CN105578947B - 确定眼处方的装置和方法 - Google Patents

Abstract

可以通过提供简单、易于使用的便携式设备，确定眼睛处方，该便携式设备具有对齐眼睛、减轻调节和提供精确结果的专门配置的目标光源。与固定、封闭视野自动验光仪不同，该设备通常是便携的、自用、相对廉价，使得能够在全世界更广泛应用。

Description

确定眼处方的装置和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2013年7月2日提交的，名为“System and Method for OpticalAlignment of an Eye with a Device for Measurement of Optical Properties ofthe Eye(通过测量眼睛的光学特性的设备光学对齐眼睛的系统和方法)”的U.S.临时专利申请No.61/842,190、2014年3月28日提交的，名为“Apparatus and Method forDetermining an Eye Prescription(确定眼处方的装置和方法)”的U.S.临时专利申请No.61/972,058，以及2014年3月28日提交的，名为“Apparatus and Method forDetermining an Eye Prescription(确定眼处方的装置和方法)”的U.S.临时专利申请No.61/972,191，其全部内容在此引入以供参考。

技术领域

本发明通常涉及光学或眼科学方法和装置，更具体地说，本发明涉及用于便于确定眼睛的光学特性的过程的方法和设备。

背景技术

“屈光不正”是诸如在人的眼睛中的低阶像差。“屈光处方”是矫正屈光不正的矫正镜片(眼镜)的处方。如在此更详细所述，眼睛还会或反而受高阶像差之苦。

自动验光仪自动地估计病人眼睛的屈光处方。尽管在美国和欧洲已经广泛使用多年，但自动验光仪仍然具有许多缺点。例如，自动验光仪通常非常昂贵，通常耗资一万美元以上。此外，自动验光仪通常大且固定，并且要求眼科医生、验光师或她的受过训练的助手的大量协助。因此，由于这些和其他相关原因，在资源匮乏地区，诸如部分非洲、亚洲，甚至美国的农村部分，很少使用自动验光仪。波前像差仪是一种复杂且昂贵的自动验光仪。波前像差仪还用来指导诸如用于白内障和视力矫正的激光手术。

可以用验光配镜符号、屈光力矢量(power vector)符号及它们的等效表示处方。

发明内容

本发明的实施例提供一种确定眼睛系统的光学特性的方法。该方法包括：使预期用户通过预期用户的手支撑开放视野(open view)光学装置的整个重量。该装置具有第一近端端口和远端端口。第一近端端口和远端端口一起形成从第一近端端口通过远端端口的可视通道。预期用户完全实体控制(physical control)装置的运动的全部自由度。该方法包括接近第一近端端口定位预期用户的眼睛。将眼睛聚焦在有效无限远处。测量眼睛的光学特性。

将眼睛聚焦可以包括通过观察装置外部的目标标志，将眼睛聚焦在有效无限远处。

将眼睛聚焦可以包括至少部分通过可视通道，将眼睛聚焦在有效无限远处。

该方法还可以包括照射眼睛以产生通过近端端口的波前并且确定波前误差。

该方法还可以包括由波前误差计算屈光处方。

观察装置外部的目标标志可以包括通过远端端口观察目标标志。

该方法还可以包括通过耦合到装置的目标光源，生成目标光束；并且通过目标光束，产生目标标志。

观察目标标志可以包括观察在离远端端口至少约20英尺处的目标标志。

测量眼睛的光学特性可以包括通过装置内的波前像差仪，测量眼睛的光学特性。

该装置可以包括第二近端端口，第二近端端口与第一近端端口一起形成双眼构造。该方法可以进一步包括接近第二近端端口定位预期用户的另一眼睛。

该方法可以进一步包括将另一眼睛聚焦在有效无限远处，并且测量另一眼睛的光学特性。

该装置可以包括手柄。该方法可以包括由预期用户的手握住手柄。

该方法可以包括将镜片设置在预期用户的眼睛和第一近端端口之间，并且对用户的眼睛，在预定范围内，计算眼镜镜片的处方是否正确。

计算眼镜镜片的处方是否正确可以包括基于波前误差的确定，计算眼镜镜片的处方是否正确。

将镜片设置在预期用户的眼睛和第一近端端口之间可以包括将至少两个镜片设置在预期用户的眼镜和第一近端端口之间。

将镜片设置在预期用户的眼睛和第一近端端口之间可以包括将具有已知光学特性的镜片设置在预期用户的眼睛和第一近端端口之间。计算眼镜镜片的处方是否正确包括使用设置的镜片的已知光学特性，测量眼睛的光学特性。

本发明的另一实施例提供一种光学装置，包括：非固定本体，具有被构造为接收眼睛的近端端口，该本体进一步具有远端端口并且形成从近端端口通过远端端口的可视通道。可视通道为开放视野以便使眼睛能够看到在本体外部并且与本体间隔开的目标标志。处理部件被配置为接收通过近端端口接收的波前以有助于确定眼睛系统的光学特性。

该光学装置还可以在本体内包括电池，用于为处理部件供电。

本体可以无下巴托。

本体可以进一步包括手柄，用于由预期用户的至少一只手握持。

本体可以被配置为使装置可便携。

处理部件可以被配置为有助于在无操作者交互的情况下确定处方。

本体可以为双眼构造。

处理部件可以被配置为对于眼睛，在预定范围内，计算设置在眼睛和近端端口之间的眼镜镜片的处方是否正确。

本发明的另一实施例提供一种光学装置，包括具有近端端口的本体。近端端口被配置为接收眼睛。本体进一步具有远端端口，并且形成从近端端口通过远端端口的可视通道。远端端口至少部分限定光轴。目标光源与装置的本体耦合。目标光源被配置为生成目标光束，目标光束在本体外的目标上生成目标标志。目标光源被配置为使目标标志基本上与光轴对齐。该光学装置还包括用于确定用于眼睛的处方的光学器件。

可视通道可以基本上为线性。

可视通道可以具有多个分支的子通道。

目标光源可以包括激光器或发光二极管。

目标光源可以包括具有用于投射图案的空间滤光元件的激光器或发光二极管。

目标光源可以包括具有用于投射随时间改变的图案的空间滤光元件的激光器或发光二极管。

目标光源可以固定耦合到本体并且相对于本体固定。

该装置还可以包括在本体内的光学器件。光学器件具有与光轴交叉的目标标志。

该装置还可以包括视网膜光源，视网膜光源被配置为至少部分产生固定目标标志，目标光源可以被配置为产生通过近端端口的视网膜光束。

目标标志可以包括光。

目标标志可以包括实体物体。

目标光源可以被配置为使目标光束的至少一部分与光轴同轴地基本上对齐。

目标光源可以被配置为使目标光束的至少一部分与光轴形成角度。

目标光源可以被配置为使目标光束的至少一部分与光轴大致平行并且与光轴间隔开。

本体可以形成具有第二近端端口和第二远端端口的通道。本体可以形成双眼构造。

第二通道可以无用于确定眼睛的处方的光学器件。

本发明的实施例提供一种确定光学系统的眼睛处方或眼像差的方法。该方法包括提供具有一起形成可视通道的近端端口和远端端口的光学装置。远端端口至少部分限定光轴。光学装置还具有目标光源，目标光源被配置为生成产生目标标志的目标光束。使光学系统基本上与近端端口对齐。在光学装置外部的目标上形成目标标志。使目标标志基本上与光轴对齐。通过产生波前的视网膜光源照射光学系统的眼睛。使用波前像差仪来确定眼睛的眼像差。

光学系统的特征在于可以是生物的眼睛。

光学系统的特征在于可以是生物的眼睛和矫正镜片。

在使目标标志与光轴对齐后，可以获得用于眼睛的眼像差。

形成目标标志可以包括形成通过远端端口对眼睛可见的可视标志。可视标志可以由另一光源形成。使目标标志与光轴对齐可以包括使可视标志与光轴对齐。

形成目标标志可以包括由眼睛可见的实体物体(physical object)形成可视标志。使目标标志与光轴对齐包括使可视标志与光轴对齐。

目标离装置可以至少约20英尺远。

使目标标志与光轴对齐可以包括移动靠近或移动离开目标。

目标可以离装置已知距离。该方法进一步包括基于眼睛聚焦在大于20英尺远的目标上的假设，使用已知距离来估计眼像差。

本发明的实施例提供一种光学方法，该方法包括提供光学装置。该光学装置具有一起形成可视通道的近端端口和远端端口。远端端口至少部分限定光轴。使生物的眼睛与近端端口对齐。眼睛通过远端端口观察装置外部的目标标志。确定眼睛相对于光轴的定向。根据眼睛相对于光轴的定向生成提示。提示可由人类感知。

提示可以包括可视提示、可听提示和机械提示的至少一个。

生成提示可以包括根据眼睛相对于光轴的定向，产生振幅改变的声音。

生成提示可以包括根据眼睛相对于光轴的定向，产生频率改变的声音。

生成提示可以包括根据眼睛相对于光轴的定向，产生占空比改变的声音。

确定眼睛的定向可以包括使用波前像差仪技术。

光学装置可以包括多个目标光源。每一目标光源可以被配置为选择性地产生目标标志。该方法还可以包括可交替地照明目标光源中的一个或多个来使眼睛定向到与光轴对齐。

光学装置可以包括被配置为产生用于形成目标标志的光束的目标光源。该方法还可以包括移动目标光源来使眼睛定向到与光轴对齐。

可以响应生成提示，眼睛移向与光轴对齐。

本发明的又一实施例提供一种测量生物的眼睛的眼像差的光学装置。该装置包括一起形成从近端端口通过远端端口的可视通道的近端端口和远端端口。远端端口至少部分限定光轴。提示生成器被配置为生成人类可感知的提示。定向逻辑可操作地耦合到提示生成器和可视通道，并且被配置为确定生物的眼睛相对于光轴的定向，并且根据定向促成提示生成器的操作。

提示生成器可以被配置为产生可视提示、可听提示和机械提示的至少一个。

该光学装置还可以包括开放视野可视通道。

可视通道具有圆锥形，圆锥形的顶点朝向近端端口并且圆锥形的底朝向远端端口。

该光学装置还可以包括波前像差仪。

该光学装置还可以包括双眼构造的本体。

该光学装置还可以包括多个目标光源。每一目标光源可以被配置为选择性生成目标标志。控制器可以被配置为交替地照明目标光源的一个或多个来使眼睛定向到与光轴对齐。

该光学装置还可以包括目标光源，目标光源被配置为生成目标标志。目标光源可以被配置为照射相对于远端端口可移动的光束。

本发明的示例性实施例可以实现为具有在其上的计算机可读程序编码的计算机可用介质的计算机程序产品。根据常见过程，可以由计算机系统读取和利用计算机可读编码。

附图说明

结合附图，参考具体实施例的下述详细描述，将更全面地理解本发明，其中：

图1是成像远处物体的正视眼的人眼的示意剖面图。

图2是成像近处物体的正视眼的人眼的示意剖面图。

图3是成像近处物体的远视人眼的示意剖面图。

图4是成像远处物体的近视人眼的示意剖面图。

图5示意性地示出位于图4的近视眼前方来矫正近视的矫正镜片。

图6根据现有技术，示意性地示例贴近正视眼的人眼的哈特曼-夏克波前像差仪。

图7根据现有技术，示意性地示出来自从图6的眼睛出射的虚拟光源并且由哈特曼-夏克波前像差仪接收的波前，以及由哈特曼-夏克波前像差仪生成的假设点图。

图8根据现有技术，示意性地示出来自从非正视眼出射的虚拟光源并且由哈特曼-夏克波前像差仪接收的波前，以及由哈特曼-夏克波前像差仪生成的假设点图。

图9根据现有技术，示意性地示出撞击哈特曼-夏克波前像差仪的小透镜阵列的、来自非正视眼的假设波前，以及导致的像差仪的光学传感器的照射，以及表示照射的强度的地理分布的三维图，以及小透镜阵列中的一个透镜的放大视图。

