СПОСОБ ИЗМЕРЕНИЯ ВОЛНОВЫХ АБЕРРАЦИЙ ГЛАЗА И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЕГО ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ (ВАРИАНТЫ) Российский патент 2005 года по МПК A61B3/10 

Изобретение относится к медицинской технике, в частности к диагностически-измерительной технике рефракционной хирургии, и может быть использовано для оптометрических исследований зрения и обеспечения высокого качества операций лазерной коррекции зрения.

Известны способы и устройства для исследования аберраций оптической системы глаза в зависимости от пространственных зрачковых координат. Так, в работе R.H. Webb, et al. Measurement of ocular local wavefront distortion with a spatially resolved refractometer. Applied Optics. 1992, Vol.31, pp.3678-3686 описан способ измерения оптической силы глаза в различных точках входного зрачка. Недостатком этой реализации принципа Шейнера является то, что в процедурах измерения аберраций непосредственное участие принимает сам пациент, то есть это измерение является субъективным. Оно требует значительных затрат времени, что утомляет пациента и ведет к низкой точности из-за нестабильности состояния аккомодации глаза, движений глаза во время измерения и т. п.

Известны также способы и устройства для объективных измерений. В одном из них, описанном, например, в работе М. Mrochen, et al. Principles of Tscheming aberrometry. Journal of Refractive Surgery. 2000, Vol.16, pp.570-571, на сетчатку проецируют регулярную световую структуру, искажения которой характеризуют аберрационные параметры оптической системы глаза. Кроме недостатков технического характера (сложность идентификации отдельных составляющих искаженной регулярной световой структуры) этому способу присущ принципиальный недостаток: измеренное распределение аберраций не является адекватным распределению, создаваемому сфокусированным пучком лучей.

Известно также применение скиаскопического принципа проецирования на сетчатку набора движущихся полосок света и приема отраженного сетчаткой света с помощью системы фотоприемников, по временным соотношениям в принятых импульсных сигналах определяют характеристики рефракции для различных ориентаций проекций световой структуры (см., например, S. MacRae, et al. Slit skiascopic-guided ablation using the Nidek laser. Journal of Refractive Surgery. 2000, Vol. 16, pp. 576-580). Недостатком способа является сложность его реализации, требующей большого количества подвижных механических узлов при невысокой раздельной способности измерений.

При рейтрейсинговом измерении рефракционных аберраций, описанном в патенте Украины (В. В. Молебный и др. Измеритель аберрационной рефракции глаза. Патент Украины №46833, М. кл. А 61 В 3/00, А 61 В 3/10, А 61 В 3/14, приоритет от 07.10.1998, опубликован 17.06.2002, Бюл. №6), входную апертуру глаза сканируют узким лазерным пучком параллельно линии взгляда пациента и последовательно во времени измеряют координаты точек, в которых он пересекает сетчатку, и по этим данным реконструируют карту рефракционных ошибок.

Для параллельного (во времени) измерения волновых аберраций используют измерение структуры волнового фронта на выходе из глаза путем разделения его на субапертуры. Этот способ, описанный в патенте D.R.Williams, et al. (Rapid, automatic measurement of the eye's wave aberration. US Patent 6199986. Int. Cl. A 61 B 3/10, 13.03.2001), выбран в качестве прототипа. Согласно этому способу глаз зондируют узким пучком лазерного излучения, выделяют возвращающуюся из глаза компоненту рассеянного сетчаткой излучения, разделяют ее на субапертуры с помощью матрицы соосных линз, измеряют наклон волнового фронта в каждой субапертуре путем определения отклонения положения фокального пятна от оптической оси линзы, реконструируют волновой фронт по измеренным его наклонам в отдельных субапертурах и вычисляют аберрации волнового фронта как коэффициенты при полиномах Цернике, описывающих его поверхность.

Для этого способа характерны сложности идентификации фокальных изображений, сформированных всеми субапертурами одновременно. Это приводит к сужению динамического диапазона измеренных аберраций до ± 3 диоптрий, недостаточного для практического использования. Расширить его можно было бы за счет увеличения размеров субапертур, но при этом существенно уменьшается пространственная разрешающая способность измерений. Равнозначно, увеличение пространственной разрешающей способности путем увеличения числа анализирующих субапертур привело бы к сужению динамического диапазона измеряемых аберраций. Для упрощения будем оба эти взаимно зависящие проявления определять как один недостаток - узкий динамический диапазон.

В основу первого изобретения группы поставлена задача расширения входного динамического диапазона измеряемых волновых аберраций глаза человека не за счет уменьшения количества анализирующих субапертур. Поставленную задачу решают благодаря потому, что глаз зондируют узким пучком лазерного излучения, выделяют рассеянную сетчаткой компоненту возвращающегося из глаза излучения, разделяют ее на субапертуры с помощью матрицы соосных линз, измеряют наклон волнового фронта в каждой субапертуре путем определения отклонения положения фокального пятна от оптической оси линзы, реконструируют волновой фронт по измеренным его наклонам в отдельных субапертурах и вычисляют аберрации волнового фронта как коэффициенты при полиномах Цернике, описывающих его поверхность, дополнив эту последовательность операций тем, что наклоны волнового фронта в субапертурах измеряют несколько раз изменяя при каждом последующем измерении наклон всего пучка в пределах углового расстояния между соседними субапертурами, а реконструкцию волнового фронта выполняют по данным, полученным при всех угловых положениях пучка, с учетом измененного наклона пучка при каждом измерении.

Каждое измерение при измененном наклоне волнового фронта сдвигает фокальные изображения в каждой субапертуре, что эквивалентно добавлению еще одной матрицы линз. В результате за несколько измерений получают данные, эквивалентные данным, которые были бы полученные с помощью матрицы линз с большим числом субапертур. Таким образом, сохраняя широкий динамический диапазон измеряемых аберраций, который соответствует выбранной плотности субапертур, повышают пространственную разрешающую способность благодаря тому, что для реконструкции волнового фронта используют увеличенный в несколько раз набор данных о наклонах волнового фронта, что равносильно увеличению числа субапертур в несколько раз.

