JP2016526985A - 眼の処方を判定するための装置および方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、概して、光学的または眼科的方法および装置に関し、より具体的には、本発明は、眼の光学的性質を判定するプロセスを促進するための方法およびデバイスに関する。眼の処方は、眼を整合させ、調節を軽減し、正確な結果を提供する、特別に構成された標的光源を伴う単純で使いやすい可搬性デバイスを提供することによって、判定され得る。固定閉鎖視野自動屈折計と異なり、本デバイスは、典型的には、可搬性、自己使用可能、比較的安価であり、世界中でより広範な使用を可能にする。

Description

（関連出願の引用）
本願は、“Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｏｐｔｉｃａｌ Ａｌｉｇｎｍｅｎｔ ｏｆ ａｎ Ｅｙｅ ｗｉｔｈ ａ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｅｙｅ，”と題され、２０１３年７月２日に出願された、米国仮特許出願第６１／８４２，１９０号、“Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎ Ｅｙｅ Ｐｒｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ”と題され、２０１４年３月２８日に出願された、米国仮特許出願第６１／９７２，０５８号、ならびに、“Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎ Ｅｙｅ Ｐｒｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ，”と題され、２０１４年３月２８日に出願された、米国仮特許出願第６１／９７２，１９１の利益を主張するものであり、これらの全ての全体の内容は、あらゆる目的のために、参照により本明細書中に援用される。

本発明は、概して、光学的または眼科的方法および装置に関し、より具体的には、本発明は、眼の光学的性質を判定するプロセスを促進するための方法およびデバイスに関する。

「屈折誤差」は、ヒトの眼等における低次収差である。「屈折処方」は、屈折誤差を補正する矯正レンズ（眼鏡）のための処方である。本明細書でさらに詳細に説明されるように、眼は、同様に、または代わりに、高次収差にも悩まされ得る。

自動屈折計は、患者の眼のための屈折処方を自動的に推定する。米国および欧州では長年広く使用されているが、自動屈折計は、いくつかの欠点を有する。例えば、自動屈折計は、典型的には、極めて高価であり、多くの場合、何万ドル以上もかかる。加えて、自動屈折計は、概して、大型かつ不動であり、眼科医、検眼医、または訓練されたスタッフによる広範な支援を必要とする。したがって、これらおよび他の関連する理由により、自動屈折計は、アフリカ、アジアの一部、およびさらに米国の田園地域等の低資源設定では、あまり頻繁に使用されていない。波面収差計は、複雑かつ高価な種類の自動屈折計である。波面収差計はまた、白内障および視力矯正等のためのレーザ手術を誘導するためにも使用される。

処方は、検眼表記、屈折力ベクトル表記、およびそれらの均等物で表されてもよい。

本発明の実施形態は、生物の眼の光学性質を判定する方法を提供する。本方法は、近位ポートおよび遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップを含む。近位ポートおよび遠位ポートは、ともに視覚チャネルを形成する。眼は、近位ポートと整合させられる。標的指標が、有効無限遠で生じさせられる。標的指標は、視覚チャネルを通して視認可能である。眼は、標的指標に焦点を合わせさせられる。眼が標的指標を視認すると、眼の調節が判定される。眼の光学性質が、判定された調節の関数として計算される。

データが、眼の調節に関して収集されてもよい。光学性質を計算するステップは、眼が調節しているとき、および眼が調節していないときを識別するために、調節に関するデータを使用するステップを含んでもよい。光学性質を計算するステップは、光学性質を計算するように、眼が調節していないときに関するデータを選択するステップを含んでもよい。

光学性質を計算するステップは、眼が調節しているときに関するデータを破棄するステップを含んでもよい。

本方法はまた、装置に連結される標的光源によって、標的光線を生成するステップと、標的光線を用いて標的指標を生じるステップとを含んでもよい。

調節を判定するステップは、眼が標的指標に焦点を合わせると、眼から光の波面の複数の順次画像を取得するステップを含んでもよい。

光学性質を計算するステップは、順次画像のタイミングの関数として光学性質を計算するステップを含んでもよい。

調節を判定するステップは、眼が標的指標に焦点を合わせると、眼からの光の波面の複数の順次画像からの測定を使用して、眼の光学収差の変化を追跡するステップを含んでもよい。

眼の調節を判定するステップは、複数の順次画像から１つまたはそれを上回る画像をフィルタにかけるステップを含んでもよい。

フィルタにかけるステップは、眼の調節の変化率を含む、眼の生理学的パラメータに基づいてもよい。

眼の光学性質を計算するステップは、光学性質を計算するために波面収差計を使用するステップを含んでもよい。

標的指標に眼の焦点を合わせるステップは、標的指標が装置から少なくとも約１０フィートにある間に、標的指標に眼の焦点を合わせるステップを含んでもよい。

光学性質を計算するステップは、眼のための処方を計算するステップを含んでもよい。

光学性質を計算するステップは、遠見および近見のための眼鏡の処方を計算するステップを含んでもよい。

本発明の別の実施形態は、視覚チャネルをともに形成する、近位ポートおよび遠位ポートを含む、光学装置を提供する。標的光源は、有効無限遠で標的指標を生じるように構成される。標的指標は、視覚チャネルを通して視認可能である。判定論理は、眼が標的指標を視認すると、眼の調節を判定するように構成される。

本装置はまた、近位ポートおよび遠位ポートを形成する本体を含んでもよい。本体はさらに、判定論理を含有してもよい。

判定論理は、眼の判定された調節の関数として、眼のための処方を計算するように構成されてもよい。

光学装置はさらに、判定論理と動作可能に連結される波面画像センサを含んでもよい。画像センサは、眼が標的指標に焦点を合わせると、波面の複数の順次画像を捕捉するように構成されてもよい。

調節を判定するための論理は、順次画像のタイミングの関数として、処方を計算するように構成されてもよい。

判定論理は、順次画像のタイミングの関数として、眼のための球面処方を入力として使用してもよい。

判定論理は、順次画像のタイミングの関数として、眼の球面同等（Ｍ）処方を入力として使用してもよい。

フィルタが、判定論理と動作可能に連結されてもよい。フィルタは、複数の順次画像から１つまたはそれを上回る画像をフィルタにかけるように構成されてもよい。

本発明のさらに別の実施形態は、眼を受容するように構成される近位ポートを含む、光学装置を提供する。一次光センサのアレイは、近位ポートを通過する波面を受容するように構成される。一次光センサのアレイは、周辺を有する。少なくとも１つの二次光センサが、一次光センサのアレイの周辺の外側に位置付けられる。回路は、一次光センサのアレイからの波面データを使用して、眼のパラメータを判定するように構成される。

光学装置はさらに、非定常本体を含んでもよい。非定常本体は、近位ポートおよび遠位ポートを有する。近位ポートおよび遠位ポートは、近位ポートから遠位ポートまで視覚チャネルを形成する。視覚チャネルは、眼が、本体の外部にあり、かつそこから離間した標的指標を見ることを可能にするように、開放視野であってもよい。

網膜光源は、近位ポートに向かって照明光線を指向し、波面を生じるように構成されてもよい。

キュー発生器が、少なくとも１つの二次光センサと動作可能に連結されてもよい。キュー発生器は、少なくとも１つの二次光センサによる波面の受容の関数として、キューを生成するように構成されてもよい。

キュー発生器は、少なくとも１つの二次光センサによる波面の受容の関数として、視覚キュー、音響キュー、および機械キューのうちの少なくとも１つを生成するように構成されてもよい。

一次光センサのアレイは、波面に対する第１の感度を有してもよく、少なくとも１つの二次光センサは、波面に対する第２の感度を有してもよい。第１の感度は、第２の感度より大きくあり得る。

一次光センサのアレイは、ＣＣＤを含んでもよく、少なくとも１つの二次光センサは、象限センサを含んでもよい。

遠位ポートは、少なくとも部分的に光軸を画定してもよい。少なくとも１つの二次光センサは、光軸に対する眼の配向の関数として、波面を受容するように構成されてもよい。

少なくとも１つの二次光センサは、一次光センサのアレイの周辺を実質的に囲んでもよい。

本発明の実施形態は、光学装置を提供するステップを含む、光学的方法を提供する。光学装置は、近位ポートから遠位ポートまで視覚チャネルをともに形成する、近位ポートおよび遠位ポートを有する。本装置はさらに、周辺を有する、一次光センサのアレイを含む。本装置はさらに、一次光センサのアレイの周辺の外側に位置付けられる、少なくとも１つの二次光センサを含む。生物の眼が、近位ポートと整合させられる。眼は、装置の外部の標的指標まで遠位ポートを通して視認する。眼は、近位ポートを通して波面を生じるように照射される。少なくとも１つの二次光センサによって感知される波面の量が、判定される。少なくとも１つの二次光センサによって感知される波面の量の関数として、キューが生成される。

眼のための処方等の眼のパラメータが、判定されてもよい。

遠位ポートは、少なくとも部分的に光軸を画定してもよい。本方法はさらに、キューに応答して、光軸に向かって眼を動かすステップを含んでもよい。

遠位ポートは、少なくとも部分的に光軸を画定してもよい。少なくとも１つの二次光センサは、光軸に対する眼の配向の関数として、波面を受容するように構成されてもよい。

波面は、一次光センサのアレイに向かった一次経路に分割されてもよく、波面はさらに、少なくとも１つの二次光センサに向かった二次経路に分割されてもよい。

本発明の別の実施形態は、眼を受容するように構成される近位ポートと、遠位ポートとを含む、光学装置を提供する。本装置は、近位ポートから遠位ポートまでの視覚チャネルを含む。一次光センサのアレイは、近位ポートを通過する波面を受容するように構成される。本装置はまた、少なくとも１つの二次光センサも含む。視覚チャネル内の光学部は、波面を一次光センサのアレイに向かった一次経路および少なくとも１つの二次光センサに向かった二次経路に分割するように構成される。

一次光センサは、少なくとも１つの二次光センサに隣接し得る。

レンズが、少なくとも１つの二次光センサに隣接し得る。レンズは、二次経路がレンズを通過するように位置付けられてもよい。

網膜光源は、近位ポートに向かって照明光線を指向し、波面を生じるように構成されてもよい。

キュー発生器が、少なくとも１つの二次光センサと動作可能に連結されてもよい。キュー発生器は、少なくとも１つの二次光センサによる波面の受容の関数として、キューを生成するように構成されてもよい。

キュー発生器は、視覚キュー、音響キュー、および機械キューを生成するように構成されてもよい。キュー発生器は、少なくとも１つの二次光センサによる波面の受容の関数として、少なくとも１つのキューを生成する。

一次光センサのアレイは、波面に対する第１の感度を有してもよく、少なくとも１つの二次光センサは、波面に対する第２の感度を有してもよい。第１の感度は、第２の感度より大きくあり得る。

一次光センサのアレイは、ＣＣＤを含んでもよく、少なくとも１つの二次光センサは、象限センサを含んでもよい。

本発明のさらに別の実施形態は、光学的方法を提供する。本方法は、近位ポートおよび遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップを含む。ともに、近位ポートおよび遠位ポートは、近位ポートから遠位ポートまで視覚チャネルを形成する。本装置はまた、一次光センサのアレイ、および少なくとも１つの二次光センサも有する。生物の眼が、近位ポートと整合させられる。眼は、装置の外部の標的指標まで遠位ポートを通して視認する。眼は、近位ポートを通して波面を生じるよう照射される。波面は、一次光センサのアレイに向かった一次経路および少なくとも１つの二次光センサに向かった二次経路に分割される。

本方法は、二次経路に沿って波面の分割部分の焦点を合わせるように、波面の二次経路をレンズに通過させるステップを含んでもよい。

光線が、眼から反射して波面を生じるように、近位ポートに向かって指向されてもよい。

少なくとも１つの二次光センサによる波面の受容の関数として、キューが生成されてもよい。

キューを生成するステップは、視覚キュー、音響キュー、および／または機械キューを生成するステップを含んでもよい。キューは、少なくとも１つの二次光センサによる波面の受容の関数として、生成されてもよい。

少なくとも１つの二次光センサは、象限センサを含んでもよい。

本発明の実施形態は、生物の眼の光学性質を判定する方法を提供する。本方法は、視覚チャネルをともに形成する近位ポートおよび遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップを含む。眼は、近位ポートと整合させられる。光が、波面を生じるように眼の中へ指向される。波面は、近位ポートを介して受容される。波面の複数の順次的な時間的離間データセットが捕捉される。データセットは、複数のデータセットのうちの各データセットが捕捉される相対時間を表すために十分な時間的情報を含む。時間的情報の関数として、眼の光学性質が判定される。

複数の順次データセットは、波面の画像を含んでもよい。

本方法は、複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットをフィルタにかけるステップを含んでもよい。

光学性質を判定するステップは、複数のデータセットの順序および複数のデータセットのコンテンツの関数として、光学性質を判定するステップを含んでもよい。

複数のデータセットのうちの各データセットは、波面収差情報を含んでもよい。

光学性質は、球面構成要素と、円柱構成要素とを含んでもよい。光学性質を判定するステップは、球面構成要素を判定した後に円柱構成要素を判定するステップを含んでもよい。

光学性質を判定するステップは、データの動向について複数のデータセットを分析するステップを含んでもよい。

複数のデータセットは、眼の調節に関する情報を含んでもよい。

本方法は、信号対雑音比の関数として、複数のデータセットのうちのあるデータセットに加重するステップを含んでもよい。

複数のデータセットは、波面のビデオを含んでもよい。

光学性質は、眼のための処方を含んでもよい。

本発明の別の実施形態は、生物の眼の光学性質を判定するための装置を提供する。本装置は、視覚チャネルをともに形成する、近位ポートおよび遠位ポートを含む。照明光源は、光を眼の中へ指向して、近位ポートを通して受容される波面を生じるように構成される。画像捕捉センサが、視覚チャネルと動作可能に連結される。センサは、波面の複数の順次的な時間的離間データセットを捕捉するように構成される。データセットは、複数のデータセットのうちの各データセットが捕捉される相対時間を表すために十分な時間的情報を含む。光学性質論理が、画像捕捉センサに動作可能に連結される。光学性質論理は、時間的情報の関数として、眼の光学性質を判定するように構成される。

複数のデータセットは、波面の画像を含んでもよい。

フィルタは、複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットをフィルタにかけるように構成されてもよい。

光学性質論理は、複数のデータセットの順序および複数のデータセットのコンテンツの関数として、光学性質を判定するために構成される論理を含んでもよい。

光学性質は、眼のための処方を含んでもよい。

複数のデータセットのうちの各データセットは、波面収差情報を含んでもよい。

光学性質は、球面構成要素と、円柱構成要素とを含んでもよい。光学性質論理は、球面構成要素を判定した後に円柱構成要素を判定するように構成されてもよい。

光学性質論理は、データの動向について複数のデータセットを分析するように構成されてもよい。

複数のデータセットは、眼の調節に関する情報を含んでもよい。

光学性質論理は、信号対雑音比の関数として、複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットに加重するように構成されてもよい。

順次データセットは、波面のビデオを含んでもよい。

本発明のさらに別の実施形態は、生物の眼の光学性質を判定する方法を提供する。本方法は、視覚チャネルをともに形成する近位ポートおよび遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップを含む。眼は、近位ポートと整合させられる。光が、波面を生じるように眼の中へ指向される。波面は、近位ポートを介して受容される。波面の複数の順次的な時間的離間データセットが捕捉される。データセットは、複数のデータセットのうちの各データセットが捕捉される相対時間を表すために十分な時間的情報を含む。データセットは、高周波雑音を含む。複数のデータセットのうちのデータセットが登録される。登録されたデータセットの関数として、眼の光学性質が判定される。

データセットを登録するステップは、高周波雑音を軽減するステップを含んでもよい。

データセットを登録するステップは、信号対雑音比を増加させるステップを含んでもよい。

データセットを登録するステップは、連続データセットを登録するステップを含んでもよい。

複数のデータセットは、波面の画像を含んでもよい。

複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットは、データセットを登録する前にフィルタにかけられてもよい。

各データセットは、波面収差情報を含んでもよい。

複数のデータセットは、波面のビデオを含んでもよい。

複数のデータセットを登録するステップは、連続データセットを登録し、雑音を軽減するように登録された連続データセットを組み合わせるステップを含んでもよい。

複数のデータセットを登録するステップは、調節による眼の光学性質の変化に及ぶデータセットを回避するために、時間的にともに十分近く獲得されたデータセットを選択するステップを含んでもよい。複数のデータセットを登録するステップはまた、選択されたデータセットを登録するステップを含んでもよい。本方法はさらに、雑音を軽減するように登録されたデータセットを組み合わせるステップを含んでもよい。

複数のデータセットを登録するステップは、所定の範囲内で類似する波面収差情報を伴うデータセットを登録し、雑音を軽減するように登録されたデータセットを組み合わせるステップを含んでもよい。

本発明の実施形態は、生物の眼の光学性質を判定するための光学装置を提供する。本装置は、視覚チャネルをともに形成する、近位ポートおよび遠位ポートを含む。照明光源は、光を眼の中へ指向して、近位ポートを通して受容される波面を生じるように構成される。画像捕捉センサが、視覚チャネルと動作可能に連結される。センサは、波面の複数の順次的な時間的離間データセットを捕捉するように構成される。データセットは、複数のデータセットのうちの各データセットが捕捉される相対時間を表すために十分な時間的情報を含む。データセットは、高周波雑音を含む。光学性質論理は、センサと動作可能に連結される。光学性質論理は、複数のデータセットのうちの連続データセットを登録して、高周波雑音を軽減するように構成される。光学性質論理は、登録されたデータセットの関数として、眼の光学性質を判定するようにも構成される。

複数のデータセットは、波面の画像を含んでもよい。

フィルタは、登録する前に、複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットをフィルタにかけるように構成されてもよい。

複数のデータセットのうちの各データセットは、波面収差情報を含んでもよい。

複数のデータセットは、波面のビデオを含んでもよい。

光学性質論理は、登録されたデータセットを組み合わせるか、または平均して、雑音を軽減するように構成されてもよい。

光学性質論理は、連続データセットを登録するように構成されてもよい。

光学性質論理は、調節による眼の光学性質の変化に及ぶデータセットを回避するために、時間的にともに十分近く獲得されたデータセットを選択し、選択されたデータセットを登録するように構成されてもよい。

