KR20160058748A - 눈 처방을 결정하는 장치 및 방법 - Google Patents

Abstract

눈을 정렬하고, 적응을 감소시키고, 정확한 결과를 제공하는 특수하게 구현된 대상 광원을 가지며, 단순하고, 사용하기 쉽고, 휴대 가능한 장치를 제공함으로써, 눈 처방들이 결정될 수 있다.
고정된, 폐쇄 뷰(closed view) 자동굴절기들과는 다르게, 이 장치는 전형적으로 휴대 가능하고, 자가 사용 가능하고, 상대적으로 저렴하고, 범세계적인 사용을 가능하게 한다.

Description

눈 처방을 결정하는 장치 및 방법{APPARATUS AND METHOD OF DETERMINING AN EYE PRESCRIPTION}

이 출원은 "눈의 광학 특성을 측정하기 위한 장치로 눈을 광학적으로 정렬하기 위한 시스템 및 방법(System and Method for Optical Alignment of an Eye with a Device for Measurement of Optical Properties of the Eye)"이라는 명칭으로 2013년 7월 2일 출원된 미합중국 가 특허출원번호 61/842,190, "눈 처방을 결정하기 위한 장치 및 방법(Apparatus and Method for Determining an Eye Prescription)"이는 명칭으로 2014년 3월 28일 출원된 미합중국 가 특허출원번호 61/972,058, "눈 처방을 결정하기 위한 장치 및 방법(Apparatus and Method for Determining an Eye Prescription)"이라는 명칭으로 2014년 3월 28일 출원된 미합중국 가 특허출원번호 61/972,191에 대한 우선권을 주장하며, 이들 출원의 전체 내용이 모든 목적을 위하여 참조로 본 명세서에 포함된다.

본 발명은 광학적 또는 안과학적인 방법들과 장치에 관한 것이며, 보다 구체적으로, 본 발명은 눈의 광학 특성을 결정하는 프로세스를 촉진하는 방법들과 장치들에 관한 것이다.

예를 들어, 인간의 눈에 있어서, "굴절 오차"는 저차 수차이다. "굴절 처방"은 굴절 오차를 교정하는 교정 렌즈(안경)에 대한 처방이다. 여기서 보다 구체적으로 설명되는 바와 같이, 눈은 또한 또는 대체적으로 고차 수차로 고통받을 수 있다.

자동굴절검사기는 환자의 눈에 대한 굴절 처방을 자동적으로 추정한다. 자동굴절검사기는 미합중국과 유럽에서 다년간 폭넓게 사용되고 있으나, 많은 결점들을 갖고 있다. 예를 들어, 자동굴절검사기는 일반적으로 상당히 비싸며, 종종 일만 달러 이상이다. 게다가, 자동굴절검사기는 일반적으로 크고 움직일 수 없으며, 안과 의사, 검안사 또는 이들의 숙련된 직원에 의한 값비싼 지원을 필요로 한다. 따라서, 이 이유들 및 다른 관련된 이유들로 인하여, 자동굴절검사기는, 아프리카, 아시아 일부와 심지어 미합중국의 시골 지역들과 같은 저 자원 환경에서는 훨씬 낮은 빈도로 사용된다. 파면 수차기는 복잡하고 비싼 유형의 자동굴절검사기이다. 파면 수차기는 또한, 예를 들어, 백내장과 시력 교정을 위한 레이저 수술을 안내하기 위하여 사용된다.

처방들은 시력측정 표기법, 파워 벡터 표기법 및 이들의 등가물에 표현될 수 있다.

본 발명은 전문적인 임상의, 안근마비 에이전트, 포깅(fogging) 또는 가상 이미지들을 필요로 하지 않고 상대적으로 비싸지 않으며, 가볍고, 휴대 가능한 기구를 이용하여 굴절 오차를 교정하는 처방을 계산하기 위한 방법들과 장치를 제공하는 것을 기술적 과제로 한다.

본 발명의 일 실시 예는 눈 시스템의 광학 특성을 결정하는 방법을 제공한다. 상기 방법은 예상 사용자가 개방 뷰 광학 장치의 전체 중량을 상기 예상 사용자의 손으로 지지하게 하는 단계를 포함한다. 상기 장치는 제1 근위치 포트와 원위치 포트를 포함한다. 상기 제1 근위치 포트와 상기 원위치 포트는 함께 상기 제1 근위치 포트로부터 상기 원위치 포트를 통하는 시각 채널을 형성한다. 상기 예상 사용자는 상기 장치의 모든 움직임 자유도에 대한 완전한 물리적 제어를 갖는다. 상기 방법은 상기 예상 사용자의 눈을 상기 제1 근위치 포트에 근접하게 위치시키는 단계를 포함한다. 상기 눈은 유효 무한대(effective infinity)에 포커싱된다. 상기 눈의 광학 특성이 측정된다.

상기 눈을 포커싱하는 단계는 상기 장치 외부의 대상 표시자를 봄으로써 상기 눈을 유효 무한대에 포커싱하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 눈을 포커싱하는 단계는 적어도 부분적으로 상기 시각 채널을 통하여 상기 눈을 유효 무한대에 포커싱하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 방법은 또한 상기 근위치 포트를 통해 상기 눈을 조명하여 파면을 생성하는 단계 및 파면 오차를 결정하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 방법은 또한 상기 파면 오차로부터 굴절 처방을 계산하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 장치 외부의 대상 표시자를 보는 것은 상기 원위치 포트를 통해 대상 표시자를 보는 것을 포함할 수 있다.

상기 방법은 또한 상기 장치에 결합된 대상 광원에 의해 대상 광 빔을 발생시키는 단계 및 상기 대상 광 빔으로 상기 대상 표시자를 생성하는 단계를 포함할 수 있다.

대상 표시자를 보는 것은 상기 원위치 포트로부터 적어도 약 20 피트 떨어져서 대상 표시자를 보는 것을 포함할 수 있다.

상기 눈의 광학 특성을 측정하는 단계는 상기 장치 내의 파면 수차기로 상기 눈의 광학 특성을 측정하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 장치는 상기 제1 근위치 포트와 함께 양안 구성을 형성하는 제2 근위치 포트를 포함할 수 있다. 상기 방법은 상기 예상 사용자의 다른 눈을 상기 제2 근위치 포트에 근접하게 위치시키는 단계를 더 포함할 수 있다.

상기 방법은 상기 다른 눈을 유효 무한대에 포커싱하는 단계 및 상기 다른 눈의 광학 특성을 측정하는 단계를 더 포함할 수 있다.

상기 장치는 손잡이를 포함할 수 있다. 상기 방법은 상기 예상 사용자의 손으로 상기 손잡이를 잡는 단계를 포함할 수 있다.

상기 방법은 렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계 및 상기 안경 렌즈에 대한 처방이, 미리 결정된 범위 내에서, 상기 사용자의 눈에 대하여, 올바른지를 계산하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 안경 렌즈에 대한 처방이 올바른지를 계산하는 단계는, 파면 오차에 대한 결정에 기초하여, 상기 안경 렌즈에 대한 처방이 올바른지를 계산하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계는 적어도 두 개의 렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계는 알려진 광학 특성을 갖는 렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계를 포함할 수 있다. 상기 안경 렌즈에 대한 처방이 올바른지를 계산하는 단계는 상기 배치된 렌즈의 알려진 광학 특성을 이용하여 상기 눈의 광학 특성을 측정하는 단계를 포함할 수 있다.

본 발명의 다른 실시 예는 눈을 받아들이도록 구성된 근위치 포트를 포함하는 비고정 몸체(non-stationary body)를 포함하는 광학 장치를 제공한다. 상기 몸체는 원위치 포트를 더 포함하고 상기 근위치 포트로부터 상기 원위치 포트를 통하는 시각 채널을 형성한다. 상기 시각 채널은 상기 눈이 상기 몸체로부터 공간적으로 이격되어 외부에 있는 대상 표시자를 볼 수 있도록 개방되어 있다. 상기 몸체 내의 처리 구성요소들은 상기 근위치 포트를 통해 받아들여지는 파면을 수신하여 눈 시스템의 광학 특성을 결정하도록 구성된다.

상기 광학 장치는 상기 처리 구성요소들에 전원을 공급하기 위한, 상기 몸체 내의, 배터리를 더 포함할 수 있다.

상기 몸체는 턱 지지체로부터 자유로울 수 있다.

상기 몸체는 예상 사용자의 적어도 한 손으로 잡기 위한 손잡이를 더 포함할 수 있다.

상기 몸체는 상기 장치를 휴대화 가능하도록 구성될 수 있다.

상기 처리 구성요소들은 조작자 상호 작용없이 처방을 결정하도록 구성될 수 있다.

상기 몸체는 양안 구성될 수 있다.

상기 처리 구성요소들은 상기 눈과 상기 근위치 포트 사이에 배치된 안경 렌즈에 대한 처방이, 미리 결정된 범위 내에서, 상기 눈에 대하여, 올바른지를 계산하도록 구성될 수 있다.

본 발명의 또 다른 실시 예는 근위치 포트를 포함하는 몸체를 포함하는 광학 장치를 제공한다. 상기 근위치 포트는 눈을 받아들이도록 구성된다. 상기 몸체는 원위치 포트를 포함하고 상기 근위치 포트로부터 상기 원위치 포트를 통하는 시각 채널을 형성한다. 상기 원위치 포트는 적어도 부분적으로 광학 축을 정의한다. 대상 광원은 상기 장치의 몸체와 결합되어 있다. 상기 대상 광원은 상기 몸체의 외부의 대상에 대상 표시자를 생성하는 대상 광 빔을 발생시키도록 구성된다. 상기 대상 광원은 상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 실질적으로 정렬하도록 구성된다. 상기 광학 장치는 또한 상기 눈에 대한 처방을 결정하는 광학계를 포함한다.

상기 시각 채널은 실질적으로 선형일 수 있다.

상기 시각 채널은 복수의 발산 서브 채널을 포함할 수 있다.

상기 대상 광원은 레이저 또는 발광다이오드를 포함할 수 있다.

상기 대상 광원은 패턴을 투사하는 공간 필터링 요소를 갖는 레이저 또는 발광다이오드를 포함할 수 있다.

상기 대상 광원은 시간에 따라 변하는 패턴을 투사하는 공간 필터링 요소를 갖는 레이저 또는 발광다이오드를 포함할 수 있다.

상기 대상 광원은 상기 몸체에 고정 결합될 수 있고 상기 몸체에 대하여 움직이지 않을 수 있다.

상기 장치는 상기 몸체 내의 광학계를 더 포함할 수 있고, 상기 광학계는 상기 광학축에 교차하는 대상 표시자를 포함할 수 있다.

상기 장치는 또한 적어도 부분적으로 상기 고정 대상 표시자를 생성하도록 구성된 망막 광원을 포함할 수 있다. 상기 대상 광원은 상기 근위치 포트를 통해 망막 광원을 생성하도록 구성될 수 있다.

상기 대상 표시자는 광을 포함할 수 있다.

상기 대상 표시자는 물리적 객체를 포함할 수 있다.

상기 대상 광원은 상기 대상 광 빔의 적어도 일부가 상기 광학 축에 공통 축을 가지고 실질적으로 정렬하도록 구성될 수 있다.

상기 대상 광원은 상기 대상 광 빔의 적어도 일부가 상기 광학 축과 각도를 형성하도록 구성될 수 있다.

상기 대상 광원은 상기 대상 광 빔의 적어도 일부가 상기 광학 축과 공간적으로 떨어져서 대체적으로 평행하도록 구성될 수 있다.

상기 몸체는 제2 근위치 포트와 제2 원위치 포트를 포함하는 제2 채널을 형성할 수 있다. 상기 몸체는 양안 구성을 형성할 수 있다.

상기 제2 채널은 상기 눈에 대한 처방을 결정하는 광학계로부터 자유로울 수 있다.

본 발명의 일 실시 예는 광학 시스템의 눈 처방 또는 시각 수차들을 결정하는 방법을 제공한다. 상기 방법은 함께 시각 채널을 형성하는 근위치 포트와 원위치 포트를 포함하는 광학 장치를 제공하는 단계를 포함한다. 상기 원위치 포트는 적어도 부분적으로 광학 축을 정의한다. 상기 광학 장치는 또한 대상 표시자를 생성하는 대상 광 빔을 발생시키도록 구성된 대상 광원을 포함한다. 상기 광학 시스템은 상기 근위치 포트에 실질적으로 정렬된다. 상기 대상 표시자는 상기 광학 장치 외부의 대상에 형성된다. 상기 대상 표시자는 상기 광학 축에 실질적으로 정렬된다. 상기 광학 시스템의 눈은 파면을 생성하는 망막 광원으로 조명된다. 파면 수차 측정이 상기 눈의 시각 수차들을 결정하기 위하여 이용된다.

상기 광학 시스템이 특징지어지는 것은 생명체의 눈일 수 있다.

상기 광학 시스템이 특징지어지는 것은 생명체의 눈과 교정 렌즈일 수 있다.

상기 눈에 대한 시각 수차들은 상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 정렬한 이후 획득될 수 있다.

상기 대상 표시자를 형성하는 단계는 상기 원위치 포트를 통해 상기 눈에 보이는 시각적 표시자를 형성하는 단계를 포함할 수 있다. 상기 시각적 표시자는 다른 광원으로부터 형성될 수 있다. 상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계는 상기 시각적 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 대상 표시자를 형성하는 단계는 상기 눈에 보이는 물리적 객체로부터 시각적 표시자를 형성하는 단계를 포함할 수 있다. 상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계는 상기 시각적 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계를 포함한다.

상기 대상은 상기 장치로부터 적어도 약 20 피트 떨어질 수 있다.

상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계는 상기 대상에 더 가까워지거나 상기 대상으로부터 더 멀어지게 움직이는 단계를 포함할 수 있다.

상기 대상은 상기 장치로부터 알려진 거리만큼 떨어져 있을 수 있다. 상기 방법은 상기 눈이 20 피트 떨어진 대상에 포커싱하고 있었다는 가정에 기초하여, 상기 시각 수차를 추정하기 위하여 상기 알려진 거리를 이용하는 단계를 포함할 수 있다.

본 발명의 일 실시 예는 광학 장치를 제공하는 단계를 포함하는 광학 방법을 제공한다. 상기 광학 장치는 함께 시각 채널을 형성하는 근위치 포트와 원위치 포트를 포함한다. 상기 원위치 포트는 적어도 부분적으로 광학 축을 정의한다. 생명체의 눈은 상기 근위치 포트에 정렬된다. 상기 눈은 상기 원위치 포트를 통해 상기 장치 외부의 대상 표시자를 본다. 상기 눈의 오리엔테이션이 상기 광학 축에 대하여 결정된다. 큐(cue)가 상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션의 함수로 발생된다. 상기 큐는 인간이 인지할 수 있다.

상기 큐는 시각적 큐, 청각적 큐 및/또는 기계적 큐를 포함할 수 있다.

상기 큐를 발생시키는 단계는 상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션의 함수로, 크기가 변하는 소리를 생성하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 큐를 발생시키는 단계는 상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션의 함수로, 주파수가 변하는 소리를 생성하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 큐를 발생시키는 단계는 상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션의 함수로, 듀티 사이클(duty cycle)이 변하는 소리를 생성하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 눈의 오리엔테이션을 결정하는 단계는 파면 수차 측정 기술들을 이용하는 단계를 포함할 수 있다.

상기 광학 장치는 복수의 대상 광원을 포함할 수 있다. 각각의 대상 광원은 상기 대상 표시자를 선택적으로 발생시키도록 구성될 수 있다. 상기 방법은 상기 광학 축과의 정렬을 향하는 눈을 향하도록 상기 대상 광원들 중 하나 또는 그 이상을 택일적으로 조명하는 단계를 더 포함할 수 있다.

상기 광학 장치는 상기 대상 표시자를 형성하기 위한 광 빔을 생성하도록 구성된 대상 광원을 포함할 수 있다. 상기 방법은 상기 광학 축과의 정렬을 향하는 눈을 향하도록 상기 대상 광원을 움직이는 단계를 더 포함할 수 있다.

상기 눈은 큐의 발생에 응답하여 상기 광학 축과의 정렬을 향하도록 움직일 수 있다.

본 발명의 또 다른 실시 예는 생명체의 눈의 시각 수차들을 측정하기 위한 광학 장치를 제공한다. 상기 장치는 근위치 포트와 원위치 포트를 포함하고, 상기 근위치 포트와 상기 원위치 포트는 함께 상기 근위치 포트로부터 상기 원위치 포트를 통하는 시각 채널을 형성한다. 상기 원위치 포트는 적어도 부분적으로 광학 축을 정의한다. 큐 발생기는 인간이 인지할 수 있는 큐를 발생시키도록 구성된다. 오리엔테이션 로직은 상기 큐 발생기와 상기 시각 채널에 동작적으로 결합되고 상기 광학 축에 대한 상기 생명체의 눈의 오리엔테이션을 결정하고 상기 오리엔테이션의 함수로 상기 큐 발생기를 동작시키도록 구성된다.

상기 큐 발생기는 시각적 큐, 청각적 큐 및/또는 기계적 큐를 생성하도록 구성될 수 있다.

상기 광학 장치는 또한 개방 뷰 시각 채널을 포함할 수 있다.

상기 시각 채널은 꼭짓점이 상기 근위치 포트를 향하고 밑면이 상기 원위치 포트를 향하는 원뿔 형상을 가질 수 있다.

상기 광학 장치는 또한 파면 수차기를 포함할 수 있다.

상기 광학 장치는 또한 양안 구성의 몸체를 포함할 수 있다.

상기 광학 장치는 또한 복수의 대상 광원을 포함할 수 있다. 각각의 대상 광원은 대상 표시자를 선택적으로 발생시키도록 구성될 수 있다. 제어기는 상기 광학 축과의 정렬을 향하는 눈을 향하도록 상기 대상 광원들 중 하나 또는 그 이상을 택일적으로 조명하도록 구성될 수 있다.

상기 광학 장치는 또한 대상 표시자를 발생시키도록 구성된 대상 광원을 포함할 수 있다. 상기 대상 광원은 상기 원위치 포트 대하여 움직일 수 있는 광 빔을 조명하도록 구성될 수 있다.

본 발명의 예시적인 실시예들은 컴퓨터 판독가능 프로그램 코드가 저장되어 있는 컴퓨터 사용가능 매체를 포함하는 컴퓨터 프로그램 제품으로 구현될 수 있다. 상기 컴퓨터 판독가능 코드는 일반적인 프로세스들에 따른 컴퓨터 시스템에 의해 판독되고 이용될 수 있다.

본 발명에 따르면, 전문적인 임상의, 안근마비 에이전트, 포깅(fogging) 또는 가상 이미지들을 필요로 하지 않고 상대적으로 비싸지 않으며, 가볍고, 휴대 가능한 기구를 이용하여 굴절 오차를 교정하는 처방을 계산하기 위한 방법들과 장치가 제공된다.

