Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы

Авторы патента:


Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы
Многофокусная интраокулярная линзовая система и способы

 


Владельцы патента RU 2489991:

ЭЛЕНЗА, ИНК. (US)

Группа изобретений относится к медицине и медицинской технике, в частности к интраокулярным фотосенсорам и способам измерения дальности, используемым в интраокулярных линзовых системах. Для определения расстояния до объекта наблюдения измеряют количество света, проходящего через зрачок, измеряют распределение света, проходящего через зрачок, или измеряют оба параметра: количество света и распределение света, проходящего через зрачок. Далее оценивают расстояние до объекта наблюдения на основании измеренных данных. При этом измерение, по меньшей мере, одного из количества и распределения света осуществляют с помощью фотосенсора, имплантированного в глаз, а оценку расстояния до объекта наблюдения осуществляют с помощью процессора. Устройство измерения дальности соответственно содержит фотосенсор, способный регистрировать свет, падающий на зрачок глаза, и процессор, способный оценивать дальность до объекта наблюдения на основании света, зарегистрированного фотосенсором. Группа изобретений позволит различать расстояния до объектов наблюдения в различных условиях окружающего освещения и различать изменения условий окружающего освещения. 2 н. и 21 з.п. ф-лы, 16 ил.

 

Ссылка на родственную заявку

Данная заявка притязает на приоритет предварительной патентной заявки США №60/953640, поданной 2 августа 2007 г., содержание которой включено сюда в порядке ссылки.

Область техники

Иллюстративные аспекты настоящего изобретения, в общем случае, относятся к многофокусным интраокулярным линзовым ("ИОЛ") системам и, в частности, к интраокулярным фотосенсорам и способам измерения дальности, используемым совместно с системами ИОЛ, и к компонентам, которые обеспечивают возможности многофокусной ИОЛ в динамических зрительных окружениях.

Уровень техники

В зрительной системе человека, для избирательной фокусировки на ближние объекты, например, находящиеся в пределах 20 футов, фокусное расстояние глазного хрусталика должно изменяться. В нормальном глазу это достигается путем сокращения цилиарной мышцы, которая механически присоединена к хрусталику. Сокращение цилиарной мышцы приводит к деформации хрусталика и, таким образом, к изменению фокусного расстояния, или оптической силы, хрусталика. Подобная избирательная деформация хрусталика позволяет фокусироваться на объектах, находящихся на разных расстояниях от глаза. Этот процесс избирательной фокусировки на объектах, находящихся на разных расстояниях, называется аккомодацией.

Диоптрия ("дптр") это единица измерения преломляющей способности линзы, равная обратной величине фокусного расстояния, измеренного в метрах. У людей, полная оптическая сила расслабленного глаза равна приблизительно 60 диоптриям. Роговица вносит приблизительно две трети этой оптической силы, и хрусталик вносит оставшуюся треть. По мере старения человека, диапазон аккомодации снижается от приблизительно 15-20 диоптрий в юном возрасте, до 10 диоптрий в возрасте 25 лет, и до около 1 диоптрии в возрасте 50 и более лет. Для 50-летнего человека, система хрусталика которого может обеспечивать лишь 1 дптр аккомодационной силы, это означает, что ближайший объект, на котором индивидуал может четко сфокусироваться, находится на расстоянии 1 метра (1 метр=1/1 диоптрия). Аналогично, 2 дптр позволит сфокусироваться посредством аккомодации на объекте, удаленном на 1/2 метра, 3 дптр позволит сфокусироваться на объекте, удаленном на 1/3 метра, и т.д.

Способность к аккомодации или способность хорошо видеть на близких расстояниях может снижаться или пропадать по разным причинам, включающим в себя: травму, болезнь или естественный процесс старения. Например, с возрастом, естественный хрусталик глаза утрачивает пластичность, и становится все труднее деформировать твердеющий хрусталик для достижения аккомодации, достаточной для фокусировки на объекты, находящиеся на разных близких расстояниях.

Катарактой называется возрастное заболевание, при котором естественный хрусталик мутнее и теряет прозрачность, что значительно ухудшает зрение. Катаракта обычно возникает после потери аккомодации. Интраокулярные линзы ("ИОЛ") применяются в США с конца 1960-х годов для восстановления зрения пациентов, страдающих этим заболеванием, и впоследствии стали использоваться в некоторых типах офтальмологических операций, связанных с коррекцией преломляющей способности. ИОЛ обычно являются постоянными пластичными линзами, которые хирургически имплантируются в глазное яблоко для замены или дополнения естественного хрусталика глаза.

ИОЛ также могут служить для компенсации утраты преломляющей функции человеческого глаза. Были предложены аккомодационные ИОЛ, например, изменяющие фокус при перемещении (например, физической деформации и/или поступательном движении в орбите глаза), когда мышечное цилиарное тело реагирует на аккомодационный стимул от мозга, аналогично тому, как фокусируется естественный хрусталик человека. К сожалению, эти типы аккомодационных ИОЛ обладают гораздо более низкими характеристиками, чем здоровый естественный хрусталик, и не дают возможности точно и надежно фокусироваться по мере необходимости.

Система ИОЛ, которая будет способна к аккомодации, и которая сможет динамически регулировать свою фокусировку на объектах, находящихся на разных расстояниях, должна иметь возможность точно определять расстояние до объекта фокусировки, который также обычно называется объектом наблюдения. Таким образом, чтобы иметь возможность регулировать фокус зрительной системы для оптимальной фокусировки на ближних объектах наблюдения, нужно знать расстояние до объекта наблюдения.

Для достижения точных многофокусных возможностей, например, аккомодации, система ПОЛ должна быть способна быстро и точно определять расстояние до объекта наблюдения в дискретном и, предпочтительно, в непрерывном режиме, чтобы динамически фокусирующая линзовая система могла регулироваться до надлежащей фокусировки на основании расстояния до объекта наблюдения.

Предложено несколько способов определения расстояния до объекта наблюдения или измерения дальности. Примеры включают в себя использование подхода на основе радара, где источник инфракрасного пучка и сенсор входят в состав линзовой системы и используются для определения расстояния до объекта путем пропускания, отражения, восприятия и обработки сигнала. Другой предложенный подход к измерению дальности предусматривает использование пьезоэлектрического кристалла, прикрепленного к цилиарной мышце, и получение расстояния до объекта наблюдения в соответствии с напряжением, вырабатываемым кристаллом в соответствии со степенью сокращения цилиарной мышцы, которая сопровождает и предположительно указывает степень аккомодации, необходимую зрительной системе. Однако, как известно, цилиарное тело очень хрупко, и с ним трудно работать, что делает эти решения сравнительно сложными и непривлекательными.

Другие предложенные способы измерения дальности предусматривают неоднократное измерение контрастности изображения одновременно с непрерывной регулировкой фокуса оптической системы, пока не будет обнаружен максимум контрастности, что предполагает фокусировку на объект. Однако с этим подходом связана значительная проблема, состоящая в том, что на линии наблюдения нередко находится несколько объектов, что делает трудным или невозможным отличать нужный объект наблюдения от мешающего объекта (например, капель дождя).

Необходим точный и надежный способ определения расстояния до объекта наблюдения в аккомодационной системе ИОЛ и различения между различными зрительными условиями окружающей среды, например, изменениями освещения и множественными объектами. Кроме того, необходим дальномер, просто встраиваемый в систему ИОЛ и не оказывающий негативного влияния на зрительную систему анатомически, физиологически или в отношении остроты зрения. Y Кроме того, необходима динамическая многофокусная система ИОЛ, включающая в себя компонент измерения дальности, способный различать расстояния до объектов наблюдения в различных условиях окружающего освещения и различать изменения условий окружающего освещения.

Сущность изобретения

В одном варианте осуществления предусмотрен способ определения расстояния до объекта наблюдения, содержащий этапы, на которых

измеряют количество света проходящего через зрачок, измеряют распределение света, проходящего через зрачок или измеряют оба параметра: количество света и распределение света, проходящего через зрачок, и

оценивают расстояние до объекта наблюдения на основании измеренного количества света, измеренного распределения света, или обеих параметров.

В еще одном варианте осуществления предусмотрена конструкция интраокулярного фотосенсора используется для измерения диаметра зрачка и его изменений путем обнаружения изменений интенсивности и распределения света, проходящего через зрачок, для определения размера зрачка. В этом варианте осуществления фотосенсор находится за и непосредственно на одной линии со зрачком, в относительно компланарном соотношении. Предусмотрена одна или несколько линейных матриц фоточувствительных элементов, причем количество элементов достаточно, чтобы осуществлять дискриминацию между изменениями размера зрачка, в то время как фотосенсор остается достаточно прозрачным. Кроме того, фотосенсор может содержать матрицу фоточувствительных элементов, образованную двумя перпендикулярными линиями или однолинейную матрицу фоточувствительных элементов

В одном варианте осуществления, определение размера зрачка используется для оценивания расстояния до объекта наблюдения на основании соотношения между размером зрачка и конвергенцией глаз или ближней синкинезии. В другом варианте осуществления, определенное расстояние до объекта наблюдения используется в качестве ввода для активации динамически фокусируемой интраокулярной линзовой системы для (частичной) фокусировки на объект наблюдения. В еще одном варианте осуществления программируемый фотосенсор используется как основной дальномер в системе ИОЛ. В еще одном варианте осуществления, определение размера зрачка используется дополнительно или комплементарно к способу измерения дальности, или для определения расстояния до объектов наблюдения.

