼睛的波前的一部分；以及控制器，耦合至所述光源、所述图像传感器和所述光束偏转元件，配置成处理所述图像以确定所述被测者眼睛的横向运动以及控制所述光束偏转元件以通过所述孔径偏转并投射所述波前的圆环部分的各部分并且进一步配置成以一发射速率使所述光源脉动以在所述检测器处采样所述圆环的选择的各部分、处理所述被测者眼睛的图像以计算所述被测者眼睛的横向运动以及以DC偏移角取向所述光束偏转元件以补偿所述被测者眼睛的横向运动。

一旦结合相应附图查阅了优选实施例的下述详细描述，对于本领域技术人员而言，本发明的这些和其它特征与优势将变得更加显而易见。

附图说明

图1示出了与手术显微镜集成的大屈光度范围实时顺序波前传感器的光学配置的一个示例实施例；

图2示出了具有连接至电子控制电路的这些可能有源的设备的与图1中的波前传感器的光学器件相接的电子器件的一个示例实施例；

图3示出了在眼睛横向移动并且没有对波前采样方案作出相应改变的情况下角膜平面上的波前采样区域将发生什么。

图4示出了即使眼睛横向移动如何通过DC偏移波前光束扫描仪就可以补偿眼睛的横向运动并因此继续扫描相同的适当居中的圆环(annular ring)。

图5示出了在眼睛从所设计的位置中轴向地移动的情况下被测量的波前或屈光误差发生了什么。

图6示出了控制和驱动图1和2中所示的顺序波前传感器和相关联的设备的电子器件系统的一个示例实施例的整体框图；

图7示出了前端电子处理系统和驻留在顺序波前传感器模块内的实况成像相机以及驻留在图6中所示的主计算机和显示模块中的后端电子处理系统的一个示例实施例的框图；

图8示出了可被移动到波前中继光束路径中以创建一个或多个参考波前以用于内部校准和/或验证的示例内部校准目标。

图9A示出了完成自动SLD索引和数字增益控制的任务以优化信噪比的电子器件框图的实施例。

图9B示出了具有首先落在中心处以及其次稍远离中心着陆的光图像斑点的象限检测器。

图9C示出了平面波前、散焦和散光、在子波前聚焦透镜后面的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作为2D数据点图案显示时的相应的质心位置的顺序运动。

图10示出了通过改变可变增益放大器的增益和SLD输出来在优化信噪比中的一个示例处理流框图。

图11示出了如被用在图9的位置感测检测器电路中那样可被用于放大来自四个象限光电二极管中的任何一个的信号的具有锁定检测的复合互阻抗放大器的一个示例实施例；

图12示出了常规的互阻抗放大器与锁定检测电路的组合的一个示例实施例；

图13A示出了当MEMS扫描镜被取向以使得在发射SLD脉冲时整个波前向下移动时的情况。在此情况中，孔径采样在圆形波前部分的顶部的一部分；

图13B示出了当在发射SLD脉冲时向左移动波前以使得孔径采样在圆形波前部分的右边的一部分时的情况；

图13C示出了当在发射SLD脉冲时向上移动波前以使得孔径采样在圆形波前部分的底部的一部分时的情况；

图13D示出了当在发射SLD脉冲时向右移动波前以使得孔径采样在圆形波前部分的左边的一部分时的情况；

图13E描绘了用于利用以环布置的四个检测器来采样波前部分的每循环四个脉冲的顺序扫描序列的等效。

图13F示出了8个SLD脉冲发射相对于MEMS扫描仪的X和Y轴的位置，其中8个脉冲中的4个奇数或偶数脉冲与MEMS扫描仪的X和Y轴对准并且其它4个脉冲被布置在X和Y轴之间的环上的中途；

图14示出了其中通过稍稍延迟SLD脉冲来将如图13F中所示的初始与波前扫描仪的X和Y轴对准的4个SLD脉冲发射位置远离X和Y轴移动15°的示例；

图15示出了以在第一帧上的0°、第二帧上的15°以及第三帧上的30°的偏移角采样波前的集体效应；

图16示出了PSD比率计(ratiometric)估算和沿着X或Y轴的实际质心位移或位置之间的理论上确定的关系的一个示例；

图17示出了说明如何可执行校准以获得修改的关系并且导致更准确的波前像差测量的示例流程图；

图18示出了使用三角函数表达式的顺序椭圆的图形表示，其中U(t)＝a·cos(t)和V(t)＝b·sin(t)，a>b>0，导致其中点(U(t₀)，V(t₀))在U-V笛卡尔坐标的第一象限中的逆时针旋转的椭圆；

图19示出了使用三角函数表达式的类似的顺序椭圆的相应的图形表示，其中U(t)＝-a·cos(t)，V(t)＝-b·sin(t)，a>b>0，导致其中点(U(t₀)，V(t₀))在U-V笛卡尔坐标的第三象限中的逆时针旋转的椭圆；

图20示出了使用三角函数表达式的类似的顺序椭圆的相应的图形表示，其中U(t)＝a·cos(t)，V(t)＝-b·sin(t)，a>b>0，导致其中点(U(t₀)，V(t₀))在U-V笛卡尔坐标的第四象限中的顺时针旋转的椭圆；

图21示出了使用三角函数表达式的类似的顺序椭圆的相应的图形表示，其中U(t)＝-a·cos(t)，V(t)＝b·sin(t)，a>b>0，导致其中点(U(t₀)，V(t₀))在U-V笛卡尔坐标的第二象限中的顺时针旋转的椭圆；

图22示出了从发散的球面波前中预期的顺序质心数据点以及所得的数据点位置和极性的示例；

图23示出了从会聚的球面波前中预期的顺序质心数据点以及所得的数据点位置和极性的另一示例；

图24示出了从原始X-Y坐标到经平移的Xtr-Ytr坐标并且进一步被旋转至被拟合至顺序椭圆的8个顺序采样的质心数据点的U-V坐标的笛卡尔坐标平移和旋转。

图25示出了坐标旋转变换的结果以及U-V坐标上的8个质心数据点，其中左侧对应于具有正的长轴和短轴的发散的球面波前并且其中右侧对应于具有负的长轴和短轴的会聚的球面波前；

图26示出了在解码球面和柱面屈光度值以及柱面轴角方面的一个示例实施例的处理流程图；

图27示出了眼睛跟踪算法的示例处理流程图；

图28示出了说明使用实况眼睛图像来确定最大的波前采样圆环直径以及获得更好的屈光度分辨率以用于伪晶状体测量的概念的示例处理流程图；

图29示出了说明使用实况眼睛图像和/或波前传感器信号来检测在波前中继光束路径中的非预期的物体的存在或眼睛从期望的位置范围的离开以使得可关闭SLD并且可丢弃错误的“亮”或“暗”波前数据的概念的示例处理流程图；

详细描述

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，阐述众多具体细节以提供对各实施例的透彻理解。然而，在没有这些特定细节中的一些或全部的情况下，也可实施本发明。在其它实例下，众所周知的处理操作并未进行详细描述以免不必要地混淆本发明或者对本发明施加限制。进一步，在说明书中各处的每一次出现短语“示例实施例”并不一定涉及相同的示例实施例。

在用于测量人眼的波前像差的典型波前传感器中，来自眼睛瞳孔或角膜平面的波前通常被中继到使用公知的4-F中继原理一次或多次的波前感测或采样平面(参见例如，J.Liang等人(1994)“Objective measurement of thewave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wave-frontsensor(利用Hartmann-Shack波前传感器对人眼的波像差的物镜测量)”，J.Opt.Soc.Am.A 11,1949-1957；J.J.Widiker等人(2006)“High-speed Shack-Hartmannwavefront sensor design with commercial off-the-shelf optics(具有商业现成光学器件的高速Shack-Hartmann波前传感器设计)”，Applied Optics(应用光学),45(2),383-395；US7654672)。这种单个或多个4-F中继系统将保存入射波前的相位信息同时允许其被中继而没有有害的传播效应。另外，通过配置使用具有不同焦距的两个透镜以实现4-F中继的无焦成像系统，中继可允许伴随着入射波前的发散或会聚的相关联的缩小或放大的入射波前的放大或缩小(参见例如，J.W.Goodman，Introduction to Fourier Optics(傅里叶光学介绍)，第二版，McGraw-Hill，1996)。

近年来，已认识到需要实时波前传感器为诸如LRI/AK精细化、激光增强以及白内障/屈光手术之类的各种视力矫正过程提供实况反馈。对于这些过程，已认识到对正常手术操作的任何干扰是不期望的，尤其是手术显微镜的照明光的关闭以及波前数据捕捉和处理的等待周期。外科医生希望随着视力矫正过程正在正常执行，实时反馈被提供给他们。另外，大多数外科医生还喜欢连续地显示的实时波前测量结果被同步化并且被叠加到眼睛的实时视频显示/影片上或者紧挨着该实时视频显示/影片并排显示，其中以定性或定量或组合的定性/定量方式示出叠加的或并排显示的波前测量结果。另一个主要问题是在实时地测量波前的同时在视力矫正手术过程期间眼睛相对于波前传感器的运动。先前的波前传感器未提供用于补偿眼睛运动的装置；相反，它们需要眼睛与波前传感器重新对准以用于有意义的波前测量。

在被转让给该专利申请的同一受让人的共同待审的专利申请(US20120026466)中，已经公开了特定适用于解决在视力矫正过程期间所遭遇的问题的大屈光度范围顺序波前传感器。尽管在该共同待审的专利申请中已经公开了很多光学设计/配置可能性的细节，然而用于操作这种大屈光度范围顺序波前传感器的电子器件控制和数据处理细节尚未被公开。不同子组件的附加测量能力尚未被详细地讨论。在本公开中，公开了用于实现各种功能的电子器件控制和驱动方面以及相关联的算法的各种特征。

根据本发明的一个或多个实施例，公开了用于实现高精度波前测量的与有关算法相关联的锁定检测电子器件系统。该电子器件系统从光电子位置感测设备/检测器中获得其电子信号；其利用复合互阻抗放大器放大模拟信号、经由A/D转换器将该模拟信号转换至数字信号、经由数字放大器放大该数字信号以及经由数据处理单元处理数据。该电子器件系统被连接至波前传感器模块的那些以电子方式有源设备中的一些或全部以实现不同的功能。这些有源设备中的示例包括用于生成要被测量的物体波前的诸如超发光二极管(SLD)之类的光源、SLD光束聚焦和/或操纵模块、诸如MEMS扫描镜之类的波前扫描/移动设备、眼睛瞳孔横向位置和距离感测/测量设备、眼睛固定目标、各变焦主动透镜、一个或多个数据处理和存储设备、终端用户启用的输入设备以及显示设备。

图1示出了与手术显微镜集成的大屈光度范围实时顺序波前传感器的光学配置的一个示例实施例并且图2示出了具有连接至电子器件系统的这些可能有源的设备的图1的波前传感器配置的电子器件连接版本。

在图1和2的实施例中，8-F波前中继的第一透镜104/204被布置在波前传感器模块的第一光学输入端口处。第一透镜104/204由手术显微镜和波前传感器模块所共享。将8-F波前中继的该第一透镜104/204布置成尽可能靠近患者眼睛的好处在于该第一透镜的所设计的焦距按照8-F波前中继的要求可以是最短的并且因此可使得波前传感器的整体光程长度最短。这与波前中继光束路径的折叠结合可使得波前传感器模块紧凑。另外，当与相同直径的透镜但被布置在光束路径的进一步下游相比时，可实现来自眼睛的波前的大屈光度测量范围。此外，由于一直需要波前传感器在该位置处具有光学窗口，因此该透镜可用作波前中继系统以及显微镜的窗口和第一透镜两者的双重目的。然而，应当注意，第一透镜104/204还可被布置在二向色或短通分束器161/261之后。

如在图1和2中所示的二向色或短通分束器161/261被用于以高效率将近红外波前中继光束(覆盖超发光二极管或SLD 172/272的至少光谱范围)反射/偏转到波前传感器模块的剩余部分同时允许大部分(例如～85％)可见光穿过。二向色或短通分束器161/261可被设计成同样允许反射/偏转SLD谱范围外的可见和/或近红外光的一部分以使得可由图像传感器162/262捕捉患者眼睛的前段(anterior)的清楚的实况图像。

在二向色或短通分束器161/261上方的补偿透镜102/202被用于实现若干功能。首先，确保由手术显微镜形成并呈现给外科医生的手术视图不因为8-F波前中继的第一透镜104/204的使用而受影响，此补偿透镜102/202可被设计成补偿第一透镜104/204对显微视图的影响。第二，补偿透镜102/202可用作对于密封波前传感器模块可需要的上光学窗口。补偿透镜102/202的第三功能是引导来自手术显微镜的照明光束远离光轴以使得当照明光束击中透镜104/204时，来自透镜104/204的镜面反射不被引导回至手术显微镜的两个立体的观看路径中以干扰外科医生对手术场景的观看。最后，还可涂覆补偿透镜102/202以仅允许可见光谱传播通过并且反射和/或吸收近红外和紫外光谱。以此方式，对应于来自显微镜照明源的SLD光谱的光的近红外光谱部分将不会落在患者眼睛上以创建任何眼睛返回的近红外背景光，该近红外背景光可进入波前传感器模块以使位置感测设备/检测器饱和或创建背景噪声。同时，该涂覆还可拒绝或吸收来自显微镜的照明源的任何紫外光。然而，应当注意，如果第一透镜被布置在二向色或短通分束器161/261之后，则将不需要补偿透镜并且具有特定波长过滤功能的窗口将是足够的。

在图1和2中，来自眼睛的波前被中继至设置波前采样孔径118/218之处的下游的波前采样像平面8-F。使用两个级联的4-F中继级或一个8-F波前中继来完成波前中继，其除了第一透镜104/204之外，还包括第二透镜116/216、第三透镜140/240和第四透镜142/242。通过偏振分束器(PBS)174/274、镜子152/252以及MEMS光束扫描/移动/偏转镜112/212折叠波前中继光束路径以使得波前传感器模块紧凑。沿着波前中继光束路径，带通滤波器176/276可被布置在二向色或短通分束器161/261和象限检测器122/222之间的任何地方以过滤掉SLD光谱外的任何光以减少背景噪声。另外，孔径177/277可被布置在PBS 174/274和镜子152/252之间的第一傅里叶变换平面处以起到将来自眼睛的光线的圆锥角并且因此来自眼睛的波前的屈光度测量范围限制到期望的范围的功能以及防止光落在被设置在第二傅里叶变换平面处的MEMS扫描仪112/212的镜面区域外。

MEMS扫描镜112/212被设置在8-F波前中继的第二傅里叶变换平面处以有角度地扫描物光束以使得可相对于波前采样孔径118/218横向地移动在最终的波前像平面处的经中继的波前。波前采样孔径118/218可以是固定尺寸或主动可变孔径。在孔径118/218后面的子波前聚焦透镜120/220将顺序采样的子波前聚焦到位置感测设备/检测器(PSD)122/222(诸如象限检测器/传感器或横向效应位置感测检测器)上。应当注意，该电子器件系统可至少被连接至SLD 172/272、波前移动MEMS扫描镜112/212以及PSD 122/222以同步地使SLD脉动、扫描MEMS镜并收集来自PSD的信号从而使得可实现锁定检测。

此时，应当注意，尽管在图1和2中波前中继的第一透镜被布置在波前传感器模块或封围的输入端口位置处，然而这不是必需的。第一透镜104/204可被布置在二向色或短通分束器161/261之后并且玻璃窗口可被布置在输入端口位置处。因此，可重新设计波前中继的剩余部分并且可修改补偿透镜或窗口102/202的光学功能以确保好的显微图像被呈现给外科医生。

