TW201350082A - 在平行取樣及鎖定偵測模式中的眼科波前感測器操作 - Google Patents

在平行取樣及鎖定偵測模式中的眼科波前感測器操作 Download PDF

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Abstract

本發明之一實施例係一種用於與一眼科顯微鏡一起使用以對一眼睛之屈光狀態提供連續量測之眼科波前感測器。該波前感測器藉由使光源之脈動與用於偵測取樣子波前之形心位置之多個位置感測裝置/偵測器同步而以平行取樣及鎖定偵測模式進行操作。其他實施例包含一種用以取樣該波前之選定部分之光束掃描器及一種活動影像感測器及一種追蹤偏轉器。

Description

在平行取樣及鎖定偵測模式中的眼科波前感測器操作 相關申請案
本申請案主張2012年4月30日申請之標題為「Ophthalmic Wavefront Sensor Operating in Parallel Sampling and Lock-In Detection Mode」之美國專利申請案13/459,914之優先權，該案係以下申請案之部分接續申請案：2011年8月4日申請之標題為「A Large Diopter Range Real Time Wavefront Sensor」之美國專利申請案13/198,442，其係2010年5月28日申請之標題為「Adaptive Sequential Wavefront Sensor With Programmed Control」之申請案第12/790,301號(其係2007年6月12日申請之標題為「Adaptive Sequential Wavefront Sensor and its Applications」之申請案第11/761,890號之一分案)之部分接續申請案；現在係2010年10月19日發佈之美國專利第7,815,310號，其係2006年1月20日申請之標題為「Sequential Wavefront Sensor」之申請案第11/335,980號之部分接續申請案；現在係2008年11月4日發佈之美國專利第7,445,335號，且本申請案亦係2011年6月6日申請之標題為「A Compact Wavefront Sensor Module and Its Attachment to or Integration with an Ophthalmic Instrument」之申請案第13/154,293號之部分接續申請案，該等申請案全部係以引用方式針對所有目的併入本文。
本發明之一或多項實施例大體上係關於用於判定一眼睛之屈光 狀態及波前像差之波前感測器。特定言之，本發明係一種用於判定眼科手術期間一眼睛之屈光狀態及波前像差之設備。
波前感測器係用以量測光之一波前之形狀之裝置(參見例如US4141652及US5164578)。在多數情況中，一波前感測器量測一波前自一參考波前或一理想波前(諸如一平面波前)之偏離。一波前感測器可用於量測諸如人眼之各種光學成像系統之低階及高階像差(參見例如US6595642；J.Liang等人(1994)「Objective measurement of the wave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wave-front sensor」，J.Opt.Soc.Am.A 11，第1949頁至第1957頁；T.Dave(2004)「Wavefront aberrometry Part 1：Current theories and concepts」，Optometry Today，2004年11月19日，第41頁至第45頁)。此外，一波前感測器亦可用於適應性光學器件中，其中可使用例如一光學波前補償裝置(諸如一可變形鏡)即時量測並補償失真波前(參見例如US206890076、US6910770及US6964480)。由於此補償，可獲得一清晰影像(參見例如US5777719)。
術語「晶狀體眼」指代包含其自然水晶體之眼睛，術語「無晶狀體眼」指代移除其自然水晶體之眼睛，且術語「假晶狀體眼」指代植入一人工水晶體之眼睛。目前，用於量測人眼之像差之多數波前感測器經設計以針對一晶狀體眼或假晶狀體眼僅涵蓋約-20D至+20D之一有限屈光度範圍。此外，其等亦經設計以在量測眼睛波前時在一相對較暗的環境中操作。
在影響屈光之眼科手術期間，可期望隨著手術的進行而瞭解眼睛之屈光狀態，使得可對外科醫生提供連續回饋(參見例如US6793654、US7883505及US7988291)。在其中藉由一合成水晶體取代眼睛之自然水晶體之白內障手術中，情況尤其如此。在此一情況 中，外科醫生偏好瞭解晶狀體、無晶狀體及假晶狀體階段中眼睛之屈光狀態以選擇一合成水晶體、確認在移除自然水晶體之後其屈光力是否正確，且亦在植入該合成水晶體之後確認正視眼或其他所要屈光度值。因此，需要一種用以涵蓋一較大屈光度量測範圍且亦容許外科醫生不僅在晶狀體及假晶狀體狀態而且在無晶狀體狀態下以指定精確度量測眼睛之屈光狀態之波前感測器。
又在眼科手術期間，用來自手術顯微鏡之非偏光寬頻(白色)光照明眼睛，因此外科醫生可透過顯微鏡看見患者的眼睛。此照明光亦被引導至患者的眼睛中，自視網膜散射且返回至手術顯微鏡。耦合至手術顯微鏡之一波前感測器自手術顯微鏡接收其所要返回波前量測光及寬頻照明二者。顯微鏡照明光源通常未經設計以在視網膜處產生一足夠小的有效光源，產生顯露患者的屈光狀態之一波前需要該光源。因此，來自手術顯微鏡且藉由波前感測器接受之任何照明光可導致關於患者的屈光狀態之錯誤資訊。因此，亦需要一種免受來自一手術顯微鏡之照明光之影響之眼科波前感測器。
用於白內障手術之市售波前感測器(諸如來自WaveTec Vision之橙色手術中波前像差計(參見例如US6736510))並未提供連續回饋、涵蓋有限屈光度範圍且亦無法免受手術顯微鏡之照明光的干擾。事實上，為使用該橙色波前感測器得到一足夠精確且準確的屈光量測，外科醫生必須暫停手術程序、關閉手術顯微鏡之照明光且必須擷取多個資料圖框，從而給白內障屈光手術時間增加多達幾分鐘的額外時間。
本發明之一實施例係關於一種眼科波前感測器，其包括：一光源，其經組態以接收在一參考頻率下振盪/脈動之一參考信號且產生藉由在該參考頻率下的光脈衝形成之一光束；一光束引導元件，其經組態以將來自該光源之光束發射至一患者眼睛中，且其中自該患者眼 睛返回之光束之一部分形成呈該參考頻率下的光脈衝形式之一物件波前；一光學波前中繼系統，其經組態以沿一光束路徑將一目標波前自位於一患者眼睛之前面部分處之一物件平面中繼至一波前影像平面，該光束路徑可將該物件平面處具有一大屈光度範圍之一入射波前中繼光束導引至該波前影像平面；一高頻回應位置感測裝置陣列，其中各位置感測裝置經組態以偵測一影像光點形心自一參考位置之偏轉量且輸出指示該偏轉量之一量測信號；一子波前取樣元件陣列，其安置在該高頻回應位置感測裝置陣列前面且實質上位於該波前影像平面處，其中該子波前取樣元件陣列中之各取樣元件經組態以取樣中繼波前之一子波前且將一取樣子波前聚焦至該高頻回應位置感測裝置陣列中之一對應高頻回應位置感測裝置上，其中該等子波前取樣元件實體上彼此間隔，使得一高屈光度範圍物件波前之各取樣子波前僅聚焦在對應於子波前取樣元件之對應高頻回應位置感測裝置上；及一電子頻敏偵測系統，其經耦合以接收該參考信號及該量測信號，其中該電子頻敏偵測系統經組態以僅指示在約該參考頻率下該量測信號之一頻率分量之量值，使得可實質上抑制不同於該參考頻率之頻率下的所有雜訊信號，諸如1/f雜訊。
一特徵係使用兩個級聯波前中繼器，且第二中繼器具有一傅立葉變換平面，其中波前中繼光束經製成以在來自眼睛之波前在一大屈光度範圍內變化時駐留在某一空間體積內。在第二中繼器之傅立葉平面處安置一光束掃描器/偏轉器以按角度掃描光束，使得最終波前影像平面處之中繼波前可相對於數個子波前取樣元件之一陣列橫向移位。在該等波前取樣元件後面安置對應數目個PSD以在鎖定偵測模式中與一脈衝光源同步操作，該等PSD由眼睛產生波前。運用橫向波前移位，可取樣該中繼波前之任何部分且亦可靈活地控制波前取樣之空間解析度。
在眼科手術期間使用之另一特徵係一種用於產生輸出在至少兩種狀態之間變化之波前之光源，其中在「亮」狀態及「暗」狀態之各者中偵測自一患者眼睛返回之波前以能夠拒絕來自除量測光以外的光之信號。
另一特徵係使用在高於1/f雜訊範圍之一頻率下皆可在鎖定模式中與光源同步操作之數個高速PSD平行偵測波前之部分，使得可有效地濾除DC及低頻背景雜訊。
另一特徵係執行主動平行波前取樣。可就主動平行波前取樣元件之位置、子波前取樣孔徑大小、聚焦力及開啟/關閉狀態控制該等主動平行波前取樣元件。
又另一特徵藉由使子波前取樣元件隔開足夠寬而增強屈光度涵蓋範圍使得在一大屈光誤差量測屈光度範圍內該等波前取樣元件之間不存在串擾。在另一實例中，藉由以下者取樣僅彼此適當分離之特定數目個子波前：啟動該等子波前取樣元件之一子組且亦僅啟用對應數目個位置感測裝置/感測器(PSD)以避免串擾。在又另一實例中，可啟動該等PSD及該等子波前取樣元件以回應於患者的屈光狀態而分別改變其等縱向位置及/或其等聚焦力，使得可動態地調整針對各PSD之子波前傾斜靈敏度。此外，亦可回應於患者的屈光狀態調整該等PSD之橫向位置，使得各PSD定位在最佳橫向位置處以提供一最佳化形心位置回應。
又另一特徵係利用循序掃描或移位整個波前，使得當在空間中固定平行子波前取樣元件及位置感測裝置/偵測器(PSD)時，可取樣入射波前之任何部分。在另一態樣中，掃描器/偏轉器追蹤眼睛且使用移位之自動調整移位自患者的眼睛返回之波前，使得取決於瞳孔大小、位置及來自眼睛之波前之屈光度值，僅取樣波前在患者的瞳孔內之某些所要部分，諸如中心3mm至4mm直徑區域。
又另一特徵係在以下意義上利用及時報告經量測之眼睛屈光：屈光狀態之任何變化與藉由儀器對屈光狀態之報告之間存在低延時。這係藉由平均化一所要週期內偵測到的波前像差資料及以一所要更新速率更新覆疊一實況眼睛影像之定性及/或定量量測結果而達成。
又另一特徵對發生於眼科手術期間之屈光誤差(例如，在已移除眼睛之自然水晶體時但在用一人工水晶體取代之前發生之誤差)之一大屈光度範圍提供準確量測。可以數種方式達成此等準確量測。一實例係設計光學器件以藉由主動地改變子波前取樣元件與位置感測裝置/偵測器之間的距離或藉由主動地改變子波前聚焦透鏡之焦距而動態地調整靈敏度或子波前傾斜回應曲線之斜率。另一實例係使用諸如一焦距可變透鏡之一球面屈光度值偏移元件在一中間共軛波前影像平面處動態地偏移波前之球面屈光度值。
熟習此項技術者在結合隨附圖式檢視較佳實施例之下列實施方式之後將更容易明白例示性實施例之此等及其他特徵及優點。此等圖式之各者可單獨或組合使用或與本文描述之任何實施例一起使用。
102‧‧‧波前
104‧‧‧第一透鏡
106‧‧‧偏光光束分離器(PBS)
108‧‧‧四分之一波片
112‧‧‧掃描鏡
114‧‧‧馬達軸件/馬達
116‧‧‧第二透鏡
118‧‧‧波前取樣孔徑
120‧‧‧子波前聚焦透鏡
122‧‧‧位置感測裝置/偵測器
124‧‧‧原始輸入波前/複製波前
