АБЕРРОМЕТР С СИСТЕМОЙ НАВЕДЕНИЯ НА ГЛАЗ

В качестве полезной модели заявляется применяемый в клинической практике офтальмологический прибор - аберрометр, предназначенный для автоматического измерения аберраций человеческого глаза и определения объективной рефракции с целью подбора сфероцилиндрической коррекции зрения при помощи очков, индивидуальных контактных линз, интраокулярных линз или лазерной абляции.
Для определения остроты зрения в клинической практике применяют таблицы символов и картин, величина которых (для заданного расстояния, обычно 5 м) соответствует различному их угловому размеру на сетчатке глаза. Угловому размеру "1 минута" соответствует зрение единица (20/20 в англоязычной литературе). Путем опроса испытуемого, устанавливается наименьший размер различаемых символов, что и определяет остроту зрения (так, например если размер различаемых символов равен 5 мин, то острота зрения равна 0.5). Подбор наилучшей сфероцилиндрической коррекции осуществляется при помощи пробных линз либо автоматизированных наборов таких линз (фороптеров, рефракторов), при этом результаты коррекции контролируются по таблицам символов. Процесс этот достаточно трудоемок и длителен, особенно при наличии сложного астигматизма (Е.И.Ковалевский «Офтальмология» М.Медицина, 1995 г, с45-83).
Для ускорения подбора коррекции используются различные методы измерения рефракции, например, скиаскопия, или автоматизированные приборы - рефрактометры. При этом начальные параметры корректирующих линз выбираются исходя из показаний этих приборов. Более совершенными приборами для измерения оптических характеристик глаза являются аберрометры, которые могут измерять не только рефракцию и астигматизм, но и аберрации высших порядков.
Известно устройство того же назначения, что и заявляемая полезная модель, -офтальмологический прибор, описанный в «Objective measurement of wave aberrations of the human eye with use of a Hartmann-Shack wave-front sensor" Junzhong Liang, Bernhard Grimm, Stefan Goelz, Josef F. Bille (JOSA A, Volume 11, Issue 7, 1949-July, 1994), для измерения аберраций человеческого глаза, содержащий точечный источник света для подсветки глаза, который проектируется на сетчатку глаза и создает на ней виртуальный опорный источник, излучение которого рассеивается сетчаткой, проходит через оптические системы глаза, приобретая при этом фазовую модуляцию, соответствующую суммарным оптическим аберрациям глаза, систему измерения формы волнового фронта вышедшего из глаза излучения в виде датчика Шака-Гартмана, выходной сигнал с которого поступает в систему
управления прибором, состоящую из компьютера, который обеспечивает обработку данных, восстанавливая карту аберраций, хранение данных и управление прибором по командам оператора, и расположенный между человеческим глазом и системой измерения компенсатор рефракции, предназначенный для управления фокусировкой рассеянного сетчаткой излучения.
Недостатком известного устройства является отсутствие в нем системы настройки (наведения) прибора, т.е. совмещения входного зрачка прибора со зрачком глаза, что приводит к снижению точности измерений тем большей, чем более высок порядок измеряемых аберраций и их величина, и является причиной, препятствующей достижению технического результата, заключающегося в увеличении точности измерения аберраций (отклонение измеренных аберраций от истинных).
В известном офтальмологическом устройстве для измерения и оперирования глаза (патент US № 5,562,656) реализовано устройство настройки прибора, которое включает систему проецирования изображения марок на глаз пациента с источниками его подсветки, систему визуального наблюдения за взаимным расположением изображений этих марок, систему для трехмерного перемещения вышеупомянутого прибора относительно глаза пациента. Система проецирования включает два проектора, расположенных под углом к оптической оси прибора, которые создают изображение одной или нескольких щелей на роговице глаза, наблюдая за взаимным положением которых через микроскоп, судят о расстоянии от прибора до глаза.