除了折叠的波前中继光束路径之外，在图1和2中示出了三个更多的光束路径，一个用于对眼睛成像、一个用于将固定目标引导至眼睛并且一个用于将超发光二极管(SLD)光束发射到眼睛以用于创建携带眼睛波前信息的来自眼睛的波前中继光束。

成像分束器160/260经由透镜或透镜组168/268将从眼睛返回的并被二向色或短通分束器161/261反射的成像光中的至少一些引导至图像传感器162/262，诸如2D像素阵列CCD/CMOS传感器。图像传感器162/262可以是被连接至电子器件系统的黑/白或彩色CMOS/CCD图像传感器。图像传感器162/262提供被测者(subject)眼睛的共面视频或静态图像并且可被聚焦成对眼睛的前段或后段(posterior)成像。进一步，固定/成像分束器166/266沿着相反路径连同第一透镜104/204一起将由透镜或透镜组170/270所形成的固定目标164/264的图像引导至患者眼睛。在图像传感器162/262前面的透镜168/268可被设计成与第一透镜104/204协作以为显示器(未在图1和2中示出)上的患者眼睛的前段或后段的实况图像提供期望的光学放大并且被用于手动地或自动地调焦(如果需要的话)以确保图像传感器平面与例如眼睛瞳孔平面共轭以使得可获得清楚的眼睛瞳孔图像。在自动聚焦情况中，透镜168/268需要被连接至电子器件系统。

在固定目标164/264前面的透镜170/270可被设计成给患者眼睛提供正确尺寸和亮度的舒适的固定目标。其还可被用于调焦以确保固定目标与眼睛的视网膜共轭，或者将眼睛固定在不同距离、取向处或甚至使眼睛模糊。这样做时，需要使透镜170/270为主动式的并且将透镜170/270连接至电子器件系统。固定光源164/264可由电子器件系统驱动以用期望将其与例如手术显微镜的照明光区分开的速率闪光或闪烁。固定光源164/264的颜色同样可改变。固定目标可以是微显示器，其中其所显示的图案或斑点随外科医生/临床医生的期望可变。另外，基于微显示器的固定目标还可被用于引导患者凝视在不同方向处以使得可测量并生成2D阵列的眼睛像差图，该2D阵列的眼睛像差图可被用于评估患者的周边视觉的视敏度。

固定目标164/264可以是红或绿或黄(或任何颜色)发光二极管(LED)，其输出光功率可由电子器件系统基于不同的背景照明条件动态地控制。例如，当来自手术显微镜的相对强的照明光束被打开时，可增加固定光源164/264的亮度以使得患者能够容易地发现固定目标并固定在其上。可变的光阑或孔径(未在图1或图2中示出)还可在图像传感器之前被布置在透镜168/268的前面并且被连接至电子器件系统以控制眼睛的前段或后段的实况图像的景深。通过动态地改变孔径尺寸，可控制当眼睛远离所设计的距离轴向地移动时的眼睛图像的模糊强度的程度，并且与光阑或孔径尺寸有关的眼睛图像的模糊强度和眼睛轴向位置之间的关系可被用作用于确定眼睛的轴向距离的信号。作为替代，还可通过众所周知的手段(诸如基于一个或多个近红外照明源的角膜散射/反射的图像斑点位置的三角测量)来测量眼睛距离。还可采用如下面将公开的基于低相干干涉量度法的眼睛距离测量。

一圈或多圈LED(或阵列)(135/235)可被布置成围绕在波前封围的输入端口的周围以起到多个功能。一个功能是简单地提供波长谱范围内的泛光(flood)照明光以使得此谱内的眼睛返回的光可到达图像传感器(162/262)。以此方式，如果没有来自手术显微镜的照明或者如果来自手术显微镜的照明光已经被过滤成仅允许可见光到达眼睛，则如由图像传感器(162/262)所捕捉的眼睛图像的对比度可被保持到期望的范围内。作为一个示例，图像传感器是单色UI-1542LE-M，其是具有1.3兆像素分辨率(1280x1024像素)的极其紧凑的插件板级相机。可沿着成像路径设置NIR带通滤波器以使得仅泛光照明光将到达图像传感器以维持实况眼睛图像的相对恒定的对比度。

LED(135/235)的第二功能是创建从角膜和/或眼晶体状(自然的或人工的)的光学界面返回的镜面反射图像斑点以使得LED(135/235)的Purkinje图像可被图像传感器(162/262)捕捉。通过这些Purkinje图像的图像处理，可确定患者眼睛的横向位置。另外，可用与角膜地形图仪系统和/或角膜散光计/角膜镜所做的相同的方式来计算出角膜和/或眼晶状体(自然的或人工的)的顶部和/或底部表面轮廓或地形图。所获得的此信息可被用于确定角膜形状的变化或者甚至一些其它眼睛生物计量/解剖参数。所测得的变化随后可被用于设置在屈光手术期间或就在屈光手术之后的目标性或预期的屈光以使得当在眼睛的角膜中所做的切口或伤口完全愈合时，眼睛的最终屈光将是如所需的。

LED(135/235)的第三功能可以是其中一些可被选择性地打开并投射到眼白上以创建光斑，这些光斑可被图像传感器(162/262)捕捉以实现使用光学三角测量原理的眼睛距离测量。可处理所成像的光斑的质心位置的变化以计算出眼睛距离。

除了提供实况眼睛瞳孔/虹膜或角膜图像以及对泛光照明效应成像之外，图像传感器信号还可被用于其它目的。例如，实况图像可被用于检测来自第一透镜(104/204)的尺寸、距离以及眼睛瞳孔的横向位置。当发现瞳孔的尺寸较小时，可相应地减小波前采样区域。换言之，针对每一瞳孔尺寸，瞳孔尺寸信息可以闭环方式被用于波前感测区域的自动和/或动态调节和/或缩放。

本公开的一个实施例是作为特定位置范围内的眼睛位置变化的结果的波前测量误差的矫正。该矫正可被应用于眼睛横向位置变化以及眼睛轴向位置变化两者。在一个实施例中，当发现眼睛或瞳孔未很好居中(即相对于波前传感器的光轴很好对准)时，眼睛或瞳孔相对于波前传感器模块的横向运动的量被确定并且被用于纠正将由这种眼睛或瞳孔位置横向运动所引入的测得的波前误差或者调节波前采样扫描仪的驱动信号以使得角膜上的相同区域一直被采样。

可使用实况眼睛图像或其它手段来确定眼睛或瞳孔的横向位置。例如，角膜缘可为眼睛在何处提供参考；瞳孔和虹膜之间的边界也可为眼睛在何处提供参考。另外，作为明亮的光斑被实况眼睛相机所捕捉或者被附加位置感测检测器所检测的来自角膜前表面的镜面反射的泛光照明光也可被用于提供关于眼睛的横向位置的信息。此外，来自角膜前表面的镜面反射的SLD光也可作为明亮的光斑被实况眼睛相机所捕捉或者被附加位置感测检测器所检测以确定眼睛的横向位置。还可在两个维度中扫描SLD光束以搜索最强的角膜顶点镜面反射以及确定眼睛横向位置。

图3示出了在眼睛横向移动并且没有对波前采样方案作出相应改变的情况下角膜平面上的波前采样区域将发生什么。假定SLD光束与波前传感器光轴同轴并且相对于波前传感器光轴被固定在空间中并且波前传感器在相对于角膜平面上的波前传感器的光轴的径向或旋转对称的圆环周围采样。当良好对准眼睛时，SLD光束302将通过角膜的顶点和瞳孔的中心进入眼睛，落在视网膜的中央凹附近的视网膜上。因此，如由在右边的截面角膜平面视图的圆环304所示，将在相对于角膜的顶点或者眼睛瞳孔的中心居中的径向或旋转对称的圆环内采样所返回的波前。现在想象如果眼睛相对于SLD光束和波前传感器横向地向下移动。则SLD光束312现在将偏离中心地进入眼睛，但仍然落在视网膜的中央凹附近的视网膜上，尽管取决于眼睛的像差，准确位置可能稍有不同。由于波前采样区域相对于SLD光束是固定的，因此，如由在右边的截面角膜平面视图的圆环314所示，在角膜平面上，采样的圆环相对于角膜的顶点或者眼睛瞳孔的中心将向上移动。此非径向或非旋转对称波前采样因此将引起波前测量误差。在本公开的一个实施例中，利用关于眼睛或瞳孔的横向位置的信息，使用软件和数据处理来纠正波前测量误差。

在本公开的一个实施例中，利用关于眼睛或瞳孔的横向位置的信息，可扫描SLD光束以跟随或跟踪眼睛或瞳孔以使得SLD光束将总是从依照设计的相同的角膜位置(诸如稍微偏离角膜的顶点的位置)进入角膜以例如防止由角膜返回的镜面反射的SLD光束进入波前传感器的PSD。实况眼睛图像还可被用于确定眼睛的存在以及相应地打开或关闭SLD/波前检测系统。为了确保SLD光束总是在期望的角膜位置处进入眼睛并且作为眼睛横向运动(在特定眼睛运动范围内)的结果不部分地或完全地被虹膜阻挡，如图1和2中所示的用于扫描SLD光束的扫描镜180/280可被置于第一波前中继透镜104/204的后焦面处。在此情况中，扫描镜180/280的角扫描将引起SLD光束相对于角膜平面的横向扫描。捕捉眼睛的实况图像的图像传感器或其它眼睛横向位置检测装置可被用于计算出眼睛中心的横向位置并提供反馈信号以驱动扫描镜180/280以使得SLD光束能够跟随眼睛运动或跟踪眼睛。

在本公开的另一实施例中，利用适当的DC偏移驱动波前光束扫描仪112/212以允许跟随眼睛横向运动或跟踪眼睛以使得总是在眼睛瞳孔的相同区域上完成波前采样。例如，可在相对于眼睛瞳孔的中心径向或旋转对称的圆环上完成采样。为了看看这怎么可能，让我们回忆一下波前光束扫描仪位于8-F波前中继配置的第二傅里叶变换平面处。当眼睛横向移动时，在4-F波前像平面处，取决于第一和第二透镜的焦距比，波前的图像同样将以成比例的光学放大或缩小来横向移动。如果波前光束扫描仪未做任何扫描并且没有DC偏移，则当此中间波前像平面处的横向移动的波前被进一步中继至最终的波前采样像平面时，其相对于采样孔径同样是横向移位的。作为结果，当波前光束扫描仪做角旋转扫描时。如由图3的下部分所示，在角膜平面上的有效扫描的圆环将是去中心的。

图4示出了即使眼睛横向移动，如何通过DC偏移波前光束扫描仪，可以补偿眼睛的横向运动并因此继续扫描相同的适当居中的圆环。如在图4中可见，当存在眼睛的横向运动时，SLD光束448将偏离中心地进入眼睛并且作为要被8-F中继中继的物体的在角膜平面处的波前同样是离轴的。中间波前图像402因此是横向移位的并且如果不存在波前光束扫描仪的DC偏移，没有在第二傅里叶变换像平面处的波前光束的扫描，则中间波前图像也作为横向移位的波前图像432将被中继至最终的波前采样平面。在此情况中，如果波前光束扫描仪以相对于零DC偏移角的圆形角旋转的形式扫描，则如由圆环444所示，采样的波前随后相对于眼睛的中心将是非径向或非旋转对称的圆环。然而，如果如在图4的右侧上所示的波前光束扫描仪462具有基于眼睛的横向位移所适当确定的某一DC偏移，则当被中继至最终的波前采样像平面时，最终的波前图像482可被横向地移位以相对于波前采样孔径458被重新居中(re-centered)。在此情况中，SLD光束498仍将偏离中心地进入眼睛，作为要被8-F中继中继的物体的在角膜平面处的波前在穿过第一、第二和第三透镜时是离轴的，但在波前扫描仪之后，该中继被波前扫描仪纠正并且现在是轴上的。因此，波前光束扫描仪相对于此DC偏移角的进一步角旋转扫描将导致相对于眼睛中心的径向或旋转对称的圆环494的采样。

本公开的一个实施例因此是响应于可由实况眼睛相机或其它装置确定的眼睛的横向运动而控制波前扫描仪的DC偏移。归功于沿着波前中继路径，波前成像是沿着成像路径中的一些未在轴上而是离轴完成的这一事实，因此可存在引入的其它光学像差，包括例如彗形像差和柱状(prismatic)倾斜。作为离轴波前中继的结果所引入的这些附加像差可通过校准来处理并且可被看作好像存在光学成像或中继系统的固有像差并且因此可使用校准和数据处理来减去。

在本公开的另一实施例中，当发现眼睛未被轴向地定位在距波前传感器的物平面设计的距离处时，确定眼睛相对于所设计的轴向位置的轴向位移的量并且该信息被用于纠正将由这种眼睛轴向运动所引入的测得的波前误差。图5示出了在眼睛从所设计的位置中轴向地移动的情况下被测量的波前或屈光误差发生了什么。

在图5的左列上，示出了三个正视眼，其中顶部的一个504进一步远离波前传感器移动、中间的一个506在波前传感器的设计的轴向位置处并且底部的一个508朝向波前传感器移动。如可见，由于从此正视眼中出现的波前在设计的物平面502(从该设计的物平面502，波前将被中继至最终的波前采样平面)处是平面的，因而对于这三种情况，波前514、516和518都是平面的。因此，当眼睛是正视的时，如果眼睛从所设计的位置中稍微轴向移位，则波前测量结果将不受影响。

然而，如果如由其中眼睛的晶状体(525、527、529)被示为较厚并且眼睛(524、526、528)也被绘制为较长的图5的中间列所示，眼睛是近视的，则从眼睛中出现的波前将会聚至点(535、537、539)并且在角膜平面处的波前的屈光值由从眼睛的角膜平面到会聚点的距离所确定。在此情况中，如果如由中间列的顶部示例所示，眼睛被移动成稍微进一步远离波前传感器，则在波前传感器的物平面522处的波前与在眼睛的角膜平面处的波前不相同。事实上，在波前传感器的物平面处的波前的会聚的曲率半径小于在角膜平面处的波前的会聚的曲率半径。因此，当在波前传感器的物平面处的此波前534被波前传感器测量时，所测得的结果将不同于在角膜平面处的波前536，因为波前534的曲率半径小于波前536的曲率半径。另一方面，如果如由中间列的底部示例所示，眼睛被移动成更靠近朝向波前传感器，则在波前传感器的物平面522处的波前538再次与在眼睛的角膜平面处的波前536不相同。事实上，在波前传感器的物平面处的波前538的曲率半径现在大于在角膜平面处的波前536。作为结果，在波前物平面处的所测得的波前结果将再次不同于在眼睛的角膜平面处的所测得的波前结果。

