JP2005230328A - Ophthalmological apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、眼科装置に係り、特に、被検眼の光学特性を波面センサを用いて測定した結果により、ドライアイの状態を判別するための眼科装置に関する。 The present invention relates to an ophthalmologic apparatus, and more particularly, to an ophthalmologic apparatus for determining a dry eye state based on a result of measuring optical characteristics of an eye to be examined using a wavefront sensor.
従来、ドライアイに関連する眼科測定装置としては、次のような技術が挙げられる。
特許文献１には、所定の蛍光剤を点眼した被検眼の角膜及び涙液からの蛍光強度を定量的に測定する眼科測定装置が記載されている。特許文献２には、脂質層の表面と裏面の反射光の干渉による干渉模様のカラー画像を観察することにより、被検眼の脂質層の状態、涙液の流れの様子などを知ることができ、非接触で局所的なドライアイの簡易的診断を容易に行うことができる眼科装置が記載されている。また、特許文献３には、被検眼の涙液層から反射される信号光のみをＣＣＤに入射することで、観察視野にケラレを生じることなく、広い観察視野で妨害光のない鮮明な涙液干渉パターンを観察できる眼科涙液観察装置が記載されている。
Patent Document 1 describes an ophthalmologic measurement apparatus that quantitatively measures the fluorescence intensity from the cornea and tear fluid of a subject's eye instilled with a predetermined fluorescent agent. In Patent Document 2, it is possible to know the state of the lipid layer of the eye to be examined, the state of the tear fluid flow, etc. by observing the color image of the interference pattern due to the interference of the reflected light on the front and back surfaces of the lipid layer, An ophthalmologic apparatus is described that can easily perform a simple diagnosis of non-contact and local dry eye. Further, Patent Document 3 discloses a clear tear fluid that has no interference light in a wide observation field without causing vignetting in the observation field by allowing only signal light reflected from the tear film of the eye to be examined to enter the CCD. An ophthalmic tear observation device that can observe an interference pattern is described.
しかしながら、従来のドライアイの臨床に用いられる眼科測定装置としては、必ずしも十分にドライアイの状態の判別に関する要求を満たしているとはいえなかった。
本発明は、以上の点に鑑み、被検者がより自然な状態のまま、所定期間毎に瞬きを促して、一定の条件のもとでの測定結果を得るようにし、各個人ごとの経時変化や、異なる人同士での測定結果の比較をより有意義にできる測定を実現するための眼科測定装置を提供することを目的とする。
However, it cannot be said that the conventional ophthalmic measuring apparatus used in the clinical practice of dry eye sufficiently satisfies the requirements regarding the discrimination of the dry eye state.
In view of the above points, the present invention promotes blinking every predetermined period while the subject is in a more natural state, and obtains measurement results under certain conditions. An object of the present invention is to provide an ophthalmologic measurement apparatus for realizing measurement that can make changes and comparison of measurement results between different people more meaningful.
本発明の第１の解決手段によると、
被検眼角膜に所定形状の測定光束を入射する第１照明光学系と、
被検眼角膜から反射光を受光する第１受光光学系と、
上記第１受光光学系からの受光反射光を電気信号に変換する第１受光部と、
測定期間内において、所定期間毎に被検者に瞬きを促すための合図信号を形成する合図信号形成部と、
上記合図信号形成部が形成した複数の合図信号を含む測定期間中であって、かつ合図信号により促される被検者の瞬き間において、複数回上記第１受光部の受光信号から被検眼の角膜形状を求める測定部と、
上記測定部の測定結果から角膜形状の時間的変化を比較可能に表示する表示部と、
を備えた眼科装置が提供される。
本発明の第２の解決手段によると、
被検眼眼底に測定光束を入射する照明光学系と、
被検眼眼底からの反射光を受光する受光光学系と、
受光部で受光した受光反射光を電気信号に変換する受光部と、
測定期間内において、所定期間毎に被検者に瞬きを促すための合図信号を形成する合図信号形成部と、
上記合図信号形成部が形成した複数の合図信号を含む測定期間中であって、かつ合図信号により促される被検者の瞬き間において、複数回の被検眼の波面収差の測定を行う波面測定部と、
複数回の被検眼の波面収差の測定結果の時間的変化を比較可能に表示する表示部と、
を備えた眼科装置が提供される。
According to the first solution of the present invention,
A first illumination optical system that makes a measurement light beam having a predetermined shape enter the eye cornea;
A first light receiving optical system that receives reflected light from the eye cornea;
A first light receiving unit that converts received light reflected from the first light receiving optical system into an electrical signal;
Within the measurement period, a signal signal forming unit for forming a signal for urging the subject to blink every predetermined period;
The cornea of the eye to be inspected from the light reception signal of the first light receiving unit a plurality of times during a measurement period including a plurality of signal signals formed by the signal signal forming unit and in the blink of the subject prompted by the signal of the signal A measuring unit for determining the shape;
A display unit that displays the change in the cornea shape over time from the measurement result of the measurement unit; and
Is provided.
According to the second solution of the present invention,
An illumination optical system that makes the measurement light beam incident on the fundus of the eye to be examined;
A light receiving optical system that receives reflected light from the fundus of the eye to be examined; and
A light receiving portion that converts received light reflected by the light receiving portion into an electrical signal;
Within the measurement period, a signal signal forming unit for forming a signal for urging the subject to blink every predetermined period;
The wavefront measuring unit that measures the wavefront aberration of the subject's eye multiple times during the measurement period including the plurality of signal signals formed by the signal signal forming unit and during the blink of the subject prompted by the signal signal When,
A display unit for displaying the change over time of the wavefront aberration measurement results of multiple times of the eye to be compared; and
Is provided.
１．光学系構成
図１に、眼科装置の光学系の構成図を示す。
眼科装置は、第１照明光学系１０と、第１光源部１１と、第１測定部２５と、前眼部照明部３０と、前眼部観察部４０と、第１調整光学部５０と、第２調整光学部７０と、視標光学部９０を備える。また、第１測定部２５は、第１受光光学系２０と、第１受光部２１を含む。なお、被検眼１００については、網膜（眼底）、角膜（前眼部）が示されている。また、座標（ｘ，ｙ）及び座標（ｘｓ，ｙｓ）、距離Ｚｓ等の関係については後述する。
1. Optical System Configuration FIG. 1 shows a configuration diagram of an optical system of an ophthalmologic apparatus.
The ophthalmologic apparatus includes a first illumination optical system 10, a first light source unit 11, a first measurement unit 25, an anterior ocular segment illumination unit 30, an anterior ocular segment observation unit 40, a first adjustment optical unit 50, A second adjustment optical unit 70 and a target optical unit 90 are provided. The first measurement unit 25 includes a first light receiving optical system 20 and a first light receiving unit 21. For the eye 100, the retina (fundus) and cornea (anterior eye) are shown. The relationship between coordinates (x, y), coordinates (x s , y s ), distance Z s and the like will be described later.
以下、各部について詳細に説明する。
第１照明光学系１０は、第１光源部１１からの光束で被検眼１００の眼底上で微小な領域を照明するためのものである。第１照明光学系１０は、例えば、集光レンズと、バリアブルシリンダーレンズと、リレーレンズとを備える。
Hereinafter, each part will be described in detail.
The first illumination optical system 10 is for illuminating a minute region on the fundus of the eye 100 to be examined with the light flux from the first light source unit 11. The first illumination optical system 10 includes, for example, a condenser lens, a variable cylinder lens, and a relay lens.
第１光源部１１は、第１波長の光束を発する。第１光源部１１は、空間コヒーレンスが高く、時間コヒーレンスは高くないものが望ましい。ここでは、一例として、第１光源部１１には、ＳＬＤ（スーパールミネセンスダイオード）が採用されており、輝度が高い点光源を得ることができる。なお、第１光源部１１は、ＳＬＤに限られるものではなく、レーザーの様に空間、時間ともコヒーレンスが高いものでも、回転拡散板や偏角プリズム（Ｄプリズム）などを挿入することにより、適度に時間コヒーレンスを下げることで利用できる。そして、ＬＥＤの様に、空間、時間ともコヒーレンスが高くないものでも、光量さえ充分であれば、ピンホール等を光路の光源の位置に挿入することで、使用可能になる。また、照明用の第１光源部１１の波長は、例えば、赤外域の波長（例、７８０ｎｍ）を使用することができる。 The first light source unit 11 emits a light beam having a first wavelength. The first light source unit 11 preferably has high spatial coherence and not high temporal coherence. Here, as an example, the first light source unit 11 employs an SLD (super luminescence diode), and a point light source with high luminance can be obtained. The first light source unit 11 is not limited to an SLD, and even if it has a high coherence in both space and time, such as a laser, the first light source unit 11 can be appropriately inserted by inserting a rotating diffusion plate, a declination prism (D prism), or the like. It can be used by reducing the time coherence. And even if the LED does not have high coherence in space and time, it can be used by inserting a pinhole or the like at the position of the light source in the optical path as long as the amount of light is sufficient. Moreover, the wavelength of the 1st light source part 11 for illumination can use the wavelength (for example, 780 nm) of an infrared region, for example.