В другом варианте осуществления сенсор объединен с интраокулярной линзовой системой. Интраокулярная линзовая система представляет собой, в одном варианте осуществления, многофокусную линзовую систему и может содержать электроактивные линзовые элементы или другие конфигурации многофокусной линзы, и дополнительно содержит микроконтроллер, привод и средство источника питания для управления, активации и питания линзовой системы. Согласно варианту осуществления, фотосенсор объединен с линзовой системой на основе электроактивной пикселированной матрицы, способной воспринимать падающий свет, для определения размера зрачка, определения расстояния до объекта и регулировки оптической силы линзовой системы для фокусировки на объект. В другом варианте осуществления, фотосенсор объединен с непикселированной электроактивной линзовой системой. В еще одном варианте осуществления, фотосенсор объединен с неэлектроактивной фокусирующей системой или является ее компонентом.

Один вариант осуществления изобретения содержит интраокулярную линзовую систему, содержащую многофокусную линзовую систему для регулировки оптической силы системы, дальномер для определения расстояния до объекта наблюдения, контроллер и привод для управления и активации многофокусной линзовой системы, и источник питания для питания компонентов системы. В одном варианте осуществления, дальномер содержит интраокулярный фотосенсор и соответствующее средство обработки для определения расстояния до объекта наблюдения на основании диаметра зрачка. В другом варианте осуществления, дальномер содержит фотосенсор, который использует технологии измерения дальности, например, методы измерения контрастности, помимо измерения размера зрачка для более точного и надежного определения расстояния до объекта наблюдения. В другом варианте осуществления, фотосенсор объединен с линзовой системой. В еще одном варианте осуществления, фотосенсор является физически отдельным составным компонентом всей системы. В одном варианте осуществления, фотосенсор находится за ИО линзой. В другом варианте осуществления, фотосенсор располагается перед интраокулярной ("ИО") линзой.

В одном варианте осуществления, инновационный фотосенсор измеряет и определяет интенсивность и распределение света, проходящего через зрачок, и изменение интенсивности света, принимаемого на отдельных чувствительных (сенсорных) элементах. Размер зрачка определяется путем измерения распределения света и изменения распределения света на фотосенсорной матрице. Также определяются любые изменения освещенности окружающей среды путем измерения изменения во времени интенсивности света, падающего на сенсорные элементы. В этом варианте осуществления, можно определить изменения размера зрачка вследствие яркостного рефлекса и ближнего синкинетичного рефлекса, и фотосенсор и устройство измерения дальности могут делать различия между изменяющимися условиями освещения и изменениями расстояния до объекта наблюдения. Как рассмотрено ниже, возможность обнаружения изменений относительных уровней света можно использовать для различения между рефлекторными реакциями зрачка вследствие освещенности и синкинезии и, таким образом, для точного определения изменения уровней освещенности окружающей среды, а также расстояния до объекта наблюдения.

В одном варианте осуществления, размеры зрачка отдельных пациентов измеряются для разнообразных сценариев освещенности и конвергенции глаз и базовой характеристики, установленной для связи размера зрачка с различными комбинациями освещения и конвергенции. Эта базовая характеристика используется для программирования имплантируемого и индивидуально регулируемого ИО фотосенсора, или интегрируемой ИО линзовой системы, что позволяет определить точные расстояния до объектов и точную фокусировку, достигаемую для каждого пациента, для учета уникальной реакции зрачка. В другом варианте осуществления, измеряется только синкинетичная конвергентная реакция, которая используется для установления базовой характеристики, связывающей размер зрачка с расстоянием до объекта. В еще одном варианте осуществления, стандартизованные базовые характеристики реакции зрачка создаются для подгрупп населения, и эти базовые характеристики используются для программирования стандартизованного ИО дальномера и системы.

Эти и другие признаки и задачи изобретения можно лучше понять из нижеследующего подробного описания предпочтительных вариантов осуществления, приведенного со ссылками на прилагаемые чертежи.

Краткое описание чертежей

Прилагаемые чертежи, входящие в состав описания изобретения, иллюстрируют варианты осуществления настоящего изобретения и, совместно с описанием, служат для пояснения принципов изобретения. В чертежах:

Фиг.1 анатомическое строение глаза;

Фиг.2A-B иллюстративная система ИОЛ и имплантат согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.3A-F примеры конвергенции глаз и синкинетичного конвергентного рефлекса зрачка для различных степеней конвергенции и примеры яркостной рефлекторной реакции зрачка на изменяющиеся условия освещенности;

Фиг.4A-C табличные данные, выражающие оценочные размеры зрачка при различных уровнях освещенности и условиях конвергенции для разных групп населения согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.5A-H иллюстративные конструкции фотосенсорного чипа согласно иллюстративным вариантам осуществления настоящего изобретения;

Фиг.6A-E вид спереди фотосенсора, показанного на фиг.5А, и его элементов, имплантированных позади зрачка, в различных состояниях в зависимости от размера зрачка согласно иллюстративным вариантам осуществления настоящего изобретения;

Фиг.6F-H вид сбоку фотосенсора, показанного на фиг.5А, и его элементов, имплантированных позади зрачка, в различных состояниях в зависимости от размера зрачка согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.7A процесс определения расстояния до объекта наблюдения согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.7B иллюстративный процесс определения расстояния до объекта наблюдения согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.7C иллюстративная поисковая таблица для определения расстояния до объекта наблюдения согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.8A-B примеры сенсорной матрицы и электроактивной линзы, объединенных на одном чипе согласно различным вариантам осуществления настоящего изобретения;

Фиг.9 иллюстративные позиции фотосенсора, объединенного или соседствующего с одной электроактивной линзой согласно различным вариантам осуществления настоящего изобретения;

Фиг.10 сенсор, "проложенный" между двумя электроактивными линзовыми элементами согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.11 иллюстративная неэлектроактивная многофокусная система, использующая фотосенсор согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.12 система ИОЛ согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.13 иллюстративный общий процесс определения расстояния до объекта наблюдения и регулировки многофокусной линзовой системы, использующей ИО фотосенсор для измерения размера зрачка и определения расстояния до объекта наблюдения согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения;

Фиг.14A-F фотосенсор и его элементы в различных состояниях в зависимости от размера зрачка и интенсивности окружающего света согласно одному варианту осуществления настоящего изобретения; и

Фиг.15 и 16 логическая блок-схема иллюстративного процесса различения между яркостным и синкинетичным рефлексами для определения расстояния до объекта наблюдения.

Подробное описание

На фиг.1 показано анатомическое строение глаза 100 включающее в себя: конъюнктиву 110; цилиарное тело 112; радужную оболочку 114; зрачок 118; переднюю камеру 116 (содержащую водянистую влагу); хрусталик 122; роговицу 124; экстраокулярную мышцу 126; склеру 128; сосудистую оболочку 130; пятно 132; зрительный нерв 134; сетчатку 136; стекловидное тело 138; и капсулярную сумку 140. Хрусталик 122 заключен в капсулярную сумку 140. В ходе типичной хирургической операции по замене хрусталика, естественный хрусталик 122 удаляется из капсулярной сумки 140, и новая ИОЛ имплантируется в капсулярную сумку 140 общеизвестными хирургическими методами. ИОЛ можно вставлять в сложенном состоянии и затем раскладывать, когда она находится в капсулярной сумке 140.

На фиг.2А показан пример многофокусной системы ИОЛ 210, имплантированной в капсулярную сумку 140. На фиг.2B показан увеличенный вид системы ИОЛ 210, показанной на фиг.2A. Согласно фиг.2B, в одном варианте осуществления, имплантированная система ИОЛ 210 включает в себя электроактивную линзу 250, имеющую электроактивные элементы, способный изменять свой показатель преломления в соответствии с приложенным напряжением 260. Контроллер 270 определяет необходимые сигналы управления, которые нужно подавать на электроактивную линзу 250, и привод 280 активирует электроактивный линзовый элемент 250 с помощью электродов для изменения его показателя преломления. В этом варианте осуществления, фотосенсорный чип 290, имеющий фотосенсорные элементы 520 (также именуемые фоточувствительными элементами) выполнен в виде программируемого дальномера, который объединен с линзовой системой 210. Фотосенсорный чип 290 (также именуемый дальномерным фотосенсором или просто дальномером), более подробно описанный ниже, определяет площадное распределение падающего света, проходящего через зрачок 118, и оценивает размер зрачка 118 на основании распределения падающего света.