본 발명은 다음의 구체적인 실시 예들에 대한 상세한 설명을 도면들과 함께 참조하여 보다 충분히 이해될 것이며, 여기서:
도 1은 원거리 객체에 대하여 상을 맺는 인간의 정시안에 대한 도식적인 단면도이다.
도 2는 근거리 객체에 대하여 상을 맺는 인간의 정시안에 대한 도식적인 단면도이다.
도 3은 근거리 객체에 대하여 상을 맺는 인간의 원시안에 대한 도식적인 단면도이다.
도 4는 원거리 객체에 대하여 상을 맺는 인간의 근시안에 대한 도식적인 단면도이다.
도 5는 근시를 교정하기 위하여 도 4의 근시안 앞에 배치된 교정 렌즈를 도식적으로 예시한다.
도 6은 종래 기술에 따라, 인간의 정시안에 인접한 Hartmann-Shack 파면 수차기를 도식적으로 예시한다.
도 7은 종래 기술에 따라, Hartmann-Shack 파면 수차기에 의해 발생되는 가상 스폿 다이어그램 뿐만 아니라, 가상 광원으로부터 도 6의 정시안을 빠져나가고 Hartmann-Shack 파면 수차기에 수신되는 파면들을 도식적으로 예시한다.
도 8은 종래 기술에 따라, Hartmann-Shack 파면 수차기에 의해 발생되는 가상 스폿 다이어그램 뿐만 아니라, 가상 광원으로부터 비 정시안을 빠져나가고 Hartmann-Shack 파면 수차기에 수신되는 파면들을 도식적으로 예시한다.
도 9는 종래 기술에 따라, 렌즈릿 어레이의 하나의 렌즈에 대한 확대도 뿐만 아니라, Hartmann-Shack 파면 수차기의 렌즈릿 어레이에 영향을 주는 비 정시안으로부터의 가상의 파면과 수차기의 광학 센서의 결과 조명과 상기 조명의 세기의 지역적인 분포를 나타내는 3차원 그래프를 도식적으로 예시한다.
도 10은 종래 기술에 따라, 1차 내지 4차 Zernike 다항식들에 의해 정의되는 표면 형상들에 대한 시각 뷰들을 제공한다.
도 11, 도 12 및 도 13은 본 발명의 일 실시 예에 따라 Hartmann-Shack 파면 수차기를 포함하고 가볍고 휴대할 수 있고 손에 쥐고 쓸 수 있는 자동 장치의 우측면, 정면 및 좌측면 뷰를 포함한다.
도 14는 환자에 의해 사용되고 있는 도 11 내지 도 13의 장치를 예시한다.
도 15는 본 발명의 일 실시 예에 따라, 도 11 내지 도 14의 장치의 내부 구성을 표시하는 도식적인 블록도이다.
도 15a는 본 발명의 일 실시 예에 따라, 장치를 통해 눈에 보여지는 뷰 뿐만 아니라, 도 11 내지 도 15의 장치에 적절히 정렬된 눈을 예시하는 도식적인 도면이다.
도 15b는 본 발명의 일 실시 예에 따라, 장치를 통해 눈에 보여지는 가상의 뷰 뿐만 아니라, 도 11 내지 도 15의 장치에 미세하게 오 정렬된 눈을 예시하는 도식적인 도면이다.
도 15c는 본 발명의 일 실시 예에 따라, 장치를 통해 눈에 보여지는 뷰 뿐만 아니라, 도 11 내지 도 15의 장치에 크게 오 정렬된 눈을 예시하는 도식적인 도면이다.
도 16은 본 발명의 다른 실시 예에 따라, 도 11 내지 도 14의 장치의 내부 구성을 표시하는 도식적인 블록도이다.
도 17은 도 16의 장치를 통한 뷰를 예시하며, 이 뷰는 환자의 눈이 장치에 적절히 정렬되었을 때 장치를 사용하는 환자에 의해 보여진다.
도 18은 도 16의 장치를 통한 가상의 뷰를 예시하며, 이 뷰는 환자의 눈이 장치에 적절히 정렬되지 않았을 때 장치를 사용하는 환자에 의해 보여진다.
도 19는 본 발명의 또 다른 실시 예에 따라, 도 11 내지 도 14의 장치의 내부 구성을 표시하는 도식적인 블록도이다.
도 20은 사용중인 도 19의 장치의 도식적인 블록도이다.
도 21은 사용중인 도 19와 도 20의 장치의 대체적인 실시 예의 도식적인 블록도이다.
도 22는 환자에 의해 사용중인 본 발명의 일 실시 예의 정면 뷰로서, 도 22에서 장치는 환자의 동공 사이의 축에 대하여 기울어져 있다.
도 23은 본 발명의 일 실시 예에 따라, Hartmann-Shack 파면 수차기를 포함하는 양안의 가볍고 휴대할 수 있고 손에 쥐고 쓸 수 있는 자동 장치를 예시한다.
도 23a는 본 발명의 다른 실시 예에 따라, Hartmann-Shack 파면 수차기를 포함하는 양안의 가볍고 휴대할 수 있고 손에 쥐고 쓸 수 있는 자동 장치를 예시한다.
도 24는 본 발명의 일 실시 예에 따라, 장치의 두 아이피스들(eyepieces) 사이의 간격을 조정하기 위한 도 23의 장치의 도브 테일 슬라이드(dovetail slide)를 도식적으로 예시한다.
도 25는 본 발명의 다른 실시 예에 따라, 장치의 두 아이피스들(eyepieces) 사이의 간격을 조정하기 위한 도 23의 장치의 회전 관절을 도식적으로 예시한다.
도 26은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 예를 들어, 도 15의 장치에 포함될 수 있는 분석 유닛의 하드웨어 구성요소들의 도식적인 블록도이다.
도 27은 도 11 내지 도 15의 장치의 광학 센서에 중심이 맞지 않은 가상 스폿 다이어그램에 대한 도식적인 도면이다.
도 28은 본 발명의 몇몇 실시 예들에 따라, 정렬 피드백 모듈에 대한 도식적인 블록도이다.
도 29는 도 11 내지 도 15의 장치의 광학 센서의 단지 일부에만 있는 가상 스폿 다이어그램에 대한 도식적인 도면이다.
도 30은 본 발명의 몇몇 실시 예들에 따라, 수직 및 수평 축들에 대하여, 스폿 다이어그램의 가상의 중심의 위치를 지시하는 디스플레이에 대한 도식적인 도면이다.
도 31은 본 발명의 몇몇 실시 예들에 따라, 도 11 내지 도 15의 장치의 광학 센서 주변의 광 센서 어레이에 대한 평면 뷰이다.
도 32는 본 발명의 다른 실시 예에 따라, 내부 구성요소들을 표시하는, 도 11 내지 도 14의 장치에 대한 도식적인 블록도이다.
도 33은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 가상 스폿 다이어그램이 투사되는, 도 32의 장치의 사분면 포토다이오드 탐지기에 대한 평면 뷰이다.
도 34는 본 발명의 일 실시 예에 따라, 원거리 객체에 가시적인 스폿을 투사하기 위한 가시 광원들의 예시적인 어레이에 대한 도식적인 평면 뷰이다.
도 35는 본 발명의 일 실시 예에 따라, 환자의 눈의 망막에 가상 광원을 투사하기 위한 광원들의 예시적인 어레이에 대한 도식적인 평면 뷰이다.
도 36은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 비적응 탐지기에 대한 도식적인 블록도이다.
도 37은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 가상의 환자로부터 계산된 구형 및 원통형 파워 후보 처방들에 대한 그래프를 포함한다.
도 38은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 프로세싱 모듈들과 이 모듈들 사이의 연결관계들에 대한 도식적인 블록도이다.
도 39는 본 발명의 일 실시 예에 따라 여기서 설명되는 프로토타입 기구에 의해 포획된 전체 스폿 다이어그램에 대한 도식적인 도면이다.
도 40은 본 발명의 일 실시 예에 따라 여기서 설명되는 프로토타입 기구에 의해 포획된, 부분 스폿 다이어그램, 즉, 스폿 다이어그램의 일부가 광학 센서를 벗어난 스폿 다이어그램에 대한 도식적인 도면이다.
도 41은 스폿 다이어그램을 갖지 않는, 도 15의 광학 센서로부터의 프레임에 대한 도식적인 도면이다.
도 42는 본 발명의 일 실시 예에 따라 여기서 설명되는 프로토타입 기구에 의해 포획된, 각막 반사를 포함하는 광학 센서(1532)로부터의 프레임에 대한 도식적인 도면이다.
도 43 내지 도 46은 본 발명의 일 실시 예에 따라 여기서 설명되는 프로토타입 기구에 의해 포획된, 눈이 움직임에 따라 획득되는 이미지열을 포함하는, 왼쪽에서 오른쪽으로 움직이는 일련의 스폿 다이어그램들을 생성하는, 도 15의 광학 센서로부터의 일련의 프레임들에 대한 도식적인 도면이다.
도 47은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 전체 스폿 다이어그램을 포함하는 도 15의 광학 센서로부터의 가상의 프레임에 대한 도식적인 도면이다.
도 48은 변위 계산들을 표시하는, 렌즈릿 어레이의 일부와 가상의 이상 파면(aberrated wavefront)의 일부에 대한 도식적인 예시이다.
도 49는 연령에 대응하여, 정상적인 인간의 눈이 적응할 수 있는 평균량, 최대량 및 최소량을 보여주는 그래프이다.
도 50 및 도 51은 본 발명의 일 실시 예에 따라 여기서 설명되는 프로토타입 기구에 의해 포획된, 다른 두 환자에 대한 M, J0 및 J45 처방 셋(sets)의 그래프이다.
도 52는 본 발명의 일 실시 예에 따라 계산된 구면 처방들에 대한 가상 히스토그램이다.
도 53은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 제2 프레임 셋을 도출하기 위하여 프레임들을 결합하는 것을 예시하는 도식적인 도면이다.
도 54는 본 발명의 일 실시 예에 따라, 최종 비점 수차(astigmatism) 처방을 위한 추정 신뢰 영역에 대한 계산을 예시하는 도식적인 도면이다.
도 55는 본 발명의 다른 실시 예에 따라, 장치를 통해 눈에 보여지는 뷰 뿐만 아니라, 장치와 적절히 정렬된 눈을 예시하는 도식적인 도면이다.
도 56은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 장치를 통해 눈에 보여지는 가상의 뷰 뿐만 아니라, 도 55의 장치와 미세하게 오 정렬된 눈을 예시하는 도식적인 도면이다.
도 57은 본 발명의 일 실시 예에 따라, 장치를 통해 눈에 보여지는 뷰 뿐만 아니라, 도 55의 장치와 크게 오 정렬된 눈을 예시하는 도식적인 도면이다.

본 발명의 바람직한 실시 예들에 따라, 전문적인 임상의, 안근마비 에이전트, 포깅(fogging) 또는 가상 이미지들을 필요로 하지 않고 상대적으로 비싸지 않으며, 가볍고, 휴대 가능한 기구로 굴절 오차를 교정하는 처방을 계산하기 위한 방법들과 장치가 개시된다. 어떤 실시 예들은 또한 눈에서의 고차 수차들 및/또는 눈의 추가적인 광학 특성들을 교정하기 위한 처방들을 계산한다. 어떤 실시 예들은 교정 렌즈들(안경)을 위한 처방을 계산 및/또는 기존 안경이 환자에 대한 올바른 처방을 갖고 있는지를 확인하기 위하여 사용될 수 있다.

< 서문 >

도 1은 정상적인 인간의 정시안(100)에 대한 도식적인 단면도이다. 정시안은 눈의 수정체(102)가 중립(이완 또는 "비적응") 상태에서, 무한대에 있는 객체에 초점이 정확하게 맞는 시야 상태를 묘사한다. 정상적인 눈(100)의 이 상태는 각막(104)과 렌즈(102)의 굴절 광학 파워(refractive optical power)가 눈(100)의 축방향 길이(106)와 균형을 이루고, 그에 따라 원거리 객체(미도시)로부터의 광선(108)이 정확하게 망막(110) 상에 초점이 맞고, 결과적으로 완벽한 시야가 될 때 달성된다. 여기서 "원거리"는 20 피트(6 미터) 이상 떨어진 것을 의미한다. 정시안 상태에 있는 눈은 교정을 필요로하지 않는다.

만약 도 2에 도식적으로 표시된 바와 같이, 시선이 근거리 객체(200)로 옮겨지면, 모양체근(미도시)이 렌즈(102)를 두껍게 그 형상을 변경하고, 그에 따라 그 광학 파워를 증가시키며, 눈(100)은 광선(208)을 망막(110) 상에 포커싱한다. 이 과정은 "적응"으로 지칭된다. 이와 같이, 모양체근의 노력에 의해, 눈(100)은 자동적으로 원거리의 객체들에 포커싱한다. 그러나, 가까운 객체들에 포커싱하기 위해서는 노력이 필요하다. 인간은 자연 발생적으로, 그리고 일반적으로 무의식적으로, 자동적으로 관심 객체들에 포커싱한다. 그러나, 늙어 감에 따라, 렌즈(102)는 점점 더 경직되고 모양체근의 신축성은 떨어지고, 그에 따라 가까운 객체들에 포커싱하기가 계속해서 더욱 어려워진다. 일반적으로 45세 내지 50세에서, 독서 거리의 객체들에 포커싱하는 것이 불가능해지고, 그에 따라 독서 안경이 필요하다.

도 1과 도 2는 정상적인 눈들을 예시한다. 그러나, 렌즈(102), 각막(104), 망막(110) 또는 눈(100)의 형상 또는 조성에 있어서의 다양한 결함들은 일반적으로, 심지어 젊은 사람의 경우에도, 눈(100)이 광선(108 또는 208)을 망막(110)에 완벽하게 포커싱하는 것을 방해한다. 이러한 결함들은 눈(100)이 정상적인 눈이 하는 것과 같이 광선을 휘는(굴절) 것을 방해하고, 그에 따라 "굴절 오차(refractive errors)"를 유발한다. 예를 들어, 도 3은 원시(멀리 보이는) 안(300)을 도식적으로 예시하고, 여기서 가까운 객체(310)로부터의 광선들(308)은 망막(110) 상에 포커싱되기에는 너무 발산하고, 이는 흐릿한 시야로 이어진다. 유사하게, 도 4는 근시(가깝게 보이는) 안(400)을 도식적으로 예시하고, 여기서 먼 객체(미도시)로부터의 광선(408)은 망막(110)의 앞에서 포커싱되어, 먼 물체가 흐릿하게 보이게 한다. 근본적으로, 근시 안의 렌즈(402)는 눈(400)의 축방향 길이(406)에 비하여, 너무 강한 광학 파워를 갖는다. 근시 안은, 그러나, 가까운 물체들에 잘 포커싱할 수 있다. 근시와 원시 모두에 있어서, 객체의 선명한 이미지를 망막 상에 형성할 수 없는 것은 "초점 이탈 오차(defocus error)"로 지칭된다. 눈에 있어서의 결함들은 선천적이거나 부상 또는 질병과 같은 다른 요인들에 기인할 수 있다.

눈에 있어서의 이들 및 다른 결함들은, 눈 앞에 교정 렌즈를 제공하는, 안경 또는 콘택트 렌즈를 처방함으로써 치료될 수 있다. 도 5는 근시를 교정하기 위하여 도 4의 근시 안(400) 앞에 배치된 교정 렌즈(500)를 도식적으로 예시한다. 렌즈(500)는 눈에서 약간 떨어져 위치하는 "안경 면(spectacle plane, 502)"에 배치된다. 안경 면(502)은, 눈(400)에 대하여, 안경이 쓰여지는 장소를 정의한다. 콘텍트 렌즈의 경우, 안경 면은 각막의 외층에 인접한다. 근시를 교정하는 렌즈는 네거티브 광학 파워를 갖고, 즉, 순 오목 효과를 갖고, 근시 안의 과도한 포지티브 광학 파워에 대응한다. 단순화를 위하여, 아래 설명은 안경을 지칭하지만, 콘택트 렌즈에도 적용될 수 있다.

교정 안경을 위한 처방은 안경의 렌즈의 모든 측면들을 특정한다. 어떤 눈 결함들은 다른 것들에 비하여 교정하기가 간단하다. 예를 들어, 만약 눈이 단지 원시이거나 근시라면, 구면 렌즈가 상기 눈의 초점 이탈 오차를 교정하기 위하여 사용될 수 있다. 구면 렌즈는 구의 일부인 표면을 포함한다. 그러나, 만약 수정체(도 1의 102), 각막(104), 망막(110) 또는 눈(100)이 전반적으로 적절한 형상을 가지지 못하면, 예를 들어 만약 눈의 포커싱 파워가 서로 다른 축들을 따라 서로 다르다면, 단순한 구면 렌즈는 눈을 충분하게 교정할 수 없다. 이 경우, 눈은 "비점 수차(astigmatism)"를 갖는 것으로 지칭된다. 구형 및 원통형 요소를 갖는 교정 안경이 비점 수차를 교정하기 위하여 사용된다. 구형 및 원통형 결함들은, 전부는 아니지만, 대부분의 눈 결함들의 이유가 된다. 구형 및 원통형 결함들은 저차 수차들로 지칭된다.

따라서, 대부분의 처방들은 저차 수차들을 교정하기 위한 구형 요소와 원통형 요소를 포함한다. 구형 요소는 초점 이탈 오차를 교정하고 교정 렌즈의 광학 파워로 묘사되고, 일반적으로 포지티브 또는 네거티브의 디옵터 수로 표현된다. 디옵터는 렌즈의 광학 파워에 대한 측정 단위이고, 미터 단위로 측정되는 렌즈의 초점 거리(f)의 역수, 즉, 1/f과 같다. 원통형 요소는 원통형 렌즈의 파워와 축으로 묘사된다. 일반적으로, 한 개 또는 두 개의 원통형 렌즈에 대응하여, 한 개 또는 두 개의 축이 특정된다. 각각의 축은 각도로 특정된다. 결과적인 교정 렌즈는, 처방에 의해 묘사되는 바와 같이, 눈에 있어서 초점 이탈 및 비점 수차 결함들을 보상하기 위하여, 구형 및 원통형 요소들을 포함하는 복합 표면 형상을 갖는다.

완벽한 눈으로부터의 "수차(aberration)"는 눈의 광학 성능의 출발점이다. 따라서, 초점 이탈과 비점 수차 결함은 수차의 예이다. 그러나, 눈은 더 복잡한 결함들로 고통받을 수 있고, 이들은 통상적으로 "고차 수차들(higher-order aberrations)"로 지칭된다. 고차 수차들의 예들은 코마 및 구면 수차(위에서 설명한, 초점 이탈 오차를 유발하는 저차 구형 결함들과 혼동하지 말 것)를 포함한다. 코마(coma)는, 꼬리를 갖는 것처럼, 왜곡되게 보이는 축외 점광원을 유발한다. 구면 수차들은 평행한 광선들이 광학 축과 멀게 눈에 들어가게 하여, 평행한 광선들이 광학 축과 가깝게 눈에 들어가는 경우와는 다른 위치에서 포커스되도록 한다. 어떤 처방들은 적어도 부분적으로 고차 수차들을 교정하지만, 이 처방들을 결정하는 것은 크고, 무겁고, 비싸고, 고정된(예를 들어 책상에) 진단 장비와 고도로 숙련된 임상의들을 필요로 한다.

광학 전문가들은 안경 처방들을 생성하기 위하여 다양한 도구들과 방법들을 이용한다. 어떤 방법들은 주관적이고, 다른 것들은 객관적이다. 예를 들어, 포롭터(phoropter)는 임상의로 하여금 다양한 렌즈 조합을, 다양한 각도에서, 환자 앞에 포지셔닝하고 환자에게 어떤 조합이 다른 조합에 비하여 대상을 시각화하기에 좋은지를 질문하게 한다. 환자로부터의 응답에 기초하여, 숙련된 임상의는 점진적으로 더 좋은 조합들을 얻을 수 있고, 반드시 완벽하지는 않더라도, 결국 좋은 처방에 도달할 수 있다. 그러나, 상기 처방의 정확도는 상기 환자의 응답 정확도에 많은 부분 의존한다. 포롭터들(Phoropters)은 상대적으로 비싸지 않으나, 위에서 기술된 과정은 시간 소모적이다.

수차기(파면 센서)는 광이 눈에 의해 어떻게 변하는지를 객관적으로 측정하고, 그리하여 상기 눈에 의해 유발되는 굴절 오차들을 식별하고 정량화한다. 수차기는 보통 3가지 유형으로 분류된다: (1) Hartmann-Shack 센서와 같은, 아웃고잉(outgoing) 파면 수차기들; (2) 단면-실린더 수차기 또는 Tscherning 수차기 또는 순차 망막 광선 추적 방법에 사용되는 것과 같은, 인고잉(ingoing) 망막 이미징 수차기들; 및 (3) 공간 해석 굴절기(spatially-resolved refractometer) 또는 광학 경로 차 방법에서 사용되는 것과 같은 인고잉 피드백 수차기들.

도 6에 도식적으로 예시된 바와 같이, Hartmann-Shack 파면 수차기는 렌즈들의 어레이("렌즈릿들(lenslets)", 600)를 포함하고, 이는 렌즈릿들(602, 604, 606)에 의해 예시된다. 모든 렌즈릿들(602-606)은, 약간의 제작 허용오차들 내에서, 동일한 사이즈와 초점 거리를 갖는다. 상기 렌즈릿 어레이(600)는 눈(608)과 광학 센서(610) 사이에 광학적으로 배치되고, 광학 센서(610)의 예로는 화소화된 전하 결합 장치(CCD), 화소화된 상보성 금속 산화물 반도체(CMOS) 장치 또는 사분면 포토다이오드 탐지기 어레이가 있다. 각각의 렌즈릿(602-606)은 상기 광학 센서(610)의 일부 상에 포커스된다. 그리하여, 단일 점 광원으로부터의 광은 렌즈릿 어레이(600)에 의해 광학 센서(610) 상에 포커스되어 광 스폿 어레이를 생성한다.

각각의 렌즈릿(602-606)은, 그럴 필요는 없지만, 화소화된 CCD 어레이의 각각의 화소의 중심 또는 각각의 사분면 센서의 중심에 포커스될 수 있다. 아래에서 보다 구체적으로 설명되는 바와 같이, 상기 광학 센서(610)는 회로나 프로세서가 상기 스폿 어레이의 각각의 스폿의 대응하는 렌즈릿의 중심과 일직선이 되는 위치로부터의 변위를 측정할 수 있도록 충분한 공간 해상도를 갖도록 구성된다. 눈(608) 내의 점(618)은, 보통 레이저 또는 초발광 다이오드(SLED 또는 SLD)로부터의 광을 눈(608)에 비춤으로써 조명되고, 그리하여 상기 눈(608) 내에 "가상 점 광원(virtual point light source)"을 생성한다. "가상 점 광원"이라는 용어는 파면 수차 측정 기술에서 사용되는 기술 용어이고, 여기서 사용되는 바와 같이, 상기 용어는, 사실상 어떠한 광도 발생되지는 않지만, 광이 빛나는 것으로 나타나는 것 같은 장소를 의미한다. 점(618)의 경우, 레이저나 SLED는 가상 광원을 생성한다. 여기서 설명되는 바와 같이, 문맥이 다르게 지시하지 않으면, "가상(virtual)"은 광학계에서 사용되는 그 용어와 혼동되지 않아야 하고, 광학계에서 "가상(virtual)"은 다른 위치에 시각화되는 물리적 소스를 의미한다.

도 7에 도식적으로 예시된 바와 같이, 광은 점(618)에서 반사되어 눈(608)을 빠져나간다. 파면들(702, 704, 706, 708)은 빠져나가는 광을 나타낸다. 렌즈릿 어레이(600)의 각각의 렌즈릿은 각각의 파면(700-706)의 각각의 부분을 광학 센서(610)의 대응하는 부분 상에 포커싱하여, 원형 스폿 어레이를 생성한다. 가상의 스폿 어레이(710, 또한 여기서 "스폿 다이어그램(spot diagram)"으로 언급됨)가 보여지지만, 렌즈릿 어레이(600)는 보여지는 것 보다 많거나 적은 렌즈릿들을 포함할 수 있고, 그에 따라, 스폿 다이어그램(710)은 보여지는 것 보다 많거나 적은 스폿들을 포함할 수 있다. 만약 눈(608)이 완벽한 형상을 갖고(정시안) 비 적응적이라면, 파면들(706-708)은 평면적이고, 스폿 다이어그램(710)의 스폿들은 각각의 개별 렌즈릿의 중심으로부터 똑같이 벗어난다. 스폿 다이어그램의 바깥 둘레는 눈(608)의 동공의 투사이고, 따라서 스폿 다이어그램의 바깥 둘레의 직경은 동공 직경을 가리킨다.

그러나, 도 8에 도식적으로 예시된 바와 같이, 눈(800)이 이상하면(aberrated), 눈(800)을 빠져나가는 파면들(806-808)은 비평면적이다. 파면들(806-808)의 형상은 눈(800)의 저차 및 고차 수차(들)에 의해 결정된다. 도 9는 사각 영역들로 개념적으로 분할된 파면(908)을 도식적으로 예시하고, 이는 영역들(900, 902, 904)로 예시된다. 각각의 화살표(906, 908, 910)에 의해 지시되는 바와 같이, 각각의 영역(900-904)은 상기 영역에 대하여 실질적으로 직각인 방향을 따라 렌즈릿 어레이(600)에 영향을 준다. 스폿 다이어그램(도 8의 810)의 스폿들은 파면(808)이 평면적이었다면 있었을 장소로부터 벗어난다.

그렇게 벗어난 스폿 중 하나(912)가 도 9의 확대 부분에 표시된다. 여기서, 만약 스폿(912)에 기여하는 파면(808)의 영역이 렌즈릿 어레이(600)에 평행하였다면, 상기 영역은 렌즈릿(914)를 지나 이동하여 광학 센서(610)에 대하여 정상인 라인(916)을 따라 광학 센서(610)에 영향을 주고 스폿을 위치(918)에 생성하였을 것이다. 그러나, 상기 이상한 눈(aberrated eye)에 의해 유발된 파면 영역의 기울기로 인하여, 스폿(912)은 위치(918)로부터 x 및 y 거리 벗어난다.

종래의 중심 위치 발견법들이 각각의 렌즈릿에 대한 x 및 y 변위들과 각도들(β)을 계산하기 위하여, 종종 서브 픽셀 해상도와 함께, 광학 센서(610)로부터의 데이터를 분석하는데 이용될 수 있다. 따라서, 각각의 렌즈릿을 가로지르는 파면(908)의 로컬 기울기는 상기 렌즈릿에 의해 생성된 광학 센서(610) 상의 스폿의 위치로부터 계산될 수 있다. 어떤 위상 수차이든지 이산 기울기 세트로 근사화될 수 있다. 광학 센서(610)의 요소들로부터 신호들을 샘플링함으로써, 이 모든 기울기들이 측정될 수 있고, 전체 파면이 재구성되고 수치적인 파면 데이터로 특징지어질 수 있다. 파면 데이터는 그 후 눈(도 8의 800)을 광학 시스템으로 특징화하기 위하여 사용될 수 있다.

각각의 스폿의 변위들을 이용하여, 파면에 대한 분석적 표현을 재구성할 수 있다. 예를 들어, 파면(808)의 형상은 미리 결정된 삼차원 표면 형상들 또는 기초 함수들의 세트의 가중합으로 표현될 수 있다. 상기 세트의 각각의 형상은 대개 특정 수차 항을 나타내는 독립 다항 함수에 의해 정의될 수 있다. 기초 함수들의 모든 가능한 세트들 중에서, Zernike 다항식을 사용하는 것이 보통이다. Zernike 다항식이 파면 수차들과 같은 매우 복잡한 형상들을 묘사하는데에 적합한데, 그 이유는 원형 동공들에 대하여 정규화되어 있고, 보다 중요하게는, 이들은 수차량이 낮을 때 초점 평면에서의 이미지 강도가 최적화될 수 있게 고차 다항식들이 저차 다항식들에 의해 "균형잡히도록(balanced)" 구성되어 있기 때문이다. 도 10은 0차 내지 4차(모드) Zernike 다항식들에 의해 정의되는 형상들을 예시한다. 도 10의 뷰들은 원근감이 있다. 그러나, 종종 이 형상들은 수차들의 파워들을 나타내기 위한 칼라 구배들(gradients)을 이용하여 상면도로 표시된다. 상기 형상들은 차수가 증가함에 따라 점점 더 복잡해지고, 이 형상들은 측정된 파면에 맞을 뿐만 아니라 가능한 표면을 정확하게 묘사하기 위하여 결합될 수 있다.

