方从约-1.7D增加到处于约时间240的约+0.4D。在约时间240后，候 选球面处方减少。
[0238] 当眼睛未调节时，候选球面处方应当不同于当调节眼睛时计算的任一候选球面处 方，因为未调节晶状体提供与调节的晶状体不同的光焦度，因此，要求不同于调节的晶状体 的矫正。另一方面，晶状体矫正不会随调节量显著地改变，因此，如果发现处方的柱面分量 变化，则通常表示在测试期间病人的不期望运动。由此，从图37的图，看来就像0D周围的候 选球面处方(诸如3702)应当更接近用于该病人的矫正处方，因为那些是计算的最大的候选 球面处方。
[0239]然而，本发明的实施例不一定将最大候选球面处方接受为矫正处方，因为候选处 方可能是噪声的结果并且调节的大小和方向可能取决于其他因素，诸如病人的实际屈光不 正。例如，在由图37例示的情况下，既不接受候选球面处方3702也不接受3704,因为意识到 眼睛不能足够快地改变调节来产生候选球面处方3702或3704。该文献报告人眼最大调节率 为约每秒1-2屈光度。条3706表示眼睛将调节从近处改变到远处物体所需的近似时间量。相 反，候选球面处方3702和3704要求眼睛远快于通常生理上地改变调节。此外，当晶状体改变 形状时，眼睛连续改变调节。由此，不具有相邻候选处方的候选处方很可能是噪声的结果。 例如，在具有小瞳孔的近视眼的情况下，将存在构成点图的非常少的光点。因此，由镜面噪 声确定这些光点的质心的误差会导致计算对应于眼睛的散焦的泽尔尼克系数的大误差。 [0240]回到图36，在获取所有帧后，关闭常开开关3620，并且将候选球面处方3604馈送到 调节过滤器3622(图38中的调节过滤器3810)中的低通过滤器3614来去除根本不同于周围 候选球面处方的候选球面处方，即，候选球面处方的绝对斜率大于预定值。在一些实施例 中，大于约每秒±1屈光度的候选球面处方信号3604中的瞬时斜率触发滤去候选球面处方。 根据调节矫正规则3624,处理平滑的候选球面处方，即，通过低通过滤器3614的候选球面处 方。在一些实施例中，规则3624选择最大候选球面处方。在图37的图中，将按规则3624选择 候选球面处方3708。然而，在其他实施例中，可以使用其他选择标准、机器学习或其他机制 来处理候选处方来获得处方。在一些实施例中，也可以使用候选处方3612的其他部分或其 他信息，诸如作为时间函数的点图大小。
[0241] 使用与由规则3624选择的候选球面处方相关联的帧数或时间来选择在存储器 2602中存储的候选处方，即，由与规则3624检测的候选球面处方相同的帧计算的其他候选 处方参数。选择的候选处方3618被作为用于病人的处方报告或馈送给另一模块。由此，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那些期间的波前数据来计算处方。
[0242] 在一些实施例中，可以将多于1个候选球面处方视为由当病人的眼睛未调节时捕 获的帧计算的。例如，在由规则3634检测的候选球面处方的预定范围内的所有候选球面处 方，如上所述，可以被认为由未调节的眼睛数据计算。规则3634在存储器2602中存储识别由 未调节的眼睛数据计算的候选处方的信息。
[0243] 当检测到峰值候选球面处方时，或当在开始从光学传感器1532采集数据后，在预 定时间量内未检测到这种峰值时，一些实施例向病人提供反馈。如参考图28所述，该反馈可 以以音频、视觉、触觉或其他反馈的形式。
[0244] 组合多个帧来提高信噪比
[0245] 尽管包括点图的、来自光学传感器1532的各个帧可以用来计算处方，但在一些实 施例中，组合多个帧来计算单个处方。组合多个帧能提高信噪(S/N)比，诸如通过平均噪声。 现在，将描述组合帧的若干实施例，以及属于这些实施例和不组合帧的一些实施例的另外 的细节。将描述若干处理模块。在图38中概述处理模块以及处理模块之间的互连。
[0246]在模块3800中，从光学传感器1532(图15)获取数据。根据图像传感器设定，包括曝 光时间和帧频，获取每一帧。可以在逐帧的基础上，调整这些设定，以获取具有良好信噪比 的帧为目的。通常，具有点图中的亮光点的帧具有比具有暗光点的帧更好的信噪比，尽管不 期望饱和的大量光点。"饱和"是指像素的亮度值等于可用于该像素的最大值。替代地，模块 3800可以处理较早获取并且在存储器2602中存储的帧。
