在并行采样和锁定检测模式中操作的眼科波前传感器 |
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| 申请号 | CN201380032149.1 | 申请日 | 2013-04-17 | 公开(公告)号 | CN104394755B | 公开(公告)日 | 2017-12-12 |
| 申请人 | 透明医疗体系公司; | 发明人 | Y·周; W·谢伊; P·贝克; | ||||
| 摘要 | 本 发明 的一个 实施例 是一种与眼科 显微镜 一起使用以提供眼睛屈光状态的持续测量的眼科波前 传感器 。波前传感器通过将 光源 的脉动与用于检测经 采样 的子波前的质心 位置 的多个位置感测设备/检测器同步来以并行采样和 锁 定模式操作。其它实施例包括对波前的所选择部分进行采样的光束 扫描仪 和实时图像传感器以及 跟踪 偏转器。 | ||||||
| 权利要求 | 1.一种眼科波前传感器，包括： |
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| 说明书全文 | 在并行采样和锁定检测模式中操作的眼科波前传感器[0001] 相关申请 [0002] 本申请要求2012年4月30日提交的题为“工作在并行采样和锁定检测模式下的眼科波前传感器(Ophthalmic Wavefront Sensor Operating in Parallel Sampling and Lock-In Detection Mode)”的美国专利申请13/459,914的优先权，2012年4月30提交的申请13/459,914是2011年8月4日提交的题为“一种大屈光度范围的实时波前传感器(A Large Diopter Range Real Time Wavefront Sensor)”的美国专利申请13/198,442的部分继续申请，2011年8月4日提交的申请13/198,442是2010年5月28日提交的题为“利用编程控制的自适应顺序波前传感器(Adaptive Sequential Wavefront Sensor With Programmed Control)”的S/N 12/790,301的部分继续申请，2010年5月28日提交的S/N 12/790,301是2007年6月12日提交的题为“自适应顺序波前传感器(Adaptive Sequential Wavefront Sensor)”的S/N 11/761,890、现在是2010年10月19日授权的美国专利No.7,815,310的申请的分案，2007年6月12日提交的S/N 11/761,890是2006年1月20日提交的题为“顺序波前传感器(Sequential Wavefront Sensor)”的S/N 11/335,980、现在是2008年11月4日授权的美国专利No.7,445,335的部分继续申请并且申请S/N 11/335,980同样是2011年6月6日提交的题为“紧凑的波前传感器模块及其与眼科仪器的附连或集成(A Compact Wavefront Sensor Module and Its Attachment to or Integration with an Ophthalmic Instrument)”的S/N 13/154,293的部分继续申请。 发明领域 [0003] 本发明的一个或多个实施例一般涉及用于确定眼睛的屈光状态和波前像差的波前传感器。具体地，本发明是用于确定眼科手术期间眼睛的屈光状态和波前像差的装置。 [0004] 发明背景 [0005] 波前传感器是用于测量光的波前的形状的设备(参见，例如，US4141652和US5164578)。在大多数情况下，波前传感器测量波前与参考波前或理想波前(诸如平面波前)的偏离。波前传感器可被用来测量各种光学成像系统(诸如人眼)的低阶和高阶像差两者(参见例如：US6595642、J.Liang等人(1994)“Objective measurement of the wave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann–Shack wave-front sensor(利用Hartmann–Shack波前传感器对人眼的波像差的客观测量)”，J.Opt.Soc.Am.A 11,1949–1957、T.Dave(2004)“Wavefront aberrometry Part 1:Current theories and concepts(波前像差测量部分1：当前理论和概念)”Optometry Today,2004年11月19日,第 41-45页)。此外，波前传感器还可被用在其中可使用例如光学波前补偿设备(诸如变形镜)来实时测量和补偿失真的波前的自适应光学中(参见例如美国http://patft.uspto.gov/netacgi/nph-Parser？Sect1＝PTO1&Sect2＝HITOFF&d＝PA LL&p＝1&u＝％2Fnetahtml％ 2FPTO％2Fsrchnum.htm&r＝1&f＝G&l＝50&s1＝68 90076.PN.&OS＝PN/6890076&RS＝PN/ 6890076-h0#h0 http://patft.uspto.gov/netacgi/nph-Parser？Sect1＝PTO1&Sect2＝HITOFF&d＝PALL&p＝1&u＝％2Fnetahtml％2FPTO％2Fsrchnum.htm&r＝1&f＝G&l＝50&s1＝6890076.PN.&OS＝PN/6890076&RS＝PN/6890076-h2#h26890076、US6910770和US6964480)。作为这样的补偿的结果，可获得清晰的图像(参见例如US5777719)。 [0006] 术语“有晶状体眼睛”指的是包含其自然晶状体的眼睛，术语“无晶状体眼睛”指的是移除了其自然晶状体的眼睛并且术语“伪晶状体眼睛”指的是植入了人工晶状体的眼睛。当前，对于有晶状体或伪晶状体眼睛，大多数用于测量人眼的像差的波前传感器被设计成仅覆盖约-20D到+20D的有限的屈光度范围。此外，它们还被设计成在测量眼睛波前时工作在相对暗的环境中。 [0007] 在影响屈光的眼科手术期间，需要知道当手术正在进行时眼睛的屈光状态以使得连续的反馈可被提供至外科医生(参见例如：US6793654、US7883505和US7988291)。在其中眼睛的自然晶状体被合成晶状体替代的白内障手术中尤其存在这种情况。在这种情况下，外科医生偏向于知道在有晶状体、无晶状体以及伪晶状体阶段中的眼睛的屈光状态以选择合成晶状体，以确认在自然晶状体被移除之后，合成晶状体的屈光力是否正确，并且还确认在合成晶状体被植入之后的正视或其它预期的屈光度值。因此，需要波前传感器覆盖较大的屈光度测量范围并且还允许外科医生不仅在有晶状体和伪晶状体状态而且在无晶状体状态下，以规定的精确度测量眼睛的屈光状态。 [0008] 同样在眼科手术期间，由于利用来自外科显微镜的非偏振的宽带(白)光照明眼睛，因而外科医生可通过显微镜看见患者眼睛。此照明光还被引导到患者的眼睛中，从视网膜散射并返回至外科显微镜。耦合至外科显微镜的波前传感器接收其预期的返回的波前测量光和来自外科显微镜的宽带照明两者。显微镜照明光源一般未被设计成在视网膜处产生生成揭示患者的屈光状态的波前所需的足够小的有效光源。由于此，由波前传感器所接收的来自外科显微镜的任何照明光可导致关于患者的屈光状态的不正确信息。因此，还需要不受来自外科显微镜的照明光的影响的眼科波前传感器。 [0009] 用于白内障手术的商业上可购得的波前传感器，诸如来自WaveTec Vision的ORange(橙色)术中波前像差仪(参见例如，US6736510)不提供连续的反馈、在屈光度范围覆盖上受限并且还受到来自外科显微镜的照明光的干扰。事实上，为了利用ORange(橙色)波前传感器获得足够精确和准确的屈光测量，外科医生必须暂停手术过程，关闭外科显微镜的照明光并且不得不捕捉多帧数据，这导致长达几分钟的额外的时间被加到白内障屈光手术时间上。 