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    • 专利摘要:
    一實施例揭示一種待附接至用於眼睛檢查及/或視力校正程序之一眼科用儀器或與該眼科用儀器整合之小型波前感測器模組。用於將波前自眼睛中繼至一波前取樣平面之前透鏡係定位於波前感測器模組之光學輸入埠處。波前感測器與該眼科用儀器共用該前透鏡，及可使該波前感測器模組非常小型同時仍能涵蓋一較大眼睛波前量測屈光度範圍。另一實施例揭示一種用於量測一病患眼睛之一性質之眼科用裝置，其包含與波前感測器模組整合之一眼科用儀器。
    公开号:TW201302153A
    申请号:TW101120327
    申请日:2012-06-06
    公开日:2013-01-16
    发明作者:Yan Zhou；William Shea
    申请人:Clarity Medical Systems Inc；
    IPC主号:A61B3-00
    专利说明:
    小型波前感測器模組及將其附接至眼科用儀器或與眼科用儀器之整合
    本發明之一或多項實施例大致係關於眼科用波前感測器，且特定言之係關於波前感測器模組及將其附接至用於視力校正外科程序之一眼科用儀器或與該眼科用儀器整合。
    論述於背景部分中的標的不應僅因為在背景部分中提及該標的而將其視為先前技術。類似地，背景部分中所提及或與背景部分之標的相關聯之一問題不應視為先前已在先前技術中認知。背景部分中的標的僅表示不同方法，其本身亦可為發明。
    用於眼科用應用之波前感測器通常為大型獨立桌上型儀器。儘管已試圖整合一波前感測器與一眼科用儀器(諸如，一LASIK系統(例如，參見US6685319)、一眼底相機(例如，參見US6572230)、及一共焦掃描雷射眼底鏡(例如，參見US7057806))，此等整合系統通常不重視大小。因此，無需使波前感測器模組極為小型。
    現將詳細參考本發明之各種實施例。此等實施例之實例係繪示於附圖中。儘管本發明將結合此等實施例予以描述，然應理解，其不意欲將本發明限於任意實施例。相反地，其意欲涵蓋如可包含於如由隨附申請專利範圍界定之本發明之精神及範疇內之替代、修改及等效物。在下列描述中，闡釋許多特定細節以提供各種實施例之一徹底理解。然而，本發明亦可在沒有此等特定細節之一些或所有之情況下實踐。在其他例子中，未詳細描述熟知的程序操作以免不必要地使本發明模糊。此外，每次出現在說明書中不同位置處之片語一「實例實施例」不一定指相同實例實施例。
    本發明之一實施例為待附接至一眼科用儀器(諸如，用於眼睛檢查及/或視力校正程序之一外科顯微鏡)或與該眼科用儀器整合之一小型波前感測器模組，其包括：一前透鏡，其為一波前中繼器之第一透鏡，安置於波前感測器模組之光學輸入埠處；一個二色性或短傳光束分光器/組合器，其經組態以容許通過意欲用於眼科用儀器之大部分光且通常將一近紅外線波前光束自眼睛反射至波前中繼路徑；及一補償透鏡，其經組態以傳輸意欲用於眼科用儀器之光譜之光及/或以補償對眼科用儀器之光學觀察及/或由前透鏡引入之光束之影響；其中波前感測器模組與眼科用儀器共用該前透鏡。
    本發明之另一實施例為用於量測一眼睛之光學性質之一眼科用裝置，其包括：具有或不具有其原始物鏡之一眼科用儀器；及一小型波前感測器，其經組態以附接至該眼科用儀器或與該眼科用儀器整合，其中該波前感測器包括：一前透鏡，其為一波前中繼器之第一透鏡，安置於波前感測器模組之光學輸入埠處；及一光束分光器，其經組態以容許通過意欲用於眼科用儀器之大部分光且通常將一近紅外線波前光束自眼睛反射至波前中繼路徑；其中波前感測器模組及眼科用儀器共用該前透鏡。
    本發明之一目的在於：使波前感測器模組比現有設計更小型。本發明之另一目的在於：涵蓋一眼科用程序(諸如，一白內障屈光視力校正程序)所需之一較大波前屈光度量測範圍。藉由儘可能實體可行地接近於患者眼睛配置波前感測器之第一中繼透鏡同時仍容許外科醫生在沒有任何人體工學改變下如平常進行般執行眼科用程序(諸如，視力校正及/或屈光外科手術)而在一實例實施例中達成兩個目的。
    本發明之其他特徵及優點將對熟習此項技術者在結合附圖檢視較佳實施例之下列詳細描述之後變得更顯而易見。
    根據一或多項實例實施例，用於將波前自一患者眼睛中繼至一波前取樣平面之第一透鏡係作為一共用前透鏡而安置於波前感測器模組或眼科用儀器之光學輸入埠處。此組態容許用於將波前自眼睛中繼至一波前取樣平面之整體光學路徑相對較短及用於涵蓋一所要波前屈光度量測範圍之波前光束寬度變更範圍亦相對較小。因此，可使波前感測器模組之實體大小或外觀尺寸非常小型，但仍可涵蓋一所要波前量測屈光度範圍。