각각의 차수는 시각 수차에 대응하는 표면 형상을 묘사한다. 0차는 상수를 나타내는 한 개의 항(

)을 갖는다. 1차는 x 및 y 축에 대한 기울기를 나타내는 두 개의 항들(

및

) 을 갖는다. 2차는 두 방향에서의 초점 이탈(defocus)과 정규 비점 수차(regular astigmatism)를 나타내는 세 개의 항들을 포함한다. 3차는 코마(coma)와 트리포일(trefoil)을 나타내는 네 개의 항들을 갖는다. 4차는 테트라포일(tetrafoil), 제2 비점 수차 및 구면 수차를 나타내는 다섯 개의 항들을 갖는다. 5차(미도시)는 펜타포일(pentafoil) 수차를 나타내는 여섯 개의 항들을 갖는다. 만약 충분한 수의 측정들이 계산을 위하여 행하여지고 광학 센서가 충분한 공간 해상도를 제공한다면, 다항식들은 임의의 차수까지 확장될 수 있다.

이와 같이, Zernike 분석은 파면을 Zernike 다항식들의 가중합으로서 수학적으로 묘사한다. 이 합을 계산할 때 각각의 모드에 적용되는 가중치는 Zernike 계수라 불리우고 보통 미크론 단위로 표현된다. Zernike 다항식들의 가중합은 눈의 모든 수차들, 즉, 전체 굴절 오차들에 대한 표현과 같다. 실제로, Zernike 분석은 유한한 수의 모드들을 포함한다. 눈의 전체 굴절 오차가 원하는 정확도로, 즉, 원하는 수의 Zernike 모드들을 이용하여, 확인되고 나면, 교정 렌즈 처방이 상기 굴절 오차를 보상하기 위하여 잘 알려진 방식으로 계산될 수 있다. 이와 같이, 스폿 다이어그램이 처방을 계산하기 위하여 이용될 수 있다.

어떠한 두 눈도 동일한 Zernike 계수 세트를 산출하지 않기 때문에(충분한 수의 Zernike 모드들을 가정하였을 때), Zernike 계수들은 각각의 눈을 고유하게 식별하고, 그리하여, 개인을 교유하게 식별하기 위한 개인 정보(fingerprint)와 비슷하게 사용될 수 있다.

눈의 광학 특성들은 산란(환자가 백내장을 갖고 있는지를 결정하기 위해 사용될 수 있는), 파면(굴절, 저차 수차들, 고차 수차들, 적응, 고차 구면 수차인 원추각막 및 기타를 측정하기 위해 사용될 수 있는) 및 동공 사이즈를 포함한다.

안경 처방을 결정하기 위한 종래의 모든 방법들과 장치는 관련된 문제들을 갖고 있다. 예를 들어, 프롭터들(phoropters)은 숙련된 임상의들을 필요로 하였고 환자로부터의 주관적인 응답들에 의존한다. Hartmann-Shack 파면 수차기들은 모양체 근육들이 안근마비 에이전트에 의해 일시적으로 마비되는 것을 필요로 하고, 눈이 측정되는 동안 적응을 방지하기 위하여, 눈은 "뿌옇게(fogged)"되거나 무한대의 가상 이미지가 환자에게 보여진다.

적응은 측정 과정에 제어되지 않은 변수를 도입한다. 포깅(Fogging)은 적응을 제어하기 위하여 환자의 눈 앞에 포지티브 구면 파워를 갖는 렌즈를 일시적으로 배치하는 것과 관련이 있다. 포깅(fogging)의 목적은, 객체와의 거리에 무관하게, 초점을 망막 앞에서 이동시키는 것이다. 본질적으로, 환자는 일시적으로 인위적인 근시가 된다. 앞서 기술한 바와 같이, 눈은 가까운 객체들을 보다 선명하게 보기 위한 목적으로 그 광학 파워를 증가시키기 위하여 렌즈의 형상을 변경함으로써 적응한다. 그러나, 만약 눈이 뿌옇게(fogged) 되고, 상기 눈이 적응하면, 시야는, 상기 객체와의 거리와 무관하게, 더 선명해지지 않고, 더 흐려지고, 따라서 적응을 저해한다. 어떤 환자들은 포깅(fogging)에 잘 응답하지 않는다.

가상 이미지들은 상기 환자로부터 적어도 20 피트(6 미터) 떨어져 광학적으로 위치하는 진단 기구 내에서 생성되는 이미지들이다. 그러나, 환자가 상대적으로 작은(20 피트에 비교하여) 기구를 주시할 때, 상기 환자는 보이는 객체가 20 피트 떨어져 있는 것이 아니라는 것을 직감적으로 알게 되고, 따라서, 상기 환자는 적응하려는 경향이 있다. 이 현상은 종종 "기구 유발 근시(instrument-induced myopia)"로 불리우고, 포깅(fogging) 기술들로도 피하기 어렵다.

대부분의 안과 진단 장비는, 환자의 머리를 안정화하고 정렬하고, 그래서 상기 환자의 눈을 상기 진단 장비 내의 특정 광학 요소들에 정렬하도록 설계되기 때문에, 적어도 부분적으로 크고, 무겁고 기계적으로 복잡하다. 그 결과, 이 장비는 일반적으로 테이블에 부착되고 튼튼한 구조 부재들, 이마와 턱 받침대들 및 랙 앤 피니언(rack and pinion) 정렬 기계장치들을 포함한다.

< 가볍고 휴대 가능하고 자동적인 Hartmann-Shack 파면 수차기 >

도 11, 도 12 및 도 13은, 본 발명의 일 실시 예에 따라, Hartmann-Shack 파면 수차기를 포함하는 가볍고, 휴대 가능하고, 손에 쥐고 쓸 수 있고, 독립적이고 자동적인 광학 또는 안과 장치(1100)를 나타낸다. 도 14는 환자(1400)에 의해 사용중인 장치(1100)를 표시한다. 장치(1100)는 종래 기술과 관련한 문제들 중 많은 것을 해결한다. 예를 들어, 장치(1100)는 환자(1400)에 피드백을 제공하여, 종래 장치들에 의해 요구되었던 크고 무거운 기계 설비 없이, 환자(1400)가 장치(1100)를 상기 환자의 눈에 올바르게 정렬하도록 한다. 뿐만 아니라, 장치(1100)는 "개방 뷰(open view)" 디자인이기 때문에, 어떠한 안근마비 에이전트들, 포깅(fogging) 또는 가상 이미지들 없이, 본질적으로 환자(1400)가 적응하지 않게 유도하도록 구성된다. 장치(1100)는 환자(1400)가 언제 적응하지 않을지를 자동으로 결정하고, 안경 처방을 자동으로 계산하기 위하여 비적응 기간 동안 획득된 데이터를 이용한다. 그 대신에, 장치(1100)는 알려져 있고, 무한하지 않은 거리에 포커스된 눈의 광학 특성들을 측정할 수 있고, 이 광학 특성들은 환자가 무한대에 포커스되었다면 환자의 눈이 가질 광학 특성들을 계산하기 위하여 이용될 수 있다.

장치(1100)는 환자(1400)가 한쪽 눈으로 들여다보는 아이피스(eyepiece, 1102)를 포함한다. 아이피스(1102)는 상기 환자의 얼굴에 대하여 눌러지도록 구성된 아이컵(eyecup)을 포함할 수 있고, 그렇게 함으로써 주변 광을 차단한다. 상기 아이컵은, 젊고 늙은 환자들과 같이, 다양한 얼굴의 기하학적 구조들과 해부학적 구성들에 대하여 잘 맞도록 다르게 수치화 및 형상화될 수 있다. 장치(1100)는 또한 출구 포트(1104)를 정의하고, 환자(1400)는 이를 통하여 볼 수 있다. 이와 같이, 장치(1100)는 "개방 뷰(open view)" 구성을 갖는다.

도 15는 몸체(1500) 내의 내부 구성요소들을 표시하는 장치(1100)의 도식적인 블록도이다. 두 빔 스플리터들(1501, 1502)은 아이피스(1102)와 출구 포트(1104) 사이에서 광학 축(1504)을 따라 배치된다. 광학 축(1504)을 따라 아이피스(1102)를 들여다보는 환자는 광학 축(1504)에 정렬되어 있는 외부 객체(1506)를 볼 수 있다. 상기 환자에게 보여지는 뷰는 도 15의 삽입부분(insert) 내에 보여진다.

일 실시 예에 있어서, 레이저 다이오드 또는 발광다이오드(LED)와 같은 가시 광원(1508)은 광 빔(1510)을 방출하고, 화살표(1512)에 의해 지시되는 바와 같이, 빔 스플리터(1502)는 이를 광학 축(1504)을 따라 출구 포트(1104) 밖으로 반사시킨다. 빔(1512)은 먼 벽이나 다른 객체(1514)에 광 스폿을 생성하기 위하여 이용될 수 있다. 이 서술에서, 객체(1506)는 빔(1512)에 의해 벽(1514)에 생성된 광 스폿으로 가정된다. 가시 광원(1508)은 몸체(1501)와 장치(1100) 내의 광학 구성요소들에 대하여 고정되어 있다. 이와 같이, 빔(1512)은 항상 광학 축(1504)에 일치한다.

먼 벽(1514)은 장치(1100)로부터 적어도 20 피트(6 미터) 떨어져야 하고, 그래서 상기 환자가 점(1506)을 바라볼 때, 상기 환자의 눈(1516)은 실질적으로 적응되지 않는다. 초음파 또는 다른 대역의 센서(1517)가 장치(1100)와 벽(1514) 사이의 거리를 측정하기 위하여 이용될 수 있다. 상기 거리가 부적당한 경우, 장치(1100)는 청각, 시각, 촉각 또는 다른 경고를 제공할 수 있다. 스폿(1506)으로부터의 회귀 빔(1518)은 출구 포트(1104)로 들어가, 광학 축(1504)을 따라 두 빔 스플리터(1502, 1501)를 거쳐, 아이피스(1102)를 통해 환자의 눈(1516)에 들어간다. 이것은 상기 환자가 스폿(1506)을 볼 수 있게 한다. 명확성을 위해, 광학 축(1504)과 두 빔들(1512, 1518)은 공간적으로 떨어져 표시되어 있다. 그러나, 상기 축과 상기 두 빔들은 일치한다.

다른 실시 예에 있어서, 상기 대상은 임의의, 그러나 상기 환자들로부터 알려진 거리만큼 떨어져 있을 수 있다. 예를 들어, 만약 상기 대상이 상기 기구로부터 10 피트(3 미터) 떨어져 투사되면, 상기 대상에 포커스하기 위하여 상기 환자에게 필요한 적응량이 계산되고, 그후 상기 적응을 보상하는 처방이 계산된다.

아이피스(1102)는 또한 근위치 포트로 지칭될 수 있고, 출구 포트(1104)는 또한 원위치 포트로 지칭될 수 있다. 몸체(1500)는 아이피스(1102)와 출구 포트(1104) 사이의 시각 채널을 형성한다. 빔(1512)은 또한 대상 빔으로 지칭될 수 있고, 상기 벽 또는 다른 객체(1514)는 대상으로 지칭될 수 있고, 스폿(1506)은 또한 대상 표시자로 지칭될 수 있다.

임의 선택적으로, 아이피스(1102)와 출구 포트(1104) 사이의 시각 채널은 원뿔 형상을 가질 수 있다, 즉, 상기 형상은 원뿔의 일부일 수 있다. 이러한 실시 예에 있어서, 상기 시각 채널은 상기 원뿔 형상의 꼭짓점이 아이피스(1102)를 향하고 상기 원뿔 형상의 밑면이 출구 포트(1104)를 향하도록 구성될 수 있다. 핀홀(pinhole)은 사용자가 자신의 눈을 위치시켜 상기 핀홀을 통해 들여다보도록 제한한다. 핀홀은, 그러나, 상기 사용자가 상기 핀홀을 통해 들여다보는 각도를 제한하지는 않는다. 관(tubular) 또는 원뿔 시각 채널은, 그러나, 뷰 각도를 제한한다. 따라서, 원뿔의 꼭짓점 또는 그 근처의 작은 구멍으로 구현될 수 있는 핀홀을 갖는 원뿔 시각 채널은 상기 사용자의 눈의 위치 및 상기 눈이 보는 각도를 모두 제한한다.

다른 레이저 다이오드와 같은, 다른 광원(1520)은 광 빔(1522)을 투사한다. 화살표(1524)에 의해 지시되는 바와 같이, 빔 스플리터(1502)는 빔(1522)을광학 축(1504)을 따라 아이피스(1102) 쪽으로 반사시킨다. 빔(1524)은 눈(1516)의 뒷부분 상에 스폿(1525)을 조명하고, 그리하여 기본적으로 눈(1516) 내에 가상 점 광원을 생성한다. 이 가상 점 광원(1525)은 도 8에 대하여 위에서 설명한 스폿(618)에 상응한다. Hartmann-Shack 파면 수차 측정 기술에 대하여, 위에서 논의된 바와 같이, 회귀 파면들은 눈(1616)으로부터의 빔(1526)을 따라 이동한다. 빔 스플리터(1501)는 빔(1526)을 반사시키고, 결과 빔(1528)은 렌즈릿 어레이(1530)을 지나 광학 센서(1532)에 영향을 준다. 상기 환자의 안경면과 광학적으로 공액을 이루는(optically conjugate with) 렌즈릿 어레이(1530)를 만들기 위한 릴레이 렌즈 시스템과 대역 통과 및/또는 중립 밀도 필터와 같은, 임의 선택적인 광학계(1534)가, 빔(1528)의 경로에 배치될 수 있다. 명확성을 위하여, 광학 축(1504)과 두 빔들(1524, 1526)이 공간적으로 떨어지게 표현되어 있다. 그러나, 상기 축과 상기 두 빔들은 일반적으로 일치한다.

렌즈릿 어레이를 이용하여 Hartmann-Shack 파면 수차 측정 기술을 이용하는 실시 예들이 서술되지만, 파면 감지를 위한 다른 방법들이 이용될 수 있다. 다른 실시 예들은 초점 이탈 이미징에 대응하기 위한 핀홀 어레이 또는 센서 어레이를 이용한다. 어떤 실시 예들에 있어서, 비행시간(time-of-flight) 카메라들, 간섭 측정(interferometric) 기술들 또는 구획 개구 파면 이미징(partitioned aperture wavefront imaging) 시스템들이 이용된다. 구획 개구 파면 이미징 시스템들은 통상의 기술자에게 잘 알려져 있으며, 이는 http://biomicroscopy.bu.edu/research/partioned-aperture-wavefront-imaging에 개시된 활용가능한 정보에 의해 입증된다.

분석 유닛(1536)은 광학 센서(1532)에 전자적으로 결합되어 있다. 눈이 정상이었다면 있었을 스폿 다이어그램 내의 위치로부터의 x 및 y 변위들을 계산하기 위하여, 분석 유닛(1536)은 광학 센서(1532)로부터의 신호들을 분석하도록 구성된 적절한 인터페이스 전자장치, 프로세서, 메모리 및 관련 회로들을 포함한다. 이 데이터로부터, 분석 유닛(1536)은 Zernike 계수 세트를 계산하고 교정 렌즈 처방을 계산하다. 이 분석들과 계산들에 대한 추가적인 상세 내용들이 아래에 제공된다.

내부 배터리(1538)는 분석 유닛(1536), 두 광원들(1508, 1520), 광학 센서(1532) 및 장치(1100)의 다른 구성요소들에 전력을 공급한다. 하우징(1500)의 핸들 부분(1539)은 배터리(1538)를 수용한다. 장치(1100)의 모든 전자 구성요소들은 배터리(1538)로부터 전력을 공급받고, 상기 처방을 확인하기 위하여 필요한 모든 계산들은 분석 유닛(1536)에 의해 수행된다. 따라서, 장치(1100)는 완전히 독립적이다, 즉, 벽(1514)과 눈(1516)에서 떨어진, 기능 수행을 위해 필요한 모든 구성요소들은 하우징(1500) 내에 포함된다. 장치(1100)는 서술된 측정을 수행하기 위하여 한 손을 사용하는 보통의 환자에 의해 충분히 오랫동안 제자리에 유지될 수 있을 정도로 충분히 작고 가볍다.

장치(1100)에 대한 일 실시 예에 있어서, 눈(1516) 내에 가상 광원(1525)을 생성하는 광원(1520)은 근적외선(NIR) 광원이다. 광원(1520)의 파장은, 빔(1504)의 에너지 벌크(bulk)가 상기 환자에게 가시적인 스펙트럼 범위 내에 있지 않더라도, 상기 환자가 적색 도트를 인식하도록 선택된다. 반면, 가시 광원(1508)은, 상기 환자에 의해 NIR 광원(1520)으로부터 인식되는 적색보다는, 녹색과 같이, 지각적으로 다른 색을 갖도록 선택된다. 상기 환자는, 상기 환자의 눈에 대하여, 상기 적색 도트의 지각 밝기를 최대화하기 위하여, 장치(1100)를 향하도록 지시받을 수 있다.

따라서, 도 15a에 도식적으로 예시된 바와 같이, 상기 환자의 눈(1516)이 아이피스(1102)에 적절히 정렬되어, 상기 환자의 시각 중심(1590)이 장치(1100)의 광학 축(1504)에 정렬된다면, 상기 환자는, 도 15a의 좌측에 예시된 바와 같이, 하나는 적색이고 다른 하나는 녹색인, 두 개의 일치하는 도트들(1592, 1594), 또는 적색이면서 녹색인 하나의 도트를 인지한다. 따라서, 상기 환자는 두 개의 일치하는 도트들 또는 하나의 이중 색상 도트를 인지할 때까지 방향을 변경하도록 지시받을 수 있다. 상기 환자는 처방을 발생시키기 위한 데이터를 수집하는 데에 필요한 짧은 시간 동안 장치(1100)를 적절한 정렬 상태로 용이하게 유지할 수 있다.

도 15b에 도식적으로 예시된 바와 같이, 상기 환자의 눈(1516)이 아이피스(1102)에 부적절하게 정렬되어, 시각 중심(1590)이 장치(1100)의 광학 축(1504)에 평행하지만, 광학 축(1504)으로부터 미세하게 변위되어 있다면, 도 15b의 좌측에 예시된 바와 같이, 상기 환자는 상기 아이피스에 의해 제공되는 뷰 영역 내의 중심에서 벗어난 도트들(1592, 1594)을 본다. 그러나, 도 15c에 도식적으로 예시된 바와 같이, 상기 환자의 눈(1516)이 크게 오정렬되어 있다면, 도 15c의 좌측에 표현된 바와 같이, 상기 환자는 상기 아이피스에 의해 제공되는 뷰 영역 내에서는 어떠한 도트들도 보지 않는다.

이와 같이, 장치(1100)에 대한 단순한 디자인은, 종래 기술에 의해 요구되는 턱 받침대 또는 다른 복잡하고 무거운 기계적인 정렬 장치 없이도, 환자의 눈을 장치(1100)의 광학계에 용이하게 정렬할 수 있도록 한다. 뿐만 아니라, 상기 장치(1100)의 개방 뷰 디자인은, 어떠한 안근마비 에이전트들 없이도, 상기 환자가 포깅(fogging) 또는 가상 이미지들에 적응하지 않도록 한다.

다른 실시 예들에 있어서, 다른 파장들이 두 광원들(1508, 1520)에 의해 사용될 수 있다. 어떤 실시 예들에 있어서, 가시적인 파장들이 광원들(1508, 1520) 모두에 사용된다. 어떤 실시 예들에 있어서, 동일하거나 유사한 파장들이 광원들(1508, 1520) 모두에 사용된다, 그러나, 상기 환자가 두 결과 도트들을 구분할 수 있도록, 광원들(1508, 1520) 중 하나 또는 모두가 깜빡인다. 광원들(1508, 1520) 모두가 깜빡인다면, 교번적으로 깜빡여야 한다.

장치(1100)는, 빔(1522)을 정의하고 이 빔(1522)을 빔 스플리터(1502)에 정렬하기 위한 조리개(1540)와 같은, 추가적인 광학 구성요소들을 포함할 수 있다. 조절 가능한 조리개(1542)가 출구 포트(1104)를 정의하기 위하여 사용될 수 있다. 일 실시 예에 있어서, 조리개(1542)는 약 7 mm의 최대 직경을 갖고, 빔 스플리터(1500)는 광원(1520)의 운용 파장에서 4:1의 반사투과율을 갖는다. 광원(1520)은 약 850nm의 파장에서 직경 약 2 mm를 갖는 거의 3　mW의 빔을 발생시킬 수 있다. 빔 스플리터(1502)는, 약 375　nm에서 약 725　nm의 범위 내에서, 출구 포트(1104)로 들어가는 가시광을 통과시키는, "열 반사경(hot mirror)"을 포함할 수 있어서, 상기 환자는 아이피스(1102)를 통하여 스폿(1506)을 볼 수 있다. 임의 선택적으로, 장치(1100)의 구성요소들은, 두 빔들(1504, 1527)들을 상쇄(offset)하여 눈(1526)으로부터의 거울 반사를 줄이기 위하여 Y 축을 따라 약 1-2　mm 변위될 수 있다. 이 거울 반사는 광학 센서(1532)의 잡음이 된다.

광원(1520)에 의해 눈(1516)으로 안전하게 전달될 수 있는 광학 파워의 양은 제한된다. 장치(1100)에 들어가고 광학 센서(1532)에 영향을 주는 주변 광은 잡음이 된다. 높은 주변 광 조건하에서, 이 잡음은 용납할 수 없을 정도로 높은 수준에 도달할 수 있다. 게다가, 상기 주변 광은 광원(1520)으로부터 나오는 광을 압도할 수 있고, 그로 인해 상기 환자가 이 광원으로부터의 스폿을 보지 못하게 방해할 수 있다. 임의 선택적으로, 이 잡음의 레벨을 줄이고 상기 환자에게 보여지는 주변 광을 줄이기 위하여, 중립 밀도 필터(1544)가 출구 포트(1104)와 빔 스플리터(1502) 사이의 광 경로를 따라 배치될 수 있다. 상기 중립 밀도 필터는 임의의 적정 광량, 예를 들어 1%의 광량을 허용하도록 선택되거나 조정될 수 있다.

도 16에 도식적으로 표시된 다른 실시 예에 있어서, 광학 또는 안과 장치(1600)는, 도 15에 관하여, 위에서 설명된 구성요소들을 포함하고, 아이피스(1102)와 출구 포트(1104) 사이의 광학 경로를 따라 배치되고, 그 중심이 광학 축(1504)에 일치하는, 십자선(cross-hair, 1602)을 더 포함한다. 따라서, 도 17 및 도 18에 표시된 바와 같이, 십자선(1602)은 눈(1516)의 뷰 영역 내에 보인다. 상기 환자가 아이피스(1102)와 출구 포트(1104) 사이의 광학 경로의 중심을 내려다보고, 그렇게 함으로써 자신의 눈(1516)을 광학 축(1504)에 정렬하면, 도 17에 표시된 바와 같이, 스폿(1506)은 십자선(1602)의 교차점에 나타난다. 그러나, 상기 환자가 자신의 눈을 광학 축(1504)에 적절히 정렬시키지 않으면, 도 18에 예로서 표시된 바와 같이, 스폿(1506)은 십자선(1602)의 교차점에 나타나지 않는다. 상기 환자는 십자선(1602)의 중심에서 스폿(1506)을 볼 때까지 장치(1600)의 방향을 변경하도록 지시받을 수 있다. 이 실시 예에 있어서, 광원(1520)은 상기 환자에 의해 인지되는 광(1522)을 전혀 발생시킬 필요가 없다.

