UA59488C2 - Спосіб вимірювання хвильових аберацій ока та пристрій для його здійснення (варіанти) - Google Patents
Спосіб вимірювання хвильових аберацій ока та пристрій для його здійснення (варіанти) Download PDFInfo
- Publication number
- UA59488C2 UA59488C2 UA2001106765A UA2001106765A UA59488C2 UA 59488 C2 UA59488 C2 UA 59488C2 UA 2001106765 A UA2001106765 A UA 2001106765A UA 2001106765 A UA2001106765 A UA 2001106765A UA 59488 C2 UA59488 C2 UA 59488C2
- Authority
- UA
- Ukraine
- Prior art keywords
- eye
- wavefront
- matrix
- measuring
- channel
- Prior art date
Links
- 230000004075 alteration Effects 0.000 title claims abstract description 44
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 29
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 85
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 51
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 37
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 24
- 210000001525 retina Anatomy 0.000 claims description 19
- 108091008695 photoreceptors Proteins 0.000 claims description 18
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 13
- 230000010287 polarization Effects 0.000 claims description 12
- 230000004308 accommodation Effects 0.000 claims description 10
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 7
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 4
- 230000002350 accommodative effect Effects 0.000 claims description 3
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 claims 1
- 230000004438 eyesight Effects 0.000 abstract description 5
- 238000012937 correction Methods 0.000 abstract description 2
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 abstract description 2
- 239000000523 sample Substances 0.000 abstract 1
- 210000004087 cornea Anatomy 0.000 description 11
- 230000008859 change Effects 0.000 description 4
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000009471 action Effects 0.000 description 2
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 2
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 2
- 210000001747 pupil Anatomy 0.000 description 2
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 2
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 description 2
- 241000256856 Vespidae Species 0.000 description 1
- 230000004480 accommodation of the lens Effects 0.000 description 1
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 1
- 238000012790 confirmation Methods 0.000 description 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 1
- 230000028161 membrane depolarization Effects 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 230000011514 reflex Effects 0.000 description 1
- 208000014733 refractive error Diseases 0.000 description 1
- 230000002207 retinal effect Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000012144 step-by-step procedure Methods 0.000 description 1
- 230000001502 supplementing effect Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/1015—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for wavefront analysis
Landscapes
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Testing Of Optical Devices Or Fibers (AREA)
- Eye Examination Apparatus (AREA)
- Testing Or Measuring Of Semiconductors Or The Like (AREA)
Abstract
Винахід відноситься до медичної техніки і може бути використаний для оптометричних досліджень зору та в рефракційній хірургії для забезпечення високої якості операцій лазерної корекції зору. Спосіб базується на зондуванні ока вузьким пучком лазерного випромінювання та вимірюванні нахилів хвильового фронту в субапертурах випромінювання, що повертається з ока, за допомогою датчика Гартмана-Шека. Пристрій для здійснення способу має в своєму складі канал зондування, вимірювальний канал та канал позиціонування. Для управління хвильовим фронтом вводиться блок дозованого нахилу хвильового фронту на базі акусто-оптичного дефлектора, в першому варіанті - до складу вимірювального каналу, в другому - до каналу зондування. Завдяки цьому досягається розширення динамічного діапазону вимірюваних хвильових аберацій ока людини.
Description
Опис винаходу
Винахід відноситься до медичної техніки, зокрема до діагностично-вимірювальної техніки рефракційної 2 хірургії, і може бути використаний для оптометричних досліджень зору та для забезпечення високої якості операцій лазерної корекції зору.
Відомі способи та пристрої для дослідження аберацій оптичної системи ока в залежності від просторових зіничних координат. Так, в роботі К. Н. УУерь, еї аІ. Меазигетепі ої осціаг оса! мамеїтопі аівіогпіоп м йй а зрайайу гезоїмей геїгасіотеїйег. Арріїай Оріїсв. 1992, Мої. 31, рр.3678-3686 описано вимірювання оптичної 70 сили ока в різних точках вхідної зіниці. Недоліком цієї реалізації принципу Шейнера є те, що в процедурах вимірювання аберацій безпосередню участь приймає сам пацієнт, тобто це вимірювання є суб'єктивним. Воно потребує значних затрат часу, що стомлює пацієнта й веде до низької точності Через нестабільність стану акомодації ока, рухів ока під час вимірювання, тощо.
Відомі також способи та пристрої для об'єктивних вимірювань. В одному з них, описаному, наприклад, в 12 роботі М. Мгоспеп, еї аї. Ргіпсіріев ої Теспегпіпд ареготейгу. Уоцгпа! ої Кеїтгасіме Зигдегу. 2000, Мої. 16, рр.570-571 на сітківку проектується регулярна світлова структура, спотворення якої характеризують абераційні параметри оптичної системи ока. Окрім недоліків технічного характеру (складнощі з ідентифікацією окремих складових спотвореної регулярної світлової структури), цьому способу притаманний принциповий недолік: вимірюваний розподіл аберацій не є адекватним тому розподілу, який створюється сфокусованим пучком променів.
Відомо також застосування скіаскопічного принципу проектування на сітківку набору смужок світла, що рухаються, та прийому на систему фотоприймачів відбитого сітківкою світла, за часовими співвідношеннями в прийнятих імпульсних сигналах визначають характеристики рефракції для різних орієнтацій проектованої світлової структури (див., наприклад, 5. МасКає, еї аї. ій вКіазсоріс-дцідей аріайоп віпд (Ше Міаек с |авег доцгпа! ої Веїасіїме Зигдегу. 2000, Мої. 16, рр.576-580). Недоліком способу є складність його (3 реалізації, що потребує великої кількості рухомих механічних вузлів при невисокій роздільній здатності вимірювань.
При рейтрейсинговому вимірюванні рефракційних аберацій, описаному в патентній заявці України (В.В..
Молебний та ін. Вимірювач абераційної рефракції ока. Патент України Мо46883. М. кл. АЄ1В 3/00, АЄ1В 33/10, со вів 3/14, дата подання 07.10.1998) вхідну апертуру ока сканують вузьким лазерним пучком паралельно до лінії о зору пацієнта й послідовно у часі вимірюють координати перетину ним сітківки, й за цими даними реконструюють карту рефракційних похибок. З
Для паралельного (в часі) вимірювання хвильових аберацій використовують вимірювання структури Ге») хвильового фронту на виході з ока шляхом розділення його на субапертури. Цей спосіб, описаний ,в патенті 0. 32 ДВ. М/йатв, еї а). (Карід, ашотаїййс теазигетепі ої (Ше еуез маме арегтайоп. О5 Раїепі 6199986. пі. СІ. о
Аб1В 3/10, 13.03.2001), обрано за прототип. Згідно з цим способом око зондують вузьким пучком лазерного випромінювання, виділяють розсіяну сітківкою компоненту у випромінюванні, що повертається з ока, розділяють її на субапертури за допомогою матриці співвісних лінз, вимірюють нахил хвильового фронту в кожній « субапертурі шляхом визначення відхилення положення фокальної плями від оптичної осі лінзи, реконструюють З 0 хвильовий фронт за виміряними його нахилами в окремих субапертурах й обчислюють аберації хвильового с фронту як коефіцієнти при поліномах Церніке, що описують його поверхню.
Із» Для цього способу характерні складнощі з ідентифікацією фокальних зображень, сформованих всіма субапертурами одночасно. Це призводить до звуження динамічного діапазону вимірюваних аберацій до ж З діоптрій, що недостатньо для практичного використання. Розширити його можна було б за рахунок збільшення розмірів субапертур, але при цьому суттєво зменшується просторова роздільна здатність вимірювань. і-й Рівнозначно, збільшення просторової роздільної здатності шляхом збільшення числа аналізуючих субапертур (Те) привело б до звуження динамічного діапазону вимірюваних аберацій. Для спрощення будемо обидва ці взаємно залежні прояви визначати як один недолік - вузький динамічний діапазон. е В основу першого винаходу групи поставлено задачу розширення вхідного динамічного діапазону о 20 вимірюваних хвильових аберацій ока людини без зменшення кількості аналізуючих субапертур. Поставлену задачу вирішують завдяки тому, що око зондують вузьким пучком лазерного випромінювання, виділяють со розсіяну сітківкою компоненту з випромінювання, що повертається з ока, розділяють її на субапертури за допомогою матриці співвісних лінз, вимірюють нахил хвильового фронту в кожній субапертурі шляхом визначення відхилення положення фокальної плями від оптичної осі лінзи, реконструюють хвильовий фронт за 29 виміряними його нахилами в окремих субапертурах й обчислюють аберації хвильового фронту як коефіцієнти
ГФ) при поліномах Церніке, що описують його поверхню, доповнивши цю послідовність операцій тим, що нахили хвильового фронту в субапертурах вимірюють декілька разів зі зміненим при кожному наступному вимірюванні о нахилі всього пучка в межах кутової відстані між сусідніми субапертурами, а реконструкцію хвильового фронту виконують за даними, одержаними при всіх кутових положеннях йучка, з урахуванням зміненого нахилу пучка 60 при кожному вимірюванні.