Предложенный способ реализуется устройством, при построении которого учтена необходимость выполнения им также функций позиционирования, ориентирования и задания аккомодационного состояния глаза, которые не являются принципиальными с точки зрения последовательности операций, но существенны для получения корректных результатов с помощью устройства. Эти составные части есть и в прототипе (см. упомянутый выше патент США №6199986, а также работу R.Applegate, et al. Optics of aberroscopy and super vision. Journal of Cataract and Refractive Surgery. 2001, Vol.27, pp.1093-1107), имеющем в своем составе канал зондирования и измерительный канал, которые развязаны между собой поляризационным разделителем, и канал позиционирования, ориентирования и задания аккомодационного состояния глаза, причем канал зондирования состоит из лазера и телескопа-формирователя излучения, а измерительный канал состоит из промежуточного телескопа, матрицы соосных линз, в фокусах которых установлена матрица позиционно-чувствительных фотоприемников, соединенных с формирователем сигналов, соединенным с компьютером, которому приданы функции управления устройством, реконструкции волнового фронта и вычисления волновых аберраций.

Недостатком прототипа является невозможность расширения динамического диапазона измеряемых аберраций, например, за счет увеличения размеров анализирующих апертур без снижения пространственной разрешающей способности.

В основу изобретения для осуществления предложенного способа поставлена задача создания устройства, которое благодаря введению в него дополнительных компонентов и связей позволяет расширить динамический диапазон измеряемых волновых аберраций. Эта задача решается двумя вариантами устройства.

В первом варианте в устройство для измерения волновых аберраций глаза, имеющее в своем составе канал зондирования и измерительный канал, которые развязаны между собой поляризационным разделителем, и канал позиционирования, ориентирования и задания аккомодационного состояния глаза, причем канал зондирования состоит из лазера и телескопа-формирователя излучения, а измерительный канал состоит из промежуточного телескопа, матрицы соосных линз, в фокусах которых установлена матрица позиционно-чувствительных фотоприемников, соединенных с формирователем сигналов, соединенным с компьютером, которому приданы функции управления устройством, реконструкции волнового фронта и вычисления волновых аберраций, введен блок дозированного наклона волнового фронта. Он установлен в измерительном канале по ходу излучения, которое вышло из глаза, между промежуточным телескопом и матрицей линз, причем блок дозированного наклона волнового фронта выполнен в составе двухкоординатного акустооптического дефлектора, телескопа-селектора, драйвера акустооптического дефлектора и синтезатора частот так, что двухкоординатный акустооптический дефлектор и телескоп-селектор установлены последовательно, выходы драйвера соединены с акустооптическим дефлектором, выход синтезатора частот соединен со входом драйвера, а его управляемый вход соединен с компьютером.

Такое построение устройства позволяет с помощью блока дозированного наклона волнового фронта, введенного непосредственно в измерительный канал, изменять наклоны во всех субапертурах одновременно и сдвигать таким образом фокальные изображения в каждой субапертуре на одинаковую величину, что в результате эквивалентно наложению действия нескольких линзовых матриц, то есть эквивалентно получению данных, соответствующих матрице линз с большим числом субапертур.

Во втором варианте устройства, в котором реализован предложенный способ, управление наклоном волнового фронта излучения, вышедшего из глаза, осуществляется опосредствованно за счет сдвига точки сетчатки, на которую падает лазерный луч и которая является вторичным излучателем. Для этого в устройство для измерения волновых аберраций глаза, имеющее в своем составе канал зондирования и измерительный канал, которые развязаны между собой поляризационным разделителем, и канал позиционированияя, ориентирования и задания аккомодационного состояния глаза, причем канал зондирования состоит из лазера и телескопа-формирователя излучения, а измерительный канал состоит из промежуточного телескопа, матрицы соосных линз, в фокусах которых установлена матрица позиционно-чувствительных фотоприемников, соединенных с формирователем сигналов, соединенным с компьютером, которому приданы функции управления устройством, реконструкции волнового фронта и вычисления волновых аберраций, как и в первом варианте, введен блок дозированного наклона волнового фронта. Но в отличие от первого варианта он введен в состав канала зондирования после телескопаформирователя, причем выполнен введенный блок в составе двухкоординатного акустооптического дефлектора, телескопа-селектора, преобразователя сканирования, драйвера акустооптического дефлектора и синтезатора частот так, что двухкоординатный акустооптический дефлектор, телескоп-селектор и преобразователь сканирования установлены последовательно, выходы драйвера соединены с акустооптическим дефлектором, выход синтезатора частот соединен со входом драйвера, а его управляемый вход соединен с компьютером.

Устройство по второму варианту выполнено так, что зондирующий луч всегда входит через одну и ту же точку роговицы независимо от его наклона. Наклоненный зондирующий луч проецируется на сетчатку со смещением, что в результате изменяет наклон волнового фронта выходящего из глаза излучения. По остальным своим свойствам второй вариант такой же, как и первый, а это значит, что с помощью блока дозированного наклона волнового фронта, введенного в канал зондирования, осуществляются наклоны волнового фронта во всех субапертурах одновременно, давая сдвиг фокальных изображений в каждой субапертуре на одинаковую величину, что в результате эквивалентно наложению действия нескольких линзовых матриц, то есть эквивалентно получению данных, которые соответствуют матрице линз с большим числом субапертур.