Недостатками данного устройства и способа его настройки является низкая точность измерений, что обусловлено формированием картины изображения марок на роговице глаза, ограничение области применения устройства при использовании источников света небольшой мощности только некомфортной для пациента видимой областью спектра, поскольку картина изображения щелей формируется на роговице, являющейся прозрачной средой и наблюдение возможно только за счет ее рассеяния: рассеянное изображение щелей не будет видно на роговице в инфракрасной области спектра из-за малого контраста. Кроме того, конструкция используемых в прототипе марок не позволяет достаточно однозначно определить оператором направление рассовмещения.
Наиболее близким по совокупности существенных признаков является выбранное в качестве прототипа известное устройство (WO 01/28408 А 2 «WAVEFRONT SENSOR HAVING MULTI-POWER BEAM MODES, INDEPENDENT ADJUSTMENT CAMERA, AND ACCOMMODATION RANGE MEASUREMENT»), содержащее точечный источник света, который проектируется на сетчатку глаза и создает на ней виртуальный источник, излучение которого рассеивается сетчаткой, проходит через оптические системы глаза, приобретая при этом фазовую модуляцию, соответствующую суммарным оптическим аберрациям глаза,
систему измерения формы волнового фронта вышедшего из глаза излучения в виде датчика волнового фронта, выходной сигнал с которого поступает в систему управления прибором, расположенный между человеческим глазом и системой измерения предназначенный для управления фокусировкой рассеянного сетчаткой излучения компенсатор рефракции, состоящий из двух неподвижных линз и подвижного отражателя, и устройство настройки прибора, которое включает видеокамеру, которая регистрирует изображение зрачка глаза. Для проведения измерений и наведения прибора на глаз пациента необходимо получить изображение зрачка глаза от камеры, выставленной по оптической оси прибора.
К причинам, препятствующим достижению указанного ниже основного технического результата является наличие между глазом пациента и оптическим входом прибора (первой линзой компенсатора рефракции) дополнительного светоделителя, который отводит часть излучения на видеокамеру наведения, однако, как следствие, уменьшает передний рабочий отрезок прибора, что также создает некомфортные условия для испытуемого при проведении измерений.
Недостатками устройства и способа настройки прототипа являются низкая точность выставления рабочего расстояния обусловленная проекций пятен (меток) на роговицу. Поскольку для проведения точных измерений входной зрачок прибора должен быть совмещен со зрачком глаза, а роговица удалена от зрачка глаза на некоторое расстояние (размер передней камеры глаза), которое подвержено индивидуальным вариациям, то настройка прибора относительно вершины роговица вносит трудно-контролируемые погрешности.
Кроме того, метод проецирования лазерных пятен не позволяет определить знак рассовмещения зрачков глаза и прибора (т.е. ближе ли дальше прибор расположен от глаза). Это затрудняет процесс наведения.
Задача, на решение которой направлена заявленная полезная модель, заключается в расширении номенклатуры точных офтальмологических приборов для автоматического измерения аберраций человеческого глаза и определения объективной рефракции.
Основной технический результат, который может быть получен при осуществлении полезной модели заключается в упрощении конструкции прибора и улучшении условий его эксплуатации.
Дополнительные технические результаты заключаются в увеличении точности и стабильности измерений, а также создании для пациента более комфортных , а для оператора более удобных условий при эксплуатации прибора.
Указанный основной технический результат при осуществлении полезной модели достигается за счет того, что в известном устройстве, содержащем точечный источник света, который проектируется на сетчатку глаза и создает на ней виртуальный источник, излучение
которого рассеивается сетчаткой, проходит через оптические системы глаза, приобретая при этом фазовую модуляцию, соответствующую суммарным оптическим аберрациям глаза, систему измерения формы волнового фронта вышедшего из глаза излучения в виде датчика волнового фронта, выходной сигнал с которого поступает в систему управления прибором, расположенный между человеческим глазом и системой измерения компенсатор рефракции, состоящий из двух неподвижных линз и подвижного отражателя, и устройство настройки прибора, которое включает датчик изображений, регистрирующий фронтальный вид глаза, компенсатор рефракции дополнительно содержит расположенное между его неподвижными линзами дихроичное зеркало, которое одновременно является светоделителем для устройства настройки прибора
Изменение конструкции компенсатора уменьшает общее количество оптических элементов за счет совмещения функций в одном элементе (отпадает необходимость в отдельной делительной пластине). Установка светоделителя между неподвижными линзами компенсатора приводит к увеличению переднего рабочего отрезка, что в свою очередь приводит к ослаблению требований по аберрационной коррекции для первой линзы компенсатора и, следовательно, к упрощению ее конструкции (в реальности это, как правило, не отдельная линза, а группа линз - объектив). Кроме того, установка светоделителя между неподвижными линзами компенсатора, приводит к увеличению переднего рабочего отрезка, что облегчает настройку прибора (поскольку анатомические особенности строения лица пациента, например размер носа, не препятствуют наведению прибора).