Кожне вимірювання при зміненому нахилі хвильового фронту зсуває фокальні зображення в кожній субапертурі, що еквівалентно доданню ще однієї матриці лінз. В результаті за декілька вимірювань одержують дані, що еквівалентні даним, які були б отримані за допомогою матриці лінз з більшим числом субапертур. Таким чином, зберігаючи широкий динамічний діапазон вимірюваних аберацій, що відповідає вибраній густині бо субапертур, підвищують просторову роздільну здатність завдяки тому, що для реконструкції хвильового фронту використовують збільшений в декілька разів набір даних про нахили хвильового фронту, що рівносильно збільшенню числа субапертур в декілька разів.
Запропонований спосіб реалізується пристроєм, при побудові якого враховано необхідність виконання ним також функцій позиціонування, орієнтування та задания акомодаційного стану ока, які не є принциповими з точки зору послідовності операцій, але є суттєвими для отримання коректних результатів з допомогою пристрою. Ці складові частини є і в прототипі (див. згаданий вище патент США Моб199986, а також роботу К. Арріедаге, еї а).
Оріїсв ої оарегповзсору апа озирег о мівіоп. Ооцгпан! ої Сайагасі апа Кеїгтасіме Бигдегу. 2001, Мої. 27, рр.1093-1107), який має у своєму складі канал зондування й вимірювальний канал, що розв'язані між собою 7/0 поляризаційним розділювачем, та канал позиціонування, орієнтування та задания акомодаційного стану ока, причому канал зондування складається з лазера та телескопа-формувача випромінювання, а вимірювальний канал складається з проміжного об'єктива, матриці співвісних лінз, у фокусах яких встановлено матрицю позиційно--утливих фотоприймачів, з'єднаних з формувачем сигналів, сполученим з комп'ютером, якому надано функції керування пристроєм, реконструкції хвильового фронту та обчислення хвильових аберацій.
Недоліком прототипу є неможливість розширення динамічного діапазону вимірюваних аберацій, наприклад, за рахунок збільшення розмірів аналізуючих апертур без зниження просторової роздільної здатності.
В основу винаходу для здійснення запропонованого способу поставлено задачу створення пристрою, який завдяки введенню в нього додаткових компонентів та зв'язків дозволяє розширити динамічний діапазон вимірюваних хвильових аберацій. Ця задача рішається двома варіантами пристроїв.
В першому варіанті у пристрій для вимірювання хвильових аберацій ока, що має в своєму складі канал зондування й вимірювальний канал, які розв'язані між собою поляризаційним розділювачем, та канал позиціонування, орієнтування та задания акомодаційного стану ока, причому канал зондування складається з лазера та телескопа-формувача випромінювання, а вимірювальний канал складається з проміжного об'єктива, матриці співвісних лінз, у фокусах яких встановлено матрицю позиційно--утливих фотоприймачів, з'єднаних з сч ов формувачем сигналів, сполученим з комп'ютером, якому надано функції керування пристроєм, реконструкції хвильового фронту та обчислення хвильових аберацій, введено блок дозованого нахилу хвильового фронту. і)
Його встановлено у вимірювальному каналі по ходу випромінювання, що вийшло з ока, між проміжним об'єктивом та матрицею лінз, причому блок дозованого нахилу хвильового фронту виконано у складі двокоординатного акусто-оптичного дефлектора, телескопа-селектора, драйвера акусто-оптичного дефлектора о зо та синтезатора частот так, що двокоординатний акусто-оптичний дефлектор і телескоп-селектор встановлені послідовно, виходи драйвера з'єднано з акусто-оптичним дефлектором, вихід синтезатора частот з'єднано зі со входом драйвера, а його керований вхід сполучено з комп'ютером. «Е
Така побудова пристрою дозволяє за допомогою блока дозованого нахилу хвильового фронту, введеного безпосередньо у вимірювальний канал, змінювати нахили в усіх субапертурах одночасно і зсувати таким чином Ме фокальні зображення в кожній субапертурі на однакову величину, що в результаті еквівалентно накладенню дії ю декількох лінзових матриць, тобто еквівалентно одержанню даних, що відповідають матриці лінз з більшим числом субапертур.
В другому варіанті пристрою, в якому реалізовано запропонований спосіб, управління нахилом хвильового фронту випромінювання, що вийшло з ока, здійснюється опосередковано за рахунок зсуву точки сітківки, на яку « 0 падає лазерний промінь і яка є вторинним випромінювачем. Для цього у пристрій для вимірювання хвильових в с аберацій ока, що має в своєму, складі канал зондування й вимірювальний канал, які розв'язані між собою поляризаційним розділювачем, та канал позиціонування, орієнтування та задания акомодаційного стану ока, ;» причому канал зондування складається з лазера та телескопа-формувача випромінювання, а вимірювальний канал складається з проміжного об'єктива, матриці співвісних лінз, у фокусах яких встановлено матрицю позиційно--утливих фотоприймачів, з'єднаних з формувачем сигналів, сполученим з комп'ютером, якому надано с функції керування пристроєм, реконструкції хвильового фронту та обчислення хвильових аберацій, як і в першому варіанті, введено блок дозованого нахилу хвильового фронту. Але на відміну від першого варіанту, і, його введено до складу каналу зондування після телескопа-формувача, причому виконано введений блок у ї5» складі двокоординатного акусто-оптичного дефлектора, телескопа-селектора, перетворювача сканування, драйвера акусто-оптичного дефлектора та синтезатора частот так, що двокоординатпий акусто-оптичний со дефлектор, телескоп-селектор та перетворювач сканування встановлені послідовно, виходи драйвера з'єднано с з акусто-оптичним дефлектором, вихід синтезатора частот з'єднано зі входом драйвера, а його керований вхід сполучено з комп'ютером.
Пристрій за другим варіантом виконано так, що зондуючий промінь завжди входить через одну і ту ж точку ов рогівки, незалежно від його нахилу. Нахилений зондуючий промінь проектується на сітківку зі зсувом, що в результаті дає нахил хвильового фронту вихідного випромінювання. В решті своїх властивостей другий варіант є (Ф, таким же як і перший, а це значить, що за допомогою блока дозованого нахилу хвильового фронту, введеного в ка канал зондування, здійснюються нахили хвильового фронту в усіх субапертурах одночасно, даючи зсув фокальних зображень в кожній субапертурі на однакову величину, що в результаті еквівалентно накладенню дії во декількох лінзових матриць, тобто еквівалентно одержанню даних, що відповідають матриці лінз з більшим числом субапертур.
Завдяки запропонованій побудові пристроїв для вимірювання хвильових аберацій ока людини та введеним зв'язкам досягається можливість однозначної ідентифікації набору світлових плям в площині матриці позиційно--утливих фотоприймачів, що дозволяє позбавитись суттєвого недоліку - малого динамічного 65 діапазону вимірюваних відхилень хвильового фронту й досягти розширення вхідного динамічного діапазону вимірюваних хвильових аберацій ока людини при даній просторовій роздільній здатності або підвищення просторової роздільної здатності вимірювань при даному динамічному діапазоні вимірюваних хвильових аберацій.
Суть винаходу пояснюється кресленнями, що складаються з 27 фігур.
Фіг.1. Розділення хвильового фронту на субапертури: ХФ - хвильовий фронт; МЛ - матриця лінз, МФ - матриця позиційно-чутливих фотоприймачів.
Фіг.2. Фронтальний вид матриці лінз МЛ.
Фіг.3. Фронтальний вид матриці фотоприймачів МФ.
Фіг.4. Світлові плями СП в фокальній площині при плоскому хвильовому фронті. 70 Фіг.5. Проекція світлових плям СП на матрицю позиційно--утливих фотоприймачів МФ при плоскому хвильовому фронті.
Фіг.6. Зображення структури світлових плям СЯ в фокальній площині матриці лінз для пучка лазерного випромінювання, що повернулося з ока при незначних спотвореннях хвильового фронту структурами ока.
