CN1889884A - 眼科双目波前测量系统 - Google Patents

Abstract

揭示了用于对眼睛执行测量的诊断仪器、系统和方法。在仪器的一个实施例中，左目镜放置在左眼的一部分左侧视程中，该左目镜放置成允许左眼观察目标，右目镜放置在右眼的一部分右侧视程中，该右目镜放置成允许右眼观察目标。该仪器还可包括置于平移平台上的波前传感器，该波前传感器具有到成像传感器的光程，平移平台可移动以将波前传感器的光程定位成在第一状态中与左侧视程的一部分对齐，并在第二状态中与右侧视程的一部分对齐。一个或多个光源可任选地提供，用于沿左侧视程和右侧视程的至少一部分传播光线，照亮左眼和右眼。

Description

眼科双目波前测量系统

相关申请

本申请声明对以下申请的优先权：于2003年11月14日提交的美国临时申请No.60/520,294、于2004年6月18日提交的美国临时申请No.60/581,127(律师案号OPH.026PR)、于2004年10月22日提交的题为“Lensometers and WavefrontSensors and Methods of Measuring Aberration”(“焦度计和波前传感器以及测量像差的方法”)的美国申请No.＿＿＿＿(律师案号OPH.026A)、以及于2004年10月22日提交的题为“Ophthalmic Diagnostic Instrument”(“眼科诊断仪”)的美国申请No.＿＿＿＿(律师案号OPH.024A)，这些申请的全部内容通过引用结合于此。

技术领域

本发明一般涉及用于对眼睛进行测量的系统和方法，尤其涉及用于进行眼睛的波前测量的系统和方法。

背景技术

众所周知，用于量化眼睛中所有像差的过程被称为波前分析。通常波前分析包括：用光束照射眼睛、收集眼睛所反射的光、并分析所收集光的某些波前属性来确定眼睛中的像差。尽管波前分析的一个优点是其测量眼睛的更高阶像差的能力，但在许多方面波前测量可受到不利影响，包括例如眼睛的调视(accommodation)状态。当进行眼睛的精确波前测量时，受检者的眼睛需要是不动的并处于自然舒适的状态中，从而减少或最小化因调视或眼睛移动引起的差错。一种确保受检者舒适和放松的方法是向眼睛呈现一幅图像，以使受检者能注视一特定对象。当观看该图像时，受检者的视力最好校正到允许它们注视该对象的水平上。例如，受检者最好在将产生处方的期望距离上观看风景画面时测量。在眼睛检查时，这可表示距离受检者约16英尺或更远放置的视力表或景物图。但是，16英尺的受检者-到-对象距离对某些检查区域而言会因空间限制而产生问题。

常规的波前检查设备(示例包括可从Nidek、Tracy、以及Wavefront Sciences购买的检查设备)是单目仪器。波前测量的一些方法采用视觉波前传感器设备中通用的标准Shack-Hartmann传感器。Shack-Hartmann方法使用诸如小透镜阵列的光学元件，将来自像差瞳孔的波前分到较小的、非重叠的子瞳孔中，并在公共像平面中形成来自所有次孔的聚焦点阵列。该方法在概念上源于几何光学，并可遭遇众所周知的问题：动态范围、线性度的限制、次孔对准问题、以及因测量普通低阶Zernike模式之外的高阶像差所使用的大量次孔而增加的复杂性。另一个问题是该典型波前测量系统因波前测量集合所需的时间长度而需要严格约束患者。这种非自然约束增加了患者的不适，并可导致眼睛随不适的增加而加大移动。此外，使用可见光来作眼睛测量也增加患者的不适。

确定视力时的另一个问题是例如儿童或老年人的一些患者会难以对视力测试作出响应，这些视力测试需要患者对哪个处方使他们产生最佳视力作出主观确定。患者的不当响应可导致不准确的处方，并引起患者和管理测试的操作人员的受挫感。此外，通常波前系统需要熟练的操作人员适当地定位患者，并在XYZ定位波前传感器以得到“良好的”波前测量。可导致错误结果的因素包括，例如，传感器的不当XYZ定位、眼睛移动、泪液膜、眨眼、眼睫毛、闪光、以及伪调视或未受控调视。为了有效使用波前系统并便于该技术的广泛使用，应对操作人员和患者的主观动作加以更少的压力，并且更复杂的技术可用来检测和控制这些因素。通常，操作人员必须进行多次测量，并确定哪些测量对后续使用有效。用于确定哪些图像或处理结果相似以及后来需要去除哪些界外值的某些方法可增加波前测量过程的有效性。

所需要的是克服一个或多个上述问题、以及本领域的其它缺点，并可在最广泛可能的患者群中使用的一种波前测量系统。

发明内容

在一实施例中，本发明包括一种用于对患者眼睛进行波前分析的双目波前测量系统，包括：光学系统，用于沿第一光程向第一只眼睛提供图像、并沿第二光程向第二只眼睛提供图像；以及传感器系统，该传感器系统可用第一模式配置成用于通过第一光程的一部分进行第一只眼睛的波前测量，并可用第二模式配置成用于通过第二光程的一部分进行第二只眼睛的波前测量。该系统还可包括镜台系统，用于放置传感器系统以用第一模式接收来自第一只眼睛的光线，并用第二模式接收来自第二只眼睛的光线。在一些实施例中，传感器系统可以是例如Hartman-Shack传感器或光线跟踪波前传感器。

在一些实施例中，光学系统可包括第一内部目标、第二内部目标、以及光程转向器，它具有将第一内部目标置于第一光程、将第二内部目标置于第二光程的第一模式，以及将第一内部目标置于第一光程之外、将第二内部目标置于第二光程之外的第二模式，其中当光程转向器置于第一模式时第一和第二光程延伸到双目波前系统之外的位置。在一些实施例中，第一和第二内部目标是立体影像对。在其它实施例中，第一内部目标和第二内部目标的位置可调节成在通过双目视觉光学系统观看第一内部目标和第二内部目标时刺激眼睛调视。

在另一实施例中，双目波前测量系统的光学系统包括用于照亮内部目标的目标照明系统。在一些实施例中，目标照明系统的光照强度可受控为提供内部目标的可变亮度。在一些实施例中，目标照明系统提供模拟一种或多种不同照明条件的照明，例如日光、钨光、荧光、月光、和/或夜间驾驶。

在又一实施例中，双目波前测量系统还包括与传感器系统和目标照明系统相连的计算机，该计算机被配置成确定眼睛瞳孔的直径，并基于瞳孔的直径控制光源的光照强度。

在再一实施例中，用于对或者眼睛进行波前分析的双目波前测量系统包括置于分束器和患者眼睛之间的棱镜以模拟会聚角。例如，双目波前测量系统可包括一会聚设备，它被放置成从第一光学和第二光程中的至少一个向第一和第二只眼睛中的至少一个提供图像，以便于引起眼睛的会聚调节状态。在一些实施例中，会聚设备包括至少一个小角棱镜。

在双目波前测量系统的另一实施例中，系统包括补偿患者眼睛中所呈现像差的元件。例如，光学系统可包括：可配置成用于控制第一只眼睛中像差的第一组光学元件、以及可配置成用于控制第二只眼睛中像差的第二组光学元件。在又一实施例中，光学系统包括至少一个具有可移动镜面的自适应光学镜，该至少一个自适应光学镜位于第一和第二光程之一中，且该至少一个自适应光学镜可被配置成通过调节可移动镜面来校正像差。在各个实施例中，像差可包括球差、散光、和/或慧差。

在另一实施例中，双目波前测量系统的传感器系统包括：用于沿源光程向眼睛提供光线的光源；具有遮断部分的遮断元件，该遮断元件放置成使遮断部分置于源光程中以遮断光束的中央部分并产生用于照亮眼睛视网膜的环状光束；置于从眼睛反射的光束的路径中的调制图形元件；以及传感器，放置成接收通过调制图形元件的光线的至少一部分以便于检测眼睛的波前像差。在一些实施例中，光源提供具有直径约为2-3毫米的光束直径的光线。在一些实施例中，遮断元件的遮断部分的直径约为1.5～2.5毫米。在一些实施例中，所发出的光束为准直光束。

在又一实施例中，双目波前测量系统的传感器系统包括：沿源光程向眼睛提供光线的光源，该光源相对眼睛放置成来自光源的光经眼睛视网膜反射在第一方向上行进，经眼睛角膜反射在第二方向上行进，其中第一方向相对于源光程的角度与第二方向相对于源光程的角度不同，从而在第二方向上行进的光不会进入用于接收传感器系统中光线的光程；放置成接收在第一方向上反射的光的调制图形元件；以及用于检测眼睛的波前像差的传感器，该传感器放置成接收通过调制图形元件的光线的至少一部分。在一些实施例中，波前传感器系统还包括沿源光程放置的一个或多个光学元件，以便于减小光线在眼睛视网膜上的光点直径。在各个实施例中，光线在视网膜上的光点直径可小于约1毫米、小于约600微米、和/或小于约400毫米。

本发明还包括检测患者眼睛中像差的方法，该方法包括：相对于患者的眼睛定位双目光学系统，以向患者的第一只眼睛提供一图像、向患者的第二只眼睛提供一图像；将波前传感器定位成接收从第一只眼睛的视网膜反射的光线；用光源照亮第一只眼睛的视网膜；当患者用第一只眼睛观察图像时用检测器接收从第一只眼睛的视网膜反射的光线；并用检测器检测第一只眼睛的波前像差。在一些实施例中，该方法还可包括控制双目光学系统以影响第一个和第二只眼睛的调视。在一些实施例中，该方法包括向患者的第一只眼睛和患者的第二只眼睛提供一个或多个像差图像。在各个实施例中，提供一个或多个像差图像引发眼睛的调视状态，这可包括：例如，提供一个或多个像差图像包括提供引发眼睛的距离调视状态，和/或提供一个或多个像差图像包括提供引发眼睛的阅读调视状态的图像。

在检测患者眼睛中像差的方法的其它实施例中，该方法包括：将波前传感器定位成接收从第二只眼睛的视网膜反射的光线；用光源照亮第二只眼睛的视网膜；当患者用第二只眼睛观察图像时用检测器接收从第二只眼睛的视网膜反射的光线；并用检测器检测第二只眼睛的波前像差。

本发明的又一实施例包括识别患者眼睛中像差的方法，所述方法包括：将光源定位成沿源光程发射光束；将置于源光程中的具有遮断部分的遮断元件放置成遮断光束的中央部分并产生照亮眼睛视网膜的环状光束；用光源照亮眼睛；用检测器接收从视网膜反射的光线；用检测器检测眼睛的波前像差；并基于所检测波前来识别眼睛中的像差。

本发明的另一实施例包括通过使用波前传感器系统来测量患者的至少一个眼睛中的像差的方法，包括：相对于眼睛放置双目光学系统，使第一只眼睛位于双目光学系统的第一光程中、并使第二只眼睛位于双目光学系统的第二光程中；相对于第一只眼睛放置光源，使得从第一只眼睛的视网膜反射的来自光源的光在第一个方向上行进，并使从第一只眼睛的角膜反射的来自光源的光在第二个方向上行进，其中第一个方向相对于源光程的角度与第二个方向相对于源光程的角度不同，从而在第二个方向上行进的光线不会进入用于接收传感器系统中光线的光程；用光源照亮第一只眼睛的视网膜；接收从视网膜反射的在第一个方向上穿过第一光程的一部分的光线，该光线包括表示第一只眼睛中像差的波前；以及基于所接收波前识别第一只眼睛中的像差。