134‧‧‧光源
136‧‧‧光束引導元件
138‧‧‧眼睛
204‧‧‧第一透鏡
206‧‧‧光束引導元件
212‧‧‧光束掃描器
216‧‧‧第二透鏡
218‧‧‧波前取樣孔徑
220‧‧‧子波前聚焦透鏡
222‧‧‧位置感測裝置/偵測器(PSD)
234‧‧‧光源
236‧‧‧電子控制系統
238‧‧‧使用者控制介面
240‧‧‧第三透鏡
242‧‧‧第四透鏡
304‧‧‧第一透鏡
306‧‧‧光束引導元件
312‧‧‧光束掃描器/光束移位器
316‧‧‧第二透鏡
318‧‧‧子波前取樣孔徑
320‧‧‧子波前聚焦透鏡
322‧‧‧位置感測裝置/偵測器(PSD)
334‧‧‧光源
336‧‧‧電子系統
342‧‧‧小透鏡陣列
343‧‧‧鎖定放大器
344‧‧‧球面會聚波前
345‧‧‧顯示器
346‧‧‧焦平面
352‧‧‧小透鏡
354‧‧‧會聚球面波前
358‧‧‧圖案化孔徑陣列遮罩
359‧‧‧孔徑
400‧‧‧鎖定偵測放大器
495‧‧‧前置放大器
496‧‧‧混合器
497‧‧‧鎖相迴路
498‧‧‧低通濾波器
499‧‧‧輸出放大器
501‧‧‧子波前取樣小透鏡
502‧‧‧圓盤/波前影像
503‧‧‧中繼波前之第一部分
504‧‧‧中繼波前之第一部分
505‧‧‧中繼波前之第一部分
506‧‧‧中繼波前之第一部分
507‧‧‧中繼波前之第一部分
508‧‧‧中繼波前之第一部分
509‧‧‧中繼波前之第一部分
510‧‧‧中繼波前之第一部分
512‧‧‧總取樣圖案
513‧‧‧中繼波前之第一部分
514‧‧‧中繼波前之第一部分
515‧‧‧中繼波前之第一部分
516‧‧‧中繼波前之第一部分
517‧‧‧中繼波前之第一部分
518‧‧‧中繼波前之第一部分
519‧‧‧中繼波前之第一部分
520‧‧‧中繼波前之第一部分
604‧‧‧第一透鏡
606‧‧‧光束引導元件
612‧‧‧光束掃描器/偏轉器
616‧‧‧第二透鏡
618‧‧‧孔徑
620‧‧‧子波前聚焦小透鏡
621‧‧‧透鏡
622‧‧‧位置感測裝置/偵測器(PSD)
622a‧‧‧虛擬影像光點平面
634‧‧‧光源
636‧‧‧電子系統
637‧‧‧焦距可調整透鏡/變焦透鏡/焦距可變透鏡
640‧‧‧第三透鏡
642‧‧‧第四透鏡
643‧‧‧鎖定放大器
645‧‧‧顯示器
680‧‧‧掃描鏡
689‧‧‧波前補償器/失焦偏移元件
701‧‧‧子波前取樣小透鏡
702‧‧‧圓盤/中繼波前
703‧‧‧中繼波前之第一部分
704‧‧‧中繼波前之第一部分
705‧‧‧中繼波前之第一部分
706‧‧‧中繼波前之第一部分
707‧‧‧中繼波前之第一部分
708‧‧‧中繼波前之第一部分
709‧‧‧中繼波前之第一部分
710‧‧‧中繼波前之第一部分
712‧‧‧總取樣圖案
713‧‧‧中繼波前之第一部分
714‧‧‧中繼波前之第一部分
715‧‧‧中繼波前之第一部分
716‧‧‧中繼波前之第一部分
717‧‧‧中繼波前之第一部分
718‧‧‧中繼波前之第一部分
719‧‧‧中繼波前之第一部分
720‧‧‧中繼波前之第一部分
812‧‧‧物件光束掃描器
834‧‧‧超輻射發光二極體(SLD)
860‧‧‧二向色/長波通光束分離器
862‧‧‧影像感測器
864‧‧‧凝視光源/可見凝視目標
866‧‧‧小光束分離器
868‧‧‧透鏡
870‧‧‧透鏡
880‧‧‧掃描鏡
900‧‧‧波前量測系統
901‧‧‧波前
903‧‧‧視線
910‧‧‧手術顯微鏡
915‧‧‧光束分離器
938‧‧‧患者眼睛
1000‧‧‧波前量測系統
1003‧‧‧視線
1015‧‧‧光束分離器
1038‧‧‧患者眼睛
A‧‧‧第一傅立葉變換平面/傅立葉變換平面
B‧‧‧第一影像平面/影像平面/波前影像平面
C‧‧‧第二傅立葉變換平面/傅立葉變換平面
D‧‧‧第二影像平面/影像平面
f‧‧‧小透鏡之焦距
r‧‧‧小透鏡之半徑
θm‧‧‧最大平均子波前傾斜/最大屈光度量測範圍值
圖1展示共同讓與之US7445335中揭示之循序波前感測器之一示意圖。
圖2展示如共同讓與之US20120026466中揭示之一改良光學組態。
圖3a展示一例示性波前感測器之一實施例，其中一脈衝光源係與位置感測裝置/偵測器之一陣列同步以使感測器能夠在平行取樣及亦鎖定偵測模式中工作。
圖3b展示具有位置感測裝置/偵測器之一對應陣列之一典型沙克-哈特曼(Shack-Hartmann)波前感測器之一小透鏡陣列及可在無串擾之情況下達成之最大屈光度量測範圍。
圖3c展示具有位置感測裝置/偵測器之一對應陣列之子波前取樣元件之一例示性配置及可在無串擾之情況下達成之最大屈光度量測範圍。
圖4係展示一鎖定偵測放大器之一例示性實施例之一方塊圖。
圖5展示如施加於圖3a之光學組態之循序橫向波前移位或掃描之一實例。
圖6展示圖3a之波前感測器之另一實施例，其中組合一8-f波前中繼組態與一小光束掃描器以除了實現平行波前取樣及鎖定偵測以外亦實現實際循序波前掃描。
圖7展示如施加於圖6之光學組態之循序橫向波前移位或掃描之一實例。
圖8展示將一凝視光源及一眼睛影像感測器併入圖6之組態中之一實例。
圖9展示整合當前揭示之波前感測器與一手術顯微鏡之一實例。
圖10展示整合當前揭示之波前感測器與一狹縫燈生物顯微鏡之一實例。
現在將詳細參考隨附圖式中圖解說明之各種例示性實施例。雖然本發明將結合此等實施例加以描述，但是應瞭解並非旨在將本發明限於任何實施例。相反地，旨在涵蓋如可包含於如藉由隨附申請專利範圍定義之本發明之精神及範疇內之替代例、修改及等效物。在下列描述中，陳述許多特定細節以提供對各種實施例之一透徹理解。然而，本發明可在無一些或所有此等特定細節之情況下加以實踐。在其他例項中，並未詳細描述熟知程序操作以免不必要地模糊本發明。此外，在本說明書中之各個地方每次出現的片語一「例示性實施例」不一定指代相同例示性實施例。
用於人眼波前量測之多數先前技術眼科波前感測器使用二維CCD或CMOS影像感測器進行波前資訊收集。例如，一典型沙克-哈特曼波前感測器(參見例如US5777719、US6199986及US6530917)使用二維小透鏡陣列及二維CCD或CMOS影像感測器。一切爾寧(Tscherning)波前感測器(參見例如J of Refractive Surgery，第16卷，2000年9月/10月，Mrochen等人之「Principles of Tscherning Aberrometry」)將二維點陣列圖案投影至視網膜上且使用二維CCD或CMOS影像感測器以獲得自眼睛返回之二維點陣列之影像以提取波前資訊。一塔爾波特(Talbot)波前感測器使用一交叉光柵及放置在交叉光柵之自成像平面處之一CCD或CMOS影像感測器(參見例如US6781681)以提取波前資訊。一塔爾波特-莫伊(Talbot Moiré)波前感測器(參見例如US6736510)使用具有相互旋轉角度偏移之一對交叉光柵及一CCD或CMOS影像感測器以獲得疊紋(Moiré)圖案之一影像以提取波前資訊。一相位分散式波前感測器(參見例如US7554672及US20090185132)使用一繞射透鏡元件及二維CCD或CMOS影像感測器以獲得與不同繞射級相關聯之影像以提取波前資訊。
歸因於需要藉由二維影像感測器收集之大量資料及對由時脈速率及/或經由一電子資料傳送線(諸如一USB電纜)之資料傳送速率引起的圖框速率之限制，用於所有此等先前技術波前感測裝置中之影像感測器僅可以一相對較低圖框速率(通常每秒25個至30個圖框)操作，且因此對DC或低頻背景雜訊敏感。因此，此等先前技術波前感測器通常可僅在一相對較暗環境中運行以減小來自DC或低頻背景/環境光之雜訊。
此外，此等眼科波前感測器之屈光度量測範圍通常限於±20D內，這大部分歸因於損及固定網格波前取樣元件之間隔或節距，間隔或節距判定波前傾斜靈敏度、波前屈光度量測範圍及波前量測空間解 析度。
基於雷射光線追蹤(參見例如US6409345及US6932475)之另一波前感測技術並非絕對需要使用二維CCD或CMOS影像感測器以進行波前資訊提取。然而，一商用產品(來自Tracey Technologies之iTrace)具有僅±15D之一有限量測範圍，且仍需要暗環境進行波前量測。
共同讓與之US7445335揭示循序移位整個波前以僅容許波前之一所要部分通過一波前取樣孔徑之一循序波前感測器。此波前感測器採用鎖定偵測以藉由脈動用於由眼睛產生波前之光源及使該光源與一高頻回應位置感測裝置/偵測器(諸如象限偵測器)同步而拒絕諸如來自背景光或電子干擾之DC或低頻光學或電子雜訊。因此，此波前感測器無需暗環境以進行波前量測，且極適合於使用始終保持在「開啟」狀態之一手術顯微鏡之照明光進行連續即時手術中屈光手術。循序取樣一波前完全移除任何潛在串擾問題，從而因此提供一大波前量測動態範圍之可能性。然而，US7445335之光學組態並不適合涵蓋一大屈光度範圍，這係因為其需要具有一相對較大光束截取區域之一光束掃描器。另一共同讓與之美國專利申請案(US20120026466)揭示US7445335內之改良之光學組態。此等改良之組態可容許使用一相對較小且市售光束掃描器(諸如一MEMS掃描器)以在一大屈光度範圍(多達±30D)內掃描來自眼睛之整個物件光束，且因此可充分涵蓋甚至無晶狀體狀態之眼睛之屈光。藉由靈活地移位波前，可取樣波前之任何部分且因此亦可達成高空間解析度。
然而，歸因於眼睛安全要求，限制可在一給定時間內傳遞至患者眼睛之光能。因此，即使使用光源之脈動及鎖定偵測途徑以增高信雜比，若想要取樣自眼睛返回之一波前之較大數目個空間部分，則可限制波前量測更新速率。另一方面，若想要具有高波前量測更新速率，則可限制空間取樣點之最大數目。因此需要進一步改良在鎖定偵 測模式中操作之此一波前感測器之效能。
根據本發明之一或多項實施例，組合數個平行波前取樣元件與在高於1/f雜訊頻率範圍之一頻率下全部以鎖定偵測模式與光源之脈動同步操作之對應數目個影像或光點位置感測裝置/偵測器(PSD)。各PSD具有一足夠高的頻率回應，使得可循序濾除DC或低頻背景光產生的雜訊且可增加信雜比。
除平行取樣波前以外，平行波前取樣元件之實體間隔經設計使得一所要眼睛屈光誤差屈光度涵蓋範圍內不存在串擾。此外，為取樣一波前之任何部分或區段，該波前亦可使用如共同讓與之專利US7445335及專利申請案US20120026466中揭示之類似途徑相對於波前取樣元件循序移位。
圖1展示共同讓與之US7445335中揭示之循序波前感測器之一示意圖。來自一光源134之一狹窄光束係透過諸如一光束分離器之一光束引導元件136引導至一眼睛138之視網膜。源自該眼睛之視網膜之一物件光束(其在離開該眼睛時具有一波前102)係藉由第一透鏡104聚焦。該物件波前光束行進穿過之一偏光光束分離器(PBS)106，該偏光光束分離器(PBS)106以使得其通過偏光方向與物件光束之所要偏光方向對準之一方式配置。因此，一線性偏光物件光束將通過該PBS 106。在該PBS 106後面放置一個四分之一波片108，其中快軸經定向使得在該光束通過該四分之一波片108之後出射一圓偏光光束。
