Вимірювач абераційної рефракції ока

1 Вимірювач абераційної рефракції ока, що включає до свого складу лазерний випромінювач, телескопічну систему, двокоординатний дефлектор у складі двох однокоординатних дефлекторів, блок керування кутом відхилення, апертурну діафрагму, польову діафрагму, колімаційну лінзу, інтерференційнополяризаційний СВІТЛОПОДІЛЬНИК, позиційночутливий фотоприймач з об'єктивом, блок обробки та відображення інформації у складі комп'ютера, аналого-цифрового перетворювача та передпідсилювача, який відрізняється тим, що по ходу зондуючого пучка після двокоординатного дефлектора введено телескопічну систему на відстані, ВІДПОВІДНІЙ збігу вхідної ЗІНИЦІ телескопічної системи із зоною проміжку між однокоординатними дефлекторами, апертурну діафрагму встановлено між лінзами телескопічної системи в точці збігу їх фокусів, а польову діафрагму розміщено в площині вихідної ЗІНИЦІ телескопічної системи і водночас у точці переднього фокуса колімаційної лінзи, розташованої по ходу лазерного пучка перед інтерференційно-поляризаційним СВІТЛОПОДІЛЬНИКОМ на відстані від ока пацієнта, яка приблизно дорівнює фокальному відрізку колімаційної лінзи 2 Вимірювач за п 1, який відрізняється тим, що по ходу зондуючого лазерного пучка після інтерференційно-поляризаційного світлоподільника встановлено панкратичну групу лінз - компенсатор аметропії, з функцією формування зображення СІТКІВКИ аметропічного ока на нескінченності, а фотоприймач світлочутливою поверхнею суміщено з передньою фокальною площиною об'єктива, встановленого по ходу променів, розсіяних інтерференційно-поляризаційним СІТКІВКОЮ, за СВІТЛОПОДІЛЬНИКОМ 3 Вимірювач за п 1 або п 2, який відрізняється тим, що між фотоприймачем і об'єктивом введено другий СВІТЛОПОДІЛЬНИК або дзеркало повороту оптичної осі і пластину з тест-рисунком фіксації погляду, оптично спряжену зі світлочутливою поверхнею фотоприймача, а між другим СВІТЛОПОДІЛЬНИКОМ або дзеркалом повороту оптичної осі і інтерференційно-поляризаційним СВІТЛОПОДІЛЬНИКОМ введено другу панкратичну групу лінз з від'ємною ОПТИЧНОЮ СИЛОЮ І функцією формування уявного для ока пацієнта зображення тест-рисунка на відстані, ВІДПОВІДНІЙ заданій акомодації, причому у випадку використання дзеркала повороту оптичної осі воно встановлено на рухомій основі з функцією переміщення його в положення відкриття доступу світлового випромінювання, розсіяного СІТКІВКОЮ, ДО фотоприймача під час вимірювання характеристик ока пацієнта 4 Вимірювач за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що по ходу зондуючого лазерного пучка після останнього оптичного елемента встановлено друге дзеркало повороту оптичної осі, за яким введено оптичний еталон ока з рухомим або нерухомим вздовж осі імітатором СІТКІВКИ, за оптичними параметрами еквівалентним СІТКІВЦІ ока людини, причому друге дзеркало повороту оптичної осі встановлено на рухомій основі з функцією введення його в зондуючий лазерний пучок під час вимірювання характеристик еталона і виведення з нього під час вимірювання характеристик ока пацієнта 5 Вимірювач за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що в нього введено третій СВІТЛОПОДІЛЬНИК і за його допомогою введено канал верифікації СПІВВІСНОСТІ приладу та оку пацієнта у складі одного або декількох точкових світловипромінювачів та телевізійного або оптично-електронного фотоприймального пристрою з функціями відображення та видачі дозволу на вимірювання характеристик ока в момент збігу оптичної осі приладу і візуальної осі ока пацієнта 6 Вимірювач за п 5, який відрізняється тим, що в ньому застосовано лазерний випромінювач та/або О со го 00 (О 46833 світловипромінювачі випромінюванням в Винахід відноситься до медичної офтальмологічної техніки, зокрема до приладів, призначених для вимірювання рефракції ока як функції просторових зіничних координат Рівень техніки ВІДОМІ вимірювальні пристрої, які дозволяють досліджувати ту складову рефракції оптичної системи ока, що залежить від просторових зіничних координат Це вимірювач хвильової аберації М С Смирнова [1], вимірювач поперечної аберації Ван ден Брінка [2], вимірювач фізіологічного астигматизму М М Серпєнко [3], рефрактометр з просторовим розрізненням [4] В перелічених вимірювачах, побудованих за принципом Шейнера, діафрагмування окремих ділянок ЗІНИЦІ здійснюється різними оптичними