在本发明的又一实施例中，揭示了一种定位波前传感器系统中的波前传感器的方法，该波前传感器用来基于眼睛的瞳孔位置接收来自患者照亮眼睛的光线，该方法包括：用光源照亮眼睛；相对于眼睛的瞳孔将波前传感器系统放置在第一位置上，使由眼睛反射的光线沿用于接收光线的波前传感器的光程传播；用波前传感器检测由眼睛反射的光线；基于所检测光线确定眼睛瞳孔的位置；以及基于所确定的瞳孔位置相对眼睛的瞳孔将波前传感器放置在第二位置上，其中该第二位置是用于执行眼睛的波前测量的期望位置。

在本发明的再一实施例中，波前传感器系统包括：使两维正弦图形放置在要分析的光程中的调制元件；以及具有检测器的传感器系统，使检测器放置成接收通过调制元件的光线的至少一部分，该检测器相对于调制元件基本上位于衍射自成像平面中，且其中传感器系统能基于检测器所接收的光线输出一信号。在本发明的另一实施例中，波前传感器系统包括：使两维棋盘形图案放置在要分析光程中的调制元件；以及具有检测器的传感器系统，使检测器放置成接收通过调制元件的光线的至少一部分，该检测器相对于调制元件基本上位于衍射自成像平面中，且其中传感器系统能基于检测器所接收的光线输出一信号。

在又一实施例中，本发明包括一种在反射或内反射对象系统中确定像差的方法，包括：传送从对象系统反射的光线使其通过具有两维正弦图形的调制元件，以便于在Talbot(塔尔波特)面上产生近场衍射图；检测塔尔波特面上近场衍射图的信号；以及使用检测到的信号来输出对象系统中像差的测量。

在再一实施例中，本发明包括一种在反射或内反射对象系统中确定像差的方法，包括：传送从对象系统反射的光线使其通过具有两维棋盘形图案的调制元件，以便于在塔尔波特面上产生近场衍射图；检测塔尔波特面上近场衍射图的信号；以及使用检测到的信号来输出对象系统中像差的测量。

另一个实施例包括模拟光线通过眼睛的传播的方法和系统。在一实施例中，该方法包括：通过置于腔室前的透镜传送光线；通过调节透镜和成像表面之间的距离将光线聚焦在腔室中的成像表面；旋转该成像表面；以及将来自成像表面的光线反射到腔室之外，并通过透镜。在另一实施例中，用于测试波前传感器系统的眼睛模拟系统包括：具有腔室的外壳，腔室的开口允许光线进入腔室；位于腔室内的液体，该液体具有已知的折射率；透镜，相对于外壳放置成进入腔室开口的光线穿过透镜；以及可旋转成像表面，在腔室内放置成穿过透镜的光线通过液体传播并入射到可旋转成像表面上。

在又一实施例中，瞳距由用双目波前测量系统测量瞳距的方法来确定，该方法包括：使波前传感器系统的光程与第一位置上的第一瞳孔对齐；分析由波前传感器从第一瞳孔接收的光线以确定第一瞳孔相对于第一位置的位置信息；使波前传感器系统的光程与第二位置上的第二瞳孔对齐；分析由波前传感器从第二瞳孔接收的光线以确定第二瞳孔相对于第二位置的位置信息；基于第一和第二位置、并基于第一瞳孔相对于第一位置的位置信息和第二瞳孔相对于第二位置的位置信息来确定瞳距。

在再一实施例中，本发明包括识别患者眼睛的像差的方法，包括：用被配置成产生第一照明条件的光源照亮第一目标；当第一只眼睛观察用被配置成产生第一照明条件的光源所照亮的第一目标时，进行患者第一只眼睛的瞳孔的第一波前测量；用被配置成产生第二照明条件的光源照亮第一目标；当第一只眼睛观察用被配置成产生第二照明条件的光源所照亮的第一目标时，进行患者第一只眼睛的瞳孔的第二波前测量；以及基于第一只眼睛的瞳孔的第一和第二波前测量确定第一只眼睛的瞳孔对第二照明条件的响应。在一些实施例中，该方法包括：用被配置成产生第一照明条件的光源照亮第二目标；当第二只眼睛观察用被配置成产生第一照明条件的光源所照亮的第二目标时，进行患者第二只眼睛的瞳孔的第一波前测量；用被配置成产生第二照明条件的光源照亮第二目标；当第二只眼睛观察用被配置成产生第二照明条件的光源所照亮的第二目标时，进行患者第二只眼睛的瞳孔的第二波前测量；以及基于第二只眼睛的瞳孔的第一和第二波前测量确定第二只眼睛的瞳孔对第二照明条件的响应。

在另一实施例中，用于确定患者眼睛的瞳孔对特定照明条件的响应的波前测量系统包括：用被配置成产生第一照明条件的光源照亮第一目标的装置；当第一只眼睛观察用被配置成产生第一照明条件的光源所照亮的第一目标时，进行患者第一只眼睛的瞳孔的第一波前测量的装置；用被配置成产生第二照明条件的光源照亮第一目标的装置；当第一只眼睛观察用被配置成产生第二照明条件的光源所照亮的第一目标时，进行患者第一只眼睛的瞳孔的第二波前测量的装置；以及基于第一只眼睛的瞳孔的第一和第二波前测量确定第一只眼睛的瞳孔对第二照明条件的响应的装置。在一些实施例中，该系统包括：用被配置成产生第一照明条件的光源照亮第二目标的装置；当第二只眼睛观察用被配置成产生第一照明条件的光源所照亮的第二目标时，进行患者第二只眼睛的瞳孔的第一波前测量的装置；用被配置成产生第二照明条件的光源照亮第二目标的装置；当第二只眼睛观察用被配置成产生第二照明条件的光源所照亮的第二目标时，进行患者第二只眼睛的瞳孔的第二波前测量的装置；以及基于第二只眼睛的瞳孔的第一和第二波前测量确定第二只眼睛的瞳孔对第二照明条件的响应的装置。

又一实施例包括产生用于校正患者眼睛的光学像差的信息的方法，该方法包括：相对于具有第一光程和第二光程的双目视觉光学系统定位患者的眼睛，使得第一只眼睛的视线与第一光程对齐、第二只眼睛的视线与第二光程对齐，从而通过第一光程向第一只眼睛提供一图像，并通过第二光程向第二只眼睛提供一图像；使波前传感器能接收从第一只眼睛的视网膜反射的光线；用光源照亮第一只眼睛的视网膜；在波前传感器上接收从第一只眼睛的视网膜反射的光线；根据从第一只眼睛接收的光线测量第一只眼睛的波前像差；基于测量到的波前像差识别第一只眼睛中的至少一个光学像差；以及产生与至少一个光学像差相关的信息，以用于校正患者第一只眼睛的至少一个光学像差的过程。在一些实施例中，该过程包括产生用于校正所识别光学像差的透镜。在其它实施例中，该过程包括通过外科手术过程来改变第一只或第二只眼睛的光学特征，以校正所识别的光学像差。

在再一实施例中，本发明包括估计患者眼睛的调视范围的方法，包括：通过双目光学系统向眼睛提供多个图像，这些图像引发眼睛的多个调视状态；接收表示在所引发调视状态中眼睛的至少一个特征的波前信号；以及根据这些波前信号，基于眼睛在多个引发调视状态中至少一个特征来确定眼睛的调视范围。

在另一实施例中，本发明包括向患者的眼睛提供受控光学像差图像的方法，该方法包括：通过双目光学系统向第一只和第二只眼睛提供图像；接收表示第一只和第二只眼睛中至少一个像差的波前信号；基于波前信号识别第一只眼睛的像差和第二只眼睛的像差；确定对第一只眼睛的识别像差的校正以及对第二只眼睛的识别像差的校正；以及基于所确定校正将双目光学系统调节成使通过经调节双目光学系统提供给眼睛的图像能对像差作出光学补偿。在一些实施例中，像差包括球差、散光、和/或慧差。

在又一实施例中，本发明包括用于向患者的眼睛提供受控光学像差图像的系统，包括：用于通过双目光学系统向第一只和第二只眼睛提供图像的装置；用于接收表示第一只和第二只眼睛中至少一个像差的波前信号的装置；基于波前信号识别第一只眼睛的像差和第二只眼睛的像差的装置；用于确定对第一只眼睛的识别像差的校正以及对第二只眼睛的识别像差的校正的装置；以及基于所确定校正将双目光学系统调节成使通过经调节双目光学系统提供给眼睛的图像能对像差作出光学补偿的装置。

在再一实施例中，本发明包括识别患者眼睛中的像差的方法，该方法包括：相对于患者的眼睛将双目光学系统定位成第一只眼睛沿双目光学系统的第一光程定位，且第二只眼睛沿双目光学系统的第二光程定位；通过第一光程的一部分接收表示第一只眼睛中像差的第一波前；以及基于接收到的第一波前识别第一只眼睛中的像差。在一些实施例中，该方法还包括：将波前传感器置于第一位置以通过第一光程的一部分接收来自第一只眼睛的第一波前；将波前传感器置于第二位置以通过第二光程接收来自第二只眼睛的第二波前；通过第二光程的一部分接收表示第二只眼睛中像差的第二波前；以及基于接收到的第二波前标识第二只眼睛中的像差。

在另一实施例中，本发明包括一方法，它包括：分析第一组波前图像中的一个图像以确定图像中瞳孔的第一位置，其中图像使用位于相对于瞳孔的第一位置的波前传感器产生；对瞳孔的第一位置和预定位置作比较；以及如果瞳孔的第一位置与预定位置相差预定量，则将波前传感器移到相对于瞳孔的第二位置，在第二位置上向瞳孔示出后续图像，其中瞳孔的第二位置比瞳孔的第一位置更接近于预定位置。在一些实施例中，该方法还包括：存储在产生第二波前图像之后产生的多个波前图像；组合所存储的图像以形成一平均图像；以及根据该平均图像确定波前测量。在其它实施例中，该方法还包括：形成一组波前测量，每个波前测量都根据平均图像确定；比较该组波前测量以识别多个波前测量中的异常；以及在该组波前测量中识别一个或多个波前测量以基于所识别的异常提供对象中像差的校正。

附图说明

通过参考结合附图阅读的以下详细说明，本发明的以上和其它方面、特征、以及优点将得到更佳的理解，其中：

图1A是眼科仪器的示意图。

图1B是眼科仪器的俯视图图示。

图2是眼科仪器的视觉光学器件的立体图。

图3是眼科仪器的视觉光学器件的另一立体图。

图4A是眼科仪器的一部分视觉光学器件的前视图。

图4B是眼科仪器的一部分视觉光学器件的侧视图。

图5是示出操纵杆系统的眼科仪器的立体图。

图6A是用于波前传感器的调制元件上的两维x-y图的一个示例。

图6B是波前传感器的调制元件的侧视图。

图6C示出用于波前传感器的调制元件上的x-y图的一个示例。

图7是连续两维正弦函数的图例。

图8是从阈值处理连续正弦函数的二进制近似产生的图案的图示。

图9A是用于测试波前传感器的眼睛模型的侧视图。

图9B是用于测试波前传感器的眼睛模型的侧视图。

图9C是用于测试波前传感器的眼睛模型的仰视图。

图9D是用于测试波前传感器的眼睛模型的前视图。

图10是示出偏离光轴入射到眼睛瞳孔上的光束的示图。

图11是具有中央遮断的光学元件的立体图。

图12是图11的光学元件置于入射到眼睛瞳孔上的光束中的示图。

图13是通过使用图11所示的光学元件而形成的光束的横截面的立体示图。

图14是示出波前成像过程的流程图。

具体实施方式

将参照附图描述本发明的各个实施例，在附图中相似标号表示相似元件。在本说明书中使用的术语并非旨在用任何受限制或限制性方式作解释，这只是因为它是结合本发明某些特定实施例的详细描述使用的。此外，本发明的各个实施例可包括若干新颖特征，其中单个特征不会构成其期望属性，也并非是实践所述本发明所必需的。

