JP2005511233A - 改良された連続走査波面計測および網膜トポグラフィー - Google Patents

Abstract

波面収差を計測する改良された連続走査方法および装置は、所望の位置で角膜表面に当たる平行ビームから計測ビームの角度を変位させることと、角度が変位したビームと参照ビームとの間における検出器の像の変位を用いて、このような波面収差計測のために従来用いられている平行ビームと参照ビームとの間の変位によって提供される精度よりもより精度の良い波面計測を行うことに関する。網膜トポログラフィーを決定する方法および関連する装置は、他の眼のデータと共に、改良された計測法および装置を用いて、網膜の像の変位に基づく眼球長の変化を決定することによる。

Description

本出願は、２００１年１２月１４日に出願された米国仮特許出願第６０／３４０，５２９号の優先権を主張する。同出願は、本明細書中においてその全体を参照として援用する。

（発明の背景）
（発明の分野）
本発明は、概して、眼の波面およびトポグラフィー計測に関し、より詳細には、連続走査方法を用いた改良された波面計測のためのデバイスおよび方法、ならびに、網膜のトポグラフィー計測装置および方法に関する。

（関連技術の説明）
様々な眼の診断デバイスおよび技術が公知であり、眼の物理的および光学的特性をマッピングするために利用可能である。角膜トポロジー、パキメトリ（ｐａｃｈｙｍｅｔｒｙ）、屈折および他のパラメータデータ特性等の物理的データは、Ｏｒｂｓｃａｎ ＩＩ角膜トポログラフィーシステム（Ｂａｕｓｃｈ＆Ｌｏｍｂ Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ，Ｒｏｃｈｅｓｔｅｒ，Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ）等の角膜トポログラフィーシステムから得られ得る。眼の波面収差等の光学情報も様々なデバイスおよび計測方法論から得られ得る。このような収差計の１つは、Ｈａｒｔｍａｎｎ−Ｓｈａｃｋ波面センサを用いて、１つの経路中の眼の光学ゾーン全体における眼の波面収差を計測する。このことは、非常に小さな直径のレーザビームを用いて網膜上のある点を照射して、レンズレット（ｌｅｎｓｌｅｔ）アレイを用いて眼の射出瞳から出る光を検出器上で焦点を合わせることによって達成される。波面からの収差によって、レンズレットアレイにより作成される検出器上の焦点スポットは、レンズレットアレイを通過する収差の無い波面の位置から変位する。これらの変位によって、波面誤差を直接計算することが可能である。Ｈａｒｔｍａｎｎ−Ｓｈａｃｋ型デバイスのいくつかの周知の不利な点は、ダイナミックレンジ／解像度のトレードオフ、信号対ノイズ比が低いこと、病気の眼の読み取りが疑わしいこと（ｓｕｓｐｅｃｔ ｒｅａｄｉｎｇ）、および、当業者には周知の他の不利な点を含む。

波面収差を計測するいくつかの代わりとなる技術のうちの１つは、元はＳｃｈｅｉｎｅｒに起因して、Ｓｃｈｅｎｅｒディスクの概念に基づく精神物理的光線追跡アプローチを起源とする。つまり、この概念は、網膜の像が参照入射光の方向によって生成される網膜の像とアライメントするまで、眼に入って来る像からの光の方向を調節することに基づく。さらなる説明およびより詳細な説明は、ＭａｃＲａｅらによる「Ｃｕｓｔｏｍｉｚｅｄ Ｃｏｒｎｅａｌ Ａｂｌａｔｉｏｎ、Ｔｈｅ Ｑｕｅｓｔ ｆｏｒ Ｓｕｐｅｒ Ｖｉｓｉｏｎ」、第１６章、Ｓｌａｃｋ Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ（２００１）で見い出され得る。Ｓｃｈｅｉｎｅｒの概念は、Ｐｅｎｎｅｙらによってさらに発展した。Ｐｅｎｎｅｙらのデバイスは、空間分解屈折計（Ｓｐａｔｉａｌｌｙ ｒｅｓｏｌｖｅｄ ｒｅｆｒａｃｔｏｍｅｔｅｒ）（ＳＲＲ）として公知となった。このＳＲＲは、角膜上の３７個の選択した位置に誘導された点のオブジェクトを連続した様態で患者に見せて、入射オブジェクトの方向性が変化するときに、いつ特定の基準位置に像の焦点が合うかを患者に問いかけることによって機能する。出力された光線の変位は波面傾斜情報を提供し、この波面傾斜情報から波面が決定され得る。