십자선(1602)은, 눈(1516)이 적응하고 십자선(1602)에 상당히 잘 포커스될 필요가 없도록, 눈(1516)으로부터 떨어져서 배치되어야 한다. 이것은 십자선이, 예를 들어, 도 16의 삽입부분에 표시된 바와 같은, 아웃트리거(outrigger, 1608)에 의해, 대부분의 하우징(1604)으로부터 떨어져서 유지되도록 요구할 수 있다.

장치(1600)의 다른 측면은 장치(1100)와 유사하지만, 어떤 참조 번호들이 명확성을 위하여 도 16으로부터 생략된다.

도 19에 도식적으로 표시된 또 다른 실시 예에 있어서, 광학 또는 안과 장치(1900)는, 가시 광원(1902)이, 빔 스플리터(1502)를 지나는 가시적인 빔(1904) 없이, 벽(1514)에 스폿을 투사한다는 점을 제외하고, 도 15에 관하여, 위에서 설명한 구성요소들을 포함한다. 도 20에 도식적으로 표시된 바와 같이, 빔(1904)은 광학 축(1504)에 평행하지 않다. 따라서, 빔(1904)은 장치(1900)로부터의 거리(2000)에서 광학 축(1504)과 교차한다. 광학 축(1504)에 대한, 광원(1902)의 각도(2002)는 거리(2000)가 적어도 20 피트(6 미터) 떨어지도록 선택된다. 초음파 또는 다른 대역의 센서(1517) 또는 간단한 줄자가 장치(1900)를 벽(1514)으로부터 원하는 거리만큼 떨어져 선택적으로 배치하기 위하여 사용될 수 있다.

도 21에 도식적으로 표시된 다른 실시 예에 있어서, 장치(2100)는, 가시 광원(1902)이 광학 축(1504)에 평행하지만, 광학 축(1504)과 공간적으로 떨어져서 정렬된다는 점을 제외하고는, 도 19와 도 20에 표시된 장치와 유사하다. 투사된 광원(1902)의 광학 축들과 내부 광원(1520) 사이의 거리가 충분히 작다면, 상기 환자가 두 소스들(sources)의 이미지들이 일치하도록 상기 장치를 정렬할 때, 상기 눈은 정확한 파면 측정을 위하여 충분하게 정렬된다. 어떤 실시 예들에 있어서, 가시 광원(1902 또는 도 15의 1508)의 축은 내부 광원(1520)의 축으로부터 약 20 mm 편차가 난다. 그러나, 약 20 피트(6 미터)의 대상 거리 하에서는, 이 불완전한 정렬이 상기 기구의 동작 또는 처방 또는 상기 기구에 의해 수행되는 측정들에 실질적으로 영향을 주지는 않는다. 따라서, 가시 광원(1902 또는 1508), 내부 광원(1520) 및/또는 광학 축(1504)의 오정렬이 약 0.5% 미만인 실시 예들에 있어서, 우리는 이 구성요소들이 "실질적으로 정렬된(substantially aligned)" 것으로 지칭한다.

도 55 내지 도 57에 도식적으로 예시된 다른 실시 예에 있어서, 상기 장치는, 광원(도 15의 1508 또는 도 19의 1902)과 같은, 가시 광원을 포함하지 않는다. 대신에, 상기 환자는 상기 장치의 속을 들여다보고 자신의 시선을 상기 장치의 아이피스(1102)와 출구 포트(1104)에 의해 제공되는 뷰 영역의 중심에 유지하도록 지시받는다. 도 55에서, 눈(1516)은 상기 장치의 광학 축(1504)에 적절히 정렬된다. 눈(1516)에 보여지는 가상의 뷰가 도 55 내의 좌측에 표시된다. 도 56에서, 눈(1516)은 상기 장치의 광학 축(1504)에 미세하게 오정렬되어 있다. 눈(1516)에 보여지는 가상의 뷰가 도 56 내의 좌측에 표시된다. 도 57에서, 눈(1516)은 상기 장치의 광학 축(1504)에 크게 오정렬되어 있다. 눈(1516)에 보여지는 가상의 뷰가 도 57 내의 좌측에 표시된다.

그러한 실시 예들에 있어서, 예를 들어 조리개(도 15의 1542)를 도 15, 도 16 및 도 19에 관하여 위에서 설명한 실시 예들에 있어서 보다 작게 닫음으로써, 상대적으로 좁은 뷰 영역을 제공하는 것이 이로울 수 있다. 상기 환자의 눈(1516)으로부터 발생된 스폿 다이어그램에 대한 처리는, 상기 환자의 눈(1516)이 광학 축(1504)에 적절히 정렬되어 있는지를 확인하고, 그렇지 않다면, 아래에 보다 상세히 설명되는 바와 같이, 상기 환자에게 피드백 지시 신호를 발생시키기 위하여 이용될 수 있다.

< 양안 수차기 >

도 22는 이제까지 설명된 장치에 의해 수행되는 측정들에서 생길 수 있는 오차의 근원을 예시한다. 환자가 장치(2200)를 상기 환자의 동공 축(2204)에 직교하지 않는 각도(2202)로 쥐면, 장치(2200)에 의해 발생되는 처방의 원통 축 요소들이 부정확해질 수 있다. 이 문제에 대한 하나의 해결책은 장치(2200)가 수직이 아니게 지향되어 있는지를 탐지하고, 만약 그렇다면, 사용자에게 경고하기 위하여 장치(2200)에 가속도계(미도시)를 포함하는 것을 포함한다. 다른 해결책은 측정된 원통 축을 적정량 변위시키기 위하여 상기 가속도계로부터의 측정 각도를 이용하는 것이다. 그러나, 이 접근법들은 제한들을 갖는다. 예를 들어, 상기 환자는 자신의 머리가 수직이 되도록 한 상태가 아닐 수 있고, 그에 따라 장치의 오리엔테이션(orientation)을 부정확하게 할 수 있다.

이 문제를 극복하기 위하여, 임의 선택적으로, 여기서 설명되는 임의의 실시 예는, 도 23에 예시된 광학 또는 안과 장치(2300)로 예시된, 양안 기구로 구성될 수 있다. 대체 가능한 양안 기구(2350)가 도 23a에 예시되어 있다. 양안 기구(2300)는 환자가 두 손들을 사용하여 쥘 수 있고, 그리하여 단안 기구를 한 손으로 쥐는 것보다 적어도 부분적으로 나은 안정성을 제공하는데, 이는 두 손들을 사용하는 것은 기구(2300)의 움직임 자유도를 감소시키기 때문이다. 양안 기구(2300)는 상기 두 아이피스들 사이의 기구 축이 상기 환자의 안구내 축과 평행하도록 상기 환자에 의해 쥐어지는 경향이 더 강하기 때문에, 비점 수차를 교정하기 위한 처방들이 상기 원통 축의 정확한 각도들을 포함하는 경향이 더 강하다.

양안 기구(2300)에 있어서, 기구(2300)의 일 측부(2302)는, 예를 들어, 도 15에 관하여, 위에서 설명한 구성요소들을 포함하고, 상기 기구의 타 측부(2304)는 본질적으로 단지 비어있는 관이다. 환자는, 심지어 상기 환자가 자신의 머리를 일 측으로 기울여도, 기구의 수직 축(2306)이 상기 환자의 동공 축에 직교하는 방식으로, 양안 기구를 잡아 자신의 얼굴에 유지하려는 경향이 강하다.

위에서 논의된 바와 같이, 상기 수차기를 포함하는 양안 기구(2300)의 측부(2302)는 상기 기구로 들어오는 주변 광량을 감소시키기 위한 중립 밀도 필터(도 15의 1544)를 포함할 수 있다. 양안 기구(2300)의 "비지니스(business)" 측부(2302) 내에 중립 밀도 필터(1544)가 없어도, 빔 스플리터(1501), 대역 통과 필터(1534) 등이 광을 감쇠시킨다. 그러므로, 양안 기구(2300)의 타 측부(2304)는, 양 눈들이 거의 같은 광량을 받아들이도록, 중립 밀도 필터를 포함해야 한다.

기구(2300)가 한쪽 눈을 측정하기 위하여 사용된 후, 기구(2300)는 다른 쪽 눈을 측정하기 위하여 뒤집어질 수 있다. 도 23에 표시된 양안 기구(2300)는, 상기 기구가 똑바로 그리고 뒤집혀서도 동일하게 쉽게 쥘 수 있도록 하는, 두 손잡이들(2308, 2310)을 포함한다. 대안으로서, 양 측부들(2302, 2304)은, 예를 들어 도 15에 관하여, 위에서 설명한 대부분의 구성요소들을 포함할 수 있다. 그러한 실시 예는, 상기 장치를 뒤집을 필요 없이, 양 눈들을 실질적으로 동시에 측정할 수 있다. 대안으로서, 상기 측정 광과 파면 센서 뷰 영역을 양 눈들로부터의 이미지 스폿 다이어그램들로 동시에 보내기 위하여, 추가적인 빔 스플리터들이 부차적인(secondary) 채널에 포함될 수 있다.

도 24에 도식적으로 표시된 바와 같이, 양안 기구(2300)의 두 부분들(2302, 2304)은, 두 아이피스들(1102, 2404)의 중심들 사이의 거리(2402)가 환자의 동공 거리에 맞게 조정될 수 있도록 하는, 도브 테일(dovetail) 또는 다른 슬라이딩 레일(sliding rail) (2400)에 의해 조정 가능하게 상호 부착될 수 있다. 상기 아이컵들(eyecups)이 상기 환자의 얼굴의 윤곽에 문제없이 맞게, 두 아이피스들(1102, 2404) 사이의 간격(separation)이 조정된 후, 눈 사이의 거리가 포인터(2408)를 이용하는 눈금자(2406)로부터 읽혀질 수 있다. 임의 선택적으로 또는 대안적으로, 선형 엔코더(2410)와 표시자(2412)가 거리(2402)를 전자적으로 측정하기 위하여 사용된다. 거리(2402)는 환자를 위한 안경 한 개를 구성하기 위한 매개변수로 이용될 수 있다.

슬라이딩 레일(2400) 보다는, 웜 기어(worm gear) 또는 다른 적당한 선형, 각이 지거나 또는 다른 조정 가능한 연결 수단이 사용될 수 있다. 예를 들어, 도 25에 도식적으로 표시된 바와 같이, 두 부분들(2302, 2304)은 회전 관절(pivot joint, 2500)에 의해 조정 가능하게 상호 부착될 수 있다. 두 연결 부재(2504, 2506)에 의해 정의되는 각도(2502)가 변하기 때문에, 두 아이피스들(1102, 2404)의 중심들 사이의 거리(2402)가 변한다. 눈금자(2508)과 포인터(2510)는 거리(2402) 또는 각도(2502)를 가리키도록 교정(calibrated)될 수 있다. 물론, 거리(2402)는 각도(2502)와 상기 기구의 알려진 기하학적 구조로부터 계산될 수 있다. 임의 선택적으로 또는 대안적으로, 각도 엔코더(점선으로 보여짐, 2510)가 회전 관절(2500)에 포함될 수 있다.

< 분석 유닛 >

도 15에 관하여 설명된 바와 같이, 광학 또는 안과 장치(1100)는 스폿 다이어그램 내의 스폿들의 x 및 y 변위들을 계산하고, 상기 변위들로부터 Zernike 계수들을 계산하고, 상기 계수들로부터 교정 렌즈 처방을 계산하기 위하여, 광학 센서(1532)로부터의 신호들을 분석하도록 구성된 분석 유닛(1536)을 포함한다. 분석 유닛(1536)은 또한 장치(1100)의 다양한 구성요소들의 동작을 제어한다. 도 26은 분석 유닛(1536)에 대한 도식적인 블록도이다. 유사한 분석 유닛들이 본 발명의 다른 실시 예들에 사용될 수 있다.

분석 유닛(1536)은 컴퓨터 버스(2604)를 통해 메모리(2602)에 결합된 프로세서(2600)를 포함한다. 프로세서(2600)는 메모리(2602)에 저장된 명령들(instructions)을 실행한다. 그렇게 하면서, 프로세서(2600)는 또한 데이터를 메모리(2602)로부터 인출하고 메모리(2602)에 저장한다.

또한 광학 센서 인터페이스(optical sensor interface, 2606), 광원 인터페이스(light source interface, 2608), 조리개/중립 밀도 필터 인터페이스(iris/neutral density filter interface, 2610), 컴퓨터 네트워크 인터페이스(computer network interface, 2612), 레인지 파인더 인터페이스(range finder interface, 2614), 청각/시각/촉각 사용자 인터페이스(audio/visual/haptic user interface, 2616) 및 사용자 입력 인터페이스(user input interface, 2618)가 컴퓨터 버스(2604)에 연결되어 있다. 이 인터페이스들(2606-2618)은, 자신들의 동작을 제어할 뿐만 아니라, 상기 프로세서가 인터페이스들(2606-2618)에 결합된 각각의 구성요소들 간의 데이터 송수신을 가능하게 하는, 컴퓨터 버스(2604)를 통해 프로세서(2600)에 의해 제어된다.

광학 센서 인터페이스(2606)는 광학 센서(도 15의 1532)에 결합되어 픽셀들, 사분면 섹터들 또는 광학 센서(1532)의 다른 요소들로부터 데이터를 수신한다. 설명된 바와 같이, 어떤 실시 예들에 있어서, 광학 센서(1532)는 화소 처리되어 있다. 어떤 실시 예들에 있어서, 광학 센서(1532)는 사분면 센서들의 직사각 어레이를 포함한다. 두 경우에, 광학 센서(1532)는 광학 센서(1532)의 부분들에 영향을 주는 조명의 세기를 가리키는 데이터를 제공한다. 프로세서(2600)는 이 정보를 이용하여 스폿 다이어그램의 스폿들의 중심들의 위치들을 계산하고 상기 중심들의 완벽한 눈이라면 상기 중심들이 광학 센서(1532)에 영향을 주었을 위치로부터의 변위들을 계산한다. 아래에 설명되는, 어떤 광학 또는 안과 장치 실시 예들은, 또한 광학 센서 인터페이스(2606)에 결합된, 다른 또는 추가적인 광학 센서들을 포함한다.

광원 인터페이스(2608)는 가시 광원(도 15의 1508) 및 광원(1520)에 결합되어, 예를 들어 광원들을 켜거나 꺼서, 이들의 동작을 제어하고, 어떤 실시 예들에 있어서는, 광원들(1508, 1520)에 의해 방출되는 광의 세기들을 제어한다. 아래에 설명되는, 어떤 실시 예들에 있어서, 광원들(1508, 1520) 중 하나 또는 모두가 개별 광원들의 각각의 어레이를 포함한다. 이 예들에 있어서, 광원 인터페이스(2608)는 프로세서가 개별 광원들 각각을 따로 따로 제어할 수 있도록 할 수 있다.

조리개/중립 밀도 피터 인터페이스(2610)는 조정 가능한 조리개(1542) 및/또는 중립 밀도 필터(도 15의 1544)에 결합되어 프로세서(2600)가 이들의 동작들을 제어할 수 있도록 한다. 예를 들어, 프로세서(2600)는, 인터페이스(2610)를 통해, 조리개(1542)가 특정 사이즈로 열리거나 닫히도록 명령하는 신호들을 보낼 수 있다. 유사하게, 중립 밀도 필터(1544)가 조정 가능하다면, 프로세서(2600)는, 인터페이스(2610)를 통해, 중립 밀도 필터(1544)가 광의 특정 부분을 받아들이도록 명령하는 신호들을 보낼 수 있다.

네트워크 인터페이스(2612)는, 예를 들어 범용 직렬 버스(USB) 인터페이스, 유선 이더넷 인터페이스, 블루투스 인터페이스, 무선 적외선(IR) 인터페이스, 무선 근거리 통신망(WLAN) 인터페이스, 무선 셀룰러(cellular) 데이터 인터페이스와 같은 유선 또는 무선 인터페이스를 포함하고, 프로세서(2600)는 이를 통해, 예를 들어 프린터, 개인용 컴퓨터, 휴대폰 또는 스마트폰, 자동 렌즈 연마기 또는 안경 명령 처리 시스템과 같은 적절히 장비화된 다른 외부 장치와 통신할 수 있다. 어떤 실시 예들에 있어서, 프로세서(2600)는 자신이 계산한 처방을, 직접 또는, 근거리 통신망(local area network) 또는 이동 통신망(cellular carrier network)과 같은 네트워크를 통해, 상기 외부 장치로 보낸다. 어떤 실시 예들에 있어서, 상기 프로세서는 환자 데이터, 프로그램 업데이트, 구성 정보 등을 네트워크 인터페이스(2612)를 통해 외부 장치로부터 수신한다. 실시 예들이 모든 Zernike 및 처방 계산들이 상기 장치 내에서 수행되는 것으로 설명되었으나, 다른 실시 예들에 있어서는 상기 프로세서가 광학 센서(1532)로부터의 로 데이터(raw data), 계산된 스폿 다이어그램 정보, Zernike 계수들 또는 다른 중간 정보를 상기 외부 장치로 보내고, 상기 외부 장치가 상기 처방을 계산한다.

레인지 파인더 인터페이스(2614)는 상기 안과 장치의 임의의 레인지 센서(1517)와 결합된다.

청각/시각/촉각 인터페이스(2616)는 상기 안과 장치의 임의의 청각, 시각 및/또는 촉각 출력 장치들에 결합된다. 예를 들어, 설명된 바와 같이, 장치(1900)와 벽(1514) 사이의 거리(도 20의 2000)가 부적당하면, 장치(1900)는 청각, 시각, 촉각 또는 다른 경고를 제공할 수 있다. 대안적으로, 아래에 설명되는 바와 같이, 이 인터페이스(2616)는 상기 환자의 눈과 상기 장치의 광학 축 사이의 정렬에 관한 피드백을 제공하기 위하여 이용될 수 있다. 적합한 청각 장치들은 무선호출기들, 확성기들, 압전 장치들 등을 포함한다. 적합한 시각 장치들은 등들(lights), 액정 표시(LCD) 스크린들 등을 포함한다. 적합한 촉각 장치들은 진동기들, 재생 가능한 점자 표시기들(refreshable braille displays) 등을 포함한다.

사용자 입력 인터페이스(2618)는 상기 안과 장치의 임의의 사용자 입력 장치들에 결합된다. 그러한 입력 장치들은, 예를 들어, 환자의 눈에 대한 측정을 초기화하기 위하여 사용될 수 있다. 적합한 사용자 입력 장치들은 버튼들(buttons), 키들(keys), 트리거들(triggers), 터치스크린들, 촉각 센서들 등을 포함한다. 예시적인 사용자 인터페이스(2352)가 도 23a에 표시된다.

인터페이스들(2606-2618) 중 하나 또는 그 이상, 프로세서(2600), 메모리(2602) 및 컴퓨터 버스(2604), 또는 이들의 임의의 부분은, 프로그램 가능 논리 소자(PLD, 2626), 필드 프로그램 가능 게이트 어레이(FPGA, 2620), 디지털 신호 처리기(DSP, 2622), 주문형 집적회로(ASIC, 2624), 별개의 로직 또는 적합한 회로와 같은 적합하게 프로그램된 장치에 의해 대체되거나 증강될 수 있다. 인터페이스들에 연결된 구성요소들(2606-2618), 상기 인터페이스 자체들, 프로세서(2600), 메모리(2602) 및 컴퓨터 버스(2604)는, 여기서 설명되는 광학적 기계적 요소들과 함께, 프로세서(2600) 및/또는 PLD(2626), FPGA(2620), DSP(2622) 및/또는 ASIC(2624)의 제어 하에, 여기서 설명되는 기능들을 총괄적으로 수행한다.

< 자동으로 눈이 광학 축에 정렬되어 있는지를 결정하고 환자에게 피드백을 제공 >

도 7에 관하여 설명한 바와 같이, 스폿 어레이(스폿 다이어그램(710))이 광학 센서(610) 상에 투사된다. 도 15에 표시된 바와 같이, 눈(1516)이 장치(1100)의 광학 축(1504)에 정렬되면, 스폿 다이어그램은 광학 센서(1532) 상에 중심이 맞는다. 그러나, 도 27에 도식적으로 예시된 바와 같이, 눈(1516)이 광학 축(1504)에 미세하게 오정렬되면, 스폿 다이어그램(2700)은 광학 센서(1532) 상에 중심이 맞지 않는다. 상기 아이컵이 환자의 얼굴을 굳게 압박하고 장치(1100)가 상기 환자의 머리에 대하여 움직이지 않더라도, 상기 환자의 눈은 자신의 안와(eyesocket) 내에서 움직일 수 있고, 따라서, 광학 축(1504)에 오정렬된다는 것이 주지되어야 한다.

다양한 접근법들이, 상기 환자가 자신의 눈(1516)을 광학 장치(1504)에 정렬하지 않았을 때, 이를 자동으로 탐지하고 상기 환자에게 상기 오정렬을 통지하는 피드백을 상기 환자에게 제공하기 위하여, 적용될 수 있다. 어떤 실시 예들에 있어서, 상기 피드백은 자동 조정을 위한 안내를 제공하기 위하여 상기 오정렬의 정도 및/또는 방향을 상기 환자에게 지시한다.

도 28은 본 발명의 여러 실시 예들에 따른 정렬 피드백 모듈(2800)의 도식적인 블록도이다. 여기서 사용되는 바와 같이, 용어 "모듈(module)"은 하나 또는 그 이상의 상호 연결된 하드웨어 구성요소들, 하나 또는 그 이상의 상호 연결된 소프트웨어 구성요소들 또는 그들의 조합을 지칭한다. 따라서, 정렬 피드백 모듈(2800)은, 도 26에 관하여, 위에서 논의된 임의의 구성요소들에 의해 구현될 수 있다.

도 9에서, 스폿 다이어그램(810)의 모든 스폿들이 일반적으로 그 강도가 동일하지는 않다는 것이 보여질 수 있다. 센서(610)에서, 각각의 스폿의 강도는 상기 스폿의 직경에 의해 도식적으로 표시된다. 일반적으로, 스폿 강도는 스폿 다이어그램(810)의 중심으로부터의 방사 거리에 따라 감소한다. 상기 스폿 다이어그램 내의 스폿 강도 분포는 3차원 표면 그래프(920)에 의해 표현된다.