[0247]在一个实施例中，如果大于帧的像素的第一预定部分饱和，缩减下一帧的曝光时 间。部分可以表示为百分比，例如传感器中的所有像素的0.1 %应当饱和。该部分能基于瞳 孔大小和构成点图的光点的平均大小而改变。此外，该部分可以基于图像传感器1532的特 性和光源1520来设定。相反，如果小于帧的像素的第二预定部分饱和，增加下一帧的曝光时 间。然而，不应当使曝光时间增加至由于眼睛运动的结果，可能导致运动模糊的值。由此，能 基于光学传感器1532的大小和像素的数量或包含的象限，确定最大曝光时间。在表1中概述 来自数据获取模块3800的输出。
[0249]如前所述，可以用来指令病人相对于病人的眼睛，调整仪器1100的位置，因此，病 人感知最大亮度的红点。在该位置，将相对于病人的眼眶，良好地定向仪器11〇〇(图15)。然 而，病人的眼睛仍然能在眼眶内移动。即，病人能向上、向下、向左和向右看。由此，眼睛的视 场的中心可能未与仪器1100的光轴1504对齐，以及点图可能未在光学传感器1532上居中， 或点图完全偏离光学传感器1532。此外，病人可能眨眼。此外，在一些帧中，到达光学传感器 1532的信号可以来自眼睛的角膜的反射，而不是来自眼睛的视网膜上的虚拟光源。由此，一 些帧可能不包含有用信息。
[0250]帧选择器3802仅保持可能包含有用信息的帧。帧选择器3802的目的是确保用来计 算处方的原始数据尽可能好。帧选择器3802可以放弃帧，如在表3中所概述的。例如，点图的 直径在帧间改变超出预定量的连续帧可能被放弃。
[0251] 帧选择器3802标记帧，诸如"有效"、"不完整"或可能"被放弃"。标记可以由在存储 器2602中、与表示帧的像素的亮度值的数据或由帧计算的处方相关联的存储的代码表示。
[0252]
[0253] 图39是完整点图的示意图，而图40是部分点图，即，点图的一部分落在光学传感器 1532外的点图的示意图。由在此所述的原型仪器捕获这些点图。帧选择器3802可以通过各 种技术，区别这两种帧。例如，帧选择器3802可以确定点图的形状。如果点图近似圆形或椭 圆并且完整，则该帧能视为包含完整点图，并且该帧可以被接受并且标记为"有效"。帧选择 器3802还计算该点图的中心的位置。另一方面，如果该形状的仅一部分为圆形，并且点图的 光点是光学传感器1532的相邻边，可以将该帧视为包含部分点图并且标记为"不完整"。对 标记为不完整的帧，帧选择器3802还可以计算或估计点图的哪些部分落在光学传感器1532 上。如下文所述，在一些处方计算中，可以使用不完整点图。
[0254] 图41是无点图的、来自光学传感器1532的帧的示意图，诸如病人眨眼或病人的眼 睛严重未与仪器1100的光轴1504对齐的结果。帧选择器3802可以通过求和或积分帧的所有 像素，检测这种帧。如果总和或积分小于预定值，表示在该帧中存在点图的少量光点或无光 点，帧选择器3802可以放弃帧。
[0255] 图42是包含角膜反射的、来自光学传感器1532的示意图。由在此所述的原型仪器 捕获帧。帧选择器3802可以基于若干因素，识别这种帧。例如，如果图像包含比小透镜阵列 1530中的透镜更多的光点，帧选择器3802可以丢弃该帧。帧选择器3802可以求和或积分该 帧的所有像素。如果求和或积分大于预定值，表示在该帧中存在过多用于点图的光点，帧选 择器3802可以丢弃该帧。由帧选择器3802丢弃的帧可以存储在存储器中，但标记为"丢弃"。
[0256] 表3概述来自帧选择器3802模块的输出。
[0257]
[0259]可选地，可以组合若干连续帧来获得具有比连续帧的每一个更好的信噪比的单一 帧。如果使用低成本光源1520(图15)来在病人的眼睛1516中产生虚拟光源1525,由光学传 感器1532获取的图像可能包括显著斑点噪声。斑点噪声可能由虚拟光源1525和光学传感器 1532内的点之间的路径长度差产生。由于从虚拟光源1525内的点发出的若干波前的相互干 扰，这些路径长度会导致强度的随机变化。此外，即使病人的眼睛未移动，眼内液，诸如玻璃 体液会流动，导致光学干扰。另一方面，玻璃体流的流动会在帧的时间尺度上随机化路径长 度，因此，降低斑点噪声。在任一情况下，组合若干帧能通过平均化斑点噪声，提高信噪比。 [0260] 帧组合器3804接收来自帧选择器模块3802，并且可选地，来自处方计算器3806的 输出，并且输出单一组合帧。帧组合器3804可以仅组合标记为"有效"的连续帧。可选地或替 代地，帧组合器3804可以组合标记为"有效"或"不完整"的连续帧。可选地，帧组合器3804可 以基于由处方计算器3806提供的处方信息，组合非连续帧。
