UA46833C2 - Вимірювач абераційної рефракції ока - Google Patents

Abstract

Винахід відноситься до медичної офтальмологічної техніки, зокрема до приладів, призначених для вимірювання рефракції ока як функції просторових зіничних координат. Задачею винаходу є вдосконалення оптично-електронної системи рейтресінгового абераційного рефрактометра, при якому скорочується час вимірювань, з'являється можливість гнучкої системи розташування вимірювальних точок на зіниці. По ходу зондуючого пучка після двокоординатного дефлектора введено телескопічну систему на відстані, відповідній збігу вхідної зіниці телескопічної системи із зоною проміжку між однокоординатними дефлекторами, апертурну діафрагму встановлено між лінзами телескопічної системи в точці збігу їх фокусів, а польову діафрагму розміщено в площині вихідної зіниці телескопічної системи і водночас у точці переднього фокуса колімаційної лінзи, розташованої по ходу лазерного пучка перед інтерференційно-поляризаційним світлоподільником на відстані від ока пацієнта, яка приблизно дорівнює фокальному відрізку колімаційної лінзи.

Description

Опис винаходу

Винахід відноситься до медичної офтальмологічної техніки, зокрема до приладів, призначених для 2 вимірювання рефракції ока як функції просторових зіничних координат.

Рівень техніки

Відомі вимірювальні пристрої, які дозволяють досліджувати ту складову рефракції оптичної системи ока, що залежить від просторових зіничних координат. Це вимірювач хвильової аберації М. С. Смирнова (1), вимірювач поперечної аберації Ван ден Брінка |), вимірювач фізіологічного астигматизму М. М. Сергієнко |З, 70 рефрактометр з просторовим розрізненням |4). В перелічених вимірювачах, побудованих за принципом

Шейнера, діафрагмування окремих ділянок зіниці здійснюється різними оптичними методами. Але спільним в них є те, що в процедурах попереднього центрування ока і вимірювання аберацій безпосередню участь приймає сам пацієнт.

Головні недоліки вказаних вимірювачів - невисока точність, низька продуктивність, великі затрати часу на 12 вимірювання, які призводять до втоми пацієнта, варіацій акомодації, переміщень ока під час вимірів, що збільшує похибки вимірів аберації.

Відомі більш досконалі вимірювачі, в яких пацієнт вже не є ланкою вимірювального ланцюга. Це вимірювач аберацій за методом ножа Фуко |5), вимірювачі хвильової аберації із застосуванням датчика Гартмана-Шека (6 - 8), вимірювач, в якому адаптивна оптика дозволяє виявити хвильову аберацію ока методом Її повної компенсації

ІЗ.

Спільний недолік вимірювачів, що застосовують датчик Гартмана-Шека, породжується сталістю поля зору фотоелектричного растрового аналізатора поперечних аберацій, що обумовлено механічно жорсткою конструкцією лінзового растра та незмінним взаємним розташуванням у просторі світлочутливих елементів с

ПЗЗ-камери. Це призводить до не варіабельності конфігурації сітки вузлів на отворі зіниці, де вимірюються Ге) аберації, і робить неможливою гнучку перебудову сітки вузлів для більш детальних вимірювань в окремих зонах зіниці в залежності від їх абераційних властивостей.

До недоліків цих пристроїв також потрібно віднести: відсутність засобів, які забезпечують точну багаторазову "прив'язку" ока пацієнта до просторових о координат вимірювача; со відсутність пристрою регулювання акомодації ока пацієнта, який потрібний для вивчення залежності аберацій від параметрів акомодації; со відсутність можливості здійснювати виміри на розширеній зіниці без застосування медикаментозних засобів. Ге)

Найбільш близьким до пристрою, що заявляється (в зв'язку з цим прийнятий за прототип), є об'єктивний 3о рефрактометр, в якому використовується метод лазерного рейтресінгу оптичної системи ока (10). Вимірювання З абераційної рефракції здійснюється в ньому за допомогою замкнутого вимірювального ланцюга, елементами якого є: оптична система, що формує лазерне випромінювання в пучок з відповідними геометричними параметрамиі «Ф просторовим положенням; З 70 координатно-чутливий фотоелектричний приймач, який оптично спряжений з сітківкою ока пацієнта, при с цьому початок координат приймача співпадає з центром зображення їомеа, і здійснює функцію нуль-датчика.

Із» Для зміни координат лазерного пучка в площині зіниці використовується оптично спряжений із зіницею екран з отворами. Лазерний пучок надходить в око лише через один отвір екрана. Упорядковане механічне переміщення екрану призводить до зміни положення отворів, що в свою чергу змінює положення місця перетину лазерним пучком площини зіниці. шк Якщо внаслідок абераційної рефракції лазерний пучок не засвітлює на їомеа центральну зону, то

Ге») фотоприймач генерує відповідні електричні сигнали розходження. Вони використовуються для управління роботою акусто-оптичного дефлектора таким чином, щоб дефлектор вводив зміну в кутове положення пучка до со співпадіння точки його перетину сітківки з центром їомеа. Кутове положення лазерного пучка перед оком при со 20 вказаному співпадінні дає можливість розрахувати рефракцію ока в кожній потрібній точці зіниці і побудувати потім карту рефракції. Ця карта дозволяє зробити висновки про величину аметропії, параметри астигматизму, с» гостроту зору і (при необхідності) дає змогу розрахувати частину рогівки, яка вилучається при фоторефрактивній кератектомії (111.