도 28로 돌아와서, 스폿 다이어그램 중심 및 사이즈 계산기(2802)는 광학 센서(1532)에 결합되어 이로부터, 예를 들어 각각의 픽셀 또는 각각의 사분면에 의해 탐지되는 광의 강도와 같은, 신호들을 수신한다. 스폿 다이어그램 중심 및 사이즈 계산기(2802)는, 광학 센서(1532) 상의, 전체 스폿 다이어그램의, 예를 들어, x 및 y 좌표 또는 극 좌표 및 스폿 다이어그램 직경과 같은, 사이즈와 중심 위치를 계산한다. 스폿 다이어그램 중심 및 사이즈 계산기(2802)는 상기 중심과 사이즈를 결정하기 위한 임의의 적합한 알고리즘과 방법을 이용할 수 있다. 많은 그러한 알고리즘들과 방법들은 잘 알려져 있다. 어떤 실시 예들에 있어서, 조명된 픽셀들의 좌표들에 대한 가중 합이 계산되고, 각각의 픽셀의 좌표들은 상기 픽셀에 의해 탐지되는 조명 레벨에 의해 가중된다. 이 정보는 또한 상기 스폿 다이어그램의 사이즈, 즉, 상기 스폿 다이어그램의 직경을 결정하기 위하여 이용될 수 있다.

도 29에 도식적으로 예시된 바와 같이, 스폿 다이어그램의 스폿들의 일부분(2900)이 광학 센서(1532) 상에 있기 때문에, 상기 스폿 다이어그램의 실제 중심이 광학 센서(1532)에서 완전히 벗어나더라도, 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)는 상기 스폿들의 일부분(2900)을 이용하여 위치를 계산할 수 있고 이 위치를 상기 스폿 다이어그램의 중심으로 제공할 수 있다. 뿐만 아니라, 광학 센서(1532)에 있는 스폿 다이어그램의 일부분의 형상은 또한 상기 스폿 다이어그램의 사이즈를 추정하기 위하여 이용될 수 있다. 광학 센서(1532)에 있는 스폿 다이어그램의 일부분의 곡률(curvature)은 상기 스폿 다이어그램의 직경을 추정하기 위하여 이용될 수 있다. 유사하게, 광학 센서(1532)에 있는 스폿 다이어그램의 일부분의 곡률(curvature)은 상기 스폿 다이어그램의 실제 중심을, 상기 중심이 광학 센서(1532) 내에 없더라도, 추정하기 위하여 이용될 수 있다. 임의 선택적으로, 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)는 상기 스폿 다이어그램의 실제 중심이 광학 센서(1532)에서 벗어나 있다는 것을 가리키기 위한 추가적인 신호를 발생시킬 수 있다.

차이 계산기(2804)는 상기 스폿 다이어그램의 중심의 위치와 광학 센서(1532)의 중심 위치(2806) 간의 차이를 계산한다. 차이 계산기(2804)의 출력은 스폿 다이어그램(도 27의 2700)의 중심의 광학 센서(1532)의 중심으로부터의 변위의 크기와 방향(2808)을 나타낸다. 이 크기와 차이(2808)는 피드백 신호 발생기(2810)로 제공된다.

피드백 신호 발생기(2810)는 상기 환자 및/또는 선택적인 운용자에게 청각, 시각, 촉각 및/또는 다른 출력을 발생시킨다. 어떤 실시 예들은 확성기(도 15의 1546)로 예시된 바와 같은, 확성기를 포함하고, 피드백 신호 발생기(2810)는 확성기(1546)에 결합된다. 어떤 실시 예들에 있어서, 피드백 신호 발생기(2810)는, 상기 환자에게 오정렬의 정도 및/또는 상기 오정렬의 방향을 알리기 위하여, 확성기(1546)를 통해, 청각 신호들을 발생시킨다. 어떤 실시 예들에 있어서, 음의 높이(pitch)와 양(volume) 또는 틱들(ticks)의 주파수(어느 정도 Geiger 계수기에 의해 방출되는 음과 유사)는 상기 눈이 상기 광학 축에 얼마나 가깝게 정렬되었는지를 나타낼 수 있다. 어떤 실시 예들에 있어서, 상기 눈이 적절히 정렬되거나 적절히 정렬될 때마다, 예를 들어 비프(beep)와 같은, 특정 음이 플레이된다. 피드백 신호 발생기(2810)는 상기 환자가 상기 눈의 정렬을 어떻게 향상시키고 유지할지를 지시하는, 예를 들어, "상기 기구를 약간 위로 움직이시오.(Move the instrument up a little.)", "약간 좌측을 보시오.(Look a little to the left.)" 또는 "완벽. 눈을 움직이지 마시오.(Perfect. Don't move your eyes.)"와 같은, 합성 음을 발생시키기 위한 음성 합성기를 포함할 수 있다. 상기 확성기는 상기 장치를 사용하기 위한 지시들을 플레이하기 위하여 사용될 수 있다. 하나의 중요한 지시는 상기 환자에게 깜빡이게 요청하는 것이다. 신선한 눈물 필름은 상기 눈의 광학 특성들에 대한 좋은 측정을 위해 중요하다.

어떤 실시 예들은, LED들에 의해 조명되고, 아이피스(1102), 출구 포트(1104) 또는 기구(1100)의 다른 곳에 있는 화살표들과 같은, 시각 지시자들을 포함한다. 예시적인 시각 지시자들(1548, 1550)이 도 15의 아이피스(1102)에 표시된다. 피드백 신호 발생기(2810)는, 상기 환자가 자신의 눈을 상기 광학 축에 보다 잘 정렬하기 위하여 자신의 시선을 조정할 크기와 방향을 나타내기 위하여, 하나 또는 그 이상의 이 지시자들(1548, 1550)을 선택적으로 조명할 수 있다. 임의 선택적으로 또는 대안적으로, 하우징(도 15의 1500)은 LCD 디스플레이와, 도 30의 디스플레이 화면(3000)에 의해 도식적으로 예시되는, 디스플레이 화면을 발생시키는 피드백 신호 발생기(2810)를 포함하고, 이 디스플레이 화면은 상기 광학 축의 중심과 교차하는 수직 및 수평 축들(3004, 3006)에 대한, 상기 스폿 다이어그램의 중심(3002)의 위치를 가리킨다. 그러한 디스플레이(3000)는 상기 환자를 지도하는 운용자에 의해 사용될 수 있다. 디스플레이(3000)의 다른 실시 예가 도 23a의 도면부호 2351로 지시된다. 임의 선택적으로 또는 대안적으로, 하우징(1500)은, 상기 눈의 상기 광학 축과의 정렬을 향상시키기 위하여 기구(1100)가 움직여야 하는, 상대적인 방향과, 임의 선택적으로 상대적인 거리를 지시하기 위하여 피드백 신호 발생기(2810)와 결합되는, LED들과 같은 등들(lights)을 포함할 수 있다.

어떤 실시 예들은 환자가 진동의 축을 따라 자신의 시선을 이동시키거나 기구(1100)를 움직여야 한다는 것을 지시하기 위하여 상기 환자에게 상기 축을 따르는 진동으로 신호를 주는 촉각 출력 장치들을 포함한다. 진동의 주파수는 상기 환자가 자신의 시선을 이동시키거나 기구(1100)를 움직여야 할 정도를 가리킬 수 있다.

지금까지, 상기 스폿 다이어그램의 적어도 일부분이 상기 광학 센서 상에 있는 것으로 가정되었다. 그러나, 상기 눈이 상기 광학 축에 크게 오정렬된다면, 상기 스폿 다이어그램의 아무것도 상기 광학 센서 상에 존재하지 않거나, 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)가 중심 위치를 계산하기에는 불충분한 부분이 상기 광학 센서 상에 존재한다. 어떤 실시 예들은, 도 31에 도식적으로 표시된 바와 같이, 광학 센서(1532) 둘레의 광 센서 어레이를 포함함으로써 이 문제를 해결한다. 여기서, 광 센서들(3102, 3104, 3106)로 예시되는, 광 센서 어레이(3100)가 광학 센서(1532)를 대부분 둘러싸도록 배열된다. 광 센서들(3102-3106)은 광학 센서(1532)와 같은 사이를 갖는 것으로 표시된다. 그러나, 광 센서들(3102-3106)은 광학 센서(1532)보다 작거나 클 수 있다. 각각의 광 센서(3102-3106)는 단일한 광 감지 영역을 갖는다. 따라서, 광 센서들(3102-3106)은 광학 센서(2532)보다 저렴할 수 있다.

광 센서들(3102-3106)은 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)와 결합된다. 여기서 스폿 다이어그램(3108)으로 예시되는, 상기 스폿 다이어그램이 광학 센서(1532)를 벗어나면, 하나 또는 그 이상의 광 센서들(3102-3106)로부터의 신호가 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)에 적어도 광학 센서(1532)의 중심으로부터 스폿 다이어그램(3108)로의 방향을 표시한다. 상기 스폿 다이어그램의 일부분만이 광학 센서(1532) 상에 있는 경우에 있어서와 같이, 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)는, 적어도 스폿 다이어그램(3108)의 근사 위치를 계산하고 이를 상기 스폿 다이어그램의 중심의 모의 위치로 제공하기 위하여, 광 센서 어레이(3100)로부터의 신호들을 이용할 수 있다.

임의 선택적으로 또는 대안적으로, 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)는, 스폿 다이어그램(3108)이 있는, 광학 센서(1532)의 중심으로부터의 몇몇 방향들 중에서 하나를 단순히 반환할 수 있다. 가능한 방향들의 수는 어레이(3100)의 광 센서들(3102-3106)의 수와 같을 수 있다. 가능한 방향들의 수는 어레이(3100)의 광 센서들(3102-3106)의 수보다 클 수 있다. 예를 들어, 세 개 또는 그 이상의 광 센서들이 있는 경우, 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)는 상기 광 센서들로부터의 신호들의 가중합을 취함으로써 방향을 계산할 수 있다. 임의 선택적으로, 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)는 상기 스폿 다이어그램의 실제 중심이 광학 센서(1532)를 벗어난 것을 가리키기 위한 추가적인 신호를 발생시킬 수 있다.

도 31에 표시된 실시 예에 있어서, 여덟 개의 광 센서들(3102-3106)이 광학 센서(1532) 둘레의 하나의 사각 링(square ring)에 사용된다. 그러나, 다른 실시 예에 있어서, 다른 수의 광 센서들 및/또는 다른 수의 동심 링들 및/또는 다른 형상의 링들이 사용될 수 있다. 광 센서들 및/또는 링들의 수는 상기 스폿 다이어그램에 대한 방향 및/또는 거리의 원하는 해상도에 기초하여 선택될 수 있다.

도 32에 표시된 또 다른 실시 예에 있어서, 추가적인 빔 스플리터(3200)는 눈(1516)으로부터의 광학 신호의 일부분(1526)이 사분면 포토다이오드 탐지기(3202)로 향하게 한다. 사분면 포토다이오드 탐지기(3202)는 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)에 결합된다. 도 33은 사분면 포토다이오드 탐지기(3202)의 평면도로서, 그에 투사된 가상 스폿 다이어그램(3300)을 포함한다. 사분면 포토다이오드 탐지기(3202)는, 광학 센서(1532)에 대하여, 임의의 사이즈를 가질 수 있다. 그러나, 빔 스플리터(3200)와 사분면 포토다이오드 탐지기(3202) 사이에 부가된 축소 렌즈(3204)는 상대적으로 넓은 영역에 걸쳐 상기 스폿 다이어그램들의 위치들을 탐지하기 위하여 상대적으로 작고 값싼 탐지기를 사용할 수 있도록 한다. 그러한 실시 예들에서의 스폿 다이어그램 중심 계산기(2802)의 동작은, 도 31에 관하여, 앞서 설명한 동작과 유사하다. 대안적으로, 사분면 포토다이오드 탐지기(3202) 대신에, 위치 감지 탐지기(position-sensitive detector, PSD) 또는 다중 요소 카메라 어레이(multi-element camera array)와 같은, 임의의 다른 적합한 센서가 사용될 수 있다. 대안적으로, 사분면 탐지기 대신에, 다른 수의 섹터들(sectors)을 갖는 탐지기가 사용될 수 있다. 섹터들의 수는 상기 스폿 다이어그램의 위치가 확인되는 원하는 해상도에 기초하여 선택될 수 있다.

임의 선택적으로 또는 대안적으로, 상기 광학 축에 대한 환자의 눈의 오정렬에 관한 상기 환자로의 피드백은 스폿(도 15의 1506)이 벽(1514) 상에 투사되는 위치를 변경함으로써 제공된다. 그러한 실시 예들에 있어서, 가시 광원(1508)은, 예를 들어 광원 인터페이스(도 26의 2608)에 의해 구동되는 팬 틸트 헤드(pan and tilt head, 미도시) 또는 광원 인터페이스(2608)에 의해 구동되는 가시 광원 어레이에 의해, 조정 가능하다. 상기 환자의 눈이 광학 축(1504)에 적절히 정렬되지 않으면, 스폿(1506)의 위치는 상기 오정렬의 방향과 크기에 상응하는 방향과 크기로 변한다. 스폿(1506)이 결과적으로 더 이상 광학 축(1504)을 따르지 않는다는 것을 주지하라. 결과적으로, 상기 환자는 스폿(1506)의 새로운 위치로 향하도록 자신의 시선을 전향하도록 지도받고, 그렇게 하여 광학 축(1504)에 대한 자신의 눈의 정렬을 향상시킨다. 스폿(1506)이 투사되는 위치만이 변한다.

도 34는 가시 광원들(3402, 3404, 3406)에 의해 예시되는 가시 광원들에 대한 예시적인 어레이(3400)에 대한 도식적인 평면도이다. 각각의 가시 광원들(3402-3406)은 미세하게 다른 축을 따라 광 빔(도 15의 1510)을 투사하도록 배치되고, 그렇게 하여 스폿(1506)을 벽(1514)의 미세하게 다른 위치에 조명한다. 도 34에 표시된 실시 예는 25개의 가시 광원들(3402-3406)을 포함한다. 그러나, 원하는 입상도(granularity)와 벽(1514) 상의 스폿(1506)의 위치에 대한 제어 범위에 따라, 다른 수의 가시 광원들 및 그들 간의 간격들이 사용될 수 있다.

도 28에 표시된 바와 같이, 피드백 신호 발생기(2810)는 개별 가시 광원들(3402-3406) 중에서 어떤 것이 스폿(1506)을 투사할지를 제어하기 위하여 광원 인터페이스(2608)로 신호를 보낸다. 중심 가시 광원(3408)은, 광학 축(1504)을 따라 스폿(1506)을 투사하기 위하여, 단일 가시 광원(1508)이라면 배치되었을 위치에 배치된다. 광원(3408)은 벽(1514) 상에 스폿(1506)을 초기 조명하기 위하여 사용된다. 그러나, 스폿 다이어그램 중심 위치 계산기(2802)가 상기 환자의 눈이 광학 축(1504)에 정렬되어 있지 않다는 것을 확인하면, 오정렬의 크기 및 방향 신호(2808)는 피드백 신호 발생기(2810)가 가시 광원(3408)을 끄고 가시 광원 어레이(3400)의 다른 광원을 조명하게 한다. 피드백 신호 발생기(2810)는 중심 가시 광원(3408)으로부터 크기 및 방향 신호(2808)에 상응하는 방향과 거리에 위치하는 가시 광원들(3402-3406) 중의 하나를 선택한다.

< 광학 센서 상의 보다 나은 중심 스폿 다이어그램을 위한 가상 광원 위치 자동 조정 >

임의 선택적으로 또는 대안적으로, 상기 환자의 눈이 기구(1100)의 광학 축(1504)에 적절히 정렬되지 않는다면, 상기 환자의 눈 내의 가상 광원(도 15의 1525)의 위치는 광학 센서(1532) 상에 보다 중심이 잘 맞는 스폿 다이어그램을 자동으로 발생시키기 위하여 변한다. 그러한 실시 예에 있어서, 광원(1520)은, 예를 들어 광원 인터페이스(도 26의 2608)에 의해 구동되는 팬 틸트 헤드(pan and tilt head, 미도시) 또는 광원 인터페이스(2608)에 의해 구동되는 광원 어레이에 의해, 조정 가능하다. 상기 환자의 눈이 기구(1100)의 광학 축(1504)에 적절히 정렬되지 않으면, 가상 광원(1525)의 위치는 상기 오정렬의 방향과 크기에 상응하는 방향과 거리로 변한다. 가상 광원(1525)이 결과적으로 더 이상 광학 축(1504)을 따르지 않는다는 것을 주지하라. 결과적으로, 상기 스폿 다이어그램은, 상기 환자에 의한 어떠한 행위도 없이, 광학 센서(1532)의 중심에 가깝게, 광학 센서(1532) 상의 다른 위치에 존재한다. 기구(1100)의 광학 축(1504)은 변하지 않는다. 상기 스폿 다이어그램이 광학 센서(1532) 상에 존재하는 위치만이 변한다.

도 35는 광원들(3502, 3504, 3506)에 의해 예시되는 광원들의 예시적인 어레이(3500)에 대한 도식적인 평면도이다. 각각의 광원들(3502-3506)은 광 빔(도 15의 1522)을 미세하게 다른 축을 따라 투사하도록 배치되고, 그렇게 하여 가상 광원(1525)을 눈(1516)의 망막 상의 미세하게 다른 위치에 생성한다. 도 35에 표시된 실시 예는 25개의 광원들(3502-3506)을 포함한다. 그러나, 원하는 입상도(granularity)와 눈(1516)의 망막 상의 가상 광원(1525)의 위치에 대한 제어 범위에 따라, 다른 수의 광원들 및 그들 간의 간격들이 사용될 수 있다.

도 28에 표시된 바와 같이, 피드백 신호 발생기(2810)는 개별 가시 광원들(3502-3506) 중의 어떤 것이 가상 광원(1525)을 투사할지를 제어하기 위하여 광원 인터페이스(2608)로 신호를 보낸다. 중심 광원(3508)은, 광학 축(1504)을 따라 가상 광원(1525)을 투사하기 위하여, 단일 광원(1520)이라면 배치되었을 위치에 배치된다. 광원(3508)은 눈(1516)의 망막 상에 가상 광원(1525)을 초기 조명하기 위하여 사용된다. 그러나, 스폿 다이어그램 중심 위치 계산기(2802)가 상기 환자의 눈이 광학 축(1504)에 정렬되어 있지 않다는 것을 확인하면, 오정렬의 크기 및 방향 신호(2808)는 피드백 신호 발생기(2810)가 광원(3508)을 끄고 광원 어레이(3500)의 다른 광원을 조명하게 한다. 피드백 신호 발생기(2810)는 중심 광원(3508)으로부터 크기 및 방향 신호(2808)에 상응하는 방향과 거리에 위치하는 광원들(3502-3506) 중의 하나를 선택한다.

< 눈이 적응적인지와 환자에게 피드백을 제공할지를 자동 결정 >

여기서 설명되는 개방 뷰 디자인은, 환자들이 벽 상에 투사되기 시작하는 스폿이 멀리 떨어져 있다는 것을 알기 때문에, 상기 환자들이 적어도 부분적으로 적응하지 않도록 한다. 그럼에도 불구하고, 환자는 자신의 눈이 측정되는 동안 때때로 적응할 수도 있다. 적응은 처방 측정 과정에 통제되지 않은 변수를 제공하는데, 이는 교정 안경 처방은 적응하지 않은 눈으로부터 방출되는 파면들에 기초하여 계산되어야 하기 때문이다. 이 문제를 회피하기 위하여, 본 발명의 실시 예들은 환자가 적응하지 않는 때를 자동 확인하고 그 기간으로부터 파면 데이터를 처방을 계산하기 위하여 이용한다.

앞서 설명한 바와 같이, 파면 수차 측정 기술에 의해 발생되는 스폿 다이어그램은 교정 렌즈 처방을 계산하기 위하여 이용될 수 있다. 그러나, 종래 기술과는 다르게, 본 발명의 실시 예들은 비디오 데이터, 즉, 하나 또는 적은 수의 단일 임의 시간 이미지들(single arbitrarily-timed images)보다는, 일련의 시간적으로 분리된 프레임들(time spaced-apart frames)을 포획한다. 상기 비디오 프레임 레이트(video frame rate)는 상수 또는 변수일 수 있다. 상기 프레임 레이트는, 예를 들어 주어진 프레임에서 포화된(saturated) 픽셀들의 전체 조명과 퍼센트와 같은, 광학 센서(도 15의 1532)에 의해 영상화된 스폿 다이그램의 특성들에 기초하여, 프레임 별로(from frame to frame), 실시간 조정될 수 있다. 어떤 실시 예들에 있어서, 상기 프레임 레이트는 초당 약 6 프레임에서 15 프레임 이상 변할 수 있다. 그럼에도 불구하고, 프레임간 시간(inter-frame time)은, 약 1/10초로, 상대적으로 짧기 때문에, 우리는 상기 비디오 프레임들이 "연속적(continuous)"이라고 지칭한다. 상기 비디오 데이터는 광학 센서(도 15의 1532)로부터 포획되고 처리를 위해 메모리(도 26의 2602)에 저장된다. 각각의 비디오 프레임은 광학 센서(1532)에 의해 포획된 이미지, 관련 프레임 번호 및, 상기 프레임 레이트가 상수가 아니라면, 상기 프레임이 포획된 관련 시간을 포함한다. 따라서, 처방은 각각의 프레임으로부터 계산될 수 있다. 굴절 처방, Zernike 계수 세트, 또는 프레임으로부터 계산된 어떤 다른 표현(representation)에 의해 기술될 수 있는, 수차 프로파일은 여기서 "후보 처방(candidate prescription)"으로 지칭되고, 이는 어떤 프레임들이 잡음, 불완전한 스폿 다이어그램을 포함하거나, 스폿 다이어그램을 포함하지 않거나, 또는 처방 계산에 바람직하지 않기 때문이다.

후보 처방은 각각의 메모리에 저장된 각각의 프레임에 대하여 계산된다. 상기 후보 처방 계산들은 상기 비디오의 마지막 프레임이 포획된 후에 계산되거나, 상기 계산들은 비디오 포획 및 저장과 시간적으로 중첩될 수 있다. 충분한 연산력이 가용하다면, 후보 처방은, 프레임이 포획된 이후, 그러나 이어지는 프레임은 포획되기 전에, 각각의 프레임에 대하여 계산될 수 있다. 후자의 경우, 어떤 실시 예들에 있어서, 로(raw) 비디오 데이터는 메모리(2602)에 저장되지 않는다.

도 36은, 본 발명의 일 실시 예에 따른, 비적응 탐지 모듈(3600)에 대한 도식적인 블록도이다. 처방 계산기(3602)는, 여기서 설명되는 바와 같이, 광학 센서(1532)로부터 신호들을 수신하고 상기 신호들로부터 후보 처방을 계산한다. 앞서 설명한 바와 같이, 처방은 보통 적어도 구면 요소 및 한 개 또는 두 개의 원통 요소들을 포함한다. 상기 구면 요소는 광학 파워, 포지티브 또는 네거티브로 표현되고, 원통 요소는 파워 및 축 또는 등가적인 용어(예를 들어, 파워 벡터 기호)로 표현된다. 처방은 또한 고차 수차들을 교정하기 위한 추가적인 렌즈 사양들(specifications)를 포함할 수 있다.

처방 계산기(3602)는, 예를 들어 구(3604), 실린더-1(3605), 축-1(3606) 등과 같은, 일련의 개인별 렌즈 사양들을 출력한다. 임의 선택적으로, 예를 들어 스폿 사이즈와 같은, 다른 정보(3607)가 또한 출력된다. 상기 출력들은 일괄적으로 후보 처방(3612)으로 지칭된다. 각각의 후보 처방(3612)은, 상기 후보 처방이 어떤 비디오 프레임으로부터 계산되었는지에 대한 식별정보 또는 상기 프레임이 광학 센서(1532)에 의해 획득된 상대적인 시간과 함께, 메모리(도 26의 2602)에 저장된다. 구(3604), 실린더-1(3605), 축-1(3606) 등은, 여러 차수의 Zernike 정보를 이용하여 획득된, 예를 들어, M, J0 및 J45와 같은, 여러 Zernike 모드들을 이용하여 계산된 처방 데이터일 수 있다.