Благодаря предложенному построению устройств для измерения волновых аберраций глаза человека и введенным связям достигается возможность однозначной идентификации набора световых пятен в плоскости матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников, что позволяет избавиться от существенного недостатка - узкого динамического диапазона измеряемых отклонений волнового фронта и достичь расширения входного динамического диапазона измеряемых волновых аберраций глаза человека при данной пространственной разрешающей способности или повышения пространственной разрешающей способности измерений при данном динамическом диапазоне измеряемых волновых аберраций.

Суть изобретения поясняется чертежами, которые состоят из 27 фигур.

Фиг.1. Разделение волнового фронта на субапертуры: ВФ - волновой фронт; МЛ - матрица линз, МФ - матрица позиционно-чувствительных фотоприемников.

Фиг.2. Фронтальный вид матрицы линз МЛ.

Фиг.3. Фронтальный вид матрицы фотоприемников МФ.

Фиг.4. Световые пятна СП в фокальной плоскости при плоском волновом фронте.

Фиг.5. Проекция световых пятен СП на матрицу позиционно-чувствительных фотоприемников МФ при плоском волновом фронте.

Фиг.6. Изображение структуры световых пятен СП в фокальной плоскости матрицы линз для пучка лазерного излучения, возвратившегося из глаза, при незначительных искажениях волнового фронта структурами глаза.

Фиг.7. Формирование матрицей линз МЛ изображения значительно искаженного волнового фронта ВФ в плоскости матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников МФ.

Фиг.8. Изображение структуры световых пятен СП в фокальной плоскости матрицы линз для пучка лазерного излучения, возвратившегося из глаза, при значительных искажениях волнового фронта структурами глаза.

Фиг.9. Формирование изображения значительно искаженного волнового фронта ВФ в плоскости матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников МФ с помощью разреженной структуры матрицы линз МЛ: разреженная структура начинается с закрытых участков ЗУ.

Фиг.10. Формирование изображения значительно искаженного волнового фронта ВФ в плоскости матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников МФ с помощью разреженной структуры матрицы линз МЛ: разреженная структура начинается с открытых участков ОУ.

Фиг.11. Проекция плоского волнового фронта ВФ с помощью разреженной матрицы линз МЛ (нормальное падение); нечетные лучи попадают на закрытые участки ЗУ матрицы линз: НТ - нечетные точки волнового фронта, через которые проходят нечетные лучи, ЧТ - четные точки волнового фронта, через которые проходят четные лучи.

Фиг.12. Проекция плоского волнового фронта ВФ с помощью разреженной матрицы линз МЛ (наклоненное падение); нечетные лучи попадают на открытые участки ОУ матрицы линз.

Фиг.13. Изображение световых пятен СП в плоскости матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников МФ при их формировании разреженной матрицей линз (трехкратное линейное разрежение) в последовательные моменты времени: шаг №1 - без дополнительного наклона волнового фронта, шаги №2-9 - с дополнительным наклоном волнового фронта в направлениях, показанных стрелками.

Фиг.14. Изображение световых пятен СП, сформированных разреженной матрицей линз в последовательные моменты времени на одном и том же элементе матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников (на примере квадрантного фотоприемника): шаг №1 - без дополнительного наклона волнового фронта, шаги №2-9 - с дополнительным наклоном волнового фронта в направлениях, показанных стрелками: КФ - элемент матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников (квадрантный фотоприемник).

Фиг.15. Введение процедуры наклона волнового фронта в последовательность измерительных операций.

Фиг.16. Обобщенный вид структуры устройства для осуществления предложенного способа при введении блока дозированного наклона волнового фронта в измерительный канал (первый вариант).

Фиг.17. Обобщенный вид структуры устройства для осуществления предложенного способа при введении блока дозированного наклона волнового фронта в канал зондирования (второй вариант).

Фиг.18. Функциональная схема устройства для измерения волновых аберраций глаза (первый вариант) и глаз пациента.

Фиг.19. Пространственный фильтр-селектор 24: X, Y - оси координат акустооптического дефлектора; Х₀, Х₁, Х₂ - нулевой, первый и второй порядки дифракции Брегга в направлении оси Х на выходе акустооптического дефлектора в фокусе линзы 22; Y₀, Y₁, Y₂ - нулевой, первый и второй порядки дифракции Брегга в направлении оси У на выходе акустооптического дефлектора в фокусе линзы 22.

Фиг.20. Ход лучей через телескоп-селектор первого варианта устройства при нормальной ориентации пучка с выхода акустооптического дефлектора.

Фиг.21. Ход лучей через телескоп-селектор первого варианта устройства при наклонном (вверх) падении пучка с выхода акустооптического дефлектора.

Фиг.22. Ход лучей через телескоп-селектор первого варианта устройства при наклонном (вниз) падении пучка с выхода акустооптического дефлектора.

Фиг.23. Функциональная схема устройства для измерения волновых аберраций глаза (второй вариант) и глаз пациента.

Фиг.24. Ход лучей через телескоп-селектор и преобразователь сканирования (второй вариант устройства) при нормальной ориентации лазерного пучка с выхода акустооптического дефлектора.

Фиг.25. Ход лучей через телескоп-селектор и преобразователь сканирования (второй вариант устройства) при наклонном (вверх) лазерном пучке с выхода акустооптического дефлектора.

Фиг.26. Ход лучей через телескоп-селектор и преобразователь сканирования (второй вариант устройства) при наклонном (вниз) лазерном пучке с выхода акустооптического дефлектора.

Фиг.27. Зависимость наклона луча, выходящего из глаза, от наклона зондирующего луча лазера, направляемого в глаз (на примере модели Листинга): r_i - зондирующий луч; r_e - центральный луч излучения, выходящего из глаза; α_i - угол падения зондирующего луча; α₁ - угол преломления луча, вошедшего в глаз; α_r - угол выхода из глаза центрального луча; А - точка вхождения в глаз зондирующего луча (апекс роговицы); R - точка пересечения сетчатки зондирующим лучом; N - узловая точка.