методами Але спільним в них є те, що в процедурах попереднього центрування ока і вимірювання аберацій безпосередню участь приймає сам пацієнт Головні недоліки вказаних вимірювачів невисока точність, низька продуктивність, великі затрати часу на вимірювання, які призводять до втоми пацієнта, варіацій акомодації, переміщень ока під час вимірів, що збільшує похибки вимірів аберації ВІДОМІ більш досконалі вимірювачі, в яких пацієнт вже не є ланкою вимірювального ланцюга Це вимірювач аберацій за методом ножа Фуко [5], вимірювачі хвильової аберації із застосуванням датчика Гартмана-Шека [6 - 8], вимірювач, в якому адаптивна оптика дозволяє виявити хвильову аберацію ока методом и повної компенсації [9] Спільний недолік вимірювачів, що застосовують датчик Гартмана-Шека, породжується сталістю поля зору фотоелектричного растрового аналізатора поперечних аберацій, що обумовлено механічно жорсткою конструкцією лінзового растра та незмінним взаємним розташуванням у просторі світлочутливих елементів ПЗЗ-камери Це призводить до не варіабельності конфігурації сітки вузлів на отворі ЗІНИЦІ, де вимірюються аберації, і робить неможливою гнучку перебудову сітки вузлів для більш детальних вимірювань в окремих зонах ЗІНИЦІ в залежності від їх абераційних властивостей До недоліків цих пристроїв також потрібно віднести відсутність засобів, які забезпечують точну багаторазову "прив'язку" ока пацієнта до просторових координат вимірювача, відсутність пристрою регулювання акомодації ока пацієнта, який потрібний для вивчення залежності аберацій від параметрів акомодації, відсутність можливості здійснювати виміри на розширеній ЗІНИЦІ без застосування медикаментозних засобів Найбільш близьким до пристрою, що 4 інфрачервоній ДІЛЯНЦІ спеїсгра заявляється (в зв'язку з цим прийнятий за прототип), є об'єктивний рефрактометр, в якому використовується метод лазерного рейтресінгу оптичної системи ока [10] Вимірювання абераційної рефракції здійснюється в ньому за допомогою замкнутого вимірювального ланцюга, елементами якого є оптична система, що формує лазерне випромінювання в пучок з ВІДПОВІДНИМИ геометричними параметрами і просторовим положенням, координатно-чутливий фотоелектричний приймач, який оптично спряжений з СІТКІВКОЮ ока пацієнта, при цьому початок координат приймача співпадає з центром зображення fovea, і здійснює функцію нуль-датчика Для зміни координат лазерного пучка в площині ЗІНИЦІ використовується оптично спряжений із зіницею екран з отворами Лазерний пучок надходить в око лише через один отвір екрана Упорядковане механічне переміщення екрану призводить до зміни положення отворів, що в свою чергу змінює положення місця перетину лазерним пучком площини ЗІНИЦІ Якщо внаслідок абераційної рефракції лазерний пучок не засвітлює на fovea центральну зону, то фотоприймач генерує ВІДПОВІДНІ електричні сигнали розходження Вони використовуються для управління роботою акустооптичного дефлектора таким чином, щоб дефлектор вводив зміну в кутове положення пучка до співпадшня точки його перетину СІТКІВКИ з центром fovea Кутове положення лазерного пучка перед оком при вказаному співпадшні дає можливість розрахувати рефракцію ока в кожній потрібній точці ЗІНИЦІ і побудувати потім карту рефракції Ця карта дозволяє зробити висновки про величину аметропії, параметри астигматизму, гостроту зору і (при необхідності) дає змогу розрахувати частину рогівки, яка вилучається при фоторефрактивній кератектомм [11] Прототип має ряд суттєвих недоліків, пов'язаних з виконанням головних і допоміжних функцій приладу таких як попередньої центрування оптичної осі приладу відносно візуальної осі ока, регулювання акомодації ока пацієнта, розташування на ЗІНИЦІ ТОЧОК, де вимірюється рефракція, вимірювання кутового положення лазерного пучка перед оком пацієнта Цей метод і пристрій центрування мають такі недоліки По-перше, за візуальну вісь ока в прототипі приймається промінь, який прямує через геометричний центр ЗІНИЦІ і fovea Проте відомо, що геометричний центр ЗІНИЦІ далеко не завжди співпадає з візуальною віссю в наслідок децентрування отвору ЗІНИЦІ І ОПТИЧНИХ осей рогівки та кришталика До того ж, отвір ЗІНИЦІ може не мати центра симетрії 46833 По-друге, фіксація погляду ока пацієнта Недоліки вимірювача кутового положення здійснюється наточку фокуса 134, 139 ([10], Fig 4), лазерного