当如由其中眼睛的晶状体被移除并且眼睛(544、546、548)同样被绘制为短于正常的以模拟短的无晶状体眼的图5的右列所示，眼睛是远视的时，从眼睛中出现的波前将是发散的并且通过向后延伸发散光线，可发现光线从中起源的虚拟焦点(555、557、559)。在角膜平面处的波前的远视屈光值由从眼睛的角膜平面到虚拟焦点的距离所确定。在此情况中，如果如由右列的顶部示例所示，眼睛被移动成进一步远离波前传感器，则在波前传感器的物平面542处的波前554再次与在眼睛的角膜平面处的波前556不相同。事实上，在波前传感器的物平面处的波前554的发散的曲率半径现在大于在角膜平面处的波前556的发散的曲率半径。因此，当在波前传感器的物平面处的此波前554被波前传感器测量时，所测得结果将再次不同于在角膜平面处的波前556。另一方面，如果如由右列的底部示例所示，眼睛被移动成更靠近朝向波前传感器，则在波前传感器的物平面542处的波前538仍将不同于在眼睛的角膜平面处的波前556。事实上，在波前传感器的物平面处的发散的波前558的曲率半径现在将小于在角膜平面处的波前556。作为结果，在波前物平面处的所测得的波前结果将再次不同于在眼睛的角膜平面处的所测得的波前结果。

在本公开的一个实施例中，结合了用于检测测试下的眼睛的轴向位置的实时装置并且实时地，关于眼睛相对于波前传感器模块的物平面的轴运动的量的信息被用于纠正将由这种眼睛轴向运动所引入的所测得的波前误差。如稍后将讨论的，眼睛轴向位置测量手段包括如对本领域技术人员而言众所周知的光学三角测量和光学低相干干涉量度法。可以做校准以确定眼睛的轴向位置和眼睛的真实波前像差对如由波前传感器所测得的波前传感器的物平面处的波前像差之间的关系。查找表随后可被建立并且被实时地用于纠正波前测量误差。在白内障手术的情况中，当完全缩小时，手术显微镜通常可向外科医生呈现在约±2.5mm的量级的轴向范围内的患者眼睛的相对准聚焦(sharp-focused)的视图。因此当外科医生在手术显微镜下聚焦患者眼睛时，患者眼睛的轴向位置的变化应当在约±2.5mm的范围内。因此，可在这样的范围上做校准并且可同样在这样的范围上建立查找表。

在本公开的一个示例实施例中，当发现眼睛填充有水/溶液，或存在光学气泡，或眼睑位于光路中，或面部皮肤、或外科医生的手或手术工具或仪器位于图像传感器的视场中并且部分地或完全地阻挡波前中继光束路径时，可丢弃/过滤波前数据以排除“暗”或“亮”数据并且同时可关闭SLD 172/272。在本公开的另一示例实施例中，波前传感器被用于计算出眼睛是否干燥并且可将以视频或音频信号为形式的提醒发送给外科医生或临床医生以提醒他/她何时冲洗眼睛。而且，来自图像传感器162/262的信号还可被用于标识患者眼睛是处于有晶状体、或无晶状体或伪晶状体状态并且相应地，可仅在需要的周期期间打开SLD脉冲。这些方法可减少患者对SLD光束的整体曝光时间并因此可能地允许较高的峰值功率或较长的持续中(on-duration)SLD脉冲以被用于增加波前测量信噪比。此外，可将一算法应用于所得的眼睛图像以通过所得图像的有效模糊强度和/或与三角测量基准合作来确定到眼睛的最佳距离。

在图1和2中，大尺寸的偏振分束器(PBS)174/274被用于将SLD光束发射到患者眼睛。使用大窗口尺寸的原因是确保在期望的大屈光度测量范围上的来自眼睛的波前中继光束不是部分地而是弯曲地被PBS 174/274截取。在示例实施例中，来自SLD 172/272的光束优选是p偏振的以使得光束基本上传输通过PBS 174/274并被发射到眼睛以用于创建眼睛波前。可预成形或操纵SLD光束以使得当光束在角膜平面处进入眼睛时，其在角膜平面处可以是准直的或聚焦的或部分散焦的(发散地或会聚地)。当SLD光束作为相对小的光斑或者有些扩展的光斑落在视网膜上时，其将在相对大的角范围上散射并且因此生成的返回的光束将具有原始偏振和正交偏振两者。如本领域技术人员公知的，对于眼科波前传感器应用，仅波前中继光束的正交偏振分量被用于眼睛波前测量。这是因为在原始偏振方向中，存在来自角膜的相对强地反射的SLD光以及可将误差引入到波前测量的眼睛的晶状体。所以大的PBS 174/274的另一功能是仅允许正交偏振的波前中继光束被PBS 174/274反射并且将以原始方向偏振的返回的光波引导至传播通过PBS 174/274并且被吸收或用于其它目的，诸如监视是否存在通过角膜或眼晶状体回到波前传感器模块中的SLD光束的镜面反射。

在图1和2中，带通滤波器176/276被布置在波前中继光束路径中以拒绝任何可见光和/或环境背景光并且仅允许SLD生成的期望的相对窄谱的波前中继束光进入波前传感器模块的剩余部分。

除了可扫描SLD光束以跟随眼睛横向运动这一事实之外，还可利用来自电子器件系统控制来扫描SLD光束以落在视网膜上的小扫描区域上，该电子器件系统包括前端电子处理器和主计算机。在一个示例实施例中，为了确保SLD光束总是在期望的角膜位置处进入眼睛并且作为眼睛运动(在特定眼睛运动范围内)的结果不部分地或完全地被虹膜阻挡，如图1和2中所示的用于扫描SLD光束的扫描镜180/280可被置于第一波前中继透镜104/204的后焦面处。在此情况中，扫描镜180/280的角扫描将引起SLD光束相对于角膜平面的横向扫描，但如果眼睛是正视的，则仍然允许SLD光束落在相同的视网膜位置上。捕捉眼睛瞳孔的实况图像的图像传感器可被用于计算出眼睛瞳孔中心的横向位置并提供反馈信号以驱动扫描镜180/280并且使得SLD光束能够跟随眼睛运动或跟踪眼睛。

在一个示例实施例中，为了使得SLD光束落在视网膜上的小区域周围并且还在该小区域周围扫描，如图1和2中所示，另一扫描镜182/282可被定位成共轭于在SLD光束形状操纵透镜184/284的后焦点处的角膜平面。另一透镜186/286可被用于将来自例如单模光纤(诸如保偏(PM)单模光纤)188/288的输出端口的SLD光束聚焦或准直或成形到扫描镜182/282上。在视网膜上的小区域上的SLD光束的扫描可提供若干益处；一个是减少由使SLD光束总是落在相同的视网膜斑点区域上尤其是该斑点尺寸非常小的情况造成的斑点效应；另一益处是在略大的视网膜区域上转移(divert)光能以使得较高的峰值功率或较长的持续中脉冲SLD光束可被发射至眼睛以增加光学波前测量的信噪比；并且又一益处是使得波前测量能够在略大的视网膜区域上进行平均以使得可平均或检测和/或量化由视网膜地形非均匀性造成的波前测量误差。作为替代，通过使用透镜186/286(或184/284)来控制SLD光束的聚焦和散焦，还可控制视网膜上的SLD光束斑点尺寸以实现相似目标。

应当注意，可独立地、同时地执行并且还同步化SLD光束相对于角膜和视网膜的扫描。换言之，可独立于彼此但同时激活两个SLD光束扫描仪180/280和182/282。另外，应当注意，作为眼外科光束(未在图1和2中示出)的激光束可与SLD光束结合并且通过同一光纤或者通过另一自由空间光束组合器被递送至眼睛以被递送至SLD光束的相同的扫描仪(多个)或其它扫描仪以使得可扫描眼外科激光束以用于执行眼睛的屈光手术(诸如角膜缘松解切开术(LRI))或其它角膜雕刻。SLD和眼外科激光器可具有不同的波长并且使用基于光纤的波分多路复用耦合器或自由空间二向色光束组合器来组合。

当要进行校准/验证时，可将内部校准目标199/299移动到波前中继光束路径中。当内部校准目标被移动在合适的位置中时，SLD光束可被引导成与波前中继光束路径轴同轴。校准目标可由一材料制成，该材料将以类似于眼睛视网膜且具有可能一些期望衰减的方式散射光以使得参考波前可被生成并且被顺序波前传感器测量以用于校准/验证目的。所生成的参考波前可以是近乎平面的波前或典型的无晶状体波前或任何其它发散/会聚程度的发散或会聚波前。

尽管对于眼睛波前测量，仅使用具有正交偏振的从视网膜返回的光束，然而这不意味着具有原始偏振的从角膜、眼睛的晶状体和视网膜返回的那些光波是无用的。相反，具有原始偏振的这些返回的光波可提供非常有用的信息。图1和2示出了具有原始偏振的眼睛返回的光波可被用于距波前传感器模块的眼睛距离、眼睛的晶状体(自然的或植入的)在眼睛中的位置(即，有效晶状体位置)、前房深度、眼睛长度和其它眼睛前段和/或后段生物计量或解剖参数的测量。在图1和2中，利用如典型地被用于光学低相干干涉量度法(OLCI)或光学相干断层扫描(OCT)的低相干光纤干涉仪来收集穿过PBS174/274的返回的光波。SLD输出光纤188/288可以是单模(SM)(以及保偏(PM)(若需要))并且可被连接至正常的单模(SM)光纤(或保偏(PM)单模光纤)耦合器以使得SLD光的一部分被发送至波前传感器并且SLD光的另一部分被发送至参考臂192/292。参考臂的光路长度可被大致匹配至对应于从眼睛返回的光波的光路长度的光路长度。可使得从眼睛的不同部分返回的光波在光纤耦合器190/290处与通过参考光纤臂192/292返回的参考光波重新组合以引起光学低相干干涉。如图1和2中所示，可由检测器194/294检测此干涉信号。注意尽管在图1和2中，同一光纤耦合器190/290被用于在迈克尔逊(Michelson)类型的光学干涉仪配置中分裂和重新组合光波，然而其它众所周知的光纤干涉仪配置同样都可以被使用，一个示例是使用其中样本臂中的光纤循环器将样本臂返回的光波有效地引导至重新组合光纤耦合器的两个光纤耦合器的Mach-Zehnder类型配置。

可采用各种OLCI/OCT配置和检测方案，包括谱域、扫频光源、时间域和平衡检测。为了保持波前传感器模块(被附连至例如手术显微镜或裂隙灯生物显微镜)紧凑，检测模块194/294、参考臂192/292(包括参考镜加上光纤环)以及甚至SLD 172/272和光纤耦合器190/290可位于波前传感器封围外。这样做的原因是检测模块194/294和/或参考臂192/292和/或SLD源172/272取决于被用于OLCI/OCT操作的方案可以是庞大的。用于操作OLCI/OCT子组件的电子器件可以位于波前传感器封围内或者波前传感器封围外。例如，当如在US7815310中所讨论的采用平衡检测方案时，可能需要在SLD光纤臂中结合光纤循环器(未示出)。当采用时间域检测时，参考臂192/292可能需要包括光路长度扫描仪或快速扫描光延迟线(未示出)，其需要受电子器件控制。当采用谱域检测方案时，检测模块可能需要包括光谱仪和线扫描相机(未示出)，其需要受电子器件控制。当采用扫频光源检测方案时，光源可能需要包括波长扫描仪(未示出)，其需要受电子器件控制。

在一个示例实施例中，为了确保可收集相对强的OLCI/OCT信号，扫描镜180/280(和/或182/282)可受电子器件系统控制以特别地让来自例如角膜、眼睛的晶状体(自然的或人工的)和视网膜的相对强的镜面反射返回到光纤干涉仪以使得可测量相对于波前传感器模块或相对于彼此的这些眼睛部件的光学界面的轴向距离。此操作可顺序地与眼睛波前测量分开，因为在后一种情况中，或许应当避免镜面反射。替代地，可使用两个不同的波带并且可采用谱分离。另一方面，OLCI/OCT信号强度可被用作关于镜面反射是否正被波前传感器模块收集的指示并且如果是，则可丢弃波前传感器数据。

在另一示例实施例中，可在眼睛的前段上或者在一定体积的视网膜上扫描SLD光束并且可对眼睛的各部分进行生物计量或解剖结构测量。一个特别有用的测量是角膜表面和厚度分布。

在一个示例实施例中，用于移动/扫描波前的光束扫描仪112/212以及用于扫描SLD光束的这些(180/280、182/282)还可具有动态DC偏移以为本公开带来附加益处。例如，用于移动和/或扫描波前的扫描仪112/212可被用于对作为环境变化(诸如温度)的结果的光学元件的潜在的不对准提供补偿以确保波前采样相对于眼睛瞳孔的中心仍然是旋转对称的。同时，如果需要，根据通过一校准的补偿的图像斑点位置，也可调节位置感测设备/检测器(PSD)上的参考点。如果存在采样的图像斑点相对于PSD参考点的任何角的DC偏移，则此可通过校准和数据处理来处理。我们提到用于扫描SLD光束的扫描仪180/280可被用于通过来自图像传感器162/262的反馈信号来跟随特定范围内的眼睛横向运动。在眼睛相对于波前传感器模块移动的情况下，即使可使得SLD光束以与其在眼睛相对于波前传感器模块良好居中时将做的相同的角度通过相同的角膜位置进入眼睛，然而来自眼睛的返回的波前光束相对于波前传感器模块的光轴将是横向移位的。作为结果，在波前采样像平面处的经中继的波前同样将是横向移位的。在此情况中，用于移动波前的扫描仪112/212的DC偏移可被用于补偿此移位并且仍然使得经扫描的波前光束相对于波前采样孔径118/218旋转对称。在此情况中，可存在引入的彗形像差或柱状倾斜或其它附加像差，这些可通过校准和数据处理来处理。这样做时，可补偿或纠正由眼睛定位/位置的变化所引起的任何波前测量误差。

利用由图像传感器、波前传感器、镜面反射检测器和/或低相干干涉仪所提供的信息的组合，有可能组合一些或全部信息以实现正确的校准曲线和/或正确的数据处理算法的自动选择。同时，数据完整性指示器或置信度(confidence)指示器或白内障不透明程度指示器或光学气泡的存在的指示器可通过音频或视频或其它手段被显示给外科医生或临床医生或者在提供反馈的过程中被连接至其它仪器。组合的信息还可被用于眼内压(IOP)检测、测量和/或校准。例如，可通过与监视患者心博信号的血氧计同步的波前传感器和/或低相干干涉仪来检测在眼睛的前房中的患者心博生成的或外部声波生成的眼内压变化。压力计装备的注射器可被用于将粘弹性凝胶注射到眼睛中以膨胀眼睛并且还测量眼内压。组合的信息还可被用于检测和/或确认植入的人工晶状体(IOL)(诸如多焦人工晶状体)的定中心和/或倾斜。组合的信息还可被用于眼睛状态(包括有晶状体、无晶状体和伪晶状体)的检测。波前传感器信号可与OLCI/OCT信号结合以测量和指示眼晶状体或眼(ocular)系统的光学介质的光学散射和/或不透明的程度。波前传感器信号还可与OLCI/OCT信号结合以测量在患者眼睛的角膜上的泪膜分布。

对于实时眼科波前传感器的一个要求是可在白内障手术期间(诸如当自然的眼晶状体被移除并且眼睛是无晶状体的时)遭遇的大屈光度测量动态范围。尽管光学波前中继配置已经被设计成覆盖大的屈光度测量动态范围、顺序的性质已经消除串扰问题，并且锁定检测技术可过滤掉DC和低频1/f噪声，然而动态范围可仍然受位置感测设备/检测器(PSD)限制。在一个实施例中，最佳地设计光学器件以使得在期望的屈光度覆盖范围上，PSD上的图像/光斑点尺寸总是在特定范围内从而使得其质心可被PSD感测。在另一实施例中，如图1和2中所示的动态波前/散焦偏移设备178/278被设置在中间波前像平面(即与角膜平面和波前采样平面两者共轭的4-F平面)处。动态波前/散焦偏移设备178/278可以是插入式(drop-in)透镜、变焦透镜、基于液晶的穿透式波前操纵器或者基于变形镜的波前操纵器。在PSD变为测量大屈光度值(正的或负的)的限制因素的情况中，电子器件系统可激活波前/散焦偏移设备178/278以抵消(offset)或部分地/完全地补偿波前像差中的一些或全部。例如，在无晶状体状态中，来自患者的眼睛的波前是相对发散的，可在4-F波前像平面处将正透镜落入到波前中继光束路径中以抵消波前的球形散焦分量并因此将落在PSD上的图像/光斑点带至范围内以使得PSD可感测/测量顺序采样的子波前的质心。