发明内容[0010] 本发明的一个实施例涉及眼科波前传感器，包括：光源，配置成接收以参考频率振荡/脉动的参考信号并生成由参考频率下的光脉冲形成的光束；光束引导元件，配置成将来自光源的光束发射至患者眼睛中并且其中从患者眼睛返回的光束的一部分形成以参考频率下的光脉冲为形式的物波前(object wavefront)；光学波前中继系统，配置成沿着光束路径将来自位于患者眼睛的前部的物平面的物波前中继至波前像平面，该光束路径可将在物平面处具有大屈光度范围的入射的波前中继光束引导至波前像平面；高频响应位置感测设备阵列，其中每一位置感测设备被配置成检测图像斑点质心相对于参考位置的偏转量并输出指示该偏转量的测量信号；子波前采样元件阵列，设置在高频响应位置感测设备阵列之前并且基本上位于波前像平面处，其中子波前采样元件阵列中的每一采样元件被配置成采样经中继的波前的子波前并将经采样的子波前聚焦到高频响应位置感测设备阵列中的相应的高频响应位置感测设备上，其中子波前采样元件以这样的方式彼此物理地间隔开从而使得高屈光度范围物波前的每一经采样的子波前仅被聚焦在对应于该子波前采样元件的相应的高频响应位置感测设备上；以及电子频率敏感检测系统，耦合成接收参考信号和测量信号，其中电子频率敏感检测系统被配置成仅指示约参考频率下的测量信号的频率分量的大小以使得在不同于参考频率的频率下的所有噪声信号，诸如1/f噪声可被大幅度抑制。 [0011] 一个特征是使用两个级联的波前中继，其中第二中继具有傅里叶变换平面，其中当来自眼睛的波前在大屈光度范围上变化时，使波前中继光束位于特定空间体积内。光束扫描仪/偏转器被设置在第二中继的傅里叶变换平面处以有角度地扫描光束从而使得最终的波前像平面处的经中继的波前可相对于多个子波前采样元件的阵列被横向地移动。相应数量的PSD被设置在波前采样元件的后面以与生成来自眼睛的波前的脉冲光源同步的锁定检测模式操作。利用横向波前移动，经中继的波前的任何部分可被采样并且波前采样的空间分辨率还可被灵活地控制。 [0012] 在眼科手术期间使用的另一特征是用于生成波前的光源的输出在至少两个状态之间变化，其中从患者眼睛返回的波前被检测处于“亮”态和“暗”态以允许拒绝来自除了测量光之外的光的信号。 [0013] 另一特征是利用多个高速PSD并行检测波前的多个部分，该多个高速PSD均可以与1/f噪声范围以上的频率下的光源同步的锁定检测模式操作从而使得DC和低频背景噪声可被有效地过滤掉。 [0014] 另一特征是执行主动的并行波前采样。主动的、并行的波前采样元件可根据它们的位置、子波前采样孔径尺寸、聚焦光焦度、以及开/关状态进行控制。 [0015] 又一特征通过使子波前采样元件间隔开足够宽提高屈光度覆盖范围从而使得在大屈光误差测量屈光度范围上在波前采样元件之间不存在串扰。在另一示例中，通过激活子波前采样元件的子集并且还通过仅启用相应数量的位置感测设备/检测器(PSD)仅采样彼此很好地分开的特定数量的子波前以避免串扰。在又一示例中，PSD和子波前采样元件可被激活以响应于患者的屈光状态分别改变它们的纵向位置和/或它们的聚焦光焦度以使得每一PSD的子波前倾斜灵敏度可被动态地调节。此外，PSD的横向位置同样可响应于患者的屈光状态进行调节以使得每一PSD被定位在最佳横向位置处以提供优化的质心位置响应。 [0016] 又一特征是利用顺序扫描或移动整个波前以使得当并行的子波前采样元件和位置感测设备/检测器(PSD)在空间固定时，入射的波前的任何部分可被采样。另一方面，扫描仪/偏转器跟踪眼睛并利用移动的自动调节移动从患者眼睛返回的波前从而使得取决于瞳孔尺寸、位置以及来自眼睛的波前的屈光度值，患者瞳孔内仅波前的某些期望的部分(诸如中心的3～4mm直径区域)被采样。 [0017] 又一特征是利用所测得的眼睛屈光的及时报告，在此意义上，在屈光状态的任何变化和经由仪器的其报告之间存在低延时。这通过在期望的周期上平均测得的波前像差数据并且以期望的更新速率更新叠加实时眼睛图像的定性的和/或定量的测量结果来实现。 [0018] 又一特征提供在眼科手术期间发生的屈光误差(例如在眼睛的自然晶状体已被移除但在用人工晶状体替换之前发生的那些误差)的大屈光度范围上的精确测量。可以多种方式实现这些精确测量。一个示例为设计光学器件以通过主动地改变子波前采样元件和位置感测设备/检测器之间的距离或通过主动地改变子波前聚焦透镜的焦距来动态地调节灵敏度或子波前倾斜响应曲线的斜率。另一示例为利用球面屈光度值偏移元件(诸如焦距可变透镜)来动态地偏移中间共轭波前像平面处的波前的球面屈光度值。 [0020] 附图简述 [0021] 图1示出了在共同转让的US7445335中所公开的顺序波前传感器的示意图。 [0022] 图2示出了如在共同转让的US20120026466中所公开的改进的光学配置。 [0023] 图3a示出了示例性波前传感器的一个实施例，其中脉冲光源与位置感测设备/检测器阵列同步以使传感器能够以并行采样以及锁定检测模式工作。 [0024] 图3b示出了具有相应的位置感测设备/检测器阵列的典型的Shack-Hartmann波前传感器的小透镜阵列以及可无串扰地实现的最大屈光度测量范围。 [0025] 图3c示出了具有相应的位置感测设备/检测器阵列的子波前采样元件的示例性配置以及可无串扰地实现的最大屈光度测量范围。 [0027] 图5示出了应用至图3a的光学配置的顺序的横向波前移动或扫描的一个示例。 [0028] 图6示出了图3a的波前传感器的另一实施例，其中8-f波前中继配置与小光束扫描仪相结合以启用除了并行波前采样和锁定检测之外的实际顺序波前扫描。 [0029] 图7示出了应用至图6的光学配置的顺序的横向波前移动或扫描的一个示例。 [0030] 图8示出了将固定光源和眼睛图像传感器并入到图6的配置中的示例。 [0031] 图9示出了当前所公开的波前传感器与外科显微镜的集成的示例。 [0032] 图10示出了当前所公开的波前传感器与狭缝灯生物显微镜的集成的示例。 [0033] 详细描述 [0034] 将详细参照在附图中所示出的各种示例性实施例。尽管将结合这些实施例来描述本发明，但是可理解的是并不意在将本发明限制在任何实施例中。相反，旨在覆盖可包括在如所附权利要求定义的本发明精神和范围内的选择、修改和等价方案。在以下描述中，阐述了许多具体细节以提供对各种实施例的透彻理解。然而，在没有这些特定细节中的一些或全部的情况下，也可实施本发明。在其他情况下，众所周知的处理操作并未进行详细描述以免不必要地混淆本发明。进一步，在说明书中各处的每一次出现短语示例实施例摂并不一定涉及相同的示例实施例。 [0035] 大多数用于人眼波前测量的现有技术的眼科波前传感器使用二维CCD或CMOS图像传感器以用于波前信息采集。例如，典型的Hartmann-Shack波前传感器(参见例如：US5777719、6199986和6530917)使用二维的小透镜阵列以及二维的CCD或CMOS图像传感器。 Tscherning波前传感器(参见例如，Mrochen等人，“Principles of Tscherning Aberrometry(Tscherning像差测量的原理)”，“J of Refractive Surgery”,卷16,九月/十月2000)将二维的点阵列图案投射到视网膜上并使用二维的CCD或CMOS图像传感器获得从眼睛返回的二维点图案以提取波前信息。Talbot波前传感器使用交叉光栅和置于交叉光栅的自成像平面处的CCD或CMOS图像传感器(参见例如US6781681)来提取波前信息。Talbot Moiré波前传感器(参见例如US6736510)使用具有相互旋转角度偏移的一对交叉光栅以及CCD或CMOS图像传感器获得Moiré(莫尔)图案的图像以提取波前信息。相位多样性(phase diversity)波前传感器(参见例如，US7554672和US20090185132)使用衍射透镜元件以及二维CCD或CMOS图像传感器获得与不同衍射级相关的图像以提取波前信息。 [0036] 归因于通过二维图像传感器所需收集的大量数据以及由电子数据传输线(诸如USB电缆)上的时钟速率和/或数据传输速率所引起的帧速率上的限制，在所有这些现有技术的波前传感器设备中使用的图像传感器仅可以相对低的帧速率(通常在25到30帧每秒)工作并因此对DC或低频背景噪声敏感。因此，这些现有技术的波前传感器一般仅可运行在相对暗的环境中以降低来自DC或低频背景/环境光的噪声。 [0037] 此外，这些眼科波前传感器的屈光度测量范围通常被限制在±20D内，这在很大程度上归因于固定的栅格波前采样元件的间距或节距中的折衷，其决定了波前倾斜灵敏度、波前屈光度测量范围以及波前测量空间分辨率。 [0038] 另一基于激光束光线追迹的波前传感器技术(参见例如US6409345和US6932475)不绝对需要二维CCD或CMOS图像传感器用于波前信息提取。然而，市售产品(来自Tracey技术的iTrace)具有仅±15D的有限的测量范围，并且仍需要暗环境以用于波前测量。 [0039] 共同转让的US7445335公开了顺序地移动整个波前以仅允许波前的期望部分穿过波前采样孔径的顺序波前传感器。此波前传感器通过使用于生成来自眼睛的波前的光源脉动并将其与高频响应位置感测设备/检测器(诸如象限检测器)同步来采用锁定检测以拒绝DC噪声或诸如来自背景光或电子干扰的低频光学或电子噪声。因此，此波前传感器不需要暗环境以用于波前测量，并且极其适于其中外科显微镜的照明光一直保持导通状态的连续的实时术中屈光手术。顺序地采样一波前完全去除了任何潜在的串扰问题，这因此提供了大波前测量动态范围的可能性。然而，US7445335的光学配置对于覆盖大屈光度范围不是理想的，因为其需要具有相对大的光束截取面积的光束扫描仪。另一共同转让的美国专利申请(US20120026466)公开了相对于US7445335改进过的光学配置。这些改进的配置可允许使用相对小的并且商业上可购得的光束扫描仪(诸如MEMS扫描仪)在大屈光度范围(达到±30D)上扫描来自眼睛的整个物光束，并且因此，甚至在无晶状体状态下的眼睛的屈光可被充分地覆盖。通过灵活地移动波前，波前的任何部分可被采样并因此还可实现高空间分辨率。 [0040] 然而，归因于眼睛安全需求，对给定时间内可被传送至患者眼睛的光能是有限制的。因此，即使利用光源的脉动和锁定检测方法以提高信噪比，但如果想要采样从眼睛返回的波前的大量空间部分，可限制波前测量更新率。另一方面，如果想要具有高波前测量更新率，可限制空间采样点的最大数量。因此需要进一步提高这种工作在锁定检测模式下的波前传感器的性能。 [0041] 根据本发明的一个或多个实施例，多个并行的波前采样元件与相应数量的图像斑点或光斑位置感测设备/检测器(PSD)相结合，该位置感测设备/检测器均以与1/f噪声频率范围以上的频率下的光源的脉动同步的锁定检测模式操作。每一PSD具有足够高的频率响应以使得DC或低频背景光所生成噪声可被基本过滤掉并且信噪比可被提高。 [0042] 除了并行地采样波前之外，设计并行的波前采样元件的物理间距以使得在期望的眼睛屈光误差屈光度覆盖范围内没有串扰，此外，为了采样波前的任何部分或区段，还可利用如在共同转让的专利US7445335和专利申请US20120026466中所公开的类似的方法相对于波前采样元件顺序地移动波前。 [0043] 图1示出了在共同转让的US7445335中所公开的顺序波前传感器的示意图。来自光源134的窄光束通过光束引导元件136(诸如分束器)被引导至眼睛138的视网膜。在离开眼睛时具有波前102的源自眼睛的视网膜的物光束被第一透镜104聚焦。物波前光束传播通过偏振分束器(PBS)106，该偏振分束器以这样的方式配置：其穿透偏振方向与物光束的期望的偏振方向对齐。作为结果，线性偏振物光束将穿过PBS 106。四分之一波片108被放置在PBS 106之后，其快轴被取向为使得光束穿过四分之一波片108之后出现圆偏振光束。 [0044] 携带来自眼睛的波前信息的物光束被聚焦在倾斜的扫描镜112的反射表面上，该扫描镜112被安装在电机轴114上。被扫描镜反射的物光束变化至依赖于扫描镜112的倾斜角度和电机114的旋转位置的方向。经反射的光束仍然是圆偏振的，但该圆偏振旋转方向将从左手变化为右手或从右手变化为左手。因此，一旦在其返回路径上第二次穿过四分之一波片108，光束再次变为线偏振，但其偏振方向旋转至相对于原始入射物光束的偏振方向而言正交的方向。因此，在偏振分束器106处，返回的物光束将大多被反射至左侧，如图1中的虚线光线所示。 [0045] 第二透镜116被置于紧挨着PBS 106的左侧以校准反射的物光束并在波前采样孔径118的平面处产生原始输入波前的复制品(124)。由于扫描镜的倾斜，所复制的波前124被横向地移动了。孔径118被置于子波前(sub-wavefront)聚焦透镜120的前面以选择所复制的波前124的小部分。子波前聚焦透镜120将所选择的子波前聚焦在位置感测设备/检测器122上，该位置感测设备/检测器122被用于确定从顺序选择的子波前中生成的聚焦光斑的质心。通过旋转电机114并改变扫描镜112的倾斜角度，可控制所复制的波前的径向和方位角移动以使得可选择所复制的波前的任何部分以顺序方式穿过孔径118。结果，原始入射光束的整个波前可被表征，正如在标准的Hartmann–Shack波前传感器的情况中那样，不同之处在于现在以顺序方式而不是以并行方式获得每一个子波前的质心。 [0046] 如图1中所示，通过控制扫描镜的倾斜角度以及使光源脉动的速率，可采样该波前的任何部分。此外，电子控制和检测系统可使光源134、电机114、波前采样孔径118(如果其同样是主动式的)以及位置感测检测器122的操作同步以启用锁定检测。因此，可提高信噪比并且DC或低频背景光所生成的噪声可被过滤掉。 [0047] 然而，由于波前移动是通过位于4-f光学波前中继系统的光学傅里叶变换平面处的光束扫描仪完成，因而当患者眼睛的屈光误差屈光度值较大时，傅里叶变换平面处的物光束的尺寸也将相对较大。这意味着为了覆盖较大的屈光度范围，光束扫描仪需要相对大的光束截取面积。在白内障手术的情况下，眼睛和输入端口之间的工作距离较大，所需的光束扫描仪尺寸就成本和商业可用性而言是不切实际的。 [0048] 图2示出了在共同转让的美国专利申请US20120026466中公开的另一光学配置，该光学配置使用分别具有第一和第二傅里叶变换平面A和C以及分别具有第一和第二像平面B和D的两个级联的4-f中继。归功于两个级联的4-f波前中继或一个8-f波前中继的使用，通过在第二傅里叶变换平面C处或附近有角度地扫描波前光束可实现顺序横向波前移动，其中波前光束宽度(在期望的大屈光误差屈光度测量范围上)可被维持在特定物理尺寸范围内以使得物光束可被相对小的光束扫描仪212完全地截取。 [0049] 如图2中所示，由于第一透镜204和第二透镜216的焦距差，在第一波前中继之后，在波前像平面B处，物光束宽度减少，尽管光束发散性或会聚性增加。第二4-f波前中继包括第三透镜240和第四透镜242，各自具有相对大的聚焦光焦度或相对短的焦距以及相对大的数值孔径径(NA)或光束接受锥角。第二傅里叶变换平面C处的光束宽度现在相对较小。通过有角度地扫描第二傅里叶变换平面C处的光束，第二波前像平面D处的波前图像可被横向地移动。经横向地移动的波前可通过波前采样孔径218在第二波前像平面D处被采样并被子波前聚焦透镜220聚焦到位置感测设备/检测器(PSD)222上。 [0050] 类似于图1中所示出的实施例，通过控制第二傅里叶变换平面C处的光束扫描仪212并设置光源的脉动的时间，可采样该波前的任何部分。同样，电子控制和检测系统可使光源234、扫描仪212、孔径218(如果其是可变孔径)以及PSD 222的操作同步以启用锁定检测来提高信噪比以及过滤掉由DC或低频背景光生成的噪声。 [0051] 具有用户控制界面238的电子控制系统236被耦合至光束扫描仪212和可变孔径以允许控制这些元件来改变扫描图案或孔径尺寸。在其它实施例中，电子控制系统236可被耦合至如以下将更充分描述的其它可控元件。用户界面238可以是仪器上的按钮、仪器上或耦合至电子控制系统236的计算机上的图形用户界面(GUI)的形式。 [0052] 注意在图1和2中，仅有一个波前采样元件和仅一个位置感测设备，并且以纯粹的顺序方式进行波前采样。在这种情况下，整个波前的仅仅一个部分被采样并因此未有效利用从眼睛返回的光能。 [0053] 图3a示出了示例，其中来自工作在脉冲和/或脉冲串模式下的光源334(诸如超辐射二极管或SLD)的光束经由光束引导元件306(诸如偏振分束器(PBS))被发射到患者眼睛中以在视网膜上形成相对小的图像斑点以便于生成从眼睛返回的波前。光束引导元件306应当具有足够大的光束截取尺寸以确保在期望的眼睛屈光度测量范围上携带来自眼睛的波前信息的物光束被完全截取而没有被光束引导元件的边缘干扰。 [0054] 使用PBS可帮助抑制从眼睛的其它不期望的光学界面(诸如眼角膜和眼晶状体)反射或散射的光的干扰。