пучка, в якому він перетинає потрібну просторове положення якої змінюється при вимірювальну зону ЗІНИЦІ та центр fovea, кожному новому положенні диска 130 При ЗМІНІ обумовлені наступними факторами По-перше, положення точки фіксації погляду око пацієнта пристрій вимірювача кутового положення повинно відстежувати цю зміну, що здійснюється лазерного пучка, в якому фотоприймач кутовим переміщенням ока, яке порушує використовується як нульовий датчик (датчик попереднє центрування Таким чином, обидві неспівпадшня центру світлової плями на СІТКІВЦІ З точки (на ЗІНИЦІ та на СІТКІВЦІ), через які проходить центром на fovea), а акусто-оптичний дефлектор ЛІНІЯ центрування, не мають достатньо виконує функцію виконавчого органу в ланцюгу визначеного положення зворотного зв'язку слідкуючої системи вимірювача, не забезпечує достатньої швидкості вимірювання По-третє, точку фокуса 116, 129 може чітко рефракції Із даних, приведених в [10], час спостерігати тільки еметропічне око При наявності вимірювання рефракції по 100 вимірювальних аметропії око пацієнта буде бачити розмиту пляму точках ЗІНИЦІ складає до однієї хвилини За цей лазерного світла, при тому тим більшу, чим більша час око пацієнта може здійснити до 100 рухів та аметропія Зрозуміло, що в цих умовах не може змінити своє кутове положення внаслідок бути точної фіксації погляду в одному напрямку, а природного тремору, скачків та дрейфу В іншому, це є ще один фактор, який перешкоджає точності альтернативному варіанті прототипу замість диска центрування з отворами для переміщення променя по ЗІНИЦІ По-четверте, досить яскраве лазерне ока застосовується ще один двокоординатний випромінювання подразнює fovea настільки, що акусто-оптичний дефлектор, що ускладнює око починає рефлекторно звужувати зіницю Тому систему і збільшує енергетичні втрати лазерного перед виконанням процедури центрування ока випромінювання потрібно використовувати медикаментозні засоби, які паралізують м'язи циліарного тіла, що По-друге, через наявність нерівномірного неодмінно змінює рефракційні властивості ока в розподілу опромінюванності у СВІТЛОВІЙ ПЛЯМІ на порівнянні з його природним нормальним станом СІТКІВЦІ, нерівномірний розподіл світлочутливості по поверхні елементів реального фотоприймача, Недолік прототипу відносно регулювання неспівпадшня та нестабільність у часі значень акомодації Відомо, що рефракційні властивості коефіцієнтів підсилення кожного із ока залежать від відстані акомодації Тому абераційний рефрактометр повинен мати пристрій передпілсилювачів, підключених до елементів регулювання акомодації ока пацієнта У прототипу фотоприймача, наявність невилучених бліків та цей пристрій відсутній повністю А це означає, що фонових засліплень, фотоприймач не реєструє око пацієнта може бути акомодованим на будь-яку "нульове" положення плями на fovea без відстань, яка є невідомою для оператора Тому систематичних похибок неможливо чітко пов'язати вигляд карти рефракції По-третє, оптична система, що забезпечує з акомодаційним станом ока рейтресінг ока, внаслідок дії власних аберацій вносить кутову аберацію в положення лазерного Прототип (спосіб та пристрій розташування на пучка перед оком ЗІНИЦІ точки, точніше - невеликої за площею зони отвору ЗІНИЦІ, де здійснюється вимір рефракції) Цілком зрозуміло, що друге і третє є причиною має такі недоліки По-перше, система інструментальної похибки вимірювача рефракції, розташування на ЗІНИЦІ вимірювальних ТОЧОК (ЗОН) яка має систематичний характер і може бути жорстко пов'язана з конструкцією скануючого виявлена та врахована Як видно із приведеного диска 132 на Fig 4 [10], пристрій не має структурних елементів, які хоча б частково, якщо не повністю, По-друге, для переміщення вимірювальної компенсували б вказані похибки і збільшували зони по ЗІНИЦІ потрібно мати як мінімум два точність вимірювання рефракції приводи переміщення диска 132 Перший - для забезпечення зміни координати зони по радіусу, До недоліків вимірювача також треба віднести другий - для зміни по азимуту, або й те, що лінза 166 оптично спрягає fovea і двокоординатний привід Потреба світлочутливу поверхню фотоприймача лише при наявності еметропічного ока Якщо око пацієнта використовувати електромеханічні приводи значно аметропічне, то за рахунок децентрування зменшує можливості забезпечення великої зображення