第１受光光学系２０は、例えば、被検眼１００の網膜から反射して戻ってきた光束を受光し第１受光部２１に導くためのものである。第１受光光学系２０は、例えば、第１変換部材２２（例、ハルトマン板）と、アフォーカルレンズと、バリアブルシリンダーレンズと、リレーレンズを備える。第１変換部材２２は、反射光束を、４次以上であれば少なくとも１７本の複数のビームに変換するためのレンズ部を有する波面変換部材である。第１変換部材２２には、光軸と直交する面内に配置された複数のマイクロフレネルレンズを用いることができる。第１変換部材２２は、長焦点又は高感度のものの他にも、短焦点及び／又は高密度のレンズ部を有するようにしてもよい。眼底からの反射光は、第１変換部材２２を介して第１受光部２１上に集光する。第１受光部２１は、第１変換部材２２を通過した第１受光光学系２０からの光を受光し、第１信号を生成するためのものである。なお、アフォーカルレンズ４２の前側焦点は、被検眼１００の瞳孔と略一致している。 The first light receiving optical system 20 is for receiving, for example, a light beam reflected and returned from the retina of the eye 100 to be guided to the first light receiving unit 21. The first light receiving optical system 20 includes, for example, a first conversion member 22 (eg, a Hartmann plate), an afocal lens, a variable cylinder lens, and a relay lens. The first conversion member 22 is a wavefront conversion member having a lens unit for converting the reflected light beam into at least 17 plural beams if it is the fourth order or higher. For the first conversion member 22, a plurality of micro Fresnel lenses arranged in a plane orthogonal to the optical axis can be used. The first conversion member 22 may have a short focal point and / or a high-density lens unit in addition to a long focal point or high sensitivity member. The reflected light from the fundus is collected on the first light receiving unit 21 via the first conversion member 22. The first light receiving unit 21 receives light from the first light receiving optical system 20 that has passed through the first conversion member 22 and generates a first signal. Note that the front focal point of the afocal lens 42 substantially coincides with the pupil of the eye 100 to be examined.
移動部１５は、第１照明光学系１０と第１受光光学系２０を含む図１の点線で囲まれた部分を一体に移動させる。例えば、第１光源部１１からの光束が集光する点で反射されたとして、その反射光による第１受光部２１での信号ピークが最大となる関係を維持して、第１受光部２１での信号ピークが強くなる方向に移動し、強度が最大となる位置で停止することができる。また、第１照明光学系１０と第１受光光学系２０は別々に移動させ、例えば、第１光源部１１からの光束が集光する点で反射されたとして、その反射光による第１受光部２１での信号ピークが最大となる関係を維持して、第１受光部２１での信号ピークが強くなる方向に移動し、強度が最大となる位置で停止することもできる。 The moving unit 15 integrally moves a portion surrounded by a dotted line in FIG. 1 including the first illumination optical system 10 and the first light receiving optical system 20. For example, assuming that the light beam from the first light source unit 11 is reflected at the point where it is collected, the first light receiving unit 21 maintains the relationship in which the signal peak at the first light receiving unit 21 due to the reflected light is maximized. It moves to the direction where the signal peak becomes strong, and can stop at the position where the intensity becomes maximum. Further, the first illumination optical system 10 and the first light receiving optical system 20 are moved separately. For example, assuming that the light beam from the first light source unit 11 is reflected at the point where the light is condensed, the first light receiving unit by the reflected light is used. It is also possible to maintain the relationship in which the signal peak at 21 is maximized, move in the direction in which the signal peak at the first light receiving unit 21 becomes stronger, and stop at the position where the intensity is maximized.
第１光源部１１から被検眼１００への入射光は絞り１２を偏心させることで光束の入射位置を光軸に直交する方向に変更し、レンズや角膜の頂点反射を防いでノイズを押さえられる。絞り１２は、径がハルトマン板２２の有効範囲より小さく、受光側だけに眼の収差が影響する、いわゆるシングルパスの収差計測が成り立つことができる様になっている。 Incident light from the first light source unit 11 to the subject's eye 100 decenters the diaphragm 12 to change the incident position of the light beam in a direction perpendicular to the optical axis, thereby preventing the vertex reflection of the lens and cornea and suppressing noise. The diaphragm 12 has a diameter smaller than the effective range of the Hartmann plate 22 and can perform so-called single-pass aberration measurement in which the aberration of the eye affects only the light receiving side.
なお、第１光源部１１から出た入射光線は、眼底から拡散反射された測定光線と共通光路になった後は、近軸的には、眼底から拡散反射された測定光線と同じ進み方をする。但し、シングルパス測定のときは、それぞれの光線の径は違い、入射光線のビーム径は、測定光線に比べ、かなり細く設定される。具体的には、入射光線のビーム径は、例えば、被検眼１００の瞳位置で１ｍｍ程度、測定光線のビーム径は、７ｍｍ程度になることもある。なお、光学系を適宜配置することで、ダブルパス測定を行うこともできる。 The incident light beam emitted from the first light source unit 11 follows the same way as the measurement light beam diffusely reflected from the fundus after paraxially after the measurement light beam diffusely reflected from the fundus is used as a common optical path. To do. However, in the single pass measurement, the diameters of the respective light beams are different, and the beam diameter of the incident light beam is set to be considerably smaller than the measurement light beam. Specifically, the beam diameter of the incident light beam may be, for example, about 1 mm at the pupil position of the eye 100 to be examined, and the beam diameter of the measurement light beam may be about 7 mm. Note that double-pass measurement can also be performed by appropriately arranging the optical system.
前眼部照明部３０は、第２波長の光束を発する第２光源部３１を備え、第２光源部３１からの光束で、例えば、プラチドリング又はケラトリング等を用いて前眼部を所定パターンで照射する。ケラトリングの場合、ケラト像により角膜の曲率中心付近だけのパターンを得ることができる。なお、第２光源部３１から発せられる光束の第２波長は、例えば、第１波長（ここでは、７８０ｎｍ）と異なると共に、長い波長を選択できる（例えば、９４０ｎｍ）。 The anterior ocular segment illumination unit 30 includes a second light source unit 31 that emits a light beam having a second wavelength, and the light beam from the second light source unit 31 forms a predetermined pattern on the anterior eye part using, for example, platid ring or kerat ring. Irradiate with. In the case of keratoling, a pattern only near the center of curvature of the cornea can be obtained from the kerato image. The second wavelength of the light beam emitted from the second light source unit 31 is different from, for example, the first wavelength (here, 780 nm), and a long wavelength can be selected (for example, 940 nm).
前眼部観察部４０は、例えば、リレーレンズ、テレセン絞りとＣＣＤで構成される第３受光部４１を備え、例えば、プラチドリング、ケラトリング等の前眼部照明部３０のパターンが、被測定眼１００の前眼部から反射して戻ってくる光束を観察する。なお、テレセン絞りは、前眼部像がぼけないようにするための絞りである。 The anterior ocular segment observation unit 40 includes, for example, a third light receiving unit 41 including a relay lens, a telecentric diaphragm, and a CCD. For example, the pattern of the anterior ocular segment illumination unit 30 such as platid ring and kerat ring is measured. The light flux reflected and returned from the anterior segment of the eye 100 is observed. The telecentric diaphragm is a diaphragm for preventing the anterior segment image from being blurred.