图1A和1B所示的并在此所述的眼科仪器10的一个实施例可符合由眼科医护人员使用的眼睛波前测量系统的要求并且同时是支付得起的，从而它遍布于全世界成千上万的OD和MD诊所中。曾经是一些专家手中籍籍无名的技术，如今已变成广泛使用的有益于眼睛医护的技术。特别地，通过使仪器尽可能地简单并仔细考虑患者的舒适因素，在此所述的一仪器实施例被设计成对最广泛可能患者群使用，包括诊断儿童的视力问题和异常。

根据一实施例，眼科仪器10包括双目视觉光学器件12和波前传感器组件14。双目条件下进行的眼睛测量是较佳的，因为通常它比单目条件下进行的更为准确。在一些实施例中，眼科仪器10还可包括与双目视觉光学器件12和/或波前传感器组件14相连的计算机51。

图1A示出眼科仪器10的侧视图，以及通过视觉光学器件12从对象系统(例如眼睛)18到外部目标70的右侧可见光程16。当在此使用时，“对象系统”指可通过双目视觉光学器件12与左右光程对齐的对象。一旦对齐，就可在波前传感器组件14也与期望左或右光程和对象对齐时由该波前传感器组件14进行波前测量。通常在本文中对象指眼睛，但是，“对象”或“对象系统”不应仅仅解释为受限于眼睛，因为尚有其它类型的适当对象(例如适于波前测量的眼睛模型或任何其它设备)。

图1B示出眼科仪器10的俯视图，并示出右对象系统或眼睛18的右侧可视光程16、以及左对象系统或眼睛18’的左侧可视光程16’。右侧可视光程16和左侧可视光程16’包括相似的光学元件，并用相似方式操作。尽管在图1A中仅示出和描述了右侧可视光程16，但是对左侧可视光程16’的描述是相似的。

如在图1A中，视觉光学器件12可包括置于右眼18之前的红外(IR)/可视分束器20。在该示例性设计中，IR/可视分束器20具有相对于波前传感器组件14的如图所示与右眼18对齐的光轴22成约45°方向的表面。IR/可视分束器20的反射表面沿右侧可视光程16朝向右眼18放置，并向右眼18反射可见光。但是，IR/可视分束器20的反射表面对可在眼科仪器10中使用的选定IR波长基本上是透明的，以照亮眼睛18同时进行波前测量。一个或多个棱镜49在右侧可视光程中置于眼睛18和IR/可视分束器20之间，用于模拟对对象(例如目标)的会聚角。

视觉光学器件12还包括沿右侧可视光程16放置的固定透镜24、倒象棱镜26、以及可移动透镜组件28。固定透镜24置于IR/可视分束器20和倒象棱镜26之间，并聚焦来自倒象棱镜26的光线，从而眼睛18能用从IR/可视分束器20反射的并传播到右眼18中的光线感知到(例如外部目标70的)图像。可移动透镜组件28包括可沿可视光程16放置的用于校正眼睛18中(例如球差)误差的一个或多个透镜的透镜组。该透镜组还可放置成控制眼睛的调视使眼睛18能凝视特定感知距离上的对象，并将其调视置于一已知状态。在一些实施例中，可移动透镜组28包括校正散光的透镜组(例如一个或多个透镜)。在一些实施例中，可移动透镜组28包括可结合球差校正透镜使用的两个柱形透镜。这两个柱形透镜可具有相等的放大率，并可使用手动或计算机控制的马达、计算机51和光学器件控制模块53来使其绕视觉光轴16单独地旋转。在这种实施例中，如果眼睛18不需要散光校正，则两个柱形透镜可彼此成90°角放置，这抵消了每个透镜的作用。要校正眼睛中的散光，每个透镜都相对于彼此放置在指定光轴位置上，导致所需光轴上给定放大率的散光校正。在其它实施例中，可移动透镜组件28可包括球形透镜，它可从主光轴32离轴放置用于校正彗差。配备有包括一个或多个透镜的用于校正散光的可移动透镜组件28的视觉光学器件12可用作综合屈光检查仪系统。用透镜或透镜组配置可移动透镜组件28用于彗差校正提供不能用综合屈光检查仪实现的眼睛18的校正。倒象棱镜26包括被排列成倒转和翻转图像(例如，在与通过视觉光程16的光轴32垂直的平面上绕正交x和y轴旋转图像)的多个反射表面。在一些实施例中，倒象棱镜26可平移以调节右眼和左眼之间的各种瞳距。

视觉光学器件12包括位于可移动透镜组件28和视觉光学器件12中的开口33之间的光程换向器34，通过它在患者的视野中可看到适当放置的外部目标70。该光程换向器34可任选地放置成与可视光程16交叉，从而使受检者的视野转向成内部目标36包括在可视光程16中。如图1A所示的光程转向器34包括用于使视野转向的镜子。在其它实施例中，光程转向器可包括改变可视光程16的其它光学元件，例如棱镜或分束器。视觉光学器件12还可包括内部目标36、以及位于光程转向器34和内部目标36之间的目标透镜38。目标透镜38可用来将内部目标36的图像放置在眼睛18空间的期望感知图像距离上。在一些实施例中，多个目标(未示出)可包括在视觉光学器件12中，并放置在不同距离或不同感知距离上，以向眼睛18呈现近目标和远目标图像。视觉光学器件12的配置可将相似目标透镜38包括在定义左侧和右侧可视光程16的光学元件中。或者，视觉光学器件12的配置可将两个不同透镜38或不同焦距的透镜组包括在定义左侧和右侧可视光程16的光学元件中，用于产生每只眼睛18的不同感知距离。在一些实施例中，内部目标可以是立体目标，从而提供三维效果并在视觉上加强期望感知图像深度。

视觉光学器件12还可包括照亮内部目标36的目标光源40。根据各个实施例，该目标光源40使用各种不同类型的光源来照亮内部目标36。例如，目标光源40可包括发光二极管(LED)、白炽灯泡、荧光灯泡、和/或可向内部目标36提供适当照明的任何其它类型光源，使眼睛18能感知内部目标36。在各个实施例中，目标光源40与控制目标光源40亮度的常规光线控制电器41相连。此外，来自目标光源40的光线可由控制系统改变，以允许表示诸如夜间驾驶、办公室或日光的真实情形的特定照明条件。

在另一实施例中，可使用自适应镜(未示出)来代替视觉光学器件12的倒象棱镜26的表面之一。除了提供可移动的球差和散光校正器件，自适应镜能在可视光程16中使用，以提供(焦点和散光上的)高阶校正。自适应镜可基于例如迭代过程中波前传感器组件14的测量通过软件来控制。自适应镜校正眼睛18中的像差，或者它可结合可移动透镜组中的焦点和散光校正透镜使用，以校正像差。结合自适应镜使用球差和散光校正透镜允许使用较便宜的、较短行程的自适应镜。适当的自适应镜可从麻省Watertown的Boston Micromachines公司、以及荷兰Delft的FlexibleOptical B.V.购买。

再参看图1A和1B，眼科仪器10还包括波前传感器组件14，比如自成像衍射光学传感器、Shack-Hartmann或光线跟踪系统。在一实施例中，波前传感器组件14包括发光器件66，它沿右侧入射路径68提供照亮眼睛18的光束。发光器件66包括眼睛光源58，它可以是包括激光二极管的各种适当光源。在一些实施例中，光源58是红外线光源，例如根据一实施例的红外线激光二极管或超级发光二极管(“SLD”)。发光器件66还包括沿入射路径68放置的针孔光学元件62，沿该元件光线从眼睛光源58传播到眼睛18。发光器件66还可包括沿入射路径66放置在针孔62和眼睛光源58之间的聚焦器件60。针孔光学元件62和聚焦器件60包括在眼睛光源58为SLD的一些实施例的发光器件66中。在其它实施例中，发光器件66可包括各种类型的激光作为眼睛光源58。在眼睛光源58是激光的各个实施例中，激光能产生狭窄的基本准直光束。因此，在一些实施例中，并不需要诸如准直透镜的准直器件。在发光器件66中还可使用其它类型的眼睛光源58，包括其它类型的发光二极管。在眼睛光源58是激光二极管或SLD的一些实施例中，眼睛光源58聚焦在光纤上，并通过聚焦透镜(未示出)准直为较小光束。光纤的输出与微透镜耦合，它向眼睛提供较小准直光束。

波前传感器组件14还包括置于波前光程56和入射路径68中、沿光轴22对齐并相对于光轴22成45°角放置的分束器64。在一些实施例中，分束器64为反射入射光线的90％并透射其10％的90％/10％分束器(下文中称为“90/10分束器64”)。90/10分束器64被放置成来自眼睛光源58的沿入射路径68从发光器件传播到90/10分束器64的光束经90/10分束器64的反射表面反射，沿波前传感器组件14的光轴22通过棱镜44传播到眼睛18中。可使用除90/10之外的透射反射比的其它组合，诸如80/20、70/30等。

较佳地，进入眼睛18的光束基本上是狭窄的。在各个实施例中，传播到眼睛18的光束的发散足够小且光束足够窄，从而在与其向眼睛18的传播方向正交的光束的平面中测量的光束的横截面尺寸(例如直径或宽度)小于眼睛18瞳孔的大小。较佳地，进入眼睛18的光束具有诸如直径或宽度基本上小于瞳孔的平均直径的横截面尺寸。例如，瞳孔通常为圆形，并具有约4～8毫米之间(例如6毫米)的平均宽度。在各个实施例中，穿过瞳孔的光束直径小于约1毫米，并且可在约200～600微米(μm)之间，例如约400μm。光束最好较小以减少眼睛18的像差对光束的影响。此外，光束足够小使眼睛18的角膜中的像差不改变进入眼睛18的光束，且不增大光束入射到视网膜上而形成的光点的大小或使其形状变形。较佳地，视网膜上形成的光点基本上较小(例如相对于目镜和角膜而言)并近似于点源。

在各个实施例中，来自发光器件66的光束不沿着光轴22传播，而相反从光轴22移开。例如，如图10所示，传播到眼睛18的光束270的光束中央平行于波前传感器组件14的光轴22，但有横向偏移。光束270的中央入射到角膜272，距离角膜272的顶点274(例如光轴22与角膜272交叉之处)有一偏距273。如图10所示，横向偏移入射到眼睛218的光束使从角膜272反射的光线(由反射光线276、276’表示)成相对于光轴22有偏角的方向。这使光束270从角膜272的表面沿光轴22反向反射并通过波前光程56到达波前传感器44的反射部分减少。因此，由从角膜272的向后反射光所导致的波前测量的破坏也减少。

在一些实施例中，来自眼睛光源58的光束直接置于波前传感器组件14之下并进入眼睛18。具有中央遮断282的光学元件280(图11和12)可插入光束284的路径中，以产生具有中央暗部288的形状为环形或圆环形横截面286(图13)的光束。例如，光学元件280可置于发光器件66和90/10分束器64(图1A)之间的入射路径64中。由光学元件280形成的环状光束可使角膜290的偏离眼睛18的顶点274的各区域交叉，并使光线在除沿光轴22反向之外的各个方向上反射。与图10所示偏离入射光束相比，本实施例可增加入射到眼睛218的光线的量，并减少由角膜290沿光轴22反射并直接进入波前传感器组件14的部分光，以减少波前测量的向后反射光破坏。在一些实施例中，光束的直径为2～3毫米，且在直径上有1.5～2.5毫米的遮断部分。较佳地光束如所示地准直到眼睛。在又一实施例中，光束可做成使用一个或多个固定或可移动器件发散或会聚，以补偿受检者眼睛的球形误差、最小化视网膜上的点径。