Зрачок 118 имеет, по существу, круглую форму, и количество и распределение света, проходящего через зрачок 118, претерпевшего значительное преломление в роговице 124, можно эффективно представить в виде пучка круглого сечения, имеющего такой же радиус, как у зрачка 118. Как более подробно рассмотрено ниже, размер зрачка используется для оценивания расстояния до объекта наблюдения, и, на основании этой оценки, контроллер 270 определяет соответствующее фокусное расстояние, необходимое для фокусировки на объект, и предписывает приводу 280 активировать электроактивную линзу 250, изменяя ее эффективный показатель преломления для фокусировки изображения объекта наблюдения (на сетчатке 136). Относительные изменения освещенности окружающей среды также можно измерять с помощью дальномерного фотосенсора 290 и использовать для различения и учета изменений размера зрачка, обусловленных разными рефлекторными реакциями зрачка.

Вышеприведенное описание касается лишь одного варианта осуществления. Возможны различные другие варианты осуществления, включающие в себя разные типы электроактивных и неэлектроактивных многофокусных линзовых систем. Например, компоненты системы ИОЛ могут быть модульными, и элементы системы могут располагаться вне капсулярной сумки 140 и даже вне глаза 100. Перейдем к подробному описанию способов определения расстояния до объекта наблюдения и разнообразных конструкций фотосенсора и системы ИОЛ.

На фиг.3A-E показаны различные степени конвергенции глаз и соответствующие размеры зрачка 302а-е, которые, как описано ниже, используются для оценивания расстояния до объекта. Конвергенция глаз это мера того, как пересекаются оптические оси обоих глаз 100 при наблюдении объектов на близких расстояниях. В общем случае, дальнее зрение означает зрение, объекты наблюдаются на расстоянии свыше 20 футов (~6 метров), как показано на фиг.3A (301а), и ближнее зрение означает зрение при наблюдении объекта, находящегося ближе 20 футов, как показано на фиг.3B-3E (301b-301e). В нормальной зрительной системе человека, процесс и механизм фокусировки на ближний объект (ближе 20 футов) называется аккомодацией, и в ходе этого процесса оптические оси глаз пересекаются или сходятся на объекте. Согласно фиг.3A (301а), при наблюдении объекта на расстоянии свыше 20 футов конвергенция равна нулю (оптические оси обоих глаз, по существу, параллельны друг другу). Когда объект наблюдения приближается к глазам, степень конвергенции возрастает, как показано на фиг.3B-E (301b-301e).

Также в иллюстрациях показано, как размер (302а-302е) 118 зрачка различается для разных степеней конвергенции. Изменения диаметра зрачка могут быть обусловлены открытием и закрытием радужной оболочки 114. Это результат хорошо понятной рефлекторной реакции зрачка, известной как синкинетичная рефлекторная реакция или "ближняя синкинезия". В частности, в этом рефлексе, зрачок 118 изменяет свой диаметр в соответствии со схождением глаз или конвергенцией глаз. Чем больше степень конвергенции, тем больше сужение зрачков. Это показано на фиг.3A-E (302а-302е), изменение диаметра зрачка, соответствующее степени конвергенции. В частности, на фиг.3A, когда объект наблюдения находится на расстоянии 20 футов или более, глаза ориентированы, в общем случае, параллельно, не проявляя никакой степени пересечения или конвергенции, и синкинетичная реакция зрачка отсутствует. По мере приближения объекта наблюдения, как показано на фиг.3B-3E, степень конвергенции возрастает, и зрачки сужаются, в результате чего их диаметр уменьшается. Например, согласно фиг.3A, зрачок может быть около 6 мм в диаметре при наблюдении удаленного объекта. Когда наблюдатель рассматривает объект на расстоянии 10 футов, как показано на фиг.3B, глаза сходятся, и зрачки сужаются, например, до 5 мм. Согласно фиг.3C, Когда наблюдатель рассматривает объект на расстоянии 5 футов, степень конвергенции возрастает, и зрачки сужаются, например, до 4 мм. Согласно фиг.3D и 3E, при наблюдении объекта на расстоянии, например, 2.5 футов, глаза сходятся еще больше, и зрачки еще больше сужаются, например, до 3 мм, и когда объект приближается до 10 дюймов, зрачки могут сузиться до около 2 мм. Фактическое значение диаметра зрачка для данной степени конвергенции является переменным, и приведенные примеры служат только для иллюстрации.

Еще один рефлекс представляет собой яркостный рефлекс зрачка, при котором диаметр зрачка регулируется в соответствии с разными уровнями освещенности окружающей среды, в общем случае, уменьшается при ярком свете и увеличивается при тусклом свете для поддержания оптимального количества света на сетчатке (т.е. в соответствии с чувствительностью сетчатки). Размер зрачка будет динамически регулироваться вследствие изменений окружающих условий освещения. Примеры диаметра зрачка при различных интенсивностях окружающего света показаны на фиг.3F. Эта реакция на освещенность также хорошо понятна специалистам в данной области техники, например, когда человеческий глаз 100 сталкивается с изменением освещенности, например, при выходе из слабо освещенной комнаты во внешнее солнечное окружение, зрачки 118 будут сокращаться для снижения интенсивности света, падающего на сетчатку. Если субъект возвращается из освещенного солнцем окружения в более тускло освещенное окружение или комнату, зрачки расширятся, чтобы захватить больше окружающего света.

Степень относительной освещенности поверхности или величина облученности обычно выражается либо в люменах на квадратный фут, также известных как фут-канделы (фут-кд), либо в люменах на квадратный метр, также известных как люксы. Облученность выражает фотометрическое измерение условий относительной освещенности, воспринимаемой человеческим глазом. Согласно фиг.3F, примеры разных условий освещенности включают в себя прямой солнечный свет (10000 фут-кд или ~100,000 лк); ясное небо (3000 фут-кд или ~30000 лк); облачность (500 фут-кд или ~5000 лк), ярко освещенная комната (100 фут-кд или ~1000 лк), комната с низким уровнем освещения (20 фут-кд или ~200 лк), очень слабо освещенная комната (0,5 фут-кд или ~5 лк), и безлунное звездное небо (0,01 фут-кд или ~0,1 лк).

Хотя зрачок изменяет свой диаметр вследствие реакции на освещенность и синкинетичного конвергентного рефлекса, синкинетичный рефлекс вследствие конвергенции является преобладающим рефлексом (т.е. для типичных каждодневных диапазонов уровня света, синкинетичная реакция дает приблизительно в девять раз больший вклад в определение диаметра зрачка при наблюдении ближних объектов, чем яркостный рефлекс).

Как описано выше, вследствие синкинетичного рефлекса, размер зрачка индивида связан со степенью конвергенции, и степень конвергенции непосредственно связана с расстоянием от глаз 100 до объекта наблюдения. Чем ближе объект, тем меньше зрачки. Это позволяет оценивать расстояние до объекта наблюдения путем определения размера зрачка, поскольку размер зрачка, или изменение размера зрачка, будет указывать, в общем случае, степень конвергенции при конкретных уровнях или в конкретных диапазонах освещенности окружающей среды. Например, вследствие синкинетичной рефлекторной реакции, если расстояние до объекта наблюдения изменяется от 20 футов до 10 футов, глаза должны "сходиться" (т.е. оптические оси глаз сходятся) и зрачки будут сужаться. Если объект наблюдения приближается на 5 футов, зрачки будут сужаться до еще меньшего размера. Аналогично, если объект приближается на расстояние до 1 фута, зрачки будут дополнительно сужаться. Соотношение между диаметром зрачка и расстоянием до объекта наблюдения, или степенью конвергенции можно индивидуально измерить для каждого пациента или задать как базовую характеристику для возрастной группы или другой подгруппы населения, что будет дополнительно рассмотрено ниже.

На фиг.4A-C показаны табличные данные, выражающие оценочные размеры зрачка при различных уровнях освещенности и условиях конвергенции для разных групп населения. Диаметры зрачка измеряются при различных уровнях освещенности и расстояниях до объекта комбинации для создания таблицы данных для соответствующей группы населения. Таблицы данных используются дальномерным фотосенсором 290 для оценивания расстояния до объекта наблюдения и для активации многофокусной системы ИОЛ 210.

Эти измерения можно осуществлять с использованием стандартных офтальмологических и оптометрических техник, в том числе, с использованием пупиллометра для определения размеров зрачка при различных расстояниях (степенях конвергенции). Например, это можно осуществлять с использованием рефрактометров и пр., для регулировки кажущегося расстояния до тестового объекта, что заставляет пациента сводить глаза, как при наблюдении объекта на этом расстоянии, что очевидно специалистам в данной области техники. Реакцию зрачка на освещенность также можно измерять с использованием стандартных оптометрических процедур, например, изменяя освещенность, воспринимаемую глазом индивида, и с использованием пупиллометра для измерения размера зрачка. Можно построить кривую или таблицу базовой характеристики, которая связывает размер зрачка с освещенностью окружающей среды.