fovea на вказаній поверхні швидкодії сканування ЗІНИЦІ та зменшення терміну фотоприймача виникають додаткові похибки всього сеансу вимірів рефракції ока вимірювання рефракції, компенсації яких в По-третє, отвір 134 займає лише малу частину прототипі не передбачено зони перетину лазерного пучка з диском 132 В зв'язку з тим, що крайні промені пучка проходять Суть винаходу врешті через краї ЗІНИЦІ (ДИВ Fig 4 [10]), то це Метою винаходу є створення такої означає, що через отвір 134 проходить лише та вдосконаленої оптично-електронної системи частина світлового потоку лазера, якою є площа рейтресінгового абераційного рефрактометра, яка однієї зони вимірювання рефракції на ЗІНИЦІ ПО дозволяє вирішити такі задачі відношенню до площі всієї ЗІНИЦІ Зрозуміло, що забезпечити гнучкість системи розташування таке віньєтування лазерного пучка призводить до на ЗІНИЦІ вимірювальних точок і підвищити дуже неекономічного використання економічність використання випромінювання лазера шляхом зменшення віньєтування випромінювання і повинно вважатися суттєвим лазерного пучка на апертурній діафрагмі, недоліком прототипу 8 46833 СІТКІВКОЮ і світлочутливою поверхнею ЗІНИЦІ до 10 20мс, фотоприймача, між фотоприймачем і об'єктивом забезпечити оптичне спряження введено другий світлоподілювач або дзеркало світлочутливої поверхні фотоприймача і fovea при повороту оптичної осі і пластину з тест-рисунком наявності аметропії у ока пацієнта, а також при фіксації погляду, оптично спряжену зі регулюванні акомодації ока на будь яку потрібну світлочутливою поверхнею фотоприймача, а між відстань, другим світлоподілювачем або дзеркалом повороту оптичної осі і інтерференційнозменшити інструментальні похибки поляризаційним світлоподілювачем введено другу вимірювання абераційної рефракції, панкратичну групу лінз з від'ємною оптичною підвищити точність і визначеність силою і функцією формування уявного для ока позиціонування приладу відносно ока пацієнта, пацієнта зображення тест-рисунка на відстані, забезпечити можливість автоматизації ВІДПОВІДНІЙ заданій акомодації, причому у випадку позиціонування і контрольованості робочої використання дзеркала повороту оптичної осі воно відстані між оком пацієнта і елементами приладу, встановлено на рухомій основі з функцією забезпечити можливість проведення переміщення його в положення відкриття доступу позиціонування приладу без застосування світлового випромінювання, розсіяного СІТКІВКОЮ, медикаментозного розширення ЗІНИЦІ до фотоприймача під час вимірювання ЦІ задачі вирішені у лазерному вимірювачі характеристик ока пацієнта абераційної рефракції ока, що включає до свого складу лазерний випромінювач, телескопічну Для забезпечення можливості урахування систему, двокоординатний дефлектор, складений систематичних інструментальних похибок із двох однокоординатних дефлекторів, блок вимірювання рефракції, по ходу зондуючого керування кутом відхилення, апертурну діафрагму, лазерного пучка після останнього оптичного польову діафрагму, колімаційну лінзу, елемента встановлено друге дзеркало повороту інтерференційно-поляризаційний світлоподілювач, оптичної осі, за яким введено оптичний еталон ока позиційно-чутливий фотоприймач з об'єктивом, з рухомим або нерухомим вздовж осі імітатором блок обробки та відображення інформації у складі СІТКІВКИ, за оптичними параметрами еквівалентним комп'ютера, аналого-цифрового перетворювача та СІТКІВЦІ ока людини, причому друге дзеркало передпідсилювача, в якому у ВІДПОВІДНОСТІ З повороту оптичної осі встановлено на рухомій винаходом новим є те, що для зменшення часу, основі з функцією введення його в зондуючий потрібного для вимірювання рефракції, та лазерний пучок під час вимірювання практично повного усунення втрат енергії характеристик еталона і виведення з нього під час лазерного пучка на апертурній діафрагмі, а також вимірювання характеристик ока пацієнта для створення гнучкої системи розміщення Для позиціонування приладу відносно ока вимірювальних точок на ЗІНИЦІ, ПО ходу зондуючого пацієнта, а також для збільшення точності і пучка після двокоординатного дефлектора забезпечення можливості автоматизації введено телескопічну систему на відстані, позиціонування приладу в нього введено третій ВІДПОВІДНІЙ співпадінню вхідної ЗІНИЦІ телескопічної світлоподілювач і за його допомогою введено системи із зоною