アムトロープのエキセントリックな光変動画像の二次元シミュレーション：測定に影響する要因

目的：エキセントリックなフォトレフェルトとプルキンエの画像追跡は、屈折状態と眼の位置を同時に推定するために使用されます。視力スクリーニングを超えて、彼らは典型的で非定型の視覚開発に関する洞察を提供します。技術の精度と精度を測定するには、屈折誤差と光微分データに対する眼鏡の効果の体系的な分析が必要です。 方法：2次元の二重パスの偏心光速度のシミュレーションが実行されました（Zemax）。内向きのパスには、適切な光源、レンズ、単一の表面瞳孔飛行機の眼モデルが含まれており、外側のパスのソースとして機能する拡張網膜画像を作成しました。モデルのカメラで捕捉された瞳孔の画像の輝度勾配から計算された屈折状態は、屈折エラー（-15d〜 +15d）、瞳孔サイズ（3 mm〜7 mm）、および2セットの高次モノクロマティック異常について評価されました。計器のキャリブレーションは、（1）3 mmから23 mmまでの頂点距離、（2） +4Dおよび +7Dの非矯正および修正高屈折式誤差、および（3）4つの異なる軸の4Dの4Dの非矯正および修正された乱視の頂点距離を使用して、-8D〜8Dトライアルレンズを使用してシミュレートされました。市販のPhotoreFractorの経験的キャリブレーションも、人間の目の波面異常計と比較されました。 結果：瞳孔輝度勾配は、約4D（5 mM瞳孔）未満のフォーカスの屈折状態で直線的に変化しました。より大きなエラーの場合、勾配の大きさが飽和してから減少し、屈折状態の過小評価につながります。追加の不正確さ（8Dのデフォーカスで最大1D）は、瞳孔画像のスペクタクルの拡大に起因し、頂点距離が変動する状況での精度を低下させます。経験的校正により、2つの臨床器具間の一定のオフセットが明らかになりました。 結論：計算モデリングは、ユーザーが潜在的な測定エラーを回避するのに役立つPhotoreFractionの原則と制限を示しています。フォトレフェルトの推定に臨床的に有意な誤差を引き起こす可能性のある要因には、高屈折誤差、頂点距離、スペクタクルレンズの拡大効果、高次の単色異常の増加、および調節による一次球体異常の変化が含まれます。これらのエラーの影響は、フォーカスの増加とともに増加します。

PURPOSE: Eccentric photorefraction and Purkinje image tracking are used to estimate refractive state and eye position simultaneously. Beyond vision screening, they provide insight into typical and atypical visual development. Systematic analysis of the effect of refractive error and spectacles on photorefraction data is needed to gauge the accuracy and precision of the technique. METHODS: Simulation of two-dimensional, double-pass eccentric photorefraction was performed (Zemax). The inward pass included appropriate light sources, lenses and a single surface pupil plane eye model to create an extended retinal image that served as the source for the outward pass. Refractive state, as computed from the luminance gradient in the image of the pupil captured by the model's camera, was evaluated for a range of refractive errors (-15D to +15D), pupil sizes (3 mm to 7 mm) and two sets of higher-order monochromatic aberrations. Instrument calibration was simulated using -8D to +8D trial lenses at the spectacle plane for: (1) vertex distances from 3 mm to 23 mm, (2) uncorrected and corrected hyperopic refractive errors of +4D and +7D, and (3) uncorrected and corrected astigmatism of 4D at four different axes. Empirical calibration of a commercial photorefractor was also compared with a wavefront aberrometer for human eyes. RESULTS: The pupil luminance gradient varied linearly with refractive state for defocus less than approximately 4D (5 mm pupil). For larger errors, the gradient magnitude saturated and then reduced, leading to under-estimation of refractive state. Additional inaccuracy (up to 1D for 8D of defocus) resulted from spectacle magnification in the pupil image, which would reduce precision in situations where vertex distance is variable. The empirical calibration revealed a constant offset between the two clinical instruments. CONCLUSIONS: Computational modelling demonstrates the principles and limitations of photorefraction to help users avoid potential measurement errors. Factors that could cause clinically significant errors in photorefraction estimates include high refractive error, vertex distance and magnification effects of a spectacle lens, increased higher-order monochromatic aberrations, and changes in primary spherical aberration with accommodation. The impact of these errors increases with increasing defocus.