載送來自眼睛之波前資訊之物件光束係聚焦在一傾斜掃描鏡112之反射表面上，該傾斜掃描鏡112安裝在一馬達軸件114上。藉由該鏡反射之物件光束改變為取決於該掃描鏡112之傾斜角及該馬達114之旋轉位置之一方向。反射光束仍係圓偏光，但是圓偏光旋轉方向將自左側改變為右側或自右側改變為左側。因此，當光束在其返回路徑上第二次通過該四分之一波片108時，該光束再次變為線性偏光，但是其 偏光方向相對於原始傳入物件光束之方向旋轉至一正交方向。因此，在該偏光光束分離器106處，返回的物件光束多數將經反射至左側，如藉由圖1中之虛光線所示。
一第二透鏡116放置在左側上緊鄰於PBS 106以準直反射物件光束且在波前取樣孔徑118之平面處產生原始輸入波前(124)之一複製品。歸因於掃描鏡之傾斜，該複製波前124經橫向移位。一孔徑118放置在一子波前聚焦透鏡120前面以選擇該複製波前124之一小部分。該子波前聚焦透鏡120將選定子波前聚焦至一位置感測裝置/偵測器122上，該位置感測裝置/偵測器122係用以判定由循序選定子波前產生之聚焦光點之形心。藉由旋轉馬達114及改變掃描鏡112之傾斜角，可控制該複製波前之徑向及方位移位之量，使得該複製波前之任何部分可經選擇而以一循序方式通過該孔徑118。因此，可在一標準沙克-哈特曼波前感測器之情況中特性化原始傳入光束之總體波前，唯各子波前之形心現在係以一循序方式而非一平行方式獲得除外。
如圖1可見，藉由控制掃描鏡之傾斜角及脈動光源之速率，可取樣波前之任何部分。此外，電子控制及偵測系統可使光源134、馬達114、波前取樣孔徑118(若其亦係作用中)及位置感測偵測器122之操作同步以實現鎖定偵測。因此，可增高信雜比且可濾除DC或低頻背景光產生的雜訊。
然而，在藉由一4-f光學波前中繼系統之光學傅立葉變換平面處之一光束掃描器進行波前移位時，當患者眼睛之屈光誤差屈光度值為大時，光束在傅立葉變換平面處的尺寸亦將相對較大。這意謂為涵蓋一大屈光度範圍，該光束掃描器需要一相對較大的光束截取區域。在白內障手術之情況中，若眼睛與輸入埠之間的工作距離大，則就成本及商業可用性而言所需光束掃描器大小將不切實際。
圖2展示如共同讓與之美國專利申請案US20120026466中揭示之 另一光學組態，其使用分別具有第一傅立葉變換平面A及第二傅立葉變換平面C及第一影像平面B及第二影像平面D之兩個級聯4-f中繼器。歸功於使用兩個級聯4-f波前中繼器或一8-f波前中繼器，可藉由按角度掃描第二傅立葉變換平面C處或周圍之波前光束來達成循序橫向波前移位，在該第二傅立葉變換平面C中波前光束寬度(在一所要大屈光誤差屈光度量測範圍內)可維持在某一實體尺寸範圍內，使得可藉由一相對較小的光束掃描器212完全截取物件光束。
如圖2中所示，在波前影像平面B處進行第一波前中繼之後，物件光束寬度由於第一透鏡204與第二透鏡216之焦距差而減小，但是光束發散或會聚增加。第二4-f波前中繼器包括一第三透鏡240及一第四透鏡242，其等各自具有一相對較大聚焦力或相對較短焦距及一相對較大數值孔徑(NA)或光束受光錐角。第二傅立葉變換平面C處之光束寬度現在相對較小。藉由按角度掃描第二傅立葉變換平面C處之光束，可橫向移位第二波前影像平面D處之波前影像。可在第二波前影像平面D處藉由一波前取樣孔徑218取樣該橫向移位波前且藉由一子波前聚焦透鏡220將該橫向移位波前聚焦至一位置感測裝置/偵測器(PSD)222上。
類似於圖1中描繪之實施例，藉由控制該第二傅立葉變換平面C處之光束掃描器212及計時光源之脈動，可取樣波前之任何部分。再者，電子控制及偵測系統可使光源234、掃描器212、孔徑218(若其係一可變孔徑)及PSD 222之操作同步以實現鎖定偵測以增高信雜比且濾除藉由DC或低頻背景光產生之雜訊。
具有一使用者控制介面238之一電子控制系統236耦合至光束掃描器212及可變孔徑以容許控制此等元件以改變掃描圖案或孔徑大小。在其他實施例中，如下文將更全面地描述，該電子控制系統236可耦合至其他可控制元件。該使用者介面238可呈儀器上之按鈕、儀 器上或耦合至該電子控制系統236之一電腦上之一圖形使用者介面(GUI)之形式。
注意在圖1及圖2中，存在僅一波前取樣元件及僅一位置感測裝置，且波前取樣以純循序方式進行。在此情況中，僅取樣整個波前之一部分且因此並未有效地使用自眼睛返回之光能。
圖3a展示其中經由一光束引導元件306(諸如一偏光光束分離器(PBS))將來自以脈衝及/或叢發模式操作之一光源334(諸如一超輻射發光二極體或SLD)之一光束發射至一患者眼睛中以在視網膜上形成一相對較小影像光點以產生自該眼睛返回之一波前之一實例。該光束引導元件306應具有一足夠大的光束截取大小以確保載送來自眼睛之波前資訊之一所要眼睛屈光度量測範圍內之物件光束被完全截取而不受光束引導元件之邊緣干擾。
使用一PBS可有助於抑制來自反射或散射自眼睛之其他非所要光學介面(諸如角膜及眼睛水晶體)之光之干擾。這係因為相對狹窄的輸入SLD光束係在一第一偏光方向上線性偏光且反射或散射自角膜及眼睛水晶體之光多數亦係在該第一偏光方向上線性偏光，而視網膜散射光具有經偏光正交於該第一偏光方向之一大分量。因此，PBS(如光束引導元件306)用作使SLD光束朝眼睛傳播之一偏光器且亦用作僅使在一第二正交偏光方向上自視網膜返回之物件光束通過之一檢偏鏡。
除需要濾除某一偏光分量以外，亦需要將離開眼睛之波前中繼至一波前取樣影像平面。在圖3a中，這係使用包括一第一透鏡304及一第二透鏡316之一4-f波前中繼光學組態而達成。在波前影像平面B處，包括例如子波前取樣孔徑318之一環形陣列及子波前聚焦透鏡320之一對應環形陣列之子波前取樣元件之一陣列平行取樣並聚焦波前影像平面B處之經中繼波前之多個部分。在子波前取樣元件之陣列後面配置位置感測裝置/偵測器(PSD)322之一對應陣列(諸如橫向效應位置 感測偵測器或象限偵測器之一環形陣列)以偵測各取樣子波前之影像光點形心位置。
為展示子波前取樣元件及位置感測裝置/偵測器(PSD)之細節，在圖3a中已包含波前取樣及形心偵測級光學元件之一放大插圖，其中子波前取樣孔徑318之環形陣列刻意與子波前聚焦透鏡320之環形陣列分離，但是實務上其等更有可能彼此接觸或彼此緊緊靠近。在放大圖式中，PSD 322之環形陣列係配置在子波前聚焦透鏡320之後焦平面周圍以在波前較為平坦時在該等PSD上導致一相對尖銳聚焦影像光點，然而，情況不一定如此，這係因為PSD 322之環形陣列可配置在子波前聚焦透鏡320之焦平面之前或之後。在例示性實施例中，藉由在來自眼睛之波前之一圓環周圍取樣，可判定眼睛之球面及柱面屈光誤差及柱面軸。然而，平行子波前取樣元件之圖案可呈其他形式，諸如一輪輻圖案或二維線性陣列形式。
圖3a描繪經耦合以自PSD 322之陣列接收輸出信號以抑制雜訊之一鎖定放大器343。一顯示器345可耦合至接收該鎖定放大器343之輸出之電子系統336。下文參考圖4描述鎖定放大器343之操作。電子系統336具有處理該鎖定放大器343之輸出之處理能力，包含應用演算法以判定屈光、像差及其他診斷或臨床因數。顯示器345可實施為與一手術顯微鏡相關聯之一抬頭顯示器或一大螢幕顯示器或一背面投影顯示器或實施為一個人電腦或工作站之部分。
注意，與先前技術波前感測器系統相比，當前描述之例示性實施例具有當以一方式或另一方式組合時有利於眼睛屈光手術之數個特徵。首先，子波前取樣元件經實體分離使得密度大體上小於用於一典型沙克-哈特曼波前感測器中之一標準小透鏡陣列之密度。這係藉由使小透鏡至小透鏡距離或小透鏡節距變大或藉由使各小透鏡之直徑大於用於一典型沙克-哈特曼波前感測器中之一小透鏡之直徑而達成。 替代地，可使小透鏡陣列之小透鏡之焦距短於用於一典型沙克-哈特曼波前感測器中之小透鏡之焦距。因此，可在無串擾之情況下涵蓋足夠大屈光度量測範圍，即，一經取樣之子波前影像光點著陸在一非對應PSD上。
為圖解說明此點，圖3b展示具有位置感測裝置/偵測器之一對應陣列之一典型沙克-哈特曼波前感測器之一小透鏡陣列及無串擾之最大屈光度量測範圍所發生的事項。在當前描述中，術語「串擾」指代其中旨在藉由一對應偵測器上之一小透鏡聚焦之一整個光束之一部分係聚焦在一相鄰偵測器上之一條件。
一典型沙克-哈特曼波前感測器之小透鏡陣列342緊密堆積有配置成彼此相鄰而無任何間隙之小透鏡。在此情況中，每單位面積存在較大數目個小透鏡且用於量測一波前之取樣密度為高。假定待量測之波前係如所示之一球面會聚波前344，則可在無串擾之情況下量測之最大平均子波前傾斜θm將受限於各小透鏡之半徑r及焦距f，其中θm=tan-1[r/f]。圖3b圖解說明波前之曲率由於大的正或負屈光度值而增加。因此，θm指示最大屈光度量測範圍值。
在圖3b中，存在子波前傾斜之一角展度且藉由最左小透鏡取樣之子波前將藉由此最左小透鏡聚焦以形成著陸在PSD1之右邊界處PSD1與PSD2之間之一光點。如可見，會聚球面波前之會聚或絕對屈光度值之任何進一步增加將導致傾斜角超過θm且導致藉由最左小透鏡取樣之光點著陸在PSD1與PSD2之間之邊界外而至PSD2中，藉此導致串擾。事實上，由於經取樣之子波前係會聚的，故聚焦光點實際上在焦平面346前面，且因此焦平面346上之對應影像光點將寬於銳聚焦之影像光點，因此子波前傾斜量測範圍稍微小於θm。最右小透鏡及兩個位置感測裝置/偵測器PSD8及PSD7存在一類似情境。
另一方面，若波前係一球面發散波前，則一般而言銳聚焦影像 光點實際上將處在焦平面346後面，所以焦平面346上之光點亦將寬於銳聚焦之光點，且因此子波前傾斜量測範圍將再次稍微小於θm。若波前並非球面波前而係具有棱鏡傾斜及/或像散及/或甚至其他高階像差，則藉由任何小透鏡取樣之一局部子波前傾斜可超過傾斜量測範圍界限θm。
然而，若平行子波前取樣元件並非緊密堆積而係經智能分佈使得兩個元件之間的中心至中心距離得以適當控制，則可刻意地避免串擾且亦達成某一所要足夠大屈光度量測範圍。
圖3c展示具有位置感測裝置/偵測器之一對應陣列之子波前取樣元件之一配置之一例示性實施例且圖解說明可增加無串擾之最大屈光度量測範圍。在經圖解說明之實例中，各子波前取樣元件包括一小透鏡352及在對應小透鏡前面之一孔徑359。換言之，一圖案化孔徑陣列遮罩358與一對應小透鏡陣列352組合以充當平行子波前取樣元件之一陣列。假定各小透鏡之焦距與圖3b中所示之小透鏡之焦距相同且係藉由相同的f加以表示，而現在一小透鏡之中心相距兩個子波前取樣元件之間的邊界或中點之距離係d(如所示)，則可在無串擾之情況下量測之最大平均子波前傾斜現在將為βm=tan-1[d/f]。由於d大於r，局部子波前傾斜量測範圍因此增加。事實上，圖3c展示經取樣比圖3b中描述之波前更會聚之一球面波前354，其中界限藉由βm=tan-1[d/f]施加。顯然，圖3c中可在無串擾之情況下取樣之會聚球面波前354之絕對屈光度值高於圖3b之波前344之絕對屈光度值。
在圖3c中，PSD之寬度與圖3b中之PSD之寬度相比有所增加，即，d大於r。使用較寬的PSD來代替狹窄的PSD使得其等之間的空間更大以確保可藉由一對應PSD擷取著陸在該對應PSD上之光點之子波前傾斜之增加。或者，若PSD具有與圖3b中所示之大小相同之較小大小但是被隔開，則子波前傾斜之增加可導致子波前光點著陸在PSD之 光敏區域之間的空間中。換言之，光點將不被PSD擷取以產生一電信號。