Ｔｒａｃｅｙ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ＬＬＣ（Ｂｅｌｌａｉｒｅ、Ｔｅｘａｓ）によって採用されたＳＲＲの概念の変形は、連続走査またはスィンビームレイトレーシング（ｔｈｉｎ ｂｅａｍ ｒａｙ ｔｒａｃｉｎｇ）と呼ばれる。連続走査技術は、小さな直径の平行レーザビームを眼の角膜表面の選択された点に連続的に入射して、網膜表面上の各像スポットの変位（Δｘ、Δｙ）を基準網膜スポット位置（ｘ_０、ｙ_０）から最終的に計測することに依存している。変位誤差は、入射瞳の各特定の点に対する横方向の収差の直接計測値である。適切な光学素子、および比較的単純な算術計算手段を用いることによって、この変位は、検出器によって計測され得、波面収差は計算される。

波面収差計測用の連続走査法は代わりの波面計測技術よりも利点を有しているが、この方法は、いくつかの固有の欠点も有している。それらの欠点は、眼についてある特定の仮定に依存していることに関する。これらの仮定は、特に、眼球の正確な長さを決定することに関する。第２に、網膜表面は眼の裏側の面で平面であるという仮定である。しかし、実際は、網膜表面は、せいぜい、不規則に変動しているトポログラフィを有するカーブしたエンベロープである。本発明者らは、このことがまさに病気の網膜および中心盲点（ｆｏｖｅａｌ ｂｌｉｎｄ ｓｐｏｔ）において明白であると考えている。網膜の断面が平坦ではないので、眼の視軸または光軸等の参照計測軸に平行な入射ビームを用いてなされた波面収差の計測は、像の網膜における位置が実際の網膜エンベローププロフィールに従う網膜平面からずれるにつれて、精度を失う。

従って、本発明者らは、波面連続走査技術の正確さを改善する方法、網膜基準位置周辺の網膜トポグラフィーをより理解すること、および、このトポグラフィーを計測する能力の必要性を認識している。

（発明の要旨）
本発明の実施形態は、波面収差を計測する公知の連続走査技術に基づいて波面収差を計測する改良された方法に関する。公知の技術は、既知の基準軸に平行であり、既知の角膜位置で眼と交差する参照ビームを眼に入射することに依存している。この光は、網膜上に結像し、その網膜から眼を通って散乱し、像の位置が記録される検出器上にレンズによって結像される。第２のビームは、基準軸に平行に眼に入射されて、参照ビームから既知の距離だけ変位する。これにより、第２のビームは、所定の角膜位置で眼に当たる。この第２のビームは、第１のビームとは異なる網膜位置で網膜上に結像され、散乱して、同様に検出器上に結像される。その後、検出器上の第１の像と第２の像との間の変位は、公知の様態で用いられ、眼の波面収差を計算する。本発明によると、この改善は、角膜表面上の第２のビームと同じ位置に、基準軸に関してある角度傾けて第３のビームを眼に入射することによる。これにより、第３の像の網膜像の位置は、第１の像の網膜像の位置と一致することとなる。網膜から散乱した第３の像の光は、検出器に結像され、第３の像の位置と参照像の位置との間の変位は、公知の様態で用いられ、第２の像によって提供される波面の計測よりもより正確な計測を提供する。

別の実施形態では、網膜表面のトポログラフィカルな変動を決定する方法およびデバイスが説明される。既知の眼の焦点倍率、および眼球の長さ等のパラメータ情報に基づいて、球面焦点倍率の変化を示す波面収差計測が公知の様態で用いられ得、球面倍率の変化が計測される眼球の長さの変化を決定する。上記の実施形態をさらに参照すると、検出器の計測値は、参照ビームおよび第２のビームからの像スポットの変位に対応する網膜表面上の横方向の変位を決定するために用いられ得る。第３のビームから得られたより精度の良い計測値は、その後、上記のように、厳密な計測誤差を生じる眼球の長さの変化を決定するために用いられ得る。この計測誤差に基づく眼球の長さの差は、網膜上の特定の像位置における網膜トポグラフィーを示す。従って、網膜のトポグラフィーは、入射ビームが眼に入る角膜表面上の様々な位置に対応してマッピングされ得る。