Яркостная и синкинетичная реакции зрачка на изменяющиеся условия освещенности и расстояния до объекта, соответственно, общеизвестны. В общем случае, степень реакции зрачка, и максимальная степень сужения и расширения зрачка с возрастом уменьшаются. Согласно иллюстративным таблицам, приведенным на фиг.4A и 4B, зрачки среднего 20-летнего человека могут сужаться максимально до размера 2 мм и расширяться максимально до размера 7 мм, тогда как зрачки среднего 70-летнего человека могут сужаться максимально до размера 2,5 мм и расширяться максимально до размера 5 мм. Согласно фиг 4C, зрачки среднего 40-летнего человека, например, могут сужаться максимально до 2,3 мм и расширяться максимально до 6 мм.

На фиг.4A-C также показаны соотношения между размером зрачка и освещенностью, которые можно использовать для установления расстояния до объекта для отдельного пациента из группы населения. Интраокулярный сенсор и процессор, описанные ниже, используются для обнаружения падающего света, проходящего через зрачок, оценивания размера зрачка и относительной освещенности и для оценивания расстояния до объекта наблюдения путем сравнения измеренных данных с данными базовой характеристики пациента. Этот процесс представлен на фиг.7A и 7C, рассмотренных ниже.

В одном варианте осуществления, конструкция интраокулярного фотосенсора и способ используется для измерения диаметра зрачка и его изменений путем обнаружения изменений интенсивности и распределения света, проходящего через зрачок. Размер зрачка 118 можно использовать для получения расстояния до объекта наблюдения, и эту информацию можно использовать для регулировки фокусного расстояния многофокусной системы ИОЛ 210.

На фиг.5A-H показаны различные конструкции 500a-500h интраокулярного фотосенсорного чипа (или сенсорной матрицы) согласно иллюстративным вариантам осуществления. В частности, на фиг.5A-H показаны виды спереди конструкций фотосенсорного элемента. В одном варианте осуществления, показанном на фиг.5A, фотосенсорные (или фоточувствительные) элементы 520a организованы в виде двух ортогональных линейных матриц, например, на полупроводниковой пластине или микрочипе. Различные фоточувствительные материалы и фотосенсорные технологии хорошо известны в технике и могут использоваться, включая, но без ограничения, приборы с зарядовой связью ("ПЗС") и комплементарные МОП-транзисторы ("КМОП"). Согласно фиг.5A, в целях иллюстрации "ноги" 510а линейных матриц обозначены N, S, E и W, но очевидно, что можно использовать любую ориентацию элементов, способных измерять интенсивность света при увеличивающемся линейном расстоянии (например, радиусе) от центра 515а фотосенсорного чипа 500а. Например, на фиг.5B-H показаны другие примеры ориентации фотосенсорных элементов на полупроводниковом(и) чипе или пластине, но возможны и другие, что очевидно специалистам в данной области техники.

Фотосенсорные чипы 500a-500h, показанные на фиг.5A-5H, имеют приблизительно такой же размер, как полностью расширенный зрачок, например, 7 мм, и ориентированы так, что плоскость диска сенсора параллельна плоскости зрачка. Согласуя диаметр фотосенсора и длину фотосенсорных элементов 520a-520h с максимальным размером зрачка 118, можно отслеживать и обнаруживать полный диапазон диаметров зрачка. Фотосенсорные чипы 500a-500h могут быть больше или меньше в зависимости от предполагаемого применения, что очевидно специалистам в данной области техники.

На фиг.6A-C показаны фотосенсорный чип 500а, изображенный на фиг.5A, и его фотосенсорные элементы 52Оа, имплантированные позади зрачка 118, в различных состояниях в зависимости от размера зрачка 118, и показано, как фотосенсорный чип 500а можно использовать для измерения размера зрачка 118. Как показано, только те, фотосенсорные элементы 520а, которые находятся позади зрачка, принимают все фотостимулы (или подавляющее их большинство). Фотосенсорные элементы, находящиеся вне зрачка, принимают мало фотостимулов или не принимают их вовсе.

На фиг.6F-H показан вид сбоку фотосенсорного чипа 500а (фиг.5A) и его фотосенсорных элементов 520а, имплантированных позади зрачка 118, в различных состояниях в зависимости от размера зрачка 118, в соответствии с фиг.6A-C. Для ясности, на фигурах показаны только зрачок 118 и фотосенсорный чип 500а ИО системы (например, фиг.2B, 210) позади зрачка 118, (например, имплантированный интраокулярно), соответствующий диаметрам зрачка на фиг.6A-C.

На фиг.6A и 6F показан зрачок 118 диаметром 4 мм и показано, что освещаются только фотосенсорные элементы 520а в центральной части (круге диаметром 4 мм) фотосенсора. Фотосенсорные элементы 520а за пределами диаметра зрачка 118 принимают мало света или вовсе не принимают его. На фиг.6B и 6G показаны полностью расширенный зрачок 118 и фотосенсорный чип 290а, в котором освещено большее количество фотосенсорных элементов 520а (например, центральный круг диаметром 7 мм сенсора). На фиг.6C и 6H показан полностью суженный зрачок 118, в котором освещена лишь очень небольшая центральная часть фотосенсорного чипа 500а и соответствующие сенсорные элементы 520а. Только эти элементы в центральной области сенсорной матрицы приблизительно 2 мм в диаметре принимают окружающий свет, а те, которые находятся ближе к периферии, принимают мало света или вовсе не принимают его. Эти значения были выбраны исключительно для иллюстрации. В общем случае, диаметр зрачка 118 у здорового молодого взрослого человека поддерживается в пределах от 2 до 7 мм, тогда как у престарелого пациента эти пределы несколько уже, и 4-5 мм представляет промежуточное значение. В каждом из этих случаях, конкретное распределение сенсорных элементов 520а освещается в зависимости от размера зрачка 118, и, таким образом, определяется размер зрачка. Хотя в одном варианте осуществления, на каждую ногу 510а фотосенсорного чипа 500а приходится восемь сенсорные элементы 520а помимо центрального фотосенсорного элемента 515а, количество и ориентация сенсорных элементов 520а можно регулировать в зависимости от применения.

На фиг.6D-E показано другое представление, как будут "активироваться" отдельные фотосенсорные элементы 520а в зависимости от размера зрачка 118 и интенсивности света. Вследствие разных интенсивностей окружающего света в некоторых вариантах осуществления, сенсорную матрицу можно программировать на различные уровни чувствительности в зависимости от обнаруженного окружающего света. Например, в слабо освещенном или темном окружении, фотосенсорные элементы 520а могут динамически регулироваться (либо автоматически, либо в соответствии с инструкциями от контроллера, например, фиг.2B, 270) в сторону повышения чувствительности, тогда как в ярком окружении, фотосенсорные элементы 520а могут регулироваться в сторону снижения чувствительности.

На фиг.6E показано, как программируемый фотосенсорный чип 500а может регистрировать не только распределение света, но также интенсивность этого распределения. В одном варианте осуществления, сенсорные элементы 520а запрограммированы регистрировать и делать различия между градациями интенсивности. В этом примере существует 5 разных уровней интенсивности, но, как очевидно специалистам в данной области техники, фотосенсорный чип 500а можно построить и запрограммировать так, чтобы он делал различия между любыми уровнями интенсивности света. Предпочтительно, система ИОЛ может различать и регистрировать относительные изменения интенсивности света для того, чтобы делать различия между яркостным рефлексом и синкинетичным рефлексом, что дополнительно рассмотрено ниже. Кроме того, рассеянный свет может достигать сенсорных элементов 520а вне области зрачка 118, и фотосенсорный чип 500а можно запрограммировать так, чтобы отбрасывал такой "шум", устанавливая пороговые уровни интенсивности и контрастности.

При желании можно создать фотосенсорный чип 500а с изменяющимися степенями чувствительности, например, для различения разнообразных условий освещения и наблюдения. Часть света (например, рассеянный свет) может достигать фотосенсорных элементов 520а вне области зрачка 118. Разнообразные фотодетекторы с переменными интегральной и спектральной чувствительностями можно использовать в качестве фотосенсоров в настоящем варианте осуществления. Кроме того, алгоритм обработки сигнала для сигнала принятого света можно отрегулировать для различения разных условий освещения и различения между относительным количеством света, принятого фотосенсорами вне области зрачка и внутри области зрачка.

Как дополнительно описано здесь, диаметр зрачка можно определить непосредственно из самого фотосенсорного чипа 500а (например, область фотосенсора, освещенность которого превышает данный порог, непосредственно соответствует области зрачка 118) или определить с помощью алгоритма постобработки сигнала, подстроенного под конкретное применение. Диаметры зрачка 118 и конструкция фотосенсорной матрицы 500а показаны только для примера, и специалистам в данной области техники очевидно, что диаметр зрачка может непрерывно изменяться между верхним и нижним пределами, и что показанный вариант осуществления легко использовать для определения диаметра зрачка при любом значении между этими пределами, и, кроме того, что другие конструкции сенсора также можно использовать для регистрации падающего света и, таким образом, для определения размера зрачка. Как рассмотрено в другом месте, в одном варианте осуществления, измерение размера зрачка используется для определения расстояния до объекта, и это расстояние используется контроллером (например, фиг.2B, 270) для активации многофокусной линзовой системы 210 для регулировки ее фокусирующих свойств для фокусировки на объект.