Подтверждение возможности осуществления первого из группы изобретений, а именно способа измерения волновых аберраций глаза, проиллюстрировано чертежами фиг. 1-15. Рассмотрим их детальнее. Как отмечалось, в глаз пациента направляют параллельный пучок света. Он может быть широким, таким, который занимает всю входную апертуру глаза, или (лучше) узким, диаметром меньше 1 мм, и который вводится в глаз, как правило, в его осевой зоне. Этот пучок света фокусируется на сетчатке, которая служит рассеивателем света с индикатрисой, имеющей в том числе и зеркальную компоненту. Выходящий из глаза свет разделяют на субапертуры с помощью матрицы соосных линз МФ (фиг.1), которые проецируют разделенный на субапертуры пучок на матрицу позиционно-чувствительных фотоприемников МФ. Поперечное сечение (фронтальный вид) матрицы соосных линз показан на фиг.2. Для полного перекрытия сечения пучка субапертуры могут иметь вид шестиугольников. При неполном перекрытии диаметры линз могут быть меньшими, чем расстояние между ними. Матрицей позиционно-чувствительных фотоприемников (фиг, 3) может быть, например, матрица приборов с зарядовой связью ПЗС, которая обычно используется в телевизионных камерах. Совокупность матрицы соосных линз и матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников называют датчиком Хартмана-Шека.

В случае эметропического глаза, то есть глаза, оптическая система которого не имеет аберраций, фронт выходящей из глаза волны будет плоским, и все элементарные пучки, которые проходят через матрицу линз, сфокусируются на оптических осях этих линз (фиг.4), в результате чего на матрице позиционно-чувствительных фотоприемников МФ будет воссоздана структура световых пятен СП, отвечающая нулевому наклону волнового фронта в каждой точке выходной апертуры глаза (фиг.5).

При реализации этого метода с использованием когерентного света в фокусах матрицы линз пятна будут иметь неправильную форму, искаженную спекловой структурой (фиг.6). При незначительных аберрациях каждое пятно в структуре пятен может быть однозначно идентифицированным.

Намного более сложная ситуация возникает при исследовании аметропического глаза с высоким уровнем аберраций. В этом случае фокальные изображения могут значительно приближаться друг к другу или даже перекрываться и заходить одно за другое (фиг.7), так что их однозначная идентификация, как видно из фиг.8, становится невозможной. Можно уменьшить количество элементов матрицы так, чтобы обеспечить идентификацию фокальных изображений, но это приведет к потере пространственной разрешающей способности измерений.

Предлагается разнести во времени измерения в соседних точках, то есть создать несколько "разреженных" структур, измерения с помощью которых выполняются не одновременно, а в последовательные моменты времени, а расположение этих измерительных структур таково, что при их наложении одна на другую создастся суммарная структура с высокой разрешающей способностью.

Этот принцип поясняется чертежами фиг.9 и 10, где волновой фронт проецируется на матрицу позиционно-чувствительных фотоприемников МФ с помощью матрицы линз МЛ с "разреженной" структурой, которая имеет закрытые (ЗУ) и открытые (ОУ) участки.

На первом шаге волновой фронт проецируется через матрицу линз с "четным" расположением закрытых (ЗУ) и открытых (ОУ) участков (фиг.9). На следующем шаге (в следующий момент времени) волновой фронт проходит через матрицу линз с "нечетным" расположением открытых и закрытых участков (фиг.10).

Очевидно, что на первом и втором шагах эти структуры работают по отдельности как "разреженные" так, что в них идентифицируются все фокальные изображения. Сумма же полученных результатов будет отвечать структуре с удвоенной плотностью матрицы линз. Как будет показано далее, в двумерном случае при четырех шагах измерений это будет эквивалентно увеличению плотности матрицы линз в четыре раза.

Операция разделения во времени измерений с помощью разреженных структур при простом инженерном решении задачи может быть выполнена с помощью пространственного модулятора, который бы открывал и закрывал отдельные участки матрицы линз для создания соответствующих разреженных структур. Этот подход был бы громоздким и дорогим, т.к. требовал бы создания пространственных модуляторов и линзово-матричных структур, которые бы отвечали друг другу с высокой точностью.

Предлагается смещение волнового фронта на каждом шаге измерений производить с помощью "разреженной" структуры за счет его наклона. Этот принцип поясняется фиг.11 и 12.

В структуре смежных точек в сечении подлежащего анализу волнового фронта ВФ обозначим "нечетные" (не заштрихованные) и "четные" (заштрихованные) точки, через которые проходят соответственно нечетные и четные лучи (пучки). Пусть структура матрицы линз МЛ такова, что при нормальной ориентации волнового фронта она пропускает четные пучки и не пропускает нечетные. На матрице фотоприемников получим разреженное фокальное изображение. Наклоним теперь волновой фронт так (фиг.12), чтобы через структуру матрицы линз проходили нечетные пучки и не пропускались четные. На матрице фотоприемников получим разреженное фокальное изображение, отвечающее сдвигу субапертур волнового фронта на величину расстояния между четными и нечетными точками. Информация об аберрациях волнового фронта во всех субапертурах может быть просуммирована по данным, полученным на каждом шаге измерений.

Рассмотрим дислокацию фокальных пятен в плоскости позиционно-чувствительных фотоприемников (фиг.13). Структуру этих фотоприемников условно изобразим в виде пунктирной сетки МФ, а систему фокальных изображений (световых пятен) СП, спроецированных в плоскость фотоприемников, поместим в точки пересечения сетки сплошных линий. В приведенном на фиг.13 примере линейное разрежение матрицы линз равно трем.