[0261] 在组合帧时，帧组合器3804对正(register)待组合的帧，因此，点图的相应光点相 互对正。应当使用未变形（刚性)对正过程，以便不变更点图的形状。只要对正帧，可以求和 或平均它们。即，相加或平均由每一求和帧中相应的像素记录的强度。此外，应当通过求和 组合的帧的曝光时间，修正用于点图的曝光时间。在该阶段还应当考虑可以仅组合时间上 接近的帧（即，眼睛没有时间调节的连续帧），因为调节会使得具有不同处方的帧的组合，导 致不正确结果。
[0262] 在一些实施例中，仅组合标记为"有效"的帧。在一些实施例中，组合标记为"有效" 的帧和标记为"不完整"的帧。图43-46是产生从左移动到右的点图的集合、包含当眼睛缓慢 移动时获取的一系列图像、来自光学传感器1532的帧的集合的示意图。由在此所述的原型 仪器获得帧。图43-45中的点图被标记为不完整，并且图46中的点图标记为有效。实际上，与 上文组合帧相同的过程可以用于组合由图43-46所示的帧。然而，最终组合的点图中的一些 光点由相加或平均与其他最终合成光点不同数量的光点产生。例如，一些光点不包括在图 43的点图中，因为这些光点落在光学传感器1532的左侧外。当点图向右移动时，这些光点出 现在后续帧中。因此，这些光点对它们的求和或平均作用不大。由此，这些光点很可能具有 比出现在图43-46的每一个中的光点更糟的信噪比。
[0263]在任一情况下，可以使用低通过滤器来平滑将组合的每一帧，以便计算对正参数， 诸如应用于帧图像来将它们与目标基准对正的位移。使用低通过滤器来计算对正参数。只 要已经计算对正参数，将对正位移应用于原始帧，而不是过滤的帧。给定光源1520(图15)的 特性和小透镜阵列1530的特性，经验地确定低通过滤器的特性。低通过滤器的特性与小透 镜阵列1530的衍射极限相关的斑点的大小有关。在对正过程前，应当应用与设备1100内的 不同部件的未对齐有关的校准。在表4中概述来自帧组合器3804的输出。
[0265]处方计算器模块3806计算来自每一帧的处方。对每一帧，处方计算器3806计算用 于点图的每一光点的质心坐标。图47是包含完整点图、来自光学传感器1532的假设帧的示 意图。"X"表示点图的质心，十字表示用于光点的质心位置，其中，就象完美眼睛。从该图看 出，从这些十字位移点图的许多光点。
[0266] 如前所述，当波前撞击在小透镜阵列上时，产生点图。计算在每一采样点（小透镜 阵列的透镜)处的波前的斜率。如图48例示，相对于来自完美眼睛的光点的位置，计算点图 的每一光点的位移（A x和A y)。给定小透镜阵列的焦距，应当由位移计算斜率。
[0267] 位移数据拟合到泽尔尼克多项式展开式，其中，使用最小平方估计，确定展开系 数，如在下述等式中概述：
[0268]
[0269]
[0270] Wj是展开式中的Zj模式的系数。
[0271] W」等于用于该模式的RMS波前误差。
[0272]使用泽尔尼克系数来计算处方。因为泽尔尼克展开式采用正交基本函数集，通过 二阶泽尔尼克系数给出最小平方解，与其他系数的值无关。使用下述或其他公知的公式，这 些二阶泽尔尼克系数能被转换成屈光力矢量符号的球面-柱面处方：
[0273]
[0274]
[0275]
[0276] 其中，是第n阶泽尔尼克系数，以及r是瞳孔半径。还可以使用更多泽尔尼克系 数，即用于更高阶像差，计算处方，如在下述等式中所指出的：
[0277]
[0278]
[0279]
[0280]屈光力矢量符号是易于转置成由医师使用的常见格式的交叉柱面约定（cross-cylinder convention)〇
[0281]当使用泽尔尼克系数来计算处方时或之后，能将校准应用于泽尔尼克系数或屈光 力矢量来消除设备1100的误差，诸如增益、偏差、系统的光学部件中的非线性或未对齐。在 上述等式中，M与球面误差有关(近视眼或远视眼），以及J0和J45表示散光。如前所述，基于 点图的大小，估计瞳孔大小。在表5中概述来自处方计算器3806的输出。
[0284]可选地，可以由处方计算器3806将有关处方的信息提供给帧组合器3804。在这种 情况下，帧组合器3804可以使用该信息来确定如何合成帧。