光学性質は、眼の処方であってもよい。

本発明の例証的実施形態は、その上にコンピュータ可読プログラムコードを伴うコンピュータ使用可能媒体を有する、コンピュータプログラム製品として実装されてもよい。コンピュータ可読コードは、従来のプロセスに従って、コンピュータシステムによって読み取り、利用されてもよい。

本発明は、図面と併せて具体的実施形態の以下の発明を実施するための形態を参照することによって、さらに完全に理解されるであろう。

図１は、遠隔オブジェクトを結像するヒトの正視眼の概略断面図である。 図２は、接近オブジェクトを結像するヒトの正視眼の概略断面図である。 図３は、接近オブジェクトを結像するヒトの遠視眼の概略断面図である。 図４は、遠隔オブジェクトを結像するヒトの近視眼の概略断面図である。 図５は、近視を矯正するように図４の近視眼の前に配置される矯正レンズを概略的に図示する。 図６は、従来技術による、ヒトの正視眼に隣接するハルトマン・シャック波面収差計を概略的に図示する。 図７は、従来技術による、図６の眼から出射し、ハルトマン・シャック波面収差計によって受容される、仮想光源からの波面、ならびにハルトマン・シャック波面収差計によって生成される仮説的スポット図を概略的に図示する。 図８は、従来技術による、非正視眼から退出し、ハルトマン・シャック波面収差計によって受容される、仮想光源からの波面、ならびにハルトマン・シャック波面収差計によって生成される仮定スポット図を概略的に図示する。 図９は、従来技術による、ハルトマン・シャック波面収差計の小型レンズのアレイに作用する非正視眼からの仮説的波面、および収差計の光学センサの結果として生じる照射、照射の強度の地理的分布を表す３次元グラフ、ならびに小型レンズのアレイの１つのレンズの拡大図を概略的に図示する。 図１０は、従来技術による、１次〜４次ゼルニケ多項式によって定義される表面形状の斜視図を提供する。 図１１、１２、および１３は、本発明の実施形態による、ハルトマン・シャック波面収差計を含む、軽量可搬性ハンドヘルド自動デバイスの右側面、正面、および左側面図を含有する。 図１１、１２、および１３は、本発明の実施形態による、ハルトマン・シャック波面収差計を含む、軽量可搬性ハンドヘルド自動デバイスの右側面、正面、および左側面図を含有する。 図１１、１２、および１３は、本発明の実施形態による、ハルトマン・シャック波面収差計を含む、軽量可搬性ハンドヘルド自動デバイスの右側面、正面、および左側面図を含有する。 図１４は、患者によって使用中である図１１−１３のデバイスを図示する。 図１５は、本発明の実施形態による、その内部構成要素を示す、図１１−１４のデバイスの概略ブロック図である。 図１５−１は、本発明の実施形態による、図１１−１５のデバイスと適正に整合させられた眼、ならびにデバイスを通して眼によって見られるような視界を図示する概略図である。 図１５−２は、本発明の実施形態による、図１１−１５のデバイスとわずかに整合させられていない眼、ならびにデバイスを通して眼によって見られるような仮説的視界を図示する概略図である。 図１５−３は、本発明の実施形態による、図１１−１５のデバイスと著しく整合させられていない眼、ならびにデバイスを通して眼によって見られるような視界を図示する概略図である。 図１６は、本発明の別の実施形態による、その内部構成要素を示す、図１１−１４のデバイスの概略ブロック図である。 図１７は、患者の眼がデバイスと適正に整合させられているときに、デバイスを使用する患者によって見られるような図１６のデバイスを通した視界を図示する。 図１８は、患者の眼がデバイスと適正に整合させられていないときに、デバイスを使用する患者によって見られるような図１６のデバイスを通した仮説的視界を図示する。 図１９は、本発明のさらに別の実施形態による、その内部構成要素を示す、図１１−１４のデバイスの概略ブロック図である。 図２０は、使用中の図１９のデバイスの概略ブロック図である。 図２１は、使用中の図１９および２０のデバイスの代替実施形態の概略ブロック図である。 図２２は、患者の瞳孔間軸に対して、デバイスが傾転させられる、患者によって使用中である本発明の実施形態の正面図である。 図２３は、本発明の実施形態による、ハルトマン・シャック波面収差計を含む、両眼軽量可搬性ハンドヘルド自動デバイスを図示する。 図２３−１は、本発明の別の実施形態による、ハルトマン・シャック波面収差計を含む、両眼軽量可搬性ハンドヘルド自動デバイスを図示する。 図２４は、本発明の実施形態による、デバイスの２つの接眼レンズ間の間隔を調整するための図２３のデバイスの蟻継ぎスライドを概略的に図示する。 図２５は、本発明の別の実施形態による、デバイスの２つの接眼レンズ間の間隔を調整するための図２３のデバイスの枢動接合部を概略的に図示する。 図２６は、本発明の別の実施形態による、例えば、図１５のデバイスに含まれ得る、分析ユニットのハードウェア構成要素の概略ブロック図である。 図２７は、図１１−１５のデバイスの光学センサ上で中心に置かれていない仮説的スポット図の概略図である。 図２８は、本発明のいくつかの実施形態による、整合フィードバックモジュールの概略ブロック図である。 図２９は、図１１−１５のデバイスの光学センサ上に部分的にのみ収まる、仮説的スポット図の概略図である。 図３０は、本発明のいくつかの実施形態による、垂直および水平軸に対するスポット図の仮説的重心の場所を示す、表示の概略図である。 図３１は、本発明のいくつかの実施形態による、図１１−１５のデバイスの光学センサの周囲の光センサのアレイの平面図である。 図３２は、本発明の別の実施形態による、その内部構成要素を示す、図１１−１４のデバイスの概略ブロック図である。 図３３は、本発明の実施形態による、その上に投影された仮説的スポット図を含む、図３２のデバイスの象限フォトダイオード検出器の平面図である。 図３４は、本発明の実施形態による、遠隔オブジェクト上に可視スポットを投影するための例示的な可視光源のアレイの概略平面図である。 図３５は、本発明の実施形態による、患者の眼の網膜上に仮想光源を投影するための例示的な光源のアレイの概略平面図である。 図３６は、本発明の実施形態による、非調節検出器の概略ブロック図である。 図３７は、本発明の実施形態による、仮説的患者から計算される球面および円柱屈折力候補処方のグラフを含有する。 図３８は、本発明の実施形態による、処理モジュールおよびこれらのモジュール間の相互接続の概略ブロック図である。 図３９は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉される完全スポット図の概略図である。 図４０は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉される、部分的スポット図、すなわち、スポット図の一部分が光学センサから外れる、スポット図の概略図である。 図４１は、スポット図がない、図１５の光学センサからのフレームの概略図である。 図４２は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉される、角膜反射を含有する光学センサ１５３２からのフレームの概略図である。 図４３−４６は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉される、左から右に移動するスポット図のセットを作成する、眼が移動するにつれて獲得される一連の画像を含有する、図１５の光学センサからのフレームのセットの概略図である。 図４３−４６は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉される、左から右に移動するスポット図のセットを作成する、眼が移動するにつれて獲得される一連の画像を含有する、図１５の光学センサからのフレームのセットの概略図である。 図４３−４６は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉される、左から右に移動するスポット図のセットを作成する、眼が移動するにつれて獲得される一連の画像を含有する、図１５の光学センサからのフレームのセットの概略図である。 図４３−４６は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉される、左から右に移動するスポット図のセットを作成する、眼が移動するにつれて獲得される一連の画像を含有する、図１５の光学センサからのフレームのセットの概略図である。 図４７は、本発明の実施形態による、完全スポット図を含有する、図１５の光学センサからの仮説的フレームの概略図である。 図４８は、変位計算を示す、小型レンズアレイの一部分および仮説的収差波面の一部分の概略図である。 図４９は、年齢に対して描画された、正常なヒトの眼が調節することができる、平均、最大、および最小量を示すグラフである。 図５０および５１は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプトロタイプ器具によって計算された、２人の異なる患者のためのＭ、Ｊ０、およびＪ４５処方のセットのグラフである。 図５０および５１は、本発明の実施形態による、本明細書で説明されるようなプトロタイプ器具によって計算された、２人の異なる患者のためのＭ、Ｊ０、およびＪ４５処方のセットのグラフである。 図５２は、本発明の実施形態による、計算された球面処方の仮説的ヒストグラムである。 図５３は、本発明の実施形態による、フレームの第２のセットを生じさせるようにフレームを組み合わせることを図示する、概略図である。 図５４は、本発明の実施形態による、最終乱視処方のための推定信頼領域の計算を図示する、概略図である。 図５５は、本発明の別の実施形態による、デバイスと適正に整合させられた眼、ならびにデバイスを通して眼によって見られるような視界を図示する、概略図である。 図５６は、本発明の実施形態による、図５５のデバイスとわずかに整合させられていない眼、ならびにデバイスを通して眼によって見られるような視界を図示する、概略図である。 図５７は、本発明の実施形態による、図５５のデバイスと著しく整合させられていない眼、ならびにデバイスを通して眼によって見られるような視界を図示する概略図である。

本発明の好ましい実施形態によると、専門の臨床医、毛様筋麻痺薬、不明瞭化、または仮想画像を必要としない、比較的安価で軽量な可搬性器具を用いて、屈折誤差を補正する処方を計算するために、方法および装置が開示される。いくつかの実施形態はまた、眼の高次収差および／または眼の付加的な光学性質を補正する処方も計算する。いくつかの実施形態は、矯正レンズ（眼鏡）のための処方を計算するために、および／または既存の眼鏡が患者の正しい処方を有するかどうかをチェックするために使用されてもよい。
緒言

図１は、正常なヒトの正視眼１００の概略断面図である。正視は、無限遠におけるオブジェクトの焦点がしっかり合っており、眼の水晶体１０２が中立（弛緩または「非調節」）状態にある、視覚の状態を表す。この正常な眼１００の状態は、角膜１０４および水晶体１０２の屈折力が眼１００の軸長１０６の平衡を保ち、それによって、遠隔オブジェクト（図示せず）から正確に網膜１１０に光線１０８の焦点を合わせ、完璧な視覚をもたらすときに達成される。ここで、「遠隔」とは、２０フィート（６メートル）以上離れていることを意味する。正視の状態にある眼は、矯正を必要としない。

図２で概略的に示されるように、凝視が接近オブジェクト２００に偏移すると、毛様筋（図示せず）が、水晶体１０２の形状を変化させ、それを厚くし、それによって、その屈折力を増加させるため、眼１００が網膜１１０に光線２０８の焦点を合わせる。本プロセスは、「調節」と称される。したがって、毛様筋による努力がないと、眼１００は、距離内のオブジェクトに自動的に焦点を合わせる。しかしながら、接近オブジェクトに焦点を合わせることは、努力を必要とする。ヒトは、自然に、かつ典型的には無意識に、関心のオブジェクトに自動的に焦点を合わせる。しかしながら、年齢とともに、水晶体１０２が、ますます厚くなり、毛様筋が、ある程度の収縮性を弛緩させ、それによって、次第に接近オブジェクトに焦点を合わせることをより困難にする。典型的には、４５〜５０歳までに、読書する距離にあるオブジェクトに焦点を合わせることが不可能になり、それによって、読書用眼鏡を必要とする。

図１および２は、正常な眼を図示する。しかしながら、水晶体１０２、角膜１０４、網膜１１０、または眼１００全般の形状または組成の種々の欠陥は、若年者でさえも、眼１００が網膜１１０に光線１０８または２０８の焦点を完璧に合わせることを妨げ得る。これらの欠陥は、眼１００が正常な眼のように光線を屈曲させる（屈折させる）ことを妨げ、それによって、「屈折誤差」を引き起こす。例えば、図３は、接近オブジェクト３１０からの光線３０８が、過度に発散するため網膜１１０に焦点を合わせることができず、ぼやけた視界につながる、遠視（遠視の）眼３００を概略的に図示する。同様に、図４は、遠隔オブジェクト（図示せず）からの光線４０８が網膜１１０の前で焦点を合わせ、遠隔オブジェクトをぼやけて見えさせる、近視（近眼の）眼４００を概略的に図示する。本質的に、近視眼の水晶体４０２は、眼４００の軸長４０６に対して、過剰に大きい屈折力を有する。しかしながら、近視眼は、近くのオブジェクトにうまく焦点を合わせることができる。近視および遠視の両方では、網膜上にオブジェクトの鮮明な画像を作成できないことは、「焦点ぼけ誤差」と称される。眼の欠陥は、先天性であり得るか、または負傷もしくは疾患等の他の要因に起因し得る。

眼のこれらおよび他の欠陥は、眼の前に矯正レンズを導入する、眼鏡（「めがね」）またはコンタクトレンズを処方することによって治療することができる。図５は、近視を矯正するように図４の近視眼４００の前に配置される矯正レンズ５００を概略的に図示する。レンズ５００は、眼４００からわずかな距離を置いて位置する、「眼鏡面」５０２内に配置される。眼鏡面５０２は、眼４００に対して眼鏡が装着される場所を画定する。コンタクトレンズの場合、眼鏡面は、角膜の外層に近い。近視を矯正するレンズは、負の屈折力を有し、すなわち、近視眼の過剰な正の屈折力に対抗する、正味の凹面効果を有する。簡単にするために、以下の説明は、眼鏡またはめがねを指すが、コンタクトレンズにも適用される。

矯正用眼鏡のための処方は、眼鏡のレンズの全ての側面を特定する。いくつかの眼の欠陥は、他のものより矯正することが容易である。例えば、眼が遠視のみ、または近視のみである場合、眼の焦点ぼけ誤差を補正するために、球面レンズを使用することができる。球面レンズは、球体の一部分である表面を含む。しかしながら、水晶体１０２（図１）、角膜１０４、網膜１１０、または眼１００全般が、適正に成形されていない場合、例えば、眼の焦点を合わせる能力が、異なる軸に沿って異なる場合、単純な球面レンズは、眼を完全には矯正することができない。この場合、眼は、「乱視」を有すると称される。球面または円柱構成要素を有する矯正用眼鏡が、乱視を矯正するために使用される。球面および円柱欠陥は、眼の欠陥の全てではないが大部分の主な原因となる。球面および円柱欠陥は、低次収差と称される。

したがって、ほとんどの処方は、低次収差を補正するように、球面構成要素および円柱構成要素を含む。球面構成要素は、焦点ぼけ誤差を補正し、典型的には、ジオプターの数として表される、矯正レンズの正または負の屈折力に関して説明される。ジオプターは、メートルで測定されるレンズの焦点距離（ｆ）の逆数、すなわち、１／ｆに等しい、レンズの屈折力の測定単位である。円柱構成要素は、円柱レンズの屈折力および軸に関して説明される。典型的には、１つまたは２つの円柱レンズに対応する、１つまたは２つの軸が特定される。各軸は、角度として特定される。結果として生じる矯正レンズは、眼の焦点ぼけおよび乱視欠陥を補償するように、処方によって説明されるような球面および円柱構成要素を含む、複合表面形状を有する。

「収差」は、完璧な眼からの眼の光学的性能の逸脱である。したがって、焦点ぼけおよび乱視欠陥は、収差の例である。しかしながら、眼は、「高次収差」と一般的に称される、より複雑な欠陥に悩まされ得る。高次収差の例は、（上記で説明されるような焦点ぼけ誤差を引き起こす低次球面欠陥と混同されないように）コマおよび球面収差を含む。コマは、軸外点光源を歪曲されたように見せ、尾を有するように見える。球面収差は、光軸から遠くの眼に入射する平行光線を、光軸の近くの眼に入射する平行光線とは異なる位置で集束させる。いくつかの処方は、高次収差を少なくとも部分的に補正するが、これらの処方を判定することは、大型で重く高価な（デスク等の）固定された診断機器および高度な技能を持つ臨床医を必要とする。

光学専門家は、眼鏡の処方を生成するために種々のツールおよび方法を使用する。いくつかの方法は主観的であり、他の方法は客観的である。例えば、フォロプタは、臨床医が、患者の前で、レンズの種々の組み合わせを種々の角度で位置付け、１つの組み合わせが標的を視覚化するために異なる組み合わせよりも良いかどうかを患者に尋ねることを可能にする。患者からの報告に基づいて、熟練した臨床医は、次第に良好な組み合わせを達成し、最終的には、必ずしも完璧ではないが良好な処方に到達することができる。しかしながら、処方の精度は、大部分が患者の報告精度に依存する。フォロプタは、比較的安価であるが、上記のプロセスは時間がかかる。

収差計（波面センサ）は、どのように光が眼によって変化させられるかを客観的に測定し、それによって、眼によって引き起こされる屈折誤差を識別して定量化する。収差計は、通常、３つの種類、すなわち、（１）ハルトマン・シャックセンサ等の出射波面収差計、（２）クロスシリンダ収差計またはチェルニング収差計等、もしくは連続網膜レイトレーシング方法で使用されるような入射網膜結像収差計、および（３）空間分解屈折計等、または光路差方法で使用されるような入射フィードバック収差計に分類される。

図６で概略的に図示されるように、ハルトマン・シャック波面収差計は、小型レンズ６０２、６０４、および６０６によって例示されるレンズ（「小型レンズ」）のアレイ６００を含む。全ての小型レンズ６０２−６０６は、いくつかの製造公差内で、同一のサイズおよび焦点距離を有する。小型レンズアレイ６００は、眼６０８と、画素化電荷結合素子（ＣＣＤ）、画素化相補型金属酸化膜半導体（ＣＭＯＳ）素子、または象限フォトダイオード検出器のアレイ等の光学センサ６１０との間に光学的に配置される。各小型レンズ６０２−６０６は、光学センサ６１０の一部分上に焦点を合わせられる。したがって、単一の点光源からの光は、光点のアレイを生成するように、小型レンズアレイ６００によって光学センサ６１０上に焦点を合わせられる。