图10根据现有技术，提供由第1至第4阶泽尔尼克(Zernike)多项式定义的表面形状的透视图。

图11、12和13根据本发明的实施例，包含包括哈特曼-夏克波前像差仪的轻便的便携式手持自动设备的右视图、前视图和左视图。

图14示例病人正使用的图11-13的设备。

图15是根据本发明的实施例，示出其内部部件的图11-14的设备的示意框图。

图15-1是根据本发明的实施例，示例适当与图11-15的设备对齐的眼睛的视图，以及通过该设备，由眼睛所看到的视图。

图15-2是根据本发明的实施例，示例稍微未与图11-15的设备对齐的眼睛的视图，以及通过该设备，由眼睛所看到的假设视图。

图15-3是根据本发明的实施例，示例严重未与图11-15的设备对齐的眼睛的视图，以及通过该设备，由眼睛所看到的视图。

图16上根据本发明的另一实施例，示出其内部构造的图11-14的设备的示意框图。

图17示例当病人的眼睛适当与该设备对齐时，如由使用该设备的病人看到的，通过图16的设备的视图。

图18示例当病人的眼睛未与设备适当对齐时，如由使用该设备的病人看到的，通过图16的设备的假设视图。

图19是根据本发明的又一实施例，示出其内部部件的图11-14的设备的示意框图。

图20是正使用的图19的设备的示意框图。

图21是正使用的图19和20的设备的替代实施例的示意框图。

图22是病人使用的本发明的实施例的正视图，其中，该设备相对于病人的瞳孔间的轴倾斜。

图23根据本发明的实施例，示例包括哈特曼-夏克波前像差仪的双目轻便的便携式手持自动设备。

图23-1根据本发明的另一实施例，示例包括哈特曼-夏克波前像差仪的双目轻便的便携式手持自动设备。

图24根据本发明的实施例，示意性地示例用于调整设备的两个目镜之间的间距的图23的设备的燕尾槽滑板。

图25根据本发明的另一实施例，示意性地示例用于调整设备的两个目镜之间的间距的图23的设备的枢转接头(pivot joint)。

图26是根据本发明的实施例，可以包括在例如图15的设备中的分析单元的硬件部件的示意框图。

图27是未在图11-15的设备的光学传感器上居中的假设点图的示意图。

图28是根据本发明的若干实施例，对齐反馈模块的示意框图。

图29是仅部分落在图11-15的设备的光学传感器上的假设点图的示意图。

图30是根据本发明的若干实施例，表示相对于垂直和水平轴，点图的假设质心的位置的显示的示意图。

图31是根据本发明的若干实施例，在图11-15的设备的光学传感器周围的光传感器的阵列的平面图。

图32是根据本发明的另一实施例，示出其内部部件的图11-14的设备的示意框图。

图33是根据本发明的实施例，包括投射在其上的假设点图的图32的设备的象限光电二极管检测器的平面图。

图34是根据本发明的实施例，用于将可见光点投射在远处物体上的示例性可见光源阵列的示意性平面图。

图35是根据本发明的实施例，用于将虚拟光源投射在病人的眼睛的视网膜上的示例性光源阵列的示意性平面图。

图36是根据本发明的实施例，未调节检测器的示意框图。

图37是根据本发明的实施例，包含由假设病人计算的球面和柱面屈光度候选处方的图。

图38是根据本发明的实施例，处理模块和这些模块之间的互连的示意框图。

图39是由如在此所述并且根据本发明的实施例的原型仪器捕获的完整点图的示意图。

图40是由如在此所述并且根据本发明的实施例的原型仪器捕获的部分点图，即，一部分点图落在光学传感器外的点图的示意图。

图41是不具有点图的图15的光学传感器的帧的示意图。

图42是由如在此所述并且根据本发明的实施例的原型仪器捕获的、包含角膜反射的来自光学传感器1532的帧的示意图。

图43-46是由如在此所述并且根据本发明的实施例的原型仪器捕获的、包含当眼睛运动时获取的一系列图像、创建从左到右运动的点图集的来自图15的光学传感器的帧集的示意图。

图47是根据本发明的实施例，包含完整点图的来自图15的光学传感器的假设帧的示意图。

图48是示出位移计算的一部分小透镜阵列和一部分假设像差波前的示意性示例。

图49是示出与年龄相比绘制的正常人眼能调节的平均量、最大量和最小量的图。

图50和51是由如在此所述并且根据本发明的实施例的原型仪器计算的、用于两个不同病人的M、J0和J45处方的集合的图。

图52是根据本发明的实施例计算的球面处方的假设图。

图53是根据本发明的实施例，示例组合帧来产生第二帧集的示意图。

图54是根据本发明的实施例，示例用于最终散光处方的估计置信区域的计算的示意图。

图55是根据本发明的另一实施例，示例适当与设备对齐的眼睛的示意图，以及通过该设备，由眼睛看到的视图。

图56是根据本发明的实施例，示例眼睛稍微未与图55的设备对齐的示意图，以及通过该设备，由眼睛看到的假设视图。

图57是根据本发明的实施例，示例眼睛严重未与图55的设备对齐的示意图，以及通过该设备，由眼睛看到的视图。

具体实施方式

根据本发明的实施例，公开了用于通过不要求专业医师、散瞳剂、雾化或虚拟图像的相对廉价、轻便、便携式仪器，计算矫正屈光不正的处方的方法和装置。一些实施例还计算矫正眼睛的高阶像差和/或眼睛的另外的光学特性的处方。一些实施例可以用来计算用于矫正镜片(眼镜)的处方和/或检验现有的眼镜是否具有病人的正确处方。

介绍

图1是正常正视眼的人眼100的示意剖面图。正视眼描述位于无限远的物体处于锐聚焦，眼睛的晶状体102处于中间(放松或“未调节”)状态的视觉的状态。当角膜104和晶状体102的折射光焦度平衡眼睛100的轴长106时，实现正常眼睛100的该条件，由此使来自远处物体(未示出)的光线108正好聚焦在视网膜110上，产生完美视觉。其中“远处”是指远到大于20英尺(6米)。处于正视眼状态的眼睛不需要矫正。

如果凝视转向近处物体200，如图2示意性所示，睫状肌(未示出)改变晶状体102的形状，使其加厚，由此增加其光焦度，因此，眼睛100将光线208聚焦在视网膜110上。该过程称为“调节”。由此，缺少睫状肌的施力，眼睛100自动地聚焦远处的物体。然而，聚焦近处物体要求施力。人类天生地，并且通常无意识地自动聚焦感兴趣的物体。然而，随着年龄增长，晶状体102变得日益僵硬并且睫状肌失去一定程度的收缩力，由此使得逐渐更难以聚焦近处物体。通常，对45至50岁来说，变得不可能聚焦读书距离处的物体，由此要求老花镜。

图1和2示例正常眼睛。然而，晶状体102、角膜104、视网膜110或眼睛100的形状或成分的各种缺陷通常能阻止眼睛100完美地将光线108或208聚焦在视网膜110上，即使是年轻人。这些缺陷阻止眼睛100如正常眼睛般弯曲(折射)光线，由此导致“屈光不正”。例如，图3示意性地示出远视(远视)眼300，其中，来自近处物体310的光线308太发散以致不能聚焦在视网膜110上，导致模糊视力。类似地，图4示意性地示例近视(近视)眼400，其中，来自远处物体(未示出)的光线408聚焦在视网膜110前方，导致远处物体显得模糊。实质上，近视眼的晶状体402相对于眼睛400的轴长406，具有太大的光焦度。然而，近视眼能良好地聚焦近处物体。在近视和远视中，在视网膜上不能产生物体的清晰图像称为“散焦误差”。眼睛的缺陷能是天生的，或由其他因素，诸如受伤或疾病引起。

能通过规定将矫正镜片设置在眼睛的前方的眼镜片(“眼镜”)或隐形眼镜，治疗眼睛的这些和其他缺陷。图5示意性地示例设置在图4的近视眼400前方来矫正近视的矫正镜片500。镜片500设置在离眼睛400一小段距离定位的“眼镜平面”502中。眼镜平面502定义相对于眼睛400戴眼镜的位置。在隐形眼镜的情况下，眼镜平面502接近角膜的外层。矫正近视的镜片具有负光焦度，即，具有净凹效果，抵消近视眼的过多正光焦度。为了简化，下述描述涉及眼镜片或眼镜，但它们也适用于隐形眼镜。

矫正眼镜的处方规定眼镜的镜片的所有方面。一些眼睛缺陷比其他更易于矫正。例如，如果眼睛仅是远视或仅是近视，能使用球面镜片来校正眼睛的散焦误差。球面镜片包括作为球体的一部分的表面。然而，如果通常未适当地成形晶状体102(图1)、角膜104、视网膜110或眼睛100，例如，如果眼睛的聚焦能力沿不同轴不同，简单的球面镜片不能完全地矫正眼睛。在这种情况下，眼睛称为具有“散光”。具有球面和柱面分量的矫正眼镜用来校正散光。球面和柱面缺陷占大多数，但并非所有眼睛的缺陷。球面和柱面缺陷称为低阶像差。

由此，大多数处方包括球面分量和柱面分量来校正低阶像差。球面分量校正散焦误差并且根据矫正镜片的正或负的光焦度来描述，通常表示为多个屈光度。屈光度是镜片的光焦度的测量单位，等于以米测量的镜片的焦距(f)的倒数，即，1/f。根据柱面镜片的光焦度和轴，描述柱面分量。通常，对应于一个或两个柱面镜片，指定一个或两个轴。每一轴指定为角度。最终的矫正镜片具有包括球面和柱面分量的复合表面形状，如由处方所述来补偿眼睛的散焦和散光缺陷。

“像差”是眼睛的光学性能从完好眼睛的偏离。由此，散焦和散光缺陷是像差的示例。然而，眼睛会遇到更复杂的缺陷，通常称为“高阶像差”。高阶像差的示例包括彗差和球面像差(不要与上述导致散焦误差的低阶球面缺陷混淆)。彗差导致看来像畸变的离轴点光源，就像具有尾部。球面像差导致远离光轴入射眼睛的准直光线在不同于接近光轴入射眼睛的准直光线的位置聚焦。一些处方至少部分矫正高阶像差，尽管确定这些处方要求大量、繁重、昂贵、固定(诸如台式)诊断仪器以及非常熟练的医师。

光学专业人员使用各种工具和方法来生成眼镜处方。一些方法是主观的，而其他是客观的。例如，综合屈光检查仪允许医师以各种角度，将镜片的各种组合定位在病人前方，并且询问病人对于目测目标来说，一种组合是否好于不同组合。基于来自病人的报告，熟练的医师能逐步实现更好组合，最后得到满意，尽管不一定是完美的处方。然而，处方的精确性大部分取决于病人报告的精确性。综合屈光检查仪相对廉价，但上述过程耗时。

像差仪(波前传感器)客观地测量眼睛如何改变光，由此识别和量化由眼睛引起的屈光不正。像差仪通常分成三种：(1)出射波前像差仪，诸如哈特曼-夏克传感器；(2)入射视网膜成像像差仪，诸如交叉圆柱像差仪(cross-cylinder aberrometer)或切尔宁(Tscherning)像差仪或如在顺序视网膜射线追踪方法中所使用的；以及(3)入射反馈像差仪，诸如空间分辨折射仪(spatially-resolved refractometer)或如在光程差方法中所使用的。

如图6示意性所示，哈特曼-夏克波前像差仪包括由小透镜602、604和606例示的透镜(“小透镜”)阵列600。所有小透镜602-606具有在一定制造容差内的相同大小和焦距。小透镜阵列600光学地设置在眼睛608和光学传感器610之间，诸如像素化的电荷耦合器件(CCD)、像素化的互补金属氧化物半导体(CMOS)器件或象限光电二极管检测器阵列。每一小透镜602-606聚焦在光学传感器610的一部分上。由此，来自单一点光源的光由小透镜阵列600聚焦在光学传感器610上来产生光点阵列。