Измерения могут выполняться в таком порядке. Первое измерение: волновой фронт вышедшего из глаза излучения проецируют без наклона на матрицу фотоприемников. Измеряют расположение всех фокальных проекций. В следующий момент времени второе измерение выполняют при волновом фронте, наклоненном так, чтобы матрица фокальных проекций сместилась на один узел (на фиг.13 - влево). Операции измерения при наклоненном волновом фронте повторяют последовательно так, чтобы перебрать все возможные смещения (в случае, показанном на фиг.13, это - одно измерение без наклона волнового фронта и восемь измерений при восьми различных наклонах волнового фронта). Таким образом, за девять измерений будет полностью покрыта сетка, линейно втрое более плотная чем сетка матрицы линз.

Для пояснения этого принципа на примере одного элемента матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников на фиг.14 выделен один элемент в виде квадрантного фотоприемника КФ и показаны все описанные шаги осуществления наклона волнового фронта, в результате чего с одного фотоприемника с разносом во времени снимается информация об искажении волнового фронта в девяти смежных узлах измерительной сетки, куда спроецированы световые пятна СП.

Таким образом, в соответствии с предложенньм способом между процедурами зондирования глаза лазерным излучением и измерением наклонов волнового фронта в субапертурах вводят процедуру дозированного наклона волнового фронта в целом (фиг.15) и повторяют ее несколько раз. Полностью процедура измерения аберраций глаза будет иметь такую последовательность. В исследуемый глаз направляют узкий пучок света, принимают часть излучения, рассеянного сетчаткой в обратном направлении, и измеряют наклоны волнового фронта в субапертурах с помощью датчика Хартмана-Шека при таком числе субапертур датчика, которое обеспечивает однозначность измерений в заданном динамическом диапазоне аберраций волнового фронта. Потом вводят общий наклон волнового фронта, одинаковый для всего сечения пучка света, выходящего из глаза. Величину наклона задают в границах углового расстояния между соседними субапертурами. Выполняют измерения наклонов волнового фронта в субапертурах. Эту операцию повторяют для всех возможных наклонов, которые создают измерительную сетку с заданной плотностью. Для создания измерительной сетки в п раз большей линейной плотности нужно выполнить n² измерений, то есть для увеличения линейной плотности измерительной сетки вдвое нужно выполнить измерения с четырьмя различными наклонами волнового фронта и т.д.

Предложенный способ измерения волновых аберраций глаза осуществляется с помощью устройства, построение которого имеет два варианта. Обобщенный вид структуры в обоих вариантах представлен на фиг.16 и 17. Устройство состоит из канала зондирования 1, измерительного канала 2 и канала 3 позиционирования, ориентации и задания аккомодационного состояния глаза (сокращенно: канал позиционирования). Назначением поляризационного разделителя 4 является развязка входа в глаз пациента 5 для канала зондирования 1 и выхода из глаза для измерительного канала 2. Аналогично, первый светоделитель 6 обеспечивает совместное функционирование каналов 2 и 3. Блок дозированного наклона волнового фронта 7 в первом варианте (фиг.16) введен в состав измерительного канала 2. Во втором варианте (фиг.17) этот блок введен в состав канала зондирования 1.

Рассмотрим детально функциональную схему устройства для измерения волновых аберраций по первому варианту (фиг.18). В ее состав входят упомянутые выше канал зондирования 1, измерительный канал 2, канал позиционирования 3, поляризационный разделитель 4 и первый светоделитель 6.

В канале зондирования 1 на выходе источника света 8 установлен телескоп-формирователь 9. В качестве источника света обычно используют лазер, который излучает в ближнем инфракрасном участке спектра. Возможно также использование лазера, излучающего и в видимом диапазоне. Целесообразно использовать полупроводниковый лазер, но тип лазера не является ограничением. Сечение пучка излучения полупроводникового лазера имеет вытянутую форму, поэтому для придания сечению формы, близкой к осесимметричной, телескоп-формирователь 9 выполнен из цилиндрических линз 10 и 11. Телескоп-формирователь может быть выполнен как по схеме Кеплера, так и по схеме Галилея.

После телескопа-формирователя установлен поляризационный разделитель 4. Лазерное излучение направляется в глаз пациента 5, основными элементами оптической системы которого являются роговица 12, хрусталик 13 и сетчатка 14. Поляризационный разделитель 4 отражает в направлении глаза одну поляризацию (перпендикулярную плоскости рисунка) и пропускает другую - ортогональную компоненту, появляющуюся на выходе из глаза 5 вследствие деполяризации излучения при рассеянии на сетчатке 14.

На выходе из глаза последовательно установлены промежуточный телескоп 15, состоящий из двух линз 16 и 17, акустооптический дефлектор 18 с узлами отклонения 19 по оси Х и 20 по оси У, телескоп-селектор 21 в составе двух линз 22 и 23 и пространственного фильтра-селектора 24, датчик Хартмана-Шека 25, состоящий из матрицы линз 26 и матрицы позиционно-чувствительных фотоприемников 27 (обычно это матрица ПЗС). Коэффициент увеличения телескопа-селектора 21 в первом варианте устройства выбирается близким к единице.

С выходом матрицы 27 связан формирователь сигналов 28, которым может быть стандартная электронная система телевизионной камеры или же специальная схема с произвольным доступом к элементам матрицы. Формирователь сигналов 28 имеет двустороннюю связь с компьютером 29, имеющим в своем составе специальные платы ввода-вывода информации для связи со всеми внешними по отношению к компьютеру блоками и узлами. В состав компьютера входит также монитор 30. С компьютером связан синтезатор частот 31, на выходе которого установлен драйвер 32, выходы которого подключены к акустооптическому дефлектору 18.

Таким образом, в состав измерительного канала 2 входят компоненты 15-32, причем компоненты 18-24 и 31, 32 составляют блок дозированного наклона волнового фронта 7, введенный в измерительный канал.