如图1A所示，波前传感器组件14还可包括将从眼睛18发出的光线传播到与光轴35垂直放置的调制设备42的光中继透镜系统48。该光中继系统48放置为波前光程56的一部分，从而从眼睛18发出并通过90/10分束器64的光线进入将该光线聚焦到调制设备42的光中继透镜系统48。根据一实施例，中继透镜系统48包括两个透镜50、52。置于两个透镜50、52之间的一个或多个折叠镜54使得波前传感器组件14的整体设计更为紧凑。

波前传感器组件14采用具有在自成像平面或塔尔波特平面上成像的周期性图形的一个或多个调制设备42。塔尔波特自成像的原理在讲授干涉和波动光学的参考文献中有所讨论，例如McGraw-Hill公司出版的Joseph W.Goodman的“Introduction to Fourier Optics”(傅立叶光学入门)，通过引用结合于此。波前传感器组件14可采用纯塔尔波特效应，以便于克服Hartmann-Shack和其它方法相关联的问题。塔尔波特效应基于这样的事实，即当某些周期性亮度调制图形置于系统的光学瞳孔处时，调制图形将重现于传播路径上的可预测纵向位置(塔尔波特平面)上。因而，瞳孔是“自成像”的，且调制图形可由放置在塔尔波特平面位置上的检测器记录。如果光学系统包含波前像差，则调制图形将相对于调制元件失真。周期性“载波”亮度图形上的失真可通过对图像亮度值施加的计算机算法来提取。计算机算法包括图像的傅立叶变化，以及像差信息从载波信号的后续提取。

传感器44置于调制设备42的自成像平面或塔尔波特平面上。当波前传感器组件14的光轴22与眼睛18对齐，且眼睛18由发光器件66照亮时，从眼睛18发出的光沿光轴22穿过IR/可视分束器20和90/10分束器64、沿波前光程56穿过中继透镜系统48和调制设备42传播给传感器44，该传感器44在光线由调制设备42调制时检测该光线。各个适当检测器可用于波前传感器44，且选定传感器44的类型可取决于所使用光源58的类型。在一些实施例中，传感器44是适当分辨率和灵敏度的数码相机。可使用各种分辨率的传感器，且调制图形的至少部分过采样是较佳的。在一些实施例中，传感器的分辨率为每个周期元素间距约4个像素。在一些实施例中，每个周期元素间距约8个像素的分辨率是较佳的，以确保图形信号被过采样以确保对杂波的抗扰度。根据各实施例，调制设备42可包括两维图形，例如棋盘形或正弦形，如以下参照图7和8进行更全面的讨论。

一眼科仪器10实施例的立体示图如图2和3所示，其中图2示出眼科仪器10正面的立体图，而图3示出眼科仪器10反面的立体图。如图2和3所示，也称为穿透性可视模块的视觉光学器件12放置在眼科仪器10的上端。如图2所示，倒象棱镜26置于旋转轴承27之上，以调节眼睛18的不同瞳距。波前传感器组件14置于可在轨道47a、47b、47c上移动的平台46上，以与右眼和左眼及其相应光学器件对齐。图3进一步示出如图1A和1B所示和所述的眼科仪器10实施例。图3示出例如内部目标36、下翻光程转向器34、以及包括可移动透镜支架72的可移动透镜组件28。

图4A和4B示意性地示出视觉光学器件12中各器件的前视图和俯视图。如这些示图所示，视觉光学器件12包括右眼和左眼的目镜或眼睛光学器件70、70’。右侧和左侧图像倒象棱镜26、26’可通过倒象棱镜链接齿轮78相连，以控制其相对于彼此的移动。波前传感器平台46(图2)从左到右地平移，以使波前传感器组件14(图2)与波前光程56(图1)通过期望目镜70、70’适当对齐，并且在对齐时，可视光程16(图1)和波前光程56(图1)可穿过这些目镜70、70’。倒象棱镜26(图4B)最好绕可移动透镜组件28的光轴32旋转以调节不同患者的不同瞳距(例如眼睛18的瞳孔之间的距离)。在一些实施例中，马达可驱动倒象棱镜26的旋转。但是，倒象棱镜26可有选择地沿可移动透镜平移(例如平行于x轴)，以调节受检者的瞳距。可移动透镜组件28最好保持可沿光轴32轴向平移的可移动量。

参看图4B，根据一些实施例，目镜70之间的距离还可改变以调节不同患者的不同瞳距。瞳距马达74可用来水平地移动目镜70、70’，以补偿患者的特定瞳距。可移动透镜组件28包括可安装透镜或透镜组的可移动透镜支架72。可移动透镜支架72可沿光轴32(图1A)轴向平移。在一些实施例中，可移动透镜支架72的位置可由计算机51中的光学器件控制模块53(图1A)控制。在一些实施例中，可移动透镜组件28之一或两者可从左到右地平移以调节不同瞳距。该平移可手动地或通过可由计算机51中的光学器件控制模块53(图1A)控制马达来控制。在一些实施例中，马达能移动可移动透镜支架72。例如，透镜马达76可用来沿着透镜轨道73移动可移动透镜支架72。一个马达或许多马达可用来移动目镜70和可移动透镜支架72。例如，在一些实施例中，每个目镜70都由单独的马达(未示出)来移动，其中方向最好是沿与光轴22(图1A)垂直的平面从左到右。在一些实施例中，单个马达可使得目镜70和可移动透镜支架72之间有可变间距。

根据一些实施例，右眼和左眼的光程16之间的角度可在一个或两个透镜组件28移动时改变。小角棱镜49(图1A)可放置在IR/可视分束器20、20’和患者眼睛18、18’之间的每条可视光程16、16’上。调节小角棱镜49的位置更改可视光程16、16’的凝视角度或会聚，以形成匹配诸如16英寸阅读距离的特定期望距离的会聚角。

再参看图1A，在一些实施例中，波前传感器组件14可安装在可移动的XYZ平台46上，用于波前传感器组件14与患者左眼或右眼的三维定位。在一些实施例中，波前传感器组件14的三维定位受计算机51中的平台控制模块55的控制。在这些实施例中，平台控制模块55接收来自用户或来自例如瞳孔跟踪模块或图像处理模块的其它软件的定位数据，并控制XYZ平台46定位波前传感器组件，以在患者通过视觉光学器件12观察目标时测量左眼或右眼。例如，图像处理模块55可包括在计算机51中用于确定眼睛瞳孔的边缘、中心和大小。基于该实际瞳孔位置信息，平台控制模块55可将波前传感器组件14定位成使瞳孔位于期望XY位置(例如在图像帧的中央)。在一些实施例中，平台能在Z方向上定位以聚焦瞳孔的图像，如以下对图14所述。在其它实施例中，XYZ平台46可手动地调节以三维地(XYZ)定位波前传感器组件14。不同照明条件对瞳孔放大的作用也可使用图像处理模块57确定。例如，当瞳孔受来自目标光源40的不同亮度影响时，可测量并分析瞳孔的大小(例如直径)，且可对每个不同亮度确定瞳孔的大小。

仍然参看图1A，要确定眼睛18的波前测量，波前传感器组件14的发光器件66沿入射路径68提供光束，该光束从90/10分束器反射并进入眼睛18。部分进入眼睛18的光线从视网膜反射或散射，并从眼睛18发出。所发射光线的一部分沿光轴22的方向传播到波前传感器组件14、穿过IR/可视分束器20以及90/10分束器64传播、沿波前光程56传播、穿过调制图形元件42并入射到传感器44上。传感器44检测入射光线并可向相连计算机51提供与入射光线相关的数据，相连计算机51使用计算机51中的波前分析模块59来基于波前测量确定像差。

在进行眼睛18的波前测量时，可在视觉光学器件12中进行各种调节以将眼睛的调视状态改变成可在选定的眼睛调视状态和瞳孔状态上进行特定波前测量。例如，照亮由患者眼睛感知的目标可影响患者瞳孔的大小。目标光源40的照明度可被控制为以预定亮度照明内部目标36。在一些实施例中，光源40可被控制为用通过改变光线的色度和/或亮度来模拟特定环境，例如模拟室内照明、室外自然照明、办公室照明、夜间照明、和/或夜间驾驶照明条件的光线照亮内部目标36。为了确定瞳孔对各种照明条件的反应，波前传感器组件14可在期望亮度上测量瞳孔，且图像处理软件57可确定所得到的瞳孔尺寸。瞳孔尺寸可与测量瞳孔时查看目标36所用的亮度相关，以确定瞳孔对各种照明条件的反应。

可在眼睛18感知外部目标70或内部目标36时进行眼睛18的波前测量。眼科仪器10的一种模式，例如“外部目标”模式，使受检者的视力穿过可移动透镜组件28到达离眼科仪器10一定距离处(例如约16尺远)的外部目标70。可移动透镜组件28可配备适当的光学元件来校正受验者的视力，从而受验者能比较好地查看外部目标70。例如，可移动透镜组件28可包括用于校正球形像差、散光和慧形像差的光学器件。对于该外部目标模式，光程换向器34旋转或移到可视光程16的视野之外，使眼睛18能通过视觉光学器件12观察外部目标70。眼科仪器10还可提供另一种模式，例如“内部目标”模式，使受验者查看内部目标36。在内部目标模式中，光程换向器34被旋转或移到患者的视野内使得它与可视光程16交叉，从而使可视光程16指向内部目标36。内部目标模式在较小空间中有用，例如没有达外部目标的16尺距离的足够空间。因此，视觉光学器件12的各个实施例可被设计成包括使用外部目标70和/或内部目标36。

图1A示出视觉光学器件12及其相应光学元件的右侧可视光程16。图1A还示出光程换向器34可置于可移动透镜组件28和视觉光学器件12中开口33之间的可视光学元件12中。通过转动、旋转或拉动光程换向器34，光程换向器34可被移入并移出可视光程16。在一些实施例中，当移入可视光程16中时，光程换向器34将患者的视力重新导向内部固定目标36对。两组内部目标最好嵌入视觉光学器件12，一个表示模拟阅读距离上的图像而另一个在相对较远的距离处。在一些实施例中，光程换向器34和目标36由三位置杠杆73(图3)驱动。在第一位置中，光程换向器34抬起，使受验者能看到在眼科仪器10后部外面的外部目标70。在第二位置中，光程换向器34下降，且目标或目标组36在距离目标位置透镜38指定距离处显示用于在12英寸处读取。在第三位置中，光程换向器34仍然下降，且第二目标或目标组在预定感知距离处显示，例如在约16尺处。当光程换向器34旋转到可视光程16之外时，患者可通过视觉光学器件12看到位于相对较远距离上的真正目标70。在一些实施例中，计算机控制的驱动器可定位光程换向器34以向患者显示期望目标或目标组。该驱动器可通过运行在计算机51上的例如目标控制模块65的软件受到控制。在一些实施例中，内部目标之间的距离是可手动或通过控制机制调节的，以模拟在通过双目视觉光学器件系统观察第一内部目标和第二内部目标时的眼睛调视。例如，目标控制模块65可被配置成控制第一内部目标和第二内部目标之间的距离，以引起期望的眼睛调视。