第１調整光学部５０は、例えば、作動距離調整を主に行うものであって、光源部と、集光レンズと、受光部とを備える。ここで、作動距離調整は、例えば、光源部から射出された光軸付近の平行な光束を、被測定眼１００に向けて照射すると共に、この被測定眼１００から反射された光を、集光レンズを介して受光部で受光することにより行われる。また、被測定眼１００が適正な作動距離にある場合、受光部の光軸上に、光源部からのスポット像が形成される。一方、被測定眼１００が適正な作動距離から前後に外れた場合、光源部からのスポット像は、受光部の光軸より上又は下に形成される。なお、受光部は、光源部、光軸、受光部を含む面内での光束位置の変化を検出できればいいので、例えば、この面内に配された１次元ＣＣＤ、ポジションセンシングデバイス（ＰＳＤ）等を適用できる。 For example, the first adjustment optical unit 50 mainly adjusts the working distance, and includes a light source unit, a condensing lens, and a light receiving unit. Here, the working distance adjustment is performed, for example, by irradiating a parallel light beam near the optical axis emitted from the light source unit toward the eye 100 to be measured and condensing the light reflected from the eye 100 to be measured. This is performed by receiving light at the light receiving unit through the lens. When the eye to be measured 100 is at an appropriate working distance, a spot image from the light source unit is formed on the optical axis of the light receiving unit. On the other hand, when the eye to be measured 100 deviates back and forth from an appropriate working distance, the spot image from the light source unit is formed above or below the optical axis of the light receiving unit. The light receiving unit only needs to be able to detect a change in the light beam position in the plane including the light source unit, the optical axis, and the light receiving unit. For example, a one-dimensional CCD, a position sensing device (PSD), etc. disposed in the plane. Can be applied.
ビームスプリッタ６１は、例えば、第１波長の光束を反射し、第２波長の光束を透過するダイクロイックミラーで構成されている。また、眼底からの反射むら等による光を均一化するためのロータリープリズム６２が配置されている。ビームスプリッタ６３は、第１光源部１１からの光束を反射し、被検眼１００の網膜で反射して戻ってくる光束を透過するミラー（例えば、偏光ビームスプリッタ）で構成されている。 The beam splitter 61 is constituted by, for example, a dichroic mirror that reflects a light beam having a first wavelength and transmits a light beam having a second wavelength. In addition, a rotary prism 62 is provided for uniformizing light caused by uneven reflection from the fundus. The beam splitter 63 is configured by a mirror (for example, a polarization beam splitter) that reflects the light beam from the first light source unit 11 and transmits the light beam reflected and returned by the retina of the eye 100 to be examined.
第２調整光学部７０は、例えば、ＸＹ方向のアライメント調整を行うものであって、アライメント用光源部と、レンズと、ビームスプリッタとを備える。
視標光学部９０は、例えば、被検眼１００の風景チャート、固視や雲霧をさせる為の視標を投影する光路を含むものであって、光源部（例えば、ランプ）、固視標９２、リレーレンズを備える。光源部からの光束で固視標９２を眼底に照射することができ、被検眼１００にその像を観察させる。
For example, the second adjustment optical unit 70 performs alignment adjustment in the X and Y directions, and includes an alignment light source unit, a lens, and a beam splitter.
The target optical unit 90 includes, for example, a landscape chart of the eye 100 to be examined, an optical path for projecting a target for fixation or clouding, and includes a light source unit (for example, a lamp), a fixation target 92, A relay lens is provided. The fixation target 92 can be irradiated to the fundus with the light flux from the light source unit, and the image to be examined 100 is observed.
上述の光学系は、主に、入射光線が細いシングルパスとして説明したが、本発明は、入射光線が太いダブルパスとしての眼特定測定装置に適用することも可能である。その際、光学系がダブルパス用構成で配置されるが、演算部による測定・計算処理は同様である。 Although the above-described optical system has been described mainly as a single path with a thin incident light beam, the present invention can also be applied to an eye-specific measuring device as a double path with a large incident light beam. At that time, the optical system is arranged in a double-pass configuration, but the measurement / calculation processing by the calculation unit is the same.
（共役関係）
被測定眼１００の眼底、視標光学部９０の固視標９２、第１光源部１１、第１受光部２１が共役である。また、被測定眼１００の眼の瞳（虹彩）、ロータリープリズム６２、第１受光光学系の変換部材（ハルトマン板）２２、第１照明光学系１０の測定光入射側の絞り１２が共役である。
(Conjugate relationship)
The fundus of the eye 100 to be measured, the fixation target 92 of the target optical unit 90, the first light source unit 11, and the first light receiving unit 21 are conjugate. Further, the pupil (iris) of the eye 100 to be measured, the rotary prism 62, the conversion member (Hartmann plate) 22 of the first light receiving optical system, and the stop 12 on the measurement light incident side of the first illumination optical system 10 are conjugate. .
２．電気系構成
図２は、眼科装置の電気系の構成図である。
眼科装置の電気系の構成は、演算部６００と、制御部６１０と、入力部６５０と、表示部７００と、メモリ８００と、第１駆動部９１０と、第２駆動部９１１と、第３駆動部９１２と、第４駆動部９１３と、合図発生部６２０を備える。入力部６５０は、表示部７００に表示された適宜のボタン、アイコン、位置、領域等を指示するためのポインティングデバイス、各種データを入力するためのキーボード等を備える。
2. Electrical System Configuration FIG. 2 is a configuration diagram of the electrical system of the ophthalmologic apparatus.
The configuration of the electrical system of the ophthalmologic apparatus includes a calculation unit 600, a control unit 610, an input unit 650, a display unit 700, a memory 800, a first drive unit 910, a second drive unit 911, and a third drive. A unit 912, a fourth driving unit 913, and a signal generation unit 620. The input unit 650 includes a pointing device for designating appropriate buttons, icons, positions, areas, and the like displayed on the display unit 700, a keyboard for inputting various data, and the like.
演算部６００は、測定部６０１及び判定部６０２及び合図信号形成部６０３を備える。
ひとつの実施の形態では、測定部６０１は、測定開始時点と、その後の所定期間、複数回、上記第１受光部の受光信号から被検眼の角膜形状または角膜波面収差（涙液層表面形状、涙液層波面収差も含まれる）を求める。判定部６０２は、測定部６０１の測定結果から角膜形状の時間的変化を比較することにより、ドライアイの状態を判断する。
また、他の実施の形態では、測定部６０１は、さらに、被検眼が瞬きした後の開始時点から所定期間の間、第１受光部２１の受光信号から第１変換部材２２による分割光束に基づき被検眼の波面収差を測定するように構成されることができる。この場合、判定部６０２は、主に被検眼の瞬きの有無を判定するように構成される。
さらに他の実施の形態では、測定部（波面測定部）６０１は、所定期間、複数回の被検眼の波面収差の測定を行う。
判定部６０２は、主に被検眼の瞬きの有無を判定する。判定部６０２が最初の瞬きを検出すると、その信号を合図信号形成部６０３に送る。合図信号形成部６０３は、その信号に基づき、所定時間毎に合図を発生するための指示を合図発生部６２０に与える。合図発生部６２０は、合図信号形成部６０３からの指示に従い、所定の期間（例えば１０秒）毎に被検者に瞬きを促すように合図を発生させる。その合図は、被検者が認識できるものであれば足り、例えば視覚的に光を発生させたり、ブザーを鳴らす聴覚に訴えるものなどが考えられる。一例としては、聴覚のタイプにおいては、タイミングを取りやすくするため、例えば、メトロノームのようにタイミングを刻んだりすることや、電話やテレビの時報のようにピピピピーとタイミングを知らせたり、１秒ごとにタイミングを刻む信号を出し、１０秒ごとに瞬き合図の音色を出すように構成することもできる。
The calculation unit 600 includes a measurement unit 601, a determination unit 602, and a signal signal forming unit 603.
In one embodiment, the measurement unit 601 is configured to measure the corneal shape or corneal wavefront aberration of the eye to be examined (the tear film surface shape, from the light reception signal of the first light receiving unit a plurality of times at a measurement start time and a predetermined period thereafter. (Including tear film wavefront aberration). The determination unit 602 determines the dry eye state by comparing temporal changes in the corneal shape from the measurement result of the measurement unit 601.
Further, in another embodiment, the measurement unit 601 is further configured based on the split light flux by the first conversion member 22 from the light reception signal of the first light receiving unit 21 for a predetermined period from the start time after the eye to be examined blinks. It can be configured to measure the wavefront aberration of the eye to be examined. In this case, the determination unit 602 is mainly configured to determine the presence or absence of blinking of the eye to be examined.
In yet another embodiment, the measurement unit (wavefront measurement unit) 601 measures the wavefront aberration of the eye to be examined a plurality of times for a predetermined period.
The determination unit 602 mainly determines the presence or absence of blinking of the eye to be examined. When the determination unit 602 detects the first blink, the signal is sent to the signal signal forming unit 603. Based on the signal, the signal generation unit 603 gives an instruction to generate a signal to the signal generation unit 620 every predetermined time. The signal generation unit 620 generates a signal so as to prompt the subject to blink every predetermined period (for example, 10 seconds) in accordance with an instruction from the signal signal forming unit 603. It is sufficient that the signal is recognizable by the subject. For example, a signal that visually generates light or appeals to the hearing of a buzzer can be considered. For example, in the auditory type, in order to make timing easier, for example, ticking the timing like a metronome, notifying the timing and timing like a telephone or television time signal, It is also possible to provide a timing signal and emit a blinking timbre every 10 seconds.