上記の実施形態は、従来の連続走査技術および装置に基礎を有し、従来の計測精度を改善し、眼のさらなるパラメータ計測を提供するための公知のシステムおよび方法に対して改善および修正を含む。

本発明のこれらおよび他の目的は、以下の詳細な説明からより明らかとなる。しかし、詳細な説明および特定の実施例は、本発明の好ましい実施形態を示しているが、例示のためにのみ与えられることが理解されるべきである。なぜなら、本発明の意図および範囲内の様々な変更および修正が、本明細書中の説明、図面および添付の特許請求の範囲の基づいて当業者に明らかであるからである。

（本発明の好ましい実施形態の詳細な説明）
連続走査技術を用いた、眼の波面収差をより精度良く計測する本発明の好ましい実施形態が図１ａおよび１ｂを参照して説明される。図１ａでは、計測されるべき眼１０は、代表の前方角膜平面１２および代表の網膜平面１４を有する。基準軸１６は、眼の視軸がターゲット１８に固定する場合の眼の視軸によって表される。ビームスプリッタ２０によって、第１の平行入射ビーム２２および第２の平行入射ビーム２４は、走査装置（図示せず）を組み込むレーザ源１９から角膜に到達することが可能であり、網膜平面から散乱したリターンビームを結像レンズ３０を通って検出器２８へと向ける。第１のビーム２２および第２のビーム２４は、好ましくは約０．２ｍｍ〜２．０ｍｍの直径を有する平行ビームであり、より好ましくは約０．４ｍｍ〜０．５ｍｍの直径を有する平行ビームである。入射ビームの波長領域は、好ましくは、約４００ｎｍ〜１２００ｎｍであり、より好ましくは、約７００ｎｍ〜９００ｎｍの近赤外線領域である。

当業者は、連続走査型の波面解析器によって眼の波面収差を計測するデバイスハードウェアおよびソフトウェアの全てをこのセットアップが含むことを理解している。このデバイスコンポーネントは、概して、基準軸と一致する伝播経路で、角膜上の選択された位置で眼に参照光ビームを連続的に入射させる手段であって、相互に平行で、基準軸と平行な伝搬経路で、角膜上の選択された位置で眼に複数の計測光ビームを入射させる手段を含む。さらに、このデバイスは、概して、網膜表面の異なる位置から散乱した各入射ビームからの光を捕えて、所望の外部位置でこの光を結像する手段と、結像された光を受け取り、検出器上の参照像から像の変位を検出する検出器と、検出器平面において像の変位のデータから特定の角膜位置に対応する波面収差を計算するハードウェア／ソフトウェアとを含む。デバイスの実際のレイアウトは、工学的な設計を含んでいる。この工学的な設計は、本発明を理解する際には決定的ではないため、さらに詳細には説明しない。

図１ａを参照すると、連続走査技術による眼の波面収差を計測する公知の方法が示されている。第１の入射レーザビーム２２は、患者の視軸１６に沿って、ほぼ瞳の中心を通って眼１０に入射される。第１の入射ビーム２２は、位置Ｐ１において角膜表面と交差する。眼の光学システムは、正視に対しては、網膜平面１４上の位置（１）でこのビームの焦点が合う。近視および遠視が補正されない場合、入って来る光の実際の焦点位置は、網膜平面１４上の位置（１）上ではなく、図１ｂに示されるｆ_２に位置する。網膜平面１４上の位置（１）の光は、散乱して、その光の入射経路に沿って眼を出る。出た後、光学素子２０によって、光は、結像レンズ３０を通るように向けられる。この結像レンズは、基準位置座標（ｘ_１，ｙ_１）の基準位置３１で検出器２８上に散乱光を結像する。