проміжку між однокоординатними канал верифікації СПІВВІСНОСТІ приладу та ока дефлекторами, апертурну діафрагму встановлено пацієнта у складі одного або декількох точкових між лінзами телескопічної системи в точці світловипромінювачів та телевізійного або співпадшня їх фокусів, а польову діафрагму оптично-електронного фотоприймального розміщено в площині вихідної ЗІНИЦІ телескопічної пристрою з функціями відображення та видачі системи і водночас у точці переднього фокуса дозволу на вимірювання характеристик ока в колімаційної лінзи, розташованої по ходу момент співпадшня оптичної осі приладу і лазерного пучка перед інтерференційновізуальної осі ока пацієнта поляризаційним світлоподілювачем на відстані від Для забезпечення роботи приладу без ока пацієнта, яка приблизно дорівнює фокальному використання медикаментозного розширення відрізку колімаційної лінзи ЗІНИЦІ в ньому застосовано лазерний випромінювач та/або світловипромінювачі з Для забезпечення постійного оптичного випромінюванням в інфрачервоній ДІЛЯНЦІ спектру спряження світлочутливої поверхні фотоприймача з СІТКІВКОЮ при наявності аметропії ока пацієнта, Перелік фігур креслення на ДІЛЯНЦІ між інтерференційно-поляризаційним Фігура 1 Функціональна схема вимірювача світлоподілювачем і оком пацієнта встановлено абераційної рефракції ока 1 -лазер, 2, 3 - лінзи панкратичну групу лінз - компенсатор аметропії з телескопічного розширювача, 4 - двокоординатний функцією формування зображення СІТКІВКИ акусто-оптичний дефлектор, 5, 6 - лінзи аметропічного ока на нескінченості, а телескопічного звужувача, АД - апертурна фотоприймач світлочутливою поверхнею діафрагма, 7 - польова діафрагма, 8 - колімаційна суміщено з передньою фокальною площиною лінза, 9 - інтерференційно-поляризаційний об'єктива, встановленого по ходу променів, світлоподілювач, 10, 11 панкратичний розсіяних СІТКІВКОЮ, за інтерференційнокомпенсатор аметропії, 12 -дзеркало, 13 поляризаційним світлоподілювачем пересувне дзеркало, 14', 14" - світлодюди, 75 - око пацієнта, 16, 17 - лінзи панкратичного регулятора Для забезпечення фіксації погляду ока акомодації, 18 - об'єктив, 19 - фотоприймач, 20 пацієнта поздовж оптичної осі приладу, надання тест-рисунок, 21 освітлювач, 22 оку пацієнта потрібного акомодаційного стану і багатоканальний передпідсилювач, 23 - аналогозбереження при цьому оптичного спряження між зменшити час вимірювання рефракції по всій 46833 10 цифровий перетворювач, 24 - комп'ютер, 25, 27 світлочутлива поверхня позиціино-чутливого лінзи об'єктива мікроскопа, 26 - дзеркало, 28 фотоприймача 19, призначений для формування світлоподілювач, 29 - сітка, ЗО - окуляр мікроскопа, зображення на вказаній поверхні освітленої 31 - око оператора, 32 - телевізійна ПЗЗ-камера, ділянки СІТКІВКИ Фоточутливі елементи 33 - плата вводу зображення в комп'ютер, 34 фотоприймача підключені через передпідсилювач імітатор рогівки, 35 - імітатор середовища ока, 36 22 і аналого-цифровий перетворювач 23 до імітатор СІТКІВКИ, 37, 38 - приводи переміщень, F3, комп'ютера 24 Між об'єктивом 18 і F5, F6, F8, F25, F30 - передні фокуси ВІДПОВІДНИХ фотоприймачем 19 на рухомій основі встановлено ЛІНЗ, F'2, F'5, F'6, F'18, F'27-задні фокуси лінз дзеркало 39 з метою оптичного спряження пластини з тест-рисунком 20 із світлочутливою Фігура 2 До пояснення роботи вимірювача поверхнею фотоприймача 19 а також поверхнею поперечної аберації лазерного пучка на СІТКІВЦІ fovea Пластина 20 потрібна для фіксації погляду ока 1 4 - світлочутливі елементи фотоприймача ока пацієнта За пластиною 20 розташовано Фігура 3 До пояснення принципу дії пристрою випромінювач 21 для її освітлення, який для позиціонування приладу відносно ока випромінює світло з спектральним складом пацієнта 1 - колімаційна система, 2 - дзеркало з ідентичним випромінюванню лазера 1 отвором, 3 - об'єктив мікроскопа, 4 - площина зображень об'єктива мікроскопа, А - випромінювач Елементи 25 ЗО утворюють мікроскоп, в якому лінзи 25, 27 разом з дзеркалом 26 і точка фіксації погляду, Ві Вг -випромінювачі, 1 складають об'єктив мікроскопа Пластина 29 з координатною сіткою, що встановлена в задньому В11 В11 фокусі лінзи 27, лінзову групу лінз ЗО та 2 1 - перше зображення випромінювачів, , світлоподілювач 28, передній фокус якого В11 - друге зображення точок 2 співпадає з заднім фокусом лінзи 27, складають