演算部６００には、第１受光部２１からの第１信号（４）と、前眼部観察部４０からの信号（７）と、第１調整光学部５０からの信号（１０）とが入力される。演算部６００は、第１受光部２１からの第１信号（４）、前眼部観察部４０からの信号（７）を入力し、例えば、光束の傾き角に基づき被測定眼１００の光学特性を求める。演算部６００は、これら演算結果に応じた信号又は他の信号・データを、電気駆動系の制御を行う制御部６１０と、表示部７００と、メモリ８００とにそれぞれ適宜出力する。 The calculation unit 600 receives the first signal (4) from the first light receiving unit 21, the signal (7) from the anterior ocular segment observation unit 40, and the signal (10) from the first adjustment optical unit 50. Is done. The calculation unit 600 receives the first signal (4) from the first light receiving unit 21 and the signal (7) from the anterior ocular segment observation unit 40, and, for example, the optical characteristics of the eye 100 to be measured based on the tilt angle of the luminous flux. Ask for. The calculation unit 600 appropriately outputs signals or other signals / data corresponding to the calculation results to the control unit 610 that controls the electric drive system, the display unit 700, and the memory 800, respectively.
制御部６１０は、演算部６００からの制御信号に基づいて、第１光源部１１及び第２光源部３１の点灯、消灯を制御したり、第１駆動部９１０〜第４駆動部９１３を制御するためのものである。制御部６１０は、例えば、演算部６００での演算結果に応じた信号に基づいて、第１光源部１１に対して信号（１）を出力し、第２調整光学部７０に対して信号（５）を出力し、前眼部照明部３０に対して信号（６）を出力し、第１調整光学部５０に対して信号（８）及び（９）を出力し、視標光学部９０に対して信号（１１）を出力し、さらに、第１駆動部９１０〜第４駆動部９１３に対して信号を出力する。 The control unit 610 controls turning on and off of the first light source unit 11 and the second light source unit 31 and controls the first driving unit 910 to the fourth driving unit 913 based on a control signal from the calculation unit 600. Is for. For example, the control unit 610 outputs the signal (1) to the first light source unit 11 based on the signal according to the calculation result in the calculation unit 600 and the signal (5) to the second adjustment optical unit 70. ), The signal (6) is output to the anterior segment illumination unit 30, the signals (8) and (9) are output to the first adjustment optical unit 50, and the target optical unit 90 is output. The signal (11) is output, and further, the signal is output to the first driving unit 910 to the fourth driving unit 913.
第１駆動部９１０は、演算部６００に入力された第１受光部２１からの信号（４）に基づいて、信号（２）を出力して、第１照明光学系１０のバリアブルシリンダーレンズと、第１受光光学系２０のバリアブルシリンダーレンズとを、適宜のレンズ移動手段を駆動させて回動させるためのものである。このバリアブルシリンダーレンズはなくてもよい。 The first drive unit 910 outputs the signal (2) based on the signal (4) from the first light receiving unit 21 input to the calculation unit 600, and the variable cylinder lens of the first illumination optical system 10; The variable cylinder lens of the first light receiving optical system 20 is rotated by driving an appropriate lens moving means. This variable cylinder lens may be omitted.
第２駆動部９１１は、例えば、演算部６００に入力された第１受光部２１からの受光信号（４）に基づいて、第１照明光学系１０及び第１受光光学系２０を光軸方向に移動させるものであり、移動部１５に対して信号（３）を出力すると共に、移動部１５のレンズ移動手段を駆動する。これら第１受光光学系２０を光軸方向に移動させることにより、低次収差の補償を行うことができる。 For example, the second drive unit 911 moves the first illumination optical system 10 and the first light reception optical system 20 in the optical axis direction based on the light reception signal (4) from the first light reception unit 21 input to the calculation unit 600. The moving unit 15 outputs the signal (3) to the moving unit 15 and drives the lens moving means of the moving unit 15. By moving the first light receiving optical system 20 in the optical axis direction, low-order aberrations can be compensated.
第３駆動部９１２は、例えば、視標光学部９０を移動させるものであり、図示しない適宜の移動手段に対して信号（１２）を出力すると共に、この移動手段を駆動する。第４駆動部９１３は、ロータリープリズム６２を回動させるものであり、図示しない適宜のレンズ移動手段に対して信号（１３）を出力すると共に、このレンズ移動手段を駆動する。 For example, the third drive unit 912 moves the target optical unit 90 and outputs a signal (12) to an appropriate moving unit (not shown) and drives the moving unit. The fourth drive unit 913 rotates the rotary prism 62, outputs a signal (13) to an appropriate lens moving unit (not shown), and drives the lens moving unit.
３．測定フローチャート
３−１．測定フローチャート（第１の実施の形態）
図３に、第１の実施の形態の測定フローチャートを示す。
被検者が測定位置に来て測定が開始されると、目を測定できる位置に眼科測定装置をアライメントする（Ｓ１０１）。このアライメントは、手動でも自動でもよい。角膜形状測定のためには、角膜と眼科測定装置との位置を所定範囲で固定する必要がある。眼科測定装置は、前後、左右、上下の位置を固定するように、手動又は自動で制御される。例えば、プラチドリング（ケラトリング）、無限遠からの光点、平行投影の点、角膜の輪郭等のいずれか又は複数に基づき、操作者が手動でアライメントを維持したり、装置自体のオートアライメント機能により自動でアライメントを維持することができる。
つぎに、演算部６００は、測定部６０１により装置の初期設定を行う（Ｓ１０３）。測定部６０１は、例えば、測定間隔を１秒、測定時間を７０秒、瞬き合図信号は、１０秒毎等に設定する。判定部が瞬きを検出すると、測定開始のためトリガーがなされる（Ｓ１０５）。トリガーとしては、例えば、操作者又は測定者による測定開始ボタンの操作による測定開始や演算部６００等の装置自体が、自動的に測定開始等によって行ってもよい。また、入力部６５０から、これら測定開始のタイミングを選択して予め設定できるように構成してもよい。トリガーに従い、測定部６０１は、角膜形状及び角膜波面収差を測定する角膜形状測定処理を実行し、測定結果を演算部６００によりメモリ８００に記憶する（Ｓ１０７）。次に合図間隔となったかどうかが判断される（Ｓ１０８ａ）。ここで合図間隔である場合には、合図信号形成部６０３の指示により合図発生部６２０が合図（ブザーや、固視標の点滅など）を発生する。まだ合図信号を発生しないタイミングであれば、測定終了時間に達したかどうかが判断され、これに達しない場合には、測定タイミングかどうかがＳ１０８ｃで判断され、測定タイミングであれば、Ｓ１０７へ戻り角膜形状及び角膜波面収差測定が行われる。そして、測定タイミングでない場合には、角膜形状及び角膜波面収差の測定は行われずに、Ｓ１０８へ進む。角膜形状、より詳細には、角膜表面の涙液層表面形状の波面収差の測定処理の詳細は後述する。ここで、演算部６００は、測定部６０１により測定終了時間に達するまで角膜形状測定処理を繰り返し、角膜形状及び角膜波面収差を求める（Ｓ１０９）。演算部６００は、測定終了時間に達すると測定を終了し、メモリ８００から測定結果を読み返し、表示部７００に表示及び／又は出力部から出力する（Ｓ１１１）。
3. Measurement flowchart 3-1. Measurement flow chart (first embodiment)
FIG. 3 shows a measurement flowchart of the first embodiment.
When the subject comes to the measurement position and measurement is started, the ophthalmologic measurement apparatus is aligned at a position where the eye can be measured (S101). This alignment may be manual or automatic. In order to measure the corneal shape, it is necessary to fix the positions of the cornea and the ophthalmologic measuring apparatus within a predetermined range. The ophthalmic measuring apparatus is controlled manually or automatically so as to fix the front and rear, left and right, and top and bottom positions. For example, the operator can manually maintain alignment based on one or more of platid ring (kerato ring), light spot from infinity, parallel projection point, corneal contour, etc. The alignment can be automatically maintained.