    最近幾年，已認識到，需要一即時波前感測器來提供各種視力校正程序之實況回饋(諸如，LRI/AK調整、雷射增強以及白內障及屈光矯正手術)。將一波前感測器整合至一現有眼科用儀器(諸如，一外科顯微鏡)之一簡單方式為附接或整合一波前感測器模組接近眼科用儀器之物鏡或將波前感測器併入於眼科用儀器內。通常，為使波前感測器模組對眼科用儀器之觀察光學路徑之影響最小化，且為使附接/整合複雜性最小化，此一波前感測器模組經設計而不具有在波前感測器與眼科用儀器之間共用之透鏡(例如，參見US7883505)。
    然而，此一波前感測器模組可遭受一有限屈光度量測範圍及/或光學能量之損失或較低信號對雜訊效能。此外，若波前感測器模組之實體大小太大，則其可干擾一視力校正外科醫生之正常操作技術。
    根據上述，此項技術中需要在附接至一眼科用儀器(諸如，一外科顯微鏡)或與該眼科用儀器整合時不干擾一外科醫生正常視力校正操作技術或人體工學，且同時提供足以涵蓋可在外科手術或眼睛檢查時發生之視力校正程序所需之需求之一屈光度量測範圍之一小型波前感測器模組。
    為瞭解儘可能實體實際接近於患者眼睛而配置第一波前中繼透鏡之優點，首先讓我們看一下如圖1中所展示之具有未折疊之波前光束路徑之一實例4-F光學波前中繼器組態以進行簡單解釋。
    在用於量測一人眼之波前像差之一典型波前感測器中，通常使用一次、兩次或多次熟知4-F中繼器原理將波前自病患眼睛瞳孔或角膜平面中繼至一波前感測或取樣平面(例如，參見J.Liang等人(1994)之「Objective measurement of the wave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wave-front sensor」，J.Opt.Soc.Am.A 11，1949-1957；J.J.Widiker等人(2006)之「High-speed Shack-Hartmann wavefront sensor design with commercial off-the-shelf optics」，Applied Optics，45(2)，383-395；US7654672)。此一4-F中繼器系統將保存入射波前之相位資訊同時容許中繼此資訊而沒有不利傳播效應。此外，藉由使用不同焦距之兩個透鏡組態一遠焦成像系統以實現4-F中繼器，該中繼器可容許放大或縮小入射波前及該入射波前之發散或會聚之相關縮小或放大(例如，參見J.W.Goodman，Introduction to Fourier Optics，第二版，McGraw-Hill，1996)。
    在圖1之實例中，4-F中繼器之第一透鏡具有40 mm之一直徑及200 mm之一有效焦距(其為一標準眼科用外科顯微鏡之典型焦距(或工作距離))。眼睛係位於該4-F波前中繼器之第一透鏡之前聚焦平面處或接近該4-F波前中繼器之第一透鏡之前聚焦平面。該4-F波前中繼器之傅立葉變換平面A係處於該4-F波前中繼器之第一透鏡之後聚焦平面與該4-F波前中繼器之第二透鏡之前聚焦平面之間，如藉由大寫字母A所表示之垂直虛線所展示。在此實例中，該4-F波前中繼器之第二透鏡具有30 mm之一直徑及80 mm之一有效焦距。該4-F波前中繼器之中繼波前影像平面係在第二透鏡之後聚焦平面處，如藉由大寫字母B所表示之垂直虛線所展示。如熟習此項技術者已知，由於用於該4-F波前中繼器組態中的兩個透鏡之有效焦距之差異，來自眼睛之入射波前之複製品或影像之橫向尺寸在光學上被縮小200/80=2.5倍。
    如自圖1可見，當眼睛為正視眼且因此來自該眼睛之波前接近平坦時，來自該眼睛之光束為一相對窄且平行光束，如藉由實線光線所表示。例如，若眼睛瞳孔具有5 mm之一直徑，則光束將具有約5 mm之直徑。精確光束形狀亦取決於視網膜上之光散射點大小，其隨傳遞至眼睛以產生波前之一光束(通常為圖1中未展示之一超冷光二極體(SLD)光束)而變。在通過4-F波前中繼器之第一透鏡之後，來自眼睛之波前光束將聚焦於第一傅立葉變換平面A處之光學軸上，其在此將自一會聚光束變換成一發散光束。該光束藉由4-F波前中繼器之第二透鏡重新準直，且該光束直徑將減小至2 mm，此係因為用於4-F波前中繼器中的兩個透鏡之有效焦距之差異。
    若眼睛為無晶狀體或高度遠視或高度近視，則來自該眼睛之波前將不再平坦，而是非常發散或非常會聚。換言之，來自該眼睛之光束將不再為一相對平行光束；替代地，其將為一高度發散或一高度會聚圓錐光束。對於典型的白內障屈光外科手術應用，應被一手術中波前感測器涵蓋之所要屈光度範圍應自遠視+30D至近視-20D(我們將來自一眼睛之一發散波前界定為具有正屈光度值且將來自一眼睛之一會聚波前界定為具有負屈光度值)。