在像高度近视、高度远视、相对大的散光或球面像差的其它情况中，可扫描波前/散焦偏移设备178/278并且有意的偏移可以动态方式被应用至一个或多个特定像差部件。以此方式，可抵消某些较低阶像差并且可突出关于其它特定较高阶波前像差的信息以揭示需要被进一步纠正的剩余波前像差的这些临床上重要特征。这样做时，视力矫正从业者或外科医生可实时地精细调整视力矫正过程并且最小化剩余的波前像差。

图6示出了控制和驱动如图1和2中所示的顺序波前传感器和其它相关联的有源设备的电子器件系统600的一个示例实施例的整体框图。在此实施例中，功率模块605将AC功率转换成DC功率以用于整个电子器件系统600。可以流的方式同步地捕捉和/或记录眼睛的波前数据和图像/影片。主计算机&显示模块610提供包括使实况眼睛图像与波前测量结果同步的后端处理以及向用户提供可见显示，其中波前信息叠加在患者眼睛的实况图像上或者与患者眼睛的实况图像并排显示。主计算机&显示模块610还可将波前数据转换成计算机绘图，这些计算机绘图与眼睛的数字图像/影片同步和混合以形成复合影片并且在显示器上显示该复合影片，该显示器被同步至在视力矫正过程期间所执行的实时活动。

主计算机&显示模块610还通过串行或并行数据链路620来提供功率并与顺序波前传感器模块615通信。如图1和2中所示的光学器件连同一些前端电子器件一起驻留在顺序波前传感器模块615中。在本公开的一个实施例中，主计算机&显示模块610和顺序波前传感器模块615通过USB连接620通信。然而，任何方便的串行、并行或无线数据通信协议将起作用。主计算机&显示模块610还可包括诸如以太网之类的可选连接625以允许将波前、视频和其它处理的或原始数据下载到外部网络(未在图6中示出)上以用于诸如后续数据分析或回放之类的其它目的。

应当注意显示器不应限于被示为与主计算机结合的单个显示器。显示器可以是内置抬头显示器、在手术显微镜的目镜路径中的半透明微显示器、可将信息投射至叠加在如由外科医生/临床医生所见的实况显微视图上的反投影显示器或者在彼此之中互相链接的多个监视器。除了将波前测量数据叠加到患者眼睛的图像上之外，还可在同一屏幕的不同显示窗口上毗邻地或者在不同的显示器/监视器上单独地显示波前测量结果(以及其它测量结果，诸如来自图像传感器和低相干干涉仪的那些)。

与现有技术波前传感器电子器件系统相比较，本电子器件系统在主计算机&显示模块610被配置成提供包括使实况眼睛图像与顺序波前测量数据同步并且同时通过将波前信息叠加在实况眼睛图像上或者紧挨着实况眼睛图像并排显示波前信息来显示经同步的信息的后端处理方面是不同的。另外，在顺序波前传感器模块615里面的前端电子器件(如不久将讨论的)以锁定模式操作顺序实时眼科波前传感器并且被配置成将要与实况眼睛图像数据同步的前端经处理的波前数据发送至主计算机和显示模块610。

图7示出了驻留在图6中所示的波前传感器模块615内的前端电子处理系统700的一个示例实施例的框图。在此实施例中，实况成像相机模块705(诸如CCD或CMOS图像传感器/相机)提供患者眼睛的实况图像，该实况图像的数据被发送至如图6中所示的主计算机和显示模块610以使得波前数据可被叠加在患者的眼睛的实况图像上。前端处理系统710被电子耦合至SLD驱动和控制电路715(除了使SLD脉动之外，其还可执行如之前已关于图1和2所讨论的SLD光束聚焦和SLD光束操纵)、至波前扫描仪驱动电路720并且至位置感测检测器电路725。与现有技术波前传感器电子器件系统相比，目前公开的前端电子处理系统具有若干特征，当以一种方式或另一种方式结合时使得其对于实时眼科波前测量和显示，尤其在眼睛屈光白内障手术期间为不同的并且还有利的。用于创建来自眼睛的波前的光源是以脉冲和/或脉冲串(burst)模式操作的。脉冲重复率或频率比标准的二维CCD/CMOS图像传感器的典型的帧速率(其典型地为约25到30Hz(通常被称为每秒帧数))高(典型地在kHz范围内或之上)。此外，位置感测检测器是二维的，其具有足够高的时间频率响应以使得其可以以与高于1/f噪声频率范围的频率下的脉冲光源同步的锁定检测模式操作。前端处理系统710被至少电子耦合至SLD驱动和控制电路715、波前扫描仪驱动电路720以及位置感测检测器电路725。前端电子器件被配置成锁相光源、波前扫描仪和位置感测检测器的操作。

另外，前端处理系统710还可被电子耦合至内部固定和LED驱动电路730以及内部校准目标定位电路735。除了如之前参照图1和2所讨论的驱动该内部固定之外，LED驱动电路730可包括多个LED驱动器并且被用于驱动其它LED，包括指示器LED、眼睛实况成像相机的泛光照明LED以及用于基于三角测量的眼睛距离测距的LED。内部校准目标定位电路735可被用于激活参考波前的生成以被顺序波前传感器测量以用于校准/验证目的。

前端和后端电子处理系统包括一个或多个数字处理器和非瞬态计算机可读存储器以用于存储可执行程序代码和数据。各种控制和驱动电路715-735可被实现为硬接线电路、数字处理系统或如本领域已知的其组合。

图8示出了可被移动到波前中继光束路径中以创建一个或多个参考波前以用于内部校准和/或验证的示例内部校准和/或验证目标802/832/852。在一个实施例中，内部校准和/或验证目标包括透镜(诸如非球面透镜)804以及漫射地(diffusely)反射或散射材料，诸如一片漫反射板(spectralon)806。该漫反射板806可被定位成在非球面透镜804的后焦面或超过该后焦面短距离。可以抗反射涂覆非球面透镜804以大幅度减少来自透镜本身的任何镜面反射。

当内部校准和/或验证目标802被移动到波前中继光束路径中时，其将被例如磁性阻挡器(未示出)阻挡以使得非球面透镜804被居中并且与波前中继光轴同轴。SLD光束随后将以最小的镜面反射被非球面透镜截取并且SLD光束至少在某种程度上将被非球面透镜聚焦以作为光斑落在漫反射板806上。由于漫反射板被设计成是高度漫射地反射和/或散射的，因而来自漫反射板的返回的光将以发散的圆锥体812为形式并且在向后传播通过非球面透镜之后，其将变为高度发散或会聚的光束814。

如图1和2中所示的内部校准目标的位置是在第一透镜104/204和偏振分束器174/274之间的某处，因此在那里向后传播的有点稍微发散或会聚的光束将等效于来自位于第一透镜104/204的物平面的前面或后面的点光源的光束。换言之，内部校准和/或验证目标创建的参考波前等效于来自测试下的眼睛的会聚或发散波前。

在一个实施例中，可设计漫反射板相对于非球面透镜的实际轴向位置以使得可使参考波前类似来自无晶状体眼睛的波前。在另一实施例中，可设计漫反射板的实际轴向位置以使得可使因此创建的参考波前类似来自正视或近视眼的波前。

应当注意，尽管这里我们使用非球面透镜，然而球面透镜和任何其它类型的透镜，包括柱面加球面透镜或甚至倾斜的球面透镜可被用于创建特定预期的波前像差内的参考波前以用于校准和/或验证。在一个实施例中，还可连续地改变漫反射板相对于非球面透镜的位置以使得在内部创建的波前可具有连续可变的屈光度值以使得在设计的屈光度测量范围上的波前传感器的完整校准成为可能。

在另一实施例中，内部校准目标可简单地是一片最基本的漫反射板836。在此情况中，对该片漫反射板836的停止位置的要求可被减少为平坦的漫反射板表面的任何部分，当被移动到波前中继光束路径中时，可截取SLD光束以在假定漫反射板表面的地形性质基本上相同的情况下生成基本上相同的参考波前。在此情况中，来自该片最基本的漫反射板的发出的光束将是发散光束838。

在又一实施例中，内部校准和/或验证目标包括一片最基本的漫反射板866以及具有非球面透镜854和一片漫反射板856的结构两者，其中漫反射板(866和856)可以是单片。将内部校准和/或验证目标852移动到波前中继光束路径中的机制可具有两个停止：不需要是非常可重复的中间停止以及高度可重复的最终磁性停止位置。中间停止位置可被用于使得该片最基本的漫反射板能够截取SLD光束并且高度可重复的停止位置可被用于定位非球面透镜加上漫反射板结构以使得非球面透镜良好居中并且与波前中继光束光轴同轴。以此方式，可获得两个参考波前(864和868)并因此使用内部校准目标来检查系统传递函数是否按设计的表现或者是否存在任何需要来补偿波前中继光学系统的任何不对准。

归因于从真实眼睛返回的光的量对从一片漫反射板返回的光的量之差，光学衰减装置(诸如中性密度滤光片和/或偏振器)可被包括在内部校准和/或验证目标中并且被设置在非球面透镜的前面或后面以衰减光以使得其与来自真实眼睛的光大约相同。替代地，可适当地选择漫反射板的厚度以仅使得期望量的光能够被漫射地背散射和/或反射并且透射光可被光吸收材料(未在图8中示出)所吸收。

本发明的一个实施例是使前端处理系统710与位置感测检测器电路725以及SLD驱动器和控制电路715相接。由于位置感测器检测器可能是并行的多通道位置感测器检测器，因而为了使其具有足够高的时间频率响应，其可以是象限检测器/传感器、横向效应位置感测检测器、并行的小的2维光电二极管阵列或其它。在象限检测器/传感器或横向效应位置感测检测器的情况中，通常存在4个并行的信号通道。如稍后将讨论的，前端处理系统基于来自4个通道(A、B、C和D)中的每一个的信号振幅来计算比率度量(ratio-metric)X和Y值。除了标准实践之外，前端处理系统可(根据用户意愿)自动地调节SLD输出并且可变增益放大器的增益对于每一个通道独立或者对于所有通道一起以使得对于落在位置感测检测器上的所有顺序采样的子波前图像斑点的A、B、C和D值的最终放大的输出被优化以用于最佳的信噪比。这是需要的，因为从患者眼睛返回的光学信号可根据屈光状态(近视、正视和远视)、手术状态(有晶状体、无晶状体和伪晶状体)和眼睛的白内障的程度而变化。

图9A和9B示出了通过伺服机制来完成自动SLD索引和数字增益控制的任务以优化信噪比的电子器件框图的实施例，并且图10示出了以处理流框图为形式的示例实施例。

参见图9A，微处理器901被耦合至具有存储在其中的代码和数据的存储单元905。微处理器901还经由具有数模转换的SLD驱动器和控制电路915被耦合至SLD 911、经由具有数模转换的MEMS扫描仪驱动电路925被耦合至MEMS扫描仪921以及经由复合互阻抗放大器933、模数转换器935和可变增益数字放大器937被耦合至PSD 931。

应当注意在此示例中的PSD是具有四个通道的象限检测器，该四个通道导致四个最终的放大数字输出A、B、C和D，因此相应地，存在四个符合互阻抗放大器、四个模数转换器和四个可变增益数字放大器，尽管在图9A中仅绘制了每一个中的一个。

为了说明这些点，我们将参照图9B简略地重复已经在US7445335中讨论过的内容。假定顺序波前传感器被用于波前采样并且具有四个光敏区域A、B、C和D的PSD象限检测器931被用于指示在如图9B中所示的经采样的子波前图像斑点位置的质心位置方面的局部倾斜。如果子波前相对于在象限检测器931前面的子波前聚焦透镜以法线角入射，则在象限检测器931上的图像斑点934将位于中心且四个光敏区域将接收相同量的光，每一个区域产生具有相同强度的信号。另一方面，如果子波前以倾斜角度偏离垂直入射(假设，指向右上方向)，则在象限检测器上的图像斑点将远离中心而形成(如由图像斑点938所示朝着右上象限移动)。

可使用下述方程将质心与中心(x＝0,y＝0)的偏离(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代表象限检测器的每一个相应的光敏区域的信号强度并且分母(A+B+C+D)被用于归一化测量以使得可取消光源强度波动的影响。应当注意，在依据质心位置计算局部倾斜方面，方程(1)不是完全准确的，但是它是一个良好的近似。在实践中，可能会有需要使用一些数学运算和内置算法来进一步矫正可由该方程引起的图像斑点位置误差。

参见图10，在开始步骤1002处，前端微处理器901优选将SLD初始设置到按照眼睛安全性文件(document)要求所允许的那么多的输出电平。可初始以在最后时期处所确定的值或者以如通常将选择的中间值来设置此刻的可变增益数字放大器937的增益。

下一步骤(1004)是检查可变增益数字放大器最终输出A、B、C和D。如果发现A、B、C和D值的经放大的最终输出位于期望的信号强度范围内(其对于每一个通道可以是相同的)，则处理流移动至步骤1006，在步骤1006处，将可变增益数字放大器的增益保持在设定值处。如果最终输出中的任何一个或全部在期望的信号强度范围之下，则如由步骤1008所示可增加增益并且如由步骤1010所示接着检查最终输出。如果最终输出位于期望的范围内，则如由步骤1012所示可以稍高于当前值的值设置增益以克服波动引起的信号变化，其可使最终输出再次达到期望的范围之外。如果最终输出仍然在期望的信号强度范围之下并且如要被步骤1014检查所示，增益还没有达到其最大值，则可重复按照步骤1008增加增益以及按照步骤1010检查最终输出的过程直到最终输出落在范围内并且如由步骤1012所示地设置增益。一个可能的例外场景是当如由步骤1014所示，已经将增益增加到其最大值时，最终输出仍然在期望的范围之下。在这种情况中，如由步骤1016所示，增益将被设置在其最大值处并且仍可处理数据，但如由步骤1018所示，可向终端用户呈现一陈述以通知他/她波前信号太弱因此数据可能是无效的。

另一方面，如果最终输出A、B、C和D中的任何一个是在期望的信号强度范围之上，则如由步骤1020所示可减少可变增益数字放大器的增益并且如由步骤1022所示检查最终输出。如果所有最终输出位于期望的范围内，则如由步骤1024所示可以稍低于当前值的值设置增益以克服波动引起的信号变化，其可使最终输出再次达到期望的范围之外。如果最终输出中的任何一个仍然在期望的信号强度范围之上并且如在步骤1026处所检查，增益还没有达到其最小值，则可重复按照步骤1020减少增益以及按照步骤1022检查最终输出的过程直到最终输出均落在范围内并且如由步骤1024所示地设置增益。