Поскольку фотосенсорный чип (например, фиг.2, 290; фиг.5A, 500а) располагается позади зрачка 118 и перед сетчаткой 136, он должен быть достаточно прозрачным, чтобы не создавать слишком сильного препятствия падающему свету, что оказывало бы негативное влияние на зрение. Таким образом, хотя отдельные фотосенсорные элементы являются непрозрачными, т.е. поглощают падающий свет, количество сенсорных элементов и занимаемая ими площадь выбирается так, чтобы количество падающего света, которое они поглощают, было достаточно большим, чтобы можно было делать различия между различными размерами зрачка, но достаточно малым относительно общего количества падающего света, чтобы не влиять на зрение. В одном варианте осуществления матрица имеет коэффициент пропускания 95%. В другом варианте осуществления, матрица имеет коэффициент пропускания 90%. Возможны и другие профили пропускания. Конструкция фотосенсорного чипа ограничивает количество фотосенсорных элементов количеством, которое необходимо для надежного обнаружения изменений интенсивности падающего света и, одновременно, для того, чтобы подавляющая часть света достигала сетчатки 136 (фиг.1, 2A), и является оптимальной для достижения нужных параметров работы и обнаружения фотосенсора без ухудшения зрения вследствие поглощения фотонов. В одном варианте осуществления, отдельные сенсорные элементы можно «отключать», например, подавая на них электрические сигналы для их перехода из состояния фотодетектора в фактически неактивное и пропускающее, что позволяет динамически изменять количество активных фотосенсорных элементов, например, для изменяющихся уровней света, и профиль пропускания фотосенсора.

На диаметр зрачка могут влиять яркостный рефлекс и синкинетичный рефлекс. Если расстояние до объекта наблюдения постоянно, любое изменение диаметра зрачка будет, в основном, обусловлено реакцией на освещенность, реакцией вследствие изменения уровня окружающего света. Напротив, если уровень освещенности относительно постоянен, то изменение диаметра зрачка будет, в основном, обусловлено синкинетичной реакцией, реакцией вследствие изменения расстояния до объекта наблюдения. Однако в повседневной жизни большинство индивидуалов сталкиваются с широко изменяющимся уровнем освещенности, и также будет непрерывно изменять свой взгляд и фокус для рассмотрения объектов наблюдения на разных расстояниях, дальних и ближних. Таким образом, яркостный рефлекс и синкинетичный рефлекс могут оказывать значительное и совместное влияние на изменение размера зрачка 118 согласно уровню освещенности и расстоянию до объекта наблюдения. Предпочтительно, вышеописанная система ИОЛ 210 измеряет как уровни освещенности, так и диаметр зрачка, и эти два вида данных, совместно с данными базовой характеристики пациента, используются для оценивания расстояния до объекта наблюдения в одном варианте осуществления.

В одном варианте осуществления, базовое соотношение реакции и размера зрачка 118 с изменяющимися уровнями освещенности и изменяющимися расстояниями наблюдения устанавливается путем измерения диаметра зрачка пациента в разнообразных условиях освещенности и конвергенции с использованием вышеописанных стандартных оптометрических приемов. Как описано выше, на фиг.4A-C показан один набор измерений для разных групп населения, но следует понимать, что такие таблицы измерений и данных можно составлять для отдельных пациентов и использовать для индивидуальной подстройки дальномерного фотосенсорного чипа 290 к каждому пациенту.

На фиг.7A показан иллюстративный процесс 700а определения расстояния до объекта наблюдения согласно одному варианту осуществления, и на фиг.7C показана поисковая таблица для определения расстояния до объекта наблюдения согласно одному варианту осуществления. На блоке 705, интраокулярный. фотосенсорный чип 290 (фиг.2A) регистрирует пространственную протяженность и интенсивность света, падающего через зрачок. Оценка диаметра зрачка и интенсивность окружающего света определяются на блоках 710, 715, например, с помощью процессора, объединенного с фотосенсорным чипом 290. Оценочный диаметр зрачка, определенный на блоке 710, и уровень освещенности, определенный на блоке 715, затем сравниваются с данными базовой характеристики пациента с использованием компаратора для оценивания расстояния до объекта наблюдения, как показано на блоке 720. В одном варианте осуществления, данные базовой характеристики пациента (например, показанные на фиг.4A-C) сохраняются в памяти процессора на блоке 725. Эти данные включает в себя размеры зрачка для различных комбинаций освещенности и расстояния до объекта. Измеренные размер зрачка и освещенность сравниваются на блоке 720 с данными базовой характеристики, сохраненными на блоке 725, и оценка расстояния до объекта выводится на блоке 730. Пример поисковой таблицы для пациента показан на фиг.7C. Например, с использованием данных базовой характеристики пациента, показанных на фиг.7C, если размер зрачка оценивается равным 4,1 мм и относительная освещенность оценивается равной 1 фут-кд, то расстояние до объекта будет оценено равным 1,2 метра. Аналогично, если размер зрачка оценивается равным 4,1 мм и относительная освещенность оценивается равной 100 фут-кд, то расстояние до объекта будет оценено равным, по меньшей мере, 6 метрам. Специалистам в данной области техники очевидно, что логику сравнения и оценивания расстояния процессора можно осуществлять различными способами, включающими в себя поисковые таблицы и алгоритмы взвешивания в реальном времени.

На фиг.7B показан иллюстративный процесс 700b определения расстояния до объекта наблюдения согласно другому варианту осуществления. На блоке 735 регистрируется свет, входящий в зрачок. В этом варианте осуществления, оценка изменения размера зрачка и изменение освещенности из предыдущего состояния зрачка определяются, как показано на блоках 740, 745, соответственно (например, из измерения, показанного на фиг.7A). С использованием данных базовой характеристики пациента, сохраненных на блоке 725, дискриминатор оценивает величину изменения зрачка, обусловленного изменением освещенности, как показано на блоке 750. Затем, на блоке 755, определяется оценка изменения размера зрачка вследствие изменения фокусировки на объект, ближней синкинезии, и, на основании этой оценки, на блоке 760 определяется оценка изменения расстояния до объекта наблюдения. Осуществляют дискриминацию между изменением уровней освещенности и изменениями размера зрачка вследствие изменений позволяет оценивать расстояние до объекта наблюдения, что будет дополнительно рассмотрено ниже.

Матрица фотосенсорных элементов может существовать как отдельный компонент или может быть объединена с другими компонентами системы ИОЛ. В одном варианте осуществления, показанном на фиг.8, фотосенсорная матрица объединена с линзовым элементом на одном чипе. В этом варианте осуществления, фотосенсорная матрица 805 и электроактивная линза 810 объединены на единой полупроводниковой пластине 815, причем чип включает в себя фотосенсорные элементы 820, электроактивные элементы 825 и соответствующие цепи. В частности, участок чипа 810, соответствующий электроактивной линзе, представляет собой тонкий слой электроактивных линзовых элементов 825 в виде пикселированной матрицы. Пример такой линзы описан в патентной публикации США №20060095128, включенной сюда в порядке ссылки. Работу некоторого количества фотосенсорных элементов 820 можно регулировать в зависимости от применения (например, как описано выше в отношении конструкций сенсора, показанных на фиг.5A-H).

В другом варианте осуществления, показанном на фиг.8B, фотосенсорная матрица 805 представляет собой отдельный чип, который находится либо на пикселированной линзовой матрице 810 (например, присоединен к передней или задней поверхности линзового чипа), либо рядом с линзой (спереди или сзади).

На фиг.9 показаны другие варианты осуществления, включающие в себя, фотосенсор 901 как часть ИО линзовой системы 900. Этот вариант осуществления использует непикселированную электроактивную линзу 905. Например, такая линзовая система описана в патенте США 6638304, включенном сюда в порядке ссылки. Электроактивная линза 905 включает в себя материал электроактивной линзы (например, нематик), присоединенный к прозрачному электроду 910. В одном варианте осуществления, фотосенсор 901 находится между электроактивной линзой 905 и прозрачным электродом 910. В другом варианте осуществления, электроактивная линза 905 находится перед фотосенсором 901. В другом варианте осуществления электроактивная линза 905 находится позади фотосенсора 901 (перед означает направление к передней поверхности глаза, т.е. ближе к зрачку).

На фиг.10 показан фотосенсор 901, «проложенный» между двумя электроактивными линзовыми элементами 1005 согласно одному варианту осуществления. Также показаны два прозрачных электрода 910. Электроактивными линзами 1005 управляет контроллер 1010.

В других вариантах осуществления фотосенсорная матрица объединена с, присоединена к, или расположена рядом с разнообразными конструкциями ИОЛ, включающими в себя те системы ИОЛ, где используются неэлектроактивные линзы, в том числе деформируемые линзы, которые деформационно регулируются механическими или иными силами, подвижные линзовые системы, включающие в себя многолинзовую систему, и, в общем случае с любой линзовой системой, способной регулировать свое фокусное расстояние. На фиг.11 показано в порядке примера, как фотосенсор 901 используется с неэлектроактивной многофокусной системой, включающей в себя фиксированную линзу 1110 и фокусирующую линзу 1105.