在另一实施例中，光程换向器34可用来在两只眼睛之间共享的视野中提供单个目标。当使用单个目标时，一个或多个棱镜49可放置在眼睛18和分束器20之间的可视光程16中的视觉光学器件12内以在一距离处汇聚来自每只眼睛的图像，从而模拟近目标和/或远目标的会聚角。视觉光程16的弯曲性使患者能在预先校正之后看到目标以测得焦点。眼科仪器10可包括OD或MD协议中的弯曲性，近对远、模糊对内部聚焦、预先校正或未经校正、以及在测量眼睛18期间使用所需的其它组合。

患者右眼和左眼的测量可在患者使用视觉光学器件12观察内部目标或外部目标时用眼科仪器10进行。XYZ传感器平台46将波前传感器组件14定位成它可获取期望眼睛的波前测量。例如，在一位置中，XYZ传感器平台46将波前传感器组件14定位成它与右眼对齐，并可获取右眼的波前测量。XYZ传感器平台46可将波前传感器组件14移到另一个位置，使波前传感器组件14与左眼对齐并可获取左眼的波前测量。波前传感器平台46可三维移动波前传感器组件14，以使左眼或右眼在光轴22上与波前光轴56对齐。此外，传感器平台46将波前光程56从一只眼睛移到另一只眼睛。如果计算机51用来控制波前传感器平台46的位置，则眼睛位置模块61可用来分析眼睛18相对于波前传感器组件14的位置，并提供用于移动波前传感器平台46的信息，以便于使波前传感器平台14与每只眼睛18的光学中心对齐。

参看图1A，当患者通过可视光学器件12观察目标时，可移动透镜组件28中的光学元件(例如透镜或透镜组)可沿可视光程16移到一位置，以提供眼睛的球差校正。倒象棱镜26左右和上下地翻转目标的图像，使患者能在其适当方向上看到目标。可移动透镜组件28还可包括多个透镜和其它光学元件。例如，可移动透镜组件28可包括两个可移动旋转柱形透镜，以提供球差和散光校正。可移动透镜组件28可包括多个折射光学元件或包括校正其它高阶像差的其它光学器件，诸如用于校正慧差的偏离主光轴32放置的球形透镜(未示出)。

眼科仪器10的一个实施例包括用于定位光学器件和平台46(图2)的6个马达。在6马达实施例的该示例中，一对马达(未示出)可使可移动透镜组件28、28’的透镜支架72、72’(图4B)移动，瞳距马达74(图4B)旋转倒象棱镜26、26’以控制瞳距，而三个马达(未示出)控制XYZ平台46的三维移动。在另一实施例中，四个附加马达可用来移动光学元件以校正散光。可在眼科仪器10中采用多个传感器，以提供定位可移动透镜组件28、XYZ平台46、和/或目标36的光学元件的反馈。

参看图1A，眼科仪器10的实施例可包括配备有用于控制眼科仪器10的功能并分析波前测量数据的软件的计算机51。计算机51与波前组件14和视觉光学器件12进行数据通信，用于收发与例如波前图像、光学器件、平台位置、图像处理内部目标和外部目标、眼睛位置、波前测量、照明、图像监测有关的数据、信号和信息，以及与控制获取波前测量的过程相关的其它数据。

计算机51可以是任何适当的数据处理器控制设备，例如基于奔腾的个人计算机，并且可包括实现透镜和平台定位马达的运动控制、目标光源40和眼睛光源58的开关和亮度控制、以及遍布眼科仪器10内的传感器的一个或多个电器控制电路板和软件模块。在一实施例中，眼科仪器10包括计算机51，它包括光学器件定位模块53、平台定位模块55、图像处理模块57、波前测量模块59、眼睛定位模块61、照明控制模块63、目标模块65、以及图像检测模块67。在其它实施例中，计算机51可具有较少模块或附加模块。计算机51还可包括一个或多个输入设备，诸如键盘、鼠标、触摸板、操纵杆、书写板、照相机、摄影机等。计算机51还可包括输出设备，诸如视觉显示和音频输出。在一些实施例中，视觉显示可以是计算机显示器或控制系统500上的显示器81(图5)。

此外，计算机51可包括可寻址的存储介质或计算机可存取介质，诸如随机存取存储器(RAM)、电可擦除只读存储器(EEPROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦可编程只读存储器(EPROM)、硬盘、软盘、激光盘播放器、数字视频设备、光盘、录像带、录音磁带、记录磁轨、电子网络、以及传送或存储诸如作为示例的程序和数据等的电子内容的其它设备。在一实施例中，计算机51配备有网络通信设备，诸如网络接口卡、调制解调器、或适合连接通信网络并向另一设备提供来自眼科仪器10的电子信息的其它设备。此外，计算机51可运行适当的操作系统，诸如Linux、Unix、Microsoft Windows、Apple MacOS、IBM OS/2或其它操作系统。适当的操作系统可包括处理所有经过网络的进出消息通信量的通信协议实现。在其它实施例中，尽管操作系统可取决于计算机的类型而不同，但操作系统将继续提供适当的通信协议以建立与网络的通信链接。

包括在计算机51内的多个模块可包括一个或多个子系统或模块。如本领域技术人员所理解的，每个模块都可用硬件或软件实现，并包括执行某些任务的各个例程、过程、定义语句和宏。因此，出于方便每个模块的描述用来描述眼科仪器10中计算机51的功能。在一软件实现中，所有模块通常都单独编译并链接到单独的可执行程序中。每个模块进行的进程可任意地重新分配给其它模块之一，组合到单独模块中，或变成在可共享动态链接库中可用。这些模块可被配置成驻留在可寻址存储介质上，并被配置成在一个或多个处理器上执行。因而，作为示例，模块可包括其它子系统、诸如软件组件、面向对象的软件组件、类组件和任务组件的组件、进程、函数、属性、过程、子例程、程序代码段、驱动器、固件、微码、电路、数据、数据库、数据结构、表格、阵列和变量。

计算机51的各个组件可通过诸如，作为示例，进程间通信、远程进程调用、分布式对象接口、以及其它各种程序接口的各种机制彼此通信并与其它组件通信。此外，在组件、模块、子系统和数据库中提供的功能可被组合到更少的组件、模块、子系统或数据库中，或者被进一步分到其它组件、模块、子系统或数据库中。另外，组件、模块、子系统和数据库可被实现为在一个或多个计算机51上执行。

图5示出眼科仪器10的控制系统500的外壳的一个实施例。控制系统500用来与计算机51(图1A)通信以定位波前传感器组件14，其中使用控制系统500的定位是通过类似于视频游戏的线传操控操纵杆80。操纵杆80能控制三个马达，从而给出在左眼和右眼之间移动波前传感器14所需的三个自由度，并使该波前传感器14与每个眼睛18对齐。如图5所示，眼科仪器10可用患者和操作人员意识中的人机工程设计，这还可有助于使患者放松。眼科仪器10还可包括可用来例如显示瞳孔和/或波前测量的结果。在其它实施例中，波前传感器14(例如图2)可使用计算机化的微处理器或例如控制器51的电控制系统来定位。

如图1A所示，波前传感器组件14可包括一个或多个调制设备42，它还可称作调制元件。调制设备42可具有根据穿过调制元件42的光线在自成像平面或塔尔波特平面上产生自成像的周期性特征。眼睛18中特别是角膜和透镜上的像差，在调制设备42的自成像中编码，并由传感器44(图1A)记录。传感器44可以是与数码相机中所使用的相同的CMOS传感器。然后所记录图像中的像差信息可通过由计算机51执行的基于傅立叶变换算法提取。在各个实施例中，调制设备42可包括一个或多个光栅，或者调制设备42可在光线适合穿过的元件上配置。在一些实施例中，调制设备42可包括细距两维重复x-y图形。

图形42的一个示例在图6A-6C中示出。图6A示出根据一实施例能放置成与波前光程56垂直并在该光程中的调制设备42的示图。图6B示出调制设备42的侧视图。调制设备42包括调制从眼睛18发出并通过波前光程56传播到调制设备42的光线所产生的波前的周期性特征。图6C示出图6A的Detail A的详细示图。在一实施例中，调制设备的尺寸(图6A的A和B)约为1厘米x1厘米，并表示照相机图像区域、加上每侧约2毫米的缓冲区区域的大小。调制后波前沿波前光程56传播几毫米，其中具有周期性特征的元件的图像是自成像的并由传感器44检测(图1A)。检测自成像或塔尔波特平面上图像的传感器44的多个实施例在以下申请中揭示：2001年12月10日提交的题为“用于波前测量的系统和方法”的美国专利申请No.10/014,037、2002年12月9日提交的题为“用于波前测量的系统和方法”的美国专利申请No.10/314,906，其内容通过引用全部结合于此。

波前传感器组件14可提供极高分辨率的波前信息，例如，在4毫米瞳孔上超过300×300测量点。可获得远超普通Zernike模式描述并适合相对平稳的相位误差的信息。该波前传感器组件14最好提供足够分辨率来测量瞳孔内相对尖锐的相位误差，并可处理因先前外科手术过程产生的高频波前误差。在捕捉并分析波前数据之后，波前分析结果可在接近设备的屏幕上显示，例如操纵杆控制系统500的屏幕81(图5)或计算机显示设备上。结果还可编码成条形码格式，或诸如通过因特网经电子装置传送到另一个位置。波前或Zernike数据可用条形码以及比如患者ID、左/右眼的其它信息来编码，并可发送到实验室中并用于可包括波前校正元件的透镜的制造中。

在使用眼科仪器10的测验中，最好在仅涉及患者初始对齐的设置上进行一系列短暂曝光。所捕捉的图像最好预先筛选作为可能因为比如眼睛的不可预期反射所导致的高频杂波的结果的伪像，并作处理。在该过程中，患者仅坐在椅子上几分钟，结果不到一分钟就可向操作人员显示。因为测量快速，所以不需要在眼睛测验器件对患者有严格限制。患者的舒服程度通过将不可见的近红外激光用作眼睛光源58来提高。在一实施例中，近红外激光可具有约850纳米的波长。由于波前传感器组件14的光学测量的效率，实际上较低功率的光束就可用来照亮视网膜。与其它常规波前仪器相比，功率可低约4-7倍。结合较低照明功率级使用红外线增加了患者的舒适度和安全性。

在本发明的各个实施例中，可采用具有正弦亮度调制图形的光学调制元件，以便于引入极为准确地测量高阶像差的能力。正弦亮度调制产生正弦塔尔波特图像，例如载波信号为正弦。该方法导致期望像差信息确实可通过傅立叶变换来提取的属性，其中基本上没有因光学元件衍射图和高阶像差之间的高阶干涉而丢失信息。在通用光学术语中，该方法消除任意非正弦亮度图形中锐边所导致的“阻尼振荡”；因而，高阶信息不会“分解”成高阶波瓣。原则上，正弦光学元件允许测量极度高阶的像差信息，这是通过校正设备恢复20/20视力所必需的。

为了实现该方法，可采用对纯正弦传输元件的较好近似。适当构建的相位调制元件可用来产生期望亮度调制。对于亮度调制，较佳的传输函数包括如图7所示的连续(灰度)二维正弦函数。该二维图形的传输τ₁(x，y)如以下等式所示：

${\mathrm{\τ}}_1(x,y)=\frac{1}{2}(1+\frac{1}{2}\cos \left(\frac{2\mathrm{\πx}}{P}\right)+\frac{1}{2}\cos \left(\frac{2\mathrm{\πy}}{P}\right))$

其中x和y是定义图形上位置的坐标，而P对应于正弦调制的周期。

用于制造传输光栅的现有技术可具有用于重建灰度传输函数的能力有限，且可实现的传输函数可受限为在给定离散区域内定的传输为0或1的二进制图形。因为该原因，可采用最好最优地近似理想的连续正弦函数的二进制传输函数。