各小型レンズ６０２−６０６は、画素化ＣＣＤアレイのそれぞれの画素の中心に、またはそれぞれの象限センサの中心に焦点を合わせられてもよいが、その必要はない。光学センサ６１０は、以下でさらに詳細に説明されるように、回路またはプロセッサが、対応する小型レンズの中心と直接一致する位置からのスポットのアレイのうちの各スポットの変位を測定することを可能にするために、十分な空間分解能を有するように構成される。眼球６０８内の点６１８は、典型的には、レーザまたは高輝度発光ダイオード（ＳＬＥＤまたはＳＬＤ）から眼６０８の中へ光を照らすことによって照射され、それによって、眼球６０８内で「仮想点光源」を生成する。「仮想光源」という用語は、波面収差測定で使用される専門用語であり、本明細書で使用されるように、本用語は、光が発するように見えるが、実際には光がそこでは生成されない場所を意味する。点６１８の場合、レーザまたはＳＬＥＤが、仮想光源を生成する。本明細書で使用されるように、文脈が別様に示さない限り、「仮想」は、「仮想」が別の場所に結像される物理的光源を意味する、光学で使用されるようなその用語と混同されるべきではない。

図７で概略的に図示されるように、光は、点６１８から反射して、眼６０８から出射する。波面７０２、７０４、７０６、および７０８は、出射光を表す。小型レンズのアレイ６００のうちの各小型レンズは、光学センサ６１０の対応する部分上に各波面７００−７０６のそれぞれの部分の焦点を合わせ、スポットの円形アレイを作成する。仮説的なスポットのアレイ７１０（本明細書では「スポット図」とも称される）が示されているが、小型レンズのアレイ６００は、示されているものより多い、または少ない小型レンズを含んでもよく、したがって、スポット図７１０は、示されているよりも多い、または少ないスポットを含んでもよい。眼６０８が完全に成形され（正視）、調節されていない場合、波面７０６−７０８は平面的であり、スポット図７１０のスポットは、各個別小型レンズの中心から等しく変位させられる。スポット図の外周は、眼６０８の瞳孔の投影であり、したがって、スポット図の外周の直径は、瞳孔径を示す。

しかしながら、図８で概略的に図示されるように、眼８００に収差がある場合、眼８００から出射する波面８０６−８０８は、非平面的である。波面８０６−８０８の形状は、眼８００の低次および高次収差によって判定される。図９は、領域９００、９０２、および９０４によって例示される、正方形の領域に概念的に分割される波面９０８を概略的に図示する。各領域９００−９０４は、それぞれの矢印９０６、９０８、および９１０によって示されるように、領域と実質的に垂直な方向に沿って小型レンズアレイ６００に作用する。したがって、スポット図８１０（図８）のスポットは、波面８０８が平面的であった場合にあろう場所から変位させられる。

１つのそのような変位したスポット９１２が、図９の拡大部分に示されている。ここでは、スポット９１２に寄与する波面８０８の領域が小型レンズアレイ６００に平行であった場合、領域は、小型レンズ９１４を通って移動し、光学センサ６１０に垂直な線９１６に沿って光学センサ６１０に作用し、場所９１８でスポットを生成したであろう。しかしながら、収差がある眼によって引き起こされる波面領域の傾転により、スポット９１２は、場所９１８からｘおよびｙ距離で変位させられる。

多くの場合、サブピクセル解像度を用いて、各小型レンズのｘおよびｙ変位ならびに角度βを計算するように、光学センサ６１０からのデータを分析するために、従来の重心発見方法が使用されてもよい。したがって、各小型レンズにわたる波面９０８の局所傾転を、小型レンズによって生成される光学センサ６１０上のスポットの位置から計算することができる。任意の位相収差を離散傾転のセットに近似することができる。光学センサ６１０の要素から信号をサンプリングすることによって、これら全ての傾転を測定することができ、波面全体を数値的な波面データとして再構築して特性評価することができる。次いで、波面データは、光学系として眼８００（図８）を特性評価するために使用することができる。

各スポットの変位を使用して、波面の分析的表現を再構築することが可能である。例えば、波面８０８の形状は、所定の３次元表面形状または基底関数のセットの加重和として表すことができる。セットの各形状は、通常、特定の収差項を表す独立多項式関数によって定義される。基底関数の全ての可能なセットの中でも、ゼルニケ多項式を使用することが一般的である。ゼルニケ多項式は、円形の瞳孔にわたって正規直交であるため、より重要なことには、収差の量が低いときに焦点面での画像強度を最適化することができるように、高次多項式が低次多項式によって「平衡を保たれる」ような方法で構築されるため、波面収差等の非常に複雑な形状を表すために適切である。図１０は、ゼルニケ多項式の０次〜４次（モード）によって定義される形状を図示する。図１０の図は、斜視図である。しかしながら、多くの場合、これらの形状は、収差の強度を表すために色のグラデーションを使用して、上面図で示される。形状は、次数の増加とともにますます複雑になり、これらの形状は、測定された波面に可能な限り良好に適合する表面を正確に表すように組み合わせることができる。

各次数は、眼球収差と対応する表面形状を表す。０次は、定数を表す１つの項
を有する。１次は、ｘおよびｙ軸の傾転を表す、２つの項
を有する。２次は、２つの方向への焦点ぼけおよび正乱視を表す、３つの項を含む。３次は、コマおよびトレフォイルを表す、４つの項を有する。４次は、トレフォイル、二次乱視、および球面収差を表す、５つの項を有する。５次（図示せず）は、ペンタフォイル収差を表す、６つの項を有する。多項式は、十分な数の測定が計算のために行われ、光学センサが十分な空間分解能を提供する場合に、恣意的な次数まで拡張させることができる。

したがって、ゼルニケ分析は、波面をゼルニケ多項式の加重和として数学的に表す。この和を計算するときに各モードに適用される加重は、ゼルニケ係数と呼ばれ、通常、ミクロンで表される。ゼルニケ多項式の加重和は、眼の全ての収差、すなわち、全屈折誤差の説明に等しい。実践では、ゼルニケ分析は、有限数のモードを含む。いったん眼の全屈折誤差が、所望の精度で、すなわち、所望の数のゼルニケ項を使用して、確認されると、周知の様式で屈折誤差を補償するように、矯正レンズ処方を計算することができる。したがって、処方を計算するためにスポット図を使用することができる。

（十分な数のゼルニケモードを仮定して）いかなる両眼もゼルニケ係数の同一のセットを生じないため、ゼルニケ係数は、個別の眼、したがって、個人を一意に識別するために、指紋と多少類似して使用することができる。

眼の光学性質は、（患者が白内障を有するかどうかを判定するために使用され得る）散乱、（屈折、低次収差、高次収差、調節、高次球面収差である円錐角膜、および同等物を測定するために使用され得る）波面、および瞳孔サイズを含む。

眼鏡の処方を判定するための全ての従来技術の方法および装置は、関連問題を有する。例えば、フォロプタは、熟練した臨床医を必要とし、患者からの主観的報告に依拠する。ハルトマン・シャック波面収差計は、眼が測定されている間に調節を妨げるよう、毛様筋が毛様筋麻痺薬によって一時的に麻痺させられること、眼が「雲霧で覆われる」こと、または患者が無限遠で虚像を見せられることを必要とする。

調節は、測定プロセスに非制御変数を導入する。雲霧法とは、調節を制御しようとしている患者の眼の前に正の球面屈折力を伴うレンズを一時的に配置することを指す。雲霧法の目標は、オブジェクトまでの距離にかかわらず、網膜の前で焦点を移動させることである。本質的に、患者は、一時的に人工的に近視にさせられる。記述されるように、眼は、接近オブジェクトをより明確に見るために、その屈折力を増加させるようにレンズの形状を変化させることによって調節する。しかしながら、眼が雲霧で覆われ、眼が調節する場合、オブジェクトまでの距離にかかわらず、視覚がよりぼやけて不明確になり、したがって、調節を妨げる。一部の患者は、雲霧法にうまく応答しない。

虚像は、診断器具内で生成されるが、患者から少なくとも２０フィート（６メートル）に光学的に位置する、画像である。しかしながら、患者が（２０フィートと比較して）比較的小型の器具を覗き込むとき、患者は、視認したオブジェクトが２０フィート離れていないことを直観的に把握し、したがって、患者は、調節する傾向がある。この現象は、時として、「器具誘発性近視」と称され、雲霧技法を用いても回避することが困難である。

ほとんどの眼科診断機器が、少なくとも部分的に、患者の頭部の安定状態を保ち、それを整合させ、それによって、患者の眼を診断機器内のある光学要素と整合させるように設計されているため、該機器は、大型で重く、機械的に複雑である。その結果として、本機器は、典型的には、テーブルに取り付けられ、頑丈な構造部材、額および顎当て、ならびにラックアンドピニオン整合機構を含む。
軽量可搬性自動ハルトマン・シャック波面収差計

図１１、１２、および１３は、本発明の実施形態による、ハルトマン・シャック波面収差計を含む、軽量、可搬性、ハンドヘルド、内蔵型の自動光学または眼科装置１１００の種々の図を含有する。図１４は、患者１４００によって使用中である装置１１００を示す。装置１１００は、従来技術と関連付けられる問題の多くを解決する。例えば、装置１１００は、フィードバックを患者１４００に提供して、従来技術のデバイスによって必要とされる煩雑な機械設備を用いることなく、患者１４００が装置１１００を患者の眼に正しく整合させることを可能にする。さらに、装置１１００は、「開放視野」設計であり、したがって、いなかる毛様筋麻痺薬、雲霧法、または虚像も用いることなく、患者１４００が調節しないよう本質的に促すように構成される。装置１１００は、自動的に、患者１４００が調節していないときを判定し、自動的に眼鏡の処方を計算するために、非調節の期間中に獲得されるデータを使用する。代替として、装置１１００は、既知の非無限距離で焦点を合わせられる眼の光学性質を測定することができ、これらの光学性質は、患者が無限遠で焦点を合わせる場合に患者の眼の光学性質を計算するために使用することができる。

装置１１００は、患者１４００が片目で覗き込む接眼レンズ１１０２を含む。接眼レンズ１１０２は、患者の顔に押し付けられ、それによって、周囲光を遮断するように構成される、アイカップを含んでもよい。アイカップは、若年および高齢患者等の種々の顔面幾何学形状および解剖学的構成に対して良好に適合するように、異なって定寸および成形されてもよい。装置１１００はまた、それを通して患者１４００が見ることができる、出口ポート１１０４も画定する。したがって、装置１１００は、「開放視野」構成を有する。

図１５は、本体１５００内のその内部構成要素を示す、装置１１００の概略ブロック図である。２つのビームスプリッタ１５０１および１５０２が、接眼レンズ１１０２と出口ポート１１０４との間で光軸１５０４に沿って配置される。光軸１５０４に沿って接眼レンズ１１０２を覗き込む患者は、光軸１５０４と整合させられる外部オブジェクト１５０６を見ることができる。患者によって見られるような視界が、図１５の差し込み図に示されている。

一実施形態では、レーザダイオードまたは発光ダイオード（ＬＥＤ）等の可視光源１５０８は、矢印１５１２によって示されるように、ビームスプリッタ１５０２が光軸１５０４に沿って出口ポート１１０４から外へ反射する、光線１５１０を発する。ビーム１５１２は、遠隔の壁または他のオブジェクト１５１４上に光点を生成するために使用することができる。この説明では、オブジェクト１５０６は、ビーム１５１２によって壁１５１４上に生成される光点であると仮定される。可視光源１５０８は、本体１５０１および装置１１００内の光学構成要素に対して固定される。したがって、ビーム１５１２は、常に光軸１５０４と一致している。

遠隔の壁１５１４が、装置１１００から少なくとも２０フィート（６メートル）となるはずであるため、患者がスポット１５０６を見るとき、患者の眼１５１６は、実質的に調節されていない。装置１１００と壁１５１４との間の距離を測定するために、超音波または他の距離センサ１５１７が使用されてもよい。装置１１００は、距離が不適切である場合に、可聴、視覚、触覚、または他の警告を提供してもよい。スポット１５０６からの帰還ビーム１５１８は、出口ポート１１０４に入射し、光軸１５０４に沿って２つのビームスプリッタ１５０２および１５０１を通過し、接眼レンズ１１０２を介して患者の眼１５１６に入射する。これは、患者がスポット１５０６を見ることを可能にする。明確にするために、光軸１５０４ならびに２つのビーム１５１２および１５１８は、離間して示されているが、軸および２つのビームは一致する。

別の実施形態では、標的は、患者から恣意的であるが既知の距離にあり得る。例えば、標的が器具から１０フィート（３メートル）に投影される場合、患者が標的に焦点を合わせるために必要な調節の量が計算され、次いで、調節を補償する処方が計算される。

接眼レンズ１１０２はまた、近位ポートと称されてもよく、出口ポート１１０４はまた、遠位ポートと称されてもよい。本体１５００は、接眼レンズ１１０２と出口ポート１１０４との間に視覚チャネルを形成する。ビーム１５１２はまた、標的ビームと称されてもよく、壁または他のオブジェクト１５１４は、標的と称されてもよく、スポット１５０６はまた、標的指標と称されてもよい。

随意に、接眼レンズ１１０２と出口ポート１１０４との間の視覚チャネルは、円錐形状を有してもよく、すなわち、形状は、円錐の一部分であってもよい。そのような実施形態では、視覚チャネルは、円錐形状の頂点が接眼レンズ１１０２に向かい、円錐形状の基底が出口ポート１１０４に向かうように構成される。ピンホールは、ユーザが自分の目を位置付け、ピンホールを通して見ることができる場所を制約する。しかしながら、ピンホールは、それに沿ってユーザがピンホールを通して見ることができる角度を制約しない。しかしながら、管状または円錐視覚チャネルは、視野角を制約する。したがって、円錐の頂点で、またはその付近で小さい穴として実装され得る、ピンホールを伴う円錐視覚チャネルは、ユーザの眼の位置、およびそれに沿って眼が見る角度の両方を制約する。

別のレーザダイオード等の別の光源１５２０が、光線１５２２を投影する。ビームスプリッタ１５０２は、矢印１５２４によって示されるように、光軸１５０４に沿って接眼レンズ１１０２に向かってビーム１５２２を反射する。ビーム１５２４は、眼１５１６の裏のスポット１５２５を照射し、それによって、眼球１５１６内で仮想点光源を本質的に生成する。本仮想光源１５２５は、図８に関して上記で説明されるスポット６１８に対応する。ハルトマン・シャック波面収差測定に関して上記で議論されるように、帰還波面が、眼１５１６からビーム１５２６に沿って移動する。ビームスプリッタ１５０１は、ビーム１５２６を反射し、結果として生じるビーム１５２８は、小型レンズアレイ１５３０を通過し、光学センサ１５３２に作用する。小型レンズアレイ１５３０を患者の眼鏡面ならびに帯域通過および／または減光フィルタと光学的に共役させる、中継レンズシステム等の随意的な光学部１５３４が、ビーム１５２８の経路の中に配置されてもよい。明確にするために、光軸１５０４ならびに２つのビーム１５２４および１５２６は、離間して示されるが、軸および２つのビームは、概して一致する。

小型レンズアレイを使用するハルトマン・シャック波面収差測定を使用する、実施形態が説明されているが、波面感知のための他の方法を使用することができる。他の実施形態は、焦点ぼけ結像のために、ピンホールアレイまたはセンサのアレイを使用する。いくつかの実施形態では、飛行時間カメラ、干渉技法、または区分開口波面結像システムが使用される。区分開口波面結像システムは、ｈｔｔｐ：／／ｂｉｏｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ．ｂｕ．ｅｄｕ／ｒｅｓｅａｒｃｈ／ｐａｒｔｉｏｎｅｄ−ａｐｅｒｔｕｒｅ−ｗａｖｅｆｒｏｎｔ−ｉｍａｇｉｎｇで入手可能な情報から明らかなように、当業者に周知である。

分析ユニット１５３６は、光学センサ１５３２に電子的に連結される。分析ユニット１５３６は、光学センサ１５３２からの信号を分析し、眼１５１６が正常であった場合にあろう場所からのスポット図中のスポットのｘおよびｙ変位を計算するように構成される、適切なインターフェース電子機器、プロセッサ、メモリ、および関連回路を含む。このデータからは、分析ユニット１５３６は、ゼルニケ係数のセットを計算し、矯正レンズ処方を計算する。これらの分析および計算についての付加的な詳細が、以下で提供される。

内部バッテリ１５３８は、分析ユニット１５３６、２つの光源１５０８および１５２０、光学センサ１５３２、および装置１１００の他の構成要素に給電する。筐体１５００のハンドル部分１５３９は、バッテリ１５３８を収納してもよい。装置１１００の全ての電子構成要素は、バッテリ１５３８によって給電され、処方を確認するために必要な全ての計算は、分析ユニット１５３６によって行われる。したがって、装置１１００は、完全に内蔵型であり、すなわち、壁１５１４および眼１５１６は別として、その機能を果たすために必要な全ての構成要素は、筐体１５００内に含まれる。装置１１００は、片手を使用する典型的な患者によって説明された測定を行うために十分に長く定位置で保持されるために、十分に小型かつ軽量である。

装置１１００の一実施形態では、眼球１５１６内で仮想光源１５２５を生成する光源１５２０は、近赤外（ＮＩＲ）光源である。光源１５２０の波長は、患者が赤色桿体を知覚するように選択されるが、ビーム１５０４のエネルギーの大部分は、患者に可視的であるスペクトル内ではない。他方で、可視光源１５０８は、ＮＩＲ光源１５２０から患者によって知覚される赤色とは知覚できるほど異なる緑色等の色を有するように選択される。患者は、赤色桿体の知覚された輝度を最大限化するよう、患者の眼に対して装置１１０を配向するように指示されてもよい。

したがって、図１５−１で概略的に図示されるように、眼の視覚中心点１５９０が装置１１００の光軸１５０と整合させられるように、患者の眼１５１６が接眼レンズ１１０２と適正に整合させられる場合、患者は、図１５−１の左側で図示されるように、一方が赤色で他方が緑色である、２つの一致するドット１５９２および１５９４、または赤色および緑色の両方である単一のドットを知覚する。したがって、２つの一致するドットまたは１つの２色ドットを知覚するまで装置１１００を再配向するように、患者に指示することができる。次いで、患者は、処方を生成するためのデータを収集するために必要とされる短い時間にわたって、適正な整合で装置１１００を容易に保持することができる。

図１５−２で概略的に図示されるように、眼の視覚中心点１５９０が装置１１００の光軸１５０４に平行であるが、そこからわずかに変位させられるように、患者の眼１５１６が接眼レンズ１１０２と不適切に整合させられる場合、患者は、図１５−２の左側で例示されるように、接眼レンズによって得られる視野内で軸外にドット１５９２および１５９４を見る。しかしながら、図１５−３で概略的に図示されるように、患者の眼１５１６が著しく整合させられていない場合、患者は、図１５−３の左側で示されるように、接眼レンズによって得られる視野内でいかなるドットも見えない。