然而，存在当在步骤1026处检查时增益已经达到其最小值并且最终输出A、B、C和D中的一个或多个仍然在期望的信号强度范围之上的可能性。在这种情况中，如在步骤1028处所示将增益保持在其最小值处并且如由步骤1030所示可减少SLD输出。在减少SLD输出之后在步骤1032处检查最终输出A、B、C和D并且如果发现最终A、B、C和D输出在期望的范围内，则接着如由步骤1034所示以稍低于当前电平的电平设置SLD输出以克服波动引起的信号变化，其可使最终输出再次达到期望的范围之外。如果最终输出A、B、C和D中的一个或多个仍然在期望的范围之上并且按照1036的检查步骤，SLD输出还没有达到零，则可重复如由步骤1030所示的减少SLD输出以及如由步骤1032所示的检查最终A、B、C和D输出的过程直到它们达到期望的范围并且如由步骤1034所示地设置SLD输出。仅有的例外是SLD输出已经达到零并且最终A、B、C和D输出中的一个或多个仍然在期望的范围之上。这意味着即使没有SLD输出，仍然存在强的波前信号。这仅可在存在电子或光学干扰或串扰时发生。我们可如由步骤1038所示将SLD输出保持在零处并且如由步骤1040所示给终端用户发送存在强干扰信号因此数据无效的消息。

除了以上所述之外，作为替代，终端用户还可手动地控制SLD输出以及可变增益数字放大器的增益直到他/她觉得真实波前测量结果是令人满意的。

应当注意，在图9A和9B以及图10中给出的示例实施例仅仅是用于实现提高信噪比的同一目标的很多可能方式中的一个，因此其应当被视为说明概念。例如，在开始步骤处，没有绝对的需要将SLD输出设置到按照眼睛安全性文件要求所允许的那么多的电平。可初始以任何任意电平设置SLD输出并且随后连同放大器增益一起调节该SLD输出直到最终输出A、B、C和D落在期望的范围内。初始将SLD输出设置到相对高的电平的优势在于在光学或光子学领域中，可最大化在任何光电子转换之前的光信噪比。然而，这并不意味着其它选择不会奏效。事实上，甚至可初始将SLD输出设置在零处并且连同放大器增益的调节一起逐渐地增加SLD输出直到最终A、B、C和D输出落在期望的范围内。在这种情况中，将存在对处理流的顺序和细节的相应的改变。这些变化应当被视为在本公开的范围和精神内。

本公开的另一实施例是使用复合互阻抗放大器来放大顺序眼科波前传感器的位置信号。图11示出了可被用于放大来自象限检测器的四个象限光电二极管中的任何一个象限(例如，D1)的信号的复合互阻抗放大器的一个示例实施例。该电路被用在如图9A中所示的位置感测检测器电路中。在此复合互阻抗放大器中，电流到电压转换比率由反馈电阻器R1的值(例如，其可以是22兆欧姆)所确定并且被电阻器R2所匹配以平衡运算放大器U1A的输入。分路电容器C1和C2可以是电阻器R1和R2的寄生电容或者被添加到反馈环的小的电容器。互阻抗放大器的稳定性和高频噪声减少来自由反馈环1150内的电阻器R3、电容器C3和运算放大器U2A形成的低通滤波器。在此电路中，+Vref是在地电位和+Vcc之间的某个正参考电压。由于输出信号(输出A)与R1成比例，但噪声与R1的平方根成比例，因而信噪比随R1的平方根成比例地增加(由于其被R1的约翰逊(Johnson)噪声控制)。

注意现有技术高带宽波前传感器通常仅使用标准的互阻抗放大器而不是复合互阻抗放大器(参见，例如，S.Abado等人，“Two-dimensionalHigh-Bandwidth Shack-Hartmann Wavefront Sensor:Design Guidelines andEvaluation Testing”，Optical Engineering，49(6)，064403，2010年6月。)。另外，现有技术波前传感器不是纯粹顺序的而是以一种方式或另一种方式并行的。此外，它们不面临与目前顺序眼科波前传感器面临的相同的弱的但同步且脉冲光学信号挑战。在当前公开的复合互阻抗放大器应用至顺序眼科波前传感器中的光学信号的放大方面，当以一种方式或另一种方式组合时，与该当前公开的复合互阻抗放大器独特地相关联的特征包括下列：(1)为了提高电流到电压转换精度，基本上被电阻器R2匹配的R1的选择的反馈电阻器值是非常高的；(2)为了减少来自R1和R2的大的电阻值的噪声贡献同时维持足够的信号带宽，两个分路电容器C1和C2具有非常低的电容值；(3)由反馈环内的R3、C3和U2A所形成的低通滤波器大幅度提高了稳定性并且还大幅度减少了互阻抗放大器的高频噪声；(4)为了实现锁定检测，正参考电压+Vref是锁相至SLD和MEMS扫描仪的驱动信号的适当缩放的DC信号，并且其是在地电位和+Vcc之间。此外，为了实现最佳信噪比，优选选择具有最小的终端电容的象限检测器；并且为了避免四个象限中的任意两个之间的任何分流电导，优选各象限之间的好的通道隔离。

除了以上电路之外，被位置感测检测器转换至模拟电流信号的光学信号还可被AC耦合至常规的互阻抗放大器并且被该常规的互阻抗放大器放大，并且随后与标准的锁定检测电路结合以恢复否则会被可远大于感兴趣的信号的噪声淹没的小信号。图12示出了这种组合的一个示例实施例。来自互阻抗放大器1295的输出信号在混合器1296处与(即，乘以)被锁定至驱动SLD并使SLD脉动的参考信号的锁相环1297的输出混合。使混合器1296的输出穿过低通滤波器1298以移除混合信号的和频分量并且选择低通滤波器的时间常数以减少等效的噪声带宽。可由另一个放大器1299进一步放大经低通滤波的信号以用于进一步沿着信号路径向下的模数(A/D)转换。

对以上锁定检测电路的替代是就在点亮SLD以记录“暗”电平之前激活A/D转换以及就在点亮SLD以记录“亮”电平之后激活A/D转换。随后可计算该差别以移除干扰的影响。又一实施例是就在点亮SLD之后激活A/D转换或者记录“亮”电平同时忽略“暗”电平，如果干扰影响是最小的话。

除了光学信号检测电路之外，下一关键的电子控制的部件是波前扫描仪/移位器。在一个实施例中，波前扫描仪/移位器是由四个D/A转换器所驱动的电磁MEMS(微机电系统)模拟操纵镜，该四个D/A转换器受微处理器控制。在一个示例中，D/A转换器中的两个通道输出在相位上90度分开的正弦曲线，并且其它两个通道输出X和Y DC偏移电压以操纵波前采样圆环的中心。正弦和余弦电子波前的振幅确定了波前采样圆环的直径，可改变该直径以适应各种眼睛瞳孔直径以及以眼睛瞳孔区域内的期望的直径在波前的一个或多个圆环周围有意地采样。还可控制X和Y振幅的纵横比以确保当镜子向侧面反射波前光束时完成圆扫描。

图13A到13F示出了使MEMS扫描仪与SLD脉冲同步如何创建好像波前被以环排列的多个检测器采样的相同结果。

在图13A中，取向MEMS 1312以使得当发射(fire)SLD脉冲时，整个波前向下移动。在此情况中，孔径1332采样在圆形波前部分的顶部的一部分。

在图13B中，波前向左移动以使得孔径采样在圆形波前部分的右边的一部分，在图13C中，波前向上移动以使得孔径采样在圆形波前部分的底部的一部分并且在图13D中，波前向右移动以使得孔径采样在圆形波前部分的左边的一部分。

图13E描绘了用于利用以环布置的四个检测器来采样波前部分的每循环四个脉冲的顺序扫描序列的等效。

在另一示例中，SLD可与MEMS扫描仪同步并且可发射8个SLD脉冲以允许按照每一个MEMS扫描旋转并因此每一个波前采样圆环旋转采样8个子波前。可计时SLD脉冲发射以使得8个脉冲中的4个奇数或偶数脉冲与MEMS扫描仪的X和Y轴对准并且其它4个脉冲被布置在X和Y轴之间的环上的中途。图13F示出了MEMS扫描旋转和相对的SLD发射位置的所得图案。应当注意，SLD脉冲的数量不需要被限制到8并且可以是任何数量，SLD脉冲不需要在时间上是等间隔的，并且它们不必与MEMS扫描仪的X和Y轴对准。

作为替代，例如，通过相对于MEMS扫描仪的驱动信号改变SLD发射的脉冲的相对定时和/或数量，可沿着波前采样圆环移动波前采样位置以选择要被采样的波前的部分并且还实现在采样波前方面的较高的空间分辨率。图14示出了其中通过稍稍延迟SLD脉冲来将8个波前采样位置远离图13F中所示的那些移动15°的示例。

作为另一替代，如果以在第一帧上的0°、第二帧上的15°以及第三帧上的30°的偏移角采样波前并且重复此模式，则当共同地处理来自多个帧的数据时，可以增加的空间分辨率采样波前。图15示出了这种模式。注意，可利用任何期望的但实际的定时精度来实现在SLD的初始发射时间中的此逐个帧的渐增以实现沿着任何环状波前采样环的任何期望的空间分辨率。另外，通过结合MEMS扫描仪的正弦和余弦驱动信号的振幅的变化，还可采样具有不同直径的不同圆环。以此方式，可以极坐标系统的径向而且角维度两者中的任何期望的空间分辨率来实现整个波前的顺序采样。应当注意，这仅仅是很多可能的顺序波前扫描/采样方案中的一个示例。例如，类似的方法可被应用于光栅扫描的情况。

如上所述，参照图9B，在解释落在位置感测设备/检测器(PSD)上的不同顺序采样的子波前图像斑点的质心位置方面，可使用标准的众所周知的比率计方程。优选象限检测器或横向效应位置感测检测器被用作PSD并且其X-Y轴被对准在到MEMS扫描仪的X-Y轴的取向中以使得它们具有相同的X和Y轴，尽管这不是绝对必需的。在例如象限检测器的情况中，可基于来自四个象限A、B、C和D中的每一个的信号强度来将顺序采样的子波前图像斑点的比率计X和Y值表达为：

X＝(A+B–C–D)/(A+B+C+D)

Y＝(A+D–B–C)/(A+B+C+D)

通常，X和Y的这些比率计值不直接给出质心的高度准确的横向位移或位置，因为例如象限检测器的响应还是间隙距离、图像斑点尺寸的函数，该图像斑点尺寸依赖于若干因数，包括经采样的子波前的局部平均倾斜和局部发散/会聚以及子波前采样孔径形状和尺寸。本发明的一个实施例是修改关系或方程以使得可更精确地确定经采样的子波前倾斜。

在一个实施例中，在理论上和/或在实验上确定比率计测量结果和实际质心位移之间的关系并且修改比率计表达式以更准确地反应质心位置。图16示出了比率计估算和沿着X或Y轴的实际质心位移或位置之间的理论上确定的关系的一个示例。

由于此非线性，该效应的近似逆可被应用于原始方程以产生比率计(X，Y)和实际质心位置(X’，Y’)之间的经修改的关系。下面只是这种逆关系的一个示例。

X’＝PrimeA*X/(1–X²/PrimeB)

Y’＝PrimeB*Y/(1–Y²/PrimeB)

其中PrimeA和PrimeB是常数。

应当注意，以上所示的关系或方程是说明性的，其不旨在为可被用于实现相同目标的可能方法的限制。事实上，以上修改是用于当其图像斑点仅沿着X或Y轴移位时的特定强度分布的经采样的子波前的质心位置。如果图像斑点在X和Y两者上均移位，则将需要进一步的修改，尤其是如果期望较高的测量精度。在一个示例实施例中，可建立依据(X，Y)的象限检测器报告的比率计结果和实际质心位置(X’，Y’)之间的以数据矩阵为形式的实验上确定的关系并且可建立反向的关系以将每一个(X，Y)数据点转换至新的质心(X’，Y’)数据点。

图17示出了说明如何可执行校准以获得修改的关系并且导致更准确的波前像差测量的示例流程图。在第一步骤1705中，可使用诸如来自眼睛模型或来自像可产生不同波前(诸如具有不同发散和会聚或者具有不同波前像差)的变形镜的波前操纵器的各种装置来创建波前。在第二步骤1710中，不同的经采样的子波前的真实质心位置(X’，Y’)可与实验上测得的比率计值(X，Y)进行比较以获得(X’，Y’)和(X，Y)之间的关系。同时，可获得经校准的波前倾斜并因此屈光值对质心数据点位置。在第三步骤1715中，测量可由真实眼睛构成并且所获得的关系可被用于确定质心位置并因此来自真实眼睛的经采样的子波前倾斜。在第四步骤1720中，经采样的子波前的所确定的质心位置或倾斜可被用于确定真实眼睛的波前像差或屈光误差。

应当注意，第一和第二校准相关的步骤可针对每一个建造的波前传感器系统被执行一次并且可针对如人们喜欢的那么多的真实眼睛测量来重复第三和第四步骤。然而，这并不意味着校准步骤应当只做一次。事实上，周期性地重复这些校准步骤是有益的。

作为本公开的一个实施例，可使用由如图9A中所示的微处理器所驱动的内部校准目标按制造商或终端用户偏好地那样经常地重复校准步骤或部分的校准。例如，如由终端用户所期望的，每当系统被加电或者甚至在每一次真实眼睛测量之前可自动或手动地将内部校准目标暂时地移动到光学波前中继光束路径中。内部校准不需要提供如更充分综合的校准将或可提供的所有的数据点。相反，内部校准目标仅需要提供一些数据点。利用这些数据点，可在实验上确认波前传感器的光学对准是否是原封不动的或者诸如温度变化和/或机械冲击之类的任何环境因素是否已经干扰了波前传感器的光学对准。因此，这将确定是否需要进行完全新的综合校准或者基于某个小(minor)软件的纠正是否将足以确保准确的真实眼睛波前测量。替代地，使用内部校准目标测得的参考波前像差可计算出波前传感器光学系统具有的固有光学系统像差并且可通过从测得的整体波前像差中减去光学系统引起的波前像差来确定真实眼睛波前像差。

作为本公开的另一实施例，校准目标(内部或外部)还可被用于确定SLD发射脉冲和MEMS镜扫描位置之间的初始时间延迟或者沿着特定波前采用圆环的子波前采样位置和MEMS镜扫描位置之间的偏移角。相同的校准步骤还可被用于确定SLD发射时间相对于MEMS扫描镜位置是否足够准确以及如果存在与特定期望的准确度的任何差异，则随后是否可执行基于电子器件硬件的纠正或基于纯软件的纠正以精细调整SLD发射时间或MEMS扫描驱动信号。

作为本公开的又一实施例，如果校准(内部或外部)检测到光学对准关闭或者如果在真实眼睛测量情况中发现眼睛没有被置于最佳位置处，但位于利用软件纠正仍可进行波前测量的范围内，则如参照图4所解释的，可执行基于软件的调节以迎合(cater for)这种不对准。

在另一示例实施例中，如果在从校准目标或从真实眼睛产生的波前的圆环周围采样8个子波前并且发现存在作为例如PSD横向位置移动或来自患者眼睛的波前的棱镜(prismatic)波前倾斜的结果的8个测得的子波前倾斜的质心轨迹中心偏移(X’(i)，Y’(i))，其中i＝0、1、2、…、7，则可执行(X’，Y’)笛卡尔坐标的平移以使得8个数据点被给予新的笛卡尔坐标(Xtr，Ytr)并且被表达为新的一组数据点(Xtr(i)，Ytr(i))，其中i＝0、1、2、…、7，其中质心数据点的簇(cluster)中心现在以新的原点(Xtr＝0，Ytr＝0)为中心。以此方式，可将导致源自例如子波前采样孔径和位置感测检测器/设备之间的不对准的整体棱镜波前倾斜的外观的任何影响从测得的波前中过滤掉。作为结果，可使剩余的数据处理集中在计算出屈光误差和/或波前的较高阶像差上。