Перед глазом пациента установлено несколько светодиодов 33 инфракрасного диапазона (показаны два из них: 33' и 33"). Их может быть четыре, шесть или другое количество.

На пути излучения, выходящего из глаза, перед промежуточным телескопом 15 установлен первый светоделитель 6, а после него на пути отраженного им света установлен второй светоделитель 34. По ходу излучения, которое прошло через светоделитель 34, установлены объектив 35 в составе линз 36 и 37 и телевизионная ПЗС матрица 38, имеющая чувствительность к инфракрасному излучению. С выходом матрицы 38 связан формирователь телевизионного сигнала 39, соединенный с компьютером 29.

Перед отражающей поверхностью светоделителя 34 последовательно (начиная с наиболее удаленного элемента) установлены светодиод видимого диапазона 40, прозрачная пластина 41 с нанесенной на нее коллимационной маркой и оптическая система 42 для регулирования аккомодации глаза пациента (оптиметр Бадаля), состоящая из панкратической группы линз 43, 44. По крайней мере одна из линз установлена на подвижной основе 45, механически связанной с блоком электропривода 46.

Компоненты 33-46 входят в состав канала 3 позиционирования, ориентирования и задания аккомодационного состояния глаза.

Лазер 8 через связь а, светодиоды 33 через связь b, светодиод 40 через связь с, блок электропривода 46 через связь d соединены с компьютером 29.

Описанное устройство функционирует так. В соответствии с существующей практикой и рекомендациями рабочей группы подкомитета Оптического общества Америки (A. Bradley, et al. Reference axis selection: A subcommittee report of the OSA working group to establish standards for the measurement and reporting of the optical aberration of the eye. In: Vision Science and Applications. Optical Society of America, Technical Digest, 2000, pp. 148-150) сперва позиционируют и ориентируют глаз пациента таким образом, чтобы его линия взгляда (line of sight) совпадала с оптической осью устройства. Для этого пациент должен устремить свой взгляд на центр коллимационной марки 41, освещенной светодиодом 40. Потом позиционируют устройство относительно глаза пациента так, чтобы ось устройства прошла через центр кривизны роговицы. Индикатором правильного взаимного позиционирования и ориентации глаза и устройства служит симметричное расположение рефлексов светодиодов 33 на экране монитора 30. Это изображение формируется с помощью телевизионной ПЗС матрицы 38, формирователя телевизионного сигнала 39 и интерфейса ввода-вывода (фреймгребера, или захватывателя кадров), входящего в состав компьютера 29.

При пересечении апекса роговицы оптической осью устройства и совпадении линии взгляда с оптической осью устройства поверхность роговицы 12, как выпуклое зеркало, сформирует мнимые изображения светодиодов 33, расположенные симметрично относительно оси симметрии поверхности. Их повторное изображение в рабочей плоскости изображений объектива 35 будет тоже симметричным по отношению к оптической оси прибора.

Непосредственно перед измерением пациент должен заставить глаз аккомодироваться к расстоянию, уставленному с помощью оптической системы 42. Функции аккомодации практически полностью выполняет хрусталик 13. Чаще всего измерения выполняют при расслабленной аккомодации хрусталика. С этой целью одну из линз 43 или 44, установленную на подвижной основе 45, двигают с помощью блока электропривода 46 до достижения ею положения, соответствующего нахождению коллимационной марки 41 на бесконечности. Для лучшего расслабления можно даже на миг еще "увеличить" это расстояние (продолжая движение линзы или благодаря мгновенному введению дополнительной линзы).

После этих операций, в которых значительное участие принимает оператор, дальнейшее управление процессами измерения осуществляет компьютер. Сначала включается лазер 8. Лазерный пучок после телескопа-формирователя 9 направляется поляризационным разделителем 4 в глаз пациента 5. Этот луч может быть широким или узким. Главное требование к нему - сформировать на сетчатке 14 фокальное пятно самых малых размеров. Это может быть достигнуто за счет прохождения пучка через ту часть оптической системы глаза, которая имеет самые малые аберрации. А это, как правило, центральная часть.

Рассеянное сетчаткой излучение, вышедшее из глаза, после прохождения светоделителя 6 попадает в промежуточный телескоп 15, основной функцией которого является согласование плоскости выходного зрачка глаза, в которой должны быть измерены волновые аберрации, с плоскостью матрицы линз 27. С выхода промежуточного телескопа 15 пучок света направляют на акустооптический дефлектор 18, состоящий из двух кристаллов, каждый из которых управляется драйвером 32. Как правило, используется дифракция Брегга, при которой ориентацию входной грани задают так, чтобы ось выходного луча, дифрагованного в первый порядок, совпадала с оптической осью устройства. Это условие выполняют для обоих направлений отклонения. Драйвер 32 управляется от синтезатора частот 31, который в свою очередь управляется компьютером 29.

С выхода акустооптического дефлектора 18 излучение попадает в телескоп-селектор 21. Через отверстие пространственного фильтра-селектора 24 проходит только излучение, дифрагованное в первый порядок для обоих направлений отклонения (фиг.19). На этом чертеже направления дифракции обозначены через Х и У, а индексы при X, Y обозначают порядок дифракции. Размер центрального отверстия должен быть таким, чтобы через него проходило только излучение X₁Y₁ для всех возможных наклонов волнового фронта излучения, вышедшего из глаза.

Датчик волнового фронта 25 в фокальной плоскости матрицы линз 26 отобразит множество фокальных пятен, сформированных каждой линзой. Положение этих пятен измеряется с помощью матрицы фотоприемников 27 и в виде цифрового кода, генерируемого формирователем сигналов 28, вводится в компьютер 29.