Прототип має ряд суттєвих недоліків, пов'язаних з виконанням головних і допоміжних функцій приладу таких 25 як

ГФ) попередньої центрування оптичної осі приладу відносно візуальної осі ока; регулювання акомодації ока пацієнта; о розташування на зіниці точок, де вимірюється рефракція; вимірювання кутового положення лазерного пучка перед оком пацієнта. 60 Цей метод і пристрій центрування мають такі недоліки. По-перше, за візуальну вісь ока в прототипі приймається промінь, який прямує через геометричний центр зіниці і гомеа. Проте відомо, що геометричний центр зіниці далеко не завжди співпадає з візуальною віссю в наслідок децентрування отвору зіниці і оптичних осей рогівки та кришталика. До того ж, отвір зіниці може не мати центра симетрії.

По-друге, фіксація погляду ока пацієнта здійснюється на точку фокуса 134, 139 (1101, Рід.4), просторове бо положення якої змінюється при кожному новому положенні диска 130. При зміні положення точки фіксації погляду око пацієнта повинно відстежувати цю зміну, що здійснюється кутовим переміщенням ока, яке порушує попереднє центрування. Таким чином, обидві точки (на зіниці та на сітківці), Через які проходить лінія центрування, не мають достатньо визначеного положення.

По-третє, точку фокуса 116, 129 може чітко спостерігати тільки еметропічне око. При наявності аметропії око пацієнта буде бачити розмиту пляму лазерного світла, при тому тим більшу, чим більша аметропія.

Зрозуміло, що в цих умовах не може бути точної фіксації погляду в одному напрямку, а це є ще один фактор, який перешкоджає точності центрування.

По-четверте, досить яскраве лазерне випромінювання подразнює їТомеа настільки, що око починає /о рефлекторно звужувати зіницю. Тому перед виконанням процедури центрування ока потрібно використовувати медикаментозні засоби, які паралізують м'язи циліарного тіла, що неодмінно змінює рефракційні властивості ока в порівнянні з його природним нормальним станом.

Недолік прототипу відносно регулювання акомодації. Відомо, що рефракційні властивості ока залежать від відстані акомодації. Тому абераційний рефрактометр повинен мати пристрій регулювання акомодації ока /5 пацієнта. У прототипу цей пристрій відсутній повністю. А це означає, що око пацієнта може бути акомодованим на будь-яку відстань, яка є невідомою для оператора. Тому неможливо чітко пов'язати вигляд карти рефракції з акомодаційним станом ока.

Прототип (спосіб та пристрій розташування на зіниці точки, точніше - невеликої за площею зони отвору зіниці, де здійснюється вимір рефракції) має такі недоліки. По-перше, система розташування на зіниці Вимірювальних точок (зон) жорстко пов'язана з конструкцією скануючого диска 132.

По-друге, для переміщення вимірювальної зони по зіниці потрібно мати як мінімум два приводи переміщення диска 132. Перший - для забезпечення зміни координати зони по радіусу, другий - для зміни по азимуту, або двокоординатний привід. Потреба використовувати електромеханічні приводи значно зменшує можливості забезпечення великої швидкодії сканування зіниці та зменшення терміну всього сеансу вимірів рефракції ока. сч

По-третє, отвір 134 займає лише малу частину зони перетину лазерного пучка з диском 132. В зв'язку з тим, що крайні промені пучка проходять врешті через краї зіниці (див. Рід.4 (10)), то це означає, що через отвір і) 134 проходить лише та частина світлового потоку лазера, якою є площа однієї зони вимірювання рефракції на зіниці по відношенню до площі всієї зіниці. Зрозуміло, що таке віньєтування лазерного пучка призводить до дуже неекономічного використання випромінювання і повинно вважатися суттєвим недоліком прототипу. со зо Недоліки вимірювача кутового положення лазерного пучка, в якому він перетинає потрібну вимірювальну зону зіниці та центр їомеа, обумовлені наступними факторами. По-перше, пристрій вимірювача кутового о положення лазерного пучка, в якому фотоприймач використовується як нульовий датчик (датчик неспівпадіння со центру світлової плями на сітківці з центром на їомеа), а акусто-оптичний дефлектор виконує функцію виконавчого органу в ланцюгу зворотного зв'язку слідкуючої системи вимірювача, не забезпечує достатньої ісе) швидкості вимірювання рефракції. Із даних, приведених в (10), час вимірювання рефракції по 100 вимірювальних «Е точках зіниці складає до однієї хвилини. За цей час око пацієнта може здійснити до 100 рухів та змінити своє кутове положення внаслідок природного тремору, скачків та дрейфу. В іншому, альтернативному варіанті прототипу замість диска з отворами для переміщення променя по зіниці ока застосовується ще один двокоординатний акусто-оптичний дефлектор, що ускладнює систему і збільшує енергетичні втрати лазерного «