したがって、装置１１００の単純な設計は、従来技術によって必要とされる顎当てまたは他の複雑で重い機械的整合装置を用いることなく、装置１１００の光学部との患者の眼の容易な整合を可能にする。さらに、装置１１００の開放視野設計は、いかなる毛様筋麻痺薬、雲霧法、または虚像も用いることなく、患者が調節しないように促す。

他の実施形態では、他の波長が、２つの光源１５０８および１５２０によって使用されてもよい。いくつかの実施形態では、可視波長が、光源１５０８および１５２０の両方に使用される。いくつかの実施形態では、同一または類似波長が、光源１５０８および１５２０の両方によって使用されるが、光源１５０８および１５２０の一方または両方が点滅するため、患者が２つの結果として生じるドットを区別することができる。光源１５０８および１５２０の両方が点滅する場合、それらは交互にオンになるべきである。

装置１１００は、ビーム１５２２を画定し、それをビームスプリッタ１５０２と整合させるように、絞り１５４０等の付加的な光学要素を含んでもよい。調整可能な虹彩絞り１５４２が、出口ポート１１０４を画定するために使用されてもよい。一実施形態では、絞り１５４２は、約７ｍｍの最大直径を有し、ビームスプリッタ１５００は、光源１５２０の動作波長で透過率に対する反射率の４：１比を有する。光源１５２０は、約８５０ｎｍの波長で直径約２ｍｍの約３ｍＷビームを生成してもよい。ビームスプリッタ１５０２は、約３７５ｎｍ〜約７２５ｎｍの範囲内で、出口ポート１１０４から出射する可視光を通過させる「ホットミラー」を含んでもよいため、患者が接眼レンズ１１０２を通してスポット１５０６を見ることができる。随意に、装置１１００の構成要素は、約１ｍｍ〜２ｍｍだけビーム１５０４および１５２７をオフセットして、眼１５１６からの鏡面反射を低減させるよう、Ｙ軸に沿って変位させられてもよい。本鏡面反射は、光学センサ１５３２への雑音を構成する。

光源１５２０によって眼１５１６に安全に送達することができる屈折力の量は、限定される。装置１１００に入射し、光学センサ１５３２に作用する周囲光は、雑音を構成する。高周囲光条件下で、本雑音は、容認できないほど高いレベルに達し得る。加えて、周囲光は、光源１５２０からの光を圧倒し、それによって、患者が本光源からのスポットを見ることを妨げ得る。随意に、本雑音のレベルを低減させ、患者によって見られる周囲光のレベルを低減させるために、減光フィルタ１５４４が、出口ポート１１０４とビームスプリッタ１５０２との間の光路に沿って配置されてもよい。減光フィルタは、約１％等の任意の適切な量の光を入れるように選択または調整されてもよい。

図１６で概略的に示される別の実施形態では、光学または眼科装置１６００は、図１５に関して上記で説明されるような構成要素を含み、さらに、照準線１６０２の中心が光軸１５０４と一致するように、接眼レンズ１１０２と出口ポート１１０４との間の光学経路に沿って配置される照準線１６０２を含む。したがって、照準線１６０２は、図１７および１８に示されるように、眼１５１６の視野内で可視的である。患者が接眼レンズ１１０２と出口ポート１１０４との間の光学経路の中心に照準を定め、それによって、眼１５１６を光軸１５０４と整合させる場合、スポット１５０６は、図１７に示されるように照準線１６０２の交差点に出現する。しかしながら、患者が眼１５１６を光軸１５０４と適正に整合させない場合、スポット１５０６は、例えば、図１８に示されるように照準線１６０２の交差点に出現しない。照準線１６０２の中心でスポット１５０６を見るまで装置１６００を再配向するように、患者に指示することができる。本実施形態では、光源１５２０は、少しでも患者によって知覚されるビーム１５２２を生成する必要がない。

照準線１６０２は、眼１５１６が調節し、依然として合理的に照準線１６０２の焦点をうまく合わせることを要求しないよう、眼１５１６から距離を置いて配置されるべきである。これは、図１６の差し込み図で示されるように、アウトリガ１６０８によって等、筐体１６０４の大部分から距離を置いて照準線１６０２が保持されることを要求し得る。

装置１６００の他の側面は、装置１１００に類似するが、いくつかの参照数字が、明確にするために図１６から省略されている。

図１９で概略的に示される、さらに別の実施形態では、光学または眼科装置１９００は、ビームスプリッタ１５０２を通過する可視ビーム１９０４を伴わずに、可視光源１９０２が壁１５１４上にスポットを投影することを除いて、図１５に関して上記で説明されるような構成要素を含む。図２０で概略的に示されるように、ビーム１９０４は、光軸１５０４と平行ではない。したがって、ビーム１９０４は、装置１９００からの距離２０００で光軸１５０４に交差する。光軸１５０４に対する光源１９０２の角度２００２は、距離２０００が少なくとも２０フィート（６メートル）であるように選択される。超音波または他の範囲センサ１５１７、もしくは単純な巻き尺が、壁１５１４から所望の距離で装置１９００を選択的に配置するために使用されてもよい。

図２１で概略的に示される別の実施形態では、装置２１００は、可視光源１９０２が光軸１５０４と平行に整合させられるが、そこから離間させられることを除いて、図１９および２０に示される装置に類似する。投影された光源１９０２および内部光源１５２０の光軸間の距離が十分に小さい場合には、２つの光源の画像が一致するように、患者がデバイスを整合させるときに、眼は、正確な波面測定のために十分に整合させられる。いくつかの実施形態では、可視光源１９０２または１５０８（図１５）の軸は、内部光源１５２０の軸から約２０ｍｍオフセットされる。しかしながら、約２０フィート（６メートル）の標的距離で、この不完全な整合は、器具の動作、または器具によって得られる処方もしくは測定に実質的に影響を及ぼさない。したがって、可視光源１９０２または１５０８、内部光源１５２０、および／または光軸１５０４の不整合が約０．５％未満である、実施形態では、これらの構成要素を「実質的に整合させられている」と称する。

図５５−５７で概略的に示される別の実施形態では、本装置は、光源１５０８または１９０２（図１５および１９）等の可視光源を含まない。代わりに、患者は、装置を覗き込み、装置の接眼レンズ１１０２および出口ポート１１０４によって提供される視野の中心で凝視を維持するように指示される。図５５では、眼１５１６は、デバイスの光軸１５０４と適正に整合させられている。眼１５１６によって見られるような仮説的な視界が、図５５で左側に示されている。図５６では、眼１５１６は、デバイスの光軸１５０４とわずかに整合させられていない。眼１５１６によって見られるような仮説的な視界が、図５６で左側に示されている。図５７では、眼１５１６は、デバイスの光軸１５０４と著しく整合させられていない。眼１５１６によって見られるような仮説的な視界が、図５７で左側に示されている。

そのような実施形態では、図１５、１６、および１９に関して上記で説明される実施形態よりも小さく虹彩絞り１５４２（図１５）を閉鎖することによって等、比較的小さい視野を提供することが有利であり得る。患者の眼１５１６から生成されるスポット図の処理は、以下でさらに詳細に説明されるように、患者の眼１５１６が光軸１５０４と適正に整合させられているかどうかを確認し、もしそうでなければ、患者へフィードバック指示信号を生成するために、使用されてもよい。
両眼収差計

図２２は、これまで説明されたデバイスによって行われる測定の可能性として考えられる誤差の原因を図示する。患者が患者の瞳孔間軸２２０４と垂直以外の角度２２０２で装置２２００を保持する場合、装置２２００によって生成される処方の円柱軸構成要素は、不正確であり得る。この問題に対する１つの解決策は、装置２２００が垂直以外に配向されているかどうかを検出し、もしそうであれば、ユーザに警告するように、装置２２００に加速度計（図示せず）を含むことを伴う。別の解決策は、適切な量だけ測定された円柱軸をオフセットするために、加速器からの測定された角度を使用することである。しかしながら、これらのアプローチは、制限を有する。例えば、患者は、頭部を垂直にして位置付けられない可能性があり、それによって、装置の垂直配向を誤った配向にする。

この問題を克服するために、随意に、本明細書で説明される任意の実施形態は、図２３で図示される光学または眼科装置２３００によって例示されるように、両眼器具として構成されてもよい。代替的な両眼器具２３５０が、図２３−１で図示されている。両眼器具２３００は、両手を使用して患者によって保持されてもよく、それによって、少なくとも部分的に、両手を使用することが器具２３００の移動の自由度の数を削減するため、片手が単眼器具を保持するよりも安定性を提供する。両眼器具２３００が患者によって保持される可能性が高く、したがって、２つの接眼レンズの間の器具軸が患者の眼内軸と平行であるため、乱視を矯正する処方は、円柱軸の正確な角度を含む可能性が高い。

両眼器具２３００では、器具２３００の片側２３０２は、図１５に関して等、上記で説明される構成要素を含み、器具の反対側２３０４は、本質的に中空の管にすぎない。患者は、たとえ患者が頭部を片側に傾けたとしても、器具の垂直軸２３０６が患者の瞳孔間軸と垂直であるような様式で、顔に両眼器具を保持する可能性が非常に高い。

収差計を含む両眼器具２３００の側面２３０２は、上記で議論されるように、器具に入れられる周囲光の量を低減させるように、減光フィルタ１５４４（図１５）を含んでもよい。両眼器具２３００の「作業」側２３０２の中に減光フィルタ１５４４がなくても、ビームスプリッタ１５０１、帯域通過フィルタ１５３４等が光を減衰させる。したがって、両眼器具２３００の反対側２３０４が、減光フィルタを含むべきであるため、両眼がほぼ等しい量の光を受容する。

いったん器具２３００が一方の眼を測定するために使用されると、他方の眼を測定するように、器具２３００を逆さまにすることができる。図２３に示される両眼器具２３００は、２つのハンドル２３０８および２３１０を含み、右側を上にして、かつ逆さまに器具を保持することを同等に容易にする。代替として、両側２３０２および２３０４は、図１５に関して等、上記で説明される構成要素の大部分を含んでもよい。そのような実施形態は、デバイスが逆さまにされることを要求することなく、実質的に同時に両眼を測定することができる。代替として、両眼からスポット図を同時に結像するように、測定光および波面センサ視野を経路指定するように、付加的なビームスプリッタを二次チャネルに組み込むことができる。

図２４で概略的に示されるように、両眼器具２３００の２つの部分２３０２および２３０４は、蟻継ぎまたは他の摺動レール２４００によって、相互に調整可能に取り付けられてもよく、２つの接眼レンズ１１０２および２４０４の中心の間の距離２４０２が患者の瞳孔間距離に合致するように調整されることを可能にする。いったん２つの接眼レンズ１１０２および２４０４の間の分離が調整され、したがって、アイカップが患者の顔の輪郭に快適に適合すると、ポインタ２４０８を使用して、眼内距離を目盛り２４０６から読み取ることができる。随意に、または代替として、直線エンコーダ２４１０および指標２４１２が、距離２４０２を電子的に測定するために使用される。距離２４０２は、患者のために眼鏡を構築するためのパラメータとして使用することができる。

摺動レール２４００よりもむしろ、ウォーム歯車、または他の好適な線形、角度、もしくは他の調整可能リンクが使用されてもよい。例えば、図２５で概略的に示されるように、２つの部分２３０２および２３０４は、枢動接合部２５００によって、相互に調整可能に取り付けられてもよい。２つの接続部材２５０４および２５０６によって画定される角度２５０２が変化すると、２つの接眼レンズ１１０２および２４０４の中心の間の距離２４０２が変化する。目盛り２５０８およびポインタ２５１０は、距離２４０２または角度２５０２を示すように較正されてもよい。当然ながら、距離２４０２は、器具の角度２５０２および既知の幾何学形状から計算することができる。随意に、または代替として、角度エンコーダ２５１０（鎖線で示される）が、枢動接合部２５００に含まれる。
分析ユニット

図１５に関して記述されるように、光学または眼科装置１１００は、光学センサ１５３２からの信号を分析して、スポット図内のスポットのｘおよびｙ変位を計算し、変位からゼルニケ係数のセットを計算し、係数から矯正レンズ処方を計算するように構成される、分析ユニット１５３６を含む。分析ユニット１５３６はまた、装置１１００の種々の構成要素の動作も制御する。図２６は、分析ユニット１５３６の概略ブロック図である。類似分析ユニットが、本発明の他の実施形態で使用されてもよい。

分析ユニット１５３６は、コンピュータバス２６０４を介してメモリ２６０２に連結されるプロセッサ２６００を含む。プロセッサ２６００は、メモリ２６０２に記憶された命令を実行する。そうする際に、プロセッサ２６００はまた、メモリ２６０２からデータをフェッチし、メモリ２６０２にデータを記憶する。

また、コンピュータバス２６０４には、光学センサインターフェース２６０６、光源インターフェース２６０８、虹彩／減光フィルタインターフェース２６１０、コンピュータネットワークインターフェース２６１２、レンジファインダインターフェース２６１４、音声／視覚／触覚ユーザインターフェース２６１６、およびユーザ入力インターフェース２６１８も接続される。これらのインターフェース２６０６−２６１８は、コンピュータバス２６０４を介してプロセッサ２６００によって制御され、プロセッサが、インターフェース２６０６−２６１８に連結されるそれぞれの構成要素にデータを送信すること、および／またはそこからデータを受信すること、ならびにそれらの動作を制御することを可能にする。

光学センサインターフェース２６０６は、光学センサ１５３２の画素、象限セクタ、または他の要素からデータを受信するように、光学センサ１５３２（図１５）に連結される。記述されるように、いくつかの実施形態では、光学センサ１５３２は、画素化される。いくつかの実施形態では、光学センサ１５３２は、象限センサの長方形アレイを含む。いずれにしても、光学センサ１５３２は、光学センサ１５３２の部分に作用する照明の強度を示すデータを提供する。プロセッサ２６００は、スポット図のスポットの重心の場所を計算するために、および完全な眼が光学センサ１５３２に重心を作用させるであろう場所からの重心の変位を計算するために、この情報を使用する。以下で説明される、いくつかの光学または眼科装置の実施形態は、光学センサインターフェース２６０６にも連結される、他のまたは付加的な光学センサを含む。

光源インターフェース２６０８は、光源をオンおよびオフにすること、およびいくつかの実施形態では、光源１５０８および１５２０によって発せられる光の強度を制御すること等のそれらの動作を制御するように、可視光源１５０８（図１５）および光源１５２０に連結される。以下で説明される、いくつかの実施形態では、光源１５０８および１５２０の一方または両方は、個々の光源のそれぞれのアレイを含む。これらの場合において、光源インターフェース２６０８は、プロセッサが個々の光源のそれぞれを別々に制御することを可能にしてもよい。

虹彩／減光フィルタインターフェース２６１０は、プロセッサ２６００がそれらの動作を制御することを可能にするように、調整可能な虹彩絞り１５４２および／または減光フィルタ１５４４（図１５）に連結される。例えば、プロセッサ２６００は、特定サイズまで開放または閉鎖するよう虹彩絞り１５４２に命令するように、インターフェース２６１０を介して信号を送信してもよい。同様に、減光フィルタ１５４４が調整可能である場合、プロセッサ２６００は、光の特定部分を入れるよう減光フィルタ１５４４に命令するように、インターフェース２６１０を介して信号を送信してもよい。

ネットワークインターフェース２６１２は、プロセッサ２６００が、プリンタ、パーソナルコンピュータ、携帯電話またはスマートフォン、自動レンズ研磨機、または眼鏡注文処理システム等の別の好適に装備した外部デバイスと通信し得る、ユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）インターフェース、有線Ｅｔｈｅｒｎｅｔ（登録商標）インターフェース、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）インターフェース、無線赤外線（ＩＲ）インターフェース、無線ローカルエリアネットワーク（ＷＬＡＮ）インターフェース、または無線セルラーデータインターフェース等の有線または無線インターフェースを含む。いくつかの実施形態では、プロセッサ２６００は、直接的に、またはローカルエリアネットワークもしくは携帯電話会社ネットワーク等のネットワークを介してのいずれかにおいて、それが計算した処方を外部デバイスに送信する。いくつかの実施形態では、プロセッサは、ネットワークインターフェース２６１２を介して、外部デバイスから患者データ、プログラム更新、構成情報等を受信する。全てのゼルニケおよび処方計算が装置内で行われる、実施形態が説明されているが、他の実施形態では、プロセッサは、光学センサ１５３２からの未加工データ、計算されたスポット図情報、ゼルニケ係数、または他の中間情報を外部デバイスに送信し、外部デバイスは、処方を計算する。

レンジファインダインターフェース２６１４は、眼科装置内の任意の距離センサ１５１７に連結される。

音声／視覚／触覚インターフェース２６１６は、眼科装置内の任意の音声、視覚、および／または触覚出力デバイスに連結される。例えば、記述されるように、装置１１００は、装置１９００と壁１５１４との間の距離２０００（図２０）が不適切である場合に、可聴、視覚、触覚、または他の警告を提供してもよい。代替として、以下で示されるように、本インターフェース２６１６は、患者の眼とデバイスの光軸との間の整合についてのフィードバックを提供するために使用することができる。好適な音声デバイスは、ポケットベル、スピーカ、圧電デバイス等を含む。好適な視覚デバイスは、光、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）画面等を含む。好適な触覚デバイスは、振動器、再生可能点字ディスプレイ等を含む。

ユーザ入力インターフェース２６１８は、眼科装置内の任意のユーザ入力デバイスに連結される。そのような入力デバイスは、例えば、患者の眼の測定を開始するために使用されてもよい。好適なユーザ入力デバイスは、ボタン、キー、トリガ、タッチスクリーン、触覚センサ等を含む。例示的なユーザインターフェース２３５２が、図２３−１に示されている。

インターフェース２６０６−２６１８、プロセッサ２６００、メモリ２６０２、およびコンピュータバス２６０４、またはそれらの任意の部分のうちの１つまたはそれを上回るものは、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ）２６２６、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）２６２０、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）２６２２、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）２６２４、離散論理または好適な回路等の好適にプログラムされたデバイスによって置換または増補されてもよい。インターフェース２６０６−２６１８に接続される構成要素、インターフェース自体、プロセッサ２６００、メモリ２６０２、およびコンピュータバス２６０４は、本明細書で説明される光学および機械的要素とともに、プロセッサ２６００、および／またはＰＬＤ２６２６、ＦＰＧＡ２６２０、ＤＳＰ２６２２、および／またはＡＳＩＣ２６２４の制御下で、本明細書で説明される機能を集合的に果たす。
眼が光軸と整合させられているかどうかを自動的に判定し、フィードバックを患者に提供する