Увеличение точности измерений и упрощение процесса настройки прибора достигается благодаря тому, что устройство настройки прибора содержит систему проецирования изображений марок на радужную оболочку глаза, а система проецирования представляет собой два проектора или проектор марок с двумя идентичными каналами, которые расположены симметрично относительно оптической оси прибора под углом к ней и на расстоянии от нее таким образом, что в плоскости входного зрачка прибора при его требуемой настройке изображения одинаковых и симметричных относительно вертикальной оси прибора марок сходятся, образуя окружность с перекрестием. При указанной конструкции марок возможно определение направления продольного перемещения.
Реализация в данном устройстве способа проецирования марок непосредственно на радужную оболочку глаза, позволяет более точно совмещать входной зрачок прибора и зрачок глаза. Данный факт связан с тем, что радужная оболочка практически совпадает с оптическим зрачком глаза, тогда как расстояние от вершины роговицы до зрачка глаза (в прототипе изобретения) подвержено значительным индивидуальным вариациям. При этом контраст изображения значительно выше даже при использовании инфракрасного
освещения, потому что радужная оболочка непрозрачна в инфракрасной области спектра и хорошо рассеивает это излучение.
При реализации в устройстве данного способа возникает затруднение, вызванное размытостью одной из границ изображения, связанное с проекцией на наклонную (по отношению к проектору) плоскость радужной оболочки. Для устранения данного затруднения можно использовать телецентрическую проекционную систему, обладающую большой глубиной резкости и наклонное расположение марки в проекторе в соответствии с принципом Шеимплфуга (Theodor Scheimpflug's British Patent "Improved Method and Apparatus for the Systematic Alteration or Distortion of Plane Pictures and Images by Means of Lenses and Mirrors for Photography and for other purposes" (GB 1196/1904)).
Дополнительные технические результаты, заключающиеся в расширении эксплуатационных возможностей офтальмологического прибора и создании более комфортных для пациента условий, достигаются за счет использования в устройстве его настройки в качестве подсветки глаза пациента источников инфракрасного излучения и, как следствие, применение в системе визуального наблюдения видеокамеры, чувствительной к инфракрасной области спектра. Повышение комфортности связано с возможностью настройки прибора при отсутствии видимой подсветки глаза.
Повышение удобства обслуживания данного устройства оператором достигается за счет того, что в заявленном устройстве настройки офтальмологического прибора использованы специальные марки типа «сектор в круге», конструкция которых такова, что при схождении их изображений в плоскости входного зрачка прибора образуется окружность с перекрестием. На расстояниях меньших или больших требуемого эта картина нарушается. По виду картины легко определить направление смещения прибора для точного выставления требуемого расстояния до исследуемого глаза.
В заявленной полезной модели реализован способ измерения межцентрового и вертексного расстояний с помощью присутствующей в аберрометре системы настройки (наведения) прибора путем ее последовательного наведения на центр одного глаза, затем на переносицу и на центр второго глаза. Положение прибора во время проведения этих операций фиксируется датчиком положения, установленным на подвижном столике прибора. Использование прибора с указанной целью расширяет его функциональные возможности.
Дополнительное увеличение точности и стабильности измерений возможно при наличии в приборе системы трехмерного его перемещения относительно глаза, что позволяет произвести наведение прибора и зафиксировать его положение.