ビーム経路２２に平行であり、かつ、距離ｄだけビーム経路２２とは変位している第２の連続入射ビーム２４は、位置Ｐ_２において角膜に当たる。説明を明確にするために、眼１０が近視であると仮定すると、第２の計測ビーム２４は、ｆ_２（図１ｂ）で基準軸１６を交差して、位置（２）において網膜平面１４と当たる。網膜平面１４上の位置（２）は、距離Ｂだけ位置（１）から変位している。第２のビーム２４は、網膜によって散乱して、ほぼ角度βによって示された方向で眼を出る。その後、第２のビーム２４が位置（ｘ_２，ｙ_２）で検出器表面２８上にスポット３３として結像される。参照スポット３１からの結像されたスポット３３の変位は、ｘ_２−１、ｙ_２−１として表され、公知の様態で計算されて、角膜表面上の点Ｐ_１およびＰ_２に対応する波面収差情報を提供する。実際のシステムでは、複数の計測ビーム２４_ｎは、角膜上の異なる位置Ｐ_ｎで眼に連続的に入射される。これにより、波面収差は、角膜の所望の表面積全体にマッピングされ得る。

網膜平面１４が実際には平坦な面ではなく、網膜の表面全体にトポログラフィカルな変動を有するエンベロープとして考えられ得るということに起因して、検出器上の像スポットの変位から導出された波面収差計測は、必ずしも所望され得る計測精度を提供するとは限らない。例えば、網膜表面が平坦な平面から１００μｍだけ変動することにより、球は約０．３ｄｐｔ変化する。本発明の実施形態によると、波面計測精度は、以下のように改善され得る。以下の定義は、図を参照することにより、読み手が本発明を理解することを助ける。

ｄ＝角膜表面上における、第２の計測ビームの第１の参照ビームからの変位
ｆ_２＝正視している眼の焦点距離（約５５Ｄ）
ｌ＝角膜平面１２から網膜平面１４までの基準軸に沿った眼の長さ（通常約２５ｍｍ±４ｍｍ）
Ｂ＝参照像（１）と変位した参照像（２）との間の網膜平面に沿った距離
ｆ_３＝結像レンズ３０の焦点距離
ｘ_ｌｉ、ｙ_ｌｉ＝検出器上における、結像されたビームスポットの基準位置ｘ_ｌ，ｙ_ｌからの変位
β＝角膜の中心における平行入射計測ビームと、眼を出る散乱光との大体の方向角度
α＝本発明の実施形態による波面計測の精度を改善するために用いられるさらなる計測ビームの角度
図１ｂを再び参照して、調節可能なさらなる計測ビーム２６は、第２の入射ビーム２４の交点Ｐ_２と同じ角膜平面上の交点で眼に入射される。基準軸に対する調節可能なビームの角度αが調節されることにより、光ビーム２６のオブジェクトは、位置（１）に可能な限り近い網膜平面上（すなわち、参照ビーム２２は、網膜平面に当たる場所）に結像される。散乱したリターンビーム２６’は、座標ｘ_３、ｙ_３の像スポット３５として検出器上に結像レンズ３０によって結像される。変位データΔｘ_３−１、Δｙ_３−１から波面計測値を生成することによって、Ｐ_２の角膜位置に対応する波面をより精度良く決定することが可能である。従って、この手順は、それぞれの変位した入射ビームに対して繰り返され、所望なように角膜表面収差をマッピングする。上記の説明は、２次元座標を参照してなされたが、実際の条件をマッピングするためには、ベクトル計算が必要とされることが理解される。

上記の説明を示す例として、元の連続走査方法が１０％の波面計測誤差を生じ、散乱したビームの角度偏差における誤差は１０％であり、同様に、網膜平面上に変位Ｂを伴うと過程する。さらに、計測されるべき眼の実際の誤差は、値が−１０Ｄであり、入射光は、平行である（０Ｄ）と図で仮定する。従って、計測された収差は、−９Ｄである。本発明によれば、検出器上のスポットの変位Δｘ_３−１は、０．１Δｘ_２−１にほぼ等しく、Δβはほぼ０．１βである。−９Ｄの波面収差がβから直接計測されたために、Δβの寄与分は、約−０．９Ｄであり、計測された球状の焦点はずれの収差値を−９．９Ｄとして与える。一度の連続走査計測に約５０ｍｓを要するので、さらなる計測を含む全時間は、約１００ｍｓである。オプションとして、さらなる計測プロセスが繰り返して実行され得る。例えば、４番目の調節ビームα’が計測された−９．９Ｄに対応する角度の開きで入射され得る。生じたΔｘ_４は０．１Δｘ_３にほぼ等しく、０．１Δｘ_３は０．０１Δｘ_２にほぼ等しい。これが−０．０９ＤのΔβ_４を生じ、−９．９９Ｄの計測された球状の焦点はずれを生じるが、仮定された焦点はずれの実際の値は−１０Ｄに等しい。このような３回の繰り返しプロシージャは、終了するまで約１５０ｍｓを要する。