Випромінювання. в с По-друге, через наявність нерівномірного розподілу опромінюванності у світловій плямі на сітківці, . нерівномірний розподіл світлочутливості по поверхні елементів реального фотоприймача, неспівпадіння та и? нестабільність у часі значень коефіцієнтів підсилення кожного із передпілсилювачів, підключених до елементів фотоприймача, наявність невилучених бліків та фонових засліплень, фотоприймач не реєструє "нульове" положення плями на їомеа без систематичних похибок. їх По-третє, оптична система, що забезпечує рейтресінг ока, внаслідок дії власних аберацій вносить кутову аберацію в положення лазерного пучка перед оком.

Ме, Цілком зрозуміло, що друге і третє є причиною інструментальної похибки вимірювача рефракції, яка має

Го! систематичний характер і може бути виявлена та врахована. Як видно із приведеного на Рід.4 (10), пристрій не 5о має структурних елементів, які хоча б частково, якщо не повністю, компенсували б вказані похибки і о збільшували точність вимірювання рефракції. 4) До недоліків вимірювача також треба віднести й те, що лінза 166 оптично спрягає їомеа і світлочутливу поверхню фотоприймача лише при наявності еметропічного ока. Якщо око пацієнта аметропічне, то за рахунок децентрування зображення їомеа на вказаній поверхні фотоприймача виникають додаткові похибки вимірювання ов рефракції, компенсації яких в прототипі не передбачено.

Суть винаходу

Ф) Метою винаходу є створення такої вдосконаленої оптично-електронної системи рейтресінгового ка абераційного рефрактометра, яка дозволяє вирішити такі задачі: забезпечити гнучкість системи розташування на зіниці вимірювальних точок і підвищити економічність бо Використання випромінювання лазера шляхом зменшення віньєтування лазерного пучка на апертурній діафрагмі; зменшити час вимірювання рефракції по всій зіниці до 10...20мс; забезпечити оптичне спряження світлочутливої поверхні фотоприймача і їомеа при наявності аметропії у ока пацієнта, а також при регулюванні акомодації ока на будь яку потрібну відстань; 65 зменшити інструментальні похибки вимірювання абераційної рефракції; підвищити точність і визначеність позиціонування приладу відносно ока пацієнта, забезпечити можливість автоматизації позиціонування і контрольованості робочої відстані між оком пацієнта і елементами приладу; забезпечити можливість проведення позиціонування приладу без застосування медикаментозного розширення зіниці.

Ці задачі вирішені у лазерному вимірювачі абераційної рефракції ока, що включає до свого складу лазерний випромінювач, телескопічну систему, двокоординатний дефлектор, складений із двох однокоординатних дефлекторів, блок керування кутом відхилення, апертурну діафрагму, польову діафрагму, колімаційну лінзу, інтерференційно-поляризаційний світлоподілювач, позиційно--утливий фотоприймач з об'єктивом, блок обробки та відображення інформації у складі комп'ютера, аналого-дифрового перетворювача та передпідсилювача, в 7/о якому У відповідності з винаходом новим є те, що для зменшення часу, потрібного для вимірювання рефракції, та практично повного усунення втрат енергії лазерного пучка на апертурній діафрагмі, а також для створення гнучкої системи розміщення вимірювальних точок на зіниці, по ходу зондуючого пучка після двокоординатного дефлектора введено телескопічну систему на відстані, відповідній співпадінню вхідної зіниці телескопічної системи із зоною проміжку між однокоординатними дефлекторами, апертурну діафрагму встановлено між /5 лінзами телескопічної системи в точці співпадіння їх фокусів, а польову діафрагму розміщено в площині вихідної зіниці телескопічної системи і водночас у точці переднього фокуса колімаційної лінзи, розташованої по ходу лазерного пучка перед інтерференційно-поляризаційним світлоподілювачем на відстані від ока пацієнта, яка приблизно дорівнює фокальному відрізку колімаційної лінзи.