每一小透镜602-606可以但不需要聚焦在像素化CCD阵列的各个像素的中心或各个象限传感器的中心。光学传感器610被配置为具有足够的空间分辨率来使得电路或处理器能够测量光点阵列的每一光点与完全与相应的小透镜的中心重合的位置的位移，如下文更详细所述。通过通常将来自激光器或超发光二极管(SLED或SLD)的光射向眼睛608中，照射眼睛608内的点618，由此产生眼睛608内的“虚拟点光源”。术语“虚拟光源”是用在波前像差仪中的技术术语，并且如在此所使用的，该术语是指似乎发出光的地方，尽管实际上未产生光。在点618的情况下，激光器或SLED产生虚拟光源。如在此所使用的，除非上下文另有说明，否则“虚拟”不应当与如在光学中所使用的那一术语混淆，其中，“虚拟”是指成像到另一位置的物理源。

如在图7中示意性示例，光从点618反射并且从眼睛608出射。波前702、704、706和708表示出射光。小透镜阵列600的每一小透镜将每一波前700-706的各个部分聚焦到光学传感器610的相应部分上，产生圆形点阵列。示出了假设点阵列710(在此也称为“点图”)，尽管小透镜阵列600可能包括比所示更多或更少的小透镜，因此，点图710可以包括比所示更多或更少的点。如果完美地成形眼睛608(正视眼)并且未调节，波前706-708为平面，而点图710的点从每一单个小透镜的中心同等地位移。点图的外周是眼睛608的瞳孔的投射，由此点图的外周的直径表示瞳孔直径。

然而，如在图8中示意性所示，如果眼睛800有像差，从眼睛800出射的波前806-808不是平面。由眼睛800的低阶和高阶像差确定波前806-808的形状。图9示意性地示例概念上分成由区域900、902和904例示的方形区域的波前908。每一区域900-904沿基本上垂直于该区域的方向，如由各个箭头906、908和910所示，撞击小透镜阵列600。由此，从就像波前808为平面的位置，点图810(图8)的光点位移。

在图9的放大部分中示出一个这样位移的光点912。其中，如果构成光点912的波前808的区域平行于小透镜阵列600，该区域穿过小透镜914并且沿垂直于光学传感器610的线9916撞击在光学传感器610上，并且在位置918处产生光点。然而，由于由有像差的眼睛导致的波前区域的倾斜，光点912从位置918位移x和y距离。

常规的质心查找方法可以用来分析来自光学传感器610的数据来通常具有子像素分辨率地计算用于每一小透镜的x和y位移以及角度β。由此，能由小透镜产生的光学传感器610上的光点的位置，计算跨每一小透镜的波前908的局部倾斜。任何相位像差能接近离散倾斜集，并且整个波前能被重构并且特征化为数值波前数据。然后，能使用波前数据来将眼睛800(图8)特征化为光学系统。

使用每一光点的位移，可以重构波前的分析表示。例如，波前808的形状能表示为预定三维表面形状或基本函数的集合的加权总和。该集合的每一形状通常由表示特定像差项的独立多项式函数定义。在基本函数的所有可能集合中，通常使用泽尔尼克多项式。泽尔尼克多项式适合于描述非常复杂的形状，诸如波前像差，因为它们在圆形瞳孔上正交，并且更重要的是，因为以由低阶多项式“平衡”高阶多项式的方式构成它们，使得当像差量低时，能优化焦平面处的图像强度。图10示例由泽尔尼克多项式的第0至第4阶(模式)定义的形状。图10的视图是透视图。然而，通常使用表示像差的光焦度的颜色梯度，以俯视图示出这些形状。随着阶增加，形状变得日益复杂，并且能组合这些形状来精确地描述尽可能适合测量波前的表面。

每一阶描述对应于视觉像差的表面形状。第0阶具有表示常数的一个项第1阶具有表示用于x和y轴的倾斜的两个项(和)。第2阶包括表示两个方向中的散焦和常规散光的三个项。第3阶具有表示彗差和四叶草形(tetrafoil)的四个项。第4阶具有表示四叶草形、次级散光和球面像差的五个项。第5阶(未示出)具有表示五叶草形像差(pentafoil aberration)。如果为计算进行足够多次测量并且光学传感器提供足够空间分辨率，多项式能扩展到任意阶。

由此，泽尔尼克分析将波前数学地描述为泽尔尼克多项式的加权总和。当计算该总和时应用于每一模式的加权称为泽尔尼克系数并且通常用微米表示。泽尔尼克多项式的加权总和等于眼睛的所有像差的性状，即总折射误差。实际上，泽尔尼克分析包括有限数量的模式。只要在所需准确性上确定眼睛的总折射误差，即，使用所需数量的泽尔尼克模式，则能计算矫正镜片处方来以非常公知的方式补偿屈光不正。由此，能使用点图来计算处方。

因为两只眼睛不会产生相同的泽尔尼克系数集合(假定足够数量的泽尔尼克模式)，能类似于指纹地使用泽尔尼克系数来唯一地识别个体眼睛，由此识别个人。

眼睛的光学特性包括：散射(可以用来确定病人是否具有白内障)、波前(可以用来测量折射、低阶像差、高阶像差、调节、作为高阶球面像差的圆锥角膜等等)和瞳孔大小。

用于确定眼镜处方的所有现有技术方法和装置均具有相关问题。例如，综合屈光检查仪要求熟练的医师并且依赖于来自病人的主观报告。哈特曼-夏克波前像差仪要求由散瞳剂暂时麻痹睫状肌，使眼睛“雾化”或病人呈现在无穷远处的虚拟图像，以便当测量眼睛时，阻止调节。

调节将不受控变量引入到测量过程中。雾化是指将具有正球镜度数的镜片临时设置在病人的眼睛的前方以尝试控制调节。雾化的目的是在视网膜的前方移动焦点，与物体的距离无关。实质上，使病人临时人为近视。如所提到的，眼睛通过改变晶状体的形状来增加其光焦度以便更清楚地观察近处物体来调节。然而，如果眼睛被雾化，并且眼睛调节，视力变得更模糊，更不清楚，与物体的距离无关，由此阻止调节。一些病人不能良好地对雾化起反应。

虚拟图像是在诊断仪器内产生的图像，但光学上位于离病人至少20英尺(6米)。然而，当病人向相对小(与20英尺相比)仪器中看时，病人直观地认为所看到的物体没有20英尺远，因此，病人倾向于调节。这一现象有时称为“仪器诱发的近视”，并且难以避免，即使通过雾化技术。

大多数眼科诊断装置大、重且机械复杂，至少部分是因为该装置被设计成保持病人的头部稳定并且对齐它，由此使病人的眼睛与诊断装置内的光学元件对齐。因此，该装置通常附接到桌面并且包括重型结构构件，前额和下巴托以及齿条和齿轮对齐机制。

轻便的便携式自动哈特曼-夏克波前像差仪

图11、12和13根据本发明的实施例，包含包括哈特曼-夏克波前像差仪的轻便的、便携式、手持、独立、自动光学或眼科装置的各种视图。图14示出由病人1400使用的装置1100。装置1100解决与现有技术相关联的多种问题。例如，装置1100向病人1400提供反馈，使得病人1400能够使装置1100正确地与病人的眼睛对齐，无需现有技术设备要求的笨重的机械装备。此外，装置1100是“开放视野”的设计，因此，被配置为本能地激励病人1400不调节，无需任何散瞳剂、雾化或虚拟图像。装置1100自动地确定病人1400何时不调节，并且使用在非调节期间获取的数据来自动地计算眼镜处方。替代地，装置1100能测量在已知、非无限远距离处聚焦的眼睛的光学特性，并且如果病人想要对焦无限远处，能使用这些特性来计算病人的眼睛的光学特性。

装置1100包括病人1400用一只眼看向其内部的目镜1102。目镜1102可以包括被配置为压向病人的脸部的眼杯，由此阻止环境光。可以不同地调整眼杯的大小和形状来更好地适合各种面部几何构造和解剖构造，诸如年轻和年老的病人。装置1100还定义病人1400能通过其观看的出射口1104。由此，装置1100具有“开放视野”构造。

图15是装置1100的示意框图，示出本体1500内的内部部件。在目镜1102和出射口1104之间，沿光轴1504，设置两个分束器1501和1502。沿光轴1504，看向目镜1102中的病人能看到与光轴1504对齐的外部物体1506。在图15的插图中，示出了由病人看到的视图。

在一个实施例中，可见光源1508，诸如激光二极管或发光二极管(LED)发出一束光1510，分束器1502沿光轴1504将其反射到出射口1104，如由箭头1512所示。能使用光束1512来在远处的墙或其他物体1514上产生光点。在该描述中，将物体1506假定为由光束1512，在墙1514上产生的光点。可见光源1508相对于本体1501和装置1100内的光学部件固定。由此，光束1512总是与光轴1504重合。

远处的墙1514应当离装置1100至少20英尺(6米)，因此，当病人看着光点1506时，病人的眼睛1516基本上不调节。超声波或其他距离传感器1517可以用来测量装置1100和墙1514之间的距离。如果距离不适当，装置1100可以提供可听、可视、触觉或其他警告。来自光点1506的返回光束1518入射到出射口1104，沿光轴1504通过两个分束器1502和1501，并且经目镜1102，入射到病人的眼睛1516。这使得病人能够看到光点1506。为了清楚起见，分开示出光轴1504和两个光束1512和1518，然而，轴和两个光束能重合。

在另一实施例中，目标能是离病人任意但已知的距离。例如，如果离仪器10英尺(3米)投射目标，计算病人聚焦在该目标上所需的调节量，然后，计算补偿该调节的处方。

目镜1102还可以称为近端端口，并且出射口1104也可以称为远端端口。本体1500在目镜1102和出射口1104之间形成可视通道。光束1512也可以称为目标光束，墙或其他物体1514可以称为目标，以及光点1506也可以称为目标标记。

可选地，目镜1102和出射口1104之间的可视通道可以具有圆锥形，即，该形状可以是圆锥的一部分。在该实施例中，可视通道被配置为圆锥形的顶点指向目镜1102以及圆锥形的底部指向出射口1104。针孔限制用户能定位她的眼睛并且通过针孔观看的位置。然而，针孔不限制用户能通过该针孔的角度。然而，管状或圆锥可视通道会限制视角。由此，具有可以实现为在圆锥的顶点处或附近的小孔的针孔的圆锥可视通道限制用户的眼睛的位置和眼睛观看的角度。

另一光源，诸如另一激光二极管1520投射一束光1522。如由箭头1524所示，分束器1502沿光轴1504，将光束1522反射向目镜1102。光束1524照射眼睛1516后的光点1525，由此实质上在眼睛1516内产生虚拟点光源。参考图8，该虚拟光源1525对应于上述光点618。如上所述，相对于哈特曼-夏克波前像差仪，返回波前从眼睛1516沿光束1526传播。分束器1501反射光束1526，并且得到的光束1528通过小透镜阵列1530并且撞击光学传感器1532。可选的光学器件1534，诸如使小透镜阵列1530与病人的眼镜平面光学地共轭的中继透镜系统和带通和/或中性密度滤光片可以位于光束1528的光路中。为了清楚起见，分开显示光轴1504和两个光束1524和1526，然而，该轴和这两个光束通常是重合的。

尽管描述了使用带小透镜阵列的哈特曼-夏克波前像差仪的实施例，但也能使用用于波前检测的其他方法。其他实施例使用用于散焦成像的针孔阵列或传感器阵列。在一些实施例中，使用飞行时间相机、干涉测量技术或分区孔径波前成像系统。分区孔径波前成像系统对本领域的技术人员来说是非常公知的，如从在http://biomicroscopy.bu.edu/ research/partioned-aperture-wavefront-imaging处获得的信息证实。