这是因为相对窄的输入SLD光束在第一偏振方向上线性偏振并且从眼角膜和眼晶状体反射或散射的光也多半在第一偏振方向上线性偏振，而视网膜所散射的光具有在与第一偏振方向正交的方向上偏振的大的分量。因此PBS作为光束引导元件306用作朝向眼睛传播的SLD光束的起偏器并且也用作仅通过从视网膜返回的在第二正交偏振方向上的光束的检偏器。 [0055] 除了需要过滤掉特定偏振分量，离开眼睛的波前也需要被中继至波前采样像平面。在图3a中，这利用包括第一透镜304和第二透镜316的4-f波前中继光学配置实现。在波前像平面B处，包括例如子波前采样孔径环形阵列318以及相应的子波前聚焦透镜环形阵列320的子波前采样元件阵列在波前像平面B处并行地采样和聚焦中继的波前的多个部分。相应的位置感测设备/检测器(PSD)阵列322(诸如横向效应位置感测检测器或象限检测器的环形阵列)被设置在子波前采样元件阵列的后面以用于检测每一经采样的子波前的图像斑点质心位置。 [0056] 为了显示子波前采样元件和位置感测设备/检测器(PSD)的细节，我们已在图3a中包括波前采样和质心检测阶段光学元件的放大插图，其中子波前采样孔径环形阵列318有意与子波前聚焦透镜环形阵列320分隔开，尽管实际上它们更可能接触或紧邻彼此。在放大附图中，PSD的环形阵列322被设置在子波前聚焦透镜320的后焦面附近以在波前是平面时在PSD上产生相对清晰的聚焦图像斑点，然而，这不必非得是这样情况，因为PSD的环形阵列322可被设置在子波前聚焦透镜320的焦平面之前或之后。在示例性实施例中，通过在来自眼睛的波前的圆环周围进行采样，可确定眼睛的球面和柱面屈光误差以及柱面轴。然而，并行的子波前采样元件的图案可以是其它形式，诸如辐条图案或二维的线性阵列形式。 [0057] 图3a示出锁定放大器343，被耦合成接收来自PSD阵列322的输出信号，以用于噪声抑制。显示器345可被耦合至接收锁定放大器343的输出的电子系统336。以下参考图4描述锁定放大器343的操作。电子系统336具有处理能力以处理锁定放大器343的输出，包括应用算法以确定屈光、像差和其它诊断或临床因数。显示器345可被实现为与外科显微镜相关联的平视显示器或大屏幕显示器或后投式显示器或作为个人计算机或工作站的一部分。 [0058] 注意与现有技术的波前传感器系统相比较，当前描述的示例性实施例具有当以一种方式或另一种方式结合时使其对于眼屈光手术是有利的的多个特征。首先，子波前采样元件是物理分离的从而使得密度一般小于用在典型的Shack-Hartmann波前传感器中的标准的小透镜阵列的密度。这通过使得小透镜到小透镜的距离或小透镜节距大于或通过使得每个小透镜的直径大于用在典型的Shack-Hartmann波前传感器中的小透镜的相应值来实现。可选地，可使小透镜阵列的小透镜的焦距短于用在典型的Shack-Hartmann波前传感器中的小透镜的焦距。作为结果，可覆盖足够大的屈光度测量范围而没有串扰，即，使经采样的子波前图像斑点落到非对应的PSD上。 [0059] 为了说明这点，图3b示出了具有相应的位置感测设备/检测器阵列的典型的Shack-Hartmann波前传感器的小透镜阵列并且示出了无串扰时最大的屈光度测量范围发生了什么。在目前的描述中，术语“串扰”指的是其中旨在被小透镜聚焦到相应的检测器上的光束的一部分或全部被聚焦到相邻的检测器上的情况。 [0060] 典型的Shack-Hartmann波前传感器的小透镜阵列342利用没有任何间隙地靠近彼此布置的小透镜密集地填塞。在此情况下，每单位面积具有大量的小透镜并且用于测量波前的采样密度很高。假设要测量的波前是如所示的球面会聚波前344，则可无串扰地测得的最大的平均子波前倾斜θm将受每个小透镜的半径r和焦距f的限制，其中θm＝tan-1[r/f]。图2示出波前的曲率对于大的正或负屈光度值增加。因此θm表明最大的屈光度测量范围值。 [0061] 在图3b中，存在子波前倾斜角度的角展度并且被最左边小透镜采样的子波前将被此最左边小透镜聚焦以形成落在PSD1和PSD2之间的PSD1的右边界处的光斑。如可见到的，在会聚球面波前的会聚性或绝对屈光度值中的任何进一步的增加将导致倾斜角度超过θm并导致被最左边小透镜采样的光斑落在超过PSD1和PSD2之间的边界而进入PSD2，从而引起串扰。事实上，由于经采样的子波前是会聚的，因而聚焦斑点实际上在焦平面346的前面，并且因此相应的焦平面346上的图像斑点将更宽而不是在准聚焦中那样，因此子波前倾斜测量范围稍小于θm。对于最右边小透镜以及两个位置感测设备/检测器PSD8和PSD7存在类似的情况。 [0062] 另一方面，如果波前是球面发散波前，则清晰地聚焦的图像斑点实际上通常将位于焦平面346的后面，因此焦平面346上的光斑也将更宽而不是在准聚焦中那样，并且因此子波前倾斜测量范围将再次稍小于θm。如果波前不是球面的而具有柱状倾斜和/或像散和/或甚至其它高阶像差，则被任何小透镜采样的局部子波前倾斜可超过倾斜角度测量范围限θm。 [0063] 然而，如果并行的子波前采样元件未紧密地堆积而是智能地分布同时适当控制两个元件之间的中心到中心距离，则有可能有意地避免串扰并且还实现某个期望的足够大的屈光度测量范围。 [0064] 图3c示出了具有相应的位置感测设备/检测器阵列的子波前采样元件的布置的示例性实施例并且示出了可增加无串扰的最大的屈光度测量范围。在所示出的示例中，每个子波前采样元件包括小透镜352以及位于相应的小透镜前面的孔径359。换言之，图案化的孔径阵列板358与相应的小透镜阵列352相结合以用作并行的子波前采样元件阵列。假设每个小透镜的焦距与图3b中所示的相同并由相同的f来表示，然而现在从一个小透镜的中心到两个子波前采样元件之间的边界或中点的距离是如所示的d，则可无串扰地测得的最大-1的平均子波前倾斜现在将是βm＝tan [d/f]。由于d大于r，因而局部的子波前倾斜测量范围因此增加。事实上，图3c示出了更为会聚的球面波前354，该球面波前354相对于图3b所描绘的波前以由βm＝tan-1[d/f]所强加的限制被采样。显然，可被无串扰地采样的图3c中的会聚球面波前354的绝对屈光度值比图3b的波前344的绝对屈光度值高。 [0065] 图3c中的PSD的宽度相比于图3b中的PSD的宽度是增加的，即，d大于r。使用具有PSD之间间距更大的更宽的PSD取代窄的PSD是为了确保随着子波前倾斜的增加，落在相应的PSD上的光斑可被相应的PSD捕获。否则，如果PSD具有如图3b中所示的相同的较小尺寸但被间隔开，那么子波前倾斜的增加可导致子波前光斑落在PSD的光敏区域之间的空间中。换言之，光斑将不被PSD捕获以产生电信号。 [0066] 同样在图3c中，小透镜具有相较于图3b中的小透镜的直径更大的直径，但具有相同的焦距。设计具有相同的焦距的较大的小透镜具有优势，即当这样的小透镜与可变孔径相结合时，改变孔径的尺寸可在控制在较大的采样尺寸范围上被采样的子波前的尺寸上提供灵活性。例如，对于仅涉及球面和柱面屈光度值以及柱面轴的确定的屈光误差测量，较大的子波前采样尺寸可提供平均化以及减少数据处理的负担的益处。换言之，如通常将由标准的Shack-Hartmann波前传感器提供的高空间波前采样密度对于那类屈光测量可以是过犹不及的并且可大幅度增加数据捕获、传输以及处理时间，因此使波前传感器的操作减慢并使得其对于实时屈光外科手术应用来说太慢。 [0067] 另一方面，如果仅小面积眼角膜需要使用例如LASIK系统进行手术，那么眼角膜上的激光烧蚀光斑尺寸通常远小于Shack-Hartmann波前传感器的典型的小透镜的尺寸。在这种情况下，可相应地使得图3c中所描绘的孔径足够小并且可采用如以下将讨论的波前扫描以允许小眼角膜区域上的非平均的波前感测从而使得可实现就高阶波前像差测量而言非常高的测量精度。事实上，在一些示例性实施例中，使得孔径阵列为主动式，在此意义上，孔径尺寸可被主动地控制。应当注意图案化孔径阵列还可被设置在图案化小透镜阵列的后面并且由于其功能可由小透镜的直径提供，因而可不是绝对必需的。 [0068] 此外，鉴于计算θm的公式，可以看出无串扰的子波前倾斜测量范围θm还可通过选择更小的焦距值f来增大。在这种情况下，每个PSD的尺寸可以更小以仍然提供子波前倾斜测量范围。然而，倾斜测量灵敏度也将变糟，因为对于子波前倾斜中的相同变化量，在PSD上将存在较小的光斑位移，如本领域技术人员所公知的。 [0069] 为了提供更多的灵活性，一些示例性实施例使用具有可变焦距的小透镜阵列或使用具有不同焦距的小透镜阵列的某些子组的小透镜阵列。更长焦距的小透镜子组可提供更好的灵敏度而更短焦距的小透镜子组可提供较大的子波前倾斜测量动态范围。可存在两个或三个或更多个小透镜子组并且相应地设置在距小透镜不同距离处的两组或三组或更多组位置感测检测器。 [0070] 用在视力矫正手术中的现有的波前传感器的显著的问题是存在背景光学或电子噪声下检测从眼睛返回的波前。成问题的背景噪声分量的示例是入射到检测器上的环境光和由检测器自身生成的1/f噪声以及其它辐射的或传导的电子噪声。这些背景噪声分量在标准的二维CCD/CMOS图像传感器的帧速率处均具有显著的振幅。 [0071] 在一些示例性实施例中，用于产生来自眼睛的物波前的光源以脉冲和/或脉冲串模式工作。脉冲重复率或频率高于标准的二维CCD/CMOS图像传感器的典型的帧速率。例如，此示例性实施例中的光源的脉冲速率可以处于或高于kHz范围。对于CCD/CMOS图像传感器，帧速率通常是大约25到30帧每秒。本公开的PSD是二维位置感测设备/检测器(PSD)，全部都具有足够高的时间频率响应以使得它们可以以与高于1/f噪声频率范围的频率下的脉冲光源同步的锁定检测模式操作。电子控制和检测系统至少被耦合至光源和PSD阵列并且被配置成锁相光源以及并行的PSD的操作。如果采样孔径为主动式，那么电子控制和检测系统还可被耦合至可变子波前采样孔径阵列以进一步控制采样孔径尺寸。 [0072] 图4是示出锁定检测放大器400的一个示例性实施例的框图。注意相敏锁定检测是用于恢复可被远大于感兴趣的信号的噪声淹没的小信号的本领域技术人员公知的强大的同步检测技术。混频器496具有被耦合至前置放大器495的输出的第一输入，该前置放大器495具有被耦合至其输入的来自PSD A.C.的信号。混频器496具有被耦合至锁相环497的输出的第二输入，该锁相环497被锁定至驱动SLD并使SLD脉动的参考信号。输入信号通过混频器496进行混合(相乘)以形成混频器输出信号。混频器496的输出穿过低通滤波器498并且通过输出放大器499放大以形成锁定检测放大器400的输出。 [0073] 现在将描述锁定检测放大器的操作。从PSD到前置放大器495的输入信号包括参考频率下的分量，该分量指示由位置传感器检测器测得的子波前的偏转。此分量的振幅为锁定检测放大器的期望的输出。来自PSD的输入信号还包括低频率(诸如环境光和来自检测器的1/f噪声的频率)下的噪声信号。 [0074] 锁相环(PLL)的输入是仅在参考频率下具有显著振幅的信号。 [0075] 混频器的输入信号的振幅是相乘的。放大的PSD信号的每一频率分量被转换为等于PSD频率分量的频率与参考频率之和的频率下的第一混频器输出分量，以及等于PSD频率分量的频率与参考频率之差的频率下的第二混频器输出分量。 [0076] 低通滤波器498通过具有接近零的频率的信号(D.C.信号)并阻挡具有大于这些接近零的频率的信号(A.C.信号)。在不同于参考频率的频率下的所有噪声分量被阻挡，因为噪声频率与参考信号之和以及之差都不等于零，所以两个混频器输出分量为A.C.信号并被低通滤波器阻挡。 [0077] 对于参考频率下的PSD信号的频率分量的第一混频器输出信号的频率等于参考频率与其自身之和，其为参考频率的两倍并因此为A.C.信号而被低通滤波器阻挡。然而，参考频率下的PSD的频率分量的第二混频器输出信号的频率等于参考频率与其自身之差，其为零。此为D.C.信号而被低通滤波器通过。 [0078] 因此，锁定放大器的输出是仅在参考频率下的PSD信号的频率分量的量度。所有不同频率下的噪声信号被低通滤波器阻挡。进一步沿着信号路径，经低通过滤的信号可进一步被另一放大器499放大以用于模数(A/D)转换。 [0079] 应当注意每一PSD可具有对应于多于一个的光电二极管或光电探测器的多于一个的光敏区域(例如，如在象限检测器的情况下的4)。当执行并行锁定检测时，所需通道的数量是并行PSD的数量乘以每一PSD的光检测信号线的数量。利用并行采样，我们可同时收集横跨波前的多个子波前样本。 [0080] 未在图4中示出的是A/D转换器和其余的电子检测和控制模块。以与使SLD脉动的信号相同的频率激活A/D转换器还可允许在SLD脉冲前或期间的暗和亮样本的收集以进一步消除电磁干扰以及来自室内或其上安装有设备的显微镜的环境光的影响。 [0081] 注意现有技术的波前传感器一般不以脉冲和/或脉冲串模式操作光源(至少以1/f噪声区域之上的频率范围，即在kHz范围附近或超过kHz范围)，因为用于天文学(诸如太空中遥远的恒星)中的波前传感器的光源难以控制(参见例如，US6784408)，或者以脉冲或脉冲串模式操作光源没有任何益处，因为典型的CCD/CMOS图像传感器不具有足够高的帧速率以在1/f噪声频率范围之上操作。 [0082] Hartmann-Shack波前传感器可通过选择性地阻挡Hartmann-Shack小透镜阵列中的一些小透镜来操作(参见例如，US7414712)以覆盖大屈光度测量范围。然而，此方法昂贵并且仍然遭受相同的限制，即所使用的图像传感器以低帧速率进行扫描。 [0083] 在当前描述的示例性实施例中，子波前采样元件优选在波前像平面B处彼此物理分离，如由图3a中的放大插图所示。注意在图3a的示例性实施例中，每一子波前采样元件包括孔径和聚焦小透镜。然而，聚焦小透镜可被直接用来作为孔径或甚至可被移除。在后者的情况下，经采样的子波前光束将不被聚焦但将仍然作为光斑落在相应的PSD上，其中对于不同的子波前倾斜具有不同的质心位置，尽管孔径尺寸通常需要小于PSD尺寸以避免串扰。 [0084] 同样为了单独地显示子波前采样孔径阵列和子波前聚焦透镜阵列，图3a的插图已有意地使这两者彼此分开。事实上，它们更可能被紧邻设置。通过在物理上设计子波前采样元件的间距来确保大屈光度测量范围以使得在所设计的大屈光度覆盖范围内，任何经采样的子波前的倾斜将不被聚焦至落在其相邻的PSD上。 [0085] 在示例性实施例中，可实现较高的能量效率而同时1/f噪声可被大幅度减少从而允许DC或低频背景噪声(诸如由外科显微镜的照明光生成的噪声)被有效过滤掉。 [0086] 这些特征使得当前描述的示例性波前传感器，在与眼科外科显微镜集成或附加于眼科外科显微镜时，极其适于视力矫正外科手术，诸如白内障手术。白内障外科医生可执行手术而不半途停止去关闭外科显微镜的照明光并等待多帧数据的捕获以及数据的处理以获得屈光测量。 [0087] 利用本示例性实施例，可使得屈光度测量动态范围足够大(例如，达到±30D)以使得甚至无晶状体眼睛的屈光状态可被完全覆盖。此外，通过在来自患者眼睛的波前的圆环周围仅采样适当地选择的数量的子波前，可获得选择人工晶状体(IOL)以及确认例如伪晶状体眼睛的正视或预期的球面屈光度值所需的球面和柱面屈光度值以及柱面轴。通过适当地选择每一环形阵列附近的波前采样数量，所需的数据传输速率以及数据处理资源可被大幅度减少。 [0088] 现在将描述的示例性实施例提供如通常可由现有技术的眼科波前传感器提供的更多的空间采样点和/或更高的空间分辨率，尽管这可并不为白内障手术所绝对需要的。这些实施例还可测量更高阶像差以及可能提供二维波前图。这些示例性实施例包括有角的光束扫描仪312(诸如透射式电光或磁光光束偏转器)，该光束扫描仪可被设置在图3a中所示的4-f中继的傅里叶变换平面A处以相对于子波前采样元件阵列横向地移动或扫描波前像平面B处的波前。这样做的话，可获得如已在US6376819中公开的子孔径(sub-aperture)空间分辨率并且如果中继的波前是静态的，则还采样位于采样孔径之间的那些部分中继波前。 [0089] 图5示出了应用至图3a的光学配置的顺序的横向波前移动或扫描的一个示例。在此示例中，8个子波前采样小透镜501以环形阵列的形式被设置在波前像平面B处，其中任意两个相邻的小透镜之间具有足够的间距以使得在预期的屈光度测量范围上不存在串扰。中继的波前被示为具有采样中继的波前的8个部分的8个小透镜501的圆盘502。在没有任何波前移动或扫描的情况下，8个经采样的子波前相对于波前图像502是旋转对称的。 [0090] 圆502-520表示入射到小透镜阵列上的中继的波前的第一部分。圆，即波前的第一部分的位置被扫描至如多个附图中所示的不同位置，其允许第一部分的子部分被采样。 [0091] 关于图5的右边部分所示的4行，顶上的两行(503到510)示出了相对于8个小透镜顺序地横向地移动中继的波前的影响的一个示例。从503到510，中继的波前被示为已被分别顺序地向右边、右下、下边、左下、左边、左上、上边以及右上方向移动相同的距离。 [0092] 底下的两行(513到520)示出了相对于波前移动小透镜阵列替代相对于小透镜阵列移动波前的等效结果。从513到520的每种情况中的8个虚线圆示出了相对于中继的波前的非移动的第一部分的8个小透镜的原始的采样位置。从513到520，8个实线圆示出了如果中继的波前的第一部分被视为静止的，8个小透镜相对于原始的小透镜位置的等效的相对运动。由顶上两行所描述的移动引起的总的采样图案512示出了累积的采样效果。 [0093] 从总的采样图案512可看出在没有波前移动的情况下，仅波前的原始的8个环形阵列子部分将被采样以及在具有波前移动的情况下，波前的其它子部分可被采样。 [0094] 在所示出的示例中，示出了采样重叠，如在总的采样图案512中可见。这表明可实现小于采样孔径尺寸(其在此所示出的示例中为小透镜直径)的空间采样分辨率。事实上，可控制扫描仪312的扫描角度以获得任何期望的空间采样分辨率，只要光束扫描仪可被控制至任何期望的实际上可达到的角度精度。此外，总的采样图案512还示出了作为横向地移动中继的波前的结果，不但任何两个相邻的小透镜之间的非移动波前部分可被采样，而且朝向以及远离非移动波前的中心的波前部分也可被采样。在总的采样图案512中已经可以看出，如果需要的话，可采样三个圆环。波前的任何部分可通过控制光束偏移器312进行采样。 [0095] 应当注意子波前采样元件阵列不需要采用如图3a所示的环形阵列形式。例如，其可以是矩形阵列形式，只要其在物理上彼此很好地分开以确保可覆盖足够大的屈光误差屈光度测量动态范围而无串扰。替代地，其可以更紧密地间隔开，只要位于每一子波前采样孔径后面的小透镜的焦距相应地更短并且小透镜和PSD之间的距离相应地减少。还应当注意小透镜的数量无需被限制到8而可以是以任何形式设置的任何数量。 [0096] 如之前将图1的配置与图2的配置进行比较所讨论的那样，如果利用4-f中继执行扫描，那么光束扫描仪312将需要具有大的光束截取窗口尺寸。为了克服此局限性并且还提供其它各种改进，图6示出了另一示例性实施例。如从图6中可见，在某些方面，光学配置类似于图2中所示出的。然而，存在多个新的特征，这些特征可单独地或与其它特征相结合地执行。 [0097] 在图6的示例性实施例中，来自工作在脉冲和/或脉冲串模式下的光源634(诸如超辐射二极管(SLD))的相对窄的光束发射通过可调焦透镜637并被光束引导元件606(诸如偏振分束器或PBS)引导至患者眼睛以用于生成从眼睛返回的波前。透镜637的聚焦变化可被用来确保当落在视网膜上时，光束的斑点尺寸对于眼睛的各种屈光状态是相对较小的。此外，用于扫描SLD光束的扫描镜680可被设置在第一透镜604的后焦距距离处以使得SLD光束扫描仪位置共轭于正视眼的视网膜。以此方式，SLD光束扫描仪680的有角扫描将导致SLD光束相对于眼角膜平面的横向扫描，但如果眼睛是正视眼的话，则仍然允许SLD光束落在相同的视网膜位置。此扫描仪可被用于扫描SLD光束以跟踪任何眼睛运动，从而使得SLD光束可一直从相同的眼角膜位置进入眼睛。 [0098] 取代使用如图3a中所示的4-f波前中继，包括第一透镜604、第二透镜616、第三透镜640和第四透镜642的8-f波前中继系统被用来将来自瞳孔或眼角膜平面的波前中继传送通过中间波前像平面B至最终的波前图像采样平面D。这种8-f波前中继可被认为是包括两个级联的4-f中继。第一中继包括第一透镜和第二透镜，该第一透镜和第二透镜引导波前中继光束通过傅里叶变化平面A至中间波前像平面B。第二中继包括第三透镜和第四透镜，该第三透镜和第四透镜进一步将来自中间波前像平面B的波前中继传送通过傅里叶变换平面C至最终的波前像平面D。已参考图2讨论了这种8-f波前中继光学配置的好处并且更多细节可在共同转让的专利申请US20120026466中找到。 [0099] 取代仅使用如图2所示的一个子波前采样元件以及一个PSD，包括例如孔径矩形阵列618以及相应的子波前聚焦小透镜矩形阵列620的子波前采样元件阵列可大体上置于最终的波前像平面D处以采样和聚焦期望的子波前阵列。再次，子波前采样元件可在物理上彼此分开和/或小透镜阵列的焦距可以以这样的方式进行适当选择，即可覆盖大的屈光误差屈光度测量范围而没有串扰。 [0100] 这些元件可与相应的并行PSD阵列相结合以检测经采样的子波前阵列的图像斑点质心位置，并且通过使检测器与脉冲光源同步实现锁定检测下的并行波前采样。 [0101] 作为直接将PSD大致设置在位于子波前采样元件后面的小透镜的后焦面处的替代方案，如图6的插图所示，透镜621可被用于将形成在虚拟图像斑点平面622a处的虚拟图像斑点中继并且还优选光学放大至真实的PSD的新平面622，如本领域技术人员所公知的(参见例如US6595642)。 [0102] 如果具有较短焦距的相对较高密度的小透镜阵列被用于覆盖期望的大屈光度范围，则此透镜621尤其有用。通常，这种小透镜阵列具有相对较小的节距(即，此阵列中的小透镜的中心之间的间距)，例如0.5mm到1.0mm，然而每一PSD可相对较大(例如，在象限检测器的情况下，直径大约5mm)。因此，为了实现一一对应，由小透镜阵列形成的图像斑点可被透镜621光学放大并且中继至较大的节距的阵列以增加两个相邻的PSD之间的距离从而使得PSD可被设置成在衬底上物理匹配。 [0103] 如同图2的情况，小尺寸光束扫描仪或偏转器612可被设置在第二傅里叶变换平面C处以完全截取并有角度地扫描整个物光束，该整个物光束在期望的大的屈光误差屈光度范围上携带了眼睛波前信息。然而，与图2相比较，所需的光束有角扫描或偏转范围现在可被大幅度减小。这是因为通过使用子波前采样元件阵列，仅需要在一个角度范围内扫描物光束以使得最终的波前像平面D处的横向波前移动等于节距，即在x和y两方向中的子波前采样元件阵列的相邻的PSD的中心之间的距离。以此方式，如果中继的波前未被扫描，则在任何两个子波前采样元件之间入射的所有的波前部分可被采样。这将允许使用除了反射式MEMS扫描仪之外的不同类型的光束扫描仪，诸如，例如，一般仅可覆盖相对小的角度扫描范围的透射式电光或电磁扫描仪。 [0104] 类似于图3a的情况，锁定放大器643可被耦合成接收来自PSD阵列622的输出信号以用于噪声抑制。显示器645可被耦合至接收锁定放大器643的输出的电子系统636。电子系统636具有处理能力以处理锁定放大器643的输出，包括应用算法以确定屈光、像差和其它诊断或临床因数。显示器645可被实现为与外科显微镜相关联的平视显示器或大屏幕显示器或后投式显示器或作为个人计算机或工作站的一部分。 [0105] 图7示出了应用至图6的光学配置的顺序的横向波前移动或扫描的一个示例。在此示例中，21个子波前采样小透镜701以二维线性阵列的格式被设置在波前像平面D处，其中任意两个相邻的小透镜之间具有足够的间距以使得在预期的屈光误差屈光度测量范围上不存在串扰。如同在图5中，中继波前的第一部分被示为入射在小透镜阵列上的圆盘702，其中21个小透镜701采样第一部分中继波前的21个子部分。在没有任何波前移动或扫描的情况下，21个经采样的中继波前的第一部分的子部分相对于中继波前702以二维阵列格式规律地分布。 [0106] 关于图7中所示的4行，顶上的两行(703到710)示出了当中继波前相对于21个小透镜顺序地横向地移动时所发生情况的一个示例。从703到710，中继的波前的第一部分被示为已在水平和/或垂直方向上被分别顺序地向右边、右下、下边、左下、左边、左上、上边以及右上方向移动相同的距离。 [0107] 底下的两行(713到720)示出了相对于波前移动小透镜阵列替代相对于小透镜阵列移动波前的等效结果。从713到720的每种情况中的以二维线性阵列格式设置的21个虚线圆示出了相对于中继的波前的非移动的第一部分的21个小透镜的原始的采样位置。从713到720，21个实线圆示出了当中继的波前的第一部分被视为静止时，21个小透镜相对于原始的小透镜位置的等效的相对运动。总的采样图案712示出了累积的采样效果。