Фігура 4 Карта розташування на ЗІНИЦІ ТОЧОК окуляр мікроскопа Світлоподілювач 28 оптично вимірювання рефракції ока, керована за спрягає площину СІТКІВКИ ІЗ світлочутливою допомогою комп'ютера площиною фотоприймача зображення телевізійної камери 32, яка підключена до комп'ютера через Фігура 5 ЗОВНІШНІЙ ВИГЛЯД плату 33 перетворення і вводу відеосигналу експериментального зразка вимірювача абераційної рефракції За допомогою дзеркала 12 з отвором оптична Фігура 6 Карта абераційної рефракції живого вісь мікроскопа суміщена з оптичною віссю каналу ока, відтворена за допомогою експериментального рейтресінгу (елементи 1 по 11) і фотоелектричного зразка вимірювача вимірювача поперечної аберації променя на ВІДОМОСТІ, ЯКІ підтверджують можливість СІТКІВЦІ (елементи 16 19)здіснення винаходу Перед оком пацієнта розміщені чотири На Фіг 1 показана функціональна схема світлодюди на однаковій відстані від оптичної осі вимірювача абераційної рефракції ока, який Вони знаходяться в одній площині, заявляється, яка складається з лазера 1, що його перпендикулярній до осі, і розташовані попарно на випромінювання використовується для рейтресінгу взаємно перпендикулярних осях Разом з ока, телескопічного розширювача (лінзи 2, 3), мікроскопом світлодюди утворюють систему потрібного для нормальної роботи акустовізуального і телевізійного позиціонування оптичного двокоординатного дефлектора 4 у приладу відносно ока пацієнта Мікроскоп складі двох однокоординатних дефлекторів, розміщено так, щоб передня фокальна площина телескопічного звужувача лазерного пучка (лінзи лінзи 25 співпадала з площиною, де знаходиться 5, 6), в якому у суміщених точках фокусів лінз 5 і 6 уявне зображення СВІТЛОДІОДІВ 14, сформоване розміщено апертурну діафрагму АД каналу передньою поверхнею рогівки ока пацієнта як рейтресінгу Польова діафрагма 7 каналу дзеркалом розміщена у задньому фокусі лінзи 6 з тим, щоб її Між ЛІНЗОЮ 11 і світлодюдами 14 на рухомій зображення, сформоване у зворотному напрямку основі розміщено дзеркало 13, яке призначене для телескопічним звужувачем, знаходилось у зоні між суміщення оптичних осей приладу і оптичної осі однокоординатними дефлекторами Це зроблено еталона ока (34 36) Еталон ока складається з для того, щоб зменшити до мінімуму перерозподіл меніска - імітатора рогівки 34, рідини 35, що імітує освітленості у СВІТЛОВІЙ плямі на ЗІНИЦІ ПІД час середовище ока, та імітатора СІТКІВКИ 36 Імітатор зміни однокоординатними дефлекторами кутового СІТКІВКИ встановлений на рухомій основі і має положення лазерного пучка Колімаційна лінза 8 можливість до переміщення вздовж оптичної осі за своїм переднім фокусом суміщена з центром допомогою приводу 37 діафрагми 7 для створення телецентричного ходу До складу вимірювача входить комп'ютер 24, променів у зоні інтерференційно-поляризаційного який передбачений для керування акустосвітлоподілювача 9 оптичним дефлектором, аналого-цифровим Лінзи 10, 11 використані як панкратична група перетворювачем, приводами 37, 38, а також для лінз для компенсації аметропії ока пацієнта Одна зберігання та математичної обробки даних з лінз встановлена на рухомій основі, що поєднано вимірювань аберацій, обчислення і представлення з приводом 38 Лінзи 16, 17, функціонують за на моніторі інформації про абераційні параметри і таким же принципом і утворюють панкратичну характеристики рефракції ока, здійснення групу лінз для регулювання потрібної акомодації настройки режимів вимірювань, здійснення ока пацієнта автоматизованого позиціонування приладу Об'єктив 18, у фокусі якого знаходиться Система приладу функціонує так Пучок світла 11 46833 12 від лазера 1, розширюється, колімується і l+ 2 3+ 4 подається на акусто-оптичний дефлектор 4, який ду = змінює його кутове положення за ВІДПОВІДНОЮ комп'ютерною програмою Телескопічний звужувач де [ - поперечне збільшення в площинах 3 5, 6, зменшує товщину пучка до потрібної фотоприймача і СІТКІВКИ, b - розмір світлової плями величини Центр діафрагми 7, яка за допомогою в площині фотоприймача, U-i, U2, U3, U4 лінзи 8 і системи 10, 11 оптично спрягається з фотоелектричні сигнали з ВІДПОВІДНИХ каналів СІТКІВКОЮ ока пацієнта, є точкою кутового "качання" фотоприймача паралельного пучка, що виходить із Перед вимірюваннями рефракції здійснюється телескопічного звужувача Апертурна діафрагма позиціонування