Перечень фигур прилагаемых графических материалов:
Фиг. 1- структурная схема заявленного прибора
Фиг. 2 - принципиальная оптическая схема прибора
Фиг. 3 - схема ориентации изображений проецируемых марок при настройке офтальмологического прибора:
a) вид глаза, установленного на рабочем расстоянии с картиной марок, спроецированной на радужную оболочку
b) вид и ориентация марок для двух каналов
c) картина рассовмещения марок при расстоянии меньше рабочего
d) картина рассовмещения марок при рабочем расстоянии
e) картина рассовмещения марок при расстоянии больше рабочего
Фиг.4 - оптическая схема проектора марок с телецентрической проекционной системой
Ниже приводятся сведения, подтверждающие возможность осуществления полезной модели с реализацией указанного назначения.
«Аберрометр с системой наведения на глаз» имеет следующие структурные блоки (фиг.1):
1) точечный источник света
2) систему измерения в виде датчика волнового фронта (например, типа Шака-Гартмана)
3) компенсатор рефракции
4) устройство настройки (камера наведения)
5) проектор тестовых картин
6) систему управления (компьютер и микропроцессорный контроллер).
Конструкция и принцип работы устройства состоит в следующем (см. фиг.2).
Излучение точечного источника света 1 (полупроводниковый лазер суперлюминисцентный диод или светоизлучающий диод с малой площадкой излучения с длиной волны 780 нм-850 нм) попадает на поляризационный делительный кубик 2, Излучение лазера поляризовано таким образом, что оно практически полностью проходит через делительную грань кубика (на фиг.2 в направлении налево). Излучение проходит через вращающийся клин 3, который осуществляет сканирование луча по окружности. Это необходимо для уменьшения плотности мощности лазерного излучения на сетчатке и подавления спекл-модуляции. Угол сканирования составляет приблизительно 0,5°. Далее излучение попадает в телескопическую систему 4 с необходимым увеличением. После отражения от дихроичного зеркала 5 (поворотного зеркала) излучение проходит компенсатор рефракции 6 (телескоп, состоящий из линз 6а ,6d, с подвижным отражателем (призмой) 6 b и дихроичным зеркалом (спектральным светоделителем) 6 с), который позволяет управлять фокусировкой лазерного пучка. Выходя из прибора, лазерное излучение попадает в исследуемый глаз пациента, фокусируется на сетчатке оптическими
элементами глаза и создает на ней виртуальный опорный источник, излучение которого частично рассеивается на сетчатке и проходит оптические среды глаза в обратном направлении, приобретая при этом фазовую модуляцию. Фазовая модуляция пучка, вышедшего из глаза, несет информацию о полных аберрациях, характеризующих оптическую систему глаза. Это излучение проходит уже упомянутые оптические элементы аберрометра в обратном направлении. Однако, поскольку излучение, рассеянное сетчаткой, является практически неполяризованным, то при прохождении поляризационного светоделителя 2 одна из поляризационных составляющих отражается от делительной грани и попадает в телескоп 7, необходимый для сопряжения входного зрачка с плоскостью линзового растра 8 датчика волнового фронта 9.
Линзовый растр формирует картину в виде системы фокальных пятен на матрице стандартной ПЗС (прибор с зарядовой связью) или КМОП (комплементарный метало-оксидный полупроводник) камеры датчика (создает набор изображений виртуального источника). Выходной сигнал с матрицы передается в компьютер, который восстанавливает карту аберраций и вырабатывает сигналы управления для компенсатора рефракции. При этом скорость измерения определяется скоростью считывания данных с камеры в компьютер и может достигать 100 кадров в секунду. Смещение пятен на картине пропорционально локальным наклонам волнового фронта в пределах соответствующей субапертуры линзового растра. Измерив эти смещения, можно восстановить форму волнового фронта, используя метод наименьших квадратов. Координаты пятен можно определить, используя алгоритм центров масс: [J.Lang, B.Grimm, S.Goels, J.Bille, "Objective measurements of the wave aberrations of the human eye using a Hartman-Shack wavefront sensor", J.OptSoc. Am. A, 11 1949-1957 (1994)]. Параметры линзового растра подобраны таким образом, что при обработке картины датчика Шака -Гартмана возможно восстановление волнового фронта с точностью 1/8 длины волны зондирующего излучения. При этом форма волнового фронта может быть представлена 36-тью полиномами Цернике.