从总的采样图案712可以看出在没有波前移动的情况下，中继波前的原始的21个小透镜部分将被采样以及在具有波前移动的情况下，原始的21个小透镜周围的区域可被采样。 [0108] 事实上，所示出的示例示出了使在水平和/或垂直方向上经过等于每一小透镜的直径加上两个水平的或垂直的小透镜之间的原始节距或间距的距离的横向移动等于每一小透镜的直径的三倍。换言之，间隙距离等于每一小透镜直径的两倍。作为结果，所示出的扫描使得能够实现中继的波前的采样，就好像波前已被紧密堆积的二维线性小透镜阵列采样，如典型的Hartmann-Shack波前传感器的情况。 [0109] 应当注意可控制光束扫描仪612的扫描角度以及SLD的脉动以实现较小横向波前移动距离处的采样并因此实现任何期望的空间采样分辨率。此外，所示出的示例还示出了通过利用二维线性阵列子波前采样元件，光束扫描仪612仅需要扫描水平和垂直方向上的小角度范围以允许中继波前的所有部分被采样。 [0110] 注意还可使波前采样孔径阵列和/或PSD阵列为主动式的。可利用例如可变光阑阵列或基于液晶的孔径尺寸可变阵列动态地调节用于采样子波前的孔径尺寸。孔径还可是主动式的,在此意义上，中继的波前图像的不同部分可利用如在US6880933中所公开的MEMS镜子阵列被引导至不同的PSD。例如，同样可利用包括液晶微透镜阵列以及基于柔性膜的液体透镜阵列来改变子波前聚焦透镜的焦距。此外，PSD的位置或子波前聚焦小透镜阵列的位置也可被纵向移动。 [0111] 在图3a和图6两者的示例性实施例中，存在电子系统，该电子系统至少被耦合至光源和PSD以以超过1/f噪声频率范围的频率锁相光源以及PSD的操作从而使得DC或低频背景噪声可基本上被过滤掉。此外，电子系统还可被耦合至可变焦透镜637以用于控制SLD光束的焦点、至SLD光束扫描仪680、至波前物光束扫描仪/偏转器612、至孔径阵列618、至小透镜阵列620以及至透镜621。这些电子耦合旨在控制经耦合的元件或设备的操作。 [0112] 此外，尽管在图3a和6中，SLD光束是从第一透镜的后面反射，但SLD光束可从眼睛和最终的波前像平面D之间的任何地方(诸如在第一透镜的前面或甚至在第二透镜的后面)发射并且其光束的发散或会聚还可由除了可变焦透镜637之外的其它方法(诸如使用轴向可动透镜)进行调节以确保在各种眼睛的视网膜上形成期望的光斑。 [0113] 光源的脉动被解释为包含光源的所有类型的时间调制。例如，SLD可在开/关或暗/亮态之间进行调制；其还可在第一光级态和第二光级态之间进行调制；SLD还可以正弦方式进行调制。另一示例为使光源以脉冲串模式操作以产生光脉冲流，其中每一脉冲同样由载波频率或调制频率进行调制。因此，锁定检测或同步检测应当被解释为任何相位锁定或相干检测方法。锁定检测可以处于高载波频率和/或脉冲重复率/频率。 [0114] 用于发射SLD光束并且还用于引导所返回的物光束的光路可以以各种方式进行折叠以节省空间并使得波前传感器模块紧凑。这意味着可存在被用于折叠各种光路的反射镜或其它光束折叠元件。光束扫描仪可以是投射式或反射式的。除了1:1比率波前中继之外，从眼睛到中间的波前像平面以及到最终的波前采样像平面，可存在波前的光学放大或缩小。这意味着被用于中继波前的所有透镜的焦距可具有不同值。除了两个级联的4-f波前中继之外，可以有更多级联的4-f或其它波前中继。 [0115] 由于图6的中间波前像平面B共轭于物波前平面和最终的波前像平面D的事实，波前补偿器或散焦偏移元件689可被置于平面B处并由电子系统进行控制。这样做的话，波前传感器系统可被转换成自适应光学系统以用于各种其它应用。除了简单地完全补偿全部的波前像差，如自适应光学系统通常所做的那样，还可部分地或完全补偿仅一个或一些波前像差以允许剩余的未修正波前像差更为显著地呈现自身并因此被更精确地测量。例如，球面散焦的程度可被反馈至补偿器或偏移元件689，补偿器或偏移元件689影响所检测的波前的发散或会聚。此反馈可改变所测得的散焦，因此其形成闭环系统并且闭环控制技术可被用于将所测得的波前的发散或会聚带至任何期望值，最可能将该值带至接近零以使得波前基本是平面的。此外，关于散焦的符号和程度的信息可被用于调节仅影响SLD光束的发散或会聚的可变焦透镜637以形成开环控制系统。 [0116] 子波前采样元件以及相关联的PSD的空间配置不需要设置有常规恒定节距或以环形阵列或矩形阵列格式设置，而可以以任何格式进行设置。例如，可存在两个或多个圆环阵列，其中外部环形阵列子波前采样元件比内部环形阵列子波前采样元件分隔得更开。 [0117] 此外，响应于患者眼睛的屈光状态，PSD的横向位置还可被主动地改变。例如，当眼睛为无晶状体时，眼角膜平面处来自眼睛的波前通常是相对高度发散的并且当被中继至最终的波前像平面时，此波前同样将是高度发散的。在此情况下，如果子波前采样元件的圆环阵列被用于采样中继的波前，那么相应的PSD环形阵列可相对于子波前采样元件的圆环阵列径向地向外移动从而使得，如果中继的波前是完美的球面发散波前，那么每一经采样的子波前的图像斑点或光斑的质心位于或靠近每一相应的PSD的中心。以此方式，当仅每一PSD的中心部分被用于质心检测时，可以以高精度检测到与想象的完美的球面发散波前的任何附加波前倾斜偏差。此外，应当注意小透镜阵列320或620(图3a和图6)可以不是绝对需要的，如Hartmann Shack波前传感器相对于Hartmann波前传感器的情况，因为Hartmann孔阵列将起同样作用。 [0118] 再进一步，空间光调制器(SLM)同样可与高密度小透镜阵列相结合并且SLM可与光源以及PDS阵列同步操作以使得在光源工作期间仅在选定数量的小透镜上打开选定数量的孔径。例如，一个或多个小透镜环形阵列可被打开并且可根据物波前的球面或散焦屈光度值作出关于打开哪个环形阵列的决定。因此，期望的波前采样数据环形阵列可被收集。仅在一个环形阵列周围进行采样将仅给出屈光误差而非高阶像差，这对于白内障手术应用是足够的。利用顺序扫描或打开不同小透镜，可测量高阶像差。 [0119] 除了横向效应位置感测检测器以及象限检测器/传感器之外，可使用以足够高的频率操作并且确定经采样的子波前图像斑点的质心位置的其它类型的PSD。例如，每一PSD可以是3个或更多个二极管的簇。PSD阵列的每一PSD还可是具有高帧速率的高速二维图像传感器的一些成簇的像素，尽管这种图像传感器可能是昂贵的。PSD阵列的每一PSD还可是CMOS图像传感器，该CMOS图像传感器被编程为利用全局快门曝光操作仅输出来自已编程的感兴趣区域(ROI)的特定数量的像素的数据。当前，常规的大像素计数图像传感器通常可仅被编程至输出来自一个ROI的数据。但这不意味着未来没有可能利用全局曝光控制以足够高的帧速率同时输出多个ROI的数据。当此可能性变为现实时，可直接使用单个二维图像传感器分配相应的ROI阵列，就好像它们是具有足够高的时间频率响应的工作在锁定检测模式下的PSD阵列。脉冲导通时间可与相机曝光同步。换言之，可在相机收集光的时间内，以短持续时间开启光源。替代地，SLD光源可被开启比相机曝光时间稍长的时间以使得有效的脉冲持续时间由相机曝光时间决定。 [0120] 除了标准的锁定检测之外，还可采用双重采样以进一步降低噪声。例如，光源可在亮态和暗态之间进行调制。PSD阵列可记录在亮态期间由聚焦子波前所形成的图像斑点的信号并且还记录在暗态期间的背景信号。当从亮态期间所记录的信号中减去背景信号时，其结果是图像斑点的期望的质心的改进的估计。在一个示例中，CCD/CMOS图像传感器的一簇或多个像素群可被编程为一个或多个感兴趣区域(ROI)以用作PSD阵列并且每一ROI可进一步被划分成亮态子行和子列以及暗态子行和子列。可以以每隔一个的亮和暗周期采样每隔一个的子行和子列。以此方式，在每一帧使用较少像素时，可以较高帧速率通过相同的ROI或PSD实现亮和暗采样。每一ROI中一半的像素可被同步至SLD光的脉冲“开”并且另一半可被同步至SLD光的脉冲“关”。 [0121] 替代地，来自PSD阵列的电子信号可以以高于光源脉动频率十倍或更多倍的频率进行采样，并被转换至数字信号并接着被数字滤波。一旦被转换至数字信号，还可采用其它数字信号提取算法，诸如Kalman滤波。 [0122] 再进一步，除了图3a和图6所示的常规的4-f或8-f波前中继配置之外，可使用任何光学波前中继配置，诸如US20100208203中所公开的。 [0123] 其它功能也可被添加至所描述的示例性实施例。