Next, the calculation unit 600 performs initial setting of the apparatus by the measurement unit 601 (S103). For example, the measurement unit 601 sets the measurement interval to 1 second, the measurement time to 70 seconds, and the blink signal to be set every 10 seconds. When the determination unit detects blinking, a trigger is made to start measurement (S105). As the trigger, for example, the measurement start by the operation of the measurement start button by the operator or the measurer, or the device itself such as the calculation unit 600 may be automatically started by the measurement start. In addition, it may be configured such that these measurement start timings can be selected and set in advance from the input unit 650. In accordance with the trigger, the measurement unit 601 executes a corneal shape measurement process for measuring the corneal shape and the corneal wavefront aberration, and the measurement unit 600 stores the measurement result in the memory 800 (S107). Next, it is determined whether or not the signal interval is reached (S108a). Here, in the case of the cue interval, the cue generating unit 620 generates a cue (buzzer, flashing of a fixation target, etc.) according to an instruction from the cue signal forming unit 603. If it is the timing at which no signal is generated yet, it is determined whether or not the measurement end time has been reached. If it is not reached, it is determined whether or not it is the measurement timing in S108c, and if it is the measurement timing, the process returns to S107. Corneal shape and corneal wavefront aberration measurements are performed. If it is not the measurement timing, the measurement of the corneal shape and the corneal wavefront aberration is not performed, and the process proceeds to S108. Details of the measurement processing of the wavefront aberration of the corneal shape, more specifically, the tear film surface shape of the corneal surface will be described later. Here, the calculation unit 600 repeats the corneal shape measurement process until the measurement end time is reached by the measurement unit 601 to obtain the corneal shape and the corneal wavefront aberration (S109). When the measurement end time is reached, the calculation unit 600 ends the measurement, reads back the measurement result from the memory 800, and displays it on the display unit 700 and outputs it from the output unit (S111).
測定の結果を表示部７００の表示態様に関して、以下に説明する。
図４には、測定期間７０秒、合図間隔１０秒、測定間隔１０秒に設定された条件の下で得られた４名の被測定者の測定結果の全収差の表示例を示している。この測定結果は、瞳径をφ４ｍｍで、高次（本例では３次から６次）の収差を測定したものを示している。図４のグラフａ，ｂ，ｃ，ｄはそれぞれ、縦軸が波面収差（本例では３次から６次）をとり、横軸に測定時間をとっている。そして、瞬きのタイミングを縦線で示してある。この場合、第１回目の瞬きは、各個人の自然な状態に任せてあり、２回目以降に、所定期間毎（例えば１０秒）に瞬きを促すように合図信号が形成され、測定期間７０秒において、７回の測定が行われ、波面収差測定又は角膜形状若しくは、収差の測定は、１秒ごとに行われ、略７０回の測定が行われる。
図５には、図４と同様の測定条件、被検者の測定結果を示しているが、瞳径を６ｍｍとして測定を行った結果が示されている。ここで、被測定者が図４より１名少ないのは、瞳径が６ｍｍ開かないためデータが取得できなかったためである。この測定結果中、左下の被測定者は、ドライアイの被検者であり、他の被検者の測定結果と比較して、収差の平均値が大きく現れるなど、識別が容易かつ可能である。
The measurement results will be described below with respect to the display mode of the display unit 700.
FIG. 4 shows a display example of all aberrations of the measurement results of the four subjects obtained under the conditions set to the measurement period of 70 seconds, the signal interval of 10 seconds, and the measurement interval of 10 seconds. This measurement result shows a result of measuring higher-order (third-order to sixth-order) aberrations with a pupil diameter of φ4 mm. In each of graphs a, b, c, and d in FIG. 4, the vertical axis represents the wavefront aberration (in this example, from the third order to the sixth order), and the horizontal axis represents the measurement time. The blinking timing is indicated by a vertical line. In this case, the first blink is left to the natural state of each individual, and after the second, a signal is formed so as to prompt the blink every predetermined period (for example, 10 seconds), and the measurement period is 70 seconds. 7 measurement is performed, wavefront aberration measurement or corneal shape or aberration measurement is performed every second, and approximately 70 measurements are performed.
FIG. 5 shows the measurement conditions similar to those in FIG. 4 and the measurement results of the subject. The measurement results are shown with a pupil diameter of 6 mm. Here, the number of persons to be measured is one less than that in FIG. 4 because the pupil diameter does not open 6 mm, and thus data cannot be acquired. Among the measurement results, the lower left subject is a dry eye subject, and the identification of the aberration is easier and possible, for example, the aberration average value appears larger than the measurement results of other subjects. .
（角膜形状測定：Ｓ１０７）
図６に、角膜形状測定のフローチャートを示す。これは、図３のステップＳ１０７に対応する。
まず、測定部６０１は、前眼部画像（プラチドリング入り）を取得する（Ｓ４０１）。取得した画像は、適宜メモリ８００等に記憶される。測定部６０１は、前眼部画像に対して画像処理を実行して、プラチドリングと瞳エッジのディテクトする（Ｓ４０３）。測定部６０１は、ディテクトしたデータに基づき、角膜形状を計算する（Ｓ４０５）。測定部６０１は、計算された角膜形状から角膜波面収差の計算する（Ｓ４０７）。ここで、計算結果はゼルニケ係数で得られる。
(Cornea shape measurement: S107)
FIG. 6 shows a flowchart of corneal shape measurement. This corresponds to step S107 in FIG.
First, the measurement unit 601 acquires an anterior ocular segment image (with placido ring) (S401). The acquired image is stored in the memory 800 or the like as appropriate. The measurement unit 601 performs image processing on the anterior ocular segment image to detect placido ring and pupil edge (S403). The measuring unit 601 calculates the corneal shape based on the detected data (S405). The measurement unit 601 calculates the corneal wavefront aberration from the calculated corneal shape (S407). Here, the calculation result is obtained by the Zernike coefficient.
以下に各ステップの詳細について説明する。
（前眼部画像：Ｓ４０１）
ステップS４０１では、次のような前眼部画像が取得される。
図７に、角膜形状の時間変化の説明図を示す。
図（Ａ）は、測定開始直後であり、解析すると角膜波面収差は比較的小さい。一方、図（Ｂ）は、測定開始から３０秒経過し、プラチドリングの像がぼやけており、解析すると角膜波面収差は比較的大きい。
Details of each step will be described below.
(Anterior segment image: S401)
In step S401, the following anterior segment image is acquired.
FIG. 7 shows an explanatory diagram of the time change of the cornea shape.
FIG. (A) is immediately after the start of measurement, and when analyzed, the corneal wavefront aberration is relatively small. On the other hand, in FIG. (B), 30 seconds have elapsed from the start of measurement, and the image of the platide ring is blurred. When analyzed, the corneal wavefront aberration is relatively large.
なお、図８に、プラチドリング像のぼけの時間変化の説明図を示す。
図（Ａ）は、測定開始直後であり、矢印で示すように、反射像がはっきりしており、プラチドリングの反射像の幅が狭い。一方、図（Ｂ）は、測定開始から所定時間経過したものであり、矢印で示すように、反射像がぼけており、プラチドリングの反射像の幅が広い。
FIG. 8 is an explanatory diagram of the temporal change in blurring of the placido ring image.
FIG. (A) is immediately after the start of measurement, and as shown by the arrow, the reflected image is clear and the width of the reflected image of the placido ring is narrow. On the other hand, FIG. (B) shows that a predetermined time has elapsed from the start of measurement, and as shown by the arrow, the reflected image is blurred and the width of the reflected image of the placido ring is wide.
（画像処理：Ｓ４０３）
図９に、プラチドリングと瞳エッジのディテクトの画像処理のフローチャートを示す。これは、ステップＳ４０３に対応する。
また、図１０に、画像処理の説明図を示す。
(Image processing: S403)
FIG. 9 shows a flowchart of image processing for detection of placido ring and pupil edge. This corresponds to step S403.
FIG. 10 is an explanatory diagram of image processing.