Для забезпечення постійного оптичного спряження світлочутливої поверхні фотоприймача з сітківкою при 2о наявності аметропії ока пацієнта, на ділянці між інтерференційно-поляризаційним світлоподілювачем і оком пацієнта встановлено панкратичну групу лінз - компенсатор аметропії з функцією формування зображення сітківки аметропічного ока на нескінченості, а фотоприймач світлочутливою поверхнею суміщено з передньою фокальною площиною об'єктива, встановленого по ходу променів, розсіяних сітківкою, за інтерференційно-поляризаційним світлоподілювачем. сч

Для забезпечення фіксації погляду ока пацієнта поздовж оптичної осі приладу, надання оку пацієнта потрібного акомодаційного стану і збереження при цьому оптичного спряження між сітківкою і світлочутливою і) поверхнею фотоприймача, між фотоприймачем і об'єктивом введено другий світлоподілювач або дзеркало повороту оптичної осі і пластину з тест-рисунком фіксації погляду, оптично спряжену зі світлочутливою поверхнею фотоприймача, а між другим світлоподілювачем або дзеркалом повороту оптичної осі і с зо інтерференційно-поляризаційним світлоподілювачем введено другу панкратичну групу лінз з від'ємною оптичною силою і функцією формування уявного для ока пацієнта зображення тест-рисунка на відстані, відповідній заданій о акомодації, причому у випадку використання дзеркала повороту оптичної осі воно встановлено на рухомій основі со з функцією переміщення його в положення відкриття доступу світлового випромінювання, розсіяного сітківкою, до фотоприймача під час вимірювання характеристик ока пацієнта. ісе)

Для забезпечення можливості урахування систематичних інструментальних похибок вимірювання рефракції, «Е по ходу зондуючого лазерного пучка після останнього оптичного елемента встановлено друге дзеркало повороту оптичної осі, за яким введено оптичний еталон ока з рухомим або нерухомим вздовж осі імітатором сітківки, за оптичними параметрами еквівалентним сітківці ока людини, причому друге дзеркало повороту оптичної осі встановлено на рухомій основі з функцією введення його в зондуючий лазерний пучок під час «

Вимірювання характеристик еталона і виведення з нього під час вимірювання характеристик ока пацієнта. в с Для позиціонування приладу відносно ока пацієнта, а також для збільшення точності і забезпечення можливості автоматизації позиціонування приладу в нього введено третій світлоподілювач і за його допомогою ;» введено канал верифікації співвісності приладу та ока пацієнта у складі одного або декількох точкових світловипромінювачів та телевізійного або оптично-електронного фотоприймального пристрою з функціями відображення та видачі дозволу на вимірювання характеристик ока в момент співпадіння оптичної осі приладу і ї5» візуальної осі ока пацієнта.

Для забезпечення роботи приладу без використання медикаментозного розширення зіниці в ньому

Ме, застосовано лазерний випромінювач та/або світловипромінювачі з випромінюванням в інфрачервоній ділянці о спектру.

Перелік фігур креслення о Фігура 1. Функціональна схема вимірювача абераційної рефракції ока: 1 -лазер, 2, З - лінзи телескопічного 4) розширювача, 4 - двокоординатний акусто-оптичний дефлектор, 5, 6 - лінзи телескопічного звужувача, АД - апертурна діафрагма, 7 - польова діафрагма, 8 - колімаційна лінза, 9 - інтерференційно-поляризаційний світлоподілювач, 10, 11 - панкратичний компенсатор аметропії, 12 -дзеркало, 13 - пересувне дзеркало, 14", 14" рУли світлодіоди, 75 - око пацієнта, 16, 17 - лінзи панкратичного регулятора акомодації, 18 - об'єктив, 19 - фотоприймач, 20 - тест-рисунок, 21 - освітлювач, 22 - багатоканальний передпідсилювач, 23 - аналого-дифровий (Ф) перетворювач, 24 - комп'ютер, 25, 27 - лінзи об'єктива мікроскопа, 26 - дзеркало, 28 - світлоподілювач, 29 - ка сітка, ЗО - окуляр мікроскопа, 31 - око оператора, 32 - телевізійна ПЗЗ-камера; 33 - плата вводу зображення в комп'ютер, 34 - імітатор рогівки, 35 - імітатор середовища ока, 36 - імітатор сітківки, 37, 38 - приводи во переміщень, ЕЗ, Е5, Еб, Е8, Е25, ЕЗО - передні фокуси відповідних лінз, 2, Е'5, Е'б, Е18, Е"27- задні фокуси лінз.

Фігура 2. До пояснення роботи вимірювача поперечної аберації лазерного пучка на сітківці ока: 1... 4 - світлочутливі елементи фотоприймача.

Фігура 3. До пояснення принципу дії пристрою для позиціонування приладу відносно ока пацієнта: 1 - колімаційна система, 2 - дзеркало з отвором, З - об'єктив мікроскопа; 4 - площина зображень об'єктива 65 мікроскопа, А - випромінювач і точка фіксації погляду, В. Во -випромінювачі, ді ; ді - перше зображення 1 2 випромінювачів, Ж, ції - друге зображення точок.

В, 8,

Фігура 4. Карта розташування на зіниці точок вимірювання рефракції ока, керована за допомогою комп'ютера.

Фігура 5. Зовнішній вигляд експериментального зразка вимірювача абераційної рефракції.

Фігура 6. Карта абераційної рефракції живого ока, відтворена за допомогою експериментального зразка вимірювача.