    圖1中的較短短劃線的虛線光線展示一發散波前具有+30D之一屈光度值之情況，其表示正常無晶狀體(具有+20D之一典型遠視屈光度值)加上+10D之一額外角膜誘發的遠視。如可見，當來自眼睛之發散圓錐光束(如藉由較短短劃線的虛線光線表示)傳播至第一透鏡，其將被該第一透鏡截取且自一高度發散光束改變成一略會聚光束。實際上，若眼睛瞳孔具有5 mm之直徑且來自眼睛之波前具有+30D之一遠視屈光度值，則此等效於來自位於眼睛瞳孔平面之後33.3 mm處或遠離4-F波前中繼器之第一透鏡233.3 mm處之一點源之自由空間中的一發散光束。此高度發散圓錐光束受限於在距離點源位置33.3 mm的5 mm眼睛瞳孔以形成一高度發散圓錐光束，該高度發散圓錐光束在達到4-F波前中繼器之第一透鏡位置時具有35 mm之直徑。當該光束達到傅立葉變換平面A時，該光束寬度將具有30 mm之直徑。當該光束達到第二透鏡時，該光束寬度將為28 mm。
    圖1中的較長短劃線的虛線光線展示-20D之一高度近視波前光束，亦即，在離開眼睛之後在50 mm距離處會聚成一點之來自眼睛之一高度會聚圓錐光束且變換成一高度發散圓錐光束，如藉由較長短劃線的虛線光線表示。由於此-20D波前光束在除了接近波前取樣平面之末端之外之大部分波前中繼光束路徑中比+30D光束窄，因此是+30D光束判定截取全部圓錐光所需之透鏡之直徑。
    應注意，除了球形屈光誤差或散焦之外，眼睛之其他光學像差(諸如，散光、慧形像差及三箔差)亦將使得來自該眼睛之光束不再為圓錐形，但最大光束寬度仍藉由眼睛瞳孔大小及某一子午平面上之極端或累積屈光度值而判定。
    自上述討論，可見，鑒於要涵蓋的眼睛瞳孔大小及屈光度範圍，故可判定光束圓錐角變更範圍。為達成高解析度量測，期望用第一透鏡擷取自眼睛傳回之所有波前光。因此，根據第一透鏡距離眼睛為多遠，此光束圓錐角變更範圍將判定第一透鏡之直徑。此外，眼睛至第一透鏡之距離亦將按照4-F波前中繼器之要求判定第一透鏡之焦距，且因此繼而影響該4-F波前中繼器之整體光學路徑長度。
    圖2展示附接至一外科顯微鏡之一波前感測器模組之一光學組態之一實例(例如，參見US7883505)。與該外科顯微鏡相關聯之一視覺光源發射照明患者眼睛之視覺光，且一顯微鏡觀察光束自患者眼睛傳回至該外科顯微鏡之物鏡。一SLD光束亦用近紅外線(NIR)光照明患者眼睛且一波前感測光束自患者眼睛傳回至波前感測器之一偵測器。
    在此組態中，用於中繼波前光束之第一透鏡係配置在傳輸顯微鏡觀察光束且使波前感測光束側向偏轉之一輸入光學窗及一光束分光器/組合器、以及用於將一s偏振超冷光二極體(SLD)光束反射至眼睛且將一p偏振波前光束自眼睛傳輸至波前感測器之剩餘部分之一偏振光束分光器(PBS)之後。4-F中繼器之第一透鏡係在波前感測器外殼之內部垂直定向。該第一透鏡之定向需要波前感測器外殼之高度(厚度)大於該第一透鏡之直徑。
    若眼科用外科顯微鏡之工作距離相同於該顯微鏡之物鏡之焦距且為約200 mm，如我們在圖1中所討論，則亦考慮PBS之存在，第一透鏡將遠離眼睛約250 mm(自眼睛至光束分光器/組合器之距離加上自光束分光器/組合器至第一透鏡之距離)。假定在4-F波前中繼器之第一透鏡焦距與第二透鏡焦距之間維持2.5之相同比率，該第二透鏡需要具有100 mm之一焦距。因此，總波前中繼路徑長度將為(250×2+100×2)=700 mm。
    此外，當來自一5 mm眼睛瞳孔之一+30D遠視波前光束達到第一透鏡時，由於自眼睛之增加距離(250 mm而非200 mm)，其光束寬度將為42.5 mm，且因此需要具有至少42.5 mm之直徑之一透鏡截取由眼睛發出之全部圓錐光。鑒於第一透鏡係垂直定位之事實(其意謂安裝此透鏡需要額外的垂直空間，及考慮85%通光孔徑及現貨透鏡之商業可用性，很有可能必須使用一50 mm直徑之透鏡)，垂直第一波前中繼透鏡位置處之波前感測器模組之高度很有可能大於50 mm。
    此光學組態在波前光束路徑與顯微鏡觀察光束路徑之間不具有共用透鏡且因此具有該顯微鏡觀察光學路徑受波前感測器模組最低限度之影響之優點。此外，藉由將4-F波前中繼器之第一透鏡配置在將SLD光束引導至眼睛之PBS之後，該SLD光束亦不受第一透鏡之影響。然而，達成此等優點係以增加波前感測器模組之實體大小為代價。此外，若較小直徑之一第一透鏡係用於減小波前感測器模組之高度/厚度，則將減小屈光度量測範圍或信號對雜訊比。
    由於多數白內障外科醫生偏好及習慣於以及熟習於外科顯微鏡之物鏡與患者眼睛之間的較大工作距離，故因此期望保持波前感測器模組之高度儘可能小同時仍能涵蓋一足夠大波前量測屈光度範圍且不改變或干擾外科醫生或其職員之人體工學。
    圖3展示一波前感測器模組之一實例實施例之一示意圖，其為小型的且亦具有大動態範圍及來自眼睛之波前光束光學能量之最小損失。