图8示出了一实施例，其中二向色或长波通分束器860被用来反射至少一部分光以用于通常的眼睛成像和眼睛固定并且基本上传输近红外光SLD光谱范围以用于波前感测。二向色或长波通分束器860应当具有足够大的光截取窗口以确保在期望的眼睛屈光度测量范围上来自眼睛的波前被完全截取而没有被分束器窗口的边缘干扰。 [0124] 二向色或长波通过(long-wavelength-pass)分束器的反射可用作两个功能。第一个是将从眼睛返回的光的可见或近红外光谱部分引导至图像传感器862以使得实时眼睛瞳孔图像可被处理并显示以用作各种目的，诸如帮助临床医生相对于波前传感器对准眼睛。从眼睛返回的光源是例如在外科显微镜中使用的照明光源、周围的室内光或直接从波前传感器模块发射的光。第二个功能是将可见固定目标864的图像引导至患者眼睛从而使得眼睛可具有固定在其上的目标，如果这种固定是需要的。 [0125] 进一步沿着此反射光束路径的是小分束器866，该小分束器866分开/组合固定目标光束以及图像传感器光束。此小分束器866可具有各种光谱性质。例如，其可以是被设计成操作在可见和/或近红外光谱范围的简单的50:50宽带分束器。然而，如果固定光源864具有相对窄的光谱宽度，那么为了更好的光学效率，可使得此小分束器866的反射光谱匹配固定光源光谱以允许固定光的良好反射并将该光谱的其余部分传输至图像传感器862。 [0126] 位于图像传感器862前面的透镜868可被设计成为显示器上的患者眼睛的前房或虹膜或瞳孔的实时图像提供期望的光学放大。如果需要的话，其还可是用于调节焦距的动态透镜以确保图像传感器平面与眼睛瞳孔平面共轭以便可获得清晰的眼睛瞳孔图像。透镜868还可是变焦透镜从而使得临床医生/外科医生可用它来聚焦于眼角膜或视网膜并且按需改变放大率。这里还可采用数字变焦。 [0127] 位于固定目标864前面的透镜870可被设计成向患者眼睛提供期望尺寸和亮度的舒适的固定目标。其还可被用于调节焦距以确保固定目标与眼睛的视网膜共轭，或将眼睛固定在不同距离处或甚至根据临床医生/外科医生的需要使眼睛模糊。固定光源864可以以将其与例如外科显微镜的照明光区别开来所需的速率闪光或闪烁或改变颜色。固定目标864可以是由光源从背面照明的图像(诸如热气球)或微显示器，该微显示器在临床医生/外科医生的控制下可显示所需图案(包括点的阵列)。此外，基于微显示器的固定目标还可被用于引导患者凝视在不同方向以便可生成眼睛的2D阵列像差图，该2D阵列像差图可被用于评价患者的非中心或周边视觉的视敏度。 [0128] 固定目标、眼睛前房图像和/或其它信息还可被传送回显微镜并且通过目镜(未示出)变得可见。此信息通过一系列透镜或物理距离经由二向色或分束器与观察者的视线同轴地被投射，该物理距离将与显微镜或生物显微镜工作距离共面。 [0129] 图像传感器862可以是黑/白或彩色CMOS/CCD图像传感器并且固定光源可以是红的或绿的或其它颜色的发光二极管(LED)，其输出光功率基于不同的背景照明条件动态地和/或手动地可控。例如，当来自外科显微镜的相对强的照明光束被导通时，固定光源的亮度可被增强至使得患者能够容易地发现固定目标并固定在其上。 [0130] 除了提供实时的眼睛瞳孔图像之外，图像传感器信号还可被用于其它目的。例如，实时图像可被显示在平视显示器上或被显示在被并入外科显微镜的目镜中的半透明微显示器上。 [0131] 实时图像可被用于检测眼睛瞳孔的尺寸和横向位置。当发现瞳孔的尺寸较小和/或相对于波前传感器移动时，可利用来自图像传感器的信息驱动用于选择和/或采样和/或移动波前的机制以仅采样处于患者瞳孔中心的波前的一区域。换言之，瞳孔尺寸和位置信息可以闭环方式被用于波前采样的自动的和/或动态的调节和/或缩放。因此，主动式波前采样孔径和/或扫描仪可执行眼跟踪。利用内部调节而无需移动波前传感器和/或波前传感器附加于其上或与其使用相干扰的外科显微镜的持续地跟踪瞳孔的此能力使贯穿外科手术的患者波前误差的持续测量成为可能。 [0132] 波前传感器自身也可提供信息以用于眼跟踪，因为经采样的波前中的光强度在患者瞳孔的边缘处下降，即，其中虹膜开始阻挡从视网膜返回的光。因此，由波前传感器检测出的强度可提供患者瞳孔图，该患者瞳孔图可被用于将波前采样更精确地集中在患者瞳孔上。 [0133] 此外，导出眼睛瞳孔位置信息的图像传感器或波前传感器可被用于提供反馈信号以驱动扫描镜880以使得SLD光束能够跟随眼睛运动从而使得SLD光束一直从相同的眼角膜位置进入眼角膜，这旨在防止例如由眼角膜返回的镜面反射SLD光束进入波前传感器的PSD。SLD光束还可由图像传感器进行成像以用于眼睛的定心或使SLD光束有意地从眼睛的中心偏移或提供反馈/引导以确定眼睛相对于SLD光束的位置。物光束扫描仪812还可利用合适的偏移进行调谐以跟随眼睛瞳孔运动。 [0134] 此外，当发现在光路中存在障碍物时，诸如眼睛填充有水或存在光学气泡时，或眼睑、面部皮肤、外科医生的手或外科手术工具或仪器位于图像传感器的视场中并阻挡波前中继光束路径时，则可丢弃波前数据以排除“暗”或“亮”数据并且同时，SLD 834可被关闭。 [0135] 在一些示例性实施例中，定性的和/或定量的波前测量结果可被叠加到由图像传感器862所捕获的实时眼睛瞳孔图像的显示上。此外，叠加实时眼睛瞳孔图像的波前测量结果可以一速率进行更新以使得在屈光状态的任何变化和由波前传感器报告的改变了的屈光状态之间存在低延时。此更新可通过在期望周期上平均测得的波前数据并且利用由外科医生优选的期望的更新速率更新叠加实时眼睛图像的定性的和/或定量的测量结果来实现。 [0136] 应当注意图像传感器可被单独合并到图3a或图6的配置中以独立地操作固定目标。同时，固定目标也可被单独合并到图3a或图6的配置中以独立地操作图像传感器。 [0137] 还应当注意示例性实施例的波前传感器可与各种眼科仪器集成以用于眼睛波前测量。图9示出了波前传感器与外科显微镜910集成的一个示例，其允许在眼睛波前被持续测量时观察患者的眼睛。在此集成中，沿着从显微镜用户的眼睛到患者眼睛的视线903插入分束器915以建立链接波前测量系统900和患者眼睛938的第二光路。优选地，分束器915是反射近红外光而允许大部分的可见光谱穿过至显微镜的用户的二向色分束器。 [0138] 利用此配置，波前测量系统900可向患者眼睛938的视网膜发射光，优选近红外光，从中一些散射光将从视网膜返回至波前传感器。视网膜上的散射点利用波前901返回一些光，该波前901被中继至波前测量系统900的波前采样平面，并且其与平面或若存在固有波前像差，则与波前传感器模块的固有地有像差的波前的偏移揭示了患者眼睛的像差或屈光。 [0139] 图10示出了当前所公开的波前传感器与狭缝灯生物显微镜的集成。同样，沿着从狭缝灯生物显微镜用户到患者眼睛的视线1003插入分束器1015以建立连接波前测量系统1000和患者眼睛1038的第二光路。注意波前传感器的相同的设计可被用于每一应用中，尽管具有不同的工作距离以及相关联的变化的不同的设计同样是取决于具体的眼科仪器的需求的选项。 [0140] 在实际中，优选相同设计的波前传感器在手术之前和之后与狭缝灯生物显微镜一起使用以用于患者检查以及在屈光手术期间与外科显微镜一起使用。我们使用术语“眼科仪器”指代任一类型的眼科显微镜和/或其它眼科仪器，诸如眼底相机。优选地，波前传感器不应需要显微镜的特殊对准或聚焦或干扰眼科仪器的正常使用。 [0141] 此外，波前传感器的示例性实施例还可与被用于LASIK或自然的眼晶状体破裂以及眼角膜切开/切割的飞秒激光器或准分子激光器集成。实时的眼睛图像和波前信号可被结合以表明在眼外科手术之前、期间或之后，光学气泡或其它光学非均匀性是否存在于眼睛或前房中。波前信息还可被用于以闭环方式直接地引导LASIK过程。 [0142] 这些实施例还可被配置成测量光学器件、眼镜、IOL和/或引导创建这些光学器件的切割/加工设备。 [0143] 这些实施例还可被适配成用于细胞和/或分子分析或其它计量应用的显微镜。示例性实施例还可被用于透镜制作、眼镜确认、微生物学应用等。 [0144] 尽管此处已经示出并描述了结合本发明教示的各种示例性实施例，本领域技术人员可易于相处仍结合了这些启示的很多其他改变的实施例。 |
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