В одном варианте осуществления, показанном на фиг.12, фотодетекторная сенсорная матрица объединена с многофокусной линзовой оптикой и соответствующими контроллером и приводом, и используется для определения дальности до объекта наблюдения, относительного уровня освещенности окружающей среды и их изменений, или того и другого. В одном варианте осуществления сенсорная матрица является программируемой матрицей. Степень и распределение освещения сенсорных элементов указывает распределение и интенсивность света, проходящего через зрачок, в любой данный момент, и эти данные используется для определения размера зрачка в этот или близкий к нему момент. В одном варианте осуществления, количество или схема размещения фотосенсорных элементов, которые активированы (т.е. принимают интенсивность света выше порога), и, в некоторых случаях, степень интенсивности света используется непосредственно контроллером для активации линзового элемента. В другом варианте осуществления данные, представляющие освещенные фотосенсорные элементы, дополнительно обрабатываются, например, путем алгоритмической обработки, или сравниваются с поисковой таблицей, для определения расстояния до объекта наблюдения, например, путем определения размера зрачка и вывода расстояния до объекта из известной базовой характеристики реакции зрачка.

В частности, на фиг.12 показана блок-схема системы ИОЛ 1200, включающей в себя сенсор 1210 для регистрации падающего света и для определения размера зрачка, или изменения интенсивности окружающего света, или того и другого, для вывода расстояния до объекта наблюдения. В ее состав также входят микроконтроллер 1205 для обработки данных и подачи команд управления, привод 1220 для активации фокусирующего элемента и многофокусный линзовый элемент 1215. Источник питания (или источник энергии) 1225 подает питание на контроллер 1205, дальномерный фотосенсор 1210, и привод 1220.

На фиг.13 показан процесс 1300 определения расстояния до объекта наблюдения и регулировки многофокусной линзовой системы согласно одному варианту осуществления. На блоке 1305, измеряется распределение света, поступающего через зрачок. На блоке 1310 определяется размер зрачка на основании падающего света. Затем, на блоке 1315 определяется расстояние до объекта наблюдения на основании размера зрачка, и на блоке 1320 определяется фокусное расстояние линзовой системы, соответствующее расстоянию до объекта. На блоке 1325 привод активируется для регулировки фокуса линзы.

Согласно фиг.13, микроконтроллер 1330 закодирован инструкциями для осуществления блоков 1310-1325 процесса 1300. Это можно реализовать в виде программно-аппаратного обеспечения или программного обеспечения. Согласно варианту осуществления, инструкции закодированы непосредственно в оборудование (например, ASIC). Инструкции могут быть закодированы на одном чипе совместно с пикселированной матрицей (не показана) и фотосенсором 1335. Инструкции на микроконтроллере включают в себя инструкции для получения данных из данных фотосенсора 1335 и для определения расстояния до объекта наблюдения. Например, необработанные данные из фотосенсора 1335 могут предписывать микроконтроллеру 1330 выдавать инструкции на привод, который затем активирует линзовую систему для осуществления изменения фокусного расстояния. В такой конфигурации, конкретная группа или ориентация активированных или освещенных элементов фотосенсора 1335 обуславливают выполнение инструкции фокусировки от микроконтроллера 1330. Эти функции можно реализовать посредством поисковой таблицы или аналогичным образом. Таблица представляет отображение между картинами освещения сенсорных элементов (представляющими расстояние до объекта) и оптической силой, необходимой линзовой системе.

Альтернативно, данные от фотосенсора 1335 могут дополнительно обрабатываться микроконтроллером 1330, и результаты этой постобработки могут использоваться микроконтроллером 1330 для подачи инструкций на привод, который изменяет фокусное расстояние системы. Работа в целом и ее результат состоит в том, что на основании ввода от фотосенсора, определяется или оценивается расстояние до объекта наблюдения, и определяется необходимая оптическая сила, и привод активируется для воздействия на линзовую систему для изменения ее показателя преломления для получения нужной оптической силы. Источник питания подает питание на контроллер, дальномерный фотосенсор и привод. Единый источник питания может запитывать все три компонента, например, в случае, когда дальномерный сенсор, привод и линзовая система объединены, или отдельные источники питания может снабжать энергией каждый компонент. Источник питания для системы может представлять собой перезаряжаемое устройство накопления энергии, например, аккумулятор, конденсатор, или другой накопитель энергии, хорошо известный в технике. Примеры средства генерации энергии включают в себя фотоэлектрические, термоэлектрические и пьезоэлектрические преобразователи, способные поглощать фотонную, тепловую и механическую энергию соответственно, для использования или накопления системой. Другими примерами являются перенос и накопление энергии за счет индуктивной связи, лазерной или РЧ энергии, но изобретение не ограничивается никаким конкретным средством генерации или накопления энергии.

В одном варианте осуществления фокусирующие свойства оптическая сила системы ИОЛ непрерывно изменяются. В другом варианте осуществления линзовая система ограничена некоторым количеством конкретных значений оптической силы. Например, система может иметь возможность непрерывной регулировки с шагом 0,1 дптр в пределах от +2 до -10 дптр, или система может иметь только 3 разные оптические силы, например, 0 дптр для дальнего зрения, 1 дптр для промежуточного зрения и 3 дптр для ближнего зрения. Система, способная с высокой точностью определять расстояние до объекта наблюдения, и обладающая диапазоном и чувствительностью и возможностью регулировать оптическую силу системы, предоставляет широкий диапазон возможностей в зависимости от конкретного применения или желания.

Как описано выше, точное определение расстояния до объектов наблюдения можно осуществлять путем измерения размера зрачка и уровня освещенности окружающей среды и сравнения этих измерений с эмпирически установленной базовой характеристикой размера зрачка пациент. Эта способность к измерению дальности вкупе с регулируемой многофокусной линзовой системой позволяет надлежащим образом регулировать линзовую систему для фокусировки на объект наблюдения. Базовые характеристики пациента или населения, связывающие размер зрачка и изменения размера зрачка с изменяющейся освещенностью и изменяющимися расстояниями до объекта, также можно создавать для дальнейшего повышения точности измерения дальности. Как описано ниже, изменение интенсивности освещения отдельных фотосенсоров обеспечивает меру изменений освещенности окружающей среды, и эти данные можно использовать для различения между рефлекторными реакциями зрачка и для разрешения неопределенностей.

Например, индивидуал может перейти от одного уровня освещенности к другому уровню освещенности, и изменение уровня освещенности приводит к значительной реакции зрачка на освещенность. Например, при выходе из окружения помещения на улицу, освещенную ярким солнечным светом, или при включении яркого света в ранее затемненной комнате, освещенность окружающей среды может измениться на несколько порядков величины, что приводит к значительному сужению зрачков. В противоположном случае, т.е. при переходе из ярко освещенного окружения в относительную темноту может привести к значительному расширению зрачков. В этих обстоятельствах, реакция зрачков на освещенность может временно (например, до адаптации сетчатки) преобладать над синкинетичной реакцией, и быстрое изменение диаметра зрачка будет указывать не столько на изменение расстояния до объекта наблюдения, сколько на изменение уровня освещенности.

В одном варианте осуществления, изменения во времени уровней освещенности отдельных сенсорных элементов измеряются и используются для различения и разрешения любых возможных неоднозначностей. Измерение изменения относительной освещенности как функции времени на каждом отдельном сенсорном элементе позволяет системе определять, например, увеличивается или уменьшается освещенность.

На фиг.14A-F показаны гипотетические сценарии, которые могут приводить к изменению размера зрачка вследствие яркостного рефлекса, и показано, как дальномерный фотосенсор будет отличать реакцию зрачка вследствие изменений уровня освещенности. Количество фотосенсорных элементов 520, освещенность которых превышает пороговый уровень, предоставляет информацию для определения размера зрачка. Изменение интенсивности освещения на каждом сенсорном элементе указывает изменение уровня окружающего света.