    在圖3中，波前感測器模組包含具有一上表面32及一下表面34以及一內部36之一外殼30，其中安置有一4-F中繼器之第一透鏡38及第二透鏡40、一二色性或短傳光光束分光器42、一偏振光束分光器43及一偵測器44。該外殼30包含下表面34中的一第一光學窗46及上表面32中的一第二光學窗48。第一光學窗及第二光學窗經對準，使得在該第一窗46與該第二窗48之間形成容許自患者眼睛傳回之光穿過外殼30至外科顯微鏡之物鏡之一第一光學路徑50。一補償透鏡52係位於第二光學窗48處及二色性或短傳光束分光器42定位於第一光學路徑50中。
    在圖3中所描繪之實例實施例中，二色性或短傳光束分光器42沿著一第二光學路徑54反射一近紅外線波前光束以及一些成像光。4-F中繼器將波前自病患眼睛中繼至波前取樣平面56。偵測器44(連同未展示之一些其他光學元件，諸如，一小透鏡或一小透鏡陣列或一光柵)取樣且偵測中繼至波前取樣平面56之波前。
    在此實例實施例中，一成像光束分光器60亦被插入至第二光學路徑54中。該成像光束分光器60經由一透鏡或透鏡組66將自二色性或短傳光束分光器42反射之成像光之至少一些引導至一影像感測器64(諸如，一CCD/CMOS相機)。該影像感測器64提供一病患眼睛之一共面視訊或靜態影像。此外，一定影光束分光器68沿著一反向路徑將一定影目標70之影像(由一透鏡或透鏡組72形成)引導至病患眼睛。
    在此實例實施例中，依原本方式將顯微鏡物鏡保持在顯微鏡外殼中及4-F波前中繼器之第一透鏡係定位於波前感測器模組之最初光學輸入埠處。外科顯微鏡與波前感測器模組共用該第一透鏡。
    儘可能接近於患者眼睛而配置4-F波前中繼器之此第一透鏡的優點在於：(1)該4-F波前中繼器之第一(前)透鏡具有滿足一4-F波前中繼器要求之最短焦距，及(2)波前模組內之波前光束路徑之總長度被縮短。
    此外，對於按照特定眼睛瞳孔大小涵蓋之特定眼睛屈光度量測範圍，波前光束圓錐之直徑範圍在達到此前透鏡時被減小，此係因為4-F中繼器之第一(前)透鏡更接近於眼睛且因此可減小波前模組之高度。與波前光束路徑之進一步折疊組合之此等實體尺寸減小可使波前感測器模組非常小型。此外，由於總是需要在此位置處具有一光學窗之波前感測器模組，故在一些實例實施例中，前共用透鏡可供應同時是4-F波前中繼器之窗及第一透鏡的雙重目的。
    現在，我們可進行描繪於圖3中的波前感測器模組之實體尺寸與描繪於圖2中的先前技術波前感測器模組之一大概比較。在圖3中所描繪之實施例中，若眼科用外科顯微鏡之工作距離仍相同於該顯微鏡之物鏡之焦距且為約200 mm，如我們在圖1中所討論，則第一透鏡現可遠離眼睛約170 mm。我們再次假定在第一透鏡焦距與第二透鏡焦距之間維持2.5之相同比率。由於第一透鏡現僅具有170 mm而非如圖2中的250 mm之一焦距，故第二透鏡現需要具有68 mm而非如圖2中的100 mm之一焦距。因此，總波前中繼路徑長度現為(170×2+68×2)=476 mm而非圖2中所描繪之實例之700 mm，圖3中所描繪之4-F波前中繼器之實體長度比圖2中所描繪之實例減少(700-476)/700=32%。
    就波前感測器模組之高度而言，在來自一5 mm眼睛瞳孔之達到第一透鏡之相同+30D遠視光束的情形下，圖3實施例中的第一透鏡處之光束寬度將為30 mm而非圖2實例之42.5 mm。此暗示：在高度發散波前光束被共用前透鏡聚焦成略會聚且側向偏轉之後，其直徑將小於30 mm。注意，由於第一透鏡在圖3實施例中為水平放置，故其直徑不影響波前感測器模組之高度。即使假定共用前透鏡與補償透鏡具有相同厚度，然此厚度實質上相同於圖2實例之組態。相較於圖2之輸入光學窗，若我們假定共用透鏡及頂部補償透鏡之厚度額外增加5 mm，則圖3波前感測器模組高度將為35 mm而非圖2情況之50 mm。因此，波前感測器模組之高度方面可能節省約(50-35)/50=30%。
    如在圖2之實例中，如圖3中所展示之二色性或短傳光束分光器/組合器係用於高效率地使SLD所誘發之近紅外線波前光束偏轉至波前感測器模組之剩餘部分同時容許通過大部分可見光至外科顯微鏡。應注意，如圖3中所展示之波前感測器模組之剩餘部分僅為可能使用之各種潛在光學組態之一種表示。因此，波前感測器模組之解譯應涵蓋所有可能波前感測組態，包含(例如)Hartmann-Shack、Talbot-Moiré、Hartmann-Moiré、相位分集及雷射射線追蹤。因而，只要偵測器有效地偵測中繼波前影像平面處之波前傾角，偵測器亦應予以廣義解譯以包含所有可能波前取樣及偵測構件。作為一實例，該偵測器可為一單一橫向效應偵測器、一象限偵測器或如US7445335及US7815310中所揭示之配置於一可變孔徑之後一CCD/CMOS感測器/相機。