приладу відносно ока пацієнта і АД внаслідок її розташування в передній калібрування приладу за допомогою еталона ока фокальній площині лінз 6, має зображення в задній фокальній площині лінзи 8, яка суміщена з Принцип дії пристрою для позиціонування зіницею ока Таким чином зображення освітленої пояснюється Фіг 3, на якій точка А утворюється АД на ЗІНИЦІ є зоною вимірювання рефракції ока елементами 20, 21 (Фіг 1) Колімаційна система 1 пацієнта Внаслідок того, що діафрагма 7 утворюється елементами 39, 18 та 17, 16 (якщо розташована в передній фокальній площині око акомодується на кінцеву відстань) Об'єктив З колімаційної лінзи 8, кутове переміщення утворюється елементами 25 27 (Фіг 1), площина лазерного пучка з вершиною кута на діафрагмі 7, 4 відповідає елементу 29 (Фіг 1), дзеркало 2 перетворюється в зсув, паралельний оптичній осі елементу 12 (Фіг 1) за лінзою 8 Як видно з Фіг 3, фіксація погляду на точку А, що знаходиться на оптичній осі приладу, не Якщо око пацієнта має аметропію, то за гарантує суміщення візуальної осі ока і осі допомогою переміщення лінзи 10 (чи 11) вздовж приладу, тому що око бачить точку А на fovea при осі телецентричний хід променя перетворюється в Д Ф 0 Фіксація погляду на точці А забезпечується хід, що розходиться (при міопії") ЧИ СХОДИТЬСЯ (при лише паралельністю вказаних осей гіперметропії} в одну точку таким чином, щоб Зважаючи на те, що найбільш оптично зображення діафрагми 7 було суміщене з сильним елементом ока є передня поверхня СІТКІВКОЮ Це також забезпечує паралельний хід рогівки, за візуальну вісь приймається ЛІНІЯ, яка променів, що відбиваються від СІТКІВКИ, В просторі проходить через центр fovea та центр кривизни перед світлоподілювачем 9, що потрібно для його передньої поверхні рогівки Якщо перед оком нормального функціонування пацієнта розмістити випромінювач В-і, то за Світлоподілювач 9 пропускає в напрямку рахунок френелівського відбиття світла від фотоприймача 19 тільки ту складову передньої поверхні рогівки ця поверхня, як деполяризованого на СІТКІВКОЮ світла, яка має випукле дзеркало, сформує уявне зображення поляризацію в площині Фіг 1 Це дає змогу усунути проникнення до фотоприймача 1 випромінювача , розташоване відносно осі поляризованого світла, що відбивається симетрії поверхні ВІДПОВІДНО до законів (внаслідок френелівського рефлексу) від геометричної оптики поверхонь лінз 10, 11 та рогівки ока і може При розміщенні перед оком пацієнта декількох утворювати на фотоприймачі засвітлення, випромінювачів В-і, Вг (Фіг 3), розташованих неприпустиме для нормальної роботи приладу симетрично оптичній осі приладу, їх повторне За допомогою лінз 16, 17 і об'єктива 18 в площині фотоприймача 19 формується В111 В11 у робочій площині 2 зображення зображення освітленої зони СІТКІВКИ зображень об'єктива мікроскопа буде зміщеним в За допомогою комп'ютера і акусто-оптичного сторону від осі об'єктива, якщо Д Ф 0 дефлектора лазерний промінь встановлюється в Таким чином ознакою суміщення оптичної осі і таке положення, при якому він перетинає зіницю у візуальної осі ока є дві умови - фіксація погляду ВІДПОВІДНІЙ зоні вимірювання рефракції Якщо оптична система ока має абераційну рефракцію, В11 пацієнта на точці А і центроване розміщення 1 , то світлове зображення діафрагми 7 на СІТКІВЦІ переміщується з осі, що призводить до В11 відносно осі об'єктива 3, що можна 2 ВІДПОВІДНОГО переміщення зображення освітленої зафіксувати за допомогою координатної сітки на зони у фоточутливій площині фотоприймача і пластині 29 (Фіг 1) або на екрані монітора при зміни величини електричних сигналів, що роботі телевізійного каналу виробляються кожним чутливим елементом Ознакою встановлення фіксованої робочої фотоприймача відстані між приладом і оком є співпадшня точок Якщо фотоприймач - чотирьох-квадрантний фотодюд (див Фіг 2), то абераційне переміщення В11 В11 1 світлової плями 5х, Sy на СІТКІВЦІ розраховується і 2 з площиною 4, що можна реєструвати В11 за формулами фізично як факт фокусування зображень 1 і р '(u u )-(u u ) В11 2 на площині 4 Точка фіксації погляду створюється введенням дзеркала 39 (Фіг 1) на оптичну вісь приладу Випромінювачі 14', 14" виконують роль випромінювачів В-і, Вг, що показані на Фіг З 13 46833 Калібрування вимірювача абераційної рефракції здійснюється за допомогою еталона ока Еталон ока має