図面を参照して、上で与えられた定義に基づくと、単純な数学的な幾何学は、以下の関係をもたらす。

β＝Δｘ_２−１／ｆ_３
β＝ｎ_ｃ［ｌ−ｆ_２ｄ］／ｆ_２ｌ
Ｂ＝ｌΔｘ_２−１／ｆ_３
近軸の光学素子から、
ｌ／ｓ＝ｎ_ｃ／ｆ_２〜ｎ_ｃ／ｌ＝ｎ_ｃ［ｌ−ｆ_２ｄ］／ｆ_２ｌ（眼の外側の網膜上のオブジェクトの長さ）
α〜ｄ／ｓ＝ｎ_ｃ［ｌ−ｆ_２ｄ］／ｆ_２ｌ＝β
｜α｜〜｜β｜
本発明の別の実施形態は、網膜表面に沿った点で網膜のトポログラフィカルな変動を計測することに関する。このことは上記の説明から直接導かれるものであり、図２を参照して詳細に説明される。視軸に平行な第１のビーム（１）が点Ｐ_１で角膜に当たり、Ｘ_１で網膜表面から散乱し、第１のビームから変位した第２の平行ビーム（２）が点Ｐ_２で角膜に当たり、点Ｘ_２で網膜から散乱し、角度β_ｏｕｔで眼から出るとき、ビーム（１）とビーム（２）との間の検出器平面上の像スポットの変位は、角膜上の点Ｐ_２に対応する球状焦点はずれ誤差を生じることが上記説明公知である。上記の本発明の実施形態によると、第３のビーム（３）が角膜上の点Ｐ_２に導入されて、網膜表面上の点Ｘ_１で散乱するとき、ビーム（１）とビーム（３）との間の検出器上の角度αおよび変位は、角膜上の点Ｐ_２に対応する厳密な球状屈折誤差を生じる。この実施形態によると、第４のビーム（４）は角膜位置Ｐ_１および角度βで眼に入射され、Ｘ_２で網膜表面から散乱する。第４のビーム（４）に平行な第５のビーム（５）は、角膜位置Ｐ_２で眼に入射される。微小角度δだけ第５のビーム（５）から変位している第６のビーム（６）は、点Ｐ_２に導入され、角膜上の位置Ｐ_２に対応し、網膜上の位置Ｘ_２からのより厳密な球状屈折誤差を提供する。図３は、球状焦点はずれ計測値の変動を、この実施形態によって提供された角度βの関数として、一般化した形式で示す。実際に、角膜表面が平坦な表面である場合、図３は、網膜上の位置の関数としての球状屈折誤差が変動しないことを示す直線の水平線を示す。眼の球状倍率が約５５Ｄであり、眼の長さｌはほぼ２５ｍｍに等しいとされる場合、上記の技術により計測された１Ｄの球状焦点はずれの変動は、の点におけるＸ_１とＸ_２との間の変位（ｚ方向にｌ／５５Ｄ×２５ｍｍ／ｎｃ〜３３０μｍ）に対応する。０．５Ｄの計測精度を有することにより、これは、ｚ方向に約１７μｍの解像度を提供する。網膜表面上のΔＸ値が（αｌ）／ｎ_ｃとして表現され得るため（ここで、αは既知の入射角度である）、屈折誤差は、網膜上の既知のΔＸ値に対して検出器において計測されるごとに、網膜表面上の点におけるｚ値は、１つのジオプター誤差の対応するもの（ｚ軸方向に３３０μｍの変位にほぼ等しい）から近似され得る。従って、角膜のトポログラフィがマッピングされ得る。この解像度は、ＯＣＴ計測によって与えられる解像度に類似している。

次に、本発明による網膜トポログラフィのより詳細な説明は、図４を参照して提供される。網膜が網膜平面ＲＰである場合、元のビーム（１）および（２）は、位置Ｘ_１および位置Ｘ_２の網膜表面からそれぞれ散乱する。差ΔＸ_２−１は、（Δα／ｎ）×ｌとして表現され得る。しかし、眼の収差および平坦ではない網膜表面１００に起因して、入射ビーム（２）および（３）は、網膜位置Ｘ_１０およびＸ_１２からそれぞれ散乱する。網膜が平坦である場合、Δα_１から計測された波面誤差に基づく角度Δα_２の入射ビーム（３）は、Δα_１に関するものと同じ信号をΔα_２に関して検出器に提供する。この場合、Δβ_１とΔβ_２とは等しい。しかし、角度の違いは、図示され、以下のように、Δψが検出器で計測され得る。