При первом измерении синтезатор 31 выдает такие частоты, которые отвечают соосному (оптической оси) выходу излучения из акустооптического дефлектора при соосном входе в него. Ход лучей через телескоп-селектор 21 и в датчике Хартмана-Шека 25 показан на фиг.20. При втором измерении синтезатором 31 задаются частоты, которые отвечают наклону излучения на один шаг сгущенной измерительной сетки (то есть 1/2, или 1/3, или 1/4 и т.д. от "разреженной" сетки матрицы линз). На фиг.21 показано изменение хода лучей через телескоп-селектор 21 и в датчике Хартмана-Шека 25 при наклоне волнового фронта, задаваемом акустооптическим дефлектором 18. При наклоне в противоположном направлении ход лучей изменяется (фиг.22).

В следующем измерении наклон волнового фронта снова изменяют на один шаг. По окончании всех шагов измерений накопленные в памяти компьютера данные о положении фокальных изображений используются для реконструкции волнового фронта с более высокой пространственной разрешающей способностью по известному алгоритму, описанному, например, в работе J. Liang, et al. Objective measurement of the wave aberrations of the human eye using a Hartmann-Shack wavefront sensor. J. Opt. Soc. Am., 1994, Vol. A 11, pp. 1949-1957.

Функциональная схема устройства для осуществления предложенного способа по второму варианту представлена на фиг.23. В отличие от реализации способа по первому варианту, блок дозированного наклона волнового фронта 7 введен в состав канала зондирования 1 после телескопа-формирователя 9, а не в состав измерительного канала 2. В сам блок 7 введен дополнительно преобразователь сканирования 47, состоящий из двух линз 48 и 49. Преобразователь сканирования 47 установлен на выходе телескопа-селектора 21. Остальные составные части и связи между ними оставлены такими же, как и в первом варианте устройства.

Таким образом, во втором варианте устройства в состав канала зондирования 1 входят компоненты 8-11, 18-24, 31, 32 и 47-49, при этом блок дозированного наклона волнового фронта состоит из компонентов 18-24, 31, 32 и 47-49. В состав измерительного канала 2 входят компоненты 15-17 и 25-30. Канал 3 позиционирования, ориентирования и задания аккомодационного состояния глаза имеет тот же состав, что и в первом варианте устройства, а именно в его состав входят компоненты 33-46.

Устройство по второму варианту функционирует так. Во-первых, начальное ориентирование и позиционирование глаза пациента, его аккомодацию проводят точно так же, как и по первому варианту устройства.

Собственно измерение начинается с первого шага, когда лазерное излучение вводится в глаз соосно с линией взгляда. При этом световой пучок лазера 8 проходит последовательно через телескоп-формирователь 9, акустооптический дефлектор 18, телескоп-селектор 21, преобразователь сканирования 47 и направляется в глаз поляризационным разделителем 4. Функцией телескопа-формирователя 9 является формирование осесимметричного пучка. Акустооптический дефлектор 18 управляется драйвером 32, частоты исходных управляющих напряжений которого задаются синтезатором частот 31, управляемым программно от компьютера 29.

На первом шаге измерений ось исходного луча в первом порядке дифракции совпадает с оптической осью устройства. Функцией пространственного селектора 24 является пропускание излучения только в первом порядке дифракции для обоих направлений отклонения. В отличие от телескопа-селектора 21 для первого варианта устройства его коэффициент увеличения выбран так, чтобы на выходе иметь узкий пучок света. Практически это означает, что линза 23 имеет более короткое фокусное расстояние, чем та же линза в первом варианте.

Преобразователь сканирования функционирует так, что пучок, выходящий из центра отклонения лазерного луча на выходе телескопа-селектора 21, приходит на роговицу в точке пересечения роговицы осью устройства. Это условие должно выполняться для всех ориентации введения лазерного луча в глаз, для чего передний фокус линзы 48 совмещают с центром сканирования, а задний фокус линзы 49 должен быть совмещен с апексом роговицы 12.

Функционирование преобразователя сканирования проиллюстрировано чертежами фиг.24-26. На фиг.24 показан ход лучей через телескоп-селектор 21 и преобразователь сканирования 47 без дополнительного наклона, а на фиг.25 и 26 показан ход лучей при наклоненном лазерном пучке с выхода акустооптического дефлектора 18.

Как отмечалось выше, на первом шаге измерений лазерный луч входит в глаз, совпадая с осью устройства. Часть излучения, рассеянного сетчаткой, выходит из глаза и, пройдя элементы 4 и 6, попадает на датчик волнового фронта 25. Его линзовая матрица 26 обеспечивает однозначность идентификации фокальных изображений в плоскости матрицы фотоприемников 27 в заданном широком диапазоне искажений волнового фронта.

Сигналы с матрицы фотоприемников 27 считываются блоком 28, формирующим входные данные для компьютера 29, в котором выполняются все математические операции, необходимые для реконструкции волнового фронта. На первом шаге измерений в память компьютера записываются данные, которые соответствуют первому положению фокальных изображений, созданных "разреженной" линзовой матрицей 26 при нормальном вхождении зондирующего лазерного луча в глаз 5.

На втором шаге измерений лазерный луч направляют в глаз через ту же самую точку вхождения (совпадающую с пересечением роговицы оптической осью устройства), но наклоненным по отношению к оптической оси. Этот наклон является результатом изменения наклона лазерного луча на выходе акустооптического дефлектора 18 благодаря подаче на него управляющих напряжений от драйвера 32, имеющих другие частоты, чем те, которые генерировались синтезатором частот 31 на втором шаге измерений.

Данные о положении фокальных изображений в плоскости матрицы фотоприемников 27, как и в первом шаге, передаются через блок 28 на компьютер 29 и записываются в его память.

Изменение наклона волнового фронта излучения, выходящего из глаза, поясняется чертежом фиг.27, на котором представлена упрощенная (редуцированная) модель глаза - модель Листинга.