分析单元1536电子耦合到光学传感器1532。分析单元1536包括适当的接口电子部件、处理器、存储器和相关的电路，用来分析来自光学传感器1532的信号以便计算点图中的光点与在眼睛1516正常时所处的位置的x和y位移。由该数据，分析单元1536计算泽尔尼克系数集合并且计算矫正镜片处方。在下文中，提供有关这些分析和计算的另外的细节。

内部电池1538为分析单元1536、两个光源1508和1520、光学传感器1532和装置1100的其他部件供电。壳体1500的手柄部1539可以容纳电池1538。装置1100的所有电子部件均由电池1538供电，并且确定处方所需的所有计算均由分析单元1536执行。由此，装置1100是完全自容式的，即，除墙1514和眼睛1516外，执行其功能所需的所有部件均包括在壳体1500中。装置1100小且轻便，足以长时间由一般病人使用一只手保持固定来执行所述测量。

在装置1100的一个实施例中，在眼睛1516内产生虚拟光源1525的光源1520是近红外(NR)光源。选择光源1520的波长，使得病人感知红点，尽管光束1504的主体能量不在病人可见的光谱内。另一方面，选择具有感知除由病人感知来自NIR光源1520的红色外的不同颜色，诸如绿色的光源1508。可以指令病人相对于病人的眼睛，定向装置1100，以便最大化红点的感知亮度。

由此，如图15-1示意性所示，如果病人的眼睛1516适当与目镜1102对齐，使得眼睛的视觉中心与装置1100的光轴1504对齐，病人感知两个重合点1592和1594，一个红色，另一个绿色，如图15-1的左侧所示，或既为红色也是绿色的单个点。由此，能指令病人重新定向装置1100直到她感知两个重合点或一个双色点为止。然后，病人能易于在采集用于生成处方的数据所需的短时间内，以适当对齐的方式手持装置1100。

如图15-2示意性所示，如果病人的眼睛1516未与目镜1102适当对齐，使得眼睛的视觉中心1590平行但稍微偏离装置1100的光轴1504，病人在由目镜提供的视野内，看到偏离中心的点1592和1594，如在图15-2的左侧例示。然而，如图15-3中示意性所示，如果严重未对齐病人的眼睛1516，病人不能看到由目镜提供的视野内的任何点，如图15-3的左侧所示。

由此，装置1100的简单设计使得病人的眼睛易于与装置1100的光学器件对齐，无需现有技术要求的下巴托或其他复杂的笨重机械对齐装置。此外，装置1100的开放视野设计使得病人无需调节，无需任何散瞳剂、雾化或虚拟图像。

在其他实施例中，可以由两个光源1508和1520使用其他波长。在一些实施例中，可见波长同时用于光源1508和1520。在一些实施例中，光源1508和1520两者使用相同或类似的波长，但光源1508和1520中的一个或两者闪烁，因此，病人能区分两个合成点。如果光源1508和1520均闪烁，则应当交替地接通它们。

装置1100可以包括另外的光学元件，诸如光阑1540来限定光束1522，并且使其与分束器1502对齐。可以使用可调节的虹膜光阑(irisdiaphragm)1542来限定出射口1104。在一个实施例中，光阑1542具有约7mm的最大直径，并且分束器1500在光源1520的工作波长处，具有4:1的反射透射比。光源1520可以在约850nm的波长处，产生直径约2mm的约3mW光束。分束器1502可以包括在约375nm至约725nm的范围内，入射到出射口1104的可见光通过的“热镜”，因此，病人能通过目镜1102看到光点1506。可选地，可以沿Y轴位移装置1100的部件，以便使光束1504和1527偏离约1-2mm来减少来自眼睛1516的球面反射。该球面反射构成光学传感器1532的噪声。

限制能由光源1520安全地供给眼睛1516的光功率量。进入装置1100并且撞击光学传感器1532的环境光构成噪声。在高环境光的条件下，该噪声会达到不可接受的高级别。此外，环境光会盖过来自光源1520的光，由此阻止病人看见来自该光源的光点。可选地，为减少该噪声的水平并且减小由病人看到的环境光的水平，可以沿出射口1104和分束器1502之间的光路，设置中性密度滤光片1544。可以选择或调整中性密度滤光片来允许进入任意适当光量，诸如约1％。

在图16示意性所示的另一实施例中，光学或眼科装置1600包括参考图15所述的部件，并且进一步包括沿目镜1102和出射口1104之间的光路设置的十字准线1602，使得十字准线1602的中心与光轴1504重合。由此，十字准线1602在眼睛1516的视野中可见，如图17和18所示。如果病人瞄准目镜1102和出射口1104之间的光路的中心，由此使他的眼睛1516与光轴1504对齐，光点1506出现在十字准线1602的交点处，如图17所示。然而，如果病人未使他的眼睛1516与光轴1504完全对齐，光点1506不会出现在十字准线1602的交点处，例如图18所示。能指令病人重新定向装置1600直到他看到位于十字准线1602的中心处的光点1506为止。在该实施例中，光源1520不需要生成完全由病人感知的光束1522。

十字准线1602应当离眼睛1516一定距离设置，以便不要求眼睛1516调节并且仍然具有合理对焦的十字准线1602。这要求十字准线1602诸如通过如在图16的插图中所示的悬臂架1608，保持与大部分壳体1604一定距离。

装置1600的其他方面与装置1100类似，然而，为清楚起见，从图16省略一些参考数字。

在图19示意性所示的又一实施例中，光学或眼科装置1900包括如上参考图15所述的部件，除可见光源1902投射在墙1514上的光点外，无需通过分束器1502的可见光束1904。如图20示意性所示，光束1904与光轴1504不平行。由此，光束1904在离装置1900一定距离200处与光轴1504交叉。选择光源1902相对于光轴1504的角度2002，使得距离2000为至少20英尺(6米)。超声波或其他距离传感器1517或简单的卷尺可以用来选择性地使装置1900设置在离墙1514预期距离处。

在图21示意性所示的另一实施例中，装置2100类似于图19和20中所示的装置，除可见光源1902平行于光轴1504对齐但与光轴1504分开。如果投射的光源1902的光轴和内部光源1520之间的距离足够小，那么当病人对齐设备，使得两个光源的图像重合时，为了精确波前测量，足够对齐眼睛。在一些实施例中，可见光源1902或1508(图15)的轴偏离内部光源1520的轴约20mm。然而，通过约20英尺(6米)的目标距离，该不完全对齐基本上不影响仪器的操作或由该仪器获得的处方或测量。由此，在可见光源1902或1508、内部光源1520和/或光轴1504未对齐小于约0.5％的实施例中，将这些分量称为“基本上对齐”。

在图55-57示意性所示的另一实施例中，该装置不包括可见光源，诸如光源1508或1902(图15和19)。相反，指令病人看向该装置并且将她的凝视保持在由该装置的目镜1102和出射口1104提供的视野的中心。在图55，眼睛1516与该设备的光轴1504完全对齐。在图55的左侧，示出如由眼睛1516看到的假设视图。在图56，眼睛1516与该设备的光轴1504稍微未对齐。在图56的左侧，示出了如由眼睛1516看到的假设视图。在图57，眼睛1516与该设备的光轴1504严重未对齐。在图57的左侧，示出如由眼睛1516看到的假设视图。

在这些实施例中，可以有利地提供相对小的视野，诸如通过关闭虹膜光阑1542(图15)，使其小于在上文参考图15、16和19所述的实施例中的虹膜光阑。由病人的眼睛1516产生的点图的处理可以用来确定病人的眼睛1516是否完全与光轴1504对齐，如果未对齐，对病人产生反馈指令信号，如在下文中更详细所述。

双眼像差仪

图22示例由迄今所述的设备进行的测量的可能误差源。如果病人以垂直于病人的瞳孔间轴2204外的角度2202，保持装置2200，由装置2200生成的处方的圆柱轴分量可能不正确。该问题的一种解决方案包含在装置2200中包括加速计(未示出)来检测装置2200是否为非垂直定向，如果是，警告用户。另一解决方案是使用来自加速度的测量角来使测量的圆柱轴偏离适当量。然而，这些方法有局限。例如，病人可以不使她的头垂直定位，由此使该装置的垂直定向处于不正确定向。

为克服这一问题，可选地，在此所述的任一实施例可以被配置为双眼仪器，如由图23所示的光学或眼科装置2300例示。在图23-1中例示替代性双眼仪器2350。可以由病人使用双手手持双眼仪器2300，由此提供比单手手持单眼仪器更大稳定性，至少部分因为使用双手减小仪器2300的运动的自由程度。因为双眼仪器2300更可能由病人手持，因此，两个目镜之间的仪器轴平行于病人的眼内轴，矫正散光的处方很可能包括圆柱轴的准确角度。

在双眼仪器2300中，仪器2300的一侧2302包括诸如参考图15的上述部件，并且仪器的另一侧2304实际上仅是空心管。即使病人使她的头斜向一侧，病人很可能以仪器的垂直轴2306垂直于病人的瞳孔间轴的方式，将双眼仪器保持到她面部。

包括像差仪的双眼仪器2300的一侧2302可以包括中性密度滤光片1544(图15)来减少允许进入仪器的环境光量，如上所述。即使在双眼仪器2300的“业务”侧2302中没有中性密度滤光片1544，分束器1501、带通滤光器1534等等也衰减光。因此，双眼仪器2300的另一侧2304应当包括中性密度滤光片，因此，双眼接收几乎相等的光量。

只要已经使用仪器2300来测量一只眼，仪器2300能上下颠倒来测量另一眼。图23中所示的双眼仪器2300包括两个手柄2308和2310，使仪器同样易于正面朝上和上下颠倒地保持。替代地，两侧2302和2304可以包括诸如参考图15所述的大部分部件。该实施例能基本上同时测量双眼，不要求该设备上下颠倒。替代地，另外的分束器能结合在辅助通道中来引导测量光和波前传感器视野，以同时地从双眼成像点图。

如图24示意性所示，通过燕尾槽或其他滑轨2400，可使双眼仪器2300的两个部分2302和2304可调整地相互耦合，使得能够调整两个目镜1102和2404的中心之间的距离2402与病人的瞳孔间距离相符。只要调整两个目镜1102和2404之间的间隔，使得眼杯舒适地配合病人的面部的轮廓，能使用指针2408，从比例尺2406读出目镜间距离。可选地或替代地，线性编码器2410和标记2412用来电子地测量距离2402。距离2402能用作用于构成用于病人的一对镜片的参数。

除滑轨2400外，可以使用蜗轮或其他适当的线性、角形或其他可调节联接。例如，如图25示意性所示，可以通过枢转接头，使两个部分2302和2304可调节地相互耦合。当由两个连接构件2504和2506限定的角度改变时，两个目镜1102和2404的中心之间的距离2402也改变。可以校准比例尺2508和指针2510来表示距离2402或角度2502。当然，能由角度2502和仪器的已知几何构造计算距离2402。可选地或替代地，角度编码器2510(以虚线示出)包括在枢转接头2500中。

分析单元

如参考图15所示，光学或眼科装置1100包括分析单元1536，分析单元1536被配置为分析来自光学传感器1532的信号来计算点图中的点的x和y位移、由位移计算泽尔尼克系数集合并且由系数计算矫正镜片处方。分析单元1536还控制装置1100的各个部件的操作。图26是分析单元1536的示意框图。在本发明的其他实施例中，可以使用类似的分析单元。

分析单元1536包括经由计算机总线2604耦合到存储器2602的处理器2600。处理器2600执行在存储器2602中存储的指令。这样，处理器2600还从存储器2602提取数据以及将数据存储到存储器2602。