Відомості, які підтверджують можливість здіснення винаходу

На Фіг.1 показана функціональна схема вимірювача абераційної рефракції ока, який заявляється, яка 70 складається з лазера 1, що його випромінювання використовується для рейтресінгу ока, телескопічного розширювача (лінзи 2, 3), потрібного для нормальної роботи акусто-оптичного двокоординатного дефлектора 4 у складі двох однокоординатних дефлекторів, телескопічного звужувача лазерного пучка (лінзи 5, 6), в якому у суміщених точках фокусів лінз 5 і 6 розміщено апертурну діафрагму АД каналу рейтресінгу. Польова діафрагма 7 каналу розміщена у задньому фокусі лінзи б з тим, щоб її зображення, сформоване у зворотному напрямку 75 телескопічним звужувачем, знаходилось у зоні між однокоординатними дефлекторами. Це зроблено для того, щоб зменшити до мінімуму перерозподіл освітленості у світловій плямі на зіниці під час зміни однокоординатними дефлекторами кутового положення лазерного пучка. Колімаційна лінза 8 своїм переднім фокусом суміщена з центром діафрагми 7 для створення телецентричного ходу променів у зоні інтерференційно-поляризаційного світлоподілювача 9.

Лінзи 10, 11 використані як панкратична група лінз для компенсації аметропії ока пацієнта. Одна з лінз встановлена на рухомій основі, що поєднано з приводом 38. Лінзи 16, 17, функціонують за таким же принципом і утворюють панкратичну групу лінз для регулювання потрібної акомодації ока пацієнта.

Об'єктив 18, у фокусі якого знаходиться світлочутлива поверхня позиційно-чутливого фотоприймача 19, призначений для формування зображення на вказаній поверхні освітленої ділянки сітківки. Фоточутливі Га елементи фотоприймача підключені через передпідсилювач 22 і аналого-дифровий перетворювач 23 до комп'ютера 24. Між об'єктивом 18 і фотоприймачем 19 на рухомій основі встановлено дзеркало 39 з метою і9) оптичного спряження пластини з тест-рисунком 20 із світлочутливою поверхнею фотоприймача 19 а також поверхнею їомеа. Пластина 20 потрібна для фіксації погляду ока пацієнта. За пластиною 20 розташовано випромінювач 21 для її освітлення, який випромінює світло з спектральним складом ідентичним випромінюванню со лазера 1.

Елементи 25...30 утворюють мікроскоп, в якому лінзи 25, 27 разом з дзеркалом 26 складають об'єктив о мікроскопа. Пластина 29 з координатною сіткою, що встановлена в задньому фокусі лінзи 27, лінзову групу лінз со

ЗО та світлоподілювач 28, передній фокус якого співпадає з заднім фокусом лінзи 27, складають окуляр мікроскопа. Світлоподілювач 28 оптично спрягає площину сітківки із світлочутливою площиною фотоприймача о

Зображення телевізійної камери 32, яка підключена до комп'ютера через плату 33 перетворення і вводу «Її відеосигналу.

За допомогою дзеркала 12 з отвором оптична вісь мікроскопа суміщена з оптичною віссю каналу рейтресінгу (елементи 1 по 11) і фотоелектричного вимірювача поперечної аберації променя на сітківці (елементи 16... 19). «

Перед оком пацієнта розміщені чотири світлодіоди на однаковій відстані від оптичної осі. Вони знаходяться 70 в одній площині, перпендикулярній до осі, і розташовані попарно на взаємно перпендикулярних осях. Разом з - с мікроскопом світлодіоди утворюють систему візуального і телевізійного позиціонування приладу відносно ока ц пацієнта. Мікроскоп розміщено так, щоб передня фокальна площина лінзи 25 співпадала з площиною, де "» знаходиться уявне зображення світлодіодів 14, сформоване передньою поверхнею рогівки ока пацієнта як дзеркалом.

Між лінзою 11 і світлодіодами 14 на рухомій основі розміщено дзеркало 13, яке призначене для суміщення «г» оптичних осей приладу і оптичної осі еталона ока (34...36). Еталон ока складається з меніска - імітатора рогівки 34, рідини 35, що імітує середовище ока, та імітатора сітківки 36. Імітатор сітківки встановлений на б рухомій основі і має можливість до переміщення вздовж оптичної осі за допомогою приводу 37. о До складу вимірювача входить комп'ютер 24, який передбачений для керування акусто-оптичним дефлектором, аналого-діифровим перетворювачем, приводами 37, 38, а також для зберігання та математичної о обробки даних вимірювань аберацій, обчислення і представлення на моніторі інформації про абераційні с» параметри і характеристики рефракції ока, здійснення настройки режимів вимірювань, здійснення автоматизованого позиціонування приладу.

Система приладу функціонує так. Пучок світла від лазера 1, розширюється, колімується і подається на акусто-оптичний дефлектор 4, який змінює його кутове положення за відповідною комп'ютерною програмою.