まず、図１０のように、測定部６０１は、取得した前眼部画像に基づき、角膜頂点の輝点を通る直線を選ぶ（Ｓ５０１）。つぎに、図８に示されるように、測定部６０１は、直線上の強度プロファイルを得る（Ｓ５０３）。プロファイルに基づき、測定部６０１は、角膜頂点から、両方の方向のピークを検知する（Ｓ５０５）（プラチドリング像に対応）。また、測定部６０１は、ピークの周りの強度の広がり方として、ピークの属する山の半値幅を求める（Ｓ５０７）。さらに、測定部６０１は、エッジに向かって次のピークを検知する（Ｓ５０９）（プラチドリング像に対応）。測定部６０１は、次のエッジが検出できたか判断し（Ｓ５１１）、エッジが検出されなくなるまで、ステップＳ５０７及びＳ５０９を繰り返す。
つぎに、測定部６０１は、次の角膜頂点を通る直線を選ぶ（Ｓ５１３）（例えば、最初の直線を0度、10度おきに170度まで）。測定部６０１は、一周終わったか判断し（Ｓ５１５）、一周終わるまでステップとＳ５０３以降の処理を繰り返す。その後、測定部６０１は、各評価ポイントのデータを時系列比較のためにメモリ８００に保存する（Ｓ５１７）。こうして求められた角膜形状のデータは、例えば、リング及び角度毎にピーク値若しくは重心の座標値（リング位置）及び強度及び／又は半値幅等が時系列に記憶される。
First, as shown in FIG. 10, the measurement unit 601 selects a straight line passing through the bright spot at the apex of the cornea based on the acquired anterior ocular segment image (S501). Next, as shown in FIG. 8, the measurement unit 601 obtains a linear intensity profile (S503). Based on the profile, the measurement unit 601 detects peaks in both directions from the corneal apex (S505) (corresponding to the placido ring image). In addition, the measurement unit 601 obtains the half width of the peak to which the peak belongs as a method of spreading the intensity around the peak (S507). Further, the measurement unit 601 detects the next peak toward the edge (S509) (corresponding to the placido ring image). The measurement unit 601 determines whether the next edge has been detected (S511), and repeats steps S507 and S509 until no edge is detected.
Next, the measurement unit 601 selects a straight line passing through the next corneal apex (S513) (for example, the first straight line is 0 degrees and every 10 degrees is up to 170 degrees). The measurement unit 601 determines whether one round has been completed (S515), and repeats the steps and the processing from S503 onward until one round is completed. Thereafter, the measurement unit 601 stores the data of each evaluation point in the memory 800 for time series comparison (S517). In the corneal shape data thus obtained, for example, the peak value or the coordinate value of the center of gravity (ring position) and the intensity and / or the half width are stored in time series for each ring and angle.
（角膜形状の計算法：Ｓ４０５）
以下に、ステップＳ４０５について説明する。一例として、角膜形状の測定法を、Rand RH, Howland
HC, Applegate RA “Mathematical model of a placido disk karatometer and its
implications for recovery of corneal topography”, Optometry and Vision Science
74 (1997) p926-930に沿って説明する。
角膜形状を次の関数で表わされるとする。
Ｚｃ＝ｆ（ｘ，ｙ）
ここで、ｘ，ｙは角膜上の座標とする。
(Calculation method of corneal shape: S405)
Hereinafter, step S405 will be described. As an example, the measurement method of corneal shape is Rand RH, Howland
HC, Applegate RA “Mathematical model of a placido disk karatometer and its
implications for recovery of corneal topography ”, Optometry and Vision Science
74 (1997) p926-930.
Assume that the corneal shape is expressed by the following function.
Z c = f (x, y)
Here, x and y are coordinates on the cornea.
図１に示されるように、あるプラチドリングからの光線が撮像素子のある点に像を形成する。プラチドリングの位置を（ｘｓ，ｙｓ）、第３受光部４１の撮像素子上の対応する点と共役の角膜上の点を（ｘ，ｙ）とする。プラチドリングから角膜の関数の基準面（ゼロ位置）までの距離をＺｓとすると、これらの関係は次の２つの組の式で表される。
ここで、プラチドリングは円形のものを採用しているので、図の軸に回転対称で
ここで、関数としてゼルニケの多項式での展開を採用する。通常の角膜では、とても高次の形状変化は無いと見なしてよいので、６ミリ程度の解析径であれば６次程度で展開を打ち切り、
このゼルニケ展開を、先の２つの関係式にいれ、プラチドリングが回転対称であることを利用すると、非線形の最小二乗法を利用することにより、係数ｃｉ ｊを決めることが可能である。これによって決まった係数を再度ゼルニケ展開に代入すれば、関数ｆ（ｘ，ｙ）が決まったことになり、角膜形状が求まる。
Here, the Zernike polynomial expansion is adopted as a function. In the normal cornea, it can be considered that there is no very high-order shape change, so if the analysis diameter is about 6 mm, the development will be terminated in about the 6th order,
If this Zernike expansion is put into the above two relational expressions and the fact that the placido ring is rotationally symmetric, the coefficient c i j can be determined by using the nonlinear least square method. If the coefficient determined in this way is substituted again in the Zernike expansion, the function f (x, y) is determined, and the corneal shape is obtained.
（角膜波面の計算法：Ｓ４０７）
以下にステップＳ４０７について説明する。角膜形状が得られたので、光学設計の知られるところの非球面の光線追跡から、幾何光学的に厳密な角膜波面収差をもとめることが可能であることはよく知られている。ここでは、一例として、ごく簡単に角膜波面収差を求める方法を紹介する。
例えば、角膜上６ミリ直径の角膜波面収差であれば、角膜形状を球面度近似し（参照球面と呼ぶ）、この実際の角膜形状から参照球面の形状の差をとり、これに、空気と角膜の屈折率（ｎ−１）をかけることで、角膜形状から角膜波面収差を求めることができる。ただし、もともとの参照球面からも、球面収差が発生するので、これを足しておく。これで近似精度５%以内で、角膜波面収差を求めることが可能である。
(Calculation method of corneal wavefront: S407)
Step S407 will be described below. Since a corneal shape has been obtained, it is well known that corneal wavefront aberrations that are strictly geometrically optical can be obtained from ray tracing of an aspheric surface, which is known in optical design. Here, as an example, a method for obtaining the corneal wavefront aberration very simply will be introduced.
For example, in the case of a corneal wavefront aberration with a diameter of 6 mm on the cornea, the corneal shape is approximated to a sphericity (referred to as a reference sphere), and the difference between the actual corneal shape and the reference sphere shape is taken. Corneal wavefront aberration can be obtained from the corneal shape. However, since the spherical aberration also occurs from the original reference spherical surface, this is added. With this, it is possible to obtain the corneal wavefront aberration within the approximate accuracy of 5%.
３−２．瞬きをトリガーにした眼科測定
つぎに、瞬きをトリガーにした眼科測定について説明する。
ステップＳ１０１及びＳ１０３は上述した通りである。ステップＳ１０５では、被検者は楽な状態で、瞬きも自然にするようにインストラクションされ、入力部６５０の測定開始ボタンが押される。つぎに、ステップＳ１０７及びＳ１０９では、演算部６００は、測定部６０１によりハルトマンの連続測定（１秒間隔）を開始する。さらに、ここで、測定部６０１は、前眼部の連続測定（１秒間隔）を開始し、毎回その明暗に関するヒストグラムをもとめ、これから瞬きを判断する。
3-2. Ophthalmic measurement using blink as a trigger Next, ophthalmic measurement using blink as a trigger will be described.
Steps S101 and S103 are as described above. In step S <b> 105, the subject is in an easy state and instructions are given to make blinking natural, and the measurement start button of the input unit 650 is pressed. Next, in steps S <b> 107 and S <b> 109, the calculation unit 600 starts the Hartmann continuous measurement (1 second interval) by the measurement unit 601. Further, the measurement unit 601 starts continuous measurement of the anterior segment (one-second interval), obtains a histogram regarding the brightness and darkness every time, and determines blinking from this.
図１１に、瞬きの判定フローチャートを示す。また、図１２及び図１３に、瞬きしていないとき及び瞬き中のヒストグラムについての説明図をそれぞれ示す。図１２及び図１３で、（ａ）は前眼部像、（ｂ）はヒストグラムである。 FIG. 11 shows a blink determination flowchart. In addition, FIGS. 12 and 13 are explanatory diagrams for the histogram when the blinking is not occurring and during the blinking, respectively. 12 and 13, (a) is an anterior ocular segment image, and (b) is a histogram.
瞬きの判定フローチャートが開始されると、演算部６００の判定部６０２は、取得した前眼部像のヒストグラムを計算する（Ｓ３０１）。判定部６０２は、ヒストグラムのピークが所定数（例、１５０）と比較する（Ｓ３０３）。ここで、ピークが所定数より大きい場合、瞬き中と判断し（図１３参照）、一方、小さい場合、瞬きしていないと判断することができる（図１２参照）。 When the blink determination flowchart is started, the determination unit 602 of the calculation unit 600 calculates a histogram of the acquired anterior ocular segment image (S301). The determination unit 602 compares the histogram peaks with a predetermined number (eg, 150) (S303). Here, when the peak is larger than the predetermined number, it is determined that blinking is occurring (see FIG. 13). On the other hand, when the peak is small, it can be determined that blinking is not occurring (see FIG. 12).