Фіг.7. Формування матрицею лінз МЛ зображення значно спотвореного хвильового фронту ХФ в площині /5 матриці позиційно-ч-утливих фотоприймачів МФ.
Фіг.8. Зображення структури світлових плям СП в фокальній площині матриці лінз для пучка лазерного випромінювання, що повернулося з ока при значних спотвореннях хвильового фронту структурами ока.
Фіг9. Формування зображення значно спотвореного хвильового фронту ХФ в площині матриці позиційно--утливих фотоприймачів МФ за допомогою розрідженої структури матриці лінз МЛ: розріджена структура починається з закритих ділянок ЗД.
Фіг.10. Формування зображення значно спотвореного хвильового фронту ХФ в площині матриці позиційно--утливих фотоприймачів МФ за допомогою розрідженої структури матриці лінз МЛ: розріджена структура починається з відритих ділянок ВД.
Фіг.11. Проекція плоского хвильового фронту ХФ за допомогою розрідженої матриці лінз МЛ (нормальне сч ов падіння); непарні промені попадають на закриті ділянки ЗД матриці лінз: НТ - непарні точки хвильового фронту, через які проходять непарні промені, ПТ- парні точки хвильового фронту, через які проходять парні промені. і)
Фіг.12. Проекція плоского хвильового фронту ХФ за допомогою розрідженої матриці лінз МЛ (нахилене падіння); непарні промені попадають на відкриті ділянки ВД матриці лінз.
Фіг.13. Зображення світлових плям СП у площині матриці позиційно--утливих фотоприймачів МФ при їх со зо формуванні розрідженою матрицею лінз (трикратне лінійне розрідження) в послідовні моменти часу: крок Мо1 - без додаткового нахилу хвильового фронту, кроки Мо2 - 9 - з додатковим нахилом хвильового фронту у со напрямках, показаних стрілками. «Е
Фіг.14. Зображення світлових плям СЯ, сформованих розрідженою матрицею лінз в послідовні моменти часу на одному й тому ж елементі матриці позиційно--утливих фотоприймачів (на прикладі квадрантного ме) фотоприймача): крок Мо 1 - без додаткового нахилу хвильового фронту, кроки Мо 2 - 9 - з додатковим нахилом ю хвильового фронту у напрямках, показаних стрілками: КФ - елемент матриці Іюзиційно-чутливих фотоприймачів (квадрантний фотоприймач).
Фіг.15. Введення процедури нахилу хвильового фронту в послідовність вимірювальних операцій.
Фіг.16. Узагальнений вигляд структури пристрою для здійснення запропонованого способу при введенні « блоку дозованого нахилу хвильового фронту в вимірювальний канал (перший варіант). в с Фіг.17. Узагальнений вигляд структури пристрою для здійснення запропонованого способу при введенні блоку дозованого нахилу хвильового фронту в канал зондування (другий варіант). ;» Фіг.18. Функціональна схема пристрою для вимірювання хвильових аберацій ока (перший варіант) та око пацієнта.
Фіг.19. Просторовий фільтр-селектор 24: Х, М - осі координат акусто-оптичного дефлектора; Хо, Хі, Хо - с нульовий, перший та другий порядки дифракції Брегга в напрямку осі Х на виході акусто-оптичного дефлектора у фокусі лінзи 22; Мо, Х1, Мо -чульовий, перший та другий порядки дифракції Брегга в напрямку осі МУ на виході ік акусто-оптичного дефлектора у фокусі лінзи 22. їх Фіг.20. Хід променів через телескоп-селектор першого варіанту пристрою при нормальній орієнтації пучка з виходу акусто-оптичного дефлектора. со Фіг.21. Хід променів через телескоп-селектор першого варіанту пристрою при нахиленому (вверх) падінні с пучка з виходу акусто-оптичного дефлектора.
Фіг.22. Хід променів через телескоп-селектор першого варіанту пристрою при нахиленому (вниз) падінні пучка з виходу акусто-оптичного дефлектора.
Фіг.23. Функціональна схема пристрою для вимірювання хвильових аберацій ока (другий варіант) та око пацієнта.
Ф) Фіг.24. Хід променів через телескоп-селектор та перетворювач сканування (другий варіант пристрою) при ка нормальній орієнтації лазерного пучка з виходу акусто-оптичного дефлектора.
Фіг.25. Хід променів через телескоп-селектор та перетворювач сканування (другий варіант пристрою) при бор нахиленому (вверх) лазерному пучку з виходу акусто-оптичного дефлектора.
Фіг.26. Хід променів через телескоп-селектор та перетворювач сканування (другий варіант пристрою) при нахиленому (вниз) лазерному пучку з виходу акусто-оптичного дефлектора.
Фіг.27. Залежність нахилу променя, що виходить з ока, від нахилу зондуючого променя лазера, що спрямовується в око (на прикладі моделі Лістінга): г У, - зондуючий промінь; Ге - центральний промінь 65 Випромінювання, що виходить з ока; о), - кут падіння зондуючого променя; о, - кут заломлення променя, що ввійшов у око; о - кут виходу з ока центрального пороменя; А - точка входження в око зондуючого променя
(апекс рогівки); К - точка перетину сітківки зондуючим променем; М - вузлова точка.
Підтвердження можливості здійснення першого з групи винаходів, а саме, способу вимірювання хвильових аберацій ока проілюстровано кресленнями фіг.1-15. Розглянемо їх детальніше. Як зазначалося, в око пацієнта спрямовується паралельний пучок світла. Він може бути широким, таким, що займає всю вхідну апертуру ока, або (краще) вузьким, діаметром менше мм, і вводиться в око, як правило, в його осьовій зоні. Цей пучок світла фокусується на сітківці, яка слугує розсіювачем світла з індикатрисою, що має дзеркальну компоненту.
Світло, яке виходить з ока, розділяють на субапертури з допомогою матриці співвісних лінз МФ (фіг.1), що проектують розділений на субапертури пучок на матрицю позиційно-ч-утливих фотоприймачів МФ. 70 Поперечний перетин (фронтальний вид) матриці співвісних лінз показано на фіг.2. Для повного перекриття перетину променя субапертури можуть мати вигляд шестикутників. При неповному перекритті діаметри лінз можуть бути меншими від відстані між ними. Матрицею позиційно-ч-утливих фотоприймачів (фіг.3) може бути, наприклад, матриця приладів з зарядовим зв'язком ПЗ3, що. зазвичай використовується в телевізійних камерах.
Сукупність матриці співвісних лінз та матриці позиційно--утливих фотоприймачів називають датчиком 7/5 Гартмана-Шека.
У випадку еметропічного ока, тобто ока, оптична система якого не має аберацій, фронт хвилі, що виходить з ока, буде плоским, і всі елементарні пучки, які проходять через матрицю лінз, сфокусуються на оптичних осях цих лінз (фіг.4), в результаті чого на матриці позиційно--утливих фотоприймачів МФ відтвориться структура світлових плям СЯ, яка відповідає нульовому нахилу хвильового фронту в кожній точці вихідної апертури ока (фіг.5).
При реалізації цього методу з використанням когерентного світла у фокусах матриці лінз плями матимуть неправильну форму, спотворену спекловою структурою (фіг.6б). При незначних абераціях кожен елемент структури плям може бути однозначно ідентифікованим.
Набагато складніша ситуація виникає при дослідженні аметропічиого ока з високим рівнем аберацій. У цьому сч випадку фокальні зображення можуть значно зближуватись або навіть перекриватись та заходити одне за одне (фіг.7), так що їх однозначна ідентифікація, як видно з фіг.8, стає неможливою. Можна зменшити кількість і) елементів матриці так, щоб забезпечити ідентифікацію фокальних зображень, але це призведе до втрати просторової роздільної здатності вимірювань.
Нами пропонується рознести у часі вимірювання в сусідніх точках, тобто створити декілька "розріджених" со зо структур, вимірювання з допомогою яких виконуються не одночасно, а в послідовні моменти часу, а розташування цих вимірювальних структур таке, що при їх накладенні одна на одну створиться сумарна со структура з високою роздільною здатністю. «Е
Цей принцип пояснюється рисунками фіг.9У та фіг.10, де хвильовий фронт проектується на матрицю позиційно--утливих фотоприймачів МФ за допомогою матриці лінз МЛ з "розрідженою" структурою, яка має ме) закриті (ЗД) та відкриті (ВД) ділянки. ю
На першому кроці хвильовий фронт проектується Через матрицю лінз з "парним" розташуванням закритих (ЗД) та відкритих (ВД) ділянок (фіг.9). На наступному кроці (в наступний момент часу) хвильовий фронт проходить через матрицю лінз з "непарним" розташуванням відкритих та закритих ділянок (фіг.10).
