设备包括蜂鸣器、扬声器、压电设备等 等。适当的视觉设备包括光、液晶显示器(LCD)屏等等。适当的触觉设备包括振动器、点字显 不器等等。
[0201] 用户输入接口 2618耦合到该眼科装置中的任何用户输入设备。这些输入设备可以 例如用来启动病人的眼睛的测量。适当的用户输入包括按钮、按键、触发器、触摸屏、触觉传 感器等等。在图23-1中示出了示例性用户接口 2352。
[0202] 接口 2606-2618、处理器2600、存储器2602、计算机总线2604中的一个或多个，或其 任意部分可以由适当编程的设备，诸如可编程逻辑器件（PLD)2626、现场可编程门阵列 (FPGA)2620、数字信号处理器(DSP)2622、专用集成电路(ASIC)2624、分立逻辑或适当电路 代替或扩增。在处理器2600和/或PLD 2626、FPGA 2620、DSP 2622和/或ASIC 2624的控制 下，连接到接口 2606-2618的部件、接口本身、处理器2600、存储器2602和计算机总线2604， 以及在此所述的光学和机械元件共同执行在此所述的功能。
[0203]自动确定眼睛是否与光轴对齐并且向病人提供反馈
[0204] 如参考图7所述，将光点阵列（点图710)投射在光学传感器610上。如果眼睛1516与 装置1100的光轴1504对齐，如图15所示，点图在光学传感器1532上居中。然而，如图27示意 性例示，如果眼睛1516稍微未与光轴1504对齐，点图2700不在光学传感器1532上居中。应注 意到，即使眼杯仍然紧紧地压向病人的面部并且装置1100未相对于用户的头部移动，病人 的眼睛能在其眼眶内移动，因此，变得未与光轴1504对齐。
[0205]各种方法可用于在病人还未使她的眼睛1516与光轴1504对齐时自动地检测以及 向病人提供告知病人未对齐的反馈。在一些实施例中，反馈向病人指示未对齐的程度和/或 方向以便提供用于自动校正的指导。现在将描述这些方法中的一些。
[0206]图28是根据本发明的若干实施例对齐反馈模块2800的示意框图。如在此所使用 的，术语"模块"是指一个或多个互连的硬件部件、一个或多个互连的软件部件或其组合。由 此，参考图26，对齐反馈模块2800可以由上述部件的任何一个实现。
[0207]在图9中，能看出点图810的所有光点通常不具有相同的强度。在传感器610上，每 一光点的强度示意性地由光点的直径表示。通常，光点强度随离点图810的中心的径向距离 而减小。点图内的光点强度分布由三维表面图920表不。
[0208]转到图28,将点图质心和大小计算器2802耦合到光学传感器1532来从其接收信 号，诸如由每一像素或每一象限检测的光的强度。点图质心和大小计算器2802计算在光学 传感器1532上的整个点图的质心的大小和位置，诸如点图直径的x和y或极坐标。点图质心 计算器2802可以使用用于确定质心和大小的任何适当的算法或方法。许多这种算法和方法 是非常公知的。在一些实施例中，计算发光的像素的坐标的加权总和，其中，按由像素检测 的照度级加权每一像素的坐标。还能使用该信息来确定点图的大小，例如，点图的直径。 [0209]即使点图的光点的仅一部分2900落在光学传感器1532上，使得点图的实际质心完 全落在光学传感器1532外，如由图29示意性例示，点图质心计算器2802可以使用该部分光 点2900来计算光点2900内的位置并且将该位置提供为点图的质心。此外，还能使用落在光 学传感器1532上的点图的部分的形状来估计点图的大小。可以使用落在光学传感器1532上 的点图的部分的曲率来估计点图的直径。类似地，可以使用落在光学传感器1532上的点图 的部分的曲率来估计点图的实际中心，即使该中心不在光学传感器1532内。可选地，点图质 心计算器2802可以生成表示点图的真实质心在光学传感器1532外的另外的信号。
[0210]差分计算器2804计算点图的质心的位置与光学传感器1532的中心位置2806之间 的差。差分计算器2804的输出表示点图2700(图7)的质心与光学传感器1532的中心的位移 的大小和方向2808。该大小和差2808被馈送到反馈信号生成器2810。