Компенсатор рефракции необходим для коррекции дефокусировки волнового фронта оптического излучения с заданной амплитудой.
Компенсатор рефракции 6(6 a-6 d), расположенный непосредственно на входе прибора, функционирует следующим образом. После прохождения через первую линзу 6 d компенсатора рефракции излучение виртуального опорного источника, вышедшее из глаза, попадает на дихроичный светоделитель 6с, выполненный в виде кубика или пластины. Светоделитель селективно отражает излучение видимого спектра и инфракрасное излучение опорного точечного источника 1, но пропускает инфракрасное излучение подсветки глаза устройства настройки. Отраженное излучение попадает на подвижный отражатель 6Ь, выполненный ввиде призмы или системы зеркал и, затем, на вторую линзу
6 а компенсатора. Эта линза расположена так, что не перекрывает пучок лучей, строящих изображение глаза. Привод призмы 6 b снабжен оптическим или индукционным датчиком перемещения и датчиком начального положения 10.
При проведении измерений испытуемый должен фиксировать взгляд на окружности формируемой из лазерного излучения источника 1 вращающимся клином. Это не всегда удобно, поскольку излучение лазера 1 является инфракрасным, и его визуальная яркость невелика. Для повышения удобства работы с прибором в нем может быть предусмотрен проектор картин для фиксации взгляда, работающий в видимом диапазоне. Проектор состоит из линзовой системы (объектив) 11, которая совместно с компенсатором рефракции и элементами глаза обеспечивает проецирование изображения картины 12 на сетчатку глаза. Выходной зрачок проектора совмещен с плоскостью изображения зрачка (например, с выходным зрачком компенсатора рефракции), а значит, и с входным зрачком глаза. Тестовая картина может быть как пассивная (слайд, транспарант, жидкокристаллическая панель), так и самосветящаяся, например, светодиодное табло. В случае пассивной картины необходимо использование источника света 13, в качестве которого может выступать любой источник излучения (лампа накаливания, светоизлучающий диод и т.п.), с соответствующим конденсором 14, который проецирует изображение источника света в плоскость выходного зрачка компенсатора рефракции. В качестве картин могут быть использованы различные картины, композиция, которых притягивает взгляд к выделенной детали (например, изображение воздушного шара на фоне пустынного шоссе).
Устройство настройки (камера наведения) приведенного в качестве примера аберрометра включает (см. фиг. 2): систему проецирования, представляющую собой проектор марок с двумя идентичными каналами 15 и 16, установленные под углом к оптической оси прибора, с источниками для подсветки глаза 17 а и 17 b, в качестве которых могут быть использованы светодиоды, датчик изображений - видеокамеру 18, оптическая ось которой совмещена с оптической осью прибора, с объективом 19, который совместно с линзой 6 d образует сложный телецентрический объектив (при отсутствии линзы 6 d изображение может строиться просто объективом видеокамеры). Так как для подсветки глаза используется инфракрасное излучение, то применяется видеокамера чувствительная в инфракрасной области спектра. Для совмещения осей каналов настройки и измерения используется светоделитель 6 с.
В системе проецирования устройства настройки прибора вместо проектора марок с двумя идентичными каналами могут быть применены два Идентичных проектора, в качестве которых могут быть использованы любые линзовые, зеркально-линзовые и зеркальные оптические системы, создающие изображение марки на некотором, заранее определенном, расстоянии от выходной апертуры проектора. Обычно каждый проектор содержит источник
света, конденсор, марку и изображающий объектив. Предпочтительно оптическая схема проектора должна работать в телецентрическом ходе лучей. Проекторы должны проецировать изображение марки на радужную оболочку под некоторым углом к оптической оси прибора. Предпочтительно, если оси проекции будут расположены симметрично относительно оптической оси прибора.