평상시 열린 스위치(3620)는 모든 프레임이 획득된 후에 닫힌다.

스폿 다이어그램 사이즈는 품질 메트릭(quality metric)에 관련되고, 상기 처방에 대한 어떤 정보를 준다. 일정한 동공 사이즈를 가정하고, 상기 눈이 정시안이라면, 상기 스폿 다이어그램 사이즈는 동공 사이즈와 같다. 그러나, 상기 눈이 근시안이라면, 상기 스폿 다이어그램은 상기 동공 사이즈보다 작다. 상기 근시가 커질수록, 상기 동공 사이즈는 작아진다. 반면, 상기 눈이 원시안이라면, 상기 스폿 다이어그램은 상기 동공 사이즈보다 크다. 원시가 커질수록, 상기 스폿 다이어그램은 커진다.

상기 스폿 다이어그램 사이즈는 또한 적응에 따라 변한다. 따라서, 상기 환자가 적응적이라면, 상기 기구는 스폿 다이어그램 사이즈에 있어서의 변화를 탐지할 수 있다.

상기 스폿 다이어그램 사이즈는 동공 사이즈에 관련되고, 동공 사이즈는 상기 눈에 의해 받아들여지는 광량에 관련된다. 더 어두운 환경에서, 상기 동공은 자동으로 커진다. 따라서, 상기 기구는, 예를 들어 상기 환자가 측정되는 동안 방안의 주변 광에 있어서의 변화와 같은, 외부 환경들을 추적하기 위하여, 스폿 다이어그램 사이즈로부터 추정된, 동공 사이즈를 이용할 수 있다.

추가적으로, 상기 스폿 다이어그램의 사이즈는 품질 메트릭에 관련될 수 있다. 초점 이탈 수차(defocus aberration)와 전파(propagation) 알고리즘들을 이용하여, 스폿 다이어드램 사이즈는 상기 동공 사이즈를 계산하기 위하여 이용될 수 있다. 상기 동공 사이즈는 상기 수차들을 측정하는데에 중요한데, 그 이유는 상기 수차 프로파일이 특정 개구(aperture) 직경에 관련되기 때문이다.

도 37은 가상 환자로부터 계산된 구면 및 원통 파워 후보 처방들에 대한 그래프(3700)를 포함한다. 오픈 서클들(Open circles)은 구면 후보 처방들을 나타내고, 교차 서클들(crossed circles)은 원통 후보 처방들을 나타낸다. 수직축은 디옵터(D) 단위의 파워를 가리키고, 수평축은 상기 후보 처방들이 계산된 시간을 가리킨다. 프레임들은 대략 초당 10 프레임 정도 포획되었다.

도 37은 상기 환자의 후보 구면 처방이, 시간 1에서 대략 -2.25 D에서 시작하여, 시간에 따라 변하는 것을 보여준다. 시간 175에서 시작하여, 상기 후보 구면 처방은 약 -1.7 D로부터 대략 시간 240에서는 +0.4 D로 증가한다. 대략 시간 240 이후에, 상기 후보 구면 처방은 감소한다.

눈이 적응하지 않을 때에는, 상기 후보 구면 처방은 상기 눈이 적응하는 동안 계산된 임의의 후보 구면 처방과는 달라야 하고, 그 이유는 비적응 수정체가 적응 수정체와는 다른 광학 파워를 제공하고, 그러므로, 적응 렌즈와는 다른 교정을 필요로 하기 때문이다. 반면, 원통 교정은 적응량에 유의미하게 변하지 않고, 그래서 만약 상기 처방들 중의 원통 요소들의 변화가 발견되면, 이것들은 대개 상기 시험중의 상기 환자의 바람직하지 않은 움직임들을 나타낸다. 따라서, 도 37의 그래프로부터, 0 D (3702와 같은) 근처의 후보 구면 처방이 상기 환자에 대한 교정 처방에 더 가까워져야 하는 것처럼 나타날 수 있는데, 그 이유는 그것들이 계산된 최대 후보 구면 처방들이기 때문이다.

그러나, 본 발명의 실시 예들은 상기 최대 후보 구면 처방을 상기 교정 처방으로 반드시 받아들이지는 않는데, 그 이유는 후보 처방이 상기 적응의 크기와 방향이 의존하는 잡음 또는 상기 환자의 실제 굴절 오차와 같은 다른 인자들의 결과일 수 있기 때문이다. 예를 들어, 도 37에 예시된 경우에 있어서, 후보 구면 처방 3702와 3704 중에서 어떤 것도 받아들여지지 않는데, 그 이유는 우리는 눈이 후보 구면 처방 3702 또는 3704를 산출했을 만큼 빠르게 적응을 변화시킬 수 없다는 것을 인식하기 때문이다. 문헌은 인간의 눈에서 초당 대략 1-2 디옵터의 최대 적응률을 보고한다. 바(3706)는 가까운 객체로부터 먼 객체로 적응을 변경하기 위하여 인간의 눈이 필요로 하는 시간의 근사량을 가리킨다. 대조적으로, 후보 구면 처방들(3702, 3704)은 상기 눈이 생리학적으로 일반적인 것보다 훨씬 빠르게 적응들을 변경하도록 요구했을 수 있다. 뿐만 아니라, 눈은, 수정체가 형상을 변경함에 따라, 적응을 연속적으로 변경한다. 따라서, 인근의 후보 처방들을 갖지 않는 후보 처방들은 잡음의 결과일 가능성이 매우 높다. 예를 들어, 작은 동공을 갖는 근시안의 경우, 상기 스폿 다이어그램을 구성하는 스폿들은 매우 적을 것이다. 이 스폿들의 중심들을 결정하는 과정에서 잡음에서 비롯되는 오차들은 상기 눈의 초점 이탈에 상응하는 Zernike 계수들에 대한 계산에 큰 오차들을 유발할 수 있다.

도 36으로 돌아와서, 모든 프레임들이 획득된 후에, 평상시 열린 스위치(3620)가 닫히고, 후보 구면 처방(3604)이 인근의 후보 구면 처방들과 근본적으로 다른 후보 구면 처방들을 제거하기 위하여 적응 필터(3622, 도 38의 적응 필터 3810) 내의 저역 통과 필터(3614)로 공급되는데, 즉, 상기 근본적으로 다른 후보 구면 처방들의 절대 기울기는 미리 결정된 값보다 크다. 어떤 실시 예들에 있어서, 초당 대략 ±1 디옵터보다 큰 후보 구면 처방 신호(3604)의 순시 기울기는 후보 구면 처방에 대한 거부를 촉발한다. 부드럽게 된(Smoothed) 후보 구면 처방들, 즉, 저역 통과 필터(3614)를 통과하는 후보 구면 처방들은, 적응 교정 규칙들(3624)에 따라 처리된다. 어떤 실시 예들에 있어서, 상기 규칙들(3624)은 가장 큰 후보 구면 처방을 선택한다. 도 37의 그래프에서, 후보 구면 처방(3708)이 상기 규칙들(3624)에 의해 선택될 것이다. 그러나, 다른 실시 예들에 있어서, 다른 선택 기준들, 기계 학습 또는 다른 메카니즘이 처방에 도달하기 위하여 후보 처방들을 처리하기 위하여 이용될 수 있다. 어떤 실시 예들에 있어서, 후보 처방(3612)의 다른 부분들 또는, 예를 들어 시간의 함수로 표현되는 스폿 다이어그램 사이즈와 같은, 다른 정보가 또한 이용될 수 있다.

상기 규칙들(3624)에 의해 선택된 후보 구면 처방과 관련된 프레임 번호 또는 시간은 메모리(2602)에 저장되는 후보 처방, 즉, 상기 규칙들(3624)에 의해 탐지된 후보 구면 처방과 동일한 프레임으로부터 계산된 다른 후보 처방 파라미터들을 선택하기 위하여 이용된다. 선택된 후보 처방(3618)은 환자에게 처방으로서 보고되거나 다른 모듈로 제공된다. 이와 같이, 본 발명의 실시 예들은 환자가 적응하지 않은 때를 자동으로 확인하고 처방을 계산하기 위하여 그러한 기간으로부터의 파면 데이터를 이용한다.

어떤 실시 예들에 있어서, 하나 이상의 후보 구면 처방이 상기 환자의 눈이 적응되지 않는 동안 포획된 프레임들로부터 계산된 것으로 간주될 수 있다. 예를 들어, 상기 규칙들(3634)에 의해 탐지된 후보 구면 처방의 미리 결정된 범위 내의 모든 후보 구면 처방들은, 위에서 설명한 바와 같이, 비적응 눈 데이터로부터 계산된 것으로 간주될 수 있다. 상기 규칙들(3634)은 메모리(2602)에 비적응 눈 데이터로부터 계산된 후보 처방들을 식별하는 정보를 저장한다.

어떤 실시 예들은, 광학 센서(1532)로부터 데이터 수집을 개시한 후에 피크(peak) 후보 구면 처방이 탐지되거나 미리 결정된 시간 내에 그러한 피크가 탐지되지 않을 때, 상기 환자에게 피드백을 제공한다. 이 피드백은, 도 28에 관하여, 위에서 설명한 라인들을 따라, 청각, 시각, 촉각 또는 다른 피드백 유형일 수 있다.

< 신호대 잡음비 향상을 위하여 복수의 프레임을 결합 >

스폿 다이어그램을 포함하는 광학 센서(1532)로부터의 개별 프레임들이 처방들을 계산하기 위하여 이용될 수 있지만, 어떤 실시 예들에 있어서는 복수의 프레임들이 하나의 처방을 계산하기 위하여 결합된다. 복수의 프레임들을 결합하는 것은, 예를 들어 평균 잡음에 의해, 신호대 잡음(S/N) 비를 향상시킨다. 프레임들을 결합시키는 몇몇 실시 예들이, 이 실시 예들 및 프레임들을 결합하지 않는 실시 예들에 관계가 있는 추가적인 세부 내용들과 함께, 설명될 것이다. 몇몇 처리 모듈들이 설명될 것이다. 상기 처리 모듈들 및 이 모듈들 사이의 상호 연결이 도 38에 요약된다.

모듈(3800)에서, 데이터는 이미지 센서(도 15의 1532)로부터 획득된다. 각각의 프레임은, 노출 시간과 프레임 레이트를 포함하는, 이미지 센서 설정들에 따라 획득된다. 이 설정들은, 좋은 신호대 잡음비를 갖는 프레임들을 획득하기 위한 목적으로, 프레임별 기초(frame-by-frame basis)에 따라 조정될 수 있다. 포화된 큰 수의 스폿들은 바람직하지 않지만, 대개, 자신의 스폿 다이어그램에 밝은 스폿들을 갖는 프레임들은 어두운 스폿들을 갖는 프레임들보다 좋은 신호대 잡음비를 갖는다. "포화(Saturated)"는 픽셀에 가능한 최대값과 동일한 밝기 값을 의미한다. 대안적으로, 모듈(3800)은 일찍 획득되어 메모리(2602)에 저장된 프레임들을 처리할 수 있다.

하나의 실시 예에 있어서, 한 프레임의 픽셀들의 미리 설정된 제1 부분보다 많은 부분이 포화되면, 다음 프레임의 노출 시간은 감소한다. 상기 부분은 백분율로 표현될 수 있고, 예를 들어 상기 센서의 전체 픽셀들 중에서 0.1%가 포화될 수 있다. 상기 부분은 상기 동공의 사이즈와 스폿 다이어그램을 구성하는 스폿들의 평균 사이즈에 기초하여 변할 수 있다. 추가적으로, 이 부분은 이미지 센서(1532) 및 광원(1520)의 특성들에 기초하여 설정될 수 있다. 역으로, 상기 프레임의 픽셀들의 미리 설정된 제2 부분보다 적은 부분이 포화되면, 다음 프레임의 노출 시간은 증가된다. 그러나, 상기 노출 시간은 상기 눈 움직임의 결과로 모션 블러(motion blur)를 유발할 수 있는 값으로 중가되어서는 안된다. 따라서, 최대 노출 시간은, 광학 센서(1532)의 사이즈 및 이것이 포함하는 픽셀들 또는 사분면들의 수에 기초하여, 확인될 수 있다. 데이터 획득 모듈(3800)로부터의 출력이 표 1에 요약된다.

표 1: 데이터 획득 모듈로부터의 출력

프레 세트 각각의 프레임들에 대한 타임 스탬프 각각의 프레임에 대한 이미지 센서 설정들(노출 시간 및 프레임 레이트) 각각의 프레임에서 포화된 픽셀들의 부분 예를 들어 광원 어레이로부터의 정보에 기초하여, 상기 스폿 다이어그램이 이미지 센서(1532) 상에 얼마나 잘 정렬되었는가(임의 선택적)

앞서 설명한 바와 같이, 상기 환자는, 상기 환자가 적색 도트를 최대 밝기로 인지하도록, 상기 환자의 눈에 대하여, 기구(1100)의 포지션을 조정하도록 지시받을 수 있다. 이 포지션에서, 기구(도 15의 1100)는, 상기 환자의 안와(eye socket)에 대하여, 잘 오리엔트된다(well oriented). 그러나, 상기 환자의 눈은 상기 안와 내에서 여전히 움직일 수 있다. 즉, 상기 환자는 위, 아래, 좌측 및 우측을 바라볼 수 있다. 따라서, 상기 눈의 뷰 영역의 중심은 기구(1100)의 광학 축(1504)에 정렬되지 않을 수 있고, 상기 스폿 다이어그램은 광학 축(1532)에 중심이 맞지 않거나, 상기 스폿 다이어그램은 광학 축(1532)에서 완전히 벗어날 수 있다. 추가적으로, 상기 환자는 깜빡일 수 있다. 뿐만 아니라, 어떤 프레임에 있어서는, 광학 센서(1532)에 도달하는 신호가, 상기 눈의 망막 상의 가상 광원으로부터 기인한 것이 아니라, 상기 눈의 각막으로부터의 반사에 기인한 것일 수 있다. 따라서, 어떤 프레임은 유용한 정보를 포함하지 않을 수 있다.

프레임 선택기(3802)는 유용한 정보를 포함하는 프레임들만을 유지한다. 프레임 선택기(3802)의 목적은 처방을 계산하기 위해 이용되는 로 데이터를 가능한한 양호하게 하는 것이다. 프레임 선택기(3802)는, 표 2에 요약된, 프레임들을 버릴 수 있다. 예를 들어, 상기 스폿 다이어그램의 직경이 프레임별로 미리 결정된 양보다 더 변하는 연속 프레임들은 버려질 수 있다.

프레임 선택기(3802)는 상기 프레임들에, 예를 들어 "유효(valid)", "불완전(incomplete)", 또는 "버려짐(discarded)"과 같은 태그들을 붙인다. 상기 태그들은 상기 프레임들의 픽셀들의 밝기 값들 또는 상기 프레임들로부터 계산된 처방들을 나타내는 데이터와 관련하여 메모리(2602)에 저장된 코드들에 의해 표현될 수 있다.

표2: 프레임 선택기 모듈에 의해 버려지는 프레임들

환자 깜빡임(스폿 다이어그램 없음) 눈이 광학 축에 크게 오정렬됨(스폿 다이어그램 없음) 각막 반사(스폿 다이어그램에 스폿들이 너무 많고 강도가 높음) 스폿 다이어그램 직경이 빠르게 변경됨 환자가 마지막으로 깜빡인 후 너무 긴 시간이 경과됨; 눈물막이 위태로울 수 있어서, 상기 프레임은 버려져야 함(임의 선택적) 부분적인 스폿 다이어그램(임의 선택적)

도 39는 완전한 스폿 다이어그램의 도식적인 도면이고, 도 40은 부분적인 스폿 다이어그램, 즉, 상기 스폿 다이어그램의 일부분이 광학 센서(1532)에서 벗어나 있는 스폿 다이어그램의 도식적인 도면이다. 상기 스폿 다이어그램들은 여기서 설명되는 원형 기구에 의해 포획되었다. 프레임 선택기(3802)는 여러 기술들에 의해 이 두 가지 유형의 프레임들을 구분할 수 있다. 예를 들어, 프레임 선택기(3802)는 상기 스폿 다이어그램의 형상을 확인할 수 있다. 상기 스폿 다이어그램이 원형 또는 타원형이고 완전하다면, 상기 프레임은 완전한 스폿 다이어그램을 포함하는 것으로 간주될 수 있고, 상기 프레임은 받아들여져 "유효(valid)"로 태그가 붙을 수 있다. 프레임 선택기(3802)는 또한 상기 스폿 다이어그램의 중심의 위치를 계산할 수 있다. 반면, 상기 형상의 일부분만이 원형이고, 상기 스폿 다이어그램의 스폿들이 광학 센서(1532)의 모서리들에 인접하다면, 상기 프레임은 부분적인 스폿 다이어그램을 포함하는 것으로 간주될 수 있고 "불완전(incomplete)"으로 태그가 붙을 수 있다. 불완전으로 태그가 붙은 프레임들의 경우, 프레임 선택기(3802)는 또한 상기 스폿 다이어그램의 어느 부분이 광학 센서(1532) 상에 있는지를 계산하고 추정할 수 있다. 아래에 설명되는 바와 같이, 불완전한 스폿 다이어그램들이 어떤 처방 계산들에 이용될 수 있다.

도 41은, 예를 들어 환자의 깜빡임 또는 기구(1100)의 광학 축(1504)에 대한 상기 환자의 눈의 큰 오정렬의 결과로서, 스폿 다이어그램이 없는 광학 센서(1532)로부터의 프레임에 대한 도식적인 도면이다. 프레임 선택기(3802)는 상기 프레임의 모든 픽셀들을 합산하거나 적분함으로써 이러한 유형의 프레임을 탐지할 수 있다. 합산치 또는 적분치가 미리 결정된 값보다 작아서, 상기 프레임에 스폿 다이어그램의 스폿들이 적거나 없다는 것을 가리키면, 프레임 선택기(3802)는 상기 프레임을 버릴 수 있다.

도 42는 각막 반사를 포함하는 광학 센서(1532)로부터의 프레임에 대한 도식적인 도면이다. 상기 프레임은 여기서 설명되는 원형 기구에 의해 포획되었다. 프레임 선택기(3802)는, 몇몇 인자들에 기초하여, 그러한 프레임을 찾아낼 수 있다. 예를 들어, 상기 이미지가 렌즈릿 어레이(1530)의 렌즈들보다 많은 스폿들을 포함하면, 프레임 선택기(3802)는 상기 프레임을 버릴 수 있다. 프레임 선택기(3802)는 상기 프레임의 모든 픽셀들을 합산하거나 적분할 수 있다. 상기 합산치 또는 적분치가 미리 결정된 값보다 커서, 스폿 다이어그램에 대한 스폿들이 상기 프레임에 너무 많다는 것을 가리키면, 프레임 선택기(3802)는 상기 프레임을 버릴 수 있다. 프레임 선택기(3802)에 의해 버려지는 프레임들은, "버려짐(discarded)"으로 태그를 붙여, 메모리에 저장될 수 있다.

표 3은 프레임 선택기(3802) 모듈로부터의 출력을 요약한다.

표 3: 프레임 선택기 모듈로부터의 출력들

각각이 스폿 다이어그램을 포함하는, 연속적인 프레임 세트(어떤 중간 프레임들이 버려졌음에 주의할 것. 그럼에도 불구하고, 잔여 프레임들은 여기서 "연속적(consecutive)"인 것으로 지칭된다. 각각의 프레임에 대한 타임 스탬프 각각의 프레임에 대한 태그, 예) "유효(valid)" 또는 "불완전(incomplete)" 각각의 스폿 다이어그램 중심에 대한 좌표들 각각의 스폿 다이어그램의 직경(투사된 동공 사이즈) 각각의 프레임에 대한 이미지 센서 설정들(노출 시간 및 프레임 레이트) 포화되는, 각각의 프레임의 픽셀들의 부분, 또는 대안적으로 각각의 스폿 다이어그램

임의 선택적으로, 몇몇 연속 프레임들은 상기 연속 프레임들 각각 보다 좋은 신호대 잡음비를 갖는 단일 프레임을 획득하기 위하여 결합될 수 있다. 값싼 광원(도 15의 1520)이 상기 환자의 눈(1516)에 가상 광원(1525)을 생성하기 위하여 사용되면, 광학 센서(1532)에 의해 획득되는 이미지들은 상당한 스페클 잡음(speckle noise)을 포함할 수 있다. 스페클 잡음은 가상 광원(1525) 내의 점들과 광학 센서(1532) 사이의 경로 길이 차이들에 기인할 수 있다. 이 경로 길이 차이들은 가상 광원(1525) 내의 점들로부터 방출되는 몇몇 파면들로부터의 상호 간섭에 기인하는 세기에 있어서의 불규칙 변동들을 유발한다. 뿐만 아니라, 상기 환자의 눈이 움직이지 않아도, 예를 들어 유리액(vitreous humor)과 같은, 안구내 유체가 흘러서, 광학 간섭을 유발할 수 있다. 반면, 상기 유리액의 흐름은 경로 길이를 상기 프레임의 시간 스케일로 무작위 추출할 수 있고, 그렇게 하여, 스페클 잡음을 감소시킬 수 있다. 어떤 경우에도, 몇몇 프레임을 결합하는 것은 스페클 잡음을 평균화함으로써 신호대 잡음비를 향상시킬 수 있다.

프레임 결합기(3804)는 프레임 선택기 모듈(3802)과, 임의 선택적으로 처방 계산기(3806)로부터의 출력을 수신하고, 단일 결합 프레임을 출력한다. 프레임 결합기(3804)는 "유효(valid)" 태그가 붙은 연속 프레임들만을 결합할 수도 있다. 임의 선택적으로 또는 대안적으로, 프레임 결합기(3804)는 "유효(valid)" 또는 "불완전(incomplete)" 태그가 붙은 연속 프레임들을 결합할 수도 있다. 임의 선택적으로, 프레임 결합기(3804)는, 처방 계산기(3806)에 의해 제공받은 처방 정보에 기초하여, 비 연속 프레임들을 결합할 수도 있다.

프레임들을 결합함에 있어서, 프레임 결합기(3804)는 결합될 프레임들을 증록하고, 이에 따라 상기 스폿 다이어그램의 상응하는 스폿들이 서로 등록된다. 상기 스폿 다이어그램의 형상을 변경하지 않도록, 변형되지 않는(엄격한) 등록 절차가 이용되어야 한다. 상기 프레임들이 등록되고 나면, 이들은 합산되거나 평균화될 수 있다. 즉, 각각의 합산된 프레임의 상응하는 픽셀들에 의해 기록되는 세기들은 더해지거나 평균화된다. 추가적으로, 상기 스폿 다이어그램에 대한 노출 시간은 결합된 프레임들의 노출 시간들을 합산함으로써 수정되어야 한다. 적응은 틀린 결과들로 이어지는 다른 처방들과의 프레임 결합을 유발할 수 있기 때문에, 시간적으로 가까운 프레임들(즉, 상기 눈이 적응할 시간이 없는 연속 프레임들)만이 결합될 수 있다는 것이 이 단계에서 고려되어야 한다.