Телескопічний звужувач 5, 6, зменшує товщину пучка до потрібної величини. Центр діафрагми 7, яка за іФ) допомогою лінзи 8 і системи 10, 11 оптично спрягається з сітківкою ока пацієнта, є точкою кутового "качання" ко паралельного пучка, що виходить із телескопічного звужувача. Апертурна діафрагма АД внаслідок Її розташування в передній фокальній площині лінз 6, має зображення в задній фокальній площині лінзи 8, яка бо суміщена з зіницею ока. Таким чином зображення освітленої АД на зіниці є зоною вимірювання рефракції ока пацієнта. Внаслідок того, що діафрагма 7 розташована в передній фокальній площині колімаційної лінзи 8, кутове переміщення лазерного пучка з вершиною кута на діафрагмі 7, перетворюється в зсув, паралельний оптичній осі за лінзою 8.

Якщо око пацієнта має аметропію, то за допомогою переміщення лінзи 10 (чи 11) вздовж осі телецентричний 65 хід променя перетворюється в хід, що розходиться (при міопії) чи сходиться (при гіперметропії) в одну точку таким чином, щоб зображення діафрагми 7 було суміщене з сітківкою. Це також забезпечує паралельний хід променів, що відбиваються від сітківки, в просторі перед світлоподілювачем 9, що потрібно для його нормального функціонування.

Світлоподілювач 9 пропускає в напрямку фотоприймача 19 тільки ту складову деполяризованого на сітківкою світла, яка має поляризацію в площині Фіг. 1. Це дає змогу усунути проникнення до фотоприймача поляризованого світла, що відбивається (внаслідок френелівського рефлексу) від поверхонь лінз 10, 11 та рогівки ока і може утворювати на фотоприймачі засвітлення, неприпустиме для нормальної роботи приладу.

За допомогою лінз 16, 17 і об'єктива 18 в площині фотоприймача 19 формується зображення освітленої зони сітківки. 70 За допомогою комп'ютера і акусто-оптичного дефлектора лазерний промінь встановлюється в таке положення, при якому він перетинає зіницю у відповідній зоні вимірювання рефракції. Якщо оптична система ока має абераційну рефракцію, то світлове зображення діафрагми 7 на сітківці переміщується з осі, що призводить до відповідного переміщення зображення освітленої зони у фоточутливій площині фотоприймача і зміни величини електричних сигналів, що виробляються кожним чутливим елементом фотоприймача.

Якщо фотоприймач - чотирьох-квадрантний фотодіод (див. Фіг.2), то абераційне переміщення світлової плями 5у, ЗУ уа сітківці розраховується за формулами: я - (ДЕ Я (2 віл) я 2 2| гл, Ел, ву ща (2 и,) СедищеА Б лі, с 1 а з 4 о де Д - поперечне збільшення в площинах фотоприймача і сітківки, Б - розмір світлової плями в площині фотоприймача, 1, О», Оз, 0; - фотоелектричні сигнали з відповідних каналів фотоприймача.

Перед вимірюваннями рефракції здійснюється позиціонування приладу відносно ока пацієнта і калібрування приладу за допомогою еталона ока. о

Принцип дії пристрою для позиціонування пояснюється фФіг.3, на якій точка А утворюється елементами 20, 21 со (Фіг.1). Колімаційна система 1 утворюється елементами 39, 18 та 17, 16 (якщо око акомодується на кінцеву відстань). Об'єктив З утворюється елементами 25...27 (Фіг1), площина 4 відповідає елементу 29 (Фіг.1), со дзеркало 2 - елементу 12 (Фіг.1). со

Як видно з Фіг.3, фіксація погляду на точку А, що знаходиться на оптичній осі приладу, не гарантує суміщення візуальної осі ока і осі приладу, тому що око бачить точку А на їомеа при А -х 0. Фіксація погляду на « точці А забезпечується лише паралельністю вказаних осей.

Зважаючи на те, що найбільш оптично сильним елементом ока є передня поверхня рогівки, за візуальну вісь приймається лінія, яка проходить через центр їомеа та центр кривизни передньої поверхні рогівки. Якщо перед « оком пацієнта розмістити випромінювач В., то за рахунок френелівського відбиття світла від передньої поверхні рогівки ця поверхня, як випукле дзеркало, сформує уявне зображення випромінювача т, З с В

Із» розташоване відносно осі симетрії поверхні відповідно до законів геометричної оптики.

При розміщенні перед оком пацієнта декількох випромінювачів Ві, Во (Фіг.3), розташованих симетрично оптичній осі приладу, їх повторне зображення п, й у робочій площині зображень об'єктива мікроскопа

БВ щ» буде зміщеним в сторону від осі об'єктива, якщо ЛА 0. (22) Таким чином ознакою суміщення оптичної осі і візуальної осі ока є дві умови - фіксація погляду пацієнта на точці А і центроване розміщення п, й відносно осі об'єктива 3, що можна зафіксувати за допомогою со Б А 1 2 о координатної сітки на пластині 29 (Фіг.1) або на екрані монітора при роботі телевізійного каналу. с Ознакою встановлення фіксованої робочої відстані між приладом і оком є співпадіння точок ді і ді з 1 2 площиною 4, що можна реєструвати фізично як факт фокусування зображень йлоі їй на площині 4.