[0211] 反馈信号生成器2810向病人和/或其他可选操作者生成音频、视觉、触觉和/或其 他输出。一些实施例包括扬声器，如由扬声器1546(图15)例不，并且反馈信号生成器2810親 合到扬声器1546。在一些实施例中，反馈信号生成器2810经由扬声器1546生成音频信号来 向病人表明未对齐程度和/或未对齐方向。在一些这样的实施例中，声音的音调或音量或滴 答的频率(有点像由Geiger计数器发出的声音)可以表示眼睛有多接近地对齐光轴。在一些 实施例中，当适当对齐眼睛时或只要适当对齐眼睛，就播放特定的声音，诸如嘟嘟声。反馈 信号生成器2810可以包括生成指令病人如何提高或保持眼睛的对齐的合成语音，例如"稍 微向上移动仪器"、"稍微看向左"或"完美，不要移动眼睛"的语音合成器。还可以使用扬声 器来播放使用该设备的说明。一个重要的说明是要求病人眯眼。新鲜的泪膜对良好测量眼 睛的光学特性很重要。
[0212] 一些实施例包括可视指令器，诸如由位于目镜1102、出射口 1104或仪器1100中的 任何地方中的LED照亮的箭头。在图15的目镜1102中，示出了示例性可视指令器1548和 1550。反馈信号生成器2810可以选择性地照明这些可视指令器1548和1550中的一个或多个 来表示病人应当调整其凝视来使他的眼睛更好地与光轴对齐的大小和方向。可选地或替代 地，壳体1500(图15)包括IXD显示器，以及反馈信号生成器2810生成如由图30中的显示3000 例示的显示，表示相对于在光学传感器的中心处交叉的垂直和水平轴3004和3006,点图的 质心3002的位置。该显示3000可以由教导病人的操作者使用。显示3000的另一实施例由图 23-1中的2351表示。可选地或替代地，壳体1500可以包括耦合到反馈信号生成器2810的灯， 诸如LED来表示仪器1100应当移动来提高眼睛与光轴对齐的相对方向，以及可选地，相对距 离。
[0213] -些实施例包括通过沿轴的振动，信号告知病人来表示该病人应当在沿振动轴的 方向中，变换其凝视或移动仪器1100的触觉输出设备。振动的频率可以表示病人应当变换 其凝视或移动仪器1100的程度。
[0214] 迄今为止，已经假定点图的至少一部分落在光学传感器上。然而，如果眼睛严重地 未与光轴对齐，点图完全未落在光学传感器上，或对点图质心计算器2802计算质心位置来 说，不足的点图部分落在光学传感器上。一些实施例通过在光学传感器1532周围包括光传 感器阵列来解决该问题，如图31示意性所示。其中，由光传感器3102、3104和3106例示的光 源阵列3100被布置为主要环绕光学传感器1532。光传感器3102-3106被不出为与光学传感 器1532大小相同。然而，光传感器3102-3106可以比光学传感器1532更小或更大。每一光传 感器3102-3106具有单个光敏区。由此，光传感器3102-3106可以比光学传感器1532更廉价。 [0215] 光传感器3102-3106耦合到点图质心计算器2802。如果由点图3108例示的点图落 在光学传感器1532外，来自光传感器3102-3106的一个或多个的信号向点图质心计算器 2802表明至少从光学传感器1532的中心到点图3108的方向。如在仅一部分点图落在光学传 感器1532上的情况下，点图质心计算器2802可以使用来自光源阵列3100的信号来至少计算 点图3108的近似位置并且将该位置提供为点图的质心的模拟位置。
[0216] 可选地或可替代地，点图质心计算器2802简单地返回与点图3108所落在的光学传 感器1532的中心的若干方向中的一个。可能方向的数量可以等于阵列3100中的光传感器 3102-3106的数量。可能方向的数量可以大于光传感器3102-3106的方向。例如，通过三个或 更多光传感器，点图质心计算器2802可以通过获得来自光传感器的信号的加权总和来计算 方向。可选地，点图质心计算器2802可以生成表示点图的实际质心在光学传感器1532外的 另外的信号。
[0217] 在图31所示的实施例中，在光学传感器1532周围的一个方形环中，使用8个光传感 器3102-3106。然而，在一个实施例中，可以使用其他数量的光传感器和/或其他数量的同心 环和/或其他形状的环。可以基于点图的方向和/或距离的所需分辨率，选择光传感器和/或 环的数量。