図７に関して記述されるように、スポットのアレイ（スポット図７１０）が、光学センサ６１０上に投影される。眼１５１６が、図１５に示されるようにデバイス１１００の光軸１５０４と整合させられる場合、スポット図は、光学センサ１５３２上で中心に置かれる。しかしながら、図２７で概略的に例示されるように、眼１５１６が光軸１５０４とわずかに整合していない場合、スポット図２７００は、光学センサ１５３２上で中心に置かれない。たとえアイカップが患者の顔にしっかりと押し付けられたままであり、デバイス１１００が患者の頭部に対して移動しなくても、患者の眼は、その眼窩内で移動することができ、したがって、光軸１５０４と整合させられなくなることに留意されたい。

患者が眼１５１６を光軸１５０４と整合していないときを自動的に検出するため、および患者に不整合を通知するフィードバックを患者に提供するために、種々のアプローチが利用可能である。いくつかの実施形態では、フィードバックは、自己補正のための誘導を提供するように、不整合の程度および／または方向を患者に示す。ここで、これらのアプローチのうちのいくつかを説明する。

図２８は、本発明のいくつかの実施形態による、整合フィードバックモジュール２８００の概略ブロック図である。本明細書で使用されるように、「モジュール」という用語は、１つまたはそれを上回る相互接続されたハードウェア構成要素、１つまたはそれを上回る相互接続されたソフトウェア構成要素、もしくはそれらの組み合わせを指す。したがって、整合フィードバックモジュール２８００は、図２６に関して上記で議論される構成要素のうちのいずれかによって実装されてもよい。

図９では、スポット図８１０の全てのスポットは、概して、等しい強度ではないことが分かる。センサ６１０上で、各スポットの強度は、スポットの直径によって概略的に示される。一般に、スポット強度は、スポット図８１０の中心からの半径方向距離とともに減少する。スポット図内のスポット強度分布は、３次元表面グラフ９２０によって表される。

図２８に戻って、スポット図重心およびサイズ計算機２８０２が、各画素または各象限によって検出される光の強度等の信号をそこから受信するように、光学センサ１５３２に連結される。スポット図重心およびサイズ計算機２８０２は、光学センサ１５３２上で、そのｘおよびｙまたは極座標、およびスポット図直径等のスポット図全体の重心のサイズおよび場所を計算する。スポット図重心計算機２８０２は、重心およびサイズを判定するための任意の適切なアルゴリズムまたは方法を使用してもよい。多くのそのようなアルゴリズムおよび方法が周知である。いくつかの実施形態では、照射された画素の座標の加重和が計算され、各画素の座標は、画素によって検出される照射レベルによって加重される。本情報はまた、スポット図のサイズ、例えば、スポット図の直径を判定するために使用することもできる。

図２９で概略的に例示されるように、スポット図の真の重心が、完全に光学センサ１５３２から外れるように、スポット図のスポットの一部分２９００のみが光学センサ１５３２上に収まったとしても、スポット図重心計算機２８０２は、スポット２９００内の場所を計算し、この場所をスポット図の重心として提供するために、スポットの一部分２９００を使用してもよい。さらに、光学センサ１５３２上に収まるスポット図の一部分の形状はまた、スポット図のサイズを推定するために使用することができる。光学センサ１５３２上に収まるスポット図の一部の湾曲は、スポット図の直径を推定するために使用されてもよい。同様に、光学センサ１５３２上に収まるスポット図の一部の湾曲は、たとえ中心が光学センサ１５３２内になくても、スポット図の真の中心を推定するために使用されてもよい。随意に、スポット図重心計算機２８０２は、スポット図の真の重心が光学センサ１５３２の外にあることを示すように、付加的な信号を生成してもよい。

差計算機２８０４は、スポット図の重心の場所と光学センサ１５３２の中心場所２８０６との間の差を計算する。差計算機２８０４の出力は、光学センサ１５３２の中心からのスポット図２７００（図２７）の重心の変位の規模および方向２８０８を表す。本規模および差２８０８は、フィードバック信号発生器２８１０に供給される。

フィードバック信号発生器２８１０は、患者および／または随意的なオペレータに、音声、視覚、触覚、および／または他の出力を生成する。いくつかの実施形態は、スピーカ１５４６（図１５）によって例示されるようなスピーカを含み、フィードバック信号発生器２８１０は、スピーカ１５４６に連結される。いくつかの実施形態では、フィードバック信号発生器２８１０は、不整合の程度および／または不整合の方向を患者に示すように、スピーカ１５４６を介して音声信号を生成する。いくつかのそのような実施形態では、音のピッチまたは音量、もしくは（ガイガーカウンタによって発せられる音に多少類似する）カチカチという音の周波数は、どれだけ密接に眼が光軸に整合させられているかを表してもよい。いくつかの実施形態では、眼が適正に整合させられるとき、または整合させられるときはいつでも、ビープ音等の特定の音が再生される。フィードバック信号発生器２８１０は、どのようにして眼の整合を向上させるか、または維持するかを患者に指示する合成発話、例えば、「器具を少し上に動かして下さい」、「少し左側を見て下さい」、または「完璧です。眼を動かさないで下さい」を生成するように、発話シンセサイザを含んでもよい。スピーカはまた、デバイスを使用するための指示を再生するために使用されてもよい。１つの重要な指示は、瞬きをするように患者に求めることである。新鮮な涙液膜が、眼の光学性質の良好な測定のために重要である。

いくつかの実施形態は、接眼レンズ１１０２、出口ポート１１０４の中、または器具１１００内の他の場所に位置する、ＬＥＤによって照射される矢印等の視覚インジケータを含む。例示的な視覚インジケータ１５４８および１５５０は、図１５の接眼レンズ１１０２の中に示されている。フィードバック信号発生器２８１０は、患者が凝視を調整して眼を光軸とより良好に整合させるべきである、規模および方向を表すように、これらのインジケータ１５４８および１５５０のうちの１つまたはそれを上回るものを選択的に照射してもよい。随意に、または代替として、筐体１５００（図１５）は、ＬＣＤディスプレイを含み、フィードバック信号発生器２８１０は、光学センサの中心に交差する垂直および水平軸３００４および３００６に対するスポット図の重心３００２の場所を示す、図３０のディスプレイ３０００によって概略的に例示されるディスプレイを生成する。そのようなディスプレイ３０００は、患者に指導するオペレータによって使用されてもよい。ディスプレイ３０００の別の実施形態が、図２３−１の２３５１で示されている。随意に、または代替として、筐体１５００は、器具１１００が光軸との眼の整合を向上させるように移動させられるべきである、相対方向、随意に、相対距離を示すように、フィードバック信号発生器２８１０に連結されるＬＥＤ等の光を含んでもよい。

いくつかの実施形態は、患者が、振動の軸に沿った方向へ、凝視を偏移させるか、または器具１１００を移動させるべきであることを示すように、軸に沿って振動で患者に信号伝達する触覚出力デバイスを含む。振動の周波数は、患者が凝視を偏移させるか、または器具１１００を移動させるべきである程度を示してもよい。

ここまで、スポット図の少なくとも一部分が光学センサ上に収まることが仮定されている。しかしながら、眼が光軸と著しく整合していない場合、スポット図のうちのいずれも光学センサ上に収まらず、またはスポット図重心計算機２８０２が重心場所を計算するために、スポット図の不十分な部分が光学センサ上に収まる。そのような実施形態は、図３１で概略的に示されるように、光学センサ１５３２の周囲に光センサのアレイを含むことによって、この問題を解決する。ここで、光センサ３１０２、３１０４、および３１０６によって例示される光センサのアレイ３１００は、光学センサ１５３２を大部分包囲するように配列される。光センサ３１０２−３１０６は、光学センサ１５３２と同一のサイズで示されている。しかしながら、光センサ３１０２−３１０６は、光学センサ１５３２より小さく、または大きくあり得る。各光センサ３１０２−３１０６は、単一の感光領域を有する。したがって、光センサ３１０２−３１０４は、光学センサ１５３２より安価であり得る。

光センサ３１０２−３１０６は、スポット図重心計算機２８０２に連結される。ここではスポット図３１０８によって例示されるスポット図が、光学センサ１５３２から外れる場合、光センサ３１０２−３１０６のうちの１つまたはそれを上回るものからの信号は、少なくとも光学センサ１５３２の中心からスポット図３１０８までの方向をスポット図重心計算機２８０２に示す。スポット図の一部分のみが光学センサ１５３２上に収まる場合のように、スポット図重心計算機２８０２は、少なくともスポット図３１０８の近似場所を計算し、これをスポット図の重心のシミュレートされた場所として提供するために、光センサのアレイ３１００からの信号を使用してもよい。

随意に、または代替として、スポット図重心計算機２８０２は、単純に、スポット図３１０８が収まる、光学センサ１５３２の中心からのいくつかの方向のうちの１つを返す。可能性として考えられる方向の数は、アレイ３１００内の光センサ３１０２−３１０６の数に等しくあり得る。可能性として考えられる方向の数は、光センサ３１０２−３１０６の数より多くあり得る。例えば、３つまたはそれを上回る光センサがあると、スポット図重心計算機２８０２は、光センサから信号の加重和を得ることによって、方向を計算してもよい。随意に、スポット図重心計算機２８０２は、スポット図の真の重心が光学センサ１５３２の外にあることを示すように、付加的な信号を生成してもよい。

図３１に示される実施形態では、８つの光センサ３１０２−３１０６が、光学センサ１５３２の周囲の１つの正方形リングで使用される。しかしながら、他の実施形態では、他の数の光センサおよび／または他の数の同心円状リングおよび／または他の形状のリングが使用されてもよい。光センサおよび／またはリングの数は、スポット図への方向および／または距離の所望の分解能に基づいて選択されてもよい。

図３２で概略的に示される、さらに別の実施形態では、付加的なビームスプリッタ３２００が、眼１５１６から象限フォトダイオード検出器３２０２へ光学信号１５２６の一部分を指向する。象限フォトダイオード検出器３２０２は、スポット図重心計算機２８０２に連結される。図３３は、その上に投影される仮説スポット図３３００を含む、象限フォトダイオード検出器３２０２の平面図である。象限フォトダイオード検出器３２０２は、光学センサ１５３２に対して任意のサイズであり得る。しかしながら、ビームスプリッタ３２００と象限フォトダイオード検出器３２０２との間に間置される縮小レンズ３２０４は、比較的広い領域にわたってスポット図の場所を検出するために、比較的小型で安価な検出器を使用することを可能にする。スポット図重心計算機２８０２の動作は、そのような実施形態では、図３１に関して上記で説明される動作に類似する。代替として、象限フォトダイオード検出器３２０２の代わりに、位置敏感型検出器（ＰＳＤ）または多要素カメラアレイ等の任意の他の好適なセンサが使用されてもよい。代替として、象限検出器の代わりに、別の数のセクタを伴う検出器が使用されてもよい。セクタの数は、スポット図の場所が確認される、所望の分解能に基づいて選択されてもよい。

随意に、または代替として、スポット１５０６（図１５）が壁１５１４上に投影される場所を変化させることによって、光軸への患者の眼の不整合についての患者へのフィードバックが提供される。そのような実施形態では、可視光源１５０８は、光源インターフェース２６０８（図２６）によって駆動されるパンおよび傾転ヘッド（図示せず）によって、または光源インターフェース２６０８によって駆動される可視光源のアレイによって等、操縦可能である。患者の眼が器具１１００の光軸１５０４と適正に整合させられていない場合、スポット１５０６の場所は、不整合の方向および規模に対応する方向および距離で変化させられる。その結果として、スポット１５０６がもはや光軸１５０４に沿わなくなり得ることに留意されたい。結果として、患者は、スポット１５０６の新しい場所に向かってわずかに凝視を再指向するように指図され、それによって、光軸１５０４との眼の整合を向上させる。器具１１００の光軸１５０４は、変化させられない。スポット１５０６が投影される場所のみが変化する。

図３４は、可視光源３４０２、３４０４、および３４０６によって例示される可視光源の例示的なアレイ３４００の概略平面図である。可視光源３４０２−３４０６のそれぞれは、わずかに異なる軸に沿って光線１５１０（図１５）を投影するよう配置され、それによって、壁１５１４上のわずかに異なる場所でスポット１５０６を照射する。図３４に示される実施形態は、２５個の可視光源３４０２−３４０６を含む。しかしながら、壁１５１４上のスポット１５０６の場所に対する制御の所望の粒度および範囲に応じて、他の数の可視光源およびそれらの間隔が使用されてもよい。

図２８に示されるように、フィードバック信号発生器２８１０は、個々の可視光源３４０２−３４０６のうちのどれがスポット１５０６を投影するかを制御するように、信号を光源インターフェース２６０８に送信する。中心可視光源３４０８は、光軸１５０４に沿ってスポット１５０６を投影するよう、単一の可視光源１５０８が別様に配置されるであろう場所に配置される。本光源３４０８は、壁１５１４上でスポット１５０６を最初に照射するために使用される。しかしながら、スポット図重心場所計算機２８０２が、患者の眼が光軸１５０４と整合させられていないことを確認する場合、不整合信号２８０８の規模および方向が、フィードバック信号発生器２８１０に可視光源３４０８を消光させ、可視光源のアレイ３４００の異なる光源を照射させる。フィードバック信号発生器２８１０は、方向および規模信号２８０８に対応する中心可視光源３４０８からの方向および距離に位置する、可視光源３４０２−３４０６のうちの１つを選択する。
光学センサ上でより良好にスポット図を中心に置くように、仮想光源の場所を自動的に調整する。

随意に、または代替として、患者の眼が器具１１００の光軸１５０４と適正に整合させられていない場合、患者の眼球内の仮想光源１５２５（図１５）の場所は、光学センサ１５３２上でより良好に中心に置かれているスポット図を自動的に生成するよう変化させられる。そのような実施形態では、光源１５２０は、光源インターフェース２６０８（図２６）によって駆動されるパンおよび傾転ヘッド（図示せず）によって、または光源インターフェース２６０８によって駆動される光源のアレイによって等、操縦可能である。患者の眼が器具１１００の光軸１５０４と適正に整合させられていない場合、仮想光源１５２５の場所は、不整合の方向および規模に対応する方向および距離で変化させられる。その結果として、仮想光源１５２５がもはや光軸１５０４に沿わなくなり得ることに留意されたい。結果として、スポット図は、患者によるいかなる動作も伴わずに、光学センサ１５３２の中心により近い、光学センサ１５３２上の異なる場所に収まる。器具１１００の光軸１５０４は、変化させられない。スポット図が光学センサ１５３２上に収まる場所のみが変化する。

図３５は、光源３５０２、３５０４、および３５０６によって例示される光源の例示的なアレイ３５００の概略平面図である。光源３５０２−３５０６のそれぞれは、わずかに異なる軸に沿って光線１５２２（図１５）を投影するよう配置され、それによって、眼１５１６の網膜上のわずかに異なる場所で仮想光源１５２５を生成する。図３５に示される実施形態は、２５個の光源３５０２−３５０６を含む。しかしながら、眼１５１６の網膜上の仮想光源１５２５の場所に対する制御の所望の粒度および範囲に応じて、他の数の光源およびそれらの間隔が使用されてもよい。

図２８に示されるように、フィードバック信号発生器２８１０は、個々の可視光源３５０２−３５０６のうちのどれが仮想光源１５２５を投影するかを制御するように、信号を光源インターフェース２６０８に送信する。中心光源３５０８は、光軸１５０４に沿って仮想光源１５２５を投影するよう、単一の光源１５２０が別様に配置されるであろう場所に配置される。本光源３５０８は、眼１５１６の網膜上で仮想光源１５２５を最初に照射するために使用される。しかしながら、スポット図重心場所計算機２８０２が、患者の眼が光軸１５０４と整合させられていないことを確認する場合、不整合信号２８０８の規模および方向が、フィードバック信号発生器２８１０に可視光源３５０８を消光させ、可視光源のアレイ３５００の異なる光源を照射させる。フィードバック信号発生器２８１０は、方向および規模信号２８０８に対応する中心光源３５０８からの方向および距離に位置する、光源３５０２−３５０６のうちの１つを選択する。
眼が調節しているかどうかを自動的に判定し、フィードバックを患者に提供する

本明細書で説明される開放視野設計は、少なくとも部分的に、壁上に投影されているスポットが遠く離れていることを患者が把握しているため、調節しないよう患者を促す。それでもなお、患者は、時として、眼が測定されている間に調節し得る。調節は、矯正用眼鏡の処方が調節されていない眼から発する波面に基づいて計算されるべきであるため、処方測定プロセスに非制御変数を導入する。この問題を回避するため、本発明の実施形態は、患者が調節していないときを自動的に確認し、処方を計算するためにそのような期間からの波面データを使用する。

記述されるように、矯正レンズ処方を計算するために、波面収差測定によって生成されるスポット図を使用することができる。しかしながら、従来技術と異なり、本発明の実施形態は、１つまたは少数の単一恣意的時限画像よりむしろ、ビデオデータ、すなわち、一連の時間的に離間したフレームを捕捉する。ビデオフレームレートは、一定または可変であり得る。フレームレートは、所与のフレームの中の飽和ピクセルの全体的照射および割合等の光学センサ１５３２（図１５）によって結像されるスポット図の特性に基づいて、フレーム毎にリアルタイムで調整されてもよい。いくつかの実施形態では、フレームレートは、毎秒約６つのフレームから、毎秒１５より多くのフレームまで変動し得る。それでもなお、フレーム間時間は、比較的短く、約１／１０秒であり、したがって、ビデオフレームを「連続的」と称する。ビデオデータは、光学センサ１５３２（図１５）から捕捉され、処理のためにメモリ２６０２（図２６）に記憶される。ビデオの各フレームは、光学センサ１５３２によって捕捉される画像、関連フレーム番号、およびフレームレートが一定ではない場合はフレームが捕捉された関連時間を含む。したがって、各フレームから処方を計算することができる。いくつかのフレームが、雑音、不完全なスポット図を含む、スポット図を含まない、または別様に処方計算のために望ましくないため、屈折処方、ゼルニケ係数のセット、またはフレームから計算されるある他の表現によって表され得る、収差プロファイルは、本明細書では「候補処方」と称される。