连接到计算机总线2604的还包括：光学传感器接口2606、光源接口2608、虹膜光阑/中性密度滤光片接口2610、计算机网络接口2612、测距仪接口2614、音频/视觉/触觉用户接口2616和用户输入接口2618。这些接口2606-2618经由计算机总线2604，由处理器2600控制，使得处理器能够将数据发送到耦合到接口2606-2618的各个部件和/或从各个部件接收数据，以及控制它们的操作。

光学传感器接口2606耦合到光学传感器1532(图15)来从像素、象限传感器或光学传感器1532的其他元件接收数据。如前所述，在一些实施例中，像素化光学传感器1532。在一些实施例中，光学传感器1532包括矩形阵列的象限传感器。在任一情况下，光学传感器1532提供表示撞击在光学传感器1532的部分上的照明强度的数据。处理器2600使用该信息来计算点图的点的质心的位置以及计算这些质心与完美眼睛使质心撞击在光学传感器1532的位置的位移。下文所述的一些光学或眼科装置实施例包括也耦合到光学传感器接口2606的其他或另外的光学传感器。

光源接口2608耦合到光源1508(图15)和光源1520来控制它们的操作，诸如打开或关闭光源，以及在一些实施例中，控制由光源1508和1520发出的光的强度。在下文所述的一些实施例中，光源1508和1520中的一个或两者包括各自的个体光源阵列。在这些情况下，光源接口2608可以使处理器单独地控制个体光源的每一个。

虹膜光阑/中性密度滤光片接口2610耦合到可调节虹膜光阑1542和/或中性密度滤光片1544(图15)来使处理器2600能够控制它们的操作。例如，处理器2600可以经由接口2610发送信号来命令虹膜光阑1542打开或关闭到特定大小。类似地，如果中性密度滤光片1544可调节，处理器2600可以经由接口2610发送信号来命令中性密度滤光片1544允许特定光部分进入。

计算机网络接口2612包括有线或无线接口，诸如通用串行总线(USB)接口、有线以太网接口、蓝牙接口、无线红外(IR)接口、无线局域网(WLAN)接口或无线蜂窝数据接口，通过该接口，处理器2600可以与另一适当配备的外部设备，诸如打印机、个人计算机、移动电话或智能电话、自动化镜片研磨机或眼镜订单处理系统通信。在一些实施例中，处理器2600将已经计算的处方直接或经由网络，诸如局域网或移动运营商网络发送到外部设备。在一些实施例中，处理器经由网络接口2612，从外部设备接收病人数据、程序更新、配置信息等等。尽管已经描述了在该装置内执行所有泽尔尼克和处方计算在实施例，但在其他实施例中，处理器可以将来自光学传感器1532的原始数据、计算的点图信息、泽尔尼克系数或其他中间信息传送到外部设备，并且该外部设备计算该处方。

测距仪接口2614耦合到眼科装置中的任何距离传感器1517。

音频/视觉/触觉接口2616耦合到该眼科装置中的任何音频、视觉和/或触觉输出设备。例如，如前所述，如果装置1900和墙1514之间的距离2000(图20)不适当，装置1100可以提供听觉、视觉、触觉或其他警告。替代地，如下所述，该接口2616能用来提供有关病人的眼睛和该设备的光轴之间的对齐的反馈。适当的音频设备包括蜂鸣器、扬声器、压电设备等等。适当的视觉设备包括光、液晶显示器(LCD)屏等等。适当的触觉设备包括振动器、点字显示器等等。

用户输入接口2618耦合到该眼科装置中的任何用户输入设备。这些输入设备可以例如用来启动病人的眼睛的测量。适当的用户输入包括按钮、按键、触发器、触摸屏、触觉传感器等等。在图23-1中示出了示例性用户接口2352。

接口2606-2618、处理器2600、存储器2602、计算机总线2604中的一个或多个，或其任意部分可以由适当编程的设备，诸如可编程逻辑器件(PLD)2626、现场可编程门阵列(FPGA)2620、数字信号处理器(DSP)2622、专用集成电路(ASIC)2624、分立逻辑或适当电路代替或扩增。在处理器2600和/或PLD 2626、FPGA 2620、DSP 2622和/或ASIC 2624的控制下，连接到接口2606-2618的部件、接口本身、处理器2600、存储器2602和计算机总线2604，以及在此所述的光学和机械元件共同执行在此所述的功能。

自动确定眼睛是否与光轴对齐并且向病人提供反馈

如参考图7所述，将光点阵列(点图710)投射在光学传感器610上。如果眼睛1516与装置1100的光轴1504对齐，如图15所示，点图在光学传感器1532上居中。然而，如图27示意性例示，如果眼睛1516稍微未与光轴1504对齐，点图2700不在光学传感器1532上居中。应注意到，即使眼杯仍然紧紧地压向病人的面部并且装置1100未相对于用户的头部移动，病人的眼睛能在其眼眶内移动，因此，变得未与光轴1504对齐。

各种方法可用于在病人还未使她的眼睛1516与光轴1504对齐时自动地检测以及向病人提供告知病人未对齐的反馈。在一些实施例中，反馈向病人指示未对齐的程度和/或方向以便提供用于自动校正的指导。现在将描述这些方法中的一些。

图28是根据本发明的若干实施例对齐反馈模块2800的示意框图。如在此所使用的，术语“模块”是指一个或多个互连的硬件部件、一个或多个互连的软件部件或其组合。由此，参考图26，对齐反馈模块2800可以由上述部件的任何一个实现。

在图9中，能看出点图810的所有光点通常不具有相同的强度。在传感器610上，每一光点的强度示意性地由光点的直径表示。通常，光点强度随离点图810的中心的径向距离而减小。点图内的光点强度分布由三维表面图920表示。

转到图28，将点图质心和大小计算器2802耦合到光学传感器1532来从其接收信号，诸如由每一像素或每一象限检测的光的强度。点图质心和大小计算器2802计算在光学传感器1532上的整个点图的质心的大小和位置，诸如点图直径的x和y或极坐标。点图质心计算器2802可以使用用于确定质心和大小的任何适当的算法或方法。许多这种算法和方法是非常公知的。在一些实施例中，计算发光的像素的坐标的加权总和，其中，按由像素检测的照度级加权每一像素的坐标。还能使用该信息来确定点图的大小，例如，点图的直径。

即使点图的光点的仅一部分2900落在光学传感器1532上，使得点图的实际质心完全落在光学传感器1532外，如由图29示意性例示，点图质心计算器2802可以使用该部分光点2900来计算光点2900内的位置并且将该位置提供为点图的质心。此外，还能使用落在光学传感器1532上的点图的部分的形状来估计点图的大小。可以使用落在光学传感器1532上的点图的部分的曲率来估计点图的直径。类似地，可以使用落在光学传感器1532上的点图的部分的曲率来估计点图的实际中心，即使该中心不在光学传感器1532内。可选地，点图质心计算器2802可以生成表示点图的真实质心在光学传感器1532外的另外的信号。

差分计算器2804计算点图的质心的位置与光学传感器1532的中心位置2806之间的差。差分计算器2804的输出表示点图2700(图7)的质心与光学传感器1532的中心的位移的大小和方向2808。该大小和差2808被馈送到反馈信号生成器2810。

反馈信号生成器2810向病人和/或其他可选操作者生成音频、视觉、触觉和/或其他输出。一些实施例包括扬声器，如由扬声器1546(图15)例示，并且反馈信号生成器2810耦合到扬声器1546。在一些实施例中，反馈信号生成器2810经由扬声器1546生成音频信号来向病人表明未对齐程度和/或未对齐方向。在一些这样的实施例中，声音的音调或音量或滴答的频率(有点像由Geiger计数器发出的声音)可以表示眼睛有多接近地对齐光轴。在一些实施例中，当适当对齐眼睛时或只要适当对齐眼睛，就播放特定的声音，诸如嘟嘟声。反馈信号生成器2810可以包括生成指令病人如何提高或保持眼睛的对齐的合成语音，例如“稍微向上移动仪器”、“稍微看向左”或“完美，不要移动眼睛”的语音合成器。还可以使用扬声器来播放使用该设备的说明。一个重要的说明是要求病人眯眼。新鲜的泪膜对良好测量眼睛的光学特性很重要。

一些实施例包括可视指令器，诸如由位于目镜1102、出射口1104或仪器1100中的任何地方中的LED照亮的箭头。在图15的目镜1102中，示出了示例性可视指令器1548和1550。反馈信号生成器2810可以选择性地照明这些可视指令器1548和1550中的一个或多个来表示病人应当调整其凝视来使他的眼睛更好地与光轴对齐的大小和方向。可选地或替代地，壳体1500(图15)包括LCD显示器，以及反馈信号生成器2810生成如由图30中的显示3000例示的显示，表示相对于在光学传感器的中心处交叉的垂直和水平轴3004和3006，点图的质心3002的位置。该显示3000可以由教导病人的操作者使用。显示3000的另一实施例由图23-1中的2351表示。可选地或替代地，壳体1500可以包括耦合到反馈信号生成器2810的灯，诸如LED来表示仪器1100应当移动来提高眼睛与光轴对齐的相对方向，以及可选地，相对距离。

一些实施例包括通过沿轴的振动，信号告知病人来表示该病人应当在沿振动轴的方向中，变换其凝视或移动仪器1100的触觉输出设备。振动的频率可以表示病人应当变换其凝视或移动仪器1100的程度。

迄今为止，已经假定点图的至少一部分落在光学传感器上。然而，如果眼睛严重地未与光轴对齐，点图完全未落在光学传感器上，或对点图质心计算器2802计算质心位置来说，不足的点图部分落在光学传感器上。一些实施例通过在光学传感器1532周围包括光传感器阵列来解决该问题，如图31示意性所示。其中，由光传感器3102、3104和3106例示的光源阵列3100被布置为主要环绕光学传感器1532。光传感器3102-3106被示出为与光学传感器1532大小相同。然而，光传感器3102-3106可以比光学传感器1532更小或更大。每一光传感器3102-3106具有单个光敏区。由此，光传感器3102-3106可以比光学传感器1532更廉价。

光传感器3102-3106耦合到点图质心计算器2802。如果由点图3108例示的点图落在光学传感器1532外，来自光传感器3102-3106的一个或多个的信号向点图质心计算器2802表明至少从光学传感器1532的中心到点图3108的方向。如在仅一部分点图落在光学传感器1532上的情况下，点图质心计算器2802可以使用来自光源阵列3100的信号来至少计算点图3108的近似位置并且将该位置提供为点图的质心的模拟位置。

可选地或可替代地，点图质心计算器2802简单地返回与点图3108所落在的光学传感器1532的中心的若干方向中的一个。可能方向的数量可以等于阵列3100中的光传感器3102-3106的数量。可能方向的数量可以大于光传感器3102-3106的方向。例如，通过三个或更多光传感器，点图质心计算器2802可以通过获得来自光传感器的信号的加权总和来计算方向。可选地，点图质心计算器2802可以生成表示点图的实际质心在光学传感器1532外的另外的信号。

在图31所示的实施例中，在光学传感器1532周围的一个方形环中，使用8个光传感器3102-3106。然而，在一个实施例中，可以使用其他数量的光传感器和/或其他数量的同心环和/或其他形状的环。可以基于点图的方向和/或距离的所需分辨率，选择光传感器和/或环的数量。

在图32示意性所示的又一实施例中，另外的分束器3200使光信号1526的一部分从眼睛1516指向象限光电二极管检测器3202。象限光电二极管检测器3202耦合到点图质心计算器2802。图33是象限光电二极管检测器3202的平面视图，包括投射在其上的假设点图3300。相对于光学传感器1532，象限光电二极管检测器3202能是任意大小。然而，夹在分束器3200和象限光电二极管检测器3202之间的缩倍透镜3204使得能够使用相对小且廉价的检测器来检测相对大面积上的点图的位置。在这些实施例中的点图质心计算器2802的操作类似于参考图31所述的操作。替代地，代替象限光电二极管检测器3202，可以使用任何其他适当的传感器，诸如位置敏感检测器(PSD)或多元件相机阵列。替代地，代替象限检测器，可以使用具有另一象限数的检测器。可以基于确定点图的位置的所需分辨率，选择象限数量。