Очевидно, що поокремо на першому та другому кроках ці структури працюють як "розріджені", в яких « ідентифікуються всі фокальні зображення. Сума ж одержаних результатів відповідатиме структурі з подвоєною з с густиною матриці лінз. Як буде показано далі, в двовимірному випадку при чотирьох кроках вимірювань це буде еквівалентно збільшенню густини матриці лінз вчетверо. ;» Операція розділення в часі вимірювань за допомогою розріджених структур, при простому інженерному вирішенні задачі, може бути виконана за допомогою просторового модулятора, який би відкривав та закривав окремі ділянки матриці лінз для створення відповідних розріджених структур. Цей шлях був би громіздким та с дорогим, бо потребував би створення просторових модуляторів та лінзово-матричних структур, що відповідали б одна одній з високою точністю. ік Нами пропонується зміщення хвильового фронту на кожному кроці вимірювань за допомогою "розрідженої" їх структури виконувати за рахунок його нахилу. Цей принцип пояснюється рисунками фіг.11 та фіг.12.
В структурі суміжних точок на перетині хвильового фронту ХФ, що підлягає аналізу, позначимо "непарні" со (незатушовані) та "парні" (затушовані) точки, через які проходять відповідно непарні та парні промені с (пучки). Нехай маємо таку структуру матриці лінз МЗ, яка при нормальній орієнтації хвильового фронту пропускає парні пучки й не пропускає непарні. На матриці фотоприймачів одержимо розріджене фокальне зображення. Нахилимо тепер хвильовий Фронт так (фіг.12), щоб через структуру матриці лінз проходили непарні дво пучки й не пропускались парні. На матриці фотоприймачів одержимо розріджене фокальне зображення, що відповідає зсуву субапертур хвильового фронту на відстань між парними та непарними точками. Інформація про (Ф, аберації хвильового фронту у всіх субапертурах може бути просумована за даними, одержаними на кожному ка кроці вимірювань.
Розглянемо дислокацію фокальних плям у площині позиційно--утливих фотоприймачів (фіг.13). Структуру бо цих фотоприймачів умовно зобразимо у вигляді пунктирної сітки МФ, а систему фокальних зображень (світлових плям) СП, спроектованих в площину фотоприймачів, зобразимо в перехрестях сітки суцільних ліній. В наведеному на фіг.13 прикладі лінійне розрідження матриці лінз дорівнює трьом.
Вимірювання можуть виконуватись у такому порядку. Перше вимірювання: хвильовий фронт випромінювання, що вийшло з ока, проектують без нахилу на матрицю фотоприймачів. Вимірюють 65 розташування всіх фокальних проекцій. В наступний момент часу друге вимірювання виконують при хвильовому фронті, нахиленому так, щоб матриця фокальних проекцій змістилась на один вузол (на фіг.13 - вліво). Операції вимірювання при нахиленому хвильовому фронті повторюють послідовно так, щоб перебрать всі можливі зміщення (у випадку, показаному на фіг.13, це - одне вимірювання без нахилу хвильового фронту і вісім вимірювань при восьми різних нахилах хвильового фронту). Таким чином, за дев'ять вимірювань буде повністю покрита сітка, лінійно втричі густіша від сітки матриці лінз.
Для пояснення цього принципу на прикладі одного елемента матриці позиційно-ч-утливих фотоприймачів на фіг.14 вичленено один елемент у вигляді квадрантного фотоприймача КФ й показано всі описані кроки виконання нахилу хвильового фронту, в результаті чого з одного фотоприймача з розносом у часі знімається інформація про спотворення хвильового фронту в дев'яти суміжних вузлах вимірювальної сітки, куди 7/0 бпроектовані світлові плями СП.
Таким чином, у відповідності до запропонованого способу, між процедурами зондування ока лазерним випромінюванням та вимірювання нахилів хвильового фронту в субапертурах вводять процедуру дозованого нахилу хвильового фронту в цілому (фіг.15) й повторюють Її декілька разів. Повністю процедура вимірювання аберацій ока матиме таку послідовність. В досліджуване око спрямовують вузький пучок світла, приймають /5 частину випромінювання, розсіяного сітківкою у зворотному напрямку й вимірюють нахили хвильового фронту в субапертурах за допомогою датчика Гартмана-Шека при такому числі субапертур датчика, яке забезпечує однозначність вимірювань в заданому динамічному діапазоні аберацій хвильового фронту. Потім вводять загальний нахил хвильового фронту, однаковий для всього перетину пучка світла, що виходить з ока. Величину нахилу задають в межах кутової відстані між сусідніми субапертурами. Виконують вимірювання нахилів го Хвильового, фронту в субапертурах. Цю операцію повторюють для всіх можливих нахилів, які створюють вимірювальну сітку з заданою густиною. Для створення вимірювальної сітки в п разів більшої лінійної густини потрібно виконати п2 вимірювань, тобто, для збільшення густини вимірювальної сітки вдвічі, потрібно виконати вимірювання з чотирма різними нахилами хвильового фронту, і т.д.
Запропонований спосіб вимірювання хвильових аберацій ока здійснюється за допомогою пристрою, с побудова якого має два варіанти. Узагальнений вигляд структури в обох варіантах представлено на рисунках фіг.1б6 та фіг.17. Пристрій складається з каналу зондування 1, вимірювального каналу 2 та каналу З і9) позиціонування, орієнтації та задания акомодаційного стану ока (скорочено: канал позиціонування).
Призначенням поляризаційного розділювача 4 є розв'язка входу до ока пацієнта 5 для каналу зондування 1 та виходу з ока для вимірювального каналу 2. Аналогічно, перший світлоподілювач б забезпечує сумісне ее) функціонування каналів 2 та З. Блок дозованого нахилу хвильового фронту 7 у першому варіанті (фіг.16) введено до складу вимірювального каналу 2. В другому варіанті (фіг.17) цей блок введено до складу каналу со зондування 1. «І
Розглянемо детально функціональну схему пристрою для вимірювання хвильових аберацій за першим варіантом (фіг.18). До її складу входять згадані вище зондувальний канал 1, вимірювальний канал 2, канал о позиціонування 3, поляризаційний розділювач 4 та перший світлоподілювач 6. ю
В каналі зондування 1 на виході джерела світла 8 встановлено телескоп-формувач 9. Як джерело світла використовують зазвичай лазер, що випромінює у ближній інфрачервоній ділянці спектра. Можливо також використання лазера, який випромінює і у видимому діапазоні. Доцільно використовувати напівпровідниковий « лазер, але тип лазера не є обмеженням. Перетин пучка випромінювання напівпровідникового лазера має 70 витягнуту форму, тому для надання перетинові форми, близької до осесиметричної телескоп-формувач 9 - с виконано з циліндричних лінз 10 та 11. Телескоп-формувач може бути виконаний як за схемою Кеплера, так і за ц схемою Галілея. "» Після телескопа-формувача встановлено поляризаційний розділювач 4. Лазерне випромінювання спрямовується в око пацієнта 5, основними елементами оптичної системи якого є рогівка 12, кришталик 13 та сітківка 14. Поляризаційний розділювач 4 віддзеркалює в напрямку ока одну поляризацію (перпендикулярну до с площини рисунка) й пропускає іншу - ортогональну компоненту, що з'являється на виході з ока 5 внаслідок деполяризації випромінювання при розсіянні на сітківці 14. о На виході з ока послідовно встановлено проміжний об'єктив 15, що складається з двох лінз 16 та 17, «г» акусто-оптичний дефлектор 18 з вузлами відхилення 19 по осі Х та 20 по осі У, телескоп-селектор 21 у складі двох лінз 22 і 23 та просторового фільтра-селектора 24, датчик Гартмана-Шека 25, що складається з матриці со лінз 26 та матриці позиційно-ч-утливих фотоприймачів 27 (звичайно це є матриця ПЗ33). Коефіцієнт збільшення о телескопа-селектора 21 у першому варіанті пристрою вибирається близьким до одиниці.