어떤 실시 예들에 있어서, "유효(valid)" 태그가 붙은 프레임들만이 결합된다. 어떤 실시 예들에 있어서, "유효(valid)" 태그가 붙은 프레임들과 "불완전(incomplete)" 태그가 붙은 프레임들이 결합된다. 도 43-46은 눈이 천천히 이동하면서, 좌측으로부터 우측으로 이동하는 일련의 스폿 다이어그램들을 생성하면서, 획득된 이미지 열을 포함하는 광학 센서(1532)로부터의 일련의 프레임들에 대한 도식적인 도면들이다. 상기 프레임은 여기서 설명되는 바와 같이 원형 기구에 의해 포획된다. 도 43-45의 스폿 다이어그램들은 불완전으로 태그되고, 도 46의 스폿 다이어그램은 유효로 태그된다. 본질적으로 프레임들을 결합하기 위하여 위에서 설명된 것과 동일한 절차가 도 43-46에 의해 표현되는 프레임들을 결합하기 위하여 이용될 수 있다. 그러나, 결과적인 결합 스폿 다이어그램 내의 어떤 스폿들은 다른 결과적인 결합 스폿들과는 다른 수를 합산하거나 평균화함으로써 나온다. 예를 들어, 어떤 스폿들은 도 43의 스폿 다이어그램에 포함되지 않는데, 그 이유는 이 스폿들이 광학 센서(1532)의 좌측을 벗어나기 때문이다. 이 스폿들은, 상기 스폿 다이어그램이 우측으로 움직이기 때문에, 이어지는 프레임들에 나타난다. 그러므로, 이 스폿들은 그들의 합과 평균에 기여하는 바가 작다. 따라서, 이 스폿들은 도 43-46의 각각에 나타나는 스폿들보다 나쁜 신호대 잡음비를 갖는다.

어느 경우에도, 저역 통과 필터가 결합될 프레임을 부드럽게 하고, 대상 레퍼런스로 등록하기 위하여 프레임 이미지들에 적용하기 위한 변위들과 같은 등록 파라미터들을 계산하기 위하여 이용될 수 있다. 상기 저역 통과 필터는 등록 파라미터들을 계산하기 위하여 이용된다. 등록 파라미터들이 계산되고 나면, 등록 변위들이 필터링된 프레임들이 아닌, 원본 프레임들에 적용된다. 저역 통과 필터의 특성은, 광원(도 15의 1520)의 특성과 렌즈릿 어레이(1530)의 특성이 주어지면, 경험적으로 결정될 수 있다. 저역 통과 필터의 특성은, 렌즈릿 어레이(1530)의 회절 한계와 관련된 스페클(speckle)의 사이즈에 관련되어 있다. 장치(1100) 내의 다른 구성요소들의 오정렬에 관련된 교정들(Calibrations)은 등록 절차 이전에 적용되어야 한다. 프레임 결합기(3804)로부터의 출력들이 표 4에 요약된다.

표 4: 프레임 결합기 모듈로부터의 출력들

각각이 스폿 다이어그램을 포함하는, 일련의 연속 프레임들 각각의 프레임에 대한 타임 스탬프 각각의 프레임에 대한 태그, 예) "유효(valid)" 또는 "불완전(incomplete)" 각각의 스폿 다이어그램의 중심에 대한 좌표들 각각의 스폿 다이어그램의 직경(투사된 동공 사이즈) 각각의 프레임에 대하여 수정된 이미지 센서 설정들(노출 시간 및 프레임 레이트) 포화된, 각각의 프레임의 픽셀들의 부분, 또는 대안적으로 각각의 스폿 다이어그램

처방 계산기 모듈(3806)은 각각의 프레임으로부터 처방을 계산한다. 각각의 프레임에 대하여, 처방 계산기(3806)는 상기 스폿 다이어그램의 각각의 스폿에 대한 중심 좌표들을 계산한다. 도 47은 광학 센서(1532)로부터의 완전한 스폿 다이어그램을 포함하는 가상 프레임에 대한 도식적인 도면이다. "X"는 상기 스폿 다이어그램의 중심을 가리킨다. 십자들은, 완벽한 눈에 나타날, 스폿들에 대한 중심 위치들을 가리킨다. 상기 도형으로부터 명백한 바와 같이, 상기 스폿 다이어그램의 많은 스폿들은 이 십자들로부터 변위되어 있다.

앞서 설명한 바와 같이, 상기 스폿 다이어그램은 파면이 렌즈릿 어레이에 영향을 줄 때 발생된다. 각각의 샘플 포인트(렌즈릿 어레이의 렌즈)에서의 파면의 기울기가 계산된다. 상기 스폿 다이어그램의 각각의 스폿의 변위(

및

)가, 도 48에 예시된 바와 같이, 완벽한 눈으로부터의 스폿의 위치에 대하여, 계산된다. 상기 렌즈릿 어레이의 초점 거리가 주어지면, 상기 기울기가 상기 변위들로부터 계산될 수 있다.

상기 변위 데이터는 Zernike 다항식 확장에 적합하고, 확장 계수들이, 다음 수식들에서 요약되는, 최소 제곱 추정(least-squares estimation)을 이용하여 결정된다.

는 상기 확장에서

모드의 계수이다.

는 그 모드에 대한 RMS 파면 오차와 같다.

상기 Zernike 계수들은 처방을 계산하기 위하여 이용된다. 상기 Zernike 확장은 정규화된 기초 함수 집합을 이용하기 때문에, 상기 최소 제곱법이, 다른 계수들의 값과 관계없이, 2차 Zernike 계수들에 의해 주어진다. 이 2차 Zernike 계수들은 다음의 또는 잘 알려진 수식들을 이용하여 파워 벡터 표기법에서의 구-원통 처방으로 변환된다.

여기서

은 n차 Zernike 계수이고, r은 동공 직경이다. 더 많은 Zernike 계수들을 이용하여 처방을 계산하는 것이 또한 가능하다. 즉, 예를 들어, 다음 수식들에서 지시되는 바와 같이, 고차 수차들에 대하여:

파워 벡터 표기법은 임상의들에 의해 용이하게 관례적인 포맷들로 바뀌는 크로스-실린더 규약(cross-cylinder convention)이다.

Zernike 계수들이 처방을 계산하기 위하여 사용되는 동안 또는 사용된 후에, 교정들이 장치(1100)의 오차들, 예를 들어, 이득(gain), 옵셋(offset), 비선형성 또는 상기 시스템의 광학 구성요소들 사이의 오정렬들을 제거하기 위하여 Zernike 계수들 또는 파워 벡터들에 적용될 수 있다. 위에서 표시된 수식들에서, M은 구면 수차(근시 또는 원시)에 관련되고, J0 및 J45는 비점 수차를 나타낸다. 앞서 설명한 바와 같이, 상기 동공 반경이, 상기 스폿 다이어그램의 사이즈에 기초하여, 추정된다. 처방 계산기(3806)로부터의 출력들이 표 5에 요약된다.

표 5: 처방 계산기 모듈로부터의 출력들

각각이 스폿 다이어그램을 포함하는, 일련의 연속 프레임들 각각의 프레임에 대한 타임 스탬프 각각의 프레임에 대한 태그, 예) "유효(valid)" or "불완전(incomplete)" 각각의 스폿 다이어그램의 중심에 대한 좌표들 각각의 스폿 다이어그램의 직경(투사된 동공 사이즈) 각각의 프레임에 대한 이미지 센서 설정들(노출 시간 및 프레임 레이트) 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 Zernike 계수들 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한, 파워 벡터 영역(PWV, M, J0 and J45), 또는 시력측정과 같은 다른 영역에서의 하나 또는 몇개의 처방들(상기 시스템은 하나 이상의 처방을 제공할 수 있다. 예를 들어, 하나의 처방이 2개의 Zernike 차수들로 계산될 수 있다. 즉, 고차 수차들 없이, 그리고 다른 처방들이, 예를 들어 Zernike 차수 4 또는 6과 같은, 고차 수차들을 이용하여 계산될 수 있다.

임의 선택적으로, 상기 처방에 대한 정보가 처방 계산기(3806)에 의해 프레임 결합기(3804)로 제공될 수 있다. 이 경우에, 프레임 결합기(3804)는 프레임들을 어떻게 결합할지를 결정하기 위하여 이 정보를 이용할 수 있다.

임의 선택적으로, 품질 메트릭(quality metrics)이 각각의 계산된 처방에 대하여 품질 메트릭 계산기(3808)에 의해 계산될 수 있다. 다음 모듈에서, 상기 품질 메트릭은 최종 처방을 계산하기 위하여 각각의 프레임 또는 프레임 결합으로부터 계산된 처방에 가중치를 부여하기 위하여 이용될 수 있다. 상기 품질 메트릭은, 예를 들어 "나쁨(bad)"에 대한 "0" 및 "좋음(good)"에 대한 "1"과 같이, 단순한 이진수일 수 있다. 좀 더 복잡한 품질 메트릭은, 예를 들어 0.0과 1.0 사이의 실수와 같은, 범위 내에 있을 수 있다. 상기 품질 메트릭은, 예를 들어, 프레임 번호, 상기 스폿 다이어그램의 신호대 잡음비, 상기 스폿 다이어그램 내의 스폿들의 개수, 상기 스폿 다이어그램 내의 포인트들(points)의 첨예도(sharpness)와 부재(absence), 또는 고차 Zernike 계수들, 또는 이들의 결합들의, 작은 값들에 기초할 수 있다. 프레임의 신호대 잡음비는, 예를 들어, 상기 스폿 다이어그램 내의 스폿들의 평균 픽셀 값을 배경, 즉, 상기 스폿 다이어그램의 바깥 영역의 평균 픽셀 값으로 나눔으로써 계산될 수 있다.

품질 메트릭 계산기(3808)로부터의 출력들이 표 6에 요약되어 있다.

표 6: 품질 메트릭 모듈로부터의 출력들

각각이 스폿 다이어그램을 포함하는, 일련의 연속 프레임들 각각의 프레임에 대한 타임 스탬프 각각의 프레임에 대한 태그, 예) "유효(valid)" 또는 "불완전(incomplete)" 각각의 스폿 다이어그램의 중심에 대한 좌표들 각각의 스폿 다이어그램의 직경(투사된 동공 사이즈) 각각의 프레임에 대한 이미지 센서 설정들(노출 시간 및 프레임 레이트) 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 Zernike 계수들 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 PWV(M, J0 and J45) 영역 내의 하나 또는 몇 개의 처방 각각의 프레임에 대한 품질 메트릭

앞서 설명한 바와 같이, 적응은 상기 측정 과정에 제어되지 않는 변수를 제공한다. 그러므로, 환자가 적응하는 동안 포획된 스폿 다이어그램들로부터 계산된 처방들은 정확할 개연성이 낮다. 임의 선택적으로, 적응 필터 모듈(3810)은 상기 환자가 적응하지 않을 때 포획된 프레임들을 선택한다.

인간의 눈이 적응할 수 있는 양은, 도 49의 그래프에 요약된 바와 같이, 환자의 연령에 따라 변한다. 본 발명의 실시 예들은, 예를 들어 숫자판 또는 화살표 버튼들이 눌러지면 표시되는 연령 값을 증가시키거나 감소시키는 숫자 디스플레이에 결합된 위/아래 화살표 버튼들을 통하여, 각각의 환자의 연령을 입력한다. 상기 환자의 연령과 적응 속도에 관한 문헌에 존재하는 생리학적 데이터를 이용하여, 적응 필터(3810)는, 상기 환자의 연령이 주어졌을 때, 상기 환자가 적응할 수 있는 것보다 적응에 있어서 분명히 빠르게 변하는 프레임들을 버린다. 일 실시 예에 있어서, 적응 필터(3810)는 그 특성이 기대되는 최대 적응률에 의해 제어되는 가변적인 저역 통과 필터를 포함한다. 상기 저역 통과 필터는 상기 처방의 M(구면 오차) 부분 상에서 동작한다. 다른 실시 예들은, 상기 환자의 눈과는 무관하게, 예를 들어 초당 약 1 내지 2 디옵터와 같은, 고정 적응률 제한들을 이용한다. 그러한 실시 예에 있어서, 고정 적응률 제한보다 빠르게 발생하는 상기 계산된 초점 이탈 항목(또는 PWV 표기법에서의 M)의 변화는 잡음으로 여겨지고 상기 최종 처방을 결정하는 데에 포함되지 않는다.

도 50은, 여기서 설명되는, 원형 기구에 의해 계산된 M, J0 및 J45 처방 세트의 그래프이다. 검은 선이 적응 필터(3810)에 의한 처리 후의 M 값들을 표시하기 위하여 추가된다. M 값의 변화로부터 알 수 있는 바와 같이, 상기 환자의 적응은 변화한다. 서클들(5000 및 5002)에 의해 표시되는, M 값의 최고치들(Peaks)은 상기 환자가 적응하지 않은 시간들을 가리킨다. 그러므로, 적응 필터(3810)는, 상기 처방을 위한 구면 항목들을 계산할 목적으로, 이 시간들 동안 획득한 프레임들을 선택하고 다른 프레임들은 버린다. 상기 처방의 비점 수차 또는 다른 항목들은 적응에 따라 변하지 않기 때문에, 적응 필터(3810)에 의해 버려진 프레임들은 이 다른 항목들을 계산하기 위하여 이용될 수 있다. 시간 함수로서의 비점 수차의 변화가 발견되면, 이것은 상기 테스트 중의 환자 움직임에 대한 지시자로 이용될 수 있고, 따라서 프레임들에 무효 태그를 붙이는데 이용될 수 있다.

도 51은 다른 환자에 대하여 원형 기구에 의해 계산된 M, J0 및 J45 처방 세트에 대한 그래프이다. 보여질 수 있는 바와 같이, M 값들(5100)은 상기 그래프 전체에 걸쳐 유의미하게 변하지는 않는다. 그러므로, 상기 환자가 상기 그래프에 의해 나타나는 기간 전체에 걸쳐 적응하지 않았다고 가정될 수 있다. 이 경우에, 적응 필터(3810)는 상기 그래프에 의해 나타나는 모든 프레임들을 선택한다. 즉, 어떠한 프레임도 버려지지 않는다.

적응 필터의 출력들이 표 7에 요약되어 있다.

표 7: 적응 필터 모듈로부터의 출력들

각각이 스폿 다이어그램을 포함하는, 일련의 연속 프레임들 각각의 프레임에 대한 타임 스탬프 각각의 프레임에 대한 태그, 예) "유효(valid)" 또는 "불완전(incomplete)" 각각의 스폿 다이어그램의 중심에 대한 좌표들 각각의 스폿 다이어그램의 직경(투사된 동공 사이즈) 각각의 프레임에 대한 이미지 센서 설정들(노출 시간 및 프레임 레이트) 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 Zernike 계수들 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 PWV(M, J0 and J45) 영역 내의 처방 각각의 프레임에 대한 품질 메트릭 필수적이지는 않지만 연속적인 일련의 프레임들, 각각의 프레임은 구면 항목이 계산될 수 있는 스폿 다이어그램을 포함함

프레임 그룹들은 유사한 처방들을 산출할 수 있다. 예를 들어, 도 50의 그래프에 표시된 바와 같이, 두 개의 프레임 그룹들(5000, 5002)은 유사한 J(구면) 처방들을 산출한다. 임의 선택적으로, 프레임 군집기 모듈은, 예를 들어 미리 결정된 값들의 범위 내의 처방들과 같은, 유사한 처방들을 산출하는 프레임 그룹들을 식별한다. 그러한 두 프레임 군집기 모듈들(3812, 3814)이 도 38에 표시된다.

한 프레임 군집기(3812)는, 예를 들어 대략 5% 차이 내의, 유사한 Zernike 계수들을 산출하는 프레임들을 군집화한다. 다른 실시 예들에 있어서, 상기 프레임 군집기(3812)는, 다른 개수의 계수들이 사용될 수 있더라도, 처음 여섯 개의 Zernike 계수들만을 고려한다. 다른 프레임 군집기(3814)는, 예를 들어 대략 ±0.125 또는 대략 ±0.25 디옵터 내에 있는 M, J0 및/또는 J45 값들과 같은 유사한 처방들을 산출한다. 다른 유사성들에 기초하여 프레임들을 군집화하는 프레임 군집기들도 이용될 수 있다.

분리된 프레임 그룹들은 상기 처방의 각각의 항목에 대하여 정의될 수 있다. 따라서, 한 프레임 그룹은 유사한 M 값들을 갖도록 선택될 수 있고, 다른, 중첩될 수 있는, 프레임 그룹은 유사한 J0 값들을 갖도록 선택될 수 있다. 어떤 프레임들이 적응 필터(3810)에 의해 버려졌다면, 다른 프레임 풀이 프레임 군집기(3814)가 J0 값들의 유사성에 기초하여 프레임들을 선택하기 보다는 M 값들의 유사성에 기초하여 프레임들을 선택하기 위하여 적용될 수도 있다. 유사하게, 다른 프레임 풀들이 다른 프레임 군집기(3812)에 적용될 수도 있다.

프레임 군집기(3814)는 상기 처방의 각각의 항목에 대한 히스토그램(histogram)을 발생시킴으로써 동작할 수 있다. 구면 처방들에 대한 가상 히스토그램이 도 52에 표시된다. 수평 축은 파워 벡터에서의 구면 처방 값들 또는 M 값들을 나타내고, 수직 축은 주어진 구면 처방을 산출한 프레임들의 수를 나타낸다. 저품질 로(raw) 데이터를 포함하는 프레임들은, 예를 들어 낮은 신호대 잡음비 때문에, 다른 모듈들에 의해 버려졌다는 것에 주의하라. 따라서, 어떤 처방 값들은 어떠한 받아들여진 프레임들로부터도 계산되지 않았을 수 있다. 최대 수의 프레임들로부터 산출된 처방 값(5200), 및 이 값 주변의 처방 값들이, 프레임 군집기(3814)에 의해 선택된다. 프레임 군집기(3814)는 다른 처방 항목들에 대하여 유사하게 동작한다. 다른 프레임 군집기(3812)는, 자신이 고려하는 각각의 Zernike 계수에 대한 히스토그램을 발생시키면서, 유사하게 동작한다. 대안적으로, 수직 축 상의 프레임 수를 나타내는 히스토그램 대신에, 프레임 군집기(3814)는 상기 프레임들에 대한 품질 메트릭의 합을 이용할 수 있다. 따라서, 품질 메트릭 값들이 0.0과 1.0 사이에 있다면, 상기 히스토그램은 주어진 처방을 산출한 프레임 수를 가리키는 대신에, 상기 히스토그램은 그 처방을 산출한 프레임들에 대한 품질 메트릭들의 합을 나타낸다. 임의 선택적으로 또는 대안적으로, 프레임 군집기(3812, 3814)는, 히스토그램들이 아닌 또는 히스토그램들에 추가하여, 다른 선택 동작들을 할 수 있다.

프레임 군집기(3812, 3814)로부터의 출력들이 표 8에 요약된다.

표 8: 각각의 프레임 군집기 모듈로부터의 출력들

각각이 스폿 다이어그램을 포함하는, 일련의 연속 프레임들 각각의 프레임에 대한 타임 스탬프 각각의 프레임에 대한 태그, 예) "유효(valid)" 또는 "불완전(incomplete)" 각각의 스폿 다이어그램의 중심에 대한 좌표들 각각의 스폿 다이어그램의 직경(투사된 동공 사이즈) 각각의 프레임에 대한 이미지 센서 설정들(노출 시간 및 프레임 레이트) 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 Zernike 계수들 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 PWV(M, J0 and J45) 영역 내의 처방 각각의 프레임에 대한 품질 메트릭 필수적이지는 않지만 연속적인 일련의 프레임들, 각각의 프레임은 구면 항목이 계산될 수 있는 스폿 다이어그램을 포함함 경우에 따라, 유사한 처방들 또는 Zernike 계수들을 산출하는 일련의 프레임들

임의 선택적으로, 유사한 처방들 또는 Zernike 계수들을 산출하는 프레임들은 더 좋은 신호대 잡음비를 갖는 프레임들을 산출하기 위하여 결합될 수 있고, 처방들은 결합된 프레임들로부터 계산될 수 있다. 프레임 복구기(3816)는 프레임 군집기들(3812, 3814) 중 하나 또는 모두에 의해 출력되는 프레임들을 결합한다. 프레임 복구기(3816)는, 프레임 결합기(3904)에 관하여, 위에서 설명한 방식과 유사하게 이 프레임들을 결합한다. 프레임 군집기(들)(3812 및/또는 3814)로부터 구할 수 있는 모든 프레임들은 단일 프레임으로 결합될 수 있다. 대안적으로, 모든 프레임들은 매 처방 항목 기반으로 결합될 수 있다. 즉, 유사한 M 및 J 값들을 갖는 모든 프레임들은 단일 결합 프레임을 발생시키기 우하여 결합될 수 있다.

대안적으로, 상기 프레임들은, 도 53에 도식적으로 예시된 바와 같이, 각각의 프레임이 입력 프레임 세트 내의 모든 선행 프레임들의 결합인 신규 프레임 세트를 산출하기 위하여 결합될 수 있다. 출력 프레임 1은 프레임 1 및 2를 등록하고 합산하거나 평균화함으로써 발생된다. 출력 프레임 2는 프레임 1, 2 및 3을 등록하고 합산하거나 평균화함으로써 발생된다. 출력 프레임 N은 프레임 1, 2, 3, ... N을 등록하고 합산하거나 평균화함으로써 발생된다. 임의 선택적으로, 각각의 발생된 프레임의 품질 메트릭은 조정될 수 있다. 일반적으로, 프레임들을 결합하는 것은 신호대 잡음비를 향상시킨다.

프레임 복구기(3816)로부터의 출력들이 표 9에 요약된다.

표 9: 프레임 복구기 모듈로부터의 출력들

각각이 스폿 다이어그램을 포함하는, 일련의 연속 프레임들 각각의 프레임에 대한 타임 스탬프 각각의 프레임에 대한 태그, 예) "유효(valid)" 또는 "불완전(incomplete)" 각각의 스폿 다이어그램의 중심에 대한 좌표들 각각의 스폿 다이어그램의 직경(투사된 동공 사이즈) 각각의 프레임에 대한 이미지 센서 설정들(노출 시간 및 프레임 레이트) 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 Zernike 계수들 각각의 스폿 다이어그램(프레임)에 대한 PWV(M, J0 and J45) 영역 내의 처방 각각의 프레임에 대한 품질 메트릭 필수적이지는 않지만 연속적인 일련의 프레임들, 각각의 프레임은 구면 항목이 계산될 수 있는 스폿 다이어그램을 포함함 경우에 따라, 유사한 처방들 또는 Zernike 계수들을 산출하는 일련의 프레임들 일련의 결합 프레임들

임의 선택적으로, 제2 처방 계산기(3818)는 프레임 복구기(3816)에 의해 발생된 프레임들로부터 처방들을 계산한다. 제2 처방 계산기(3818)는 대체로, 입력 데이터 세트가 다른 경우를 제외하고는, 제1 처방 계산기(3806)에 관하여, 위에서 설명한 것과 같이 동작한다. 제2 처방 계산기(3816)로부터의 출력들은 본질적으로 표 5에 설명된 바와 동일하다.

최종 처방 계산기(3820)는 프레임 군집기(3812), 프레임 군집기(3814) 및/또는 제2 처방 계산기(3818)로부터 입력들을 받아들인다. 최종 처방 계산기(3820)는 하나 또는 그 이상의 통계 계산을 이용하여 입력들로부터 단일한 최종 처방을 계산한다. 어떤 실시 예들에 있어서, 최종 처방 계산기(3820)는, 각각의 프레임의 처방들에 상기 프레임의 품질 메트릭으로 가중치를 부여한 후에, 입력 M, J0 및 J45 처방들의 평균(mean), 모드(mode) 및 메디안(median)으로 최종 M, J0 및 J45 처방들을 계산한다. 최종 처방 계산기(3820)에 있어서, 또한 여기서 설명되는 다른 모듈들에 있어서, 고차 처방 항목들은 M, J0 및 J45 처방들이 계산되는 것과 동일한 방식으로 계산된다.