На фиг.14A показан диаметр зрачка 4 мм глаза субъекта при наблюдении объекта на расстоянии 1 м (1 диоптрия) в ярко освещенной комнате, например, при освещенности 100 фут-кд. Центральные фотосенсорные элементы 520, соответствующие диаметру зрачка 4 мм, освещаются с относительной интенсивностью 100. Этот диаметр зрачка 4 мм при относительной освещенности 100, соответствующей расстоянию до объекта наблюдения 1 м требующий конвергентной аккомодации в 1 диоптрию, можно получить из базовой характеристики измерения отдельного пациента, как рассмотрено выше согласно одному варианту осуществления. На фиг.14B показан случай, когда свет в комнате приглушен до 10 фут-кд, что, например, расширение зрачка до 5 мм. Дополнительные периферийные фотосенсорные элементы освещаются вследствие увеличения размера зрачка, однако относительная интенсивность на центральных сенсорах, соответствующих первоначальному размеру зрачка 4 мм, падает до 10. Это снижение интенсивности на внутренних сенсорных элементах и одновременный рост количества освещенных фотосенсорных элементов 520 указывает системе, что зрачок расширился вследствие снижения относительной освещенности, а не вследствие изменения расстояния до объекта наблюдения. Аналогичный эффект показан на фиг.14C, где свет дополнительно приглушается до 1 фут-кд. В этом случае, зрачок расширяется, и количество и радиальная протяженность освещенный фотосенсорных элементов 520 возрастает, что указывает на увеличение зрачка, тогда как резкое увеличение освещенности до относительного значения единица (1) указывает, что расширение зрачка произошло вследствие изменения уровня освещенности, а не изменения расстояния до объекта наблюдения. Система измерения дальности или контроллер в этой ситуации, согласно одному варианту осуществления, будут сопоставлять изменение зрачка с изменением относительной освещенности, а не с изменением расстояния до объекта наблюдения, и в этом случае многофокусная ИО система не будет изменять фокусное расстояние.

На фиг.14D показан диаметр зрачка 4 мм глаза субъекта при наблюдении объекта на расстоянии 1 м (1 диоптрия) в ярко освещенной комнате, например, при освещенности 100 фут-кд. Центральные фотосенсорные элементы 520, соответствующие диаметру зрачка 4 мм, освещаются с относительной интенсивностью 100. На фиг.14E показан случай, когда свет в комнате усиливается до 500 фут-кд, что, например, заставляет зрачок сужаться до 3 мм. Большинство периферийных фотосенсорных элементов 520, освещенных с освещенностью 100 фут-кд, больше не освещаются вследствие уменьшения размера зрачка, вызванного яркостным рефлексом. Однако относительная интенсивность центральных фотосенсорных элементов, соответствующих новому размеру зрачка 3 мм, повышается до 500. Это увеличение интенсивности на внутренних фотосенсорных элементах и одновременное уменьшение количества освещенных сенсоров указывает системе, что зрачок сузился вследствие увеличения относительной освещенности, а не вследствие изменения расстояния до объекта наблюдения. Аналогичный эффект показан на фиг.14F, где зрачки сталкиваются с увеличением интенсивности света до 2500 фут-кд (например, при ясном небе). Зрачок сужается, возможно, максимально, и количество и радиальная протяженность освещенных фотосенсорных элементов 520 сокращается, что указывает на сужение зрачка, тогда как резкий рост относительной освещенности до значения 2500 указывает, что сужение зрачка произошло вследствие изменения уровня освещенности, а не изменения расстояния до объекта наблюдения. Система измерения дальности или контроллер в этой ситуации, согласно одному варианту осуществления, будут сопоставлять изменение зрачка с изменением относительной освещенности, а не с изменением расстояния до объекта наблюдения, и в этом случае многофокусная ИО система не будет изменять фокусное расстояние.

В общем случае, эти варианты осуществления позволяют точно определять дальность до объекта наблюдения с использованием интраокулярного фотосенсора и процессора для измерения размера зрачка и определять расстояние до объекта с учетом изменений уровней освещенности окружающей среды. Если относительная освещенность увеличивается или уменьшается в значительной степени и достаточно быстро, так что яркостный рефлекс зрачка вносит значительный вклад в изменение размера зрачка, система будет оценивать и определять, обусловлено ли и в какой степени сужение или расширение зрачка яркостным рефлексом, а не синкинетичным рефлексом, и, таким образом, точно и непрерывно определять расстояния до объекта наблюдения даже в условиях изменяющейся относительной освещенности.

На фиг.15 и 16 показаны обобщенные логические блок-схемы иллюстративного процесса согласно другим вариантам осуществления для определения расстояния до объектов наблюдения в условиях изменяющейся освещенности. Каждый процесс начинается с установления базовой характеристики отдельного пациента или группы населения, для размера зрачка и его изменений по отношению к изменяющейся освещенности и сценариям ближней конвергенции. Эти базовые характеристики можно создавать, например, путем эмпирических измерений в кабинете врача или из литературных источников, и базовая характеристика может включать в себя столько параметров и элементов данных, сколько необходимо для конкретного применения и необходимой чувствительности. Базовые характеристики используются в качестве ввода программирования в ИО дальномерную систему, которая содержит блок сенсоров для измерения света, проходящего через зрачок, и оценивания размера зрачка, относительного уровня освещенности, и изменений этих физических переменных. Специалистам в данной области техники очевидно, что разнообразные математические методы, включающие в себя алгоритмы взвешивания, нейронные сети и другие известные в технике методы можно использовать для установления таких базовых характеристик, и разнообразные средства обработки (например, ASIC) можно использовать для реализации корреляционных функций, сопоставляющих базовую характеристику с измеренным интраокулярным распределением света и изменениями интенсивности.

Согласно фиг.15, на блоке 1502, регистрируется излучение на каждом сенсорном элементе. На блоке 1504 определяются уровень интенсивности света и скорость изменения d/(dt) интенсивности на, каждом сенсорном элементе, и они поступают на блок 1506. Согласно фиг.15, блоки 1504 и 1506 могут быть двумя отдельными процессами, выполняющимися параллельно. Блок 1506 определяет пространственное распределение интенсивности, зарегистрированной сенсорными элементами, и указывает пространственное распределение интенсивности света, проходящего через зрачок. Изменение пространственного распределения, d/(dt) (пространственное распределение) определяется на блоке 1510. Блок 1512 использует информацию, полученную на блоке 1510, совместно с оценкой уровня освещенности окружающей среды и изменения освещенности, d/dt (освещенность), полученной на блоке 1508, для оценивания размера зрачка и изменения размера зрачка, d/(dt) (размер зрачка).

На блоке 1520 базовая характеристика пациента инициируется путем измерения размеров зрачка для разнообразных уровней освещенности и расстояний до объекта и их комбинаций. На блоке 1522 измеряются (параллельно или последовательно), изменения размера зрачка для разнообразных изменяющихся освещенностей и расстояний до объекта. На основании информации, полученной из блоков 1520 и 1522, на блоке 1524, выводится и/или подгоняется, в зависимости от обстоятельств, общее соотношение или кривая, связывающая размер зрачка и/или изменения размера, время реакции и т.д., с уровнями освещенности, расстояниями до объекта, изменениями освещенности и расстояния, и их комбинациями. На блоке 1514 измеренные и вычисленные данные сопоставляются с обобщенной кривой или поисковой таблицей, и на блоке 1516 определяется расстояние до объекта наблюдения. На блоке 1518 определяется изменение расстояния до объекта наблюдения.

Согласно фиг.16, на блоке 1602 измеряются распределение и интенсивность падающего света, и на блоке 1604 интенсивность, зарегистрированная каждым сенсорным элементом, сравнивается с предыдущим измеренным значением на этом элементе. Далее, на блоке 1610 определяется размер зрачка на основании распределения падающего света (например, радиального). На блоке 1606 производится определение, превышает ли изменение порог интенсивности Δ (+1/-). Если нет, то на блоке 1608 вычисляется расстояние до объекта наблюдения на основании размера зрачка.

Если изменение превышает порог, то на блоке 1612 изменение относительной освещенности определяется из предыдущего измерения, и на блоке 1618 определяется (или вычисляется) предполагаемое изменение размера зрачка вследствие изменения освещенности. После блоков 1612 и 1616, на блоке 1620, изменение размера зрачка сопоставляется с изменением освещенности для внесения поправки, связанной с реакцией на освещенность. На основании этой информации, на блоке 1622 определяется расстояние до объекта наблюдения.

В одном варианте осуществления размер зрачка каждого пациент измеряется при 9 разных условиях интенсивности света и расстояния (конвергенции) для установления базовой характеристики реакции зрачка пациента; размер зрачка измеряется при низком, среднем и высоком уровнях освещенности (например, 01, 25, 100 фут-кд) для каждого из 3 измеренных расстояний (20 футов, 10 футов, 1 фут). В другом варианте осуществления, для каждого расстояния берется только 2 измерения освещенности. В еще одном варианте осуществления, для каждого из 6 разных расстояний измеряется 6 уровней освещенности, что требует всего 36 измерений. В зависимости от применения и чувствительности возможно любое количество комбинаций. Полученные данные можно интерполировать и экстраполировать для получения кривой соотношения, охватывающей все комбинации освещенности и расстояния до объекта, что очевидно специалистам в данной области техники. В некоторых вариантах осуществления, получают экспериментальные данные и устанавливают соответствующие соотношения реакции зрачка для общего населения, подгрупп населения и отдельных пациентов. Можно получать экспериментальные данные и можно устанавливать соответствующие соотношения между размером зрачка и уровнем освещенности для общего населения, подгрупп населения, например, возрастных, или для отдельных пациентов, и эти данные можно использовать для обеспечения различных уровней индивидуальной регулировки и точной настройки фокусировки в зависимости от индивидуала или группы населения.