З виходом матриці 27 зв'язаний формувач сигналів 28, яким може бути стандартна електронна система телевізійної камери або ж спеціальна схема з більш орієнтованим доступом до елементів матриці. Формувач сигналів 28 має двосторонній зв'язок з комп'ютером 29, що має в своєму складі спеціальні плати вводу-виводу інформації для зв'язку з усіма зовнішніми по відношенню до комп'ютера блоками та вузлами. До складу
Ф, комп'ютера входить також монітор 30. З комп'ютером зв'язаний синтезатор частот 31, на виході якого ко встановлено драйвер 32 , виходи якого підключені до акусто-оптичного дефлектора 18.
Таким чином, до складу вимірювального каналу 2 входять компоненти 15-32, причому компоненти 18-24 та бо 31, 32 складають блок дозованого нахилу хвильового фронту 7, який введено в вимірювальний канал.
Перед оком пацієнта встановлено декілька світлодіодів 33 інфрачервоного діапазону (на рисунку показано два з них: 33 і 33"). їх може бути чотири, шість або інша кількість.
На шляху випромінювання, що виходить з ока, перед проміжним об'єктивом 15 встановлено перший світлоподілювач 6, а після нього на шляху віддзеркаленого ним світла встановлено другий світлоподілювач 34. 65 По ходу випромінювання, що пройшло через світлоподілювач 34, встановлено об'єктив 35 у складі лінз З6 і 37, телевізійну ПЗЗ матрицю 38, що має чутливість до інфрачервоного випромінювання. З виходом матриці 38 зв'язаний формувач телевізійного сигналу 39, з'єднаний з комп'ютером 29.
Перед відбиваючою поверхнею світлоподілювача 34 послідовно (починаючи з найвіддаленішого елемента) встановлено світлодіод видимого діапазону 40, прозору пластину 41 з нанесеною на неї колімаційною маркою та оптичну систему 42 для регулювання акомодації ока пацієнта (оптиметр Бадаля), яка складається з панкратичної групи лінз 43, 44. Принаймні одна з лінз встановлена на рухомій основі 45, що механічно пов'язана з блоком електроприводу 46.
Компонента 33-46 входять до складу каналу З позиціонування, орієнтування та задания акомодаційного стану. 70 Лазер 8 через зв'язок а, світлодіоди 33 через зв'язок р, світлодіод 40 через зв'язок с, блок електроприводу 46 через зв'язок а сполучені з комп'ютером 29.
Описаний пристрій функціонує так. У відповідності до існуючої практики та рекомендацій робочої групи підкомітету Оптичного товариства Америки (А. Вгадієу, еї а). Кеїегепсе ахіз зеІесіоп: А зирбсоттіцее герогі ої Ше О5БА могкіпд дгоир о евіаріїзй! віапдагаз їТог (пе теазигетепі апа геропіпуд ої (пе оріїса! абрегтайоп 7/5 ОЇ ЩШе оеує. п: Мівіоп Зсіепсе апа Арріїсайопе. Оріїса! Зосіе(у ої Атегіса, Тесппіса! Оідеві, 2000, рр.148-150) спочатку позиціонують та орієнтують око пацієнта таким чином, щоб його лінія зору (Іїпе ої зідно) співпадала з оптичною віссю пристрою. Для цього пацієнт має спрямувати свій погляд на центр колімаційної марки 41, освітленої світлодіодом 40. Потім позиціонують пристрій відносно ока пацієнта так, щоб вісь пристрою пройшла через центр кривини рогівки. Індикатором правильного взаємного позиціонування та орієнтації ока і пристрою слугує симетричне розташування рефлексів світлодіодів 33 на екрані монітора 30. Це зображення формується за допомогою телевізійної ПЗЗ матриці 38, формувача телевізійного сигналу 39 та інтерфейсу вводу-виводу (фреймгребера, або захоплювача кадрів), що входить до складу комп'ютера 29.
При перетині апексу рогівки оптичною віссю пристрою й співпадінні лінії зору ока з оптичною віссю пристрою поверхня рогівки 12, як випукле дзеркало, сформує уявні зображення світлодіодів 33, розташовані сч об симетрично відносно осі симетрії поверхні, їх повторне зображення у робочій площині зображень об'єктива 35 буде теж симетричним по відношенню до оптичної осі приладу. (8)
Безпосередньо перед вимірюванням пацієнт має змусити око акомодуватись до відстані, виставленої за допомогою оптичної системи 42. Найбільшу частину функцій акомодації виконує кришталик 13. Найчастіше вимірювання виконують при розслабленій акомодації кришталика. З цією метою одну з лінз 43 або 44, со зо встановлену на рухомій основі 45, рухають за допомогою блока електроприводу 46 до досягнення нею положення, що відповідає знаходженню колімаційної марки 41 на нескінченності. Для кращого розслаблення со можна навіть на мить ще "збільшити" цю відстань (продовжуючи рух лінзи або завдяки миттєвому введенню «г додаткової лінзи).
Після цих операцій, в яких значну участь приймає оператор, подальше управління процесами вимірювання Ме зв ВИиКОНує комп'ютер. Спочатку включається лазер 8. ю
Лазерний пучок, після телескопа-формувача 9, спрямовується поляризаційним розділювачем 4 в око пацієнта 5. Цей промінь може бути широким або вузьким. Головна вимога до нього - сформувати на сітківці 14 фокальну пляму найменших розмірів. Цього можна досягти за рахунок проходження пучка через ту частину оптичної системи ока, яка має найменші аберації. А це, як правило, центральна частина. «
Розсіяне сітківкою випромінювання, що вийшло з ока, після проходження світлоподілювача б попадає в з с проміжний об'єктив 15, основною функцією якого є узгодження площини на виході з ока, в якій мають бути . виміряні хвильові аберації, з площиною матриці лінз 27. З виходу проміжного об'єктива 15 пучок світла а спрямовується на акусто-оптичний дефлектор 18, що складається з двох кристалів, кожен з яких управляється драйвером 32. Як правило, використовується дифракція Брегга, при якій орієнтацію вхідної грані задають так, щоб вісь вихідного променя, дифрагованого у перший порядок, співпадала з оптичною віссю пристрою. Цю с умову виконують для обох напрямків відхилення. Драйвер 32 управляється від синтезатора частот 31, що в свою чергу управляється комп'ютером 29. ік З виходу акусто-оптичного дефлектора 18 випромінювання попадає в телескоп-селектор 21. Через отвір їх просторового фільтра-селектора 24 проходить тільки випромінювання, дифраговане в перший порядок для обох 5р напрямків відхилення (фіг.19). На цьому рисунку напрямки дифракції позначено через Х та У, а індекси при Х, У со означають порядок дифракції. Розмір центрального отвору має бути таким, щоб через нього проходило тільки с випромінювання ХУ для всіх можливих нахилів хвильового фронту випромінювання, що вийшло з ока.
Датчик хвильового фронту 25 у фокальній площині матриці лінз 26 відобразить множину фокальних плям, які сформовані кожною лінзою. Положення цих плям вимірюється за допомогою матриці фотоприймачів 27 |іу в Вигляді цифрового коду, що генерується формувачем сигналів 28, вводиться в комп'ютер 29.
При першому вимірюванні синтезатор 31 видає такі частоти, які відповідають співвісному (оптичній осі)
Ф) виходові випромінювання з акусто-оптичного дефлектора при співвісному вході в нього. Хід променів через ка телескоп-селектор 21 та в датчику Гартмана-Шека 25 показано на фіг.20. При другому вимірюванні синтезатором 31 задаються частоти, які відповідають нахилу випромінювання на один крок згущеної бо Вимірювальної сітки (тобто 1/2, або 1/3, або 1/4 і т. д. від "розрідженої" сітки матриці лінз). На фіг.21 показано, як змінюється хід променів через телескоп-селектор 21 та в датчику Гартмана-Шека 25 при нахилі хвильового фронту, що задається акусто-оптичним дефлектором 18. При відхиленні в протилежному напрямку хід променів змінюється (фіг.22).
В наступному вимірюванні нахил хвильового фронту знову змінюють на один крок. Після закінчення всіх 65 кроків вимірювань накопичені в пам'яті комп'ютера дані про положення фокальних зображень використовуються для реконструкції хвильового фронту з більш високою просторовою роздільною здатністю за відомим алгоритмом, описаним, наприклад, в роботі У. І іапо, еї аі. ОбБіесіме теазигетепі ої (Ше маме абрегїтайопв ої
Ше питап еуе изіпд а Нагітапп-5паскК мамеїопі зепзог. 9. Орі. ос. Ат., 1994, Мої. А 11, рр. 1949-1957.
Функціональна схема пристрою для здійснення запропонованого способу за другим варіантом подана на фіг.23. На відміну від реалізації способу за першим варіантом, блок дозованого нахилу хвильового фронту 7 введено до складу каналу зондування 1 після телескопа-формувача 9, а не до складу вимірювального каналу 2.