候補処方が、各フレームについて計算され、メモリ２６０２に記憶される。候補処方計算は、ビデオの最後のフレームが捕捉された後に行われてもよく、または計算は、ビデオ捕捉および記憶と時間的に重複してもよい。十分な計算能力が利用可能である場合、フレームが捕捉された後であるが、連続フレームが捕捉される前に、候補処方が各フレームについて計算されてもよい。後者の場合、いくつかの実施形態では、未加工ビデオデータは、メモリ２６０２に記憶されない。

図３６は、本発明の実施形態による、非調節検出器モジュール３６００の概略ブロック図である。処方計算機３６０２は、本明細書で説明されるように、光学センサ１５３２から信号を受信し、信号から候補処方を計算する。記述されるように、処方は、典型的には、少なくとも球面構成要素と、１つまたは２つの円柱構成要素とを含む。球面構成要素は、正または負の屈折力に関して説明され、円柱構成要素は、屈折力および軸または同等の用語（例えば、屈折力ベクトル表記）に関して説明される。処方はまた、高次収差を補正するように付加的なレンズ仕様を含んでもよい。

処方計算機３６０２は、球体３６０４、円柱−１ ３６０５、軸−１ ３６０６等の個々のレンズ仕様のセットを出力する。随意に、スポットサイズ等の他の情報３６０７も出力される。出力は、集合的に候補処方３６１２と称される。各候補処方３６１２は、どのビデオフレームから候補処方が計算されたかという識別、またはフレームが光学センサ１５３２によって得られた相対時間３６０８とともに、メモリ２６０２（図２６）に記憶される。球体３６０４、円柱−１ ３６０５、軸−１ ３６０６等は、種々の次数のゼルニケ情報を使用して取得される、Ｍ、Ｊ０、およびＪ４５等の種々のゼルニケモードを使用して計算される処方データであり得る。

常時開スイッチ３６２０は、全てのフレームが獲得された後に閉鎖する。

スポット図サイズは、品質測定基準に関係付けられ、処方についてのある情報を与える。一定の瞳孔サイズを仮定すると、眼が正視である場合、スポット図サイズは、瞳孔サイズに等しい。しかしながら、眼が近視である場合、スポット図は、瞳孔サイズより小さい。近視が高いほど、瞳孔サイズが小さくなる。他方で、眼が遠視である場合、スポット図直径は、瞳孔サイズより大きい。より遠視であるほど、スポット図が大きくなる。

スポット図サイズはまた、調節とともに変化する。したがって、患者が調節している場合、器具がスポット図サイズの変化を検出することができる。

スポット図サイズは、瞳孔サイズに関係付けられ、瞳孔サイズは、眼によって受容される光の量に関係付けられる。より暗い環境では、瞳孔は、自動的により大きくなる。したがって、器具は、患者が測定されていた間の室内の周囲光の変化等の外部条件を追跡するために、スポット図サイズから推定されるような瞳孔サイズを使用することができる。

加えて、スポット図のサイズを品質測定基準に関係付けることができる。焦点ぼけ収差および伝搬アルゴリズムを使用して、スポット図サイズは、瞳孔サイズを計算するために使用することができる。収差プロファイルが特定の開口直径と関連付けられるため、瞳孔サイズは、収差を測定するために重要である。

図３７は、仮説的患者から計算される球面および円柱屈折力候補処方のグラフ３７００を含有する。白丸は、球面候補処方を表し、十字を引いた丸は、円柱候補処方を表す。垂直軸は、ジオプター（Ｄ）で屈折力を示し、水平軸は、候補処方が計算された時間を示す。フレームは、毎秒約１０フレームで捕捉された。

図３７は、時間１で約−２．２５Ｄから始まる、経時的に変動する患者の候補球面処方を示す。ほぼ時間１７５から始まって、候補球面処方は、ほぼ時間２４０で約−１．７Ｄから約＋０．４Ｄまで増加する。ほぼ時間２４０後に、候補球面処方は減少する。

眼が調節されていないとき、調節されていない水晶体が調節された水晶体とは異なる屈折力を提供し、したがって、調節された水晶体とは異なる補正を必要とするため、候補球面処方は、眼が調節されている間に計算される任意の候補球面処方とは異なるはずである。他方で、円柱補正が調節の量とともに有意に変動しないため、処方の円柱構成要素の変動が見出される場合、これらは、一般に、検査中の患者の望ましくない動きを示す。したがって、図３７のグラフから、（３７０２等の）約０Ｄの候補球面処方は、計算される最大の候補球面処方であるため、患者のための正しい処方により近いはずであるかのように見えるであろう。

しかしながら、候補処方が雑音の結果であり得、調節の規模および方向が患者の実際の屈折誤差等の他の要因に依存し得るため、本発明の実施形態は、必ずしも最大候補球面処方を正しい処方として容認するわけではない。例えば、図３７によって図示される場合では、眼が候補球面処方３７０２または３７０４のいずれかを生じさせたほど十分に迅速に調節を変化させることができないことを認識するため、候補球面処方３７０２または３７０４のいずれも容認されない。本文献は、ヒトの眼において毎秒約１〜２ジオプターの最大調節速度を報告する。バー３７０６は、接近から遠隔オブジェクトに調節を変化させるために眼によって必要とされる近似時間量を示す。対照的に、候補球面処方３７０２および３７０４は、眼が生理学的に一般的であるよりもはるかに迅速に調節を変化させることを要求したであろう。さらに、水晶体が形状を変化させると、眼が調節を連続的に変化させる。したがって、近くに候補処方がない候補処方は、雑音の結果である可能性が非常に高い。例えば、小さい瞳孔を伴う近視眼の場合、スポット図を構成する非常に少数のスポットがあろう。次いで、反射雑音からこれらのスポットの重心を判定することの誤差は、眼の焦点ぼけに対応するゼルニケ係数の計算の大きな誤差を引き起こし得る。

図３６に戻って、全てのフレームが獲得された後、常時開スイッチ３６２０は、閉鎖され、候補球面処方３６０４は、周辺候補球面処方とは根本的に異なる、すなわち、候補球面処方の絶対傾斜が所定の値より大きい、候補球面処方を除去するように、調節フィルタ３６２２（図３８の調節フィルタ３８１０）内の低域通過フィルタ３６１４に供給される。いくつかの実施形態では、毎秒約±１ジオプターより大きい候補球面処方信号３６０４の瞬間傾斜が、候補球面処方の拒否をトリガする。平滑化候補球面処方、すなわち、低域通過フィルタ３６１４を通過する候補球面処方が、調節補正規則３６２４に従って処理される。いくつかの実施形態では、規則３６２４は、最大候補球面処方を選択する。図３７のグラフでは、候補球面処方３７０８は、規則３６２４によって選択されるであろう。しかしながら、他の実施形態では、候補処方を処理して処方に到達するために、他の選択基準、機械学習、または他の機構が使用されてもよい。いくつかの実施形態では、候補処方３６１２の他の部分、または時間の関数としてのスポット図サイズ等の他の情報もまた、使用されてもよい。

規則３６２４によって選択される候補球面処方と関係付けられるフレーム数または時間は、メモリ２６０２に記憶された候補処方、すなわち、規則３６２４によって検出される候補球面処方と同一のフレームから計算される他の候補処方パラメータを選択するために使用される。選択された候補処方３６１８は、患者のための処方として報告されるか、または別のモジュールに供給される。したがって、本発明の実施形態は、自動的に、患者が調節していないときを確認し、処方を計算するためにそのような期間からの波面データを使用する。

いくつかの実施形態では、１つより多くの候補球面処方は、患者の眼が調節されなかった間に捕捉されたフレームから計算されたと見なされてもよい。例えば、上記で説明されるように、規則３６３４によって検出される候補球面処方の所定の範囲内の全ての候補球面処方は、調節されていない眼のデータから計算されたと見なされてもよい。規則３６３４は、調節されていない眼のデータから計算された候補処方を識別する情報をメモリ２６０２に記憶する。

いくつかの実施形態は、ピーク候補球面処方が検出されたとき、または光学センサ１５３２からデータを収集し始めた後の所定の時間量内にそのようなピークが検出されなかったときに、フィードバックを患者に提供する。本フィードバックは、図２８に関して上記で説明される線に沿った、音声、視覚、触覚、または他のフィードバックの形態であってもよい。
信号対雑音比を向上させるように複数のフレームを組み合わせる

処方を計算するために、スポット図を含む光学センサ１５３２からの個々のフレームが使用されてもよいが、いくつかの実施形態では、単一の処方を計算するように、複数のフレームが組み合わせられる。複数のフレームを組み合わせることは、雑音を平均化することによって等、信号対雑音（Ｓ／Ｎ）比を向上させることができる。これらの実施形態、およびフレームを組み合わせないいくつかの実施形態に関する、付加的な詳細とともに、ここで、フレームを組み合わせるいくつかの実施形態を説明する。いくつかの処理モジュールを説明する。処理モジュールおよびこれらのモジュール間の相互接続は、図３８で要約される。

モジュール３８００では、データが画像センサ１５３２（図１５）から獲得される。各フレームは、露出時間およびフレームレートを含む、画像センサ設定に従って獲得される。これらの設定は、良好な信号対雑音比を伴うフレームを獲得することを目標にして、フレーム毎に調整されてもよい。一般に、それらのスポット図内に明るいスポットを伴うフレームは、薄暗いスポットを伴うフレームよりも良好な信号対雑音を有するが、飽和している多数のスポットは望ましくない。「飽和」とは、画素の輝度値が画素にとって可能な最大値に等しいことを意味する。代替として、モジュール３８００は、以前に獲得され、メモリ２６０２に記憶されているフレームを処理してもよい。

一実施形態では、フレームのピクセルの第１の所定の割合より多くが飽和している場合、次のフレームの露出時間が短縮される。割合は、百分率として表されてもよく、例えば、センサ内の全ての画素の０．１％が飽和しているはずである。本割合は、瞳孔のサイズ、およびスポット図を含むスポットの平均サイズに基づいて、変動し得る。加えて、本割合は、画像センサ１５３２および光源１５２０の特性に基づいて設定されてもよい。逆に、フレームのピクセルの第２の所定の割合より少ないものが飽和している場合、次のフレームの露出時間が増加させられる。しかしながら、露出時間は、眼の動きの結果として被写体ぶれを引き起こし得る値まで増加させられるべきではない。したがって、光学センサ１５３２のサイズ、およびそれが含有する画素または象限の数に基づいて、最大露出時間を確認することができる。データ収集モジュール３８００からの出力が、表１で要約される。

記述されるように、患者が、患者の眼に対して器具１１００の位置を調整するように指示されてもよいため、患者は、最大輝度で赤色ドットを知覚する。本位置で、器具１１００（図１５）は、患者の眼窩に対して良好に配向される。しかしながら、患者の眼は、依然として眼窩内で動くことができる。つまり、患者は、上、下、左、および右を見ることができる。したがって、眼の視野の中心は、器具１１００の光軸１５０４と整合させられない場合があり、スポット図は、光学センサ１５３２上で中心に置かれない場合があり、またはスポット図は、光学センサ１５３２から完全に外れ得る。加えて、患者は、瞬きをし得る。さらに、いくつかのフレームでは、光学センサ１５３２に到達する信号は、眼の網膜上の仮想光源よりもむしろ、眼の角膜からの反射に由来し得る。したがって、いくつかのフレームは、有用な情報を含有しない場合がある。

フレームセレクタ３８０２は、有用な情報を含有し得るフレームのみを保持する。フレームセレクタ３８０２の目的は、処方を計算するために使用される未加工データが可能な限り良好であることを確実にすることである。フレームセレクタ３８０２は、表２で要約されるように、フレームを破棄してもよい。例えば、スポット図の直径がフレーム毎に所定量を上回って変動する、連続フレームは、破棄されてもよい。

フレームセレクタ３８０２は、フレームに「有効」、「不完全」、またはおそらく「破棄」等のタグ付けをする。タグは、フレームの画素の輝度値またはフレームから計算される処方を表すデータと関連して、メモリ２６０２に記憶されたコードによって表されてもよい。

図３９は、完全スポット図の概略図であり、図４０は、部分スポット図、すなわち、スポット図の一部分が光学センサ１５３２から外れる、スポット図の概略図である。スポット図は、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉された。フレームセレクタ３８０２は、種々の技法によって、これら２種類のフレームを相互と区別してもよい。例えば、フレームセレクタ３８０２は、スポット図の形状を確認してもよい。スポット図が、ほぼ円形または楕円形かつ完全である場合、フレームは、完全スポット図を含有すると見なされてもよく、フレームは、容認されて「有効」とタグ付けされてもよい。フレームセレクタ３８０２はまた、スポット図の中心の場所を計算してもよい。他方で、形状の一部分のみが円形であり、スポット図のスポットが光学センサ１５３２の隣接縁である場合、フレームは、部分スポット図を含有すると見なされ、「不完全」とタグ付けされてもよい。不完全とタグ付けされたフレームについて、フレームセレクタ３８０２はまた、スポット図のどれだけの割合が光学センサ１５３２上に収まるかを計算または推定してもよい。以下で議論されるように、不完全なスポット図が、いくつかの処方計算で使用されてもよい。

図４１は、患者の瞬きまたは器具１１００の光軸１５０４との患者の眼の著しい不整合の結果等の、スポット図がない光学センサ１５３２からのフレームの概略図である。フレームセレクタ３８０２は、フレームの全ての画素を合計または積分することによって、この種類のフレームを検出してもよい。合計または積分が、所定の値より小さく、スポット図のより少ないスポットがフレームに存在するか、いかなるスポットも存在しないことを示す場合、フレームセレクタ３８０２は、フレームを破棄してもよい。

図４２は、角膜反射を含有する光学センサ１５３２からのフレームの概略図である。フレームは、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉された。フレームセレクタ３８０２は、いくつかの要因に基づいて、そのようなフレームを識別してもよい。例えば、画像が小型レンズアレイ１５３０内のレンズより多くのスポットを含有する場合、フレームセレクタ３８０２は、フレームを破棄してもよい。フレームセレクタ３８０２は、フレームの全ての画素を合計または積分してもよい。合計または積分が、所定の値より大きく、スポット図の過剰に多くのスポットがフレーム内に存在することを示す場合、フレームセレクタ３８０２は、フレームを破棄してもよい。フレームセレクタ３８０２によって破棄されるフレームは、メモリに記憶されるが、「破棄」とタグ付けされてもよい。

表３は、フレームセレクタ３８０２モジュールからの出力を要約する。

随意に、連続フレームのそれぞれより良い信号対雑音比を伴う単一のフレームを取得するように、いくつかの連続フレームが組み合わせられてもよい。患者の眼１５１６において仮想光源１５２５を生成するために、低費用光源１５２０（図１５）が使用される場合、光学センサ１５３２によって獲得される画像は、有意なスペックル雑音を含み得る。スペックル雑音は、仮想光源１５２５および光学センサ１５３２内の点の間の経路長差に起因し得る。これらの経路長差は、仮想光源１５２５内の点から発するいくつかの波面からの相互干渉により、強度の無作為な変動を引き起こす。さらに、たとえ患者の眼が動かなくても、硝子体液等の眼内液が流動し、光学干渉を引き起こし得る。他方で、硝子体液流は、フレームの時間目盛り上の経路長を無作為化し、したがって、スペックル雑音を低減させ得る。いずれにしても、いくつかのフレームを組み合わせることは、スペックル雑音を平均化することによって信号対雑音比を向上させることができる。

フレーム結合器３８０４は、フレームセレクタモジュール３８０２から、随意に、処方計算機３８０６から出力を受信し、単一の複合フレームを出力する。フレーム結合器３８０４は、「有効」とタグ付けされる連続フレームのみを組み合わせてもよい。随意に、または代替として、フレーム結合器３８０４は、「有効」または「不完全」とタグ付けされる連続フレームを組み合わせてもよい。随意に、フレーム結合器３８０４は、処方計算機３８０６によって提供される処方情報に基づいて、非連続フレームを組み合わせてもよい。

フレームを組み合わせる際に、フレーム結合器３８０４が、組み合わせられるフレームを位置合わせするため、スポット図の対応するスポットは、相互に位置合わせする。スポット図の形状を変化させないよう、非変形（剛性）位置合わせプロセスが使用されるべきである。いったんフレームが位置合わせされると、合計または平均されてもよい。つまり、各合計フレーム内の対応する画素によって記録される強度が、加算または平均される。加えて、スポット図の露出時間は、複合フレームの露出時間を合計することによって訂正されるべきである。また、調節が、異なる処方とのフレームの組み合わせを引き起こし、誤った結果につながり得るため、この段階で、時間的に近いフレームのみ（すなわち、眼に調節する時間がなかった連続フレーム）が組み合わせられ得ることも考慮されたい。

いくつかの実施形態では、「有効」とタグ付けされるフレームのみが組み合わせられる。いくつかの実施形態では、「有効」とタグ付けされるフレームおよび「不完全」とタグ付けされるフレームが組み合わせられる。図４３−４６は、左から右に移動するスポット図のセットを作成する、眼がゆっくり移動するにつれて獲得される一連の画像を含有する、光学センサ１５３２からのフレームのセットの概略図である。フレームは、本明細書で説明されるようなプロトタイプ器具によって捕捉された。図４３−４５のスポット図は、不完全とタグ付けされ、図４６のスポット図は、有効とタグ付けされる。フレームを組み合わせるための上記で説明されるものと本質的に同一の手順が、図４３−４６によって表されるフレームを組み合わせるために使用されてもよい。しかしながら、結果として生じる複合スポット図内のいくつかのスポットは、他の結果として生じる複合スポット図とは異なる数のスポットを加算または平均することに起因する。例えば、いくつかのスポットが、光学センサ１５３２の左側から外れるため、これらのスポットは、図４３のスポット図に含まれない。これらのスポットは、スポット図が右に移動するにつれて、後続のフレーム内で出現する。したがって、これらのスポットは、それらの合計または平均へのより少ない寄与を有する。したがって、これらのスポットは、おそらく、図４３−４６のそれぞれに出現するスポットより不良な信号対雑音比を有する。