На фиг. 4 представлен предпочтительный вид проектора марок: линзы 20 а ,b и 21 а, b образуют телецентрическую проекционную систему, в которой марки 22 а и 22 b наклонены под углом, отличным от перпендикуляра, к оптической оси для компенсации искажений, возникающих при наклонном проецировании на радужную оболочку глаза.
Система трехмерного перемещения прибора при его настройке может быть реализована подобно использованному в щелевых лампах ШЛ56 или ШЛ2Б координатному столику (см. Л.С.Урмахер, Л.И.Айзенштат «Офтальмологические приборы», 1988, стр.111-123). Следует заметить, что система трехмерного перемещения прибора может быть заменена полностью или дополнена системой перемещения глаза пациента относительно прибора.
Настройка (наведение) аберрометра в инфракрасной области спектра происходит следующим образом.
Проектор марок проецирует специально сформированные изображения марок (см. фиг.3) вида «сектор в круге» на радужную оболочку глаза под углом к оптической оси прибора. Угол и расстояние между каналами выбраны таким образом, что в плоскости входного зрачка прибора изображения сходятся и образуют окружность с перекрестием (фиг. 3 d). На расстояниях больших и меньших требуемого эта картина нарушается (фиг. 3 с, е). Выбор угла между каналами проектора в интервале от 15 до 60° обусловлен следующими соображениями: с уменьшением угла падает чувствительность наведения, при больших углах - уменьшается рабочий диапазон.
Объектив 19 видеокамеры 18 строит изображение глаза пациента на матрице видеокамеры (фиг.3 а). При этом спектральные характеристики светоделителя 6 с подобраны таким образом, что инфракрасное излучение светодиодов подсветки устройства настройки прибора проходит через него без ослабления, тогда как излучение опорного источника 1 и излучение видимого спектра от проектора картины фиксации отражается от него практически полностью. По виду картины легко определить направление смещения прибора для точного выставления требуемого расстояния до исследуемого объекта (глаза человека). Изображение с видеокамеры передается на монитор компьютера (или отдельный видеомонитор). При настройке прибора оператор добивается совмещения изображений марок от обоих каналов проектора, что обеспечивает выставление рабочего расстояния от
прибора до глаза, и совмещение центра зрачка с центром координатной сетки, нанесенной на монитор.
При работе устройства настройки в видимом свете светоделитель 6с должен быть полупрозрачным, т.е. частично пропускать и отражать излучение видимого спектра. Коэффициент деления определяется относительной энергетической чувствительностью системы наведения и измерения.
Примером реализации способа настройки аберрометра может являться описание конструкции устройства настройки.
Реализация способа измерения межцентрового и вертексного расстояний заключается в следующем.
Для заданий точных параметров очковой коррекции необходимо знание межцентрового (расстояние между центрами зрачков глаза) и вертексного (расстояние от вершины роговицы до плоскости очковой коррекции) расстояний. Последнее расстояние фактически определяется расстоянием (по глубине) от переносицы до вершины роговицы. В приборе может быть использован датчик (оптический, индукционный или иной) перемещения координатного стола прибора, позволяющий запоминать траекторию координатного столика на котором установлен прибор. Тогда, наводя прибор последовательно на центр одного глаза, затем на переносицу и на центр второго глаза, можно определить межцентровое и вертексное расстояния.
Система управления прибором состоит из компьютера, который обеспечивает обработку данных, восстанавливая карту аберраций, хранение данных и управление прибором по командам оператора и микропроцессорного контроллера.
Таким образом, изложенные выше сведения показывают, что при использовании полезной модели выполнена следующая совокупность условий:
- средство, воплощающее заявленное изобретение при его осуществлении, предназначено для использования в медицинской промышленности, а именно для автоматического измерения аберраций человеческого глаза и определения объективной рефракции с целью подбора сфероцилиндрической коррекции зрения;
- для полезной модели в том виде, как она охарактеризована в независимом пункте изложенной формулы, подтверждена возможность ее осуществления с помощью вышеописанных в заявке или известных до даты приоритета средств и методов.
Следовательно, полезная модель соответствует условию «промышленная применимость».