абераційну рефракцію у ВІДПОВІДНИХ вимірювальних точках імітатора рогівки, яка заздалегідь відома, наприклад обчислена комп'ютером за спеціальними програмами Якщо передня поверхня лінзи 34 є еліпсоїдальною, то абераційна рефракція у всіх точках ЗІНИЦІ буде нульовою При використанні компенсатора аметропії на еталон буде надходити лазерний пучок, непаралельний його оптичній осі Це призведе до появи аберації дефокусування еталону, тому з метою и усунення імітатор СІТКІВКИ переміщується вздовж оптичної осі за допомогою приводу 37 в місце фокусування Таким чином досягається оптичне спряження fovea і імітатора СІТКІВКИ Якщо прилад має систематичні інструментальні похибки вимірювання поперечної аберації, то це буде зафіксовано як неспівпадання результатів вимірювання поперечної аберації з и розрахунковими значеннями Виявлені таким чином систематичні інструментальні похибки можна врахувати при вимірюванні аберацій ока Процес калібрування по еталону виконується автоматично безпосередньо перед вимірюваннями аберацій ока, шляхом переміщення дзеркала 13 на оптичну вісь приладу В момент рейтресінгу ока пацієнта дзеркала 13 і 39 виводяться із зони розповсюдження світла, що надходить в око, а потім із ока - на фотоприймач Вимірювання абераційного зсуву зображення світлової плями на fovea виконується у вузлах сітки рейтресінгу ока, яка встановлюється оператором в залежності від його потреби На Фіг 4 показано вигляд сітки вимірювальних точок на ЗІНИЦІ Дані про вимірювання поперечних аберацій лазерного променя на СІТКІВЦІ 5Х (р, е ) та 5у (р, е ) р р далі використовуються для обчислення коефіцієнтів ПОЛІНОМІВ Церніке, який апроксимує функцію хвильової аберації ока, за методом найменших квадратів Функція хвильової аберації використовується для обчислення абераційної рефракції в будь-якій потрібній точці ЗІНИЦІ Апроксимація до того ж дає змогу відтворити характер абераційної рефракції в тій невеликій приосьовій зоні ЗІНИЦІ, де точне вимірювання 14 аберацій лазерного пучка є неможливим На Фіг 5 показано експериментальну установку, що реалізує вимірювач абераційної рефракції за винаходом, що заявляється П'ятикратне (для усереднення результатів) вимірювання аберацій лазерного пучка на СІТКІВЦІ у 65 точках ЗІНИЦІ здійснюється приладом за 12мс При цьому в око пацієнта направляється світловий потік не більше 5мВт На Фіг 6 показані відтворені за допомогою приладу (що на Фіг 5) карта абераційної рефракції живого ока Використані джерела інформації 1 М С Смирнов Измерение волновой аберрации глаза Биофизика 6, с 776 - 794, 1961 2 Van den Brink Measurement of the geometrical aberrations of the eye Vision Res 2, pp 233-244, 1962 3 H M Сергиенко Офтальмологическая оптика М Медицина, 1991 -142с 4 R Н Webb, С М Penney, and К D Thompson Measurement of ocular local wavefront distortion with a spatially resolved refractometer Applied Optics 31, pp 3678 - 3686, 1992 5 S G El Hage and Berm F Contribution of the crystalline lens to the spherical aberration oft the eye J Opt Soc Am 63, pp 205-211, 1973 6 J Liang, A new method to precisely measure the wave aberrations of the human eye with a Hartmann-Shack wave-front sensor, Ph D dissertation (University of Heidelberg, Heidelberg, Germany), 1991 7 J Liang, В Grimm, S Goelz, and J F Bille Objective measurement of wave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wavefront sensor J Opt Soc Am A 11, pp 1949 - 1957, 1994 8 J Liang and D R Williams Aberrations and retinal image quality of the normal human eye J Opt Soc Am A 14, pp 2873 - 2883, 1997 9 J Liang, D R Williams, and D T Miller Supernormal vision and high-resolution retinal imaging through adaptive optics J Opt Soc Am A 14, pp 2884-2892, 1997 10 US Patent 5,258,791 Spatially resolved objective auto refractometer Nov 2, 1993 11 T Seller, P J McDonnel, "Excimer laser photo refractive keratectomy", Surv of Ophthalm 40, pp 89 -118, 1995 46833 15 16 ФІГ. 1 \ \ / X \ r ! 1 2b b ; 1 L 1 1 \ 1 ' І —9 4 Sx' Фіг. 2 * * ^» Фіг. З \ 18 17 Фіг. 4 Фіг. 5 Map Type. Standaicl 1 Refr^ion. dbpten Nn 1 23 0 Ma* 223 Mean D 48 CootfX 3.0D mra 2 CfjradY ООП ran 19 46833 ДП «Український інститут промислової власності» (Укрпатент) вул Сім'ї Хохлових, 15, м Київ, 04119, Україна (044)456-20- 90 ТОВ "Міжнародний науковий комітет" вул Артема, 77, м Київ, 04050, Україна (044)216-32-71 20