いずれにしても、フレーム画像に適用して、それらを標的基準に位置合わせするための変位等の位置合わせパラメータを計算するために、低域通過フィルタが、組み合わせられる各フレームを平滑化するように使用されてもよい。低域通過フィルタは、位置合わせパラメータを計算するために使用される。いったん位置合わせパラメータが計算されると、位置合わせ変位が、フィルタにかけられたフレームではなく、元のフレームに適用される。低域通過フィルタの特性は、光源１５２０（図１５）の特性および小型レンズアレイ１５３０の特性を考慮して、経験的に判定されてもよい。低域通過フィルタの特性は、小型レンズアレイ１５３０の回折限界に関係付けられるスペックルのサイズに関する。デバイス１１００内の異なる構成要素の不整合に関係付けられる較正が、位置合わせプロセスの前に適用されるべきである。フレーム結合器３８０４からの出力が、表４で要約される。

処方計算機モジュール３８０６は、各フレームから処方を計算する。各フレームについて、処方計算機３８０６は、スポット図の各スポットの重心座標を計算する。図４７は、完全スポット図を含有する、光学センサ１５３２からの仮説的フレームの概略図である。「Ｘ」は、スポット図の重心を示す。十字は、完璧な眼に出現するであろう、スポットの重心場所を示す。図から明白であるように、スポット図の多くのスポットは、これらの十字から変位させられる。

記述されるように、波面が小型レンズのアレイに作用するときに、スポット図が生成される。各サンプル点（小型レンズアレイのレンズ）における波面の斜面が計算される。スポット図の各スポットの変位（ΔｘおよびΔｙ）は、図４８で例示されるように、完璧な眼からのスポットの場所に対して計算される。小型レンズアレイの焦点距離を考慮して、傾斜を変位から計算することができる。

変位データは、ゼルニケ多項式に適合され、以下の方程式で要約されるように、最小二乗推定を使用して、膨張係数が判定される。

ゼルニケ係数は、処方を計算するために使用される。ゼルニケ膨張が基底関数の直交セットを採用するため、他の係数の値にもかかわらず、最小二乗解が二次ゼルニケ係数によって求められる。これらの二次ゼルニケ係数は、以下または他の周知の方程式を使用して、屈折力ベクトル表記で球面円柱処方に変換することができる。

Ｃ_ｎ ^ｍは、ｎ次ゼルニケ係数であり、ｒは、瞳孔半径である。また、例えば、以下の方程式で示されるように、より多くのゼルニケ係数を使用して、すなわち、高次収差のために、処方を計算することも可能である。

屈折力ベクトル表記は、臨床医によって使用される従来の形式に容易に変換される、クロスシリンダ慣例である。

処方を計算するためにゼルニケ係数が使用されている間、または使用された後に、システムの光学構成要素の間の利得、オフセット、非線形性、または不整合等のデバイス１１００の誤差を排除するように、較正をゼルニケ係数または屈折力ベクトルに適用することができる。上記で示される方程式では、Ｍは、球面誤差（近視または遠視）に関し、Ｊ０およびＪ４５は、乱視を表す。記述されるように、瞳孔半径は、スポット図のサイズに基づいて推定される。処方計算機３８０６からの出力が、表５で要約される。

随意に、処方についての情報は、処方計算機３８０６によってフレーム結合器３８０４に提供されてもよい。この場合、フレーム結合器３８０４は、どのようにしてフレームを組み合わせるかを判定するために、本情報を使用してもよい。

随意に、品質測定基準が、品質測定基準計算機３８０８によって、各計算された処方について計算されてもよい。後続のモジュールでは、品質測定基準は、各フレームまたはフレームの組み合わせから計算される処方に加重して、最終処方を計算するために使用されてもよい。品質測定基準は、２進値、例えば、「不良」の「０」および「良好」の「１」のように単純であり得る。より複雑な品質測定基準が、０．０〜１．０の実数等の範囲内に入り得る。品質測定基準は、例えば、フレームの数、スポット図の信号対雑音比、スポット図内のスポットの数、スポット図内のポイントの鮮明さ、および高次ゼルニケ係数の非存在または小さい値、もしくはそれらの組み合わせに基づいてもよい。フレームの信号対雑音比は、例えば、スポット図内のスポットの平均画素値を、背景、すなわち、スポット図の外側の領域の平均画素値で除算することによって計算されてもよい。

品質測定基準計算機３８０８からの出力が、表６で要約される。

記述されるように、調節は、測定プロセスに非制御変数を導入する。したがって、患者が調節している間に捕捉されるスポット図から計算される処方は、正確である可能性が低い。随意に、調節フィルタモジュール３８１０は、患者が調節していないときに捕捉されるフレームを選択する。

ヒトの眼が調節することができる量は、図４９のグラフで要約されるように、患者の年齢とともに変動する。本発明の実施形態は、矢印ボタンが押されると、表示された年齢値を増加または減少させる、数値ディスプレイに連結される数値キーボードまたは上／下ボタンを介して等、各患者の年齢を入力する。患者の年齢、および調節速度についての文献に存在する生理学的データを使用して、調節フィルタ３８１０は、患者の年齢を考慮して、患者が調節できるはずであるよりも速く調節の変化を証明するフレームを破棄する。一実施形態では、調節フィルタ３８１０は、特性が期待最大調節速度によって制御される、可変低域通過フィルタを含む。低域通過フィルタは、処方のＭ（球面誤差）部分に作用する。他の実施形態は、患者の年齢から独立している、毎秒約１〜２ジオプター等の固定調節速度限界を採用する。そのような実施形態では、固定調節速度限界より速く生じる、計算された焦点ぼけ項（またはＰＷＶ表記におけるＭ）の変化は、雑音と見なされ、最終処方を判定する際に含まれない。

図５０は、本明細書で説明されるようなプトロタイプ器具によって計算されたＭ、Ｊ０、およびＪ４５処方のセットのグラフである。調節フィルタ３８１０による処理後のＭ値を示すように、黒い線が追加されている。Ｍ値の変動から分かるように、患者の調節が変動した。丸５０００および５００２によって示されるＭ値のピークは、患者が調節しなかった時間を示す。したがって、調節フィルタ３８１０は、処方のための球面項を計算する目的で、これらの時間の間に獲得されるフレームを選択し、他のフレームを破棄する。処方の乱視および他の項が調節とともに変動しないため、調節フィルタ３８１０によって破棄されるフレームは、これらの他の項を計算するために使用されてもよい。時間の関数としての乱視の変動が見出される場合、これは、検査中の患者の動きのインジケータとして使用し、したがって、フレームを無効とタグ付けするために使用することができる。

図５１は、異なる患者のためのプロトタイプ器具によって計算されたＭ、Ｊ０、およびＪ４５処方のセットのグラフである。図に示されるように、Ｍ値５１００は、グラフの全体を通して有意に変動しない。したがって、患者は、グラフによって表される期間の全体を通して調節しなかったと仮定することができる。この場合、調節フィルタ３８１０は、グラフによって表される全てのフレームを選択し、いかなるフレームも破棄されない。

調節フィルタの出力が、表７で要約される。

フレームのグループは、類似処方を生じてもよい。例えば、図５０のグラフに示されるように、フレームの２つのグループ５０００および５００２は、類似Ｊ（球面）処方を生じる。随意に、フレームグルーパモジュールが、値の所定の範囲内の処方等の類似処方を生じる、フレームのグループを識別する。２つのそのようなフレームグルーパモジュール３８１２および３８１４が、図３８に示されている。

一方のフレームグルーパ３８１２は、約５％差内等で、類似ゼルニケ係数を生じるフレームをグループ化する。いくつかの実施形態では、処方グルーパ３８１２は、最初の６つのゼルニケ係数のみを考慮するが、他の数の係数が使用されてもよい。他方のフレームグルーパ３８１４は、類似処方、例えば、約±０．１２５ジオプター内または約±０．２５ジオプター内に入る、Ｍ、Ｊ０、および／またはＪ４５の値を生じる、フレームをグループ化する。他の類似性に基づいてフレームをグループ化するフレームグルーパもまた、使用されてもよい。

フレームの別個のグループが、処方の各項について定義されてもよい。したがって、フレームの１つのグループが、類似Ｍ値を有するために選択されてもよく、異なる、おそらく重複するフレームのグループが、類似Ｊ０値を有するために選択されてもよい。いくつかのフレームが調節フィルタ３８１０によって破棄された場合、フレームの異なるプールが、Ｊ０値の類似性に基づいてフレームを選択するためよりも、Ｍ値の類似性に基づいてフレームを選択するために、フレームグルーパ３８１４に利用可能であり得る。同様に、フレームの異なるプールが、他方のフレームグルーパ３８１２に利用可能であり得る。

フレームグルーパ３８１４は、処方の各項のためのヒストグラムを生成することによって動作してもよい。球面処方のための仮説的ヒストグラムが、図５２に示されている。水平軸は、屈折力ベクトルドメイン内の球面処方値またはＭ値を表し、垂直軸は、所与の球面処方を生じたフレームの数を表す。低信号対雑音比等の低品質未加工データを含有するフレームが、他のモジュールによって破棄されたことに留意されたい。したがって、いくつかの処方値は、任意の容認されたフレームから計算されていなくてもよい。処方値５２００は、最大数のフレームから生じ、この値の周辺の処方値の範囲５２０２は、フレームグルーパ３８１４によって選択される。フレームグルーパ３８１４は、他の処方項について、同様に動作する。他方のフレームグルーパ３８１２は、同様に動作し、それが考慮する各ゼルニケ係数のためのヒストグラムを生成する。代替として、垂直軸上のフレームの数を表すヒストグラムの代わりに、フレームグルーパ３８１４は、フレームの品質測定基準の合計を使用してもよい。したがって、品質測定基準値が０．０〜１．０である場合、所与の処方を生じたフレームの数を示すヒストグラムの代わりに、ヒストグラムは、その処方を生じたフレームの品質測定基準の合計を表す。随意に、または代替として、フレームグルーパ３８１２および３８１４は、ヒストグラム以外に、またはヒストグラムに加えて、他の選択動作を使用してもよい。

フレームグルーパ３８１２および３８１４からの出力が、表８で要約される。

随意に、類似処方またはゼルニケ係数を生じるフレームは、より良好な信号対雑音比を伴うフレームを生じるように組み合わせられてもよく、複合フレームから処方を計算することができる。フレーム回復器３８１６が、フレームグルーパ３８１２および／または３８１４の一方または両方によって出力されるフレームを組み合わせる。フレーム回復器３８１６は、フレーム結合器３８０４に関して上記で説明されるものと同様に、これらのフレームを組み合わせる。フレームグルーパ３８１２および／または３８１４から利用可能な全てのフレームは、単一のフレームに組み込まれてもよい。代替として、全てのフレームが、処方項毎に組み合わせられてもよい。つまり、類似ＭおよびＪ値を伴う全てのフレームが、単一の複合フレームを生成するように組み合わせられてもよい。

代替として、フレームは、図５３においてグラフで図示されるように、各フレームがフレームの入力セット内の全ての先行フレームの組み合わせである、フレームの新しいセットを生じるよう、組み合わせられてもよい。出力フレーム１は、入力フレーム１および２を位置合わせし、合計または平均することによって生成される。出力フレーム２は、入力フレーム１、２、および３を位置合わせし、合計または平均することによって生成される。出力フレームＮは、入力フレーム１、２、３、．．．Ｎを位置合わせし、合計または平均することによって生成される。随意に、各生成されたフレームの品質測定基準が調整されてもよい。一般に、フレームを組み合わせることは、信号対雑音比を向上させる。

フレーム回復器３８１６の出力が、表９で要約される。

随意に、第２の処方計算機３８１８は、フレーム回復器３８１６によって生成されるフレームから処方を計算する。第２の処方計算機３８１８は、入力データセットが異なることを除いて、主に、第１の処方計算機３８０６に関して上記で説明されるように動作する。第２の処方計算機３８１６からの出力は、表５で説明されるものと本質的に同一である。

最終処方計算機３８２０は、フレームグルーパ３８１２、フレームグルーパ３８１４、および／または第２の処方計算機３８１８から入力を受け取る。最終処方計算機３８２０は、１つまたはそれを上回る統計的計算を使用して、その入力から単一の最終処方を計算する。いくつかの実施形態では、最終処方計算機３８２０は、フレームの品質測定基準によって各フレームの処方に加重した後に、その入力Ｍ、Ｊ０、およびＪ４５処方の平均、モード、または中央値として、最終Ｍ、Ｊ０、およびＪ４５処方を計算する。最終処方計算機３８２０、および本明細書で説明される他のモジュールでは、高次処方項が、Ｍ、Ｊ０、およびＪ４５処方が計算される様式と同様に計算される。

随意に、最終処方計算機３８２０はまた、各最終計算処方の推定誤差値も計算する。いくつかの実施形態では、Ｍ誤差は、最終処方計算機３８２０へのＭ入力データ内で、最終計算Ｍ処方の標準偏差であるように推定される。いくつかの実施形態では、誤差は、一部の臨床医の選好（９５％信頼区間）に従って、標準偏差の２倍であると推定される。他の実施形態は、他の統計式を使用して誤差を推定してもよい。本誤差は、処方の信頼値によってデバイスのユーザに伝達され、例えば、測定された処方の強い信頼、または測定された処方の弱い信頼を示し、検査を再度実行することを示唆してもよい。

いくつかの実施形態は、最終乱視処方のための信頼領域を推定する。本信頼領域は、Ｊ０およびＪ４５の二変量分布について計算される楕円であってもよい。これらの実施形態では、乱視処方の精度は、図５４で例示されるように、９５％信頼楕円の長軸および短軸の幾何学的平均と見なされる。

本発明の実施形態は、必ずしも生物のための処方を計算することに限定されない。いくつかの実施形態は、個人のめがねの処方を評価するために、モデル眼球で使用されてもよい。例えば、これらの実施形態は、個人のめがねを評価し、めがねを着用していない個人をチェックし、（図１５の１５５２において透視で示されるように）めがねを着用している個人をチェックするか、またはモデル眼の上のめがねをチェックすることのいずれかによって、めがねが個人に適切であるかどうかを自動的に判定するために使用されてもよい。随意に、または代替として、実施形態は、個人のめがねを評価し、めがねを着用している個人をチェックし、帰還波面が、少なくとも所定の範囲内で正しい視覚を示すかどうかを判定することによって、めがねが個人に適切であるかどうかを自動的に判定するために使用されてもよい。

患者がうまく調節できることが把握されている場合、患者が、２０フィート（６メートル）より近くに離れて位置する標的における実施形態を覗き込んでいるときに、患者の収差が測定されてもよく、次いで、無限遠で患者のための処方を推定するよう、調節オフセットが計算される。

別の実施形態では、単眼収差計は、デバイスが、どちらの方向が上であるかを確認し、したがって、どちらの眼（左または右）が測定されているかを自動的に確認することを可能にするように、それの中に加速度計を含む。本デバイスは、反対の眼を測定するように、逆さまにされる。

いくつかの実施形態はまた、時間の関数として、処方の乱視構成要素がどのように変化するかを追跡することによって、患者の望ましくない動きも追跡する。

本発明は、上記の例示的実施形態を通して説明されるが、本明細書で開示される発明の概念から逸脱することなく、図示した実施形態の修正および変更が行われてもよい。例えば、本発明の実施形態は、仮想現実ゴーグルまたは適応補正ディスプレイで有用性を見出し得る。さらに、開示された側面、またはその部分が、上記に記載されていない、および／または明示的に請求されていない方法で組み合わせられてもよい。したがって、本発明は、開示された実施形態に限定されると見なされるべきではない。

実施形態の側面は、フローチャートおよび／またはブロック図を参照して説明され得るが、各ブロックの全体または一部分、もしくはブロックの組み合わせの機能、動作、決定等は、組み合わせられ、別個の動作に分離され、または他の順序で行われてもよい。各ブロックの全体または一部分、もしくはブロックの組み合わせは、コンピュータプログラム命令（ソフトウェア等）、ハードウェア（組み合わせ論理、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、または他のハードウェア等）、ファームウェア、またはそれらの組み合わせとして実装されてもよい。実施形態は、メモリに記憶された命令を実行する、または命令によって制御される、プロセッサによって実装されてもよい。メモリは、制御ソフトウェアまたは他の命令およびデータを記憶するために好適である、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読取専用メモリ（ＲＯＭ）、フラッシュメモリ、または任意の他のメモリ、もしくはそれらの組み合わせであってもよい。本発明の機能を定義する命令は、有形の書き込み不可能な記憶媒体（例えば、ＲＯＭ等のコンピュータ内の読取専用メモリデバイス、またはＣＤ−ＲＯＭもしくはＤＶＤディスク等のコンピュータ入出力アタッチメントによって可読であるデバイス）上に永久に記憶された情報、有形の書き込み可能な記憶媒体（例えば、フロッピー（登録商標）ディスク、可撤性フラッシュメモリ、およびハードドライブ）上に変更可能に記憶された情報、または有線もしくは無線コンピュータネットワークを含む通信媒体を通してコンピュータに伝えられる情報を含むが、それらに限定されない、多くの形態で、プロセッサに配信されてもよい。また、実施形態は、種々の例証的データ構造に関連して説明され得るが、種々のデータ構造を使用してシステムが具現化されてもよい。

Claims (90)