又在圖3c中，與圖3b中之小透鏡之直徑相比，小透鏡具有更大直徑但是具有相同的焦距。設計具有相同焦距之一較大小透鏡具有以下優點：當此一小透鏡與一可變孔徑組合時，改變孔徑之大小可提供在一較大取樣大小範圍內控制待取樣之子波前之大小之靈活性。例如，對於僅涉及球面及柱面屈光度值及柱面軸之判定之屈光誤差量測，一較大子波前取樣大小可提供平均化以及減小資料處理負擔之優點。換言之，對於該類型的屈光量測，如通常將藉由一標準沙克-哈特曼波前感測器提供之高空間波前取樣密度可能過多，且實質上可增加資料擷取、傳送及處理時間，因此減緩波前感測器之操作且使其變得過慢而無法進行即時屈光手術程序應用。
另一方面，若使用(例如)一LASIK系統僅需對一角膜之小面積進行手術，則該角膜上之雷射燒蝕光點大小通常遠小於一沙克-哈特曼波前感測器之一典型小透鏡之大小。在此一情況中，可將圖3c中描繪之孔徑對應地製成足夠小且可採用如下文將論述之波前掃描以容許在一小角膜面積內進行非平均波前感測，使得可在高階波前像差量測方面達成極高量測精確度。事實上，在一些例示性實施例中，在可主動地控制孔徑大小之意義上，使孔徑陣列處於作用中。應注意，經圖案化孔徑陣列亦可配置在經圖案化小透鏡陣列之後且不一定絕對需要經圖案化孔徑陣列，因為其等功能由小透鏡之直徑供應。
此外，鑑於用於計算θm之公式，可見亦可藉由選取一較小焦距值f而增加無串擾之子波前傾斜量測範圍θm。在此一情況中，各PSD之大小可較小以仍提供該子波前傾斜量測範圍。然而，如熟習此項技術者所熟知，傾斜量測靈敏度亦將受損，這係因為對於相同的子波前傾斜改變量而言，PSD上將存在光點之一較小位移。
為提供更多靈活性，一些例示性實施例使用具有可變焦距之一小透鏡陣列或具有具備不同焦距之小透鏡陣列之特定子群組之一小透鏡陣列。小透鏡之較長焦距子群組可提供更佳靈敏度，而小透鏡之較短焦距子群組可提供較大子波前傾斜量測動態範圍。可存在兩個或三個或更多個小透鏡子群組且因此在與小透鏡相距不同距離處配置兩組或三組或更多組位置感測偵測器。
關於用於視力校正程序中之現有波前感測器之一顯著問題係存在背景光學或電子雜訊時偵測自眼睛返回之波前。有問題的背景雜訊分量之實例係入射在偵測器上之環境光及由偵測器本身產生之1/f雜訊及其他輻射或傳導之電子雜訊。此等背景雜訊分量二者在標準二維CCD/CMOS影像感測器之圖框速率下具有相當大的振幅。
在一些例示性實施例中，以脈衝及/或叢發模式操作用於由眼睛產生物件波前之光源。脈衝重複速率或頻率高於一標準二維CCD/CMOS影像感測器之典型圖框速率。例如，在此例示性實施例中，光源之脈衝速率可在kHz範圍中或高於kHz範圍。對於一CCD/CMOS影像感測器，圖框速率通常係約每秒25個圖框至30個圖框。本發明之PSD係二維位置感測裝置/偵測器(PSD)，其等全部具有足夠高的時間頻率回應使得其等可在高於1/f雜訊頻率範圍之一頻率下以鎖定偵測模式與脈衝光源同步操作。電子控制及偵測系統係耦合至至少該光源及PSD陣列，且經組態以相位鎖定光源及平行PSD之操作。電子控制及偵測系統亦可耦合至可變子波前取樣孔徑之一陣列以在該等取樣孔徑處於作用中之情況下進一步控制取樣孔徑大小。
圖4係展示一鎖定偵測放大器400之一例示性實施例之一方塊圖。注意，相敏鎖定偵測係熟習此項技術者所熟知用於恢復可因遠大於所關注信號之雜訊而模糊之小信號之一強大同步偵測技術。一混合器496具有耦合至一前置放大器495之輸出之一第一輸入，該前置放大 器495具有來自耦合至其輸入之PSD A.C.之一信號。該混合器496具有耦合至一鎖相迴路497之輸出之一第二輸入，該鎖相迴路497鎖定至驅動並脈動SLD之參考信號。輸入信號係藉由混合器496混合(倍增)以形成一混合器輸出信號。該混合器496之輸出通過一低通濾波器498並藉由一輸出放大器499放大以形成該鎖定偵測放大器400之輸出。
現在將描述鎖定偵測放大器之操作。自PSD至前置放大器495之輸入信號包含參考頻率下之一分量(其指示藉由位置感測器偵測器量測之子波前之偏轉)。此分量之振幅係鎖定偵測放大器之所要輸出。來自PSD之輸入信號亦包含低頻(諸如環境光之頻率)雜訊信號及來自偵測器之1/f雜訊。
鎖相迴路(PLL)之輸入係僅在參考頻率下具有實質振幅之一信號。
倍增混合器之輸入信號之振幅。將經放大之PSD信號之各頻率分量轉換為等於一PSD頻率分量之頻率與參考頻率之總和之一頻率下之一第一混合器輸出分量及等於該PSD頻率分量之頻率與該參考頻率之差之一頻率下之一第二混合器輸出分量。
低通濾波器498使具有接近零之一頻率之信號(一直流信號)通過且阻斷具有大於接近零之頻率之頻率之信號(交流信號)。阻斷除參考頻率外之頻率下的所有雜訊分量，這係因為雜訊頻率與參考信號之總和及差並不等於零，因此兩個混合器輸出分量係交流信號且係由低通濾波器阻斷。
在參考頻率下之PSD信號之頻率分量之第一混合器輸出信號之頻率等於參考頻率與其本身之總和，該第一混合器輸出信號該參考頻率之兩倍且因此係由低通濾波器阻斷之一AC信號。然而，在參考頻率下之PSD信號之頻率分量之第二混合器輸出信號之頻率等於參考頻率與其本身之差，該差為零。此係通過低通濾波器之一直流信號。
因此，鎖定放大器之輸出係僅在參考頻率下之PSD信號之頻率分量之一量度。不同頻率下的所有雜訊信號由低通濾波器阻斷。低通濾波信號可進一步藉由另一放大器499放大以進一步在信號路徑下方進行類比轉數位(A/D)轉換。
應注意，各PSD可具有對應於一個以上光電二極體或光偵測器之一個以上光敏區域(例如，如在象限偵測器之情況中為4個光敏區域)。當實施平行鎖定偵測時，所需通道數目係平行PSD之數目乘以各PSD之光偵測信號線之數目。運用平行取樣，可跨波前同時收集數個子波前樣本。
圖4中未展示A/D轉換器及電子偵測及控制模組之剩餘部分。在與脈動SLD之信號相同之頻率下啟動A/D轉換器亦可容許在SLD脈衝之前及期間收集暗樣本及亮樣本二者以進一步移除電磁干擾以及來自房間或其上可安裝該裝置之顯微鏡之環境光之影響。
注意，先前技術波前感測器通常無法(至少在高於1/f雜訊區之一頻率範圍，即大約在kHz範圍及超出kHz範圍)以脈衝及/或叢發模式操作光源，這係因為用於天文學中之波前感測器之光源(諸如太空中的遠距離恒星)不受控制(參見例如US6784408)或不存在以脈衝或叢發模式操作光源之優點，因為一典型CCD/CMOS影像感測器並不具有足夠高以在高於1/f雜訊頻率範圍中操作之一圖框速率。
一沙克-哈特曼波前感測器可藉由選擇性地阻斷沙克-哈特曼小透鏡陣列(參見例如US7414712)之一些小透鏡進行操作以涵蓋一大屈光度量測範圍。然而，此途徑係昂貴的且仍遭受以一低圖框速率掃描所使用之影像感測器之相同限制。
在當前描述之例示性實施例中，如藉由圖3a中之放大插圖所示，子波前取樣元件在波前影像平面B處較佳彼此實體分離。注意在圖3a之例示性實施例中，各子波前取樣元件包括一孔徑及一聚焦小透鏡。 然而，該聚焦小透鏡可直接用以用作一孔徑或甚至可被移除。在移除聚焦小透鏡之情況中，經取樣之子波前光束將不被聚焦，但是仍將作為一光點著陸在一對應PSD上，其中對於一不同子波前傾斜具有不同形心位置，然而孔徑大小必須大致小於PSD大小以避免串擾。
再者，為單獨展示子波前取樣孔徑之陣列及子波前聚焦透鏡之陣列，圖3a之插圖刻意使該兩個陣列彼此分離。實務上，其等將更有可能配置成緊密靠近。藉由實體設計子波前取樣元件之間隔來確保大屈光度量測範圍，使得在經設計之大屈光度涵蓋範圍內任何經取樣之子波前之傾斜將不會經聚焦而著陸在其相鄰PSD上。
在例示性實施例中，可達成較高能量效率，而同時可實質上減小1/f雜訊藉此容許有效地濾除DC或低頻背景雜訊，諸如由一手術顯微鏡之照明光產生之雜訊。
此等特徵使當前描述之例示性波前感測器在與一眼科手術顯微鏡整合或附接至一眼科手術顯微鏡時極其適合於一視力校正手術程序，諸如白內障手術。一白內障外科醫生可執行手術而不中途停止以關閉手術顯微鏡之照明光並等待擷取資料之多個圖框及處理該資料以獲得一屈光量測。
運用當前例示性實施例，可使屈光度量測動態範圍足夠大(例如，高達±30D)以完全涵蓋甚至一無晶狀體眼睛之屈光狀態。此外，藉由在來自患者眼睛之波前之一圓環周圍僅取樣適當選定數目個子波前，可獲得如選擇一眼內水晶體(IOL)及確認(例如)正視眼或一假晶狀體眼睛之一所要球面屈光度值所需之球面及柱面屈光度值以及柱面軸。藉由適當地選擇各環形陣列周圍之波前取樣數目，可實質上減小所需資料傳送速率及資料處理資源。
現在將描述以下例示性實施例：提供如通常可藉由先前技術眼科波前感測器提供之更多空間取樣點及/或更高空間解析度，但是此 不一定絕對為一白內障手術所需。此等實施例亦可量測較高階像差以及可能提供二維波前映射。此等例示性實施例包含一角度光束掃描器312(諸如一透射電光或磁光光束偏轉器)，其可如圖3a中所示般配置在4-f中繼器之傅立葉變換平面A處以相對於子波前取樣元件之陣列橫向移位或掃描波前影像平面B處之波前。如此做，可達成如US6376819中已揭示之子孔徑空間解析度且在中繼波前為靜態之情況下亦取樣中繼波前在取樣孔徑之間之部分。
圖5展示如施加於圖3a之光學組態之循序橫向波前移位或掃描之一實例。在此實例中，8個子波前取樣小透鏡501以一環形陣列之形式配置在波前影像平面B處，其中在任何兩個相鄰小透鏡之間具有足夠間隔使得在所要屈光度數量測範圍內不存在串擾。中繼波前係展示為一圓盤502，其中8個小透鏡501取樣該中繼波前之8個部分。在無任何波前移位或掃描之情況下，該8個取樣子波前關於波前影像502旋轉對稱。
圓502至520表示入射在小透鏡陣列上之一中繼波前之一第一部分。將圓之位置(即，波前之第一部分)掃描至如各種圖式中所示容許取樣該第一部分之子部分之不同位置。
在圖5之右側部分上所示之4列中，頂部兩列(503至510)展示相對於8個小透鏡循序橫向移位中繼波前之效應之一實例。自503至510，該中繼波前經展示已分別向右側、右下角、底部、左下角、左側、左上角、頂部及右上角方向循序移位相同距離。
底部兩列(513至520)展示相對於波前移動小透鏡陣列而非相對於小透鏡陣列移動波前之等效結果。在自513至520之各情況中，8個虛線圓展示8個小透鏡相對於中繼波前之非移位第一部分之原始取樣位置。自513至520，8個實線圓展示在該中繼波前之第一部分被視為固定之情況下該8個小透鏡相對於原始小透鏡位置之等效相對移動。由 頂部兩列中描繪之移位引起的總取樣圖案512展示累積取樣效應。
從總取樣圖案512可見，在無波前移位之情況下將僅取樣波前之原始8個環形陣列子部分且在波前移位之情況下可取樣波前之其他子部分。
在經圖解說明之實例中，如可在總取樣圖案512中所見，展示取樣重疊。這指示可達成小於取樣孔徑大小(在此經圖解說明之實例中其係小透鏡直徑)之空間取樣解析度。事實上，可控制掃描器312之掃描角度以達成任何所要空間取樣解析度，只要光束掃描器可被控制為任何所要實際上可達成之角度精確度。此外，總取樣圖案512亦展示由於橫向移位中繼波前，不僅可取樣未移位波前介於任何兩個相鄰小透鏡之間之部分，而且亦可取樣波前朝未移位波前之中心及遠離該中心之部分。在總取樣圖案512中可見，可視需要取樣三個圓環。可藉由控制光束移位器312取樣波前之任何部分。