注意顺序波前采样具有其可使我们在圆环上采样的地方与每一个单独采样的子波前质心位置的位移相互关联的固有优势。

如上所述，使用比率计X和Y值来确定经采样的波前部分的质心的位移，该比率计X和Y值从由PSD所生成的输出信号中计算出。这些输出值的位置形成几何图案，可由前端或后端电子处理系统来分析这些几何图案以确定被测者眼睛的眼科特性。在图9C中示出了这些图案的形成和分析。在图9C中，这些位移被描绘为好像它们被显示在监视器上。然而，在其它示例实施例中，这些位移由算法所处理并且不一定向用户显示，这些算法被前端处理系统执行为软件。

图9C示出了平面波前、散焦和散光、在子波前聚焦透镜后面的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作为2D数据点图案显示时的相应的质心位置的顺序运动。注意，代替将多个被采样和投射的移动的波前绘制为到相同的子波前聚焦透镜和象限检测器上的不同子波前，我们已经采用了以上参照图13A-E所描述的等效的表示，从而使得在相同圆环周围绘制多个子波前且相应地，在相同圆环周围绘制多个象限检测器以表示将波前的不同部分扫描至单个子波前聚焦透镜和单个象限检测器的情况。

如由箭头9009所示，假设我们从顶部子波前开始围绕波前圆环的扫描且以顺时针方向移动至右边的第二子波前且以此类推。从图9C中可见，当波前是平面波9001时，所有的子波前(例如，9002)将在象限检测器9004的中心处形成图像斑点9003且作为结果，监视器9006上的质心轨迹9005也将总是在x-y坐标的原点处。

当如由9011所示，输入波前是发散的时，每一个子波前9012的图像斑点9013的中心将以距象限检测器9014的中心等量的背离位于从波前中心径向向外侧，且作为结果，监视器9016上的轨迹9015将是从顶部位置9017开始的如由箭头9018所指示的顺时针圆。另一方面，如果如由9021所示，输入波前是会聚的时，每一个子波前9022的图像斑点9023的中心将以距象限检测器9024的中心等量的背离位于相对于波前中心的径向向内侧。作为结果，在监视器9026上的质心轨迹9025仍将是圆，但将从底部位置9027开始并且仍将是如由箭头9028所指示的顺时针的。因此，当检测到x-轴质心位置和y-轴质心位置两者的符号变化时，指示输入波前从发散光束变化到会聚光束或反之。此外，质心轨迹的开始点还可被用作指示输入波前是发散的还是会聚的的标准。

还可从图9C中看出，当输入波前是散光的时，可发生波前可如9031a所示在垂直方向上是发散的并且如9031b所示在水平方向上是会聚的。作为结果，垂直子波前9033a的质心位置将位于相对于输入波前的中心径向向外并且水平子波前9033b的质心位置将位于相对于输入波前的中心径向向内。因此，监视器9036上的质心轨迹9035将从顶部位置9037开始但如箭头9038所示地逆时针移动，因此质心轨迹旋转现在被反向。

使用类似的论点，不难理解，如果输入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，非反向的)，然而，对于散光的情况，在监视器上的质心的轨迹将是椭圆的而不是圆形的，因为沿一个散光轴的子波前相比沿其它轴的那些将更为发散或会聚。

对于更一般的散光的波前，质心轨迹将以椭圆或圆形轨迹在反向方向中旋转或者质心轨迹将以正常的顺时针旋转方向旋转但该轨迹将是椭圆的。椭圆的轴可位于相对于中心的任何径向方向，其将指示散光的轴。在这种情况中，围绕圆环的4个子波前可能不足以精确地确定散光的轴并且可围绕圆环采样更多的子波前(诸如8、16或32个而不是4个)。

总而言之，对于来自例如人眼的发散的球面波前对会聚的球面波前，围绕眼睛瞳孔的圆环顺序采样的子波前将导致被布置在圆周围的顺序质心数据点，但其中取决于波前是发散的还是会聚的，每个数据点落在不同的对立位置处。换言之，对于发散的波前，例如，如果我们期望某一数据点(例如，i＝0)处于特定位置处(例如，(Xtr(0)，Ytr(0))＝(0，0.5))；那么对于相同球面半径但不同符号的会聚波前，我们期望该同一数据点处于对立位置处(例如，(Xtr(0)，Ytr(0))＝(0，-0.5))。另一方面，如果原始波前具有球面和柱面分量两者，则质心数据点将描绘出可以是正常旋转椭圆的椭圆、直线、反常或反向旋转椭圆以及反常或反向旋转圆。已经在共同转让的US7445335和共同转让的US8100530中详细地讨论了这些情景。

本公开的一个实施例是使用长轴和短轴的正值和负值两者来描述作为等效椭圆的质心数据点。例如，整体发散的波前可被定义为具有正的长轴和短轴并且整体会聚的波前可被定义为产生“负的”长轴和短轴。

图18示出了使用三角函数表达式的顺序椭圆的图形表示，其中U(t)＝a·cos(t)，V(t)＝b·sin(t)，a是较大圆的半径并且b是较小圆的半径。如可见，在a>b>0即a和b两者均为正的情况下，椭圆逆时针旋转。因此在椭圆上的这些点可表示具有球面和柱面屈光误差分量的整体发散波前的顺序地计算的质心位移，其中发散的程度对于水平方向和垂直方向是不同的。如果a＝b，则椭圆将表示发散的球面波前，其中发散的程度对于水平方向和垂直方向是相同的。假设0<t₀<π/2的t₀值，点(U(t₀)，V(t₀))将在U-V笛卡尔坐标的第一象限中。

注意在图18的此特定示例中，以及在图19、20和21中，我们已经假设笛卡尔坐标轴U和V与象限检测器轴x和y对准并且同时，我们还已经假设散光轴也是沿着x或y轴。因此，如图18到21中所示的椭圆被取向成水平的或垂直的。

如果长轴和短轴均为负，则可将它们表达为–a和–b。在如图19中所示的此情况中，相应的顺序椭圆由U(t)＝-a·cos(t)，V(t)＝-b·sin(t)所表达，其中a>b>0，-a和-b两者均为负。这将导致仍然逆时针旋转的椭圆。这可被视为表示具有球面和柱面屈光误差分量两者的整体会聚波前，其中会聚的程度对于水平方向和垂直方向是不同的。如果a＝b，则其将表示会聚的球面波前，其中会聚的程度对于水平方向和垂直方向是相同的。在0<t₀<π/2的t₀值的情况下，点(U(t₀)，V(t₀))现在将在U-V笛卡尔坐标的第三象限中，相比于图18的点(U(t₀)，V(t₀))，其在坐标原点的对面。

如果长轴为正并且短轴为负，则可将它们表达为a和–b。在如图20中所示的此情况中，相应的顺序椭圆由U(t)＝a·cos(t)，V(t)＝-b·sin(t)所表达，其中a>b>0，a为正，并且-b为负。这将导致从第四象限开始顺时针旋转的椭圆。这可被视为表示具有球面和柱面屈光误差分量两者的水平发散且垂直会聚的波前，其中水平发散和垂直会聚的程度是不同的。如果a＝b，则其将表示水平发散且垂直会聚的柱面波前，其中水平发散和垂直会聚的程度是相同的。在0<t₀<π/2的t₀值的情况下，点(U(t₀)，V(t₀))现在将在U-V笛卡尔坐标的第四象限中。

如果长轴为负并且短轴为正，则可将它们表达为-a和b。在如图21中所示的此情况中，相应的顺序椭圆由U(t)＝-a·cos(t)，V(t)＝b·sin(t)所表达，其中a>b>0，-a为负，并且b为正。这将导致从第二象限开始顺时针旋转的椭圆。这可被视为表示具有球面和柱面屈光误差分量两者的水平会聚且垂直发散的波前，其中水平会聚和垂直发散的程度是不同的。如果a＝b，则其将表示水平会聚且垂直发散的柱面波前，其中水平会聚和垂直发散的程度是相同的。在0<t₀<π/2的t₀值的情况下，点(U(t₀)，V(t₀))现在将在U-V笛卡尔坐标的第二象限中，相比于图20的点(U(t₀)，V(t₀))，其在坐标原点的对面。

注意将发散波前分配至“正”对“负”轴是任意的并且可被反向，只要我们在它们之间进行区分。还可交换这些轴的正方向。例如，U轴可以向上指向而不是指向右边并且V轴可以指向右边而不是向上指向。在此情况中，如图22中所示，从在由虚线所表示的平面处所采样的发散的球面波前中预期的顺序质心数据点将是顺时针圆，其中由图22中的数字和箭头指示所得的数据点位置和极性。注意归因于轴极性的不同分配，相比于图18的顺序旋转方向，该顺序旋转方向改变了。类似地，在相同情况中，如图23中所示，从在由虚线所表示的平面处所采样的会聚的球面波前中预期的顺序质心数据点将是顺时针圆，其中由图23中的数字和箭头指示所得的数据点位置和极性。当经采样的波前从为发散的变化到为会聚的时，注意从图22中的原始位置到图23中的对立位置的编号的数据点的交换。

本公开的一个实施例是使用校准(内部或外部)来确定数据点矢量相对于Xtr或Ytr轴的初始偏移角。本公开的另一实施例是将笛卡尔坐标(Xtr，Ytr)向另一笛卡尔坐标(U，V)旋转偏移角以使得至少一个校准质心数据点(例如，i＝0数据点(U(0)，V(0)))被对准在新的笛卡尔坐标U-V的U或V轴上。以此方式，现在被表达为数据点(U(i)，V(i))，其中i＝0、1、2、...、7，其中数据点中的至少一个在U或V轴上对准的所测得的子波前倾斜可容易地与椭圆相互关联和/或被平均，好像它们是在关联的椭圆上，其中椭圆参数与经采样的波前的球面和柱面屈光度值相互关联并且其中长轴和/或短轴方向与经采样的波前的柱面轴相互关联。

图24示出了从原始X-Y坐标到经平移的Xtr-Ytr坐标并且进一步被旋转至被拟合至顺序椭圆的8个顺序采样的质心数据点的U-V坐标的笛卡尔坐标平移和旋转。注意对于整体发散的波前以及所示的坐标轴选择，顺序旋转方向是顺时针的。在此示例中，首先确定8个顺序获得的数据点的中心并且X-Y坐标被平移至Xtr-Ytr坐标，其中Xtr-Ytr坐标的原点是8个顺序获得的数据点的中心。接着通过数字数据处理来获得拟合的椭圆(具有如前所讨论的其相应的轴极性)的长轴和短轴并且通过将拟合的椭圆的长轴或短轴与U-V坐标的U或V轴对准来执行坐标旋转，该U-V坐标具有与Xtr-Ytr坐标相同的原点。注意在此示例中，第一数据点(点0)已经与U轴对准或者位于U轴上。在更一般的情况中，这可能并非如此。然而，如果将第一数据点(点0)与U轴对准有助数据处理，则可调节SLD相对于MEMS扫描仪的驱动信号的发射时间以使得该对准成为可能并且两个信号之间的相位延迟可被用于数据处理的简化。

围绕圆环的目前公开的波前采样示例、坐标变换以及相关联的数据处理具有可简单地将球-柱面(sphero-cylinder)屈光度值解析地表达为(U(i),V(i))数据点值的函数并且由此可大幅度简化并且极快速地执行数据处理的益处。换言之，现在可容易地将数据点(U(i)，V(i))拟合至具有表达式U(t)＝a·cos(t)和V(t)＝b·sin(t)的在规范的位置(以原点为中心，长轴沿着U轴)中的椭圆，其中a和b分别是长轴和短轴并且可具有正值或负值。

此算法启用在大动态范围上的眼睛波前的实时高精度测量。当旋转U、V轴以将椭圆拟合至规范的位置时，椭圆的取向指示散光的轴。进一步，a和b的大小指示发散和会聚散光分量的相对大小并且旋转的方向帮助标识哪个分量是发散的以及哪个分量是会聚的。作为结果，可执行手术视力矫正过程的实时滴定。尤其，实时波前测量结果可被用于指导，和/或对准，和/或引导角膜缘松解切开术(LRI)和/或散光性角膜切开术(AK)以及复曲面IOL(人工晶状体)旋转滴定。

图25示出了图24的特例，坐标旋转变换的结果以及U-V坐标上的8个质心数据点，其中左侧对应于具有相等的正的长轴和短轴的发散的球面波前并且其中右侧对应于具有相等的负的长轴和短轴的会聚的球面波前。当经采样的波前从为发散的变化到为会聚的时，再次注意从原始位置到对立位置的编号的数据点的交换。

当存在散光分量叠加到球面分量上时，如已在共同转让的US7445335和共同转让的US8100530中所讨论的，取决于散光波前倾斜的程度相比于球面波前倾斜的程度，许多质心数据点轨迹场景出现。利用以上提到的笛卡尔坐标变换，质心数据点可描绘出其中这些数据点中的至少一个与U或V轴对准的以U-V坐标的原点为中心但具有不同的椭圆形状和取向的图案。图案的形状包括具有正长轴和正短轴两者的正常旋转椭圆、具有正或负长轴或者具有正或负短轴的直线、具有负长轴和正短轴或者具有正长轴和负短轴的反常或反向旋转椭圆以及具有正长轴和负短轴或者具有负长轴和正短轴的反常或反向旋转圆。

由于我们正测量顺序波前，因而在圆形轨迹情况中，我们可在三个不同的圆形轨迹图案(发散球面圆、会聚球面圆以及散光反向旋转圆)中进行区分，因为轴极性由收集波前样本的顺序所确定。事实上，散光反向旋转圆有效地与一椭圆相关联，因为一个轴(长或短)具有与另一轴(短或长)不同的符号或极性。椭圆或直线或反向旋转圆的取向可从长或短轴方向中进行确定并且可处于0和180度之间的任何角，这也是被验光师和眼科医师普遍接受的实践。应当注意，长轴和/或短轴的分配是任意的，因此不需要长轴的绝对长度要长于短轴的绝对长度。该分配仅旨在便于与来自眼睛的波前相关联的屈光误差的计算。

还应当注意，除了围绕一个圆环采样波前之外，可采样波前的具有不同直径的多个圆环或者多个同心圆环。这样做时，可获得2D波前图并将该地图呈现给终端用户。通过动态地改变波前传感器的圆环采样尺寸，还可贯穿整个角膜视场，确认被测者的无晶状体情况。

在又一实施例中，可操作MEMS扫描镜以按螺旋图案或变化的半径的同心环来采样子波前，这允许高阶像差的检测。可执行Zernike分解以提取所有波前像差系数，包括高阶像差，诸如三叶差、慧差和球面像差。例如，可在增加或减少扫描半径时通过检测波前的横向移动来确定慧差。如果每圆环样本的数量能被3整除，则可当增加或减少扫描半径时在点形成反转的三角图案时检测三叶差。