В, 8;

Точка фіксації погляду створюється введенням дзеркала 39 (Фіг. 1) на оптичну вісь приладу. Випромінювачі і) 14", 14" виконують роль випромінювачів В, Во, що показані на Фіг.3. ко Калібрування вимірювача абераційної рефракції здійснюється за допомогою еталона ока. Еталон ока має абераційну рефракцію у відповідних вимірювальних точках імітатора рогівки, яка заздалегідь відома, наприклад 60 обчислена комп'ютером за спеціальними програмами. Якщо передня поверхня лінзи 34 є еліпсоїдальною, то абераційна рефракція у всіх точках зіниці буде нульовою.

При використанні компенсатора аметропії на еталон буде надходити лазерний пучок, непаралельний його оптичній осі. Це призведе до появи аберації дефокусування еталону, тому з метою Її усунення імітатор сітківки переміщується вздовж оптичної осі за допомогою приводу 37 в місце фокусування. Таким чином досягається 65 оптичне спряження /омеа і імітатора сітківки.

Якщо прилад має систематичні інструментальні похибки вимірювання поперечної аберації, то це буде зафіксовано як неспівпадання результатів вимірювання поперечної аберації з її розрахунковими значеннями.

Виявлені таким чином систематичні інструментальні похибки можна врахувати при вимірюванні аберацій ока.

Процес калібрування по еталону виконується автоматично безпосередньо перед вимірюваннями аберацій ока, шляхом переміщення дзеркала 13 на оптичну вісь приладу.

В момент рейтресінгу ока пацієнта дзеркала 13 і 39 виводяться із зони розповсюдження світла, що надходить в око, а потім із ока - на фотоприймач.

Вимірювання абераційного зсуву зображення світлової плями на їомеа виконується у вузлах сітки рейтресінгу ока, яка встановлюється оператором в залежності від його потреби. На Фіг.4 показано вигляд сітки 7/0 Вимірювальних точок на зіниці.

Дані про вимірювання поперечних аберацій лазерного променя на сітківці 5х (р, Ф) та бу (р, Ф) далі використовуються для обчислення коефіцієнтів поліномів Церніке, який апроксимує функцію хвильової аберації ока, за методом найменших квадратів. Функція хвильової аберації використовується для обчислення абераційної рефракції в будь-якій потрібній точці зіниці. Апроксимація до того ж дає змогу відтворити характер 7/5 абераційної рефракції в тій невеликій приосьовій зоні зіниці, де точне вимірювання аберацій лазерного пучка є неможливим.

На Фіг.5 показано експериментальну установку, що реалізує вимірювач абераційної рефракції за винаходом, що заявляється.

П'ятикратне (для усереднення результатів) вимірювання аберацій лазерного пучка на сітківці у 65 точках

Зіниці здійснюється приладом за 12мс. При цьому в око пацієнта направляється світловий потік не більше 5мВт.

На Фіг.6 показані відтворені за допомогою приладу (що на Фіг.5) карта абераційної рефракції живого ока.

Використані джерела інформації 1. М. С. Смирнов. Измерение волновой аберрации глаза. Биофизика 6, с.776 - 794, 1961. 2. Мап деп Вгіпк. Меазигетепі ої пе деотегіса! абегтайопв ої пе еуе. Мівіоп Кезв. 2, рр.233 - 244, 1962. с

З. Н. М. Сергиенко. Офтальмологическая оптика. М: Медицина, 1991. - 142с. 4. Кк. Н. Мерь, С. М. Реппеу, апа К. О0. Тпотрзоп. Меазигетепі ої осціаг оса! мамеїтопі аівіопіоп ма і) зрайаїу гезоїмей геїгасіотег(ег. Арріїєд Оріїсв 31, рр.3678 - 3686, 1992. 5. 5. 0. ЕІ Наде апа Вегтпі Р. Сопігіршіоп ої (Ше сгувіайпе Іепз йо (Ше зрПегісаї абегтайоп ой (Ше еуе. У. Орі. ос. Ат. 63, рр.205 - 211, 1973. со 6. 9. ШПапо, А пем/ тео (0 ргесізеїу теазиге (Ше уламе ареггайопе ої Ше Ппитап еуе мйй а

Наптапп-5Наск маме-їтопі зепзог, РИ.О. адіззегпіайоп (Опімегвіїу ої НеїідеІрего, Неїдеірего, Сепгтапу), 1991. і. 7. У. Цапо, В. Огітт, 5. Сбоеї7, апа у. г. ВШе. ОБіесіме теазигетепі ої маме абреїтайоп5 ої (пе питап Ге) еуе м/йй пе изе ої а Нагйтапп-Зпаск уламе-топі зепвзог. 9. Орі. ос. Ат. А 11, рр.1949 - 1957, 1994. 8. 9. МПапд апа 0. Кк. УМШіатве. АбБегтайопв апа гейпа! ітаде диаійу ої (Ше погтаі! питап еуе. 4). Орі. о