В другом варианте осуществления, для разнообразных комбинаций освещения и расстояния до объекта определяется не только результирующий размер зрачка, но также измеряются фактическая реакция зрачка, например, как он изменяется в размере, скорость и степень промаха или точной регулировки с одновременными или почти одновременными изменениями уровня света и расстояния до объекта, и эти данные используются для более точного определения базовой характеристики реакция индивидуал в большинстве реальных условий.

Создание базовой характеристики и установление конкретной реакции зрачка индивидуала или населения с учетом влияния относительной освещенности и расстояния до объекта на диаметр зрачка позволяет точно определять расстояние до объекта наблюдения в разнообразных условиях освещения согласно варианту осуществления изобретения. В одном варианте осуществления, каждая система ИОЛ подстраивается к каждому отдельному пациенту, путем программирования ИО контроллера таким образом, чтобы размеры зрачка, определенные при различных уровнях света, приводили к точному определению расстояний до объекта и приводили к оптимальной фокусировке для этого отдельного пациента.

Хотя это изобретение проиллюстрировано со ссылкой на конкретные варианты осуществления, специалисты в данной области техники могут предложить различные изменения и модификации, отвечающие объему изобретения. Изобретение призвано охватывать сущность и объем формулы изобретения.

1. Способ определения расстояния до объекта наблюдения, содержащий этапы, на которых
измеряют количество света, проходящего через зрачок, измеряют распределение света, проходящего через зрачок, или измеряют оба параметра: количество света и распределение света, проходящего через зрачок, и
оценивают расстояние до объекта наблюдения на основании измеренного количества света, измеренного распределения света или обоих параметров, при этом измерение, по меньшей мере, одного из количества и распределения света, проходящего через зрачок, осуществляют с помощью фотосенсора, имплантированного в глаз, и оценку расстояния до объекта наблюдения осуществляют с помощью процессора.

2. Способ по п.1, дополнительно содержащий этап, на котором
оценивают изменение освещенности окружающей среды, воспринимаемой глазом, путем обнаружения изменений интенсивности света, проходящего через зрачок.

3. Способ по п.1, дополнительно содержащий этап, на котором оценивают величину изменения размера зрачка вследствие изменения освещенности окружающей среды.

4. Способ по п.1, дополнительно содержащий этап, на котором устанавливают различие между изменением размера зрачка вследствие изменения освещенности окружающей среды и изменением расстояния до объекта наблюдения, причем изменение освещенности окружающей среды несущественно влияет на точность оценки расстояния до объекта наблюдения.

5. Способ по п.1, дополнительно содержащий этапы, на которых устанавливают совокупность индивидуальных базовых характеристик соотношения между, по меньшей мере, одним из (a) соответствующими размерами зрачка и расстояний до объекта наблюдения и (b) соответствующими уровнями освещенности окружающей среды для отдельных пациентов или групп пациентов, и оценивают расстояние на основании заранее установленного соотношения.

6. Способ по п.1, в котором дополнительно измеряют первое пространственное распределение и интенсивность энергии фотонов, входящих в глаз через зрачок, в первый момент времени,
измеряют второе пространственное распределение и интенсивность энергии фотонов, входящих в глаз через зрачок, во второй момент времени,
оценивают изменение интенсивности света, падающего на зрачок, в первый момент времени и во второй момент времени.

7. Способ по п.1, в котором дополнительно регулируют фокусное расстояние многофокусной линзовой системой на основании полученной оценки расстояния для приведения объекта наблюдения в фокус.

8. Устройство измерения дальности, содержащее фотосенсор, способный регистрировать свет, падающий на зрачок глаза, и
процессор, способный оценивать дальность до объекта наблюдения на основании света, зарегистрированного фотосенсором.

9. Устройство по п.8, в котором фотосенсор расположен в глазу.

10. Устройство по п.8, в котором процессор способен оценивать размер зрачка по распределению зарегистрированного света, падающего на зрачок.

11. Устройство по п.10, в котором оценочный размер зрачка используется для оценивания расстояния до объекта наблюдения.

12. Устройство по п.8, в котором процессор способен оценивать изменение освещенности окружающей среды, воспринимаемой глазом, оценивать величину изменения зрачка вследствие изменения освещенности окружающей среды или оба указанных параметра.

13. Устройство по п.12, в котором процессор способен устанавливать различие между изменениями размера зрачка вследствие изменения освещенности окружающей среды и изменением расстояния до объекта наблюдения, причем изменение освещенности окружающей среды не оказывает значительное влияние на точность оценки расстояния до объекта наблюдения.

14. Устройство по п.13, в котором процессор запрограммирован данными базовой характеристики реакция зрачка конкретного пациента для оценивания и осуществления дискриминации между совокупностью размеров зрачка и соответствующих расстояний до объекта наблюдения, уровней освещенности окружающей среды, изменений размера зрачка и изменений расстояния до объекта наблюдения, согласующихся с базовой характеристикой отдельного пациента.

15. Устройство по п.8, в котором фотосенсор и процессор объединены на одном чипе, который предпочтительно имеет коэффициент пропускания, по меньшей мере, 80% или, по меньшей мере, 95%.

16. Устройство по п.8, в котором фотосенсор содержит матрицу фоточувствительных элементов.

17. Устройство по п.8, в котором фотосенсор содержит матрицу фоточувствительных элементов, образованную двумя перпендикулярными линиями, или однолинейную матрицу фоточувствительных элементов.

18. Устройство по п.16 или 17, в котором количество фоточувствительных элементов составляет предпочтительно, меньше чем 50, меньше чем 35 или меньше чем 12 элементов.

19. Устройство по п.8, дополнительно содержащее источник питания для питания устройства, при этом источник питания опционально выполнен с возможностью получения энергии из падающего света.

20. Устройство по одному из пп.8, 16 или 17 в котором, в фотосенсоре, каждый из фоточувствительных элементов является индивидуально программируемым и фотосенсор и процессор способны обнаруживать диапазон спектральной интенсивности света, диапазон пространственной интенсивности света, и распределения, чтобы делать различия между различными интенсивностями и распределениями света для обнаружения изменений интенсивности и распределения света, проходящего через зрачок.

21. Устройство по п.8, в котором устройство приспособлено к имплантации и интраокулярной эксплуатации.

22. Устройство по п.8, в котором фотосенсор индивидуально подстраивается под отдельного пациента или подгруппу населения предпочтительно на основании установленных базовых характеристик реакции зрачка для, по меньшей мере, одной из совокупности разных расстояний до объекта и совокупности разных условий освещенности для индивидуального пациента и группы населения.

23. Устройство по п.8, в котором устройство присоединено к многофокусной линзовой системе для предоставления линзовой системе оценки расстояния до объекта наблюдения.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к оптическому приборостроению, связано со стабилизацией изображения наблюдаемых объектов в оптических приборах, работающих на подвижном основании, и предназначено для создания наблюдательных систем типа бинокля.

Изобретение относится к устройствам захвата изображения. .

Изобретение относится к специальной фототехнике, в частности к приборам со стабилизацией изображения, и предназначен для визуального наблюдения удаленных объектов и их дальнейшей цифровой фоторегистрации «с рук» оператора (возможно оператором, находящимся на движущемся транспортном средстве).
Изобретение относится к области оптической техники и может быть использовано как в военных целях, так и в других, например при визировании объектов на фоне звездного неба, в телевидении, кино, фотографии, геологии и др.

Изобретение относится к системам автоматического управления и регулирования, в частности к гиростабилизирующим устройствам, и используется для обеспечения стабилизации поля зрения и управления линией визирования оптических приборов, размещаемых на подвижных объектах.

Изобретение относится к конструкции оптических приборов, а именно - к конструкции высококачественных объективов-трансфокаторов с большим диапазоном увеличения, которые применяются в видеокамерах и иных съемочных устройствах и снабжены функцией оптической стабилизации изображения при вибрации или тряске.

Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии, и предназначено для создания и исследования изображений непосредственно на сетчатке глаза, для диагностики состояния оператора в различных областях техники, для проецирования на сетчатку диспетчера или пилота дополнительной информации.

Изобретение относится к управляемым гиростабилизаторам линии визирования, работающим на подвижных объектах и предназначенным для стабилизации оптического изображения.

Изобретение относится к радиотехнике и может быть использовано в устройствах формирования изображения терагерцового диапазона, в сканирующих системах радиовидения.

Изобретение относится к оптическому приборостроению и может быть использовано при аэрофотосъемке. .

Изобретение относится к области медицины и медицинской технике, а именно к области офтальмохирургии, и предназначено для коррекции афакии после экстракапсулярной экстрации катаракты.

Изобретение относится к области медицины, а именно к офтальмохирургии, и предназначено для коррекции афакии после экстракапсулярной экстракции катаракты. .

Изобретение относится к медицине, к области офтальмохирургии. .

Изобретение относится к медицине и медицинской технике, к области офтальмохирургии. .

Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии. .

Изобретение относится к медицине. .

Изобретение относится к медицине. .

Изобретение относится к внутриглазным искусственным хрусталикам (ВГХ), в частности к устройствам введения ВГХ в глаз
Наверх