可选地或替代地，通过改变将光点1506(图15)投射在墙1514上的位置，向病人提供有关病人的眼睛与光轴未对齐的反馈。在这些实施例中，可见光源1508可操纵，诸如通过由光源接口2608(图26)驱动的云台(未示出)或通过可由光源接口2608驱动的可见光源。如果病人的眼睛未与仪器1100的光轴1504完全对齐，在一定方向中并且按对应于该方向和未对齐的大小的距离，改变光点1506的位置。注意，因此，光点1506可能不再沿光轴1504。因此，巧妙地指引病人使她的凝视重定向到光点1506的新位置，由此提高她的眼睛与光轴1504对齐。不改变仪器1100的光轴1504。仅投射光点1506的位置改变。

图34是由可见光源3402、3404和3406例示的示例性可见光源阵列3400的示意性平面图。可见光源3402-3406的每一个设置成沿稍微不同的轴投射光束1510(图15)，由此照亮在墙1514上的稍微不同位置上的光点1506。图34中所示的实施例包括25个可见光源3402-3406。然而，可以使用其他数量的可见光源和它们的间距，取决于墙1514上的光点1506的位置上的所需粒度和控制范围。

如图28所示，反馈信号生成器2810将信号发送到光源接口2608来控制各个可见光源3402-3406中的哪一个投射光点1506。在否则将设置单个可见光源1508的位置，设置中心可见光源3408，以便沿光轴1504投射光点1506。该光源3408用来初始地照亮墙1514上的光点1506。然而，如果点图质心计算器2802确定病人的眼睛未与光轴1504对齐，未对齐信号2808的大小和方向使得反馈信号生成器2810熄灭可见光源3408并且点亮可见光源3400的阵列的不同光源。反馈信号生成器2810选择位于对应于方向和大小信号2808、离中心可见光源3408一定方向和距离的可见光源3402-3406中的一个。

自动调整虚拟光源的位置来更好地使点图位于光学传感器中心可选地或可替代地，如果病人的眼睛未完全地与仪器1100的光轴1504对齐，改变病人的眼睛内的虚拟光源1525(图15)的位置，使得自动地生成更好地位于光学传感器1532的中心上的点图。在这些实施例中，可通过由光源接口2608(图26)驱动的云台(未示出)或通过光源接口2608的光源阵列操纵光源1520。如果病人的眼睛未与仪器1100的光轴1504完全对齐，在一定方向中并且按对应于该方向和未对齐的大小的距离改变虚拟光源1525的位置。注意，因此，虚拟光源1525不再沿光轴1504。因此，点图落在光学传感器1532上的不同位置，更接近光学传感器1532的中心，无需病人任何动作。不改变仪器1100的光轴1504。仅点图落在光学传感器1532上的位置改变。

图35是由由光源3502、3504和3506例示的示例性光源阵列3500的示意性平面图。使光源3502-3506的每一个设置成沿稍微不同的轴投射光束1522(图15)，由此在眼睛1516的视网膜上的稍微不同的位置处产生虚拟光源1525。图35中所示的实施例包括25个光源3502-3506。然而，取决于在眼睛1516的视网膜上的虚拟光源1525的所需粒度和控制范围，可以使用其他数量的光源和它们的间距。

如图28所示，反馈信号生成器2810将信号发送到光源接口2608来控制光源3502-3506中的哪一个投射虚拟光源1525。在否则将设置单个光源1520的位置，设置中心光源3508，以便沿光轴1504投射虚拟光源1525。使用该光源3508来初始地照亮眼睛1516的视网膜墙上的虚拟光源1525。然而，如果点图质心计算器2802确定病人的眼睛未与光轴1504对齐，未对齐信号2808的大小和方向使反馈信号生成器2810熄灭光源3508并且点亮光源阵列3500的不同光源。反馈信号生成器2810选择位于对应于方向和大小信号2808、离中心可见光源3508的大小和距离的可见光源3502-3506中的一个。

自动地确定眼睛是否调节并且向病人提供反馈

在此所述的开放视野设计鼓励病人不调节，至少部分因为病人知道投射在墙上的点图很遥远。尽管如此，病人有时在正测量其眼睛时，也会调节。调节将不受控制的变量引入到处方测量过程中，因为应当基于从未调节的眼睛发出的波前，计算矫正镜片处方。为避免此问题，本发明的实施例自动地确定病人何时未调节并且使用来自这些时段的波前数据来计算处方。

如前所述，能使用由波前像差仪生成的点图来计算矫正镜片处方。然而，与现有技术不同，本发明的实施例捕获视频数据，即，一系列时间间隔开的帧，而不是一个或少量单一任意定时的图像。视频帧频可以是恒定或可变的。基于由光学传感器1532(图15)成像的点图的特性，诸如给定帧中的饱和像素的整体照明和百分比，帧频可以实时、帧间调整。在一些实施例中，帧频可以从每秒约6帧改变成每秒约15帧。尽管如此，帧间时间相对短，为大约1/10秒的量级，由此，将视频帧称为“连续的”。从光学传感器1532(图15)获取视频数据并且存储在存储器2602(图26)中以便处理。视频的每一帧包括由光学传感器1532捕获的图像、相关帧数以及在帧频不恒定的情况下捕获帧的相关时间。由此，能由每一帧计算处方。可以由折射处方、泽尔尼克系数集合或由帧计算的一些其他表示描述的像差曲线在此称为“候选处方”，因为一些帧包括噪声、不完整点图、无点图或者不期望用于处方计算。

对每一帧计算候选处方并且存储在存储器2602中。在已经捕获视频的最后一帧后，可以执行候选处方，或计算在时间上与视频捕获和存储重叠。如果足够的计算能力可用，可以在捕获帧后，但在捕获连续帧前，对每一帧计算候选处方。在后一情况下，在一些实施例中，原始视频数据未存储在存储器2602中。

图36是根据本发明的实施例，未调节检测器模块3600的示意框图。处方计算器3602从光学传感器1532接收信号并且由该信号计算候选处方，如在此所述。如上所述，处方通常至少包括球面分量和一个或两个柱面分量。根据正或负的光焦度描述球面分量，并且根据光焦度和轴或等效项(例如屈光力矢量标号)描述柱面分量。处方还可以包括另外的透镜规格来矫正高阶像差。

处方计算器3602输出各个透镜规格的集合，诸如球面3604、柱面-13605、轴-13606等等。可选地，还输出其他信息3607，诸如光点大小。输出统称为候选处方3612。每一候选处方3612，连同计算候选处方的视频帧的标识或光学传感器1532捕获该帧的相对时间3608一起，存储在存储器2602(图26)中。球面3604、柱面-13605、轴-13606等能是使用各种泽尔尼克模式，诸如M、J0和J45计算的处方数据，泽尔尼克模式使用各种阶泽尔尼克信息获得。

在已经获取所有帧后，常开开关3620关闭。

点图大小与质量度量有关，并且给出有关处方的一些信息。假定恒定瞳孔大小，如果眼睛是正视眼，点图大小等于瞳孔大小。然而，如果眼睛是近视眼，点图小于瞳孔大小。近视度数越高，则瞳孔大小越小。另一方面，如果眼睛是远视眼，点图直径大于瞳孔大小。远视眼度量越大，则点图越大。

点图大小还随调节而改变。由此，如果病人正调节，仪器能检测到点图大小的变化。

点图大小与瞳孔大小有关，并且瞳孔大小与眼睛接收的光量有关。在较暗的环境中，瞳孔自动变大。由此，当仪器能使用由点图大小估算的瞳孔大小，在病人正测量时，跟踪外部条件，诸如室内环境光的变化。

此外，点图大小能与质量度量有关。使用散焦像差和传播算法，能使用点图大小来计算瞳孔大小。瞳孔大小对测量像差很重要，因为像差曲线与特定孔径直径相关联。

图37包含由眼科病人计算的球面和柱面度量候选处方的图3700。空心圆表示球面候选处方，而交叉圆表示柱面候选处方。垂直轴表示屈光度(D)，而水平轴表示计算候选处方的时间。以约每秒10帧地捕获帧。

图37示出在时刻1，以约-2.25D开始，随时间改变的病人的候选球面处方。从约时刻175开始，候选球面处方从约-1.7D增加到处于约时间240的约+0.4D。在约时间240后，候选球面处方减少。

当眼睛未调节时，候选球面处方应当不同于当调节眼睛时计算的任一候选球面处方，因为未调节晶状体提供与调节的晶状体不同的光焦度，因此，要求不同于调节的晶状体的矫正。另一方面，晶状体矫正不会随调节量显著地改变，因此，如果发现处方的柱面分量变化，则通常表示在测试期间病人的不期望运动。由此，从图37的图，看来就像0D周围的候选球面处方(诸如3702)应当更接近用于该病人的矫正处方，因为那些是计算的最大的候选球面处方。

然而，本发明的实施例不一定将最大候选球面处方接受为矫正处方，因为候选处方可能是噪声的结果并且调节的大小和方向可能取决于其他因素，诸如病人的实际屈光不正。例如，在由图37例示的情况下，既不接受候选球面处方3702也不接受3704，因为意识到眼睛不能足够快地改变调节来产生候选球面处方3702或3704。该文献报告人眼最大调节率为约每秒1-2屈光度。条3706表示眼睛将调节从近处改变到远处物体所需的近似时间量。相反，候选球面处方3702和3704要求眼睛远快于通常生理上地改变调节。此外，当晶状体改变形状时，眼睛连续改变调节。由此，不具有相邻候选处方的候选处方很可能是噪声的结果。例如，在具有小瞳孔的近视眼的情况下，将存在构成点图的非常少的光点。因此，由镜面噪声确定这些光点的质心的误差会导致计算对应于眼睛的散焦的泽尔尼克系数的大误差。

回到图36，在获取所有帧后，关闭常开开关3620，并且将候选球面处方3604馈送到调节过滤器3622(图38中的调节过滤器3810)中的低通过滤器3614来去除根本不同于周围候选球面处方的候选球面处方，即，候选球面处方的绝对斜率大于预定值。在一些实施例中，大于约每秒±1屈光度的候选球面处方信号3604中的瞬时斜率触发滤去候选球面处方。根据调节矫正规则3624，处理平滑的候选球面处方，即，通过低通过滤器3614的候选球面处方。在一些实施例中，规则3624选择最大候选球面处方。在图37的图中，将按规则3624选择候选球面处方3708。然而，在其他实施例中，可以使用其他选择标准、机器学习或其他机制来处理候选处方来获得处方。在一些实施例中，也可以使用候选处方3612的其他部分或其他信息，诸如作为时间函数的点图大小。

使用与由规则3624选择的候选球面处方相关联的帧数或时间来选择在存储器2602中存储的候选处方，即，由与规则3624检测的候选球面处方相同的帧计算的其他候选处方参数。选择的候选处方3618被作为用于病人的处方报告或馈送给另一模块。由此，本发明的实施例自动地确定病人何时未调节并且使用来自那些期间的波前数据来计算处方。

在一些实施例中，可以将多于1个候选球面处方视为由当病人的眼睛未调节时捕获的帧计算的。例如，在由规则3634检测的候选球面处方的预定范围内的所有候选球面处方，如上所述，可以被认为由未调节的眼睛数据计算。规则3634在存储器2602中存储识别由未调节的眼睛数据计算的候选处方的信息。

当检测到峰值候选球面处方时，或当在开始从光学传感器1532采集数据后，在预定时间量内未检测到这种峰值时，一些实施例向病人提供反馈。如参考图28所述，该反馈可以以音频、视觉、触觉或其他反馈的形式。