應注意，子波前取樣元件之陣列無須呈如圖3a中圖解說明之一環形陣列之形式。例如，其等可呈一矩形陣列之形式，只要其等實體上彼此充分分離以確保可在無串擾之情況下涵蓋一足夠大的屈光誤差屈光度量測動態範圍。替代地，其等間隔可更加緊密，只要各子波前取樣孔徑後面的小透鏡之焦距對應地較短且對應地減小小透鏡與PSD之間的距離。亦應注意，小透鏡之數目無須限制為8且可為以任何形式配置之任何數目。
如先前比較圖1之組態與圖2之組態所論述，若使用一4-f中繼器實施掃描，則光束掃描器312將必須具有一大光束截取窗大小。為克服此限制且亦提供其他各種改良，圖6展示另一例示性實施例。如自圖6可見，在一些態樣中，光學組態類似於圖2中所示之光學組態。然而，存在可個別實施或結合其他特徵實施之數個新特徵。
在圖6之例示性實施例中，來自以脈衝及/或叢發模式操作之一光 源634(諸如一超輻射發光二極體(SLD))之一相對狹窄光束係透過一焦距可調整透鏡637發射且藉由一光束引導元件606(諸如一偏光光束分離器或PBS)引導至患者眼睛以產生自該眼睛返回之一波前。可利用該透鏡637之焦點變化以確保光束在著陸在視網膜上時之光點大小對於眼睛之各種屈光狀態而言係相對較小。此外，可在第一透鏡604之一後焦距距離處配置用於掃描SLD光束之一掃描鏡680，使得SLD光束掃描器位置共軛於一正視眼之視網膜。以此方式，SLD光束掃描器680之一角度掃描將導致LSD光束相對於角膜平面之橫向掃描，但在眼睛係正視眼之情況下仍容許SLD光束著陸在相同視網膜位置上。此掃描器可用以掃描SLD光束以跟隨任何眼睛移動使得SLD光束始終可自相同的角膜位置進入眼睛。
使用包括一第一透鏡604、一第二透鏡616、一第三透鏡640及一第四透鏡642之一8-f波前中繼系統來代替使用如圖3a中所示之一4-f波前中繼器以透過一中間波前影像平面B將波前自瞳孔或角膜平面中繼至一最終波前影像取樣平面D。此一8-f波前中繼器可被視為包括兩個級聯4-f中繼器。第一中繼器包含透過一傅立葉變換平面A將波前中繼光束導引至中間波前影像平面B之第一透鏡及第二透鏡。第二中繼器包含透過一傅立葉變換平面C將該波前自該中間波前影像平面B進一步中繼至最終波前影像平面D之第三透鏡及第四透鏡。已參考圖2論述此一8-f波前中繼光學組態之優點，且可從共同讓與之專利申請案US20120026466中找到更多細節。
代替僅使用如圖2中所示之一子波前取樣元件及一PSD，可實質上在最終波前影像平面D處安置包括(例如)孔徑618之一矩形陣列及子波前聚焦小透鏡620之一對應矩形陣列之子波前取樣元件之一陣列以取樣並聚焦子波前之一所要陣列。再者，該等子波前取樣元件實體上可彼此分離及/或可適當地選擇小透鏡陣列之焦距使得可在無串擾之 情況下涵蓋一大屈光誤差屈光度量測範圍。
可組合此等元件與平行PSD之一對應陣列以偵測經取樣之子波前陣列之影像光點形心位置且藉由使偵測器與脈衝光源同步以鎖定偵測達成平行波前取樣。
作為實質上在子波前取樣元件後面小透鏡之後焦平面處直接配置PSD之一替代，可使用一透鏡621以如圖6之插圖中所示般將形成於一虛擬影像光點平面622a處之虛擬影像光點中繼至真實PSD 622之一新平面且亦較佳地光學放大虛擬影像光點，如熟習此項技術者充分瞭解(參見例如US6595642)。
若使用具有一較短焦距之一相對較高密度小透鏡以涵蓋一所要大屈光度範圍，則此透鏡621尤其有用。通常，此一小透鏡陣列具有例如0.5mm至1.0mm之一相對較小節距(即，該陣列中之小透鏡中心之間的間隔)，而各PSD可相對較大(例如，在象限偵測器之情況中，直徑為約5mm)。因此，為達成一對一對應，藉由小透鏡陣列形成之影像光點可藉由該透鏡621光學放大且中繼至一較大節距陣列以增加兩個相鄰PSD之間的距離，使得該等PSD可經配置以實體上裝配在一基板上。
如在圖2之情況中，可在第二傅立葉變換平面C處配置一小型光束掃描器或偏轉器612以完全截取且按角度掃描在一所要大屈光誤差屈光度範圍內載送眼睛波前資訊之整個物件光束。然而，與圖2相比，現在實質上可減少所需光束角度掃描或偏轉範圍。這係因為使用子波前取樣元件之一陣列，僅需掃描一角度範圍內之物件光束使得最終波前影像平面D處之橫向波前移位等於節距，即在x方向及y方向上該子波前取樣元件陣列中之相鄰PSD中心之間的距離。以此方式，若未掃描中繼波前，則可取樣入射在任何兩個子波前取樣元件之間之所有波前部分。這將容許使用除一反射MEMS掃描器以外之不同類型的 光束掃描器，諸如(例如)通常僅可涵蓋一相對較小角度掃描範圍之一透射電光或電磁掃描器。
類似於圖3a之情況，一鎖定放大器643可經耦合以自PSD 622之陣列接收輸出信號以抑制雜訊。一顯示器645可耦合至接收該鎖定放大器643之輸出之電子系統636。該電子系統636具有處理該鎖定放大器643之輸出之處理能力，包含應用演算法以判定屈光、像差及其他診斷或臨床因數。該顯示器645可實施為與一手術顯微鏡相關聯之一抬頭顯示器或一大螢幕顯示器或一背面投影顯示器或實施為一個人電腦或工作站之部分。
圖7展示如施加於圖6之光學組態之循序橫向波前移位或掃描之一實例。在此實例中，21個子波前取樣小透鏡701以二維線性陣列之格式配置在波前影像平面D處，其中任何兩個相鄰小透鏡之間具有足夠間隔使得在所要屈光誤差屈光度量測範圍內不存在串擾。如在圖5中，將中繼波前之第一部分展示為入射在具有取樣該第一部分中繼波前之21個子部分之21個小透鏡701之小透鏡陣列上之一圓盤702。在無任何波前移位或掃描之情況下，該中繼波前之第一部分之21個子部分相對於中繼波前702以二維陣列格式規則地分佈。
在圖7中所示之4列中，頂部兩列(703至710)展示當相對於該21個小透鏡循序橫向移位該中繼波前時所發生事項之一實例。自703至710，該中繼波前之第一部分經展示已分別在水平方向及/或垂直方向上向右側、右下角、底部、左下角、左側、左上角、頂部及右上角方向循序移位相同距離。
底部兩列(713至720)展示相對於波前移動小透鏡陣列而非相對於小透鏡移動波前之等效結果。在自713至720之各情況中，配置成二維線性陣列格式之21個虛線圓展示該21個小透鏡相對於該中繼波前之未移位第一部分之原始取樣位置。自713至720，21個實線圓展示當該中 繼波前之第一部分被視為固定時該21個小透鏡相對於原始小透鏡位置之等效相對移動。總取樣圖案712展示累積取樣效應。從該總取樣圖案712可見在無波前移位之情況下，將取樣該中繼波前之原始21個小透鏡部分且在波前移位之情況下可取樣該原始21個小透鏡周圍之區域。
事實上，經圖解說明之實例展示在水平方向及/或垂直方向上橫向移位等於各小透鏡之直徑之一距離，且使兩個水平或垂直小透鏡之間之原始節距或間隔等於各小透鏡之直徑之三倍。換言之，間隙距離等於各小透鏡之直徑之兩倍。因此，如在一典型沙克-哈特曼波前感測器之情況中，經圖解說明之掃描使吾人能夠達成中繼波前之取樣如同已藉由一緊密堆積二維線性小透鏡陣列取樣該波前。
應注意，可控制光束掃描器612之掃描角度及SLD之脈動以實現在較小橫向波前移位距離下之取樣且因此達成任何所要空間取樣解析度。此外，經圖解說明之實例亦展示使用子波前取樣元件之二維線性陣列，該光束掃描器612僅需在水平及垂直方向上掃描一小角度範圍以容許取樣中繼波前之所有部分。
注意，亦可使波前取樣孔徑之陣列及/或PSD處於作用中。可利用(例如)可變隔板陣列或一基於液晶之孔徑大小可變陣列動態地調整用於取樣子波前之孔徑大小。在可使用如US6880933中揭示之一MEMS鏡陣列將中繼波前影像之不同部分引導至不同PSD之意義上，該等孔徑亦可處於作用中。亦可使用(例如)包含液晶之微透鏡陣列及基於可撓性膜之液態透鏡陣列改變子波前聚焦透鏡之焦距。此外，亦可縱向移動PSD之位置或子波前聚焦小透鏡陣列之位置。
在圖3a及圖6二者之例示性實施例中，存在一電子系統，其耦合至至少該光源及該等PSD以在高於1/f雜訊頻率範圍之一頻率下相位鎖定該光源及該等PSD之操作使得可實質上濾除DC或低頻背景雜訊。 此外，該電子系統亦可耦合至用於控制SLD光束之焦點之焦距可變透鏡637、SLD光束掃描器680、波前物件光束掃描器/偏轉器612、孔徑陣列618、小透鏡陣列620及透鏡621。此等電子器件耦合意謂控制所耦合元件或裝置之操作。
此外，雖然在圖3a及圖6中自第一透鏡後面發射SLD光束，但是亦可自眼睛與最終波前影像平面D之間之任何之處(諸如第一透鏡前面或甚至第二透鏡後面)發射SLD光束且亦可藉由除焦距可變透鏡637以外的其他構件(諸如使用一可軸向移動透鏡)調整其光束發散或會聚以確保在各種眼睛之視網膜上形成一所要光點。
光源之脈動被解譯為涵蓋該光源之所有種類的時間調變。例如，可在開啟/關閉或暗/亮狀態之間調變SLD；亦可在一第一光度狀態與一第二光度狀態之間調變SLD；亦可以一正弦曲線方式調變SLD。另一實例係以一叢發模式操作光源以產生光脈衝之一串流，其中各脈衝亦藉由一載波或調變頻率進行調變。因此，應將鎖定偵測或同步偵測解釋為任何鎖相或同調偵測方式。鎖定偵測可在高載波頻率及/或脈衝重複速率/頻率下進行。
可以各種方式折疊用於發射SLD光束且亦用於導引所返回的物件光束之光學路徑以節省空間且使波前感測器模組緊密。這意謂可存在鏡或用以折疊各種光學路徑之其他光束折疊元件。光束掃描器可為透射式或反射式。除1：1比率波前中繼以外，可存在自眼睛至中間波前影像平面及最終波前取樣影像平面之波前之光學放大或縮小。這意謂用於中繼波前之所有透鏡之焦距可具有不同值。除兩個級聯4-f波前中繼器以外，可存在更多個級聯4-f或其他波前中繼器。
歸因於圖6之中間波前影像平面B共軛於物件波前平面及最終波前影像平面D之事實，一波前補償器或失焦偏移元件689可位於平面B處且受控於電子系統。如此做，可將波前感測器系統轉換為用於各種 其他應用之一適應性光學系統。除僅完全補償總體波前像差(如通常針對一適應性光學系統所進行)以外，亦可部分或完全補償僅一或一些波前像差以容許更顯著地展現且因此更精確地量測剩餘未經校正波前像差。例如，球面失焦之程度可回饋至影響所偵測波前之發散或會聚之補償器或偏移元件689。此回饋可改變所量測之失焦，因此其形成一閉環系統且可使用閉環控制技術以使所量測波前之發散或會聚處於任何所要值，最有可能使該值接近零使得波前係實質上平面。此外，可使用關於失焦之正負號及程度之資訊以調整僅影響SLD光束之發散或會聚之可變焦距透鏡637以形成一開環控制系統。
子波前取樣元件及相關聯之PSD之空間配置無須使用一規則恆定節距或以一環形陣列或一矩形陣列格式配置，而是可呈其他格式。例如，可存在兩個或更多個圓環陣列，其中外環形陣列子波前取樣元件比(若干)內環形陣列之子波前取樣元件隔開更遠。