В сам блок 7 введено додатково перетворювач сканування 47, що складається з двох лінз 48 та 49.
Перетворювач сканування 47 встановлено на виході телескопа-селектора 21. Решта складових частин та зв'язки між ними залишена такою ж, як і в першому варіанті пристрою. 70 Таким чином, у другому варіанті пристрою до складу каналу зондування 1 входять компоненти 8-11, 18-24, 31, 32 та 47-49, при цьому блок дозованого нахилу хвильового фронту складається з компонентів 18-24, 31, 32 та 47-49. До складу вимірювального каналу 2 входять компоненти 15-17 та 25-30. Канал З позиціонування, орієнтування та задания акомодаційного стану ока має той же склад, що і в першому варіанті пристрою, а саме, до його складу входять компоненти 33-46.
Пристрій за другим варіантом функціонує так. По-перше, первинне орієнтування та позиціонування ока пацієнта, його акомодацію проводять точно так же, як і за першим варіантом пристрою.
Саме вимірювання починається з першого кроку, коли лазерне випромінювання вводиться в око співвісно до лінії зору. При цьому світловий пучок лазера 8 проходить послідовно через телескоп-формувач 9, акусто-оптичний дефлектор 18, телескоп-селектор 21, перетворювач сканування 47 та спрямовується в око поляризаційним розділювачем 4. Функцією телескопа-формувача 9 є створення осесиметричного пучка.
Акусто-оптичний дефлектор 18 управляється драйвером 32, частоти вихідних управляючих напруг якого задаються синтезатором частот 31, керованим програмне від комп'ютера 29.
На першому кроці вимірювань вісь вихідного променя в першому порядку дифракції співпадає з оптичною віссю пристрою. Функцією просторового селектора 24 є пропускання випромінюваня тільки в першому порядку сч ов дифракції для обох напрямків відхилення. На відміну від телескопа-селектора 21 для першого варіанту пристрою його коефіцієнт збільшення вибрано так, щоб на виході мати вузький пучок світла. Практично це і) означає, що лінза 23 має коротшу фокусну відстань, ніж та ж лінза в першому варіанті.
Перетворювач сканування функціонує так, що пучок, який виходить з центру відхилення лазерного променя на виході телескопа-селектора 21, приходить на рогівку в точці перетину рогівки віссю пристрою. Ця умова має (оз зо виконуватись при всіх орієнтаціях введення лазерного променя в око, для чого передній фокус лінзи 48 суміщають з центром сканування, а задній фокус лінзи 49 має бути суміщений з апексом рогівки 12. со
Функціонування перетворювача сканування проілюстровано рисунками фіг. 24-26. На фіг. 24 показано хід «г променів через телескоп-селектор 21 та перетворювач сканування 47 без додаткового нахилу, а на фіг. 25 та 26 показано хід променів при нахиленому лазерному пучку з виходу акусто-оптичного дефлектора 18. Ме
Як зазначалось вище, на першому кроці вимірювань лазерний промінь входить в око співпадаючи з віссю /((|(у пристрою. Частина випромінювання, розсіяного сітківкою, виходить з ока і, пройшовши елементи 4 та 6, попадає на датчик хвильового фронту 25. Його лінзова матриця 26 забезпечує однозначність ідентифікації фокальних зображень в площині матриці фотоприймачів 27 в заданому широкому діапазоні спотворень хвильового фронту.
Сигнали з матриці фотоприймачів 27 зчитуються блоком 28, що формує вхідні дані для комп'ютера 29, в « якому виконуються всі математичні операції, необхідні для реконструкції хвильового фронту. На першому кроці з с вимірювань в пам'ять комп'ютера записуються дані, що відповідають першому положенню фокальних . зображень, створених "розрідженою" лінзовою матрицею 26 при нормальному входженні зондуючого лазерного и?» променя в око 5.
На другому кроці вимірювань лазерний промінь спрямовується в око через ту ж саму точку входження (що співпадає з перетином рогівки оптичною віссю пристрою), але будучи нахиленим до оптичної осі. Цей нахил є с результатом відхилення лазерного променя акусто-оптичним дефлектором 18 завдяки подачі на нього управляючих напруг з драйвера 32, що мають інші частоти, які генеруються синтезатором частот 31 на другому ік кроці вимірювань. їх Дані про положення фокальних зображень в площині матриці фотоприймачів 27, як і в першому кроці, 5р передаються через блок 28 на комп'ютер 29 та записуються в його пам'ять. со Зміна нахилу хвильового фронту випромінювання, що виходить з ока, пояснюється рисунком фіг. 27, на с якому представлена спрощена (редукована) модель ока - модель Лістінга.
Якщо вхідний промінь г, падає під кутом о), на око в точці А, що лежить на оптичній осі, то в середовищі ока він продовжить свій шлях під кутом о), й перетне сітківку в точці К. У зворотному напрямку центральний промінь Ге розсіяного сітківкою випромінювання має пройти через вузлову точку М, що є центром кривини рогівки. Він буде нахилений під кутом о, до оптичної осі. В загальному випадку кут о, може бути не рівним кутові і) падіння о. ко Наступний крок вимірювань з подальшою зміною нахилу входження лазерного променя в око аналогічний другому крокові. Покрокові процедури повторюються до тих пір, поки вимірювання будуть виконані для всіх бо нахилів хвильового фронту, необхідних для заповнення згущеної сітки даних. Так, при лінійному розрідженні матриці лінз в 2 рази необхідно виконати 4 кроки вимірювань, при розрідженні в З рази - 9 вимірювань, і т. д.
Подальші обчислення хвильового фронту виконують за даними для сукупності всіх нахилів хвильового фронту, які задавались акусто-оптичним дефлектором 18, тобто так само, як би ці обчислення виконувалось при вимірюванні зі згущеною вимірювальною сіткою, тобто з більш високою просторовою роздільною здатністю. б5
Claims (2)
1. Спосіб вимірювання хвильових аберацій ока, оснований на зондуванні ока вузьким пучком лазерного 2 випромінювання, виділенні розсіяної сітківкою компоненти з випромінювання, що повертається з ока, розділенні її на субапертури за допомогою матриці співвісних лінз, вимірюванні нахилу хвильового фронту в кожній субапертурі шляхом визначення відхилення положення фокальної плями від оптичної осі лінзи, реконструкції хвильового фронту за виміряними його нахилами в окремих субапертурах й обчисленні аберацій хвильового фронту як коефіцієнтів при поліномах Церніке, що описують його поверхню, який відрізняється тим, що нахили 70 хвильового фронту в субапертурах вимірюють декілька разів зі зміненим при кожному наступному вимірюванні нахилі всього пучка в межах кутової відстані між сусідніми субапертурами, а реконструкцію хвильового фронту виконують за даними, одержаними при всіх кутових положеннях пучка, з урахуванням зміненого нахилу пучка при кожному вимірюванні.
2. Пристрій для вимірювання хвильових аберацій ока, що має в своєму складі канал зондування й 12 вимірювальний канал, які розв'язані між собою поляризаційним розділювачем, та канал позиціонування, орієнтування та задання акомодаційного стану ока, причому канал зондування складається з лазера та телескопа-формувача випромінювання, а вимірювальний канал складається з проміжного об'єктива, матриці співвісних лінз, у фокусах яких встановлено матрицю позиційно-ч-утливих фотоприймачів, з'єднаних з формувачем сигналів, сполученим з комп'ютером, якому надано функції керування пристроєм, реконструкції хвильового фронту та обчислення хвильових аберацій, який відрізняється тим, що до складу вимірювального каналу по ходу випромінювання, що вийшло з ока, між проміжним об'єктивом та матрицею лінз введено блок дозованого нахилу хвильового фронту, причому блок дозованого нахилу хвильового фронту виконано у складі двокоординатного акусто-оптичного дефлектора, телескопа-селектора, драйвера акусто-оптичного дефлектора та синтезатора частот так, що двокоординатний акусто-оптичний дефлектор і телескоп-селектор встановлені с 29 послідовно, виходи драйвера з'єднано з акусто-оптичним дефлектором, вихід синтезатора частот з'єднано зі Ге) входом драйвера, а його керований вхід сполучено з комп'ютером.