つぎに、メインフローに戻り、例えば、被験者に対しては、一回瞬きをしたあと、所定のタイミングで瞬きをするように指示がでる。判定部６０２は、最後の瞬きの終了時間をｔ０としたとき、ｔ０から所定の時間が経過したら、ハルトマン及び前眼部の測定を終了する。この場合に前眼部像をリアルタイムで取り込み続け、上記の瞬きの判定により正確な瞬きの間隔を得ることもできる。なお測定中のアラインメントとしては、例えば７０秒程度の測定をするのであれば、被検眼の動きに追従して光軸を移動させ測定が継続可能とするオートアライメントが好ましい。なお、測定者がマニュアルでアラインメントを併せる機能を備えて追従させることもできる。 Next, returning to the main flow, for example, the subject is instructed to blink once at a predetermined timing after blinking once. Judging unit 602, the end time of the last blink when the t 0, after a lapse of a predetermined time from t 0, and terminates the measurement of the Hartmann and anterior segment. In this case, an anterior segment image can be continuously captured in real time, and an accurate blink interval can be obtained by the above blink determination. As an alignment during measurement, for example, if the measurement is performed for about 70 seconds, auto-alignment in which the measurement can be continued by moving the optical axis following the movement of the eye to be examined is preferable. It is also possible for the measurer to follow up with the function of manually aligning.
３−３．測定フローチャート（第２の実施の形態）
図１４に、第２の実施の形態のフローチャートを示す。これは第１の実施の形態のフローチャートにステップＳ１０８の被検眼の波面収差測定の処理が加えられたものである。したがって、出力として、表示部７００に両方の結果を比較表示することができる。
3-3. Measurement flowchart (second embodiment)
FIG. 14 shows a flowchart of the second embodiment. This is obtained by adding the wavefront aberration measurement processing of the eye to be examined in step S108 to the flowchart of the first embodiment. Therefore, both results can be compared and displayed on the display unit 700 as an output.
３−４．両眼同時測定例
図１５に、両眼同時測定のための眼科システム構成図を示す。この眼科システムは、図１の光学系１ａ及び１ｂを両眼１００ａ及び１００ｂに対して備え、それらが独立に調節可能とされ被検者の両眼に対してアライメントが可能となる。そして、上記までは片眼のみの測定であったが、同装置を２台用いる形で両眼同時に測定を行うこともできる。片眼測定であっても両眼開いていなければならず片眼測定後しばらくはもう片眼の測定を行うことができなかったが、この場合、両眼共確実に測定できるという利点がある。
３−５．測定フローチャート（第３の実施の形態）
図１７に、第３の実施の形態のフローチャートを示す。これは第１の実施の形態のフローチャートのステップＳ１０７の代わりに、ステップＳ１０７’の波面収差測定の処理を実行するものであり、他のステップＳ１０１〜Ｓ１０５，Ｓ１０９〜１１７は第１の実施の形態と同様の処理が実行される。ステップＳ１０７’では、トリガーに従い、測定部（波面測定部）６０１は、被検眼の波面収差を測定する。ここで、ステップＳ１０９により、演算部６００は、測定部（波面測定部）６０１により測定終了時間に達するまで波面収差の測定を繰り返す。
3-4. Binocular Simultaneous Measurement Example FIG. 15 shows a configuration diagram of an ophthalmologic system for simultaneous binocular measurement. This ophthalmic system includes the optical systems 1a and 1b of FIG. 1 for both eyes 100a and 100b, which can be independently adjusted, and alignment with both eyes of a subject is possible. And until now, only one eye has been measured, but it is also possible to measure both eyes simultaneously by using two of the same devices. Even in single-eye measurement, both eyes must be open, and one eye cannot be measured for a while after the single-eye measurement. In this case, there is an advantage that both eyes can be measured reliably.
3-5. Measurement flow chart (third embodiment)
FIG. 17 shows a flowchart of the third embodiment. This is to execute the wavefront aberration measurement process in step S107 ′ instead of step S107 in the flowchart of the first embodiment, and the other steps S101 to S105 and S109 to 117 are performed in the first embodiment. The same processing is executed. In step S107 ′, according to the trigger, the measuring unit (wavefront measuring unit) 601 measures the wavefront aberration of the eye to be examined. Here, in step S109, the calculation unit 600 repeats the measurement of the wavefront aberration until the measurement unit (wavefront measurement unit) 601 reaches the measurement end time.
４．ゼルニケ解析とＲＭＳ
つぎに、ゼルニケ解析について説明する。一般に知られているゼルニケ多項式からゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉを算出する方法について説明する。ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉは、例えば、ハルトマン板２２を介して第１受光部２１で得られた光束の傾き角に基づいて被検眼１００の光学特性を把握するための重要なパラメータである。
被検眼１００の波面収差Ｗ（Ｘ，Ｙ）は、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉ、ゼルニケ多項式Ｚｉ ２ｊ−ｉを用いて次式で表される。
4). Zernike analysis and RMS
Next, Zernike analysis will be described. A method for calculating the Zernike coefficients c i 2j-i from a generally known Zernike polynomial will be described. The Zernike coefficient c i 2j−i is an important parameter for grasping the optical characteristics of the eye 100 to be inspected based on, for example, the tilt angle of the light beam obtained by the first light receiving unit 21 via the Hartmann plate 22.
The wavefront aberration W (X, Y) of the eye 100 to be examined is expressed by the following equation using the Zernike coefficient c i 2j−i and the Zernike polynomial Z i 2j−i .
また、波面収差Ｗ（Ｘ，Ｙ）は、第１受光部２１の縦横の座標を（ｘ、ｙ）、ハルトマン板２２と第１受光部２１の距離をｆ、第１受光部２１で受光される点像の移動距離を（△ｘ、△ｙ）とすると、次式の関係が成り立つ。 The wavefront aberration W (X, Y) is received by the first light receiving unit 21 with the vertical and horizontal coordinates of the first light receiving unit 21 being (x, y), the distance between the Hartmann plate 22 and the first light receiving unit 21 being f. If the moving distance of the point image is (Δx, Δy), the following relationship is established.
ここで、ゼルニケ多項式Ｚｉ ２ｊ−ｉは、以下の数式で表される。具体的には、図１６に、（ｒ，ｔ）座標のゼルニケ多項式の図、及び、図１７に、（ｘ，ｙ）座標のゼルニケ多項式の図をそれぞれ示す。 Here, the Zernike polynomial Z i 2j−i is expressed by the following mathematical formula. Specifically, FIG. 16 shows a diagram of a Zernike polynomial of (r, t) coordinates, and FIG. 17 shows a diagram of a Zernike polynomial of (x, y) coordinates.
なお、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉは、以下の数式で表される自乗誤差を最小にすることにより具体的な値を得ることができる。 The Zernike coefficient c i 2j−i can be obtained with a specific value by minimizing the square error represented by the following equation.
ただし、Ｗ（Ｘ、Ｙ）：波面収差、（Ｘ、Ｙ）：ハルトマン板座標、（△ｘ、△ｙ）：第１受光部２１で受光される点像の移動距離、ｆ：ハルトマン板２２と第１受光部２１との距離。 Where W (X, Y): wavefront aberration, (X, Y): Hartmann plate coordinates, (Δx, Δy): movement distance of the point image received by the first light receiving unit 21, f: Hartmann plate 22 And the distance between the first light receiving unit 21 and the first light receiving unit 21.
演算部６００は、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉを算出し、これを用いて球面収差、コマ収差、非点収差等の眼光学特性を求める。また、演算部６００は、ゼルニケ係数ｃｉ ２ｊ−ｉを用いて次式により収差量ＲＭＳｉ ２ｊ−ｉを算出する。 The calculation unit 600 calculates Zernike coefficients c i 2j−i and uses them to obtain eye optical characteristics such as spherical aberration, coma aberration, and astigmatism. In addition, the calculation unit 600 calculates the aberration amount RMS i 2j−i using the Zernike coefficient c i 2j−i according to the following equation.
なお、被検眼の波面収差の時間的変化が、４次以下の収差よりも、５次以上の高次収差に顕著に影響される場合があるので、５次以上の高次収差の変化を示すことが望ましい。また、本実施例では３次以上の高次収差の結果を表示したが、５次以上の高次収差のみの結果を示すこともできる。
以上のように、所定のタイミングで瞬きをした際の、角膜形状（角膜の波面収差）や、被検眼の波面収差の時間的変化を容易、かつ確実に得ることができる。
In addition, since the temporal change of the wavefront aberration of the eye to be examined may be significantly influenced by the fifth or higher order higher aberration than the fourth or lower order aberration, the change of the fifth or higher order aberration is shown. It is desirable. In the present embodiment, the result of the third order or higher order aberration is displayed, but the result of only the fifth order or higher order aberration can also be shown.