此外，亦可回應於患者眼睛之屈光狀態主動地改變PSD之橫向位置。例如，當眼睛係無晶狀體時，在角膜平面處來自該眼睛之波前大體上相對高度發散且此波前在中繼至最終波前影像平面時亦將高度發散。在此情況中，若使用子波前取樣元件之一圓環陣列以取樣中繼波前，則可相對於子波前取樣元件之圓環陣列徑向向外移動PSD之對應環形陣列，使得若該中繼波前係一完全球面發散波前，則各經取樣子波前之影像或光點形心係在各對應PSD中心處或附近。以此方式，可用高精確度偵測自經成像之完全球面發散波前之任何額外波前傾斜偏差，這係因為僅各PSD之中心位置係用於形心偵測。此外，應注意，如在沙克-哈特曼波前感測器對哈特曼波前感測器之情況中，不一定絕對需要小透鏡陣列320或620(圖3a及圖6)，因為一哈特曼孔陣列亦將工作。
又進一步言之，亦可組合一空間光調變器(SLM)與一高密度小透 鏡陣列且SLM可與光源及亦PDS陣列同步操作，使得在一光源開啟週期期間僅對選定數目個小透鏡敞開選定數目個孔徑。例如，可敞開小透鏡之一或多個環形陣列且可取決於物件波前之球面或失焦屈光度值作出關於敞開哪一個環形陣列之決定。因此，將收集波前取樣資料之一所要環形陣列。僅在一環形陣列周圍取樣將僅給定屈光誤差但是未給定高階像差，此將足以用於白內障手術應用。運用循序掃描或敞開不同小透鏡，可量測高階像差。
除橫向效應位置感測偵測器及象限偵測器/感測器以外，可使用在足夠高頻率下操作且判定一經取樣子波前影像光點之形心位置之其他類型的PSD。例如，各PSD可為3個或更多個光二極體之一叢集。PSD陣列之各PSD亦可為具有一高圖框速率之一高速二維影像感測器之一些叢集像素，但是此一影像感測器將可能係昂貴的。該PSD陣列之各PSD亦可為經程式化以在全域快門曝光操作下僅輸出來自一所關注程式化區域(ROI)之特定數目個像素之資料之一CMOS影像感測器。目前，一習知大像素計數影像感測器大體上可僅經程式化以輸出來自一ROI之資料。但是這並不意謂未來不可能在全域曝光控制下以足夠高圖框速率同時輸出多個ROI的資料。當此可能性變為現實時，可直接使用一單個二維影像感測器以分配一對應ROI陣列，如同其等係在足夠高時間頻率回應下以鎖定偵測模式操作之一PSD陣列。脈衝開啟時間可與相機曝光同步。換言之，可在相機收集光之時間內短時間開啟光源。替代地，可開啟SLD光源達稍微長於相機曝光時間之一時間使得藉由相機曝光時間判定有效脈衝持續時間。
除標準鎖定偵測以外，亦可採用雙重取樣以進一步減小雜訊。例如，可在亮狀態與暗狀態之間調變光源。PSD陣列可在亮狀態期間記錄藉由聚焦子波前形成之影像光點之信號且亦在暗狀態期間記錄一背景信號。當自該亮狀態期間記錄之信號減去該背景信號時，結果係 對影像光點之所要形心之一改良估計。在一實例中，一CCD/CMOS影像感測器之一像素叢集或多個像素叢集可程式化為充當一PSD陣列之一或多個所關注區域(ROI)且各ROI可進一步分為亮狀態子列及子行以及暗狀態子列及子行。可每隔一亮週期及暗週期取樣每隔一子列及子行。以此方式，可藉由相同ROI或PSD以一較高圖框速率達成亮取樣及暗取樣，此係因為每圖框使用較少像素。各ROI中之一半像素可同步於SLD光之脈衝「開啟」且另一半可同步於SLD光之脈衝「關閉」。
替代地，來自PSD陣列之電子信號可以高於光源脈動頻率十倍或更多倍之一頻率取樣，轉換為一數位信號且接著經數位過濾。一旦轉換為一數位信號，亦可採用諸如卡爾曼濾波(Kalman filtering)之其他數位信號提取演算法。
又進一步言之，除圖3a及圖6中所示之習知4-f或8-f波前中繼組態以外，亦可使用諸如US20100208203中揭示之任何光學波前中繼組態。
亦可對所述例示性實施例添加其他功能。圖8展示其中採用二向色或長波通光束分離器860以反射至少一部分光用於一般眼睛成像及眼睛凝視且實質上透射近紅外光之SLD光譜範圍用於波前感測之一實施例。該二向色或長波通光束分離器860應具有一足夠大的光截取窗以確保來自眼睛之波前在一所要眼睛屈光度量測範圍內被完全截取而不受光束分離器窗之邊緣干擾。
該二向色或長波通光束分離器之反射可供應兩種功能。第一種功能係將自眼睛返回之光之可見部分或近紅外光譜部分引導至一影像感測器862，使得一實況眼睛瞳孔影像可經處理及顯示以用於各種目的，諸如幫助臨床醫生相對於波前感測器對準眼睛。自眼睛返回之光之源係用於(例如)一手術顯微鏡中之一照明光源、一室內光或直接發 射自波前感測器模組之光。第二種功能係將一可見凝視目標864之一影像引導至患者眼睛，使得眼睛具有用以凝視之一目標(若需要此凝視)。
進一步在此反射光束路徑下方的係一小光束分離器866，該小光束分離器866分離/組合凝視目標光束及影像感測器光束。此小光束分離器866可具有各種光譜性質。例如，小光束分離器866可為經設計以在可見及/或近紅外光譜範圍中操作之一簡單50：50寬頻光束分離器。然而，若凝視光源864具有一相對狹窄的光譜寬度，則為達到更佳光學效率，可使此小光束分離器866之反射光譜匹配凝視源光譜以容許凝視光之良好反射及將光譜之剩餘部分透射至影像感測器862。
影像感測器862前面的透鏡868可經設計以對一顯示器上之患者眼睛之前部或虹膜或瞳孔之一實況影像提供所要光學放大。該透鏡亦可係用以調整焦距(若需要)以確保影像感測器平面與眼睛瞳孔平面共軛使得可獲得一清晰瞳孔影像之一動態透鏡。該透鏡亦可係一變焦透鏡使得臨床醫生/外科醫生可使用其以聚焦於角膜或視網膜上且按需要改變放大率。此處亦可採用數位變焦。
凝視目標864前面的透鏡870可經設計以對患者眼睛提供一所要大小及亮度之一舒適凝視目標。該透鏡亦可用以調整焦距以確保該凝視目標與眼睛之視網膜共軛，或在不同距離處使眼睛凝視或甚至根據臨床醫生/外科醫生之要求而使眼睛模糊。凝視光源864可以一所要速率閃爍或閃光或改變色彩以使其與(例如)一手術顯微鏡之照明光區分開。凝視目標864可為諸如由一光源背向照明之一熱氣球之一影像或一微顯示器(其可在一臨床醫生/外科醫生的控制下顯示所要圖案，包含點陣列)。此外，基於微顯示器之凝視目標亦可用以導引患者在不同方向上注視，使得可產生眼睛之一2D陣列像差圖，其可用以評估一患者之非中心或周邊視力之視覺敏銳度。
凝視目標、眼睛前部影像及/或其他資訊亦可傳輸回至顯微鏡且可透過目鏡(未展示)可見。此資訊將藉由二向色或光束分離器透過一系列透鏡或將與顯微鏡或生物顯微鏡工作距離共面之物理距離與觀看者的視線同軸地投影。
影像感測器862可為一黑/白或彩色CMOS/CCD影像感測器且凝視光源可為一紅色或綠色或其他色彩發光二極體(LED)，其中基於不同背景照明條件，其輸出光學功率可動態及/或手動控制。例如，當開啟來自一手術顯微鏡之一相對較強照明光束時，可增加凝視光源之亮度以使患者能夠容易地發現凝視目標並凝視其。
除提供一實況眼睛瞳孔影像以外，影像感測器信號亦可用於其他目的。例如，實況影像可顯示在一抬頭顯示器上或顯示在併入一手術顯微鏡之接目鏡中之一半透明微顯示器上。
實況影像可用以偵測眼睛瞳孔之大小及橫向位置。當發現瞳孔之大小為小及/或相對於波前感測器移動時，可使用來自影像感測器之資訊驅動用於選擇及/或取樣及/或移位波前之機構以僅取樣患者瞳孔中心的波前之一區域。換言之，瞳孔大小及位置資訊可以一閉環方式用於波前取樣之自動及/或動態調整及/或按比例調整。因此，主動波前取樣孔徑及/或掃描器可實施眼睛追蹤。使用內部調整連續追蹤瞳孔且不移動波前感測器及/或波前感測器所附接至之手術顯微鏡或不以其他方式干擾其使用之此能力實現透過手術程序連續量測患者的波前誤差。
波前感測器本身亦可提供用於瞳孔追蹤之資訊，這係因為經取樣波前中的光之強度在患者瞳孔之邊緣處(即，虹膜開始阻斷自視網膜返回之光之處)下降。因此，藉由波前感測器偵測之強度可提供患者瞳孔圖，其可用以將波前取樣更準確地定位在患者的瞳孔中心。
此外，導出眼睛瞳孔位置資訊之影像感測器或波前感測器可用 以提供一回饋信號以驅動掃描鏡880以使SLD光束能夠跟隨眼睛移動，使得SLD光束始終自相同於所預期之角膜位置進入角膜以防止(例如)藉由角膜返回之鏡面反射SLD光束進入波前感測器的PSD。SLD光束亦可藉由影像感測器成像用於眼睛之定中心或刻意使SLD光束自瞳孔中心偏移或提供回饋/導引以判定眼睛相對於SLD光束之位置。物件光束掃描器812亦可用一適當偏移調諧以跟隨眼睛瞳孔移動。
此外，當發現光學路徑中存在障礙時(諸如當用水沖洗眼睛或存在光學泡沫或眼瞼、面部皮膚、外科醫生的手或一手術工具或儀器在影像感測器的視場中且阻斷波前中繼光束路徑時)，可放棄波前資料以排除「暗」或「亮」資料且同時可關閉SLD 834。
在一些例示性實施例中，定量及/或定量波前量測結果可覆疊在藉由影像感測器862擷取之實況眼睛瞳孔影像之顯示上。此外，可以一速率更新覆疊該實況眼睛瞳孔影像之波前量測結果，使得在屈光狀態之任何變化與藉由波前感測器對變化屈光狀態之報告之間存在低延時。此更新可藉由平均化在一所要週期內偵測到之波前資料及用外科醫生偏好之一所要更新速率更新覆疊實況眼睛瞳孔影像之定性及/或定量量測結果而達成。
應注意，影像感測器可個別地併入圖3a或圖6之組態中以獨立於凝視目標操作。同時，凝視目標亦可個別地併入圖3a或圖6之組態中以獨立於影像感測器操作。
亦應注意，例示性實施例之波前感測器可與各種眼科儀器整合以進行眼睛波前量測。圖9展示波前感測器與一手術顯微鏡910整合之一實例，其容許觀察患者的眼睛同時繼續量測眼睛波前。在此整合中，沿自顯微鏡使用者之眼睛至患者的眼睛之視線903插入一光束分離器915，以產生連結波前量測系統900與患者眼睛938之一第二光學 路徑。較佳地，該光束分離器915係反射近紅外光同時容許大部分可見光譜通過至顯微鏡之使用者之二向色光束分離器。
運用此組態，該波前量測系統900可發射光(較佳近紅外光)朝向患者眼睛938之視網膜，一些散射光將自該視網膜返回至波前感測器。該視網膜上之散射點使用中繼至該波前量測系統900之波前取樣平面之一波前901返回一些光，且該散射點與一平面或該波前感測器模組之固有像差波前(若存在固有波前像差)之偏差揭示患者眼睛之像差或屈光。
圖10展示當前揭示之波前感測器與一狹縫燈生物顯微鏡之整合。再者，可沿自狹縫燈生物顯微鏡使用者之眼睛至患者的眼睛之視線1003插入一光束分離器1015，以產生連結波前量測系統1000與患者眼睛1038之一第二光學路徑。注意，波前感測器之相同設計可用於各應用中，但是具有一不同工作距離及相關聯變化之一不同設計亦係取決於一特定眼科儀器之要求之一選項。
實務上，波前感測器之相同設計較佳在手術前後與用於患者檢查之一狹縫燈生物顯微鏡一起使用且在屈光手術期間與一手術顯微鏡一起使用。吾等使用術語「眼科儀器」以指代任何類型的眼科顯微鏡及/或諸如眼底相機之其他眼科儀器。較佳地，波前感測器應無需特殊對準或聚焦顯微鏡或以其他方式干擾眼科儀器之正常使用。
此外，波前感測器之例示性實施例亦可與用於LASIK或自然眼睛水晶體破裂以及角膜切口/切割之一飛秒雷射或一準分子雷射整合。實況眼睛影像與波前信號可經組合以指示在一眼睛外科手術操作之前、期間及之後眼睛或前房中是否存在光學泡沫或其他光學不均勻性。波前資訊亦可用於以一閉環方式直接導引LASIK程序。
此等實施例亦可經部署以量測光學器件、眼鏡、IOL及/或導引產生光學器件之切割/機械加工裝置。
此等實施例亦可適用於細胞及/或分子分析或其他計量學應用之顯微鏡。該等例示性實施例亦可用於透鏡製作、眼鏡確認、微生物學應用等等。
雖然本文已展示且描述併有本發明之教示之各種例示性實施例，但是熟習此項技術者可容易設想仍併有此等教示之許多其他不同實施例。