Зос. Ат. А 14, рр.2873 - 2883, 1997. « 9. 9У. МСапо, ОО. МК. МУМіШіатв, апа 0. т. МіШег. Зирегпогта! мівіоп апа Підп-гевоЇшіоп гейіпа! ітадіпд

Іпгоцой адаріїме оріїсв. У. Орі. бос. Ат. А 14, рр.2884 - 2892, 1997. 10. 5 Раїепі 5,258,791. Зрайаїу гезоїмейд обіесіїме аціогеїгасіотегїег. Моум.2, 1993. 11. т. Зейег, Р. 9). Мебоппеї, "Ехсітег Іазег рПпоіогеїгасіїме Кегайїесіоту" Зигм. ої ОрпійпаІт. 40, рр.89 « 40. - 118, 1995. 8 с

Із»

Claims (5)

Формула винаходу

1. Вимірювач абераційної рефракції ока, що включає до свого складу лазерний випромінювач, телескопічну ї» систему, двокоординатний дефлектор у складі двох однокоординатних дефлекторів, блок керування кутом відхилення, апертурну діафрагму, польову діафрагму, колімаційну лінзу, інтерференційно-поляризаційний Ме світлоподільник, позиційно--утливий фотоприймач з об'єктивом, блок обробки та відображення інформації у о складі комп'ютера, аналого-дифрового перетворювача та передпідсилювача, який відрізняється тим, що по ходу зондуючого пучка після двокоординатного дефлектора введено телескопічну систему на відстані, о відповідній збігу вхідної зіниці телескопічної системи із зоною проміжку між однокоординатними дефлекторами, сю апертурну діафрагму встановлено між лінзами телескопічної системи в точці збігу їх фокусів, а польову діафрагму розміщено в площині вихідної зіниці телескопічної системи і водночас у точці переднього фокуса колімаційної лінзи, розташованої по ходу лазерного пучка перед інтерференційно-поляризаційним 5Б світлоподільником на відстані від ока пацієнта, яка приблизно дорівнює фокальному відрізку колімаційної лінзи.

2. Вимірювач за п. 1, який відрізняється тим, що по ходу зондуючого лазерного пучка після (Ф) інтерференційно-поляризаційного світлоподільника встановлено панкратичну групу лінз - компенсатор аметропії, ка з функцією формування зображення сітківки аметропічного ока на нескінченності, а фотоприймач світлочутливою поверхнею суміщено з передньою фокальною площиною об'єктива, встановленого по ходу 60 променів, розсіяних сітківкою, за інтерференційно-поляризаційним світлоподільником.

3. Вимірювач за п. 1 або п. 2, який відрізняється тим, що між фотоприймачем і об'єктивом введено другий світлоподільник або дзеркало повороту оптичної осі і пластину з тест-рисунком фіксації погляду, оптично спряжену зі світлочутливою поверхнею фотоприймача, а між другим світлоподільником або дзеркалом повороту оптичної осі і інтерференційно-поляризаційним світлоподільником введено другу панкратичну групу лінз з 65 від'ємною оптичною силою і функцією формування уявного для ока пацієнта зображення тест-рисунка на відстані, відповідній заданій акомодації, причому у випадку використання дзеркала повороту оптичної осі воно встановлено на рухомій основі з функцією переміщення його в положення відкриття доступу світлового випромінювання, розсіяного сітківкою, до фотоприймача під час вимірювання характеристик ока пацієнта.

4. Вимірювач за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що по ходу зондуючого лазерного пучка після останнього оптичного елемента встановлено друге дзеркало повороту оптичної осі, за яким введено оптичний еталон ока з рухомим або нерухомим вздовж осі імітатором сітківки, за оптичними параметрами еквівалентним сітківці ока людини, причому друге дзеркало повороту оптичної осі встановлено на рухомій основі з функцією введення його в зондуючий лазерний пучок під час вимірювання характеристик еталона і виведення з нього під час вимірювання характеристик ока пацієнта. 70 5. Вимірювач за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що в нього введено третій світлоподільник і за його допомогою введено канал верифікації співвісності приладу та оку пацієнта у складі одного або декількох точкових світловипромінювачів та телевізійного або оптично-електронного фотоприймального пристрою з функціями відображення та видачі дозволу на вимірювання характеристик ока в момент збігу оптичної осі приладу і візуальної осі ока пацієнта.

б. Вимірювач за п.

5, який відрізняється тим, що в ньому застосовано лазерний випромінювач та/або світловипромінювачі з випромінюванням в інфрачервоній ділянці спектра. с щі 6) (зе) (зе) (ее) (Се) «

- . и? щ» (о) (ее) (95) сю» іме) 60 б5