As described above, it is possible to easily and reliably obtain temporal changes in the corneal shape (corneal wavefront aberration) and the wavefront aberration of the eye to be examined when blinking at a predetermined timing.
Claims (16)
被検眼角膜から反射光を受光する第１受光光学系と、
上記第１受光光学系からの受光反射光を電気信号に変換する第１受光部と、
測定期間内において、所定期間毎に被検者に瞬きを促すための合図信号を形成する合図信号形成部と、
上記合図信号形成部が形成した複数の合図信号を含む測定期間中であって、かつ合図信号により促される被検者の瞬き間において、複数回上記第１受光部の受光信号から被検眼の角膜形状を求める測定部と、
上記測定部の測定結果から角膜形状の時間的変化を比較可能に表示する表示部と、
を備えた眼科装置。 A first illumination optical system that makes a measurement light beam having a predetermined shape enter the eye cornea;
A first light receiving optical system that receives reflected light from the eye cornea;
A first light receiving unit that converts received light reflected from the first light receiving optical system into an electrical signal;
Within the measurement period, a signal signal forming unit for forming a signal for urging the subject to blink every predetermined period;
The cornea of the eye to be inspected from the light reception signal of the first light receiving unit a plurality of times during a measurement period including a plurality of signal signals formed by the signal signal forming unit and in the blink of the subject prompted by the signal of the signal A measuring unit for determining the shape;
A display unit that displays the change in the cornea shape over time from the measurement result of the measurement unit; and
Ophthalmic device equipped with.
被検眼眼底に測定光束を入射する第２照明光学系と、
測定光束が入射された被検眼眼底からの反射光を多数の光束に分割する変換部材を介して受光する第２受光光学系と、
上記第２受光光学系で受光した受光反射光を電気信号に変換する第２受光部と
を備え、
上記測定部は、被検眼が瞬きした後の開始時点から所定期間の間、上記受光部の受光信号から上記変換部材による分割光束に基づき被検眼の波面収差を測定するように構成され、
上記表示部は、上記測定部で求められた角膜形状に基づく測定結果と、波面収差に基づく測定結果の時間的変化を比較可能に表示するように構成されている眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 1, further comprising:
A second illumination optical system that makes a measurement light beam incident on the fundus of the eye to be examined;
A second light receiving optical system for receiving the reflected light from the fundus of the subject's eye on which the measurement light beam is incident, via a conversion member that divides the light beam into a plurality of light beams;
A second light receiving unit that converts received light reflected by the second light receiving optical system into an electrical signal;
The measurement unit is configured to measure the wavefront aberration of the eye to be inspected based on the divided light flux by the conversion member from the light reception signal of the light receiving unit for a predetermined period from the start time after the eye to blink.
The said display part is an ophthalmologic apparatus comprised so that the measurement result based on the cornea shape calculated | required in the said measurement part and the temporal change of the measurement result based on a wavefront aberration may be displayed so that comparison is possible.
さらに瞬きを検出する判定部を有し、
上記測定部は、上記判定部が検出した瞬きから所定時間後に波面収差の測定を行うことを特徴とする眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 1,
Furthermore, it has a determination unit that detects blinks,
The ophthalmologic apparatus, wherein the measurement unit measures wavefront aberration after a predetermined time from the blink detected by the determination unit.
上記測定部は、測定者又は操作者による測定開始指示、又は、眼科装置の自動設定による測定開始指示から所定時間後に波面収差の測定を行うことを特徴とする眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 1,
The ophthalmic apparatus characterized in that the measurement unit measures wavefront aberration after a predetermined time from a measurement start instruction by a measurer or an operator or a measurement start instruction by automatic setting of an ophthalmic apparatus.
上記測定部は、被検眼が瞬きした後の開始時点と、その後の所定期間、複数回の上記第１受光部の受光信号から少なくとも５次以上の高次収差を含む被検眼の収差成分を求め、
上記表示部は、上記測定部の測定結果から５次以上の高次収差の時間的変化を比較可能に表示することにより、ドライアイの状態を判断可能とする眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 1,
The measurement unit obtains an aberration component of the eye to be inspected including at least a fifth-order higher-order aberration from a start time after the eye is blinked and a plurality of light reception signals of the first light receiving unit for a predetermined period thereafter. ,
The display unit is an ophthalmologic apparatus that can determine the state of the dry eye by displaying the temporal change of the fifth or higher order aberration in a comparable manner from the measurement result of the measurement unit.
前記変換部材は、少なくとも実質的に２１本のビームに変換することを特徴とする眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 2,
The ophthalmic apparatus characterized in that the conversion member converts at least substantially 21 beams.
被検眼眼底からの反射光を受光する受光光学系と、
受光部で受光した受光反射光を電気信号に変換する受光部と、
測定期間内において、所定期間毎に被検者に瞬きを促すための合図信号を形成する合図信号形成部と、
上記合図信号形成部が形成した複数の合図信号を含む測定期間中であって、かつ合図信号により促される被検者の瞬き間において、複数回の被検眼の波面収差の測定を行う波面測定部と、
複数回の被検眼の波面収差の測定結果の時間的変化を比較可能に表示する表示部と、
を備えた眼科装置。 An illumination optical system that makes the measurement light beam incident on the fundus of the eye to be examined;
A light receiving optical system that receives reflected light from the fundus of the eye to be examined; and
A light receiving portion that converts received light reflected by the light receiving portion into an electrical signal;
Within the measurement period, a signal signal forming unit for forming a signal for urging the subject to blink every predetermined period;
The wavefront measuring unit that measures the wavefront aberration of the subject's eye multiple times during the measurement period including the plurality of signal signals formed by the signal signal forming unit and during the blink of the subject prompted by the signal signal When,
A display unit for displaying the change over time of the wavefront aberration measurement results of multiple times of the eye to be compared; and
Ophthalmic device equipped with.
さらに、瞬きを検出する判定部を有し、
上記波面測定部は、上記判定部が検出した瞬きから所定時間後に波面収差の測定を行うこと
を特徴とする眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 9.
Furthermore, it has a determination unit that detects blinks,
The ophthalmologic apparatus, wherein the wavefront measurement unit measures wavefront aberration after a predetermined time from the blink detected by the determination unit.
上記測定部は、測定者又は操作者による測定開始指示、又は、眼科装置の自動設定による測定開始指示から所定時間後に波面収差の測定を行うことを特徴とする眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 9.
The ophthalmic apparatus characterized in that the measurement unit measures wavefront aberration after a predetermined time from a measurement start instruction by a measurer or an operator or a measurement start instruction by automatic setting of an ophthalmic apparatus.
上記受光光学系は、
被検眼眼底からの反射光を多数の光束に分割する変換部材を介して受光するように構成され、
上記波面測定部は、被検眼が瞬きした後の開始時点と、その後の所定期間、複数回の上記受光部の受光信号から少なくとも５次以上の高次収差を含む被検眼の収差成分を求めるように形成され、
上記表示部は、上記波面測定部の測定結果から５次以上の高次収差の時間的変化を比較可能に表示することにより、ドライアイの状態を判断容易とするように構成されていることを特徴とする眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 9.
The light receiving optical system is
Configured to receive the reflected light from the fundus of the subject's eye via a conversion member that divides the light into a large number of light beams,
The wavefront measurement unit obtains an aberration component of the eye to be inspected including at least a fifth-order or higher order aberration from a start time after the eye blinks and a plurality of received light signals of the light receiving unit for a predetermined period thereafter. Formed into
The display unit is configured to make it easy to determine the state of the dry eye by displaying the temporal change of the fifth or higher order aberration in a comparable manner from the measurement result of the wavefront measuring unit. A featured ophthalmic device.
前記変換部材は、少なくとも実質的に２１本のビームに変換することを特徴とする眼科装置。 The ophthalmic device according to claim 9.
The ophthalmic apparatus characterized in that the conversion member converts at least substantially 21 beams.
上記照明光学系は、第１波長の光束を発する光源部からの光束で被検眼網膜上で微小な領域を照明し、
上記受光光学系は、被検眼網膜から反射して戻ってくる反射光束の一部を、該反射光束を少なくとも実質的に１７本のビームに変換する、瞳上での空間分解能が高いレンズ部を有する第１変換部材を介して受光部で受光することを特徴とする眼科装置。
The ophthalmic device according to claim 9.
The illumination optical system illuminates a minute area on the eye retina with a light beam from a light source unit that emits a light beam of a first wavelength,
The light receiving optical system includes a lens unit having a high spatial resolution on the pupil, which converts a part of the reflected light beam reflected and returned from the retina of the eye to be examined into at least substantially 17 beams. An ophthalmologic apparatus, wherein the light receiving unit receives light through a first conversion member.
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