根据一实施例，较佳的二进制近似可通过取连续正弦函数的阈值(上舍入/下舍入为二进制0和1)来获得，以形成像棋盘形状的图形，诸如图8所示的旋转棋盘形状(即钻石形状的格子)。该二维图形的传输τ_B(x，y)如以下等式所示：

${\mathrm{\τ}}_B(x,y)=\mathrm{round}\left(\frac{1}{2}(1+\frac{1}{2}\cos \left(\frac{2\mathrm{\πx}}{P}\right)+\frac{1}{2}\cos \left(\frac{2\mathrm{\πy}}{P}\right))\right)$

进行计算机建模，其中连续和二进制的周期性图形由无像差的波前调制，数字式地传播到传感器平面并分析残余相位误差。二进制周期性图形的残余相位误差基本上与连续正弦周期性元素相似，且两个周期性元素的傅立叶变换的检查都示出周期性图形的基频附近的降低或最小误差。周期性元素是有利的，因为空间频谱在理想周期性图形的空间基频附近得到了保留。基频附近的频谱并不受二进制周期性元素的谐波成分破坏。旋转棋盘图形是对连续正弦元素的可实现的和准确的近似，并可使用不昂贵的制造技术制造。

根据各个实施例，也可使用其它类型的标线、图形或周期性元素。也可采用可近似或不近似连续二维正弦图形的其它制造正弦或非正弦图形的方法。

图9A-9D示出可用来测试眼科仪器10的“眼睛模型”100。该眼睛模型100包括组件110，它具有可包含比如矿物油的液体或溶液。较佳地，腔室中的该液体或溶液或其它容纳物具有明确定义的已知折射率。腔室112具有孔114，例如接触透镜的透镜116可置于孔114之前，封闭该腔室的一端。具有成像面的旋转成像盘118置于腔室112内。成像盘118可由例如铝的各种适当材料制成。成像盘可以是扁平形或球形。眼睛模型100的光程从透镜116延伸到成像盘118的可旋转表面上，并且光线沿该光程提供给眼睛模型100。可旋转成像盘118置于可由轴承块124中的轴承122固定的可旋转轴120上。眼睛模型100还可结合密封件117，以封闭腔室112围绕可旋转轴120的那个部分，并防止液体从腔室112中渗出。可旋转轴120可连接到驱动轴120绕该轴的纵向轴旋转的马达126。轴承块124中的轴120可安装到测微计平台128上，以移动轴120并移动轴的成像盘118上的旋转平面，以便于相对透镜116定位成像盘118。

在眼睛模型中，透镜116对应于角膜。成像盘118上的可旋转表面对应于视网膜。眼睛模型100将置于与眼科仪器10用来进行对人眼的测量时人眼18所处位置相似的位置。特别地，来自眼科仪器10的光线通过透镜116和孔114被导入眼睛模型100，并从眼睛模型100内反射回来，到眼科诊断仪器10中。更具体地，通过眼睛模型100的透镜116传播的光线最好入射到成像盘118的可旋转表面上。该光线最好通过透镜116反射到腔室112，并到达光学波前组件14中的传感器44(图1A)。成像盘118上成像面的旋转去除诸如成像盘118表面上的划痕、以及激光斑的特征显现，否则它们会在传感器44(图1A)上成像并破坏用来表征波前的计算。旋转引入模糊并去除这种干扰特征的细节。腔室112内的液体最好具有已知折射率以帮助计算眼睛模型100的光学特征。该液体还可减少反射。测微计128可被调整成将透镜116和成像盘118上的成像面分开预期距离地放置。较佳地，测微计128将透镜116和旋转反射表面之间的距离建立成通过透镜116传播的光束基本上聚焦到在成像盘118上的旋转反射表面形成的点。

眼睛模型100有利地具有可移动和旋转的模拟视网膜的后焦距。马达126旋转用作散射光束的平均表面的成像盘118。取决于马达速度和照相机传感器44的积分时间，该表面可显现为基本朗伯(lambertian)源。

在各个实施例中，液体腔室112可充满接近匹配眼睛18的液体。此外，透镜116可移除并用其它透镜替换，作附加测试。眼睛模型的其它实施例和模拟穿过眼睛18的光线传播的方法也是可能的。

在本发明的另一实施例中，一过程对用波前测量系统创建的图像使用实时或接近实时的分析，以识别图像中的问题、提供XYZ平台的位置信息的闭环反馈以将瞳孔置于图像帧的中央、设置Z焦点、并分析所捕捉图像或图像集以在取平均值之前确定异常值。图14的流程图示出用于监视用诸如眼科仪器10的波前测量系统创建的图像的方法。这些方法可实现为并用作用于监视图像的单一方法，或用作一个或多个单一方法。在一实施例中，用于确定哪些图像应该用来计算波前的方法在计算机51中的图像监视模块67(图1A)实现。

参看图14，在状态1405，进程接收图像作为进行处理的输入。例如，图像可从波前传感器组件14(图1A)或另一源中提供给计算机51(图1A)，例如存储在计算机存储介质(例如磁带、CD、DVD、其它光盘、磁盘或RAM)上的图像。在状态1410，进程执行图像的实时或接近实时的统计监视，以确定瞳孔在图像中的位置、瞳孔直径、以及图像的质量。统计监视进程结合各种图像处理技术来检测因传感器的不准确XYZ定位、眼睛移动、泪液膜、眨眼、眼睫毛、闪光、以及伪调视或未受控调视引起的错误结果。

在一实施例中，在统计监视期间，进程使用基于直方图方法来分割波前图像，以从图像的背景中标识瞳孔。该进程存储识别图像属性的各个值，例如瞳孔直径、瞳孔在图像帧内的位置、以及图像是否包含饱和点、亮点或闪烁(对波前分析不利的非期望图像特征)。在状态1415，进程估计状态1410的结果，以确定图像是有效图像还是无效图像。例如，如果图像包含饱和点、亮回波或闪烁，或者如果图像以其它方式质量较差，则图像是无效图像。如果图像无效，则进程移到状态1420，并从分析中丢弃该图像。从状态1420，进程移到状态1410并如上所述地继续。

进程在状态1415估计图像是否有效之后，进程移到状态1430并检查瞳孔的位置和图像的焦点。在一实施例中，进程通过对图像中的预定预期瞳孔位置(通常接近于或位于图像中央)和所估计图像的实际瞳孔位置(例如在状态1410中确定的瞳孔的XY坐标)作比较来确定瞳孔位置。如果表示图像中瞳孔实际位置和图像中瞳孔预期位置的值偏离预定量，则进程移到状态1425并命令平台46(图1A)移到新的X和/或Y位置，从而在后续图像中，瞳孔会更接近于或位于图像“帧”中央。该进程在平台的新位置上创建新图像，并如在此所述地处理图像。如果瞳孔在图像中的位置较大地偏离图像中央使瞳孔不能用来确定波前测量(例如瞳孔未完全在图像中)，则在状态1425重新定位平台，去除图像，且进程移到状态1410继续监视输入图像。如果瞳孔在图像中的位置并未偏离一定量而使图像不可用，则进程可在状态1425按需重新定位平台，不去除图像，且进程移到状态1435。

在一实施例中，进程通过在图像监视模块63(图1A)中实现的算法来控制图像的聚焦。通过使用各种图像处理技术，例如分析图像中的高频空间成分，进程可通过检查第一图像是否在焦点上来控制聚焦。如果第一图像在焦点之外，则进程在一个方向上少量地移动波前传感器平台46(图2)的Z轴，使其移到新的Z位置。第二个图像在新的Z位置上产生，且进程分析该图像以确定第二图像是更清晰还是更不清晰。如果第二图像更清晰，则平台46在与先前相同的方向上移动，对后续图像分析清晰度直到图像的清晰度达到预定的清晰度阈值。如果在平台移动之后第二图像变得不太清晰或未聚焦，则进程改变平台的方向，且当后续图像产生时平台在该新方向上移动。平台继续移动直到后续图像在焦点上，例如达到清晰度阈值。或者，可在波前传感器平台46的两个Z轴位置上产生两个图像，然后这些图像可作比较以确定哪个更清晰。在该比较之后，进程在将平台46在更清晰图像的方向上移动时产生其它图像，直到进程确定图像已达焦点或清晰度阈值。如果在初始平台移动之后图像变得更远离焦点，则平台改变方向并继续移动直到后续图像在焦点上。如果图像离焦点预定距离使图像不能用于计算准确的波前测量，则图像被去除，且进程移到状态1410并如上所述继续。

如果在状态1430有效图像的焦点是可接受的，则进程移到状态1435，其中瞳孔的一个或多个图像(例如一系列图像)被存储在图像存储缓冲器中，如“图像堆栈”中。图像堆栈可以是连续图像序列，或者是因为例如断断续续的无效图像而不连续的眼睛的图像序列。在状态1440，进程通过去除在患者眨眼之后的某时段期间产生的图像来补偿患者的眨眼。该补偿可改进用于波前测量的图像的质量。检测何时患者眨眼以及确定适当的图像获取定时来补偿眨眼可基于以上进程的输出来实现。在状态1440，进程执行眨眼检测定时以在眨眼之后的相同时间点捕捉图像。当患者眨眼时，图像因为瞳孔部分或全部地被眼皮遮住而质量较差，且图像被例如上述进程视为无效。在眨眼之后太早或太迟摄取的波前图像还会是有差错的。错误波前测量的原因是眼睛的泪液膜，它通常在眨眼之后会裂解并干透。如果图像在眨眼之后的适当延迟时段后摄取，则眼睛有机会稳定。延迟时段不应太长，使泪液膜可视干透或裂开。在眨眼补偿期间，进程监视眨眼之间的消逝时间并选择眼睛已稳定但尚未干透之前所产生的图像。

在一实施例中，分析一系列波前图像以识别示出在眨眼期间至少部分地被眼睫毛遮住的瞳孔的图像。该分析可以是用来确定有效图像所进行分析的一部分，或者它可由另一适当图像分析进程进行。然后进一步分析该序列波前图像以识别眼睛已经完成眨眼之后所产生的另一图像，从而该后来产生的图像示出一未遮蔽瞳孔。在一些实施例中，所识别图像是该系列图像中在示出至少部分遮蔽瞳孔的图像之后的示出未遮蔽瞳孔的第一图像。该示出未遮蔽瞳孔的图像(例如一有效图像)和/或在该第一图像之后产生的有效图像可被存储，并用于进行后续处理(例如确定图像之间的过多移动、图像的分析后鉴定、平均各图像并确定波前测量)。

在一些实施例中，进程基于眨眼之后的预定时段确定要存储哪些图像用于作进一步的处理。例如，过程在眨眼期间摄取的一系列波前图像中识别示出未遮蔽瞳孔的有效图像之后，计时器可启动，并且在眨眼之后的特定时段上在所标识图像之后产生的一个或多个图像被存储在缓冲器中。例如，时段可例如小于0.10秒，或等于或在0.10-0.20，0.20-0.30，0.30-0.40，0.40-0.50，0.50-0.60，0.60-0.70，0.70-0.80，0.80-0.90，0.90-1.00，1.00-1.10，1.10-1.20，1.20-1.30，1.30-1.40，1.40-1.50，1.50-1.60，1.60-1.70，1.70-1.80，1.80-1.90，1.90-2.00，2.00-2.10，2.10-2.20，30，2.30-2.40，2.40-2.50，2.50-2.60，2.60-2.70，2.70-2.80，2.80-2.90，2.90-3.00，3.00-3.10，3.10-3.20，3.20-3.30，3.30-3.40，3.04-3.50，3.50-3.60，3.60-3.70，3.70-3.80，3.80-3.90，3.90-4.00(秒)之间，或大于4.00秒。在一较佳实施例中，时间间隔约为1.00秒、当该进程运行时，患者可向波前测量仪内看并正常眨眼，消除了在眨眼期间或之后立即捕捉图像的可能性(会损坏数据)。被识别用来分析的图像因此总是来自眨眼后的相同时间点。不符合定时标准的图像可从分析中去除。在另一实施例中，进程基于在确定示出未遮蔽瞳孔图像之后产生的图像数量确定哪些图像要存储作进一步处理。