    二色性或短傳光束分光器/組合器之上之補償透鏡係用於履行若干功能。首先，為確保使藉由外科顯微鏡形成且呈現給外科醫生之外科觀察由於使用共用前透鏡之影響最小化，此補償透鏡可經設計以補償共用前透鏡(4-F波前中繼器之第一透鏡)之效應，使得呈現給外科醫生一實質上等效之外科顯微鏡觀察。其次，該補償透鏡亦充當用於實體密封波前感測器模組之上部光學窗。此外，該補償透鏡亦可經光學塗覆或處理以容許僅傳輸可見光譜之光。以此方式，來自顯微鏡之照明光之近紅外線及UV光譜部分將不降落於患者之眼睛以產生可進入波前感測器模組使波前感測偵測器之動態範圍飽和或減小的任何眼睛傳回近紅外線背景光雜訊或以產生背景雜訊。此外，該補償透鏡亦降低對外科醫生及患者兩者之潛在有害光譜成分之曝露。此外，該補償透鏡或光學窗亦可在照明光束路徑受共用前透鏡影響時，供應將照明光自外科顯微鏡內部引導至病患眼睛的功能。
    應注意，在圖3之實例實施例中，外科顯微鏡之原始物鏡被維持在顯微鏡外殼中且不移除。作為一替代，可移除該外科顯微鏡之物鏡且其聚焦功能可全部或部分地由如圖4中所展示之波前感測器模組之輸入埠處之共用前透鏡供應。如圖4中所展示之補償透鏡52可經設計以提供所要補償以對外科醫生呈現實質上相同之顯微鏡外科觀察，以及供應如上文所討論之其他功能。更具體言之，該補償透鏡可為一光學窗(僅窗之一部分具有光彎曲性質)，使得在由於移除顯微鏡之原始物鏡及將一共用前透鏡配置在波前感測器模組之輸入埠處而改變照明光束路徑時，可將來自眼科用儀器之照明光重新引導至病患眼睛。
    除了將波前感測器模組附接在一顯微鏡之下之外，亦使用一補償透鏡以補償一顯微鏡之觀察路徑由於共用一透鏡而引起之效應之相同概念亦可延伸至一波前感測器併入於該顯微鏡中的情況，儘管因此可能需要修改或改變該顯微鏡之觀察路徑。圖5展示一經修改之外科顯微鏡之一替代實例實施例，其中該顯微鏡之原始物鏡被維持為共用前透鏡且用作為共用前透鏡。
    屈光外科手術為非常精確及屈光外科醫生花費若干年來訓練進行顯微鏡眼睛外科手術所需之手眼協調。在此訓練過程中，相對於外科醫生眼睛之外科醫生之手位置通常固定或維持在一較佳範圍內。一外科顯微鏡之設計之一重要態樣無需外科醫生改變手位置來適應該顯微鏡之實體尺寸。
    在一典型立體外科顯微鏡中，在物鏡38之後，有兩個具有其相關之光學元件之立體觀察埠/路徑。在一標準立體外科顯微鏡中，此等觀察埠接近於該物鏡且位於該物鏡之後。在圖5中所描繪之實例實施例中，標準外科顯微鏡之一現有設計經修改以將外科顯微鏡及波前感測器併入於一單一外殼內。如下文所描述，圖5之實例實施例容許維持外科顯微鏡之先前設計之光學組件(諸如，物鏡及立體觀察埠及其相關光學元件)，使得在波前感測器與立體外科顯微鏡整合時不需要重新設計此等組件。
    在圖5之實例實施例中，一波前感測器被整合至立體外科顯微鏡之外殼中，及不增加該立體顯微鏡之高度，因此外科醫生之手位置不因包含波前感測器而受到影響。由於未增加立體外科顯微鏡之高度，故未影響工作距離(例如，200 mm)且該立體外科顯微鏡之原始物鏡係用作為4-F中繼器之前透鏡。在此實例中，由於4-F中繼器之第一透鏡之焦距為200 mm，該4-F中繼器如圖1中所描繪而組態。
    在圖5中，波前感測器包含一4-F中繼器之第一透鏡38及第二透鏡40、一二色性或短傳光束分光器42、一偏振光束分光器43及一偵測器44。立體外科顯微鏡之外殼包含一輸入光學窗461，及亦用作4-F中繼器之第一透鏡38之物鏡係定位於輸入窗461處。一補償透鏡52經定位使得補償透鏡52、二色性或短傳光束分光器42及第一透鏡38經對準以在其之間形成一第一光學路徑50。一折疊光學路徑53自立體觀察埠531對(其自物鏡之後之一位置偏移至補償透鏡之後之一位置)延伸至一對立體目鏡541。該折疊光學路徑53包含標準未經修改之立體外科顯微鏡中包含之原始光學路徑中的光學元件且具有相同光學長度，使得可維持原始光學元件。
    在圖5中所描繪之實例實施例中，二色性或短傳光束分光器42沿著一第二光學路徑54反射一波前光束。4-F中繼器將眼睛波前中繼至波前取樣平面56。偵測器44(連同未展示之一些其他光學元件，諸如，一小透鏡或一小透鏡陣列或一光柵)取樣且偵測中繼至波前取樣平面56之波前以實現波前量測。
    在圖5中所描繪之實例實施例中，立體觀察埠已自物鏡偏移約第一光學路徑50之長度之一距離。補償透鏡52用以補償由其偏移引起之效應，使得呈現給外科醫生之顯微鏡觀察實質上如同立體觀察埠係在物鏡之後之其原始位置中。使用補償透鏡52及折疊路徑53容許維持立體外科顯微鏡之先前設計之組件。