304‧‧‧第一透鏡
306‧‧‧光束引導元件
312‧‧‧光束掃描器/光束移位器
316‧‧‧第二透鏡
318‧‧‧子波前取樣孔徑
320‧‧‧子波前聚焦透鏡
322‧‧‧位置感測裝置/偵測器(PSD)
334‧‧‧光源
336‧‧‧電子系統
343‧‧‧鎖定放大器
345‧‧‧顯示器
A‧‧‧傅立葉變換平面
B‧‧‧影像平面/波前影像平面

Claims (43)

  1. 一種眼科波前感測器，其包括：一光源，其經組態以接收在一參考頻率下振盪/脈動之一參考信號且產生藉由在該參考頻率下的光脈衝形成之一光束；一光束引導元件，其經組態以將來自該光源之該光束發射至一患者眼睛中，且其中自該患者眼睛返回之該光束之一部分形成呈該參考頻率下之光脈衝形式之一物件波前；一光學波前中繼系統，其經組態以沿一光束路徑將一物件波前自位於一患者眼睛之前部處之一物件平面中繼至一波前影像平面，該光束路徑可將該物件平面處具有一大屈光度範圍之一入射波前中繼光束導引至該波前影像平面；一高頻回應位置感測裝置陣列，其中各位置感測裝置經組態以偵測一影像光點形心自一參考位置之偏轉量且輸出指示偏轉量之一量測信號；一子波前取樣元件陣列，其安置在該高頻回應位置感測裝置陣列前面且實質上位於該波前影像平面處，其中該子波前取樣元件陣列中之各取樣元件經組態以取樣該中繼波前之一子波前且將一取樣子波前聚焦至該高頻回應位置感測裝置陣列中之一對應高頻回應位置感測裝置上，其中該等子波前取樣元件以使得一高屈光度範圍物件波前之各取樣子波前僅聚焦在對應於該子波前取樣元件之該對應高頻回應位置感測裝置上之一方式實體上彼此間隔；及一電子頻敏偵測系統，其經耦合以接收該參考信號及該量測信號，其中該電子頻敏偵測系統經組態以僅指示在約該參考頻率下該量測信號之一頻率分量之量值，使得可實質上抑制不同 於該參考頻率之頻率下的所有雜訊信號，諸如1/f雜訊。
  2. 如請求項1之眼科波前感測器，其中該光學波前中繼系統包含第一透鏡及第二透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該光學波前中繼系統經組態以沿該光束路徑將該物件波前自位於該患者眼睛之前部處之該物件平面中繼至位於該第一透鏡與該第二透鏡之間之一傅立葉變換平面及該波前影像平面，其中該第一透鏡及該第二透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束導引至該波前影像平面。
  3. 如請求項1之眼科波前感測器，其中該光源之該參考頻率係高於1/f雜訊頻率範圍。
  4. 如請求項2之眼科波前感測器，其進一步包括一第一光束掃描器，該第一光束掃描器安置在位於該第一透鏡與該第二透鏡之間之該傅立葉變換平面處且經組態以相對於該子波前取樣元件陣列移位該中繼波前。
  5. 如請求項4之眼科波前感測器，其中該第一光束掃描器經組態以追蹤該眼睛使得即使在該眼睛移動時始終僅取樣來自該眼睛之波前之(若干)所要部分。
  6. 如請求項1之眼科波前感測器，其進一步包括經組態以提供一實況眼睛前部影像之一眼睛影像感測器及經組態以提供用於眼睛成像之一光學路徑之一第二引導元件。
  7. 如請求項6之眼科波前感測器，其進一步包括一顯示器，該顯示器經組態以顯示具有波前量測之一定性及/或定量結果覆疊之一實況眼睛前部影像。
  8. 如請求項4之眼科波前感測器，其進一步包括一第二光束掃描器，其經組態以藉由引導用於產生該物件波前之該光束以跟隨 該眼睛來追蹤該眼睛。
  9. 如請求項8之眼科波前感測器，其中該第二光束掃描器安置在該光學波前中繼系統之該第一透鏡之後焦平面處。
  10. 如請求項1之眼科波前感測器，其進一步包括：一透鏡，其安置在該子波前取樣元件陣列與該位置感測裝置陣列之間，該透鏡經組態以將藉由該子波前取樣元件陣列形成於一影像光點平面處之影像光點之間的間隔中繼至其中安置該位置感測裝置陣列之平面且光學地放大該等影像光點之間的間隔。
  11. 一種眼科波前感測器，其包括：一光源，其經組態以接收在一參考頻率下振盪/脈動之一參考信號且產生藉由在該參考頻率下的光脈衝形成之一光束；一光束引導元件，其經組態以將來自該光源之該光束發射至一患者眼睛中，且其中自該患者眼睛返回之該光束之一部分形成呈該參考頻率下之光脈衝形式之一物件波前；一第一光學波前中繼系統，其經組態以沿一第一光束路徑將一物件波前自位於一患者眼睛之前部處之一第一物件平面中繼至一第一波前影像平面，該第一光束路徑可將該物件平面處具有一大屈光度範圍之一入射波前中繼光束導引至該第一波前影像平面；一第二光學波前中繼系統，其具有實質上位於該第一波前影像平面處之一第二物件平面，該第二光學波前中繼系統經組態以沿一第二光束路徑將該物件波前自該第二物件平面進一步中繼至一第二波前影像平面，該第二光束路徑可將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束導引至該第二波前影像平面； 一高頻回應位置感測裝置陣列，其中各位置感測裝置經組態以偵測一影像光點形心自一參考位置之偏轉量且輸出指示偏轉量之一量測信號；一子波前取樣元件陣列，其安置在該高頻回應位置感測裝置陣列前面且實質上位於該第二波前影像平面處，其中該子波前取樣元件陣列中之各取樣元件經組態以取樣該中繼波前之一子波前且將一取樣子波前聚焦至該高頻回應位置感測裝置陣列中之一對應高頻回應位置感測裝置上，其中該等子波前取樣元件以使得一高屈光度範圍物件波前之各取樣子波前僅聚焦在對應於該子波前取樣元件之該對應高頻回應位置感測裝置上之一方式實體上彼此間隔；及一電子頻敏偵測系統，其經耦合以接收該參考信號及該量測信號，其中該電子頻敏偵測系統經組態以僅指示在約該參考頻率下該量測信號之一頻率分量之量值，使得可實質上抑制不同於該參考頻率之頻率下的所有雜訊信號，諸如1/f雜訊。
  12. 如請求項11之眼科波前感測器，其中該第一光學波前中繼系統包含第一透鏡及第二透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該第一透鏡及該第二透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該波前中繼光束導引至該第一波前影像平面；及該第二光學波前中繼系統，其包含第三透鏡及第四透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該第三透鏡及該第四透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束進一步導引至該第二波前影像平面。
  13. 如請求項12之眼科波前感測器，其中該第三透鏡經組態以將該 物件波前導引至位於該第三透鏡與該第四透鏡之間之一傅立葉變換平面。
  14. 如請求項11之眼科波前感測器，其中該光源之該參考頻率係高於1/f雜訊頻率範圍。
  15. 如請求項11之眼科波前感測器，其進一步包括安置在該第一波前影像平面處之一波前補償器，該波前補償器經組態以部分或完全補償一或多個波前像差分量使得可更精確地量測(若干)剩餘波前像差分量。
  16. 如請求項13之眼科波前感測器，其進一步包括安置在介於該第三透鏡與該第四透鏡之間之該傅立葉變換平面處之一第一光束掃描器，該第一光束掃描器經組態以相對於該子波前取樣元件陣列移位該中繼波前。
  17. 如請求項16之眼科波前感測器，其中該第一光束掃描器經組態以追蹤該眼睛使得即使在該眼睛移動時始終僅取樣來自該眼睛之波前之(若干)所要部分。
  18. 如請求項11之眼科波前感測器，其進一步包括經組態以提供一實況眼睛前部影像之一眼睛影像感測器及經組態以提供用於眼睛成像之一光學路徑之一第二光束引導元件。
  19. 如請求項18之眼科波前感測器，其進一步包括一顯示器，該顯示器經組態以顯示具有波前量測之一定性及/或定量結果覆疊之該實況眼睛前部影像。
  20. 如請求項11之眼科波前感測器，其進一步包括一第二光束掃描器，該第二光束掃描器經組態以藉由引導用於產生該物件波前之該光束以跟隨該眼睛來追蹤該眼睛。
  21. 如請求項11之眼科波前感測器，其進一步包括：一透鏡，其安置在該子波前取樣元件陣列與該位置感測裝置 陣列之間，該透鏡經組態以將藉由該子波前取樣元件陣列形成於一影像光點平面處之影像光點之間的間隔中繼至其中安置該位置感測裝置陣列之平面且光學地放大該等影像光點之間的間隔。
  22. 一種經調適以耦合至一眼科顯微鏡之眼科波前感測器，其包括：一光源，其經組態以接收在一參考頻率下振盪/脈動之一參考信號且產生藉由在該參考頻率下的光脈衝形成之一光束；一第一光束引導元件，其經組態以將來自該光源之該光束發射至一患者眼睛中，且其中自該患者眼睛返回之該光束之一部分形成呈該參考頻率下之光脈衝形式之一物件波前；一成像感測器，其經組態以提供一實況眼睛前部影像；一第二光束引導元件，其經組態以提供用於眼睛成像之一光學路徑；一光學波前中繼系統，其經組態以沿一光束路徑將一物件波前自位於一患者眼睛之前部處之一物件平面中繼至一波前影像平面，該光束路徑可將該物件平面處具有一大屈光度範圍之一入射波前中繼光束導引至該波前影像平面；一高頻回應位置感測裝置陣列，其中各位置感測裝置經組態以偵測一影像光點形心自一參考位置之偏轉量且輸出指示偏轉量之一量測信號；一子波前取樣元件陣列，其安置在該高頻回應位置感測裝置陣列前面且實質上位於該波前影像平面處，其中該子波前取樣元件陣列中之各取樣元件經組態以取樣該中繼波前之一子波前且將一取樣子波前聚焦至該高頻回應位置感測裝置陣列中之一對應高頻回應位置感測裝置上，其中該等子波前取樣元件以使 得一高屈光度範圍物件波前之各取樣子波前僅聚焦在對應於該子波前取樣元件之該對應高頻回應位置感測裝置上之一方式實體上彼此間隔；及一電子頻敏偵測系統，其經耦合以接收該參考信號及該量測信號且耦合至影像感測器，其中該電子頻敏偵測系統經組態以僅指示在約該參考頻率下該量測信號之一頻率分量之量值，使得可實質上抑制不同於該參考頻率之頻率下的所有雜訊信號，諸如1/f雜訊。
  23. 如請求項22之眼科波前感測器，其中該光學波前中繼系統包含第一透鏡及第二透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該光學波前中繼系統經組態以沿該光束路徑將該物件波前自位於該患者眼睛之前部處之該物件平面中繼至位於該第一透鏡與該第二透鏡之間之一傅立葉變換平面及該波前影像平面，其中該第一透鏡及該第二透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束導引至該波前影像平面。
  24. 如請求項22之眼科波前感測器，其進一步包括一第一光束掃描器，該第一光束掃描器經組態以藉由引導用於產生該物件波前之該光束以跟隨該眼睛來追蹤該眼睛。
  25. 如請求項23之眼科波前感測器，其進一步包括一第二光束掃描器，該第二光束掃描器安置在介於該第一透鏡與該第二透鏡之間之該傅立葉變換平面處且經組態以相對於該子波前取樣元件陣列移位該中繼波前。