З. Пристрій для вимірювання хвильових аберацій ока, що має в своєму складі канал зондування й вимірювальний канал, які розв'язані між собою поляризаційним розділювачем, та канал позиціонування, орієнтування та задання акомодаційного стану ока, причому канал зондування складається з лазера та со телескопа-формувача випромінювання, а вимірювальний канал складається з проміжного об'єктива, матриці с співвісних лінз, у фокусах яких встановлено матрицю позиційно-ч-утливих фотоприймачів, з'єднаних з формувачем сигналів, сполученим з комп'ютером, якому надано функції керування пристроєм, реконструкції З хвильового фронту та обчислення хвильових аберацій, який відрізняється тим, що до складу каналу зондування (ду після телескопа-формувача введено блок дозованого нахилу хвильового фронту, причому блок дозованого нахилу хвильового фронту виконано у складі двокоординатного акусто-оптичного дефлектора, о телескопа-селектора, перетворювача сканування, драйвера акусто-оптичного дефлектора та синтезатора частот так, що двокоординатний акусто-оптичний дефлектор, телескоп-селектор та перетворювач сканування встановлені послідовно, виходи драйвера з'єднано з акусто-оптичним дефлектором, вихід синтезатора частот «4 з'єднано зі входом драйвера, а його керований вхід сполучено з комп'ютером. З
. и? 1 се) щ» (ее) ІЧ е) іме) 60 б5
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| UA2001106765A UA59488C2 (uk) | 2001-10-03 | 2001-10-03 | Спосіб вимірювання хвильових аберацій ока та пристрій для його здійснення (варіанти) |
| RU2002124035/14A RU2257136C2 (ru) | 2001-10-03 | 2002-09-09 | Способ измерения волновых аберраций глаза и устройство для его осуществления (варианты) |
| US10/259,673 US6715877B2 (en) | 2001-03-10 | 2002-09-30 | Method of measurement of wave aberrations of an eye and device for performing the same |
| AU2002350986A AU2002350986A1 (en) | 2001-10-03 | 2002-10-01 | Method of measurement of wave aberrations of an eye |
| CA002463291A CA2463291A1 (en) | 2001-10-03 | 2002-10-01 | Method of measurement of wave aberrations of an eye and device for performing the same |
| PCT/IB2002/004016 WO2003028548A2 (en) | 2001-10-03 | 2002-10-01 | Method of measurement of wave aberrations of an eye |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| UA2001106765A UA59488C2 (uk) | 2001-10-03 | 2001-10-03 | Спосіб вимірювання хвильових аберацій ока та пристрій для його здійснення (варіанти) |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| UA59488C2 true UA59488C2 (uk) | 2003-09-15 |
Family
ID=34391199
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| UA2001106765A UA59488C2 (uk) | 2001-03-10 | 2001-10-03 | Спосіб вимірювання хвильових аберацій ока та пристрій для його здійснення (варіанти) |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6715877B2 (uk) |
| AU (1) | AU2002350986A1 (uk) |
| CA (1) | CA2463291A1 (uk) |
| RU (1) | RU2257136C2 (uk) |
| UA (1) | UA59488C2 (uk) |
| WO (1) | WO2003028548A2 (uk) |
Families Citing this family (52)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2001028477A1 (en) * | 1999-10-21 | 2001-04-26 | Technolas Gmbh Ophthalmologische Systeme | Multi-step laser correction of ophthalmic refractive errors |
| US7249851B2 (en) * | 2001-12-11 | 2007-07-31 | Kabushiki Kaisha Topcon | Eye characteristic measuring apparatus |
| US7070276B2 (en) * | 2003-12-04 | 2006-07-04 | Rensselaer Polytechnic Institute | Apparatus and method for accommodative stimulation of an eye and simultaneous ipsilateral accommodative imaging |
| US7317519B2 (en) * | 2004-10-29 | 2008-01-08 | Agilent Technologies, Inc. | Swept-angle SPR measurement system |
| US20080015304A1 (en) | 2006-07-13 | 2008-01-17 | Klaus Hintzer | Aqueous emulsion polymerization process for producing fluoropolymers |
| US20070015937A1 (en) * | 2005-07-15 | 2007-01-18 | 3M Innovative Properties Company | Process for recovery of fluorinated carboxylic acid surfactants from exhaust gas |
| DE102005046130A1 (de) * | 2005-09-27 | 2007-03-29 | Bausch & Lomb Inc. | System und Verfahren zur Behandlung eines Auges eines Patienten, das mit hoher Geschwindigkeit arbeitet |
| GB2430437A (en) * | 2005-09-27 | 2007-03-28 | 3M Innovative Properties Co | Method of making a fluoropolymer |
| DE102005053297A1 (de) * | 2005-11-08 | 2007-05-10 | Bausch & Lomb Inc. | System und Verfahren zur Korrektur von ophthalmischen Brechungsfehlern |
| US7445335B2 (en) * | 2006-01-20 | 2008-11-04 | Clarity Medical Systems, Inc. | Sequential wavefront sensor |
| US8100530B2 (en) | 2006-01-20 | 2012-01-24 | Clarity Medical Systems, Inc. | Optimizing vision correction procedures |
| US8919957B2 (en) | 2006-01-20 | 2014-12-30 | Clarity Medical Systems, Inc. | Apparatus and method for operating a real time large diopter range sequential wavefront sensor |
| US8820929B2 (en) | 2006-01-20 | 2014-09-02 | Clarity Medical Systems, Inc. | Real-time measurement/display/record/playback of wavefront data for use in vision correction procedures |
| US8777413B2 (en) | 2006-01-20 | 2014-07-15 | Clarity Medical Systems, Inc. | Ophthalmic wavefront sensor operating in parallel sampling and lock-in detection mode |
| US8356900B2 (en) | 2006-01-20 | 2013-01-22 | Clarity Medical Systems, Inc. | Large diopter range real time sequential wavefront sensor |
| US9101292B2 (en) | 2006-01-20 | 2015-08-11 | Clarity Medical Systems, Inc. | Apparatus and method for operating a real time large dipoter range sequential wavefront sensor |
| US7475989B2 (en) * | 2006-03-14 | 2009-01-13 | Amo Manufacturing Usa, Llc | Shack-Hartmann based integrated autorefraction and wavefront measurements of the eye |
| WO2007117694A2 (en) * | 2006-04-07 | 2007-10-18 | Advanced Medical Optics, Inc. | Geometric measurement system and method of measuring a geometric characteristic of an object |
| DE102006036086A1 (de) * | 2006-08-02 | 2008-02-07 | Bausch & Lomb Incorporated | Verfahren und Vorrichtung zur Berechnung einer Laserschußdatei zur Verwendung in einem refraktiven Excimer-Laser |
| DE102006036085A1 (de) | 2006-08-02 | 2008-02-07 | Bausch & Lomb Incorporated | Verfahren und Vorrichtung zur Berechnung einer Laserschußdatei zur Verwendung in einem Excimer-Laser |
| JP4988305B2 (ja) * | 2006-10-31 | 2012-08-01 | 株式会社ニデック | 眼科測定装置 |
| BRPI0807109A2 (pt) * | 2007-02-16 | 2014-05-06 | 3M Innovative Properties Co | Sistema e processo para a remoção de fluoroquiímicos da água |
| US20080264864A1 (en) * | 2007-04-27 | 2008-10-30 | 3M Innovative Properties Company | PROCESS FOR REMOVING FLUORINATED EMULSIFIER FROM FLUOROPOLMER DISPERSIONS USING AN ANION-EXCHANGE RESIN AND A pH-DEPENDENT SURFACTANT AND FLUOROPOLYMER DISPERSIONS CONTAINING A pH-DEPENDENT SURFACTANT |
| GB2451443B (en) * | 2007-07-30 | 2012-12-26 | Lein Applied Diagnostics Ltd | Optical measurement apparatus and method therefor |
| US7874674B2 (en) * | 2007-12-12 | 2011-01-25 | Allred Lloyd G | Aberrometer having reduced noise |
| DE102008028509A1 (de) * | 2008-06-16 | 2009-12-24 | Technolas Gmbh Ophthalmologische Systeme | Behandlungsmusterüberwachungsvorrichtung |
| DE102008035995A1 (de) * | 2008-08-01 | 2010-02-04 | Technolas Perfect Vision Gmbh | Kombination einer Excimer-Laserablation und Femtosekundenlasertechnik |
| WO2010025098A1 (en) * | 2008-08-28 | 2010-03-04 | Bausch & Lomb Incorporated | Eye measurement and modeling techniques |
| DE102008053827A1 (de) | 2008-10-30 | 2010-05-12 | Technolas Perfect Vision Gmbh | Vorrichtung und Verfahren zum Bereitstellen einer Laserschussdatei |