    替代地，具有一整合波前感測器之外科顯微鏡可為具有補償透鏡及形成未基於一現有設計之折疊光學路徑之其他光學組件之一新設計。
    圖5係用於繪示實例實施例之操作之一示意圖(未按比例繪製)。圖6係描繪利用上文參考圖5所描述之特徵之一整合外科顯微鏡/波前感測器之一實例實施例之一更寫實視圖之一實物圖式。
    此時，應注意，對於圖3、圖4及圖5之實施例，由於共用前透鏡，故其一般需要傳送可見光譜及近紅外光譜之光兩者。較佳地，不引入額外光學像差至波前光束。對於此透鏡之一良好選擇為經設計以在可見及近紅外線光譜上工作之一消色透鏡。作為一替代，對於所要波長範圍，亦可使用一非球狀消色透鏡。
    鑒於可在4-F波前中繼器之第二透鏡之前使用一窄帶通濾波器以過濾出SLD光譜之外之任意非所要光，該第二透鏡可經設計以僅在SLD近紅外線光譜範圍之上作用且其亦可為一非球狀透鏡。
    亦應注意，由於前共用透鏡水平放置於波前感測器模組或顯微鏡外殼內，故不一定需要使用此共用前透鏡之一小直徑。其直徑可為較大使得僅透鏡之中央部分係用於觀察光束路徑及波前光束路徑，同時外部可用於將照明光束自眼科用顯微鏡內部適當地引導至病患眼睛。此外，用於引導SLD至眼睛之PBS可配置在二色性或短傳光束分光器/組合器之後之任意位置，儘管因此可能需要使SLD光束成形。SLD不一定要在近紅外線範圍中操作且因此光束分光器/組合器無需為短傳或二色性，替代地，其可為一陷波濾波器類型之光束分光器/組合器或另一類型。
    亦應注意，4-F波前中繼器僅為各種可能光學波前中繼器組態之一實例。可使用其他組合，諸如，揭示於US20100208203中的一組態，其包括三個透鏡，其中一個負透鏡定位於兩個正透鏡之間。此外，可在中繼波前取樣平面與用於偵測取樣波前傾角或其他性質(諸如，強度)之偵測器之間使用各種構件。實例包含使用一小透鏡、一小透鏡陣列、一光柵、一成像中繼器等。該偵測器可為任意類型，其包含一維或二維偵測器陣列(諸如，CCD/CMOS影像感測器)、橫向效應位置感測偵測器、四重偵測器等。
    波前感測器模組之目前所揭示之實例實施例可附接至一廣泛應用範圍之各種其他眼科用顯微鏡或與各種其他顯微鏡整合或併入至各種其他顯微鏡中。例如，波前感測器模組可附接至用於除了一基於裂隙燈之眼睛檢查之外還量測眼睛波前之一裂隙燈生物顯微鏡。其亦可與其他顯微鏡整合以用於視力校正(諸如，用於眼睛外科手術之一LASIK系統之視力校正)。
    儘管已在本文中詳細展示及描述併入本發明之教示之各種實施例，然而熟習此項技術者可輕易想出還有併有此等教示之許多其他經變更之實施例。因此，其不意欲限制本發明，惟如由隨附申請專利範圍提供除外。
    30‧‧‧外殼
    32‧‧‧上表面
    34‧‧‧下表面
    36‧‧‧內部
    38‧‧‧第一透鏡
    40‧‧‧第二透鏡
    42‧‧‧二色性或短傳光束分光器
    43‧‧‧偏振光束分光器
    44‧‧‧偵測器
    46‧‧‧第一光學窗
    48‧‧‧第二光學窗
    50‧‧‧第一光學路徑
    52‧‧‧補償透鏡
    53‧‧‧折疊光學路徑
    54‧‧‧第二光學路徑
    56‧‧‧波前取樣平面
    60‧‧‧成像光束分光器
    64‧‧‧影像感測器
    66‧‧‧透鏡組
    68‧‧‧定影光束分光器
    70‧‧‧定影目標
    72‧‧‧透鏡組
    461‧‧‧輸入窗
    531‧‧‧立體觀察埠
    541‧‧‧立體目鏡
    A‧‧‧傅立葉變換平面
    B‧‧‧中繼波前影像平面
    圖1展示一典型4-F光學波前中繼器組態。
    圖2展示一波前感測器模組在附接至一外科顯微鏡時低於顯微鏡之物鏡窗的一先前技術光學組態。
    圖3展示本發明之一實例實施例之一示意圖，其中4-F波前中繼器之第一透鏡經安置作為波前感測器模組之光學輸入埠處之一前透鏡且與一顯微鏡共用。
    圖4展示本發明之一替代實例實施例，其中移除顯微鏡之物鏡且其聚焦功能全部或部分地由安置於波前感測器模組之輸入埠處之共用前透鏡供應。
    圖5展示本發明之另一替代實例實施例，其中將波前感測器模組併入一顯微鏡主體中且修改顯微鏡之觀察路徑。
    圖6係描繪圖5之實例實施例之一實物圖式。
    30‧‧‧外殼
    32‧‧‧上表面
    34‧‧‧下表面
    36‧‧‧內部
    38‧‧‧第一透鏡
    40‧‧‧第二透鏡
    42‧‧‧二色性或短傳光束分光器
    43‧‧‧偏振光束分光器
    44‧‧‧偵測器
    46‧‧‧第一光學窗
    48‧‧‧第二光學窗
    50‧‧‧第一光學路徑
    52‧‧‧補償透鏡
    54‧‧‧第二光學路徑
    56‧‧‧波前取樣平面