Δψ＝（Δβ_２−Δβ_１）
ε＝ｄ／ｌ＝ΔＸ_{１０−１２}／ｚ
ΔＸ_{１０−１２}＝ｄｚ／ｌ
Δγ＝ΔＸ_{１０−１２}／（ｌ−ｚ）＝ΔＸ_{１０−１２}／ｌ＝ｄｚ／ｌ^２
Δψ＝ｎ_ｃΔγ＝ｎ_ｃｄｚ／ｌ^２
ｚ＝ｌ^２Δψ／ｎ_ｃｄ
例えば、ｄ＝５ｍｍ、ｎ_ｃ＝１．３３６、ｌ＝２５ｍｍ、ｚ＝２０μｍ、Δψ＝２．１４×１０^４、ｒａｄ＝０．０１２°であると仮定する。

前述の記述に基づくと、本発明によるプロシージャにより、網膜のトポログラフィーおよび波面収差を１つのシステムで計測可能であることが理解され得る。従って、本発明の実施形態は、光学系、好ましくは人間の眼の網膜トポログラフィーおよび波面収差を計測するシステムに関する。このシステムは、改良された連続走査波面センサとして前述したシステムに類似し、さらなる計測ビームが様々な選択された入射角度で眼に入射され得、この様々な入射角度により、様々な計測の解像度が検出器上の像スポットの変位から得られ得ることがさらに理解される。

様々な有利な実施形態が本発明を図示するために選択されてきたが、添付の特許請求の範囲内に規定される本発明の範囲を逸脱することなく、改変および修正が本発明内でなされ得ることが当業者に理解される。

図１ａは、本発明の実施形態によるシステムおよび方法を示す光路を示す概略図である。 図１ｂは、本発明の実施形態によるシステムおよび方法を示す光路を示す概略図である。 図２は、本発明の実施形態による異なる光路を示す光線軌跡の図である。 図３は、球状焦点はずれ誤差と、眼から出た光線の方向との関係をプロットした図を示す。 図４は、網膜トポグラフィー計測に関する本発明の実施形態の光路を示す概略図である。

Claims (12)