组合多个帧来提高信噪比

尽管包括点图的、来自光学传感器1532的各个帧可以用来计算处方，但在一些实施例中，组合多个帧来计算单个处方。组合多个帧能提高信噪(S/N)比，诸如通过平均噪声。现在，将描述组合帧的若干实施例，以及属于这些实施例和不组合帧的一些实施例的另外的细节。将描述若干处理模块。在图38中概述处理模块以及处理模块之间的互连。

在模块3800中，从光学传感器1532(图15)获取数据。根据图像传感器设定，包括曝光时间和帧频，获取每一帧。可以在逐帧的基础上，调整这些设定，以获取具有良好信噪比的帧为目的。通常，具有点图中的亮光点的帧具有比具有暗光点的帧更好的信噪比，尽管不期望饱和的大量光点。“饱和”是指像素的亮度值等于可用于该像素的最大值。替代地，模块3800可以处理较早获取并且在存储器2602中存储的帧。

在一个实施例中，如果大于帧的像素的第一预定部分饱和，缩减下一帧的曝光时间。部分可以表示为百分比，例如传感器中的所有像素的0.1％应当饱和。该部分能基于瞳孔大小和构成点图的光点的平均大小而改变。此外，该部分可以基于图像传感器1532的特性和光源1520来设定。相反，如果小于帧的像素的第二预定部分饱和，增加下一帧的曝光时间。然而，不应当使曝光时间增加至由于眼睛运动的结果，可能导致运动模糊的值。由此，能基于光学传感器1532的大小和像素的数量或包含的象限，确定最大曝光时间。在表1中概述来自数据获取模块3800的输出。

如前所述，可以用来指令病人相对于病人的眼睛，调整仪器1100的位置，因此，病人感知最大亮度的红点。在该位置，将相对于病人的眼眶，良好地定向仪器1100(图15)。然而，病人的眼睛仍然能在眼眶内移动。即，病人能向上、向下、向左和向右看。由此，眼睛的视场的中心可能未与仪器1100的光轴1504对齐，以及点图可能未在光学传感器1532上居中，或点图完全偏离光学传感器1532。此外，病人可能眨眼。此外，在一些帧中，到达光学传感器1532的信号可以来自眼睛的角膜的反射，而不是来自眼睛的视网膜上的虚拟光源。由此，一些帧可能不包含有用信息。

帧选择器3802仅保持可能包含有用信息的帧。帧选择器3802的目的是确保用来计算处方的原始数据尽可能好。帧选择器3802可以放弃帧，如在表3中所概述的。例如，点图的直径在帧间改变超出预定量的连续帧可能被放弃。

帧选择器3802标记帧，诸如“有效”、“不完整”或可能“被放弃”。标记可以由在存储器2602中、与表示帧的像素的亮度值的数据或由帧计算的处方相关联的存储的代码表示。

图39是完整点图的示意图，而图40是部分点图，即，点图的一部分落在光学传感器1532外的点图的示意图。由在此所述的原型仪器捕获这些点图。帧选择器3802可以通过各种技术，区别这两种帧。例如，帧选择器3802可以确定点图的形状。如果点图近似圆形或椭圆并且完整，则该帧能视为包含完整点图，并且该帧可以被接受并且标记为“有效”。帧选择器3802还计算该点图的中心的位置。另一方面，如果该形状的仅一部分为圆形，并且点图的光点是光学传感器1532的相邻边，可以将该帧视为包含部分点图并且标记为“不完整”。对标记为不完整的帧，帧选择器3802还可以计算或估计点图的哪些部分落在光学传感器1532上。如下文所述，在一些处方计算中，可以使用不完整点图。

图41是无点图的、来自光学传感器1532的帧的示意图，诸如病人眨眼或病人的眼睛严重未与仪器1100的光轴1504对齐的结果。帧选择器3802可以通过求和或积分帧的所有像素，检测这种帧。如果总和或积分小于预定值，表示在该帧中存在点图的少量光点或无光点，帧选择器3802可以放弃帧。

图42是包含角膜反射的、来自光学传感器1532的示意图。由在此所述的原型仪器捕获帧。帧选择器3802可以基于若干因素，识别这种帧。例如，如果图像包含比小透镜阵列1530中的透镜更多的光点，帧选择器3802可以丢弃该帧。帧选择器3802可以求和或积分该帧的所有像素。如果求和或积分大于预定值，表示在该帧中存在过多用于点图的光点，帧选择器3802可以丢弃该帧。由帧选择器3802丢弃的帧可以存储在存储器中，但标记为“丢弃”。

表3概述来自帧选择器3802模块的输出。

可选地，可以组合若干连续帧来获得具有比连续帧的每一个更好的信噪比的单一帧。如果使用低成本光源1520(图15)来在病人的眼睛1516中产生虚拟光源1525，由光学传感器1532获取的图像可能包括显著斑点噪声。斑点噪声可能由虚拟光源1525和光学传感器1532内的点之间的路径长度差产生。由于从虚拟光源1525内的点发出的若干波前的相互干扰，这些路径长度会导致强度的随机变化。此外，即使病人的眼睛未移动，眼内液，诸如玻璃体液会流动，导致光学干扰。另一方面，玻璃体流的流动会在帧的时间尺度上随机化路径长度，因此，降低斑点噪声。在任一情况下，组合若干帧能通过平均化斑点噪声，提高信噪比。

帧组合器3804接收来自帧选择器模块3802，并且可选地，来自处方计算器3806的输出，并且输出单一组合帧。帧组合器3804可以仅组合标记为“有效”的连续帧。可选地或替代地，帧组合器3804可以组合标记为“有效”或“不完整”的连续帧。可选地，帧组合器3804可以基于由处方计算器3806提供的处方信息，组合非连续帧。

在组合帧时，帧组合器3804对正(register)待组合的帧，因此，点图的相应光点相互对正。应当使用未变形(刚性)对正过程，以便不变更点图的形状。只要对正帧，可以求和或平均它们。即，相加或平均由每一求和帧中相应的像素记录的强度。此外，应当通过求和组合的帧的曝光时间，修正用于点图的曝光时间。在该阶段还应当考虑可以仅组合时间上接近的帧(即，眼睛没有时间调节的连续帧)，因为调节会使得具有不同处方的帧的组合，导致不正确结果。

在一些实施例中，仅组合标记为“有效”的帧。在一些实施例中，组合标记为“有效”的帧和标记为“不完整”的帧。图43-46是产生从左移动到右的点图的集合、包含当眼睛缓慢移动时获取的一系列图像、来自光学传感器1532的帧的集合的示意图。由在此所述的原型仪器获得帧。图43-45中的点图被标记为不完整，并且图46中的点图标记为有效。实际上，与上文组合帧相同的过程可以用于组合由图43-46所示的帧。然而，最终组合的点图中的一些光点由相加或平均与其他最终合成光点不同数量的光点产生。例如，一些光点不包括在图43的点图中，因为这些光点落在光学传感器1532的左侧外。当点图向右移动时，这些光点出现在后续帧中。因此，这些光点对它们的求和或平均作用不大。由此，这些光点很可能具有比出现在图43-46的每一个中的光点更糟的信噪比。

在任一情况下，可以使用低通过滤器来平滑将组合的每一帧，以便计算对正参数，诸如应用于帧图像来将它们与目标基准对正的位移。使用低通过滤器来计算对正参数。只要已经计算对正参数，将对正位移应用于原始帧，而不是过滤的帧。给定光源1520(图15)的特性和小透镜阵列1530的特性，经验地确定低通过滤器的特性。低通过滤器的特性与小透镜阵列1530的衍射极限相关的斑点的大小有关。在对正过程前，应当应用与设备1100内的不同部件的未对齐有关的校准。在表4中概述来自帧组合器3804的输出。

处方计算器模块3806计算来自每一帧的处方。对每一帧，处方计算器3806计算用于点图的每一光点的质心坐标。图47是包含完整点图、来自光学传感器1532的假设帧的示意图。“X”表示点图的质心，十字表示用于光点的质心位置，其中，就象完美眼睛。从该图看出，从这些十字位移点图的许多光点。

如前所述，当波前撞击在小透镜阵列上时，产生点图。计算在每一采样点(小透镜阵列的透镜)处的波前的斜率。如图48例示，相对于来自完美眼睛的光点的位置，计算点图的每一光点的位移(Δx和Δy)。给定小透镜阵列的焦距，应当由位移计算斜率。

位移数据拟合到泽尔尼克多项式展开式，其中，使用最小平方估计，确定展开系数，如在下述等式中概述：

W_j是展开式中的Z_j模式的系数。

W_j等于用于该模式的RMS波前误差。

使用泽尔尼克系数来计算处方。因为泽尔尼克展开式采用正交基本函数集，通过二阶泽尔尼克系数给出最小平方解，与其他系数的值无关。使用下述或其他公知的公式，这些二阶泽尔尼克系数能被转换成屈光力矢量符号的球面-柱面处方：

其中，是第n阶泽尔尼克系数，以及r是瞳孔半径。还可以使用更多泽尔尼克系数，即用于更高阶像差，计算处方，如在下述等式中所指出的：

屈光力矢量符号是易于转置成由医师使用的常见格式的交叉柱面约定(cross-cylinder convention)。

当使用泽尔尼克系数来计算处方时或之后，能将校准应用于泽尔尼克系数或屈光力矢量来消除设备1100的误差，诸如增益、偏差、系统的光学部件中的非线性或未对齐。在上述等式中，M与球面误差有关(近视眼或远视眼)，以及J0和J45表示散光。如前所述，基于点图的大小，估计瞳孔大小。在表5中概述来自处方计算器3806的输出。

可选地，可以由处方计算器3806将有关处方的信息提供给帧组合器3804。在这种情况下，帧组合器3804可以使用该信息来确定如何合成帧。

可选地，通过质量度量计算器3808，对每一计算的处方，计算质量度量。在后一模块中，可以使用质量度量来加权从每一帧或帧组合计算的处方来计算最终处方。质量度量可以与二进制值一样简单，例如，“0”表示“坏”，以及“1”表示“好”。更复杂的质量度量可以落在诸如0.0和1.0之间的实数的范围内。质量度量可以例如基于帧数、点图的信噪比、点图中的光点数、点图中的点的锐度和不存在高阶泽尔尼克系数或其小值，或其组合。例如，通过将点图中的光点的平均像素值除以背景，即，点图外的区域的平均像素值，可以计算帧的信噪比。

在表6中概述来自质量度量计算器3808的输出。

如前所述，调节将不受控制的变量引入到测量过程中。因此，由当病人调节时捕获的点图计算的处方。可选地，调节过滤器模块3810选择当病人未调节时捕获的帧。

人眼能调节的量随病人的年龄而改变，如在图49的图中概述。本发明的实施例输入每一病人的年龄，诸如经由耦合到当按压箭头按钮时增加或减小显示的年龄值的数值显示的数值键盘或上/下箭头按钮。使用病人的年龄和存在于有关调节速度的文献中的生理数据，给定病人的年龄，调节过滤器模块3810丢弃显示调节的变化快于病人应当能调节的帧。在一个实施例中，调节过滤器模块3810包括其特性受预期最大调节率控制的可变低通过滤器。低通过滤器在处方的M(球面误差)部分上操作。其他实施例采用固定调节率限制，诸如约每秒1至2屈光度，与病人的年龄无关。在这种实施例中，快于固定调节率限制发生的计算的散焦项(或PWV符号中的M)中的变化被视为噪声并且不包括在确定最终处方中。