    60‧‧‧成像光束分光器
    64‧‧‧影像感測器
    66‧‧‧透鏡組
    68‧‧‧定影光束分光器
    70‧‧‧定影目標
    72‧‧‧透鏡組
    权利要求:
    Claims (21)
    [1] 一種經組態以附接至用於眼睛檢查及/或視力校正程序之一眼科用儀器或與該眼科用儀器整合之波前感測器模組，其中該眼科用儀器之工作距離為一光輸入窗與一病患眼睛之間的距離，該波前感測器模組具有經相對安置之第一表面及第二表面以及一內部，該第一表面具有經組態以在該波前感測器模組之該內部與一病患眼睛之間傳送光之一第一光學窗，及該第二表面具有經組態以在該波前感測器模組之該內部與該眼科用儀器之間傳送光之一第二光學窗，其中該第一光學窗及該第二光學窗經對準以形成一光學路徑以經由該波前感測器模組之該內部在一病患眼睛與該眼科用儀器之間傳送光，及該波前感測器模組包括：一前透鏡，其為一波前中繼器之第一透鏡，其實質上安置於該波前感測器模組之該第一光學窗處且實質上垂直於該光學路徑而定向，該前透鏡經組態以聚焦自一病患眼睛傳回之光且沿著該光學路徑傳輸該光；一光束分光器/組合器，其沿著該光學路徑而安置以截取被該前透鏡傳輸之光，該光束分光器/組合器經組態以傳輸意欲用於該眼科用儀器之自該病患眼睛傳回之該光之至少一部分，且將自該病患眼睛傳回之至少一波前光束反射至該波前感測器模組之該內部；及一補償透鏡，其實質上安置於該第二光學窗處且經組態以補償該前透鏡對意欲用於該眼科用儀器之自該病患眼睛傳回之該光之影響。
    [2] 如請求項1之波前感測器模組，其中：該補償透鏡實質上阻隔非意欲用於該眼科用儀器之光。
    [3] 如請求項1之波前感測器模組，其中該前透鏡之焦距小於該眼科用儀器之該工作距離。
    [4] 如請求項1之波前感測器模組，其進一步包括：一第二透鏡，其為一波前中繼器之第二透鏡，其位於該波前感測器模組之該內部中，其中該前透鏡及該第二透鏡形成一4-F波前中繼器。
    [5] 如請求項1之波前感測器模組，其進一步包括一偵測器，其中該偵測器係位於該波前感測器之該內部中且有效地偵測該波前中繼器之波前影像平面處之波前傾角。
    [6] 如請求項1之波前感測器模組，其進一步包括一偏振光束分光器，其位於該波前感測器之該內部中及該前透鏡與該第二透鏡之間，該偏振光束分光器經組態以將一波前照明光束引導至該光束分光器/組合器。
    [7] 如請求項4之波前感測器模組，其進一步包括：一影像感測器，其經組態以提供一病患眼睛之一共面視訊或靜態影像；及一成像光束分光器，其安置於該4-F中繼器之該前透鏡與該第二透鏡之間，其經組態以將被該光束分光器/組合器反射之該光之一部分引導至該影像感測器。
    [8] 一種用於量測一病患眼睛之性質之眼科用裝置，其包括：一眼科用儀器，其具有經組態以接收自一病患眼睛傳回之光之一光學輸入埠且在該光學輸入埠與一病患眼睛之間具有一特性工作距離；一波前感測器模組，其附接至用於眼睛檢查及/或視力校正程序之該眼科用儀器或與該眼科用儀器整合，該波前感測器模組具有經相對安置之第一表面及第二表面以及一內部，該第一表面具有經組態以在該波前感測器模組之該內部與一病患眼睛之間傳送光之一第一光學窗，及該第二表面具有經組態以在該波前感測器模組之該內部與該眼科用儀器之該光學輸入埠之間傳送光之一第二光學窗，其中該第一光學窗及第二光學窗經對準以形成一光學路徑以經由該波前感測器模組之該內部在一病患眼睛與該眼科用儀器之間傳送光及該波前感測器模組包括：一前透鏡，其為一波前中繼器之第一透鏡，其實質上安置於該波前感測器模組之該第一光學窗處且實質上垂直於該光學路徑而定向，該前透鏡經組態以聚焦自一病患眼睛傳回之光且沿著該光學路徑傳輸該光；一光束分光器/組合器，其沿著該光學路徑而安置以截取被該前透鏡傳輸之光，該光束分光器/組合器經組態以傳輸意欲用於該眼科用儀器之自該病患眼睛傳回之該光之至少一部分，且將自該病患眼睛傳回之至少一波前光束反射至該波前感測器模組之該內部；及一補償透鏡或一光學窗，其實質上安置於該第二光學窗處且經組態以補償該前透鏡對意欲用於該眼科用儀器之自該病患眼睛傳回之該光之影響及/或以將來自該眼科用儀器之該照明光引導至該眼睛。
    [9] 如請求項8之眼科用裝置，其中：該眼科用儀器為一外科顯微鏡。
    [10] 如請求項9之外科顯微鏡，其中：該顯微鏡之原始物鏡實質上定位於該外科顯微鏡之該光學輸入埠之經設計之位置處。
    [11] 如請求項9之外科顯微鏡，移除其原始物鏡及其中：該前透鏡及該補償透鏡執行意欲用於該顯微鏡之該物鏡之功能。
    [12] 如請求項8之眼科用裝置，其中：該補償透鏡實質上阻隔非意欲用於該眼科用儀器之光。