1. 眼の波面収差を計測する方法であって、
   既知の基準軸に平行に投影された第１の参照ビーム、オブジェクトビームは、角膜上の第１の基準位置（Ｐ_１）で眼に入射されることにより、該第１のビームが、網膜表面上の位置（１）から散乱して、さらに、基準位置（ｘ_ｌ，ｙ_１）で検出器上に結像され、
   該参照ビームに平行であり、かつ既知量（ｄ）だけ変位している少なくとも１つの連続した第２のオブジェクトビームは、該角膜上の第２の位置（Ｐ_２）で該眼に投影されて、該網膜表面上の位置（２）から散乱し、さらに、第２の位置（ｘ_２，ｙ_２）で該検出器上に結像されることにより、変位（Δｘ_２−１，Δｙ_２−１）が計測され得て、該変位（Δｘ_２−１，Δｙ_２−１）から波面収差情報が計算され得、
   その改良は、
   該基準軸に対してある角度（α）をなして連続的な第２のビームの各々に対応する第３のビームを入射することであって、該第３のビームは、第２のビームの各々と同じ位置（Ｐ_２）で該角膜に入り、位置（１）に実質的に対応する該網膜表面上の位置（３）から散乱して、さらに、第３の位置（ｘ_３、ｙ_３）で該検出器上に結像されることにより、変位（Δｘ_３−１，Δｙ_３−１）が計測され得て、該波面収差が該角膜上の位置Ｐ_２に対応して計算されるように、第３のビームを入射することにより特徴付けられ、
   これにより、該第３のビームデータからの角膜位置Ｐ_２に対する該波面収差は、該第２のビーム計測からの対応する計測よりも精度の良い、方法。
2. 前記入射ビームは、それぞれ、約０．２〜２ｍｍの直径を有する、請求項１に記載の方法。
3. 前記入射ビームは、それぞれ、約０．４〜０．５ｍｍの直径を有する、請求項１に記載の方法。
4. 前記入射ビームは、それぞれ、約４００〜１２００ｎｍの波長を有する、請求項１に記載の方法。
5. 前記入射ビームは、それぞれ、約７００〜９００ｎｍの波長を有する、請求項１に記載の方法。
6. 前記基準軸は、患者の眼の固定した視軸である、請求項１に記載の方法。
7. 前記基準軸は、患者の眼の光軸である、請求項１に記載の方法。
8. 異なる角膜位置（Ｐ_ｎ）で十分な数の第２の入射ビームおよび第３の入射ビームを、前記角膜の所望の表面積の波面マップに入射するステップをさらに包含する、請求項１に記載の方法。
9. 眼の波面計測を行う改良された連続走査型のデバイスにおいて、
   該デバイスは、基準軸に一致する伝播経路で、角膜上の選択された位置で該眼に参照ビームビームを連続的に入射して、相互に平行で、かつ該基準軸と平行な伝搬経路で、該角膜上の選択された位置で該眼に複数の計測光ビームを入射する手段と、
   該眼の網膜表面の異なる位置から散乱した入射ビームの各々からの光を捕えて、該光を所望の外部の位置に結像する手段と、
   該結像された光を受け取って、該像の変位を参照像から検出する検出器と、
   該角膜上の該入射位置に対応する該像変位から波面収差情報を計算する計算手段とを含み、
   その改良は、
   計測ビームに対応する複数のさらなる計測ビームを、該角膜上の位置で眼に連続的に入射する手段であって、該複数のさらなるビームの各々は該計測ビームに対応し、該参照ビームが該網膜表面に当たる実質的な位置で該網膜表面に当たる波を含み、、これにより、該さらなる計測ビームの各々は、該参照像からある変位で該検出器上に結像され、前記計算手段は、該角膜上の該入射位置に対応する該さらなる像変位からの該波面収差情報を計算する、デバイス。
10. 網膜表面のトポログラフィー変動を決定する方法であって、
    既知の基準軸に平行に投影される第１のオブジェクトビームを角膜上の第１の位置（Ｐ_１）で眼に入射するステップであって、この入射により、該第１のビームは、該網膜表面上の位置（１）から散乱して、基準位置（ｘ_１，ｙ_１）で検出器上にさらに結像される、ステップと、
    該参照ビームに平行な、かつ既知量（ｄ）変位している第２のオブジェクトビームを該角膜上の第２の位置（Ｐ_２）で該眼に入射するステップであって、該第２のオブジェクトビームは、該網膜表面上の位置（２）から散乱して、第２の位置（ｘ_２，ｙ_２）で該検出器上にさらに結像される、入ステップと、
    （Δｘ_２−１，Δｙ_２−１）に対応する第１の球状屈折誤差計測を行うステップと、
    該第２のビーム（Ｐ_２）と同じ位置で該基準軸に対して選択された角度（α）で該眼に第３のビームを入射するステップであって、該第３のビームは、位置（１）に実質的に対応する該網膜表面上の位置（３）から散乱し、第３の位置（ｘ_３，ｙ_３）で該検出器上にさらに結像される、ステップと、
    （Δｘ_３−１，Δｙ_３−１）に対応する第２の球状屈折誤差計測を行うステップと、
    該網膜表面上のΔＸ_２−１変位に対して、該眼の長さのΔｌ変化を決定するステップと
    を包含する、方法。
11. 前記角膜表面上の複数の位置に対応する複数の第２および第３のビームを連続的に入射するステップをさらに包含する、請求項１０に記載の方法。
12. 網膜トポグラフィー情報を提供するデバイスであって、
    基準軸に一致する伝搬経路で角膜上の選択された位置で眼に参照光ビームを連続的に入射して、相互に平行で、かつ該基準軸に平行な伝搬経路で該角膜上の選択された位置で該眼に複数の計測光ビームを入射する手段と、
    該眼の該網膜表面の異なる位置から散乱した各入射ビームからの光を捕えて、所望の外部の位置で該光を結像する手段と、
    該結像された光を受け取って、参照像からの該像の変位を検出する検出器と、
    該角膜上の該入射位置に対応する該像変位から波面収差情報を計算する計算手段と
    を含む、デバイス。

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