Если входной луч r_i, падает под углом α_i, на глаз в точке А, лежащей на оптической оси, то в среде глаза он продолжит свой путь под углом α_t, и пересечет сетчатку в точке R. В обратном направлении центральный луч r_е рассеянного сетчаткой излучения должен пройти через узловую точку N, являющуюся центром кривизны роговицы. Он будет наклонен под углом α_r к оптической оси. В общем случае угол α_r может быть не равным углу падения α_i.

Следующий шаг измерений с дальнейшим изменением наклона вхождения лазерного луча в глаз аналогичен второму шагу. Пошаговые процедуры повторяются до тех пор, пока измерения будут выполнены для всех наклонов волнового фронта, необходимых для заполнения сгущенной сетки данных. Так, при линейном разрежении матрицы линз в 2 раза необходимо выполнить 4 шага измерений, при разрежении в 3 раза - 9 измерений и т.д. Дальнейшие вычисления волнового фронта выполняют по данным для совокупности всех наклонов волнового фронта, задававшихся акустооптическим дефлектором 18, то есть так же, как если бы эти вычисления выполнялись при измерении со сгущенной измерительной сеткой, то есть с более высокой пространственной разрешающей способностью.

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для оптометрических исследований зрения, а также для обеспечения высокого качества лазерной коррекции зрения. Способ базируется на зондировании глаза узким пучком лазерного излучения и измерении с помощью датчика Хартмана-Шека наклонов волнового фронта в субапертурах возвращающегося из глаза излучения. В процессе измерений в волновой фронт вносят дозированные наклоны в пределах углового расстояния между соседними субапертурами. Процедуру измерений повторяют несколько раз с измененным при каждом последующем измерении наклоне всего пучка, а реконструкцию волнового фронта выполняют по данным, полученным при всех угловых положениях пучка. Устройство для осуществления способа имеет в своем составе канал зондирования, измерительный канал и канал позиционирования. Для управления волновым фронтом вводится блок дозированного наклона волнового фронта на базе акустооптического дефлектора, в первом варианте - в состав измерительного канала, во втором - в канал зондирования. Достигается расширение динамического диапазона измеряемых волновых аберраций глаза человека. 3 н.п. ф-лы, 27 ил.

1. Способ измерения волновых аберраций глаза, включающий в себя зондирование глаза пучком лазерного излучения, выделение рассеянной сетчаткой компоненты из возвращающегося из глаза излучения, разделение ее на субапертуры с помощью матрицы соосных линз, измерение наклона волнового фронта в каждой субапертуре путем определения отклонения положения фокального пятна от оптической оси линзы, реконструкцию волнового фронта по измеренным его наклонам в отдельных субапертурах и вычисление аберраций волнового фронта как коэффициентов при полиномах Цернике, описывающих его поверхность, отличающийся тем, что наклоны волнового фронта в субапертурах измеряют с измененным при каждом следующем измерении наклоне всего пучка в пределах углового расстояния между соседними субапертурами линз матрицы, имеющей открытые и закрытые участки, а реконструкцию волнового фронта выполняют по данным, полученным при всех угловых положениях пучка, с учетом измененного наклона пучка при каждом измерении.2. Устройство для измерения волновых аберраций глаза, имеющее в своем составе канал зондирования и измерительный канал, которые развязаны между собой поляризационным розделителем, и канал позиционирования, ориентирования и задания аккомодационного состояния глаза, причем канал зондирования состоит из лазера и телескопа-формирователя излучения, а измерительный канал состоит из промежуточного телескопа, матрицы соосных линз, в фокусах которых установлена матрица позиционно-чувствительных фотоприемников, соединенных с формирователем сигналов, связанным с компьютером, которому приданы функции управления устройством, реконструкции волнового фронта и вычисления волновых аберраций, отличающееся тем, что матрица линз имеет открытые и закрытые участки, в состав измерительного канала по ходу излучения, вышедшего из глаза, между промежуточным телескопом и матрицей линз введен блок дозированного наклона волнового фронта, причем блок дозированного наклона волнового фронта выполнен в составе двухкоординатного акусто-оптического дефлектора, телескопа-селектора, выполненного с возможностью пропускания излучения только в первом порядке дифракции, драйвера акустооптического дефлектора и синтезатора частот так, что двухкоординатный акустооптический дефлектор и телескоп-селектор установлены последовательно, выходы драйвера соединены с акустооптическим дефлектором, выход синтезатора частот соединен со входом драйвера, а его управляемый вход соединен с компьютером.3. Устройство для измерения волновых аберраций глаза, имеющее в своем составе канал зондирования и измерительный канал, которые развязаны между собой поляризационным розделителем, и канал позиционирования, ориентирования и задания аккомодационного состояния глаза, причем канал зондирования состоит из лазера и телескопа-формирователя излучения, а измерительный канал состоит из промежуточного телескопа, матрицы соосных линз, в фокусах которых установлена матрица позиционно-чувствительных фотоприемников, соединенных с формирователем сигналов, связанным с компьютером, которому приданы функции управления устройством, реконструкции волнового фронта и вычисления волновых аберраций, отличающееся тем, что матрица линз имеет открытые и закрытые участки, в состав канала зондирования после телескопа-формирователя введен блок дозированного наклона волнового фронта, причем блок дозированного наклона волнового фронта выполнен в составе двухкоординатного акустооптического дефлектора, телескопа-селектора, выполненного с возможностью пропускания излучения только в первом порядке дифракции, преобразователя сканирования, выполненного так, чтобы пучок лазерного излучения приходил на роговицу в точке пересечения роговицы оптической осью устройства, драйвера акустооптического дефлектора и синтезатора частот так, что двухкоординатный акустооптический дефлектор, телескоп-селектор и преобразователь сканирования установлены последовательно, выходы драйвера соединены с акустооптическим дефлектором, выход синтезатора частот соединен со входом драйвера, а его управляемый вход соединен с компьютером.