移到状态1445，进程分析图像以确定后续图像中瞳孔的移动是否超过预定标准。瞳孔可因为飞快扫视或另一眼睛移动而移动。过大的瞳孔移动会损害波前测量。在一实施例中，进程通过分析相关图像存储堆栈的每个图像中瞳孔的存储XY位置来确定瞳孔的移动量，并确定该移动是否超过标准。如果在状态1445中进程确定有瞳孔的过多移动，进程移到状态1450，其中从分析中去除该图像，并分析相关图像堆栈中的下一图像。在状态1445，如果进程确定瞳孔的移动并未过多，则图像可用于进一步处理，包括确定眼睛像差的波前测量，并且进程移到状态1455。

在状态1455，进程将进一步处理要使用的图像存储在缓冲器中作为图像集或堆栈，且图像作进一步估算以确定它们是否应组合以形成“平均”图像。该进程将随后确定来自平均图像的波前测量。图像被取平均值以帮助去除图像杂波，例如摄像机杂波。在状态1455，进程进行图像的进一步分析，以在状态1470中对它们取平均值之前确定图像集中的图像是否为“相像”图像。例如，过程可执行斑点分析以确定瞳孔是否是圆的，或者在成像瞳孔中是否有大的夹杂物，诸如睫毛或下垂的眼睑。图像中诸如白内障、漂浮物等的不透明异常可使用图像处理技术识别，并且这些异常可随后掩除，从而它们并不影响形成平均图像。此外，所识别的异常还可提供给操作人员，以向操作人员和患者警告患者眼睛中出现的某些情形。例如，眼科仪器10可用于白内障的早期检测，其中白内障在显示给操作人员的图像中显现为黑点，和/或白内障由图像处理软件识别为需要进一步调查的异常。

在图像鉴定之后，进程移到状态1460，其中进程确定是否可接受组中的存储图像用于取平均值。如果它们是可接受的，则进程移到状态1470，其中对图像取平均值，并且进程向波前测量模块59(图1)提供结果图像。在一实施例中，通过将图像组中每个图像的相似像素(例如对应于同一眼睛位置的像素)的值累加在一起，并除以图像的数量，可对图像取平均值。如果进程在状态1460确定不可接受该组图像取平均值，则进程移到状态1465，其中图像堆栈从进一步处理中去除，然后该进程返回到状态1440以处理另一系列的图像。

在状态1475，进程将平均处理产生的图像发送给波前测量模块59。在状态1480，波前测量模块59使用本领域众所周知的用于处理塔尔波特图像处理来确定波前测量，例如授权给Horwitz的题为“System and Method for WavefrontMeasurement”(用于波前测量的系统和方法)的美国专利No.6,781,681。

在状态1485，进程进行波前处理图像序列关联。在此，进程对来自两个或多个平均图像(例如来自两个或多个图像组)的波前作比较，以确定波前彼此有多相似，并识别未在先前进程中识别的异常。例如，与伪调视、泪液膜和凝视角相关的问题可由图像序列关联确定。在一实施例中，波前处理图像序列关联可通过完全经波前处理分析每个图像堆栈、并分析波前或Zernike多项式表示来执行。在另一实施例中，波前处理图像序列关联可在任何中间阶段对部分处理的图像系列进行，诸如处理图像的傅立叶空间阶段。例如，波前数据可快速处理以确定FFT，且FFT可作比较以确定波前的相似性。在关联两个或多个波前之后，在状态1490进程提供波前数据，用来例如创建透镜或用于校正波前数据所识别像差的眼睛手术。

前面的描述详述了本发明的某些实施例。然而，可以理解，不管前面的内容在文字上显现得如何详细，本发明仍然可用许多方法来实践。也如上所述，应注意在描述本发明的特定特征或方面时使用特定术语不应表示术语在此重新定义为受限于包括本发明特性或方面的与该术语相关联的任何特定特征。因此，本发明的范围应根据所附权利要求及其任何等效方案来解释。

Claims (65)

1.一种用于对患者眼睛进行波前分析的双目波前测量系统，所述系统包括：

光学系统，用于沿第一光程向第一只眼睛提供图像、并沿第二光程向第二只眼睛提供图像；以及

传感器系统，所述传感器系统可用第一模式配置成用于通过第一光程的一部分进行第一只眼睛的波前测量，并可用第二模式配置成用于通过第二光程的一部分进行第二只眼睛的波前测量。

2.如权利要求1所述的系统，还包括镜台系统，用于放置所述传感器系统以用第一模式接收来自第一只眼睛的光线，并用第二模式接收来自第二只眼睛的光线。

3.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述传感器系统是Hartman-Shack波前传感器。

4.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述传感器系统是光线跟踪波前传感器。

5.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述图像包括呈现给第一只眼睛的第一图像和呈现给第二只眼睛的第二图像。

6.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述光学系统包括：

第一内部目标；

第二内部目标；以及

光程转向器，它具有将第一内部目标置于第一光程、将第二内部目标置于第二光程的第一模式，以及将第一内部目标置于第一光程之外、将第二内部目标置于第二光程之外的第二模式，其中当光程转向器置于第一模式时第一和第二光程延伸到双目波前系统之外的位置。

7.如权利要求6所述的系统，其特征在于，所述第一和第二内部目标是立体影像对。

8.如权利要求6所述的系统，其特征在于，所述第一内部目标和所述第二内部目标的位置可调节成在通过双目视觉光学系统观看所述第一内部目标和所述第二内部目标时刺激眼睛调视。

9.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述光学系统包括一会聚设备，它被放置成从第一光学和第二光程的至少之一向第一和第二只眼睛的至少之一提供图像，以便于引起眼睛的会聚调试状态。

10.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述会聚设备包括至少一个小角棱镜。

11.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述光学系统包括：

可配置成用于控制第一只眼睛中像差的第一组光学元件；以及

可配置成用于控制第二只眼睛中像差的第二组光学元件。

12.如权利要求11所述的系统，其特征在于，所述像差包括球差。

13.如权利要求11所述的系统，其特征在于，所述像差包括散光。

14.如权利要求11所述的系统，其特征在于，所述像差包括慧差。

15.如权利要求11所述的系统，其特征在于，所述光学系统包括至少一个具有可移动镜面的自适应光学镜，所述至少一个自适应光学镜位于第一和第二光程之一中，且所述至少一个自适应光学镜可被配置成通过调节可移动镜面来校正像差。

16.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述光学系统还包括用于照亮内部目标的目标照明系统。

17.如权利要求16所述的系统，其特征在于，所述目标照明系统的光照强度可控制为可变的。

18.如权利要求16所述的系统，其特征在于，所述目标照明系统提供模拟不同照明条件的照明。

19.如权利要求18所述的系统，其特征在于，所述不同照明条件从由日光、钨光、荧光、月光、和夜间驾驶组成的组中选择。

20.如权利要求17所述的系统，其特征在于，还包括与传感器系统和目标照明系统相连的计算机，所述计算机被配置成确定眼睛瞳孔的直径，并基于瞳孔的直径控制光源的光照强度。

21.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述传感器系统包括：

用于沿源光程向眼睛提供光线的光源；

具有遮断部分的遮断元件，所述遮断元件放置成使遮断部分置于源光程中以遮断光束的中央部分并产生用于照亮眼睛视网膜的环状光束；

置于从眼睛反射光束的路径中的调制图形元件；以及

传感器，放置成接收通过调制图形元件的光线的至少一部分以便于检测眼睛的波前像差。

22.如权利要求21所述的系统，其特征在于，所述光源提供具有直径约为2-3毫米的光束直径的光线。

23.如权利要求21所述的系统，其特征在于，遮断元件的遮断部分的直径约为1.5到2.5毫米。

24.如权利要求21所述的系统，其特征在于，所发出的光束为准直光束。

25.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述传感器系统包括：

沿源光程向眼睛提供光线的光源，所述光源相对眼睛放置成来自光源的光经眼睛视网膜反射在第一方向上行进，经眼睛角膜反射在第二方向上行进，其中第一方向相对于源光程的角度与第二方向相对于源光程的角度不同，从而在第二方向上行进的光不会进入用于接收传感器系统中光线的光程；

放置成接收在第一方向上反射的光的调制图形元件；以及

用于检测眼睛的波前像差的传感器，所述传感器放置成接收通过调制图形元件的光线的至少一部分。

26.如权利要求25所述的系统，其特征在于，所述波前传感器系统还包括沿源光程放置的一个或多个光学元件，以便于减小光线在眼睛视网膜上的光点直径。

27.如权利要求26所述的系统，其特征在于，光线在视网膜上的光点直径小于约1毫米。

28.如权利要求26所述的系统，其特征在于，光线在视网膜上的光点直径小于约600微米。

29.如权利要求26所述的系统，其特征在于，光线在视网膜上的光点直径小于约400微米。

30.一种检测患者眼睛中像差的方法，包括：

相对于患者的眼睛定位双目光学系统，以向患者的第一只眼睛提供一图像、向患者的第二只眼睛提供一图像；

将波前传感器定位成接收从第一只眼睛的视网膜反射的光线；

用光源照亮第一只眼睛的视网膜；

当患者用第一只眼睛观察图像时用检测器接收从第一只眼睛的视网膜反射的光线；以及

用检测器检测第一只眼睛的波前像差。

31.如权利要求30所述的方法，还包括控制双目光学系统以影响第一只和第二只眼睛的调视。

32.如权利要求30所述的方法，还包括向患者的第一只眼睛和患者的第二只眼睛提供一个或多个像差图像。

33.如权利要求32所述的方法，其特征在于，提供一个或多个像差图像引发眼睛的调视状态。

34.如权利要求33所述的方法，其特征在于，提供一个或多个像差图像包括提供引发眼睛的距离调视状态的图像。

35.如权利要求34所述的方法，其特征在于，提供一个或多个像差图像包括提供引发眼睛的阅读调视状态的图像。

36.如权利要求30所述的方法，还包括：

将波前传感器定位成接收从第二只眼睛的视网膜反射的光线；

用光源照亮第二只眼睛的视网膜；

当患者用第二只眼睛观察图像时用检测器接收从第二只眼睛的视网膜反射的光线；以及

用检测器检测第二只眼睛的波前像差。

37.一种识别患者眼睛中像差的方法，包括：

将光源定位成沿源光程发射光束；

将置于源光程中的具有遮断部分的遮断元件放置成遮断光束的中央部分并产生照亮眼睛视网膜的环状光束；

用光源照亮眼睛；

用检测器接收从视网膜反射的光线；

用检测器检测眼睛的波前像差；以及

基于所检测波前来识别眼睛中的像差。

38.一种通过使用波前传感器系统来测量患者的至少一只眼睛中的像差的方法，所述方法包括：

相对于眼睛放置双目光学系统，使第一只眼睛位于双目光学系统的第一光程中、并使第二只眼睛位于双目光学系统的第二光程中；

相对于第一只眼睛放置光源，使得从第一只眼睛的视网膜反射的来自光源的光在第一方向上行进，并使从第一只眼睛的角膜反射的来自光源的光在第二方向上行进，其中第一方向相对于源光程的角度与第二方向相对于源光程的角度不同，从而在第二方向上行进的光线不会进入用于接收传感器系统中光线的光程；