임의 선택적으로, 최종 처방 계산기(3820)는 또한 각각의 최종 계산된 처방에 대한 추정 오차 값을 계산한다. 어떤 실시 예에 있어서, 최종 처방 계산기(3820)로 입력되는 M 입력 데이터 내의, M 오차는 최종 계산된 M 처방의 표준 편차로 추정된다. 어떤 실시 예들에 있어서, 상기 오차는, 어떤 임상의들에 따르면(95%의 신뢰 구간에서), 상기 표준 편차의 2배로 추정된다. 다른 실시 예들은 상기 오차를 다른 통계적인 공식들을 이용하여 추정할 수 있다. 이 오차는, 예를 들어, 측정 처방에 대한 강한 신뢰, 또는 측정 처방에 대한 약한 신뢰를 표시하고 테스트를 다시 수행할 것을 제안하여, 상기 처방에 대한 신뢰 값으로 상기 장치의 사용자에게 전해질 수 있다.

어떤 실시 예들은 최종 비점 수차 처방에 대한 신뢰 영역을 추정한다. 이 신뢰 영역은 J0 및 J45의 이변량 분포(bivariate distribution)에 대하여 계산된 타원일 수 있다. 이 실시 예들에 있어서, 비점 수차 처방의 정확성은, 도 54에 예시된 바와 같이, 95% 신뢰 타원의 주축과 보조축의 기하학적 평균인 것으로 간주된다.

본 발명의 실시 예들은 생명체에 대한 처방만을 계산하도록 제한되지는 않는다. 어떤 실시 예들은 사람의 안경(prescription) 처방을 평가하기 위하여 안구(eye ball) 모델에 이용될 수 있다. 예를 들어, 이 실시 예들은, 안경 없이 사람을 검사(check)하고, 안경을 쓴 사람을 검사(도 15의 1552에 팬텀(phantom)으로 지시되는 바와 같이)하거나 모델 눈 상의 안경을 검사함으로써, 사람의 안경을 평가하고 이 안경이 사람에게 적합한지를 자동으로 결정하기 위하여 이용될 수 있다. 임의 선택적으로 또는 대안적으로, 실시 예들은, 안경 없이 사람을 검사(check)하고 돌아오는 파면들이, 적어도 미리 결정된 범위 내에서, 올바른 시야(vision)를 가리키는지를 결정함으로써, 사람의 안경을 평가하고 이 안경이 사람에게 적합한지를 자동으로 결정하기 위하여 이용될 수 있다.

환자가 잘 적응할 수 있다고 알려져 있다면, 상기 환자의 구면 수차들은 상기 환자가 20 피트(6 미터) 이내에 떨어져 위치하는 대상을 실시 예를 통하여 바라보고 있을 때 측정될 수 있고, 상기 환자가 무한대에 있을 때의 처방을 추정하기 위하여, 적응 옵셋(offset)이 계산될 수 있다.

다른 실시 예에 있어서, 단안 수차기는, 상기 장치가 어느 방향이 위쪽인지를 확인하고, 그래서, 어느 눈(좌안 또는 우안)이 측정중인지를 자동으로 확인할 수 있도록 하는 가속도계를 포함한다. 상기 장치는 반대 눈을 측정하기 위하여 뒤집혀진다.

어떤 실시 예들은 또한, 상기 처방의 비점 수차 요소들이 어떻게 변화하는지를, 시간의 함수로, 추적함으로써, 환자의 원하지 않는 움직임들을 추적할 수 있다.

본 발명이 앞서 설명된 예시적인 실시 예들을 통해 설명되는 중에, 여기서 개시되는 발명 개념들에서 벗어나지 않으면서 상기 예시적인 실시 예들에 대한 수정들과 이들의 변형들이 가능하다. 예를 들어, 본 발명의 실시 예들은 가상 현실 고글(goggles) 또는 적응형 보정 디스플레이(adaptive correction displays)에서 유용성을 발견할 수 있다. 뿐만 아니라, 개시된 측면들, 또는 이들의 부분들은, 위에서 열거되지 않았거나 명백하게 주장되지 않은 방식들 또는 위에서 열거되지 않았고 명백하게 주장되지 않은 방식들로 결합될 수 있다. 따라서, 본 발명은 개시된 실시 예들에 한정되는 것으로 여겨져서는 안된다.

실시 예들의 측면들이 순서도들 및/또는 블록도들을 참조하여 설명될 수 있지만, 각각의 블록의 전부 또는 일부, 또는 블록들의 결합의, 기능들, 동작들, 결정들 등은 결합되거나, 독립적인 동작들로 분리되거나 또는 다른 식으로 수행될 수 있다. 각각의 블록의 전부 또는 일부, 또는 블록들의 결합은 컴퓨터 프로그램 명령문들(소프트웨어와 같은), 하드웨어(조합 로직, 주문형 집적회로들(ASICs), 필드 프로그래머블 게이트 어레이들(FPGAs) 또는 다른 하드웨어와 같은), 펌웨어 또는 이들의 조합들로 구현될 수 있다. 실시 예들은 메모리에 저장된 명령문들을 수행하거나 이에 의해 제어되는 프로세서에 의해 구현될 수 있다. 메모리는, 제어 소프트웨어 또는 다른 명령문들 또는 데이터를 저장하기에 적합한, 램(RAM), 롬(ROM), 플래시 메모리 또는 임의의 다른 메모리, 또는 이들의 결합일 수 있다. 본 발명의 기능들을 정의하는 명령문들은, 한정되지는 않으나, 유형의 기록 불가한 저장 매체(예를 들어, ROM과 같은, 컴퓨터 내의 판독 전용 기억 장치, 또는 CD-ROM이나 DVD 디스크들과 같은, 컴퓨터 I/O 부가장치에 의해 판독 가능한 장치들)에 영구적으로 저장된 정보, 유형의 기록 가능한 저장 매체(예를 들어, 플로피 디스크들, 분리 가능한 플래시 메모리와 하드 드라이브들)에 변경 가능하게 저장된 정보 또는, 유선 또는 무선 컴퓨터 네트워크들을 포함하는, 통신 매체를 통하여 컴퓨터에 전달되는 정보를 포함하는, 많은 형식들로 프로세서로 전달될 수 있다. 더욱이, 실시 예들이 다양한 예시적인 데이터 구조들과 관련하여 설명될 수 있지만, 시스템들은 다양한 데이터 구조들을 이용하여 구현될 수 있다.

Claims (66)

1. 눈 시스템의 광학 특성들을 결정하는 방법으로서,
   상기 방법은
   예상 사용자가 개방 뷰 광학 장치의 전체 중량을 상기 예상 사용자의 손으로 지지하게 하는 단계, 상기 장치는 제1 근위치 포트와 원위치 포트를 포함하고, 상기 제1 근위치 포트와 상기 원위치 포트는 함께 상기 제1 근위치 포트로부터 상기 원위치 포트를 통하는 시각 채널을 형성하고, 상기 예상 사용자는 상기 장치의 모든 움직임 자유도에 대한 완전한 물리적 제어를 갖고;
   상기 예상 사용자의 눈을 상기 제1 근위치 포트에 근접하게 위치시키는 단계;
   상기 눈을 유효 무한대(effective infinity)에 포커싱하는 단계; 및
   상기 눈의 광학 특성을 측정하는 단계를 포함하는 방법.
2. 청구항 1에 있어서,
   상기 눈을 포커싱하는 단계는 상기 장치 외부의 대상 표시자를 봄으로써 상기 눈을 유효 무한대에 포커싱하는 단계를 포함하는 방법.
3. 청구항 1에 있어서,
   상기 눈을 포커싱하는 단계는 적어도 부분적으로 상기 시각 채널을 통하여 상기 눈을 유효 무한대에 포커싱하는 단계를 포함하는 방법.
4. 청구항 1에 있어서,
   상기 근위치 포트를 통하여 파면을 생성하기 위하여 눈을 조명하는 단계; 및
   파면 오차를 결정하는 단계를 더 포함하는 방법.
5. 청구항 4에 있어서,
   상기 파면 오차로부터 굴절 처방을 계산하는 단계를 더 포함하는 방법.
6. 청구항 4에 있어서,
   상기 장치 외부의 대상 표시자를 보는 것은 상기 원위치 포트를 통해 대상 표시자를 보는 것을 포함하는 방법.
7. 청구항 4에 있어서,
   상기 장치에 결합된 대상 광원에 의해 대상 광 빔을 발생시키는 단계; 및
   상기 대상 광 빔으로 상기 대상 표시자를 생성하는 단계를 더 포함하는 방법.
8. 청구항 4에 있어서,
   대상 표시자를 보는 것은 상기 원위치 포트로부터 적어도 약 20 피트 떨어져서 대상 표시자를 보는 것을 포함하는 방법.
9. 청구항 1에 있어서,
   상기 눈의 상기 광학 특성을 측정하는 단계는 상기 장치 내의 파면 수차기로 상기 눈의 상기 광학 특성을 측정하는 단계를 포함하는 방법.
10. 청구항 1에 있어서,
    상기 장치는 상기 제1 근위치 포트와 함께 양안 구성을 형성하는 제2 근위치 포트를 포함하고,
    상기 방법은 상기 예상 사용자의 다른 눈을 상기 제2 근위치 포트에 근접하게 위치시키는 단계를 더 포함하는 방법.
11. 청구항 10에 있어서,
    상기 다른 눈을 유효 무한대에 포커싱하는 단계; 및
    상기 다른 눈의 광학 특성을 측정하는 단계를 더 포함하는 방법.
12. 청구항 1에 있어서,
    상기 장치는 손잡이를 포함하고,
    상기 방법은 상기 예상 사용자의 손으로 상기 손잡이를 잡는 단계를 더 포함하는 방법.
13. 청구항 1에 있어서,
    렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계;
    안경 렌즈에 대한 처방이, 미리 결정된 범위 내에서, 상기 사용자의 눈에 대하여, 올바른지를 계산하는 단계를 더 포함하는 방법.
14. 청구항 13에 있어서,
    안경 렌즈에 대한 처방이 올바른지를 계산하는 단계는, 파면 오차에 대한 결정에 기초하여, 상기 안경 렌즈에 대한 처방이 올바른지를 계산하는 단계를 포함하는 방법.
15. 청구항 13에 있어서,
    상기 렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계는 적어도 두 개의 렌즈들을 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계를 포함하는 방법.
16. 청구항 13에 있어서,
    상기 렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계는 알려진 광학 특성들을 갖는 렌즈를 상기 예상 사용자의 눈과 상기 제1 근위치 포트 사이에 배치하는 단계를 포함하고,
    안경 렌즈에 대한 처방이 올바른지를 계산하는 단계는 상기 배치된 렌즈의 상기 알려진 광학 특성들을 이용하여 상기 눈의 상기 광학 특성을 측정하는 단계를 포함하는 방법.
17. 눈을 받아들이도록 구성된 근위치 포트를 포함하는 비고정 몸체(non-stationary body), 상기 몸체는 원위치 포트를 더 포함하고 상기 근위치 포트로부터 상기 원위치 포트를 통하는 시각 채널을 형성하고, 상기 시각 채널은 상기 눈이 상기 몸체로부터 공간적으로 이격되어 외부에 있는 대상 표시자를 볼 수 있도록 개방되어 있고;
    상기 근위치 포트를 통해 받아들여지는 파면을 수신하여 눈 시스템의 광학 특성을 결정하도록 구성된 상기 몸체 내의 처리 구성요소들을 포함하는 광학 장치.
18. 청구항 17에 있어서,
    상기 처리 구성요소들에 전원을 공급하기 위한, 상기 몸체 내의, 배터리를 더 포함하는 광학 장치.
19. 청구항 17에 있어서,
    상기 몸체는 턱 지지체로부터 자유로운 광학 장치.
20. 청구항 17에 있어서,
    상기 몸체는 예상 사용자의 적어도 한 손으로 잡기 위한 손잡이를 더 포함하는 광학 장치.
21. 청구항 17에 있어서,
    상기 몸체는 상기 장치를 휴대화 가능하도록 구성된 광학 장치.
22. 청구항 17에 있어서,
    상기 처리 구성요소들은 조작자 상호 작용없이 처방을 결정하도록 구성된 광학 장치.
23. 청구항 17에 있어서,
    상기 몸체는 양안 구성된 광학 장치.
24. 청구항 17에 있어서,
    상기 처리 구성요소들은 상기 눈과 상기 근위치 포트 사이에 배치된 안경 렌즈에 대한 처방이, 미리 결정된 범위 내에서, 상기 눈에 대하여, 올바른지를 계산하도록 구성된 광학 장치.
25. 눈을 받아들이도록 구성된 근위치 포트를 포함하는 몸체, 상기 몸체는 원위치 포트를 더 포함하고 상기 근위치 포트로부터 상기 원위치 포트를 통하는 시각 채널을 형성하고, 상기 원위치 포트는 적어도 부분적으로 광학 축을 정의하고;
    상기 장치의 상기 몸체와 결합된 대상 광원, 상기 대상 광원은 상기 몸체의 외부의 대상에 대상 표시자를 생성하는 대상 광 빔을 발생시키도록 구성되고, 상기 대상 광원은 상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 실질적으로 정렬하도록 구성되고; 및
    상기 눈에 대한 처방을 결정하는 광학계를 포함하는 광학 장치.
26. 청구항 25에 있어서,
    상기 시각 채널은 실질적으로 선형인 광학 장치.
27. 청구항 25에 있어서,
    상기 시각 채널은 복수의 발산 서브 채널을 포함하는 광학 장치.
28. 청구항 25에 있어서,
    상기 대상 광원은 레이저 또는 발광다이오드를 포함하는 광학 장치.
29. 청구항 25에 있어서,
    상기 대상 광원은 패턴을 투사하는 공간 필터링 요소를 갖는 레이저 또는 발광다이오드를 포함하는 광학 장치.
30. 청구항 25에 있어서,
    상기 대상 광원은 시간에 따라 변하는 패턴을 투사하는 공간 필터링 요소를 갖는 레이저 또는 발광다이오드를 포함하는 광학 장치.
31. 청구항 25에 있어서,
    상기 대상 광원은 상기 몸체에 고정 결합되고 상기 몸체에 대하여 움직이지 않는 광학 장치.
32. 청구항 25에 있어서,
    상기 몸체 내의 광학계를 더 포함하고, 상기 광학계는 상기 광학축에 교차하는 대상 표시자를 포함하는 광학 장치.
33. 청구항 32에 있어서,
    적어도 부분적으로 고정된 상기 대상 표시자를 생성하도록 구성된 망막 광원을 더 포함하고, 상기 대상 광원은 상기 근위치 포트를 통해 망막 광 빔을 생성하도록 구성된 광학 장치.
34. 청구항 33에 있어서,
    상기 대상 표시자는 광을 포함하는 광학 장치.
35. 청구항 25에 있어서,
    상기 대상 표시자는 물리적 객체를 포함하는 광학 장치.
36. 청구항 25에 있어서,
    상기 대상 광원이 상기 대상 광 빔의 적어도 일부가 상기 광학 축에 공통 축을 가지고 실질적으로 정렬하도록 구성된 광학 장치.
37. 청구항 25에 있어서,
    상기 대상 광원이 상기 대상 광 빔의 적어도 일부가 상기 광학 축과 각도를 형성하도록 구성된 광학 장치.
38. 청구항 25에 있어서,
    상기 대상 광원이 상기 대상 광 빔의 적어도 일부가 상기 광학 축과 공간적으로 떨어져서 대체적으로 평행하도록 구성된 광학 장치.
39. 청구항 25에 있어서,
    상기 몸체는 제2 근위치 포트와 제2 원위치 포트를 포함하는 채널을 형성하고, 상기 몸체는 양안 구성을 형성하는 광학 장치.
40. 청구항 39에 있어서,
    상기 제2 채널은 상기 눈에 대한 처방을 결정하는 광학계로부터 자유로운 광학 장치.
41. 광학 시스템의 눈 처방 또는 시각 수차들을 결정하는 방법으로서,
    상기 방법은
    함께 시각 채널을 형성하는 근위치 포트와 원위치 포트를 포함하는 광학 장치를 제공하는 단계, 상기 원위치 포트는 적어도 부분적으로 광학 축을 정의하고, 상기 광학 장치는 또한 대상 표시자를 생성하는 대상 광 빔을 발생시키도록 구성된 대상 광원을 포함하고,
    상기 광학 시스템을 상기 근위치 포트에 실질적으로 정렬하는 단계;
    상기 대상 표시자를 상기 광학 장치 외부의 대상에 형성하는 단계;
    상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 실질적으로 정렬하는 단계;
    파면을 생성하는 망막 광원으로 상기 광학 시스템의 눈을 조명하는 단계; 및
    상기 눈의 시각 수차들을 결정하기 위하여 파면 수차측정을 이용하는 단계를 포함하는 방법.
42. 청구항 41에 있어서,
    상기 광학 시스템이 특징지어지는 것은 생명체의 눈인 방법.
43. 청구항 41에 있어서,
    상기 광학 시스템이 특징지어지는 것은 생명체의 눈과 교정 렌즈인 방법.
44. 청구항 41에 있어서,
    상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 정렬한 이후 상기 눈에 대한 시각 수차들을 획득하는 단계를 더 포함하는 방법.
45. 청구항 41에 있어서,
    상기 대상 표시자를 형성하는 단계는 상기 원위치 포트를 통해 상기 눈에 보이는 시각적 표시자를 형성하는 단계를 포함하고, 상기 시각적 표시자는 다른 광원으로부터 형성되고,
    상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계는 상기 시각적 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계를 포함하는 방법.
46. 청구항 41에 있어서,
    상기 대상 표시자를 형성하는 단계는 상기 눈에 보이는 물리적 객체로부터 시각적 표시자를 형성하는 단계를 포함하고,
    상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계는 상기 시각적 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계를 포함하는 방법.
47. 청구항 41에 있어서,
    상기 대상은 상기 장치로부터 적어도 약 20 피트 떨어진 방법.
48. 청구항 41에 있어서,
    상기 대상 표시자를 상기 광학 축에 정렬하는 단계는 상기 대상에 더 가까워지거나 상기 대상으로부터 더 멀어지게 움직이는 단계를 포함하는 방법.
49. 청구항 41에 있어서,
    상기 대상은 상기 장치로부터 알려진 거리만큼 떨어져 있고,
    상기 방법은
    상기 눈이 20 피트 떨어진 대상에 포커싱하고 있었다는 가정에 기초하여, 상기 시각 수차를 추정하기 위하여 상기 알려진 거리를 이용하는 단계를 더 포함하는 방법.
50. 함께 시각 채널을 형성하는 근위치 포트와 원위치 포트를 포함하는 광학 장치를 제공하는 단계, 상기 원위치 포트는 적어도 부분적으로 광학 축을 정의하고;
    생명체의 눈을 상기 근위치 포트에 정렬하는 단계, 상기 눈은 상기 원위치 포트를 통해 상기 장치 외부의 대상 표시자를 보고;
    상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션을 결정하는 단계; 및
    상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션의 함수로 인간이 인지할 수 있는 큐(cue)를 발생시키는 단계를 포함하는 광학 방법.
51. 청구항 50에 있어서,
    상기 큐는 시각적 큐, 청각적 큐 및 기계적 큐 중에서 적어도 하나를 포함하는 광학 방법.
52. 청구항 50에 있어서,
    상기 큐를 발생시키는 단계는 상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션의 함수로, 크기가 변하는 소리를 생성하는 단계를 포함하는 광학 방법.
53. 청구항 50에 있어서,
    상기 큐를 발생시키는 단계는 상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션의 함수로, 주파수가 변하는 소리를 생성하는 단계를 포함하는 광학 방법.
54. 청구항 50에 있어서,
    상기 큐를 발생시키는 단계는 상기 광학 축에 대한 상기 눈의 오리엔테이션의 함수로, 듀티 사이클(duty cycle)이 변하는 소리를 생성하는 단계를 포함하는 광학 방법.
55. 청구항 50에 있어서,
    상기 눈의 오리엔테이션을 결정하는 단계는 파면 수차측정 기술들을 이용하는 단계를 포함하는 광학 방법.
56. 청구항 50에 있어서,
    상기 광학 장치는 복수의 대상 광원들을 포함하고, 각각의 대상 광원은 상기 대상 표시자를 선택적으로 발생시키도록 구성되고,
    상기 방법은
    상기 광학 축과의 정렬을 향하는 상기 눈을 향하도록 상기 대상 광원들 중 하나 또는 그 이상을 택일적으로 조명하는 단계를 더 포함하는 광학 방법.
57. 청구항 50에 있어서,
    상기 광학 장치는 상기 대상 표시자를 형성하기 위한 광 빔을 생성하도록 구성된 대상 광원을 포함하고,
    상기 방법은
    상기 광학 축과의 정렬을 향하는 상기 눈을 향하도록 상기 대상 광원을 움직이는 단계를 더 포함하는 광학 방법.
58. 청구항 50에 있어서,
    큐의 발생에 응답하여 상기 눈이 상기 광학 축과의 정렬을 향하도록 움직이는 광학 방법.
59. 생명체의 눈의 시각 수차들을 측정하기 위한 광학 장치로서,
    상기 장치는
    근위치 포트와 원위치 포트, 상기 근위치 포트와 상기 원위치 포트는 함께 상기 근위치 포트로부터 상기 원위치 포트를 통하는 시각 채널을 형성하고, 상기 원위치 포트는 적어도 부분적으로 광학 축을 정의하고;
    인간이 인지할 수 있는 큐를 발생시키도록 구성된 큐 발생기;
    상기 큐 발생기와 상기 시각 채널에 동작적으로 결합되고 상기 광학 축에 대한 상기 생명체의 눈의 오리엔테이션을 결정하고 상기 오리엔테이션의 함수로 상기 큐 발생기를 동작시키도록 구성된 오리엔테이션 로직을 포함하는 장치.
60. 청구항 59에 있어서,
    상기 큐 발생기는 시각적 큐, 청각적 큐 및 기계적 큐 중에서 적어도 하나를 생성하도록 구성된 광학 장치.
61. 청구항 59에 있어서,
    개방 뷰 시각 채널을 더 포함하는 광학 장치.
62. 청구항 61에 있어서,
    상기 시각 채널은 꼭짓점이 상기 근위치 포트를 향하고 밑면이 상기 원위치 포트를 향하는 원뿔 형상을 갖는 광학 장치.
63. 청구항 59에 있어서,
    파면 수차기를 더 포함하는 광학 장치.
64. 청구항 59에 있어서,
    양안 구성의 몸체를 더 포함하는 광학 장치.
65. 청구항 59에 있어서,
    각각의 대상 광원이 대상 표시자를 선택적으로 발생시키도록 구성된 복수의 대상 광원; 및
    상기 광학 축과의 정렬을 향하는 눈을 향하도록 상기 대상 광원들 중 하나 또는 그 이상을 택일적으로 조명하도록 구성된 제어기를 더 포함하는 광학 장치.
66. 청구항 59에 있어서,
    대상 표시자를 발생시키도록 구성된 대상 광원을 더 포함하고, 상기 대상 광원은 상기 원위치 포트 대하여 움직일 수 있는 광 빔을 조명하도록 구성된 광학 장치.

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