| US7988293B2 (en) * | 2008-11-14 | 2011-08-02 | AMO Wavefront Sciences LLC. | Method of qualifying light spots for optical measurements and measurement instrument employing method of qualifying light spots |
| US20100271595A1 (en) * | 2009-04-23 | 2010-10-28 | Vasyl Molebny | Device for and method of ray tracing wave front conjugated aberrometry |
| US8622546B2 (en) | 2011-06-08 | 2014-01-07 | Amo Wavefront Sciences, Llc | Method of locating valid light spots for optical measurement and optical measurement instrument employing method of locating valid light spots |
| WO2013165689A1 (en) * | 2012-04-30 | 2013-11-07 | Clarity Medical Systems, Inc. | Ophthalmic wavefront sensor operating in parallel sampling and lock-in detection mode |
| US9962291B2 (en) | 2012-05-25 | 2018-05-08 | Ojai Retinal Technology, Llc | System and process for neuroprotective therapy for glaucoma |
| US10596389B2 (en) | 2012-05-25 | 2020-03-24 | Ojai Retinal Technology, Llc | Process and system for utilizing energy to treat biological tissue |
| US10953241B2 (en) | 2012-05-25 | 2021-03-23 | Ojai Retinal Technology, Llc | Process for providing protective therapy for biological tissues or fluids |
| US10894169B2 (en) | 2012-05-25 | 2021-01-19 | Ojai Retinal Technology, Llc | System and method for preventing or treating Alzheimer's and other neurodegenerative diseases |
| US9381115B2 (en) | 2012-05-25 | 2016-07-05 | Ojai Retinal Technology, Llc | System and process for retina phototherapy |
| US11077318B2 (en) | 2012-05-25 | 2021-08-03 | Ojai Retinal Technology, Llc | System and process of utilizing energy for treating biological tissue |
| US10874873B2 (en) | 2012-05-25 | 2020-12-29 | Ojai Retinal Technology, Llc | Process utilizing pulsed energy to heat treat biological tissue |
| US9168174B2 (en) | 2012-05-25 | 2015-10-27 | Ojai Retinal Technology, Llc | Process for restoring responsiveness to medication in tissue of living organisms |
| US10278863B2 (en) | 2016-03-21 | 2019-05-07 | Ojai Retinal Technology, Llc | System and process for treatment of myopia |
| US9427602B2 (en) | 2012-05-25 | 2016-08-30 | Ojai Retinal Technology, Llc | Pulsating electromagnetic and ultrasound therapy for stimulating targeted heat shock proteins and facilitating protein repair |
| US10076671B2 (en) | 2012-05-25 | 2018-09-18 | Ojai Retinal Technology, Llc | Apparatus for retina phototherapy |
| US9381116B2 (en) | 2012-05-25 | 2016-07-05 | Ojai Retinal Technology, Llc | Subthreshold micropulse laser prophylactic treatment for chronic progressive retinal diseases |
| US10531908B2 (en) | 2012-05-25 | 2020-01-14 | Ojai Retinal Technology, Llc | Method for heat treating biological tissues using pulsed energy sources |
| US10219947B2 (en) | 2012-05-25 | 2019-03-05 | Ojai Retinal Technology, Llc | System and process for retina phototherapy |
| JP2014018422A (ja) * | 2012-07-18 | 2014-02-03 | Topcon Corp | 自覚式検眼装置 |
| US10709608B2 (en) | 2016-03-21 | 2020-07-14 | Ojai Retinal Technology, Llc | System and process for prevention of myopia |
| CN106482838B (zh) * | 2016-09-30 | 2019-07-05 | 中国科学院光电技术研究所 | 一种基于自适应拟合的波前传感器 |
| CN110487425A (zh) * | 2019-08-26 | 2019-11-22 | 中国人民解放军国防科技大学 | 一种基于离焦型光场相机的波前探测方法及其装置 |
| CN113827178B (zh) * | 2021-09-07 | 2023-01-24 | 南开大学 | 一种个体人眼大视场入射波前像差的获取方法 |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4200374B4 (de) * | 1992-01-09 | 2006-02-02 | Micronic Laser Systems Ab | Verfahren und Vorrichtung zur Fehlerkorrektur bei akustooptischer Lichtablenkung |
| US5629765A (en) * | 1995-12-15 | 1997-05-13 | Adaptive Optics Associates, Inc. | Wavefront measuring system with integral geometric reference (IGR) |
| WO1999058047A1 (en) * | 1998-05-09 | 1999-11-18 | Velde Frans J Van De | Scanning laser ophthalmoscope for microphotocoagulation with minimal optical aberrations |
| PT1105037E (pt) * | 1998-08-19 | 2002-11-29 | Autonomous Technologies Corp | Aparelho e metodo para medir defeitos de visao de um olho humano |
| UA46833C2 (uk) | 1998-10-07 | 2002-06-17 | Інститут Біомедичної Техніки Та Технологій Академії Технологічних Наук України | Вимірювач абераційної рефракції ока |
| US6409345B1 (en) | 2000-08-08 | 2002-06-25 | Tracey Technologies, Llc | Method and device for synchronous mapping of the total refraction non-homogeneity of the eye and its refractive components |
| US6199986B1 (en) * | 1999-10-21 | 2001-03-13 | University Of Rochester | Rapid, automatic measurement of the eye's wave aberration |
| US6264328B1 (en) * | 1999-10-21 | 2001-07-24 | University Of Rochester | Wavefront sensor with off-axis illumination |
| US6595643B2 (en) * | 2001-06-05 | 2003-07-22 | Adaptive Optics Associates,.Inc. | Ophthalmic imaging instrument that measures and compensates for phase aberrations in reflections derived from light produced by an imaging light source |
| US6964480B2 (en) * | 2001-08-31 | 2005-11-15 | Metrologic Instruments, Inc. | Ophthalmic instrument having adaptive optic subsystem with multiple stage phase compensator |
-
2001
- 2001-10-03 UA UA2001106765A patent/UA59488C2/uk unknown
-
2002
- 2002-09-09 RU RU2002124035/14A patent/RU2257136C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2002-09-30 US US10/259,673 patent/US6715877B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2002-10-01 WO PCT/IB2002/004016 patent/WO2003028548A2/en not_active Application Discontinuation
- 2002-10-01 AU AU2002350986A patent/AU2002350986A1/en not_active Abandoned
- 2002-10-01 CA CA002463291A patent/CA2463291A1/en not_active Abandoned
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| AU2002350986A1 (en) | 2003-04-14 |
| RU2257136C2 (ru) | 2005-07-27 |
| RU2002124035A (ru) | 2004-03-20 |
| US6715877B2 (en) | 2004-04-06 |
| WO2003028548A2 (en) | 2003-04-10 |
| CA2463291A1 (en) | 2003-04-10 |
| US20030063257A1 (en) | 2003-04-03 |
| WO2003028548A3 (en) | 2004-05-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| UA59488C2 (uk) | Спосіб вимірювання хвильових аберацій ока та пристрій для його здійснення (варіанти) | |
| EP1367935B1 (en) | Tomographic wavefront analysis system and method of mapping an optical system | |
| EP1379158B1 (en) | Method for determining clinical refraction of eye from objective source | |
| EP1217939B1 (en) | Method and apparatus for measuring refractive errors of an eye | |
| RU2601853C2 (ru) | Способ и устройство для определения оптических аберраций глаза | |
| US6439720B1 (en) | Method and apparatus for measuring optical aberrations of the human eye | |
| US6070981A (en) | Ophthalmologic characteristic measuring apparatus | |
| US7077521B2 (en) | System and method for reconstruction of aberrated wavefronts | |
| CN105496351B (zh) | 一种双目验光装置 | |
| US20100271595A1 (en) | Device for and method of ray tracing wave front conjugated aberrometry | |
| US9936867B2 (en) | System and method for characterising eye-related systems | |
| US20060170868A1 (en) | Method for measuring the wave aberrations of the eye | |
| JPH11137522A (ja) | 光学特性測定装置 | |
| UA46833C2 (uk) | Вимірювач абераційної рефракції ока | |
| US6406146B1 (en) | Wavefront refractor simultaneously recording two hartmann-shack images | |
| US20150042957A1 (en) | Objective phoropter system | |
| US20130063699A1 (en) | Ocular Error Detection | |
| US7296896B2 (en) | Ophthalmic measurement apparatus | |
| WO2003057008A2 (en) | Device for measuring the aberration refraction | |
| JPH0554773B2 (uk) |