可通过控制SLD发射时间和MEMS扫描镜的驱动信号振幅来控制任意两个波前采样点之间的有效间距。除了可由前端处理系统实现(如果孔径是以电子方式可变的)的减少子波前采样孔径的尺寸之外，还可通过精确地控制SLD发射时间并且还减少SLD脉冲宽度以及增加在MEMS扫描镜振幅或位置的控制方面的精度来实现波前的较高的空间精度/分辨率采样。在这方面，可以闭环伺服模式操作MEMS扫描镜，其中MEMS镜扫描角监视器信号被反馈至微处理器和/或电子器件控制系统以控制扫描角驱动信号以实现更好的扫描角控制精度。另一方面，可通过增加子波前采样孔径的尺寸或者甚至增加SLD的脉冲宽度来实现更加平均化。因此，本公开的另一实施例是使用电子器件来控制SLD和波前移位器/扫描仪以实现空间波前采样的较高精度/分辨率或者空间波前采样的更加平均化。较高精度/分辨率空间波前采样对于高阶像差测量是期望的并且更平均的空间波前采样对于测量在球面和柱面屈光值以及柱面或散光的轴方面的波前的屈光误差是期望的。

应当注意，以上所提到的笛卡尔坐标平移和旋转仅仅是可被用于便于屈光误差和波前像差的计算的很多可能的坐标系统变换中的一个。例如，可使用诸如极坐标之类的非笛卡尔坐标或者基于非垂直轴的坐标变换。因此，使用坐标变换来便于波前像差和屈光误差的计算的概念的范围不应被限于笛卡尔坐标。该变换可甚至在笛卡尔坐标和极坐标之间。

在实践中，来自患者眼睛的波前可包含除了球面和柱面屈光误差之外的较高阶像差。然而，对于诸如白内障屈光手术之类的大多数视力矫正过程，通常仅矫正球面和柱面屈光误差。因此，期望对平均化的需求以使得可发现并规定最佳球面和柱面矫正屈光值和柱面轴角。本公开极其适用于如通过对质心轨迹求平均并使质心轨迹与一个或多个圆环上的一个或多个椭圆相关联，连同在使质心数据点与椭圆相关联时将长轴和短轴的极性考虑在内，以球面和柱面屈光值以及柱面轴为形式给出的所得处方已经包括对较高阶像差的影响求平均这种应用。另一方面，算法和数据处理还可通过计算质心数据点与椭圆的关联是如何紧密来告诉终端用户在波前中存在多少较高阶像差。

图26示出了在解码球面和柱面屈光值以及柱面轴角方面的一个示例实施例的处理流程图。如前所讨论的，包括将内部校准目标移动到波前中继路径中以校准系统以及获得偏移角的步骤2605、获得SLD脉冲延迟和偏移角值之间的关系的步骤2610以及将内部校准目标从波前中继光束路径中移出的步骤2615的校准步骤可针对很多真实眼睛测量被执行一次(诸如在任何测量之前每天一次)或者可被执行多次，诸如在每次眼睛测量之前一次。

一旦获得偏移角信息，就存在可选步骤2620以改变或调节偏移角，其可通过改变SLD脉冲延迟或者被发送至MEMS扫描镜的正弦和余弦驱动信号的初始相位来实现。例如，在球面参考波前的情况下，可调节偏移角以使得质心数据点中的一个与X或Y轴对准并且在此情况中，不需要进一步进行坐标旋转变换。这可减轻数据处理上的负担。

在下一步骤2625中，可如前所讨论地从A、B、C、D值到比率计(X，Y)到经修改的质心位置值(X’，Y’)以及到经平移的质心位置值(Xtr，Ytr)地计算质心数据点位置。如果可控制相对于MEMS镜扫描的SLD脉冲延迟以使得质心数据点中的一个已经在Xtr或Ytr轴上，则涉及从(Xtr，Ytr)到(U，V)的坐标旋转变换的下面步骤2630可以是可选的。

在确定波前是否是球面的下一步骤2635中，我们可以不同方式比较一些(诸如垂直对)或所有的质心数据点矢量相对于(Xtr＝0，Ytr＝0)或(U＝0，V＝0)原点的大小或长度。例如，如果所有矢量大小或长度的标准差在预定的标准值(例如，对应于小于0.25D柱面的值)之下，则可将该波前看作球面的。替代地，可比较一些或所有数据点矢量的矢量大小并且如果它们的大小基本上相等并且它们的差在预定的标准值之下，则该波前可被视为球面的。

在这种球面波前情况中，如图26中所示的下面步骤2640，我们仍可将这些数据点与椭圆相关联，但除了计算将基本上相等的长或短轴长度之外，我们可对长和短轴长度求平均，并且取决于可以为正或负的长和短轴的符号或极性，输出平均的正或负的球面屈光度值。注意，如之前已经讨论的，可以并且应当已经在综合校准阶段期间获得屈光值和长或短轴长度之间的关系。

可选的后续步骤2645是将经计算的球面屈光值定量地表示为一数和/或定性地表示为一圆，其中圆直径或半径表示绝对球面屈光值并且使用例如与圆不同的颜色或线图案来显示球面的符号。

另一方面，如果发现波前不是球面的，则可假设存在散光分量。如后续步骤2650，可将这些数据点与椭圆相关联并且计算具有极性的长和短轴长度(因为该值可以为正或负)以及可以是长或短轴角的椭圆角。已经计算出椭圆角、长和短轴长度的情况下，可使用实验上获得的校准关系或查找表来计算球面和柱面屈光值。优选屈光度值与长和短轴长度(其中包括极性或符号信息)单调地有关以使得对于特定椭圆仅存在唯一的解。如在球面波前的情况中，可选的后续步骤2655是将计算出的球面和柱面屈光值和柱面轴定量地显示为一组数和/或定性地显示为一圆加上一直线，其中圆直径表示球面屈光值、直线长度表示柱面屈光值并且可由长细或虚线或箭头所指示的直线取向角表示柱面轴角。替代地，定性的显示还可以是以一椭圆为形式，其中长或短轴长度表示球面屈光值、长和短轴长度之差(考虑了极性)表示柱面屈光值，并且椭圆取向角表示柱面轴角。再次，可使用例如与圆加上直线表示或者与椭圆表示不同的颜色或者不同的线图案来显示球面和柱面屈光值的符号。本公开的一个实施例是允许用户选择椭圆或圆加上直线来表示患者眼睛的屈光误差。

应当注意可存在很多其它方法来定性地显示屈光误差。以上所提到的定性表示仅仅是说明性的而不是详尽性的。例如，该表示还可以是其中其长轴与一个独立的柱面屈光度值成比例并且其短轴与另一独立的且垂直的柱面屈光度值成比例的椭圆。另外，表示一个柱面或另一个柱面角度的轴角可以是原始角度或者被移动90°，因为取决于终端用户偏好正的还是负的柱面处方，柱面轴角可以是长轴角度或者短轴角度。替代地，该表示还可以是两条正交的直线，其中一条直线长度与一个独立的柱面屈光值成比例并且另一条正交的直线长度长度与另一个独立的且垂直的柱面屈光值成比例。

如之前所提到的，本公开的一个实施例是以定性和/或定量的方式在患者的眼睛的实况视频图像上叠加波前测量结果。所显示的椭圆或直线角度还可取决于于外科医生/临床医生相对于患者的眼睛的取向(优先级的或暂时的)，并且如果暂时的，则对患者的眼睛的取向进行成像(右边或左边)。对于白内障手术，优选被呈现给白内障外科医生的柱面轴与角膜的较陡峭的轴对准以使得外科医生可基于所呈现的轴方向进行LRI(角膜缘松解切开术)。

可利用图案识别算法来处理实况眼睛图像以针对仰卧的或直立的患者位置实现眼睛对齐和/或确定以虹膜界标(诸如隐窝)为基准的植入的复曲面IOL的轴。另外，实况图像还可被用于标识特定晶状体(自然的或人工的)对齐以用于光学信号(来自例如波前和/或OLCI/OCT测量)与眼晶状体或虹膜的物理特征的对准和/或比较。

还注意，可以不同的方式完成从关联的椭圆长和短轴长度到屈光度值的转换，这取决于终端用户的偏好。如对本领域技术人员而言众所周知的，存在三种方式来表示同一屈光误差处方。第一种是将其表示为两个独立的垂直的柱面，第二种是将其表示为球面和正柱面并且第三种是将其表示为球面和负柱面。另外，该表示可以是相对于处方或实际波前。我们的关联的椭圆实际上直接提供两个独立的垂直的柱面的屈光值。至于从一种表示方式到另一种表示方式的转换，其对于本领域技术人员而言是众所周知的。需要强调的是本公开的一个实施例是使用正值和负值两者来表示关联的椭圆的长轴和短轴并且使用校准方法来将可以为正或负的长和短轴长度与也可以为正或负的两个独立的垂直的柱面屈光值相互关联。

注意，验光师、眼科医师和光学工程师可能使用不同的方式来表示在患者眼睛的角膜或瞳孔平面处的相同的波前。例如，验光师通常喜欢为要被用于抵消波前弯曲以使得其为平面的或平坦的透镜的处方表示；眼科医师倾向于喜欢在球面和柱面屈光值和柱面轴方面的眼睛角膜平面处的波前是什么的直接表示；而光学工程师一般不会使用屈光值而使用示出了真实波前与完美平面或平坦波前的2D偏差的波前图或者使用Zernike多项式系数的表示。本公开的一个实施例是在这些不同的表示之间的互相转换，该互相转换可由终端用户来执行，因为算法已经被构建在设备中以做这种转换，因此选择表示的格式取决于终端用户。

在进一步提高信噪比并因此测量准确度和/或精度方面，可针对一帧(或组)数据点或者多帧(或组)数据点做椭圆或圆加上直线关联。替代地，可在多个捕捉上对所获得球面或柱面屈光值以及柱面轴角求平均。例如，求平均可简单地通过分别相加给定数量的多个测量的球面和柱面屈光值并除以该给定的数量来完成。类似地，还可对柱面角求平均，尽管由于在0°附近的环绕问题其可以是更加复杂的，因为我们从0°到180°报告角度。作为一种方法，使用三角函数来解决此环绕问题。

应当注意，如图7中所指示的前端处理系统除了其它LED之外还控制国际固定目标。然而，内部固定不需要被限于单个LED或单幅图像，诸如从背面照明的热气球。相反，内部固定目标可以是与启用光学元件(诸如变焦透镜)的眼睛调节结合的微显示器。通过照亮微显示器的不同像素可使得患者眼睛固定在不同的方向处以使得可获得诸如2D阵列的波前图之类的周边视觉波前信息。另外，可使患者眼睛固定在不同距离处以启用对调节范围或幅度的测量。此外，固定微显示器目标可被控制成以各种速率或占空比闪光或闪烁，并且微显示器可以是有色的微显示器以使得固定目标能够改变颜色并且能够照亮图案或斑点。

如前所提到的，本公开的一个实施例是在跟踪眼睛方面。图27示出了眼睛跟踪算法的示例处理流程图。所涉及的步骤包括使用来自实况眼睛瞳孔或虹膜图像的眼睛瞳孔位置信息或者诸如通过在两个维度中扫描SLD光束来检测来自角膜顶点的镜面反射之类的其它手段来估算眼睛瞳孔的位置的步骤2705；调节SLD光束扫描仪以跟踪眼睛运动的步骤2710；与SLD光束调节成比例地偏移波前扫描仪/移位器的DC驱动分量以补偿眼睛瞳孔运动以使得总是采样来自眼睛的相同的波前意向部分而不管眼睛运动；以及作为选项，纠正波前像差的测量的步骤2720。实况图像相机提供(a)虹膜的中心或(b)角膜缘的中心的视觉估计。通过将SLD光束(X，Y)位置与视觉视场相关联，可将SLD引导至角膜上的相同位置。典型地对于波前感测，该位置稍微偏离角膜的轴或顶点，因为以此方式，SLD光束的镜面反射通常不会被直接返回至波前传感器的位置感测检测器/设备。虹膜的中心或者角膜缘的中心可被用作参考点以引导SLD光束。

注意，目前所公开的算法的独特特征是与SLD光束调节成比例地偏移波前传感器/移位器的DC驱动分量的步骤。这是关键的步骤，因为其可确保采样来自眼睛的波前的相同部分(诸如波前的相同的圆环)。在没有此步骤的情况下，当眼睛横向移动时，将采样来自眼睛的波前的不同部分并且这可引起显著的波前测量误差。纠正波前像差的测量的最后步骤为什么为可选的原因是在具有可由与SLD光束调节成比例的波前扫描仪/移位器所提供的补偿的情况下，对波前测量的结果是将存在可预先确定并考虑在内的到波前的所有经采样的部分的添加的散光和/或棱镜倾斜和/或其它已知像差分量。我们已经示出我们的屈光误差解码算法可自动地对像差求平均以计算出折衷的球面和柱面并且通过坐标平移过滤掉棱镜倾斜，因此对于屈光误差测量，没有额外需要棱镜倾斜纠正。尽管坐标平移的量已经是来自眼睛的波前的棱镜倾斜的指示，然而对于应当包括棱镜倾斜的完整的波前测量，应当减去由眼睛跟踪所引起的此附加散光和/或棱镜倾斜和/或其它已知像差分量，因此最后纠正步骤可能仍然是需要的。

本公开的另一实施例是适应性地选择波前采样圆环的直径以使得当仅在眼睛瞳孔区域内执行波前采样时，还可利用与圆环直径有关的响应曲线的斜率灵敏度以提供较高的测量灵敏度和/或分辨率。通常，在诸如球面、柱面和三叶差之类的不同波前像差的所有屈光值之中，球面屈光值通常需要最大的覆盖范围，因为其可在不同的眼睛之中以及在当自然的眼晶状体被移除(即，眼睛是无晶状体的)时的白内障手术期间变化很多。另一方面，当完成白内障手术或者接近完成IOL(人工晶状体)植入在眼睛中时，来自眼睛的波前应当接近于平面的，因为伪晶状体眼睛通常应当接近于正视眼。对于典型的自动屈光测量，通常采样来自眼睛瞳孔的仅3mm直径中心区域的波前。因此可将波前传感器设计成在覆盖例如从1mm到3mm的直径范围的有效的波前采样圆环区域上提供足够的屈光度测量分辨率(例如，0.1D)以及足够的屈光度覆盖范围(例如，-30D到+30D)。同时，为了以较高的灵敏度和/或波前测量分辨率确认正视眼，只要瞳孔尺寸足够大，可在临近白内障屈光手术结束时将波前采样圆环扩展到例如5mm的直径以更加准确地测量伪晶状体眼睛的波前或屈光误差。

图28示出了可实现此概念的算法的实施例流程图。所涉及的步骤包括使用从实况眼睛图像获得的眼睛瞳孔信息来估算眼睛瞳孔尺寸的步骤2805、使用该眼睛瞳孔尺寸信息来确定波前采样圆环的最大直径的步骤2810以及针对伪晶状体测量将圆环直径增加直到如由步骤2810所确定的最大直径以实现更好的屈光度分辨率。此“放大”特征可以是用户可选择的或者自动的。另外，我们还可使用PSD比率计输出来适应性地调节圆环直径以用于最佳的屈光分辨率和动态范围覆盖。

本公开的一个特征是将实况眼睛图像与或不与图案识别算法结合、与波前测量数据结合以检测眼脸/睫毛、虹膜、面部皮肤、手术工具、外科医生的手、冲洗水的存在或者眼睛从所设计的范围离开。这样做时，可排除“暗”或“亮”数据并且可巧妙地打开和关闭SLD以节约曝光时间，这可使得较高的SLD功率能够被递送至眼睛以增加光学或光子信噪比。图29示出了说明这种概念的示例处理流程图。所涉及的步骤包括使用实况眼睛图像和/或波前传感器信号来检测在波前中继光束路径中的非预期的物体的存在或眼睛从期望的位置和/或范围的离开的步骤2905、丢弃错误的“亮”或“暗”波前数据的步骤2910、当波前数据是错误的时关闭SLD的步骤2915以及通知终端用户该波前数据是错误的或无效的可选步骤2920。