    [13] 如請求項8之眼科用裝置，其中該前透鏡之焦距小於該眼科用儀器之該工作距離。
    [14] 如請求項8之眼科用裝置，其進一步包括：一第二透鏡，其為一波前中繼器之該第二透鏡，其位於該波前感測器模組之該內部中，其中該前透鏡及該第二透鏡形成一4-F波前中繼器。
    [15] 如請求項8之眼科用裝置，其進一步包括一偵測器，其中該偵測器係位於該波前感測器模組之該內部中且有效地偵測該波前中繼器之該波前影像平面處之波前傾角。
    [16] 如請求項8之眼科用裝置，其進一步包括一偏振光束分光器，其位於該波前感測器模組之該內部中及該前透鏡與該第二透鏡之間，該偏振光束偏光器經組態以將一波前照明光束引導至該光束分光器/組合器。
    [17] 如請求項14之波前感測器模組，其進一步包括：一影像感測器，其經組態以提供一病患眼睛之一共面視訊或靜態影像；及一成像光束分光器，其安置於該4-F中繼器之該前透鏡與該第二透鏡之間，該成像光束分光器經組態以將被該光束分光器/組合器反射之該光之一部分引導至該影像感測器。
    [18] 一種經修改之外科顯微鏡，其包括一外殼，該外殼具有一光學輸入埠及一對立體目鏡；一物鏡，其安置於該外殼之該光學輸入埠處，該物鏡經組態以用作一波前中繼器之第一透鏡及該外科顯微鏡之該物鏡兩者以聚焦自一病患眼睛傳回之光且沿著一第一光學路徑傳輸該光；一光束分光器/組合器，其接近於該物鏡沿著該第一光學路徑而安置以截取被該物鏡傳輸之光，該光束分光器/組合器經組態以傳輸意欲用於透過該外科顯微鏡觀察之自該病患眼睛傳回之該光之至少一部分，且沿著一波前中繼光學路徑反射自該病患眼睛傳回之至少一波前光束；一補償透鏡，其實質上接近於該光束分光器/組合器沿著該第一光學路徑而安置；一對立體光學觀察埠，其以該物鏡之後之一偏移接近該補償透鏡而安置以接收透過該物鏡、該光束分光器/組合器及該補償透鏡傳輸之光；及一折疊光學觀察路徑，其包含該對光學觀察埠與該對立體目鏡之間的光學組件；其中該補償透鏡用以補償由該偏移引起之效應，使得對外科醫生所呈現之顯微鏡觀察實質上相同於一標準未經修改之外科顯微鏡中該等立體觀察埠係在該物鏡之後的顯微鏡觀察。
    [19] 如請求項18之經修改之外科顯微鏡，其中該外殼具有實質上相同於一未經修改之標準立體外科顯微鏡之高度，使得外科醫生之手相對於他/她的眼睛之位置實質上不改變。
    [20] 如請求項18之經修改之外科顯微鏡，其中使用該補償透鏡及該折疊光學觀察路徑容許該對光學觀察埠與該對立體目鏡之間的相同光學組件用作為一標準未經修改之立體外科顯微鏡中的組件。
    [21] 一種經修改之外科顯微鏡，其包括一外殼，該外殼具有一光學輸入埠及一對立體目鏡；一物鏡，其安置於該外殼之該光學輸入埠處，該物鏡經組態以用作一波前中繼器之第一透鏡及該外科顯微鏡之該物鏡兩者以聚焦自一病患眼睛傳回之光且沿著一第一光學路徑傳輸該光；一光束分光器/組合器，其接近於該物鏡沿著該第一光學路徑而安置以截取被該物鏡傳輸之光，該光束分光器/組合器經組態以傳輸意欲用於透過該外科顯微鏡觀察之自該病患眼睛傳回之該光之至少一部分，且沿著一波前中繼光學路徑反射自該病患眼睛傳回之至少一波前光束；一補償透鏡，其實質上接近於該光束分光器/組合器沿著該第一光學路徑安置；一對立體光學觀察埠，其以該物鏡之後之一偏移接近該補償透鏡而安置於以接收透過該物鏡、該光束分光器/組合器及該補償透鏡傳輸之光；及一折疊光學觀察路徑，其包含該對光學觀察埠與該對立體目鏡之間的光學組件；其中該補償透鏡用以補償由該偏移引起之效應，使得對外科醫生所呈現之顯微鏡觀察實質上相同於一標準未經修改之外科顯微鏡中該等立體觀察埠係在該物鏡之後的顯微鏡觀察，及其中使用該補償透鏡及該折疊光學觀察路徑容許該對光學觀察埠與該對立體目鏡之間的相同光學組件用作為一標準未經修改之立體外科顯微鏡中的組件，其具有實質上相同於該折疊觀察路徑之光學長度之一觀察路徑。
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    法律状态:
    2018-04-11| MM4A| Annulment or lapse of patent due to non-payment of fees|
    优先权:
    申请号 | 申请日 | 专利标题
    US13/154,293|US8506083B2|2011-06-06|2011-06-06|Compact wavefront sensor module and its attachment to or integration with an ophthalmic instrument|
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