1. 生物の眼の光学性質を判定する方法であって、
   前記方法は、
   視覚チャネルをともに形成する近位ポートおよび遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップと、
   前記眼を前記近位ポートと整合させるステップと、
   有効無限遠で標的指標を生じるステップであって、前記標的指標は、前記視覚チャネルを通して視認可能である、ステップと、
   前記標的指標に前記眼の焦点を合わせるステップと、
   前記眼が前記標的指標を視認すると、前記眼の調節を判定するステップと、
   前記判定された調節の関数として、前記眼の光学性質を計算するステップと、
   を含む、方法。
2. 前記眼の調節に関するデータを収集するステップをさらに含み、
   前記光学性質を計算するステップは、
   ａ）前記眼が調節しているとき、および前記眼が部分的にのみ調節しているときを識別するために、調節に関する前記データを使用するステップと、
   ｂ）前記光学性質を計算するように、前記眼が部分的にのみ調節しているときに関するデータを選択するステップと、
   を含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記光学性質を計算するステップは、前記眼が調節しているときに関する前記データを破棄するステップを含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記装置に連結される標的光源によって、標的光線を生成するステップと、
   前記標的光線を用いて前記標的指標を生じるステップと、
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
5. 調節を判定するステップは、前記眼が前記標的指標に焦点を合わせると、前記眼から光の波面の複数の順次画像を取得するステップを含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記光学性質を計算するステップは、前記順次画像のタイミングの関数として前記光学性質を計算するステップを含む、請求項５に記載の方法。
7. 調節を判定するステップは、前記眼が前記標的指標に焦点を合わせると、前記眼からの光の波面の複数の順次画像からの測定を使用して、前記眼の光学収差の変化を追跡するステップを含む、請求項５に記載の方法。
8. 前記眼の調節を判定するステップは、前記複数の順次画像から１つまたはそれを上回る画像をフィルタにかけるステップを含む、請求項５に記載の方法。
9. 前記フィルタにかけるステップは、前記眼の調節の変化率を含む、前記眼の生理学的パラメータに基づく、請求項８に記載の方法。
10. 前記眼の前記光学性質を計算するステップは、前記光学性質を計算するために波面収差計を使用するステップを含む、請求項１に記載の方法。
11. 前記標的指標に前記眼の焦点を合わせるステップは、前記標的指標が前記装置から少なくとも約１０フィートにある間に、前記標的指標に前記眼の焦点を合わせるステップを含む、請求項１に記載の方法。
12. 前記光学性質を計算するステップは、前記眼のための処方を計算するステップを含む、請求項１に記載の方法。
13. 視覚チャネルをともに形成する、近位ポートおよび遠位ポートと、
    有効無限遠で標的指標を生じるように構成される、標的光源であって、前記標的指標は、前記視覚チャネルを通して視認可能である、標的光源と、
    眼が前記標的指標を視認すると、前記眼の調節を判定するように構成される、判定論理と、
    を備える、光学装置。
14. 前記近位ポートおよび遠位ポートを形成する本体であって、前記判定論理をさらに含有する、本体をさらに備える、請求項１３に記載の光学装置。
15. 前記判定論理は、前記眼の前記判定された調節の関数として、前記眼のための処方を計算するように構成される、請求項１３に記載の光学装置。
16. 前記判定論理と動作可能に連結される波面画像センサをさらに備え、前記画像センサは、前記眼が前記標的指標に焦点を合わせると、波面の複数の順次画像を捕捉するように構成される、請求項１３に記載の光学装置。
17. 調節を判定するための前記論理は、前記順次画像のタイミングの関数として、前記処方を計算するように構成される、請求項１６に記載の光学装置。
18. 前記判定論理は、前記順次画像のタイミングの関数として、前記眼のための球面処方を入力として使用する、請求項１７に記載の光学装置。
19. 前記判定論理は、前記順次画像のタイミングの関数として、前記眼の球面同等（Ｍ）処方を入力として使用する、請求項１７に記載の光学装置。
20. 前記判定論理と動作可能に連結されるフィルタをさらに備え、前記フィルタは、前記複数の順次画像から１つまたはそれを上回る画像をフィルタにかけるように構成される、請求項１６に記載の光学装置。
21. 眼を受容するように構成される近位ポートと、
    前記近位ポートを通過する波面を受容するように構成される、一次光センサのアレイであって前記一次光センサのアレイは、周辺を有する、一次光センサのアレイと、
    前記一次光センサのアレイの前記周辺の外側に位置付けられる、少なくとも１つの二次光センサと、
    前記一次光センサのアレイからの波面データを使用して、前記眼のパラメータを判定するように構成される回路と、
    を備える、光学装置。
22. 前記近位ポートおよび遠位ポートを有し、前記近位ポートから前記遠位ポートまで視覚チャネルを形成する、非定常本体をさらに備え、前記視覚チャネルは、前記眼が、前記本体の外部にあり、かつそこから離間した標的指標を見ることを可能にするように、開放視野である、請求項２１に記載の光学装置。
23. 前記近位ポートに向かって照明光線を指向し、前記波面を生じるように構成される、網膜光源をさらに備える、請求項２１に記載の光学装置。
24. 前記少なくとも１つの二次光センサと動作可能に連結される、キュー発生器をさらに備え、前記キュー発生器は、前記少なくとも１つの二次光センサによる前記波面の受容の関数として、キューを生成するように構成される、請求項２１に記載の光学装置。
25. 前記キュー発生器は、前記少なくとも１つの二次光センサによる前記波面の受容の関数として、視覚キュー、音響キュー、および機械キューのうちの少なくとも１つを生成するように構成される、請求項２４に記載の光学装置。
26. 前記一次光センサのアレイは、前記波面に対する第１の感度を有し、前記少なくとも１つの二次光センサは、前記波面に対する第２の感度を有し、前記第１の感度は、前記第２の感度より大きい、請求項２１に記載の光学装置。
27. 前記一次光センサのアレイは、ＣＣＤを備え、前記少なくとも１つの二次光センサは、象限センサを備える、請求項２１に記載の光学装置。
28. 前記遠位ポートは、少なくとも部分的に光軸を画定し、前記少なくとも１つの二次光センサは、前記光軸に対する前記眼の配向の関数として、前記波面を受容するように構成される、請求項２１に記載の光学装置。
29. 前記少なくとも１つの二次光センサは、前記一次光センサのアレイの前記周辺を実質的に囲む、請求項２１に記載の光学装置。
30. 近位ポートから遠位ポートまで視覚チャネルをともに形成する、前記近位ポートおよび前記遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップであって、前記装置は、周辺を有する、一次光センサのアレイと、前記一次光センサのアレイの前記周辺の外側に位置付けられる、少なくとも１つの二次光センサとをさらに含む、ステップと、
    生物の眼を前記近位ポートと整合させるステップであって、前記眼は、前記装置の外部の標的指標まで前記遠位ポートを通して視認する、ステップと、
    前記近位ポートを通して波面を生じるように、前記眼を照射するステップと、
    前記少なくとも１つの二次光センサによって感知される前記波面の量を判定するステップと、
    前記少なくとも１つの二次光センサによって感知される前記波面の量の関数として、キューを生成するステップと、
    を含む、光学的方法。
31. 前記遠位ポートは、少なくとも部分的に光軸を画定し、前記方法はさらに、前記キューに応答して、前記光軸に向かって前記眼を動かすステップを含む、請求項３０に記載の方法。
32. 前記遠位ポートは、少なくとも部分的に光軸を画定し、前記少なくとも１つの二次光センサは、前記光軸に対する前記眼の前記配向の関数として、前記波面を受容するように構成される、請求項３０に記載の方法。
33. 前記波面を前記一次光センサのアレイに向かった一次経路に分割するステップをさらに含み、前記方法はさらに、前記波面を前記少なくとも１つの二次光センサに向かった二次経路に分割するステップを含む、請求項３０に記載の方法。
34. 眼を受容するように構成される近位ポートと、
    遠位ポートと、
    前記近位ポートから前記遠位ポートまでの視覚チャネルと、
    前記近位ポートを通過する波面を受容するように構成される、一次光センサのアレイと、
    少なくとも１つの二次光センサと、
    前記波面を前記一次光センサのアレイに向かった一次経路および前記少なくとも１つの二次光センサに向かった二次経路に分割するように構成される、前記視覚チャネル内の光学部と、
    を備える、光学装置。
35. 前記一次光センサは、前記少なくとも１つの二次光センサに隣接する、請求項３４に記載の光学装置。
36. 前記少なくとも１つの二次光センサに隣接するレンズをさらに備え、前記レンズは、前記二次経路が前記レンズを通過するように位置付けられる、請求項３４に記載の光学装置。
37. 前記近位ポートに向かって照明光線を指向し、前記波面を生じるように構成される、網膜光源をさらに備える、請求項３４に記載の光学装置。
38. 前記少なくとも１つの二次光センサと動作可能に連結される、キュー発生器をさらに備え、前記キュー発生器は、前記少なくとも１つの二次光センサによる前記波面の受容の関数として、キューを生成するように構成される、請求項３４に記載の光学装置。
39. 前記キュー発生器は、視覚キュー、音響キュー、および機械キューのうちの少なくとも１つを生成するように構成され、前記キュー発生器は、前記少なくとも１つの二次光センサによる前記波面の受容の関数として、前記少なくとも１つのキューを生成する、請求項３８に記載の光学装置。
40. 前記一次光センサのアレイは、前記波面に対する第１の感度を有し、前記少なくとも１つの二次光センサは、前記波面に対する第２の感度を有し、前記第１の感度は、前記第２の感度より大きい、請求項３４に記載の光学装置。
41. 前記一次光センサのアレイは、ＣＣＤを備え、前記少なくとも１つの二次光センサは、象限センサを備える、請求項３４に記載の光学装置。
42. 近位ポートから遠位ポートまで視覚チャネルをともに形成する、前記近位ポートおよび前記遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップであって、前記装置は、一次光センサのアレイおよび少なくとも１つの二次光センサも有する、ステップと、
    生物の眼を前記近位ポートと整合させるステップであって、前記眼は、前記装置の外部の標的指標まで前記遠位ポートを通して視認する、ステップと、
    前記近位ポートを通して波面を生じるように、前記眼を照射するステップと、
    前記波面を前記一次光センサのアレイに向かった一次経路および前記少なくとも１つの二次光センサに向かった二次経路に分割するステップと、
    を含む、光学的方法。
43. 前記二次経路に沿って前記波面の前記分割部分の焦点を合わせるように、前記波面の前記二次経路をレンズに通過させるステップをさらに含む、請求項４２に記載の方法。
44. 前記眼から反射して前記波面を生じるように、前記近位ポートに向かって光線を指向するステップをさらに含む、請求項４２に記載の方法。
45. 前記少なくとも１つの二次光センサによる前記波面の受容の関数として、キューを生成するステップをさらに含む、請求項４２に記載の方法。
46. 前記キューを生成するステップは、前記少なくとも１つの二次光センサによる前記波面の受容の関数として、視覚キュー、音響キュー、および機械キューのうちの少なくとも１つを生成するステップを含む、請求項４５に記載の方法。
47. 前記少なくとも１つの二次光センサは、象限センサを備える、請求項４２に記載の方法。
48. 生物の眼の光学性質を判定する方法であって、
    視覚チャネルをともに形成する近位ポートおよび遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップと、
    前記眼を前記近位ポートと整合させるステップと、
    波面を生じるように、光を眼の中へ指向するステップと、
    前記近位ポートを介して前記波面を受容するステップと、
    前記波面の複数の順次的な時間的離間データセットを捕捉するステップであって、前記データセットは、前記複数のデータセットのうちの各データセットが捕捉される相対時間を表すために十分な時間的情報を含む、ステップと、
    前記時間的情報の関数として、前記眼の光学性質を判定するステップと、
    を含む、方法。
49. 前記複数の順次データセットは、前記波面の画像を含む、請求項４８に記載の方法。
50. 前記複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットをフィルタにかけるステップをさらに含む、請求項４８に記載の方法。
51. 前記光学性質を判定するステップは、前記複数のデータセットの順序および前記複数のデータセットのコンテンツの関数として、前記光学性質を判定するステップを含む、請求項４８に記載の方法。
52. 前記複数のデータセットのうちの各データセットは、波面収差情報を含む、請求項４８に記載の方法。
53. 前記光学性質は、球面構成要素と、円柱構成要素とを備え、前記光学性質を判定するステップは、前記球面構成要素を判定した後に前記円柱構成要素を判定するステップを含む、請求項４８に記載の方法。
54. 前記光学性質を判定するステップは、前記データの動向について前記複数のデータセットを分析するステップを含む、請求項４８に記載の方法。
55. 前記複数のデータセットは、前記眼の調節に関する情報を含む、請求項４８に記載の方法。
56. 信号対雑音比の関数として、前記複数のデータセットのうちのあるデータセットに加重するステップをさらに含む、請求項４８に記載の方法。
57. 前記複数のデータセットは、前記波面のビデオを含む、請求項４８に記載の方法。
58. 前記光学性質は、前記眼のための処方を含む、請求項４８に記載の方法。
59. 生物の眼の光学性質を判定するための装置であって、
    視覚チャネルをともに形成する、近位ポートおよび遠位ポートと、
    光を前記眼の中へ指向して、前記近位ポートを通して受容される波面を生じるように構成される、照明光源と、
    前記視覚チャネルと動作可能に連結される画像捕捉センサであって、前記センサは、前記波面の複数の順次的な時間的離間データセットを捕捉するように構成され、前記データセットは、前記複数のデータセットのうちの各データセットが捕捉される相対時間を表すために十分な時間的情報を含む、画像捕捉センサと、
    前記画像捕捉センサに動作可能に連結される、光学性質論理であって、前記時間的情報の関数として、前記眼の光学性質を判定するように構成される、光学性質論理と、
    を備える、装置。
60. 前記複数のデータセットは、前記波面の画像を含む、請求項５９に記載の光学装置。
61. 前記複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットをフィルタにかけるように構成される、フィルタをさらに備える、請求項５９に記載の光学装置。
62. 前記光学性質論理は、前記複数のデータセットの順序および前記複数のデータセットのコンテンツの関数として、光学性質を判定するために構成される論理を含む、請求項５９に記載の光学装置。
63. 前記光学性質は、前記眼のための処方を含む、請求項６２に記載の光学装置。
64. 前記複数のデータセットのうちの各データセットは、波面収差情報を含む、請求項５９に記載の光学装置。
65. 前記光学性質は、球面構成要素と、円柱構成要素とを含み、前記光学性質論理は、前記球面構成要素を判定した後に前記円柱構成要素を判定するように構成される、請求項５９に記載の光学装置。
66. 前記光学性質論理は、前記データの動向について前記複数のデータセットを分析するように構成される、請求項５９に記載の光学装置。
67. 前記複数のデータセットは、前記眼の調節に関する情報を含む、請求項５９に記載の光学装置。
68. 前記光学性質論理は、信号対雑音比の関数として、前記複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットに加重するように構成される、請求項５９に記載の光学装置。
69. 前記順次データセットは、前記波面のビデオを含む、請求項５９に記載の光学装置。
70. 生物の眼の光学性質を判定する方法であって
    視覚チャネルをともに形成する近位ポートおよび遠位ポートを有する、光学装置を提供するステップと、
    前記眼を前記近位ポートと整合させるステップと、
    波面を生じるように光を前記眼の中へ指向するステップと、
    前記近位ポートを介して前記波面を受容するステップと、
    前記波面の複数の順次的な時間的離間データセットを捕捉するステップであって、前記データセットは、前記複数のデータセットのうちの各データセットが捕捉される相対時間を表すために十分な時間的情報を含み、前記データセットは、高周波雑音を含む、ステップと、
    前記複数のデータセットのうちのデータセットを登録するステップと、
    前記登録されたデータセットの関数として、前記眼の光学性質を判定するステップと、
    を含む、方法。
71. 前記データセットを登録するステップは、前記高周波雑音を軽減するステップを含む、請求項７０に記載の方法。
72. 前記データセットを登録するステップは、信号対雑音比を増加させるステップを含む、請求項７０に記載の方法。
73. 前記データセットを登録するステップは、連続データセットを登録するステップを含む、請求項７０に記載の方法。
74. 前記複数のデータセットは、前記波面の画像を含む、請求項７０に記載の方法。
75. 登録する前に、前記複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットをフィルタにかけるステップをさらに含む、請求項７０に記載の方法。
76. 各データセットは、波面収差情報を含む、請求項７０に記載の方法。
77. 前記複数のデータセットは、前記波面のビデオを含む、請求項７０に記載の方法。
78. 前記複数のデータセットを登録するステップは、連続データセットを登録し、雑音を軽減するように前記登録された連続データセットを組み合わせるステップを含む、請求項７０に記載の方法。
79. 前記複数のデータセットを登録するステップは、
    調節による前記眼の前記光学性質の変化に及ぶデータセットを回避するために、時間的にともに十分近く獲得されたデータセットを選択するステップと、
    前記選択されたデータセットを登録するステップと、
    を含み、前記方法はさらに、
    雑音を軽減するように前記登録されたデータセットを組み合わせるステップを含む、
    請求項７０に記載の方法。
80. 前記複数のデータセットを登録するステップは、所定の範囲内で類似する波面収差情報を伴うデータセットを登録し、雑音を軽減するように前記登録されたデータセットを組み合わせるステップを含む、請求項７０に記載の方法。
81. 生物の眼の光学性質を判定するための光学装置であって、
    視覚チャネルをともに形成する、近位ポートおよび遠位ポートと、
    光を前記眼の中へ指向して、前記近位ポートを通して受容される波面を生じるように構成される、照明光源と、
    前記視覚チャネルと動作可能に連結される画像捕捉センサであって、前記センサは、前記波面の複数の順次的な時間的離間データセットを捕捉するように構成され、前記データセットは、前記複数のデータセットのうちの各データセットが捕捉される相対時間を表すために十分な時間的情報を含み、前記データセットは、高周波雑音を含む、画像捕捉センサと、
    前記センサと動作可能に連結される、光学性質論理であって、前記光学性質論理は、前記複数のデータセットのうちの連続データセットを登録して、前記高周波雑音を軽減するように構成され、前記光学性質論理は、前記登録されたデータセットの関数として、前記眼の光学性質を判定するようにも構成される、光学性質論理と、
    を備える、装置。
82. 前記複数のデータセットは、前記波面の画像を含む、請求項１に記載の光学装置。
83. 登録する前に、前記複数のデータセットのうちの少なくとも１つのデータセットをフィルタにかけるように構成される、フィルタをさらに備える、請求項１に記載の光学装置。
84. 前記複数のデータセットのうちの各データセットは、波面収差情報を含む、請求項１に記載の光学装置。
85. 前記複数のデータセットは、前記波面のビデオを含む、請求項１に記載の光学装置。
86. 前記光学性質論理は、前記登録されたデータセットを組み合わせるか、または平均して、雑音を軽減するように構成される、請求項１に記載の光学装置。
87. 前記光学性質論理は、連続データセットを登録するように構成される、請求項１に記載の光学装置。
88. 前記光学性質論理は、調節による前記眼の前記光学性質の変化に及ぶデータセットを回避するために、時間的にともに十分近く獲得されたデータセットを選択し、前記選択されたデータセットを登録するように構成される、請求項１に記載の光学装置。
89. 前記光学性質は、眼の処方を含む、請求項１に記載の光学装置。
90. 前記光学性質を計算するステップは、遠見および近見のための眼鏡の処方を計算するステップを含む、請求項１２に記載の方法。