  26. 如請求項25之眼科波前感測器，其中影像感測器進一步經組態以提供關於眼睛瞳孔位置之資訊，且該第二光束掃描器經組態以藉由相對於該子波前取樣元件陣列移位該中繼波前而追蹤該 眼睛使得即使在該眼睛移動時始終僅取樣來自該眼睛之波前之(若干)相同部分。
  27. 如請求項22之眼科波前感測器，其進一步包括：一透鏡，其安置在該子波前取樣元件陣列與該位置感測裝置陣列之間，該透鏡經組態以將藉由該子波前取樣元件陣列形成於一影像光點平面處之影像光點之間的間隔中繼至其中安置該位置感測裝置陣列之平面且光學地放大該等影像光點之間的間隔。
  28. 一種經調適以耦合至一眼科顯微鏡之眼科波前感測器，其包括：一光源，其經組態以接收在一參考頻率下振盪/脈動之一參考信號且產生藉由在該參考頻率下的光脈衝形成之一光束；一第一光束引導元件，其經組態以將來自該光源之該光束發射至一患者眼睛中，且其中自該患者眼睛返回之該光束之一部分形成呈該參考頻率下之光脈衝形式之一物件波前；一成像感測器，其經組態以提供一實況眼睛前部影像；一第二光束引導元件，其經組態以提供用於眼睛成像之一光學路徑；一第一光學波前中繼系統，其經組態以沿一第一光束路徑將一物件波前自位於一患者眼睛之前部處之一第一物件平面中繼至一第一波前影像平面，該第一光束路徑可將該物件平面處具有一大屈光度範圍之一入射波前中繼光束導引至該第一波前影像平面；一第二光學波前中繼系統，其具有實質上位於該第一波前影像平面處之一第二物件平面，其經組態以沿一第二光束路徑將該物件波前自該第二物件平面進一步中繼至一第二波前影像平 面，該第二光束路徑可將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束導引至該第二波前影像平面；一高頻回應位置感測裝置陣列，其中各位置感測裝置經組態以偵測一影像光點形心自一參考位置之偏轉量且輸出指示偏轉量之一量測信號；一子波前取樣元件陣列，其安置在該高頻回應位置感測裝置陣列前面且實質上位於該第二波前影像平面處，其中該子波前取樣元件陣列中之各取樣元件經組態以取樣該中繼波前之一子波前且將一取樣子波前聚焦至該高頻回應位置感測裝置陣列中之一對應高頻回應位置感測裝置上，其中該等子波前取樣元件以使得一高屈光度範圍物件波前之各取樣子波前僅聚焦在對應於該子波前取樣元件之該對應高頻回應位置感測裝置上之一方式實體上彼此間隔；及一電子頻敏偵測系統，其經耦合以接收該參考信號及該量測信號，其中該電子頻敏偵測系統經組態以僅指示在約該參考頻率下該量測信號之一頻率分量之量值，使得可實質上抑制不同於該參考頻率之頻率下的所有雜訊信號，諸如1/f雜訊。
  29. 如請求項28之眼科波前感測器，其中該第一光學波前中繼系統包含第一透鏡及第二透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該第一透鏡及該第二透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束導引至該第一波前影像平面；及該第二光學波前中繼系統包含第三透鏡及第四透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該第三透鏡及該第四透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束進一步導引至該第二波前影像 平面。
  30. 如請求項29之眼科波前感測器，其中該第三透鏡經組態以將該物件波前導引至位於該第三透鏡與該第四透鏡之間之一傅立葉變換平面。
  31. 如請求項28之眼科波前感測器，其進一步包括一第一光束掃描器，該第一光束掃描器經組態以藉由引導用於產生該物件波前之該光束以跟隨該眼睛來追蹤該眼睛。
  32. 如請求項30之眼科波前感測器，其進一步包括安置在介於該第三透鏡與該第四透鏡之間之該傅立葉變換平面處之一第二光束掃描器，該第二光束掃描器經組態以相對於該子波前取樣元件陣列移位該中繼波前。
  33. 如請求項32之眼科波前感測器，其中影像感測器進一步經組態以提供關於眼睛瞳孔位置之資訊，且該第二光束掃描器經組態以藉由相對於該子波前取樣元件陣列移位該中繼波前而追蹤該眼睛使得即使在該眼睛移動時始終僅取樣來自該眼睛之波前之(若干)相同部分。
  34. 如請求項28之眼科波前感測器，其進一步包括：一透鏡，其安置在該子波前取樣元件陣列與該位置感測裝置陣列之間，該透鏡經組態以將藉由該子波前取樣元件陣列形成於一影像光點平面處之影像光點之間的間隔中繼至其中安置該位置感測裝置陣列之平面且光學地放大該等影像光點之間的間隔。
  35. 一種眼科波前感測器，其包括：一光學波前中繼系統，其經組態以沿一光束路徑將一物件波前自位於一患者眼睛之前部處之一物件平面中繼至一波前影像平面，該光束路徑可將該物件平面處具有一大屈光度範圍之一 入射波前中繼光束導引至該波前影像平面；一光束掃描器/偏轉器，其沿該光束路徑安置，該光束掃描器/偏轉器經組態以完全截取且二維掃描該波前中繼光束；一位置感測裝置陣列，其中各位置感測裝置經組態以偵測一影像光點形心自一參考位置之二維偏轉量且輸出指示二維偏轉量之一量測信號；及一子波前取樣元件陣列，其安置在該位置感測裝置陣列前面且實質上位於該波前影像平面處，其中該子波前取樣元件陣列中之各取樣元件經組態以取樣中繼波前之一子波前且將一取樣子波前聚焦至該位置感測裝置陣列中之一對應位置感測裝置上，其中該等子波前取樣元件以使得一高屈光度範圍物件波前之各取樣子波前僅聚焦在對應於該子波前取樣元件之該對應位置感測裝置上之一方式實體上彼此間隔。
  36. 如請求項35之眼科波前感測器，其中該光學波前中繼系統包含第一透鏡及第二透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該光學波前中繼系統經組態以沿該光束路徑將該物件波前自位於該患者眼睛之前部處之該物件平面中繼至位於該第一透鏡與該第二透鏡之間之一傅立葉變換平面及該波前影像平面，其中該第一透鏡及該第二透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束導引至該波前影像平面，且其中該光束掃描器/偏轉器實質上安置在位於該第一透鏡與該第二透鏡之間之該傅立葉變換平面處。
  37. 如請求項35之眼科波前感測器，其進一步包括：一透鏡，其安置在該子波前取樣元件陣列與該位置感測裝置陣列之間，該透鏡經組態以將藉由該子波前取樣元件陣列形成於一影像光點平面處之影像光點之間的間隔中繼至其中安置該 位置感測裝置陣列之平面且光學地放大該等影像光點之間的間隔。
  38. 一種眼科波前感測器，其包括：一第一光學波前中繼系統，其經組態以沿一第一光束路徑將一物件波前自位於一患者眼睛之前部處之一第一物件平面中繼至一第一波前影像平面，該第一光束路徑可將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之一入射波前中繼光束導引至該第一波前影像平面；一第二光學波前中繼系統，其具有實質上位於該第一波前影像平面處之一第二物件平面，該第二光學波前中繼系統經組態以沿一第二光束路徑將該物件波前自該第二物件平面進一步中繼至一傅立葉變換平面及一第二波前影像平面，該第二光束路徑可將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束導引至該第二波前影像平面；一光束掃描器/偏轉器，其實質上安置在該傅立葉變換平面處，該光束掃描器/偏轉器經組態以完全截取且掃描該波前中繼光束；一位置感測裝置陣列，其中各位置感測裝置經組態以偵測一影像光點形心自一參考位置之偏轉量且輸出指示偏轉量之一量測信號；及一子波前取樣元件陣列，其安置在該位置感測裝置陣列前面且實質上位於該第二波前影像平面處，其中該子波前取樣元件陣列中之各取樣元件經組態以取樣該中繼波前之一子波前且將一取樣子波前聚焦至該位置感測裝置陣列中之一對應位置感測裝置上，其中該等子波前取樣元件以使得一高屈光度範圍物件波前之各取樣子波前僅聚焦在對應於該子波前取樣元件之該對 應位置感測裝置上之一方式實體上彼此間隔。
  39. 如請求項38之眼科波前感測器，其中該第一光學波前中繼系統包含第一透鏡及第二透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該第一透鏡及該第二透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束導引至該第一波前影像平面；及該第二光學波前中繼系統包含第三透鏡及第四透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該第三透鏡及該第四透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該第一物件平面處具有一大屈光度範圍之該入射波前中繼光束進一步導引至該第二波前影像平面。
  40. 如請求項38之眼科波前感測器，其進一步包括：一透鏡，其安置在該子波前取樣元件陣列與該位置感測裝置陣列之間，該透鏡經組態以將藉由該子波前取樣元件陣列形成於一影像光點平面處之影像光點之間的間隔中繼至其中安置該位置感測裝置陣列之平面且光學地放大該等影像光點之間的間隔。
  41. 一種眼科波前感測器，其包括：一光源，其經組態以接收在一參考頻率下振盪/脈動之一參考信號且產生藉由在該參考頻率下的光脈衝形成之一光束；一光束引導元件，其經組態以將來自該光源之該光束發射至一患者眼睛中，且其中自該患者眼睛返回之該光束之一部分形成呈該參考頻率下之光脈衝形式之一物件波前；一光學波前中繼系統，其經組態以沿一光束路徑將一物件波前自位於一患者眼睛之前部處之一物件平面中繼至一波前影像平面，該光束路徑可將該物件平面處具有一大屈光度範圍之一 入射波前中繼光束導引至該波前影像平面；一高頻回應位置感測裝置陣列，其中各位置感測裝置經組態以偵測一影像光點形心自一參考位置之偏轉量且輸出指示偏轉量之一量測信號；及一子波前取樣元件陣列，其安置在該高頻回應位置感測裝置陣列前面且實質上位於該波前影像平面處，其中該子波前取樣元件陣列中之各取樣元件經組態以取樣該中繼波前之一子波前且將一取樣子波前聚焦至該高頻回應位置感測裝置陣列中之一對應高頻回應位置感測裝置上，其中該等子波前取樣元件以使得一高屈光度範圍物件波前之各取樣子波前僅聚焦在對應於該子波前取樣元件之該對應高頻回應位置感測裝置上之一方式實體上彼此間隔。
  42. 如請求項41之眼科波前感測器，其中該光學波前中繼系統包含第一透鏡及第二透鏡，各透鏡具有一直徑、一焦距及一光學軸，其中該第一透鏡及該第二透鏡之該等焦距及直徑經選擇以將該物件平面處具有一大屈光度範圍之該波前中繼光束導引至該波前影像平面。
  43. 如請求項41之眼科波前感測器，其進一步包括：一透鏡，其安置在該子波前取樣元件陣列與該高頻回應位置感測裝置陣列之間，該透鏡經組態以將藉由該子波前取樣元件陣列形成於一影像光點平面處之影像光點之間的間隔中繼至其中安置該位置感測裝置陣列之平面且光學地放大該等影像光點之間的間隔。
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