[0285]可选地，通过质量度量计算器3808,对每一计算的处方，计算质量度量。在后一模 块中，可以使用质量度量来加权从每一帧或帧组合计算的处方来计算最终处方。质量度量 可以与二进制值一样简单，例如，"0"表示"坏"，以及"1"表示"好"。更复杂的质量度量可以 落在诸如0.0和1.0之间的实数的范围内。质量度量可以例如基于帧数、点图的信噪比、点图 中的光点数、点图中的点的锐度和不存在高阶泽尔尼克系数或其小值，或其组合。例如，通 过将点图中的光点的平均像素值除以背景，即，点图外的区域的平均像素值，可以计算帧的 信噪比。
[0286]在表6中概述来自质量度量计算器3808的输出。
[0288] 如前所述，调节将不受控制的变量引入到测量过程中。因此，由当病人调节时捕获 的点图计算的处方。可选地，调节过滤器模块3810选择当病人未调节时捕获的帧。
[0289] 人眼能调节的量随病人的年龄而改变，如在图49的图中概述。本发明的实施例输 入每一病人的年龄，诸如经由耦合到当按压箭头按钮时增加或减小显示的年龄值的数值显 示的数值键盘或上/下箭头按钮。使用病人的年龄和存在于有关调节速度的文献中的生理 数据，给定病人的年龄，调节过滤器模块3810丢弃显示调节的变化快于病人应当能调节的 帧。在一个实施例中，调节过滤器模块3810包括其特性受预期最大调节率控制的可变低通 过滤器。低通过滤器在处方的M(球面误差)部分上操作。其他实施例采用固定调节率限制， 诸如约每秒1至2屈光度，与病人的年龄无关。在这种实施例中，快于固定调节率限制发生的 计算的散焦项(或PWV符号中的M)中的变化被视为噪声并且不包括在确定最终处方中。
[0290] 图50是由在此所述的原型仪器计算的M、J0和J45处方的集合的图。添加黑线来表 示由调节过滤器模块3810处理后的M值。如能从M值的变化看出，病人的调节改变。由圆5000 和5002表示的M值中的峰值表示病人未调节的时间。因此，为了计算用于处方的球面项的目 的，调节过滤器模块3810选择在这些时间期间获取的帧并且丢弃其他帧。因为散光和处方 的其他项不随调节而改变，因此，由调节过滤器模块3810丢弃的帧可以用来计算这些其他 项。如果发现作为时间的函数的散光的变化，则能用作在测试期间病人运动的指标，由此用 来将帧标记为无效。
[0291] 图51是由对于不同病人由原型仪器计算的M、J0和J45处方的集合的图。如能看出， 在整个图中，M值5100未显著地改变。因此，能假定在整个由该图表示的时间段期间，病人未 调节。在这种情况下，调节过滤器模块3810选择由该图表示的所有帧，不丢弃帧。
[0292] 在表7中概述调节过滤器的输出。
[0294] 帧组可以产生类似的处方。例如，如图50的图中所示，两组帧5000和5002产生类似 的J(球面)处方。可选地，帧分组器模块识别产生类似处方、诸如预定范围值内的处方的帧 组。在图38中示出了两个这种帧分组器模块3812和3814。
[0295] 一个帧分组器3812分组产生类似的、诸如在约5%差内的泽尔尼克系数的帧。在一 些实施例中，帧分组器3812仅考虑前6个泽尔尼克系数，尽管可以使用其他数量的系数。另 一帧分组器3814分组产生类似处方，例如，落在约±0.125光焦度内或约±0.25光焦度内的 M、J0和/或J45的值的帧。还可以使用基于其他相似性分组帧的帧分组器。
[0296] 对处方的每一项，可以定义单独的帧组。由此，可以选择具有类似M值的一组帧，以 及可以选择具有类似J0值的不同的、可能重叠的一组帧。如果一些帧由调节过滤器3810丢 弃，不同帧库可以用于帧分组器3814基于M值的相似性选择帧，而不是基于J0值的相似性选 择帧。类似地，不同帧库可以用于另一帧分组器3812。
[0297] 帧分组器3814可以通过生成用于处方的每一项的直方图来操作。图52中示出用于 球面处方的假设直方图。水平轴表示屈光力矢量域中的处方值或M值，以及垂直轴表示产生 给定球面处方的帧数。注意，由其他模块丢弃诸如由于低信噪比包含低质量原始数据的帧。 由此，可以由任何可接受的帧计算一些处方值。由较大帧数产生的处方值5200,以及在该值 周围的处方值的范围5202由帧分组器3814选择。帧分组器3814对其他处方项类似地操作。 另一帧分组器3812类似地操作，产生用于所考虑的每一泽尔尼克系数的直方图。替代地，