本公开的另一实施例是在视网膜上的小区域上扫描和/或控制入射的SLD光束以移动斑点、做平均以及潜在地允许可被递送到眼睛中的在安全限制内的光功率的增加，这可增加光学信噪比。另外，还可使用例如可轴向移动透镜或变焦透镜或变形镜来动态地调节SLD光束发散/会聚并因此在视网膜上的SLD束斑尺寸的大小以使得可控制视网膜上的SLD斑点尺寸以启用对来自眼睛的波前的更一致的和/或良好校准的测量。同时，还可使用例如通过调节其焦点的相同的实况眼睛图像传感器或者单独地专用于监视在眼睛的视网膜上的SLD束斑来监视视网膜上的SLD束斑尺寸和/或形状。利用这种反馈和闭环伺服电子器件系统的结合，可控制视网膜上的SLD斑点的静态或扫描图案。

本公开的又一实施例是包括激光作为手术光源，该激光可与SLD光束结合以通过相同的光纤或另一自由空间光束组合器进行发射，该自由空间光束组合器可使用相同的SLD光束扫描仪或不同的扫描仪以扫描手术激光束以用于执行眼睛的屈光矫正，诸如LRI(角膜缘松解切开术)。相同的激光或不同的激光还可被用于“标记”眼睛或“引导”外科医生(即，“叠加”在眼睛上)以使得外科医生可通过手术显微镜看到激光标记。

本公开的另一实施例是当正测量眼睛波前时测量眼睛距离以及当眼睛距离改变时纠正来自眼睛的波前的测量。关于到波前传感器模块的眼睛距离的信息对于白内障屈光手术是尤其重要的，因为当眼睛的自然晶状体被移除，即眼睛是无晶状体时，来自眼睛的波前是高度发散的，并且作为结果，眼睛相对于波前传感器模块的小的轴向运动可引起屈光误差或波前像差测量中的相对大的变化。我们已经讨论了在眼睛远离所设计的位置横向地运动的情况下可如何进行对波前的纠正。当眼睛远离其设计的位置轴向地运动时也应当做类似的纠正。在进行轴向纠正中，低光学相干干涉仪(LOCI)或光学相干断层扫描仪(OCT)可被包括在波前传感器模块中并且被用于测量眼睛轴向距离。替代地，还可采用使用光学三角测量的更简单技术来测量眼睛距离。LOCI和OCT是优选的，因为除了眼睛距离之外，它们还可进行眼睛生物计量/解剖测量。这些测量对于眼睛屈光手术是尤其有价值的，因为它们还可揭示有效的晶状体(自然的或人工的)位置(如果在晶状体中存在倾斜)、前房深度、角膜的厚度以及晶状体和眼睛长度。利用如可由OCT系统所实现的横向扫描，可协力地或独立地导出甚至角膜和/或眼晶状体(自然的或人工的)屈光力，尤其是对于无晶状体眼的情况。

又一实施例是结合由波前传感器、眼睛成像相机和LOCI/OCT所获得的测量结果中的两个或多个以用于其它目的。在一个实施例中，所结合的信息可被用于检测在眼系统的介质内的光学散射和/或不透明，诸如白内障不透明和眼睛中的光学气泡的存在，尤其是在自然的眼晶状体已经被飞秒激光挫伤(fracture)之后。所结合的信息还可被用于检测眼睛的无晶状体状态和按需或就在IOL被植入之前在手术室(OR)中实时地计算对于目标屈光所需的IOL处方，和/或确认屈光，和/或就在IOL被植入之后找出有效的晶状体位置。此外，所结合的信息还可被用于确定患者头部的对准，即，确定患者的眼睛是否垂直于波前传感器模块的光轴。另外，所结合的信息还可被用于执行干眼检测并且通知外科医生何时冲洗眼睛。而且，所结合的信息还可按照由临床医生/外科医生的定制进行显示以向他/她呈现仅偏好信息，诸如在手术之前的眼睛屈光误差、在无晶状体状态下的IOL处方以及用于指示例如在手术结束时是否达到目标的眼睛屈光或者多焦IOL是否适当地居中而没有显著的倾斜或者当植入复曲面IOL时，其是否居中并被旋转至正确的轴角的终点指示符。显示器还可示出数据完整性指示符或信心指示符。

所结合的信息可进一步被用于确定眼睛是否被很好对准，并且如果没有，则在显示器中包括方向性引导以告诉外科医生/临床医生哪种方式移动患者眼睛或显微镜以用于更好的对准。该信息还可被用于指示眼脸是否关闭或者在眼袋里面是否存在可影响波前测量结果的光学气泡或断裂的/破裂的眼晶状体材料的残余，以及在显示器中包括信息指示符以指示波前测量是否是合格的。

回头参照图2，可注意到子波前聚焦透镜220同样可受电子器件系统的控制。此透镜可以是变焦透镜或可轴向移动透镜或甚至变形镜。使此透镜主动的目的是以开环或闭控制环方式来调节其焦距以使得可基于顺序采样的子波前的局部发散或会聚来控制由子波前聚焦透镜所形成的图像/光斑点尺寸。这在围绕圆环执行波前采样时尤其如此。例如，为了实现更好的响应斜率灵敏度以用于在精度和/或准确度方面的更好的波前倾斜测量，可将图像斑点更好地聚焦在被用于确定图像斑点的横向运动的PSD(象限检测器或横向效应位置感测检测器)上。替代地，还可将落在PSD(象限检测器或横向效应位置感测检测器)上的经采样的子波前的图像斑点控制到特定期望的尺寸。例如，对于斑点尺寸的一个选择是如对于本领域技术人员而言众所周知的象限检测器的单个象限的尺寸。另一个可能的选择是产生折衷的高灵敏度和大的动态响应范围的尺寸。又一选择是约两倍的象限检测器的间隙尺寸的图像斑点尺寸。可取决于顺序采样的子波前的平均的局部发散或会聚来动态地改变这些不同的图像斑点尺寸。

通过动态地补偿波前或DC偏移波前的散焦，还可使图像斑点总是落在象限检测器的中心处或附近。利用此方式，应当能够在尺寸和位置方面锁定和清空每一个经采样的子波前的图像斑点以使得可实现最高的灵敏度。用于波前补偿或散焦偏移设备、波前移位器和子波前聚焦透镜的驱动信号可被用于精确地确定每一个经采样的子波前的波前倾斜。

应当注意，取决于处理波前数据、眼睛图像数据、眼睛距离数据、低相干干涉仪数据等的主计算机的配置，目前所公开的装置可完成大量的附加任务。例如，主计算机可被配置成分析波前数据以获得诸如屈光误差之类的度量、在显示器上定性地和/或定量地显示度量以及允许外科医生/临床医生选择要显示定性的和/或定量的度量的方式。在应当如何显示波前测量方面，终端用户可选择波前像差对屈光对处方、和/或正柱面对负柱面、和/或诸如正视眼之类的终点指示符的显示。

主计算机还可被配置成允许外科医生/临床医生将实况患者眼睛图像/影片翻转或旋转至优选取向。另外，外科医生/临床医生还可在手术期间或之后按需倒回和重放可包括眼睛图像、波前测量结果以及甚至低相干干涉仪测量结果的复合影片的期望的记录段。

最重要地，本公开可引导外科医生实时地滴定视力矫正过程以优化视力矫正过程结果。例如，其可引导外科医生根据对中、倾斜和外周角度取向定位调节眼睛中的IOL位置直到测量确认IOL的最佳布局。而且，其可引导外科医生旋转植入的复曲面人工晶状体(IOL)以矫正/抵消散光。其还可引导外科医生进行角膜缘/角膜松解切开术或基质内微透镜层激光(Flexi)以滴定并因此抵消散光。

除了优化所植入的多焦IOL的定位之外，目前所公开的装置还可被用于指示所植入的多焦IOL是否具有期望的聚焦范围。其还可被用于测量植入的AIOL(适应的或适应性的IOL)是否可提供期望的适应范围。

在显示器上，可提供关于应当如何进行视力矫正过程的实时引导以便于剩余像差的移除、确认结果以及用文件记录像差的值和感测。还可自动地或手动地数字“缩小”或“放大”所显示的实时信息以警告外科医生或视力矫正从业者矫正过程正在错误或正确的方向中进行。当已经达到特定矫正程度时，所显示的信息可变成依据字体大小、粗体、样式或颜色的突出形式以在术中确认已经达到了患者的屈光终点目标，诸如正视眼。

除了视觉反馈之外，还可单独地或与视觉反馈结合地使用音频反馈。例如，可在有或没有视频/图形信息的情况下提供音频信息以指示哪个方向移动IOL以用于适当的对准或者哪个方向旋转复曲面晶状体以矫正/抵消散光。而且，可生成实时音频信号以指示屈光误差的类型、误差的大小和误差的变化。可改变实时音频信号的音高、音调和音量以指示在视力矫正过程期间所施加的矫正的改进或恶化。可创建特定音高的实时音频信号以将误差标识为例如具有一音调的柱面，该音调指示柱面误差的大小。

本公开的一个非常重要的应用是帮助白内障外科医生确定在患者眼睛的无晶状体状态下，术前选择的IOL焦度是否正确。实时无晶状体波前测量(优选连同眼睛生物统计测量(诸如由内置低相干干涉仪所提供的)一起)可更准确地确定所需的IOL焦度并因此确认在术前所选择的IOL焦度是否正确，尤其是对于术前IOL选择公式没有传递一致的结果而进行术后角膜屈光过程的患者。

本公开的另一个重要的应用是在白内障手术的整个过程期间监视并记录角膜形状和其它眼睛生物计量/解剖参数的变化同时测量来自患者眼睛的波前。可在OR(手术室)中在白内障手术之前、期间和之后测量这些变化并且作为可引起来自患者眼睛的波前的变化的各种因素的结果，这些变化可位于角膜地形图和厚度(如可利用角膜散光计和厚度测量法进行测量)、前房深度、晶状体位置和厚度中。这些因素包括例如，表面麻醉、眼睑窥器、在角膜中做的切口/伤口、前房填充材料、眼内压、到角膜上的水/溶液冲洗、伤口愈合、甚至伤口愈合影响和由外科医生特定白内障手术实践造成的外科医生引起的波前改变影响。

关于眼睛生物计量/解剖参数的变化的数据可被用于补偿由各种因素所引起的影响。来自切口/伤口的愈合的波前结果可因此被预测并且被用于设置白内障手术的特定期望的目标眼睛屈光。可使用内置OCT和眼睛相机以及可被附连至手术显微镜或目前公开的装置的内置或外部的角膜地形图仪系统/角膜散光计来测量就在手术前和就在手术后的角膜形状和其它眼睛生物计量/解剖参数。可在施加表面麻醉之前和之后、在眼脸窥器致力于保持眼脸打开之前和之后，当患者处于仰卧位置中时，在OR中进行就在手术之前的测量。可在角膜中作切口之后、在移除白内障晶状体和前房被填充有特定凝胶(OVD、黏弹性眼科植入装置(Ophthalmic Viscosurgical Device))之后在人造的人工晶状体被植入之前、在IOL被植入之后但在切口伤口被密封之前在OR中进行手术期间的测量。可就在外科医生已经密封切口/伤口之后但在眼脸窥器被移除之前、以及在眼脸窥器被移除之后当患者仍然处于仰卧位置中时同样在OR中进行就在手术之后的测量。

因此关于角膜形状和其它眼睛生物计量/解剖参数的变化所获得的数据可与眼波前测量数据结合并且被保存在数据库中。可在手术之后的数周或数月切口/伤口已经完全愈合之后进行另一轮的测量并且还可收集眼波前和角膜形状和/或眼睛生物统计参数的差别或变化。因此可建立并处理标定数据库以计算出需要被设置以在伤口已经完全愈合之后产生最终的期望的视力矫正结果的就在白内障手术之后的目标屈光。以此方式，包括甚至外科医生引起的像差(诸如例如由特定个性化的角膜切口习惯造成的散光)将已被考虑在内。

目前所公开的波前传感器可与各种其他眼科仪器结合以用于大范围的应用。例如，其可与飞秒激光器或准分子激光器集成以用于LASIK或眼晶状体破裂或用于“切口”上的对准和/或引导或用于眼组织的闭环消融。可结合实况眼睛图像、OLCI/OCT数据和波前数据以指示在眼睛手术操作之前、期间和之后在眼晶状体或前房中是否存在光学气泡。替代地，波前传感器还可与裂隙灯生物显微镜集成或者被适配至裂隙灯生物显微镜。

本发明还可与自适应光学系统集成或结合。变形镜或基于LC(液晶)的透射波前补偿器可被用于进行实时波前操纵以部分地或完全地补偿波前误差中的一些或全部。

另外，目前所公开的波前传感器还可与任何其它类型的眼内压(IOP)测量装置结合。在一个实施例中，其甚至可被直接用于通过测量与患者的心博有关的眼睛波前变化来检测IOP。其还可被直接用于校准IOP。

这些实施例还可被配置成测量光学器件、眼镜和/或玻璃、IOL和/或引导创建这些光学器件的切割/加工设备。这些实施例还可被适配成用于细胞和/或分子分析或其它计量应用的显微镜。本发明还可被用于透镜制作、眼镜确认、微生物学应用等。

尽管此处已经示出并描述了结合本发明教示的各实施例，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。

Claims (8)

1.一种波前传感器，包括：

光源172，配置成照明被测者眼睛；

检测器122；

图像传感器162，配置成输出所述被测者眼睛的图像；

第一光束偏转元件112,，配置成在所述被测者眼睛被所述光源照明时截取从被测者眼睛返回的波前光束并且配置成朝向所述检测器通过孔径引导来自所述被测者眼睛的波前的一部分；以及

控制器，耦合至所述光源、所述图像传感器和所述光束偏转元件，配置成处理所述图像以确定所述被测者眼睛的横向运动以及控制所述光束偏转元件以通过所述孔径偏转并投射所述波前的圆环部分的各部分并且进一步配置成以一发射速率使所述光源脉动以在所述检测器处采样所述圆环的选择的各部分、处理所述被测者眼睛的图像以计算所述被测者眼睛的横向运动以及以DC偏移角取向所述光束偏转元件以补偿所述被测者眼睛的横向运动。

2.如权利要求1所述的波前传感器，其特征在于，所述控制器进一步配置成增加脉动速率以增加所述圆环部分的采样密度。

3.如权利要求1所述的波前传感器，其特征在于，所述控制器进一步配置成相移发射时间以有角度地移动由所述检测器所采样的所述各部分的位置。

4.如权利要求1所述的波前传感器，其特征在于，所述控制器配置成控制所述光束偏转元件以改变所述波前的经采样的圆环部分的半径以使得由所述检测器采样一组不同半径的圆环。

5.如权利要求1所述的波前传感器，其特征在于，所述控制器配置成控制所述光束偏转元件以根据所述被测者眼睛的瞳孔的直径来限制半径尺寸。

6.如权利要求1所述的波前传感器，其特征在于，所述控制器配置成控制所述光束偏转元件以通过所述孔径将所述波前的螺旋部分的各部分偏转并投射到所述检测器。

7.如权利要求1所述的波前传感器，其特征在于，所述光束偏转元件是微机电系统(MEMS)反射器。

8.如权利要求1所述的波前传感器，其特征在于，所述光束偏转元件是可旋转的反射元件。