用光源照亮第一只眼睛的视网膜；

接收从视网膜反射的在第一方向上穿过第一光程的一部分的光线，所述光线包括表示第一只眼睛中像差的波前；以及

基于所接收的波前识别第一只眼睛中的像差。

39.一种定位波前系统中的波前传感器的方法，所述波前传感器用来基于眼睛的瞳孔位置接收来自患者被照亮的眼睛的光线，所述方法包括：

用光源照亮眼睛；

将波前传感器系统放置在相对于眼睛瞳孔的第一位置上，使由眼睛反射的光线沿用于接收光线的波前传感器的光程传播；

用波前传感器检测由眼睛反射的光线；

基于所检测光线确定眼睛瞳孔的位置；以及

基于所确定的瞳孔位置将波前传感器系统放置在相对眼睛瞳孔的第二位置上，其中所述第二位置是用于执行眼睛的波前测量的期望位置。

40.一种波前传感器系统，包括：

使两维正弦图形放置在要分析光程中的调制元件；以及

传感器系统，使检测器放置成接收通过调制元件的光线的至少一部分，所述检测器基本上位于相对于调制元件的衍射自成像平面中，且其中传感器系统能基于检测器所接收的光线输出一信号。

41.一种波前传感器系统，包括：

使两维棋盘形图案放置在要分析光程中的调制元件；以及

传感器系统，使检测器放置成接收通过调制元件的光线的至少一部分，该检测器基本上位于相对于调制元件的衍射自成像平面中，且其中传感器系统能基于检测器所接收的光线输出一信号。

42.一种在反射或内反射对象系统中确定像差的方法，包括：

使从对象系统反射的光线通过具有两维正弦图形的调制元件，以便在塔尔波特面上产生近场衍射图；

检测塔尔波特面上近场衍射图的信号；以及

使用所述检测到的信号来输出对象系统中像差的测量。

43.一种在反射或内反射对象系统中确定像差的方法，包括：

使从对象系统反射的光线通过具有两维棋盘形图案的调制元件，以便在塔尔波特面上产生近场衍射图；

检测塔尔波特面上近场衍射图的信号；以及

使用所述检测到的信号来输出对象系统中像差的测量。

44.一种模拟光线通过眼睛的传播的方法，所述方法包括：

使光线通过置于腔室前的透镜；

通过调节透镜和成像表面之间的距离将光线聚焦在腔室中的成像表面上；

旋转所述成像表面；以及

将来自成像表面的光线反射到腔室之外，并通过透镜。

45.一种用于测试波前传感器系统的眼睛模拟系统，包括：

具有腔室的外壳，腔室的开口允许光线进入所述腔室；

位于腔室内的液体，所述液体具有已知的折射率；

透镜，相对于所述外壳放置，使进入腔室开口的光线穿过所述透镜；以及

可旋转成像表面，在所述腔室内放置，使穿过所述透镜的光线通过所述液体传播并入射到所述可旋转成像表面上。

46.一种用双目波前测量系统测量瞳距的方法，包括：

使波前传感器系统的光程与第一位置上的第一瞳孔对齐；

分析由波前传感器从第一瞳孔接收的光线以确定第一瞳孔相对于第一位置的位置信息；

使波前传感器系统的光程与第二位置上的第二瞳孔对齐；

分析由波前传感器从第二瞳孔接收的光线以确定第二瞳孔相对于第二位置的位置信息；

基于第一和第二位置、并基于第一瞳孔相对于第一位置的位置信息和第二瞳孔相对于第二位置的位置信息来确定瞳距。

47.一种识别患者眼睛的像差的方法，包括：

用被配置成产生第一照明条件的光源照亮第一目标；

当第一只眼睛观察用被配置成产生第一照明条件的光源所照亮的第一目标时，对患者第一只眼睛的瞳孔进行第一波前测量；

用被配置成产生第二照明条件的光源照亮第一目标；

当第一只眼睛观察用被配置成产生第二照明条件的光源所照亮的第一目标时，对患者第一只眼睛的瞳孔进行第二波前测量；以及

基于第二只眼睛的瞳孔的第一和第二波前测量来确定第一只眼睛的瞳孔对第二照明条件的响应。

48.如权利要求47所述的方法，还包括：

用被配置成产生第一照明条件的光源照亮第二目标；

当第二只眼睛观察用被配置成产生第一照明条件的光源所照亮的第二目标时，对患者第二只眼睛的瞳孔进行第一波前测量；

用被配置成产生第二照明条件的光源照亮第二目标；

当第二只眼睛观察用被配置成产生第二照明条件的光源所照亮的第二目标时，对患者第二只眼睛的瞳孔进行第二波前测量；以及

基于第二只眼睛的瞳孔的第一和第二波前测量来确定第二只眼睛的瞳孔对第二照明条件的响应。

49.一种用于确定患者眼睛的瞳孔对特定照明条件的响应的波前测量系统，包括：

用被配置成产生第一照明条件的光源照亮第一目标的装置；

当第一只眼睛观察用被配置成产生第一照明条件的光源所照亮的第一目标时，对患者第一只眼睛的瞳孔进行第一波前测量的装置；

用被配置成产生第二照明条件的光源照亮第一目标的装置；

当第一只眼睛观察用被配置成产生第二照明条件的光源所照亮的第一目标时，对患者第一只眼睛的瞳孔进行第二波前测量的装置；以及

基于瞳孔的第一和第二波前测量来确定第一只眼睛的瞳孔对第二照明条件的响应的装置。

50.如权利要求49所述的方法，还包括：

用被配置成产生第一照明条件的光源照亮第二目标的装置；

当第二只眼睛观察用被配置成产生第一照明条件的光源所照亮的第二目标时，对患者第二只眼睛的瞳孔进行第一波前测量的装置；

用被配置成产生第二照明条件的光源照亮第二目标的装置；

当第二只眼睛观察用被配置成产生第二照明条件的光源所照亮的第二目标时，对患者第二只眼睛的瞳孔进行第二波前测量的装置；以及

基于瞳孔的第一和第二波前测量来确定第二只眼睛的瞳孔对第二照明条件的响应的装置。

51.一种产生用于校正患者眼睛的光学像差的信息的方法，包括：

相对于具有第一光程和第二光程的双目视觉光学系统定位患者的眼睛，使得第一只眼睛的视线与第一光程对齐、第二只眼睛的视线与第二光程对齐；

通过第一光程向第一只眼睛提供一图像，并通过第二光程向第二只眼睛提供一图像；

使波前传感器能接收从第一只眼睛的视网膜反射的光线；

用光源照亮第一只眼睛的视网膜；

在波前传感器上接收从第一只眼睛的视网膜反射的光线；

根据从第一只眼睛接收的光线测量第一只眼睛的波前像差；

基于测量到的波前像差识别第一只眼睛中的至少一个光学像差；以及

产生与至少一个光学像差相关的信息，以用在校正患者第一只眼睛的至少一个光学像差的过程中。

52.如权利要求51所述的方法，其特征在于，该过程包括产生用于校正所识别光学像差的透镜。

53.如权利要求51所述的方法，其特征在于，该过程包括通过外科手术过程来改变第一只或第二只眼睛的光学特征，以校正所识别的光学像差。

54.一种估计患者眼睛的调视范围的方法，包括：

通过双目光学系统向眼睛提供多个图像，这些图像引发眼睛的多个调视状态；

接收表示在所引发的调视状态中眼睛的至少一个特征的波前信号；以及

根据这些波前信号，基于眼睛在多个引发的调视状态中的至少一个特征来确定眼睛的调视范围。

55.一种向患者的眼睛提供受控光学像差图像的方法，包括：

通过双目光学系统向第一只和第二只眼睛提供图像；

接收表示第一只和第二只眼睛中至少一个像差的波前信号；

基于波前信号识别第一只眼睛的像差和第二只眼睛的像差；

确定对第一只眼睛的识别的像差的校正以及对第二只眼睛的识别的像差的校正；以及

基于所确定校正调节双目光学系统，使通过经调节的双目光学系统被提供给眼睛的图像能对像差作出光学补偿。

56.如权利要求55所述的方法，其特征在于，所述像差包括球差。

57.如权利要求55所述的方法，其特征在于，所述像差包括散光。

58.如权利要求55所述的方法，其特征在于，所述像差包括慧差。

59.一种用于向患者的眼睛提供受控光学像差图像的系统，包括：

用于通过双目光学系统向第一只和第二只眼睛提供图像的装置；

用于接收表示第一只和第二只眼睛中的至少一个像差的波前信号的装置；

基于波前信号识别第一只眼睛的像差和第二只眼睛的像差的装置；

用于确定对第一只眼睛的识别的像差的校正以及对第二只眼睛的识别的像差的校正的装置；以及

基于所确定校正调节双目光学系统，使通过经调节的双目光学系统被提供给眼睛的图像能对像差作出光学补偿的装置。

60.一种识别患者眼睛中的像差的方法，包括：

相对于患者的眼睛定位双目光学系统，使第一只眼睛沿双目光学系统的第一光程定位，且第二只眼睛沿双目光学系统的第二光程定位；

通过第一光程的一部分接收表示第一只眼睛中像差的第一波前；以及

基于接收到的第一波前识别第一只眼睛中的像差。

61.如权利要求60所述的方法，还包括：

将波前传感器置于第一位置以通过第一光程的一部分接收来自第一只眼睛的第一波前；

将波前传感器置于第二位置以通过第二光程接收来自第二只眼睛的第二波前；

通过第二光程的一部分接收表示第二只眼睛中像差的第二波前；以及

基于接收到的第二波前识别第二只眼睛中的像差。

62.一种分析一系列波前图像的方法，包括：

提供对象的第一组波前图像，其中第一组波前图像中的至少一个波前图像示出在第一次眨眼时至少部分遮蔽的瞳孔；

分析所述第一组波前图像，以识别示出在第一次眨眼时至少部分遮蔽的瞳孔的第一波前；

分析在所述第一组波前图像之后产生的第二组波前图像，以识别示出未遮蔽瞳孔的第二波前图像；以及

从所述第二组波前图像中确定在所述第二波前图像之后产生的至少一个波前图像被产生为示出未遮蔽瞳孔，且其中确定至少一个波前图像的动作是基于选择相对眨眼发生时的预定时段上产生的图像。

63.如权利要求62所述的方法，还包括：

分析第一组波前图像中的一个图像以确定图像中瞳孔的第一位置，其中图像是使用位于相对于瞳孔的第一位置的波前传感器产生的；

将瞳孔的第一位置和预定位置作比较；以及

如果瞳孔的第一位置与预定位置相差预定量，则将波前传感器移到相对于瞳孔的第二位置使后续图像示出第二位置上的瞳孔，其中瞳孔的第二位置比瞳孔的第一位置更接近于预定位置。

64.如权利要求63所述的方法，还包括：

存储在产生第二波前图像之后产生的多个波前图像；

组合所存储的图像以形成一平均图像；以及

根据该平均图像确定波前测量。

65.如权利要求64所述的方法，还包括：

形成一组波前测量，每个波前测量都根据平均图像确定；

比较该组波前测量以识别多个波前测量中的异常；以及

在该组波前测量中识别一个或多个波前测量以基于所识别的异常校正对象中的像差。

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