图50是由在此所述的原型仪器计算的M、J0和J45处方的集合的图。添加黑线来表示由调节过滤器模块3810处理后的M值。如能从M值的变化看出，病人的调节改变。由圆5000和5002表示的M值中的峰值表示病人未调节的时间。因此，为了计算用于处方的球面项的目的，调节过滤器模块3810选择在这些时间期间获取的帧并且丢弃其他帧。因为散光和处方的其他项不随调节而改变，因此，由调节过滤器模块3810丢弃的帧可以用来计算这些其他项。如果发现作为时间的函数的散光的变化，则能用作在测试期间病人运动的指标，由此用来将帧标记为无效。

图51是由对于不同病人由原型仪器计算的M、J0和J45处方的集合的图。如能看出，在整个图中，M值5100未显著地改变。因此，能假定在整个由该图表示的时间段期间，病人未调节。在这种情况下，调节过滤器模块3810选择由该图表示的所有帧，不丢弃帧。

在表7中概述调节过滤器的输出。

帧组可以产生类似的处方。例如，如图50的图中所示，两组帧5000和5002产生类似的J(球面)处方。可选地，帧分组器模块识别产生类似处方、诸如预定范围值内的处方的帧组。在图38中示出了两个这种帧分组器模块3812和3814。

一个帧分组器3812分组产生类似的、诸如在约5％差内的泽尔尼克系数的帧。在一些实施例中，帧分组器3812仅考虑前6个泽尔尼克系数，尽管可以使用其他数量的系数。另一帧分组器3814分组产生类似处方，例如，落在约±0.125光焦度内或约±0.25光焦度内的M、J0和/或J45的值的帧。还可以使用基于其他相似性分组帧的帧分组器。

对处方的每一项，可以定义单独的帧组。由此，可以选择具有类似M值的一组帧，以及可以选择具有类似J0值的不同的、可能重叠的一组帧。如果一些帧由调节过滤器3810丢弃，不同帧库可以用于帧分组器3814基于M值的相似性选择帧，而不是基于J0值的相似性选择帧。类似地，不同帧库可以用于另一帧分组器3812。

帧分组器3814可以通过生成用于处方的每一项的直方图来操作。图52中示出用于球面处方的假设直方图。水平轴表示屈光力矢量域中的处方值或M值，以及垂直轴表示产生给定球面处方的帧数。注意，由其他模块丢弃诸如由于低信噪比包含低质量原始数据的帧。由此，可以由任何可接受的帧计算一些处方值。由较大帧数产生的处方值5200，以及在该值周围的处方值的范围5202由帧分组器3814选择。帧分组器3814对其他处方项类似地操作。另一帧分组器3812类似地操作，产生用于所考虑的每一泽尔尼克系数的直方图。替代地，代替表示垂直轴上的帧数的直方图，帧分组器3814可以使用用于帧的质量度量的总和。由此，如果质量度量值在0.0和1.0之间，代替表示产生给定处方的帧数的直方图，该直方图可以表示用于产生该处方的帧的质量度量的总和。可选地或替代地，除去直方图或加之直方图，帧分组器3812和3814可以使用其他选择操作。

在表8中概述来自帧分组器3812和3814的输出。

可选地，可以组合产生类似处方或泽尔尼克系数的帧来产生具有更好信噪比的帧，并且能由组合帧计算处方。帧恢复器3816组合由帧分组器3812和/或3814中的一个或两者输出的帧。帧恢复器3816以与上述参考帧组合器3804类似的方式组合这些帧。可从帧分组器3812和/或3814获得的所有帧可以组合为单一帧。替代地，在每一处方项的基础上，可以组合所有帧。即，可以组合具有类似M和J值的所有帧来产生单一组合帧。

替代地，可以组合帧以便产生每一帧是输入的帧集合中的所有在前帧的组合的新帧集合，如由图53图示。通过对正并且求和或平均输入帧1和2，产生输出帧1。通过对正并且求和或平均输入帧1、2和3，产生输出帧2。通过对正并且求和或平均输入帧1、2、3、…、N，生成输出帧N。可选地，可以调整每一生成的帧的质量度量。通常，组合帧提高了信噪比。

在表9中概述帧恢复器3816的输出。

可选地，第二处方计算器3818从由帧恢复器3816产生的帧计算处方。第二处方计算器3818主要如上参考第一处方计算器3806所述操作，除输入数据集不同外。来自帧恢复器3816的输出基本上与表5中所述相同。

最终处方计算器3820从帧分组器3812、帧分组器3814和/或第二处方计算器3818接受输入。最终处方计算器3820使用一个或多个统计计算，由其输入计算单一最终处方。在一些实施例中，最终处方计算器3820在按帧的质量度量，加权每一帧的处方后，将最终M、J0和J45处方计算为其输入M、J0和J45处方的平均、模或中值。在最终处方计算器3820中，以及在此所述的其他模块中，以与计算M、J0和J45处方相同的方式，计算高阶处方项。

可选地，最终处方计算器3820还计算用于每一最终计算的处方的估计误差值。在一些实施例中，将M误差估计为在最终处方计算器3820的M输入数据内，最终计算的M处方的标准偏差。在一些实施例中，根据一些医师的偏好(95％置信间隔)，将误差估计为标准偏差的2倍。其他实施例可以使用其他统计公式估计误差。可以通过例如表示测量的处方中的强置信度，或测量的处方中的弱置信度并且建议再次运行该测试的处方中的置信度值，将该误差传送给设备的用户。

一些实施例估计用于最终散光处方的置信区域。该置信区域可以是为J0和J45的二变量分布而计算的椭圆。在这些实施例中，散光处方的精度被认为是95％置信椭圆的主轴和次轴的几何平均，如图54例示。

本发明的实施例不一定限定到计算用于生物的处方。一些实施例可以用在模型眼球上来评价人的眼镜处方。例如，这些实施例可以用来评价人的眼镜，并且通过检查未戴眼镜的人以及检查戴上眼镜的人(如由图15中的1552的场景所示)或检查模型眼睛上的眼镜，自动地确定它们是否适合于该人。可选地或替代地，可以使用实施例来评价该人的眼镜并且通过检查戴上眼镜的该人并且确定返回的波前是否表示至少在预定范围内的恰当的视力，自动地确定是否适合于该人。

如果知道病人能良好地调节，当病人通过实施例看位于比20英尺(6米)更近的目标时，可以测量病人的像差，由此计算调节偏差，以便估计用于无限远处的病人的处方。

在另一实施例中，单眼像差中包括加速计以便能使设备确定哪一方向为向上，因此，自动地确定正测量哪一眼睛(左还是右)。上下颠倒该设备来测量另一眼。

一些实施例还根据时间的函数，通过跟踪处方的散光分量如何改变，跟踪病人的不期望运动。

尽管通过上述示例性实施例，描述了本发明，在不背离在此公开的发明原理的情况下，可以对示例性实施例做出改进和变形。例如，本发明的实施例可以发现虚拟现实护目镜或自适应矫正显示的效用。此外，可以以上文未列出和/或未清楚要求的方式，结合公开的方面或其部分。因此，本发明不应当视作限定于公开的实施例。

尽管参考流程图和/或框图，描述了实施例的方面，但每一框图的全部或部分或框图的组合的功能、操作、判定等等可以结合、分成单独的操作或以不同顺序执行。每一框的全部或部分或框的组合可以实现为计算机程序指令(诸如软件)、硬件(诸如组合逻辑、专用集成电路(诸如ASICs)、现场可编程门阵列(FPGAs)或其他硬件)、固件或其组合。可以由执行在存储器中存储的指令或由指令控制的处理器，实现实施例。存储器可以是适合于存储控制软件或其他指令和数据的随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、闪存或任何其他存储器，或其组合。定义本发明的功能的指令可以以任何形式分发到处理器，包括但不限于在有形不可写存储介质(例如计算机内的只读存储器设备，可由计算机I/O配件读取的设备，诸如CD-ROM或DVD盘)永久存储的信息、在有形可写入存储介质(例如软盘、可移动闪存和硬盘)上可变动存储的信息或通过通信介质，包括有线或无线计算机网络传送到计算机的信息。此外，尽管结合各个示例性数据结构描述了实施例，但使用各种数据结构也可以体现系统。

Claims (13)

1.一种由具有两只眼睛和至少一只手的人类病人使用的眼科装置，所述装置包括：

非固定的本体，所述本体被配置为由所述病人的所述至少一只手完全地支撑，使得所述病人具有所述本体的运动的全部自由度的完全实体控制，其中：

所述本体限定两个近端端口和两个远端端口；

每个近端端口：(a)包括相应的眼杯并且(b)被配置为接收所述病人的所述两只眼睛中的相应眼睛；并且

所述本体限定两个通过其的可视通道，其中所述两个可视通道中的每一个：(a)从所述两个近端端口中的相应一个延伸到所述两个远端端口中的相应一个并且(b)是开放视野，以便使所述相应眼睛能够经由所述可视通道看到在所述本体外部并且与所述本体间隔开的目标；

光源，所述光源被布置在所述本体内并且被配置为经由所述两个近端端口中的一个使光指向所述相应眼睛并且由此在所述相应眼睛聚焦在所述目标上时产生波前；

波前像差仪，所述波前像差仪被布置在所述本体内并且被配置为经由所述两个近端端口中的一个接收所述波前；

确定逻辑，所述确定逻辑被布置在所述本体内，被耦合到所述波前像差仪，并且被配置为基于所述波前自动地计算所述相应眼睛的屈光不正；以及

电池，所述电池被布置在所述本体内，用于为所述光源、所述波前像差仪和所述确定逻辑供电。

2.根据权利要求1所述的眼科装置，其中，所述两个可视通道中的一个无用于确定所述相应眼睛的所述屈光不正的光学元件。

3.根据权利要求1所述的眼科装置，进一步包括：

第二光源，所述第二光源被布置在所述本体内并且被配置为经由所述两个近端端口中的另一个使光指向另一只眼睛并且由此在所述另一只眼睛聚焦在所述目标上时产生第二波前；

第二波前像差仪，所述第二波前像差仪被布置在所述本体内并且被配置为经由所述两个近端端口中的另一个接收所述第二波前；

所述确定逻辑耦合到所述第二波前像差仪并且被配置为基于所述第二波前自动地计算所述另一只眼睛的屈光不正；以及

通过所述电池为所述第二光源和所述第二波前像差仪供电。

4.根据权利要求1所述的眼科装置，进一步包括：

提示生成器，所述提示生成器被布置在所述本体内并且被配置为生成人类能够感知的提示；以及

定向逻辑，所述定向逻辑可操作地耦合到所述提示生成器和所述两个可视通道中的至少一个可视通道，并且被配置为确定所述病人的所述两只眼睛中的至少一只眼睛相对于所述可视通道的定向，并且根据所述定向使所述提示生成器操作。

5.根据权利要求4所述的眼科装置，其中所述提示包括可视提示、可听提示和机械提示中的至少一个。

6.根据权利要求4所述的眼科装置，其中所述提示生成器被配置为根据所述眼睛相对于所述可视通道的所述定向，产生振幅改变的声音。

7.根据权利要求4所述的眼科装置，其中所述提示生成器被配置为根据所述眼睛相对于所述可视通道的所述定向，产生频率改变的声音。

8.根据权利要求4所述的眼科装置，其中所述提示生成器被配置为根据所述眼睛相对于所述可视通道的所述定向，产生占空比改变的声音。

9.根据权利要求1所述的眼科装置，其中，所述本体无下巴托。

10.根据权利要求1所述的眼科装置，其中，所述两个近端端口之间的目镜间距离是可调节的。

11.根据权利要求1所述的眼科装置，其中，所述确定逻辑被配置为对所述眼睛，在预定范围内，计算被布置在所述两只眼睛中的一只和相应近端端口之间的眼镜镜片的处方是否正确。

12.根据权利要求11所述的眼科装置，其中，所述确定逻辑被配置为基于波前误差的确定，自动地计算所述处方是否正确。

13.根据权利要求1所述的眼科装置，进一步包括另一光源，所述另一光源被布置在所述本体内，由所述电池供电，并且被配置为形成所述目标。