[0218] 在图32不意性所不的又一实施例中，另外的分束器3200使光信号1526的一部分从 眼睛1516指向象限光电二极管检测器3202。象限光电二极管检测器3202耦合到点图质心计 算器2802。图33是象限光电二极管检测器3202的平面视图，包括投射在其上的假设点图 3300。相对于光学传感器1532,象限光电二极管检测器3202能是任意大小。然而，夹在分束 器3200和象限光电二极管检测器3202之间的缩倍透镜3204使得能够使用相对小且廉价的 检测器来检测相对大面积上的点图的位置。在这些实施例中的点图质心计算器2802的操作 类似于参考图31所述的操作。替代地，代替象限光电二极管检测器3202,可以使用任何其他 适当的传感器，诸如位置敏感检测器(PSD)或多元件相机阵列。替代地，代替象限检测器，可 以使用具有另一象限数的检测器。可以基于确定点图的位置的所需分辨率，选择象限数量。
[0219] 可选地或替代地，通过改变将光点1506(图15)投射在墙1514上的位置，向病人提 供有关病人的眼睛与光轴未对齐的反馈。在这些实施例中，可见光源1508可操纵，诸如通过 由光源接口 2608(图26)驱动的云台（未示出）或通过可由光源接口 2608驱动的可见光源。如 果病人的眼睛未与仪器1100的光轴1504完全对齐，在一定方向中并且按对应于该方向和未 对齐的大小的距离，改变光点1506的位置。注意，因此，光点1506可能不再沿光轴1504。因 此，巧妙地指引病人使她的凝视重定向到光点1506的新位置，由此提高她的眼睛与光轴 1504对齐。不改变仪器1100的光轴1504。仅投射光点1506的位置改变。
[0220] 图34是由可见光源3402、3404和3406例示的示例性可见光源阵列3400的示意性平 面图。可见光源3402-3406的每一个设置成沿稍微不同的轴投射光束1510(图15)，由此照亮 在墙1514上的稍微不同位置上的光点1506。图34中所示的实施例包括25个可见光源3402-3406。然而，可以使用其他数量的可见光源和它们的间距，取决于墙1514上的光点1506的位 置上的所需粒度和控制范围。
[0221]如图28所示，反馈信号生成器2810将信号发送到光源接口 2608来控制各个可见光 源3402-3406中的哪一个投射光点1506。在否则将设置单个可见光源1508的位置，设置中心 可见光源3408,以便沿光轴1504投射光点1506。该光源3408用来初始地照亮墙1514上的光 点1506。然而，如果点图质心计算器2802确定病人的眼睛未与光轴1504对齐，未对齐信号 2808的大小和方向使得反馈信号生成器2810熄灭可见光源3408并且点亮可见光源3400的 阵列的不同光源。反馈信号生成器2810选择位于对应于方向和大小信号2808、离中心可见 光源3408-定方向和距离的可见光源3402-3406中的一个。
[0222] 自动调整虚拟光源的位置来更好地使点图位于光学传感器中心可选地或可替代 地，如果病人的眼睛未完全地与仪器1100的光轴1504对齐，改变病人的眼睛内的虚拟光源 1525(图15)的位置，使得自动地生成更好地位于光学传感器1532的中心上的点图。在这些 实施例中，可通过由光源接口2608(图26)驱动的云台（未示出）或通过光源接口2608的光源 阵列操纵光源1520。如果病人的眼睛未与仪器1100的光轴1504完全对齐，在一定方向中并 且按对应于该方向和未对齐的大小的距离改变虚拟光源1525的位置。注意，因此，虚拟光源 1525不再沿光轴1504。因此，点图落在光学传感器1532上的不同位置，更接近光学传感器 1532的中心，无需病人任何动作。不改变仪器1100的光轴1504。仅点图落在光学传感器1532 上的位置改变。
[0223] 图35是由由光源3502、3504和3506例示的示例性光源阵列3500的示意性平面图。 使光源3502-3506的每一个设置成沿稍微不同的轴投射光束1522(图15)，由此在眼睛1516 的视网膜上的稍微不同的位置处产生虚拟光源1525。图35中所示的实施例包括25个光源 3502-3506。然而，取决于在眼睛1516的视网膜上的虚拟光源1525的所需粒度和控制范围， 可以使用其他数量的光源和它们的间距。
[0224] 如图28所示，反馈信号生成器2810将信号发送到光源接口 2608来控制光源3502-3506中的哪一个投射虚拟光源1525。在否则将设置单个光源1520的位置，设置中心光源 3508,以便沿光轴1504投射虚拟光源1525。使用该光源3508来初始地照亮眼睛1516的视网 膜墙上的虚拟光源1525。然而，如果点图质心计算器2802确定病人的眼睛未与光轴1504对 齐，未对齐信号2808的大小和方向使反馈信号生成器2810熄灭光源3508并且点亮光源阵列 3500的不同光源。反馈信号生成器2810选择位于对应于方向和大小信号2808、离中心可见 光源3508的大小和距离的可见光源3502-3506中的一个。
[0225] 自动地确定眼睛是否调节并且向病人提供反馈
[0226] 在此所述的开放视野设计鼓励病人不调节，至少部分因为病人知道投射在墙上的 点图很遥远。尽管如此，病人有时在正测量其眼睛时，也会调节。调节将不受控制的变量引 入到处方测量过程中，因为应当基于从未调节的眼睛发出的波前，计算矫正镜片处方。为避 免此问题，本发明的实施例自动地确定病人何时未调节并且使用来自这些时段的波前数据 来计算处方。
[0227] 如前所述，能使用由波前像差仪生成的点图来计算矫正镜片处方。然而，与现有技 术不同，本发明的实施例捕获视频数据，即，一系列时间间隔开的帧，而不是一个或少量单 一任意定时的图像。视频帧频可以是恒定或可变的。基于由光学传感器1532(图15)成像的 点图的特性，诸如给定帧中的饱和像素的整体照明和百分比，帧频可以实时、帧间调整。在 一些实施例中，帧频可以从每秒约6帧改变成每秒约15帧。尽管如此，帧间时间相对短，为大 约1/10秒的量级，由此，将视频帧称为"连续的"。从光学传感器1532(图15)获取视频数据并 且存储在存储器2602(图26)中以便处理。视频的每一帧包括由光学传感器1532捕获的图 像、相关帧数以及在帧频不恒定的情况下捕获帧的相关时间。由此，能由每一帧计算处方。 可以由折射处方、泽尔尼克系数集合或由帧计算的一些其他表示描述的像差曲线在此称为 "候选处方"，因为一些帧包括噪声、不完整点图、无点图或者不期望用于处方计算。
[0228] 对每一帧计算候选处方并且存储在存储器2602中。在已经捕获视频的最后一帧 后，可以执行候选处方，或计算在时间上与视频捕获和存储重叠。如果足够的计算能力可 用，可以在捕获帧后，但在捕获连续帧前，对每一帧计算候选处方。在后一情况下，在一些实 施例中，原始视频数据未存储在存储器2602中。
[0229] 图36是根据本发明的实施例，未调节检测器模块3600的示意框图。处方计算器 3602从光学传感器1532接收信号并且由该信号计算候选处方，如在此所述。如上所述，处方 通常至少包括球面分量和一个或两个柱面分量。根据正或负的光焦度描述球面分量，并且 根据光焦度和轴或等效项(例如屈光力矢量标号)描述柱面分量。处方还可以包括另外的透 镜规格来矫正高阶像差。
[0230] 处方计算器3602输出各个透镜规格的集合，诸如球面3604、柱面-13605、轴-13606 等等。可选地，还输出其他信息3607,诸如光点大小。输出统称为候选处方3612。每一候选处 方3612,连同计算候选处方的视频帧的标识或光学传感器1532捕获该帧的相对时间3608- 起，存储在存储器2602(图26)中。球面3604、柱面-13605、轴-13606等能是使用各种泽尔尼 克模式，诸如M、J0和J45计算的处方数据，泽尔尼克模式使用各种阶泽尔尼克信息获得。 [0231]在已经获取所有帧后，常开开关3620关闭。
[0232]点图大小与质量度量有关，并且给出有关处方的一些信息。假定恒定瞳孔大小，如 果眼睛是正视眼，点图大小等于瞳孔大小。然而，如果眼睛是近视眼，点图小于瞳孔大小。近 视度数越高，则瞳孔大小越小。另一方面，如果眼睛是远视眼，点图直径大于瞳孔大小。远视 眼度量越大，则点图越大。
[0233]点图大小还随调节而改变。由此，如果病人正调节，仪器能检测到点图大小的变 化。
[0234] 点图大小与瞳孔大小有关，并且瞳孔大小与眼睛接收的光量有关。在较暗的环境 中，瞳孔自动变大。由此，当仪器能使用由点图大小估算的瞳孔大小，在病人正测量时，跟踪 外部条件，诸如室内环境光的变化。
[0235] 此外，点图大小能与质量度量有关。使用散焦像差和传播算法，能使用点图大小来 计算瞳孔大小。瞳孔大小对测量像差很重要，因为像差曲线与特定孔径直径相关联。
[0236] 图37包含由眼科病人计算的球面和柱面度量候选处方的图3700。空心圆表示球面 候选处方，而交叉圆表示柱面候选处方。垂直轴表示屈光度(D)，而水平轴表示计算候选处 方的时间。以约每秒10帧地捕获帧。
[0237] 图37示出在时刻1，以约-2.25D开始，随时间改变的病人的候选球面处方。从约时 亥lj 17 5开始，候选球面处