JP2000516500A

JP2000516500A - 目の特徴を虚像を用いて測定する方法及び装置

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Publication number: JP2000516500A
Application number: JP10509812A
Authority: JP
Inventors: マロニー，ロバート，ケー．; ステュアート，ジェフリー，エル．; トゥルオックス，ブルース，イー．
Original assignee: ジィエックスコーポレーション
Priority date: 1996-08-12
Filing date: 1997-08-04
Publication date: 2000-12-12
Also published as: AU3826497A; CA2263249A1; US6059773A; EP0955861A1; EP0955861A4; WO1998006320A1; US5873832A; US6206522B1

Abstract

(57)【要約】角膜（１４０）のトポグラフィーを評価する技術を開示する。同技術はケラトスコープパターンの虚像を使用する。開示するトポグラフィーシステムはケラトスコープパターン（５）または他の診断パターンを形成するための構造光源（１１０）と、形成されたパターンを角膜上または角膜の背後にフォーカスし、患者の目から反射された像を捕獲し、さらに処理するために反射像をイメージング・システム（１５０，１９５）へ反射する光学アセンブリ（１３０）とを含む。光源（１１０）から放射された光線は患者の不快感を最小限に抑制すべく可視光線範囲でないことが好ましい。トポグラフィーは投射された虚像を用いて評価されるため、鼻または眼窩の影は存在しない。これによって、更に優れた角膜適用範囲の実現が可能である。光学システムは正常な角膜（１４０）の中心に近い開口ストップ（１９０）を有する。従って、イメージシステム（１５０，１９５）に到達する反射光線が角膜（１４０）の中心にその起源を有するように見えるため、広い角度での捕獲が実現される。診断パターンイルミネーションから独立して実施され、これによって虹彩検出を促進する虹彩検出機構を開示する。別の実施形態において、診断パターンは診断能力を提供する可変光線パターンジェネレータを使用して形成される。開示するトポグラフィーシステムは視野測定装置、即ち、ペリメータとして使用すべく構造を変更できる。

Description

【発明の詳細な説明】目の特徴を虚像を用いて測定する方法及び装置関連出願の引照本願は１９９６年８月１２日に出願された“目の特徴を虚像を用いて測定する方法及び装置”と称される米国特許出願第０８／６９５，６１６号の一部継続出願であり、本明細書中に引用して組み込まれる。発明の分野本発明は目の角膜の曲率または形状を評価するための装置、より詳細には、角膜の術前または術後測定、コンタクトレンズの装着及び角膜疾患の診断を補助する角膜測定装置に関する。発明の背景目の前部表面である角膜は目の主要屈折面を提供し、かつ優れた視覚の実現に重要な役割を果たす。最近、近視、遠視及び乱視などの視覚欠陥を補正する、多数の角膜手術技術が開発されている。この種の手術技術を補助する、角膜のトポグラフィー、即ち、形状または曲率を評価する多数の装置が提案または開発されている。更に、この種の角膜トポグラフィー技術はコンタクトレンズの装着と、円錐角膜及び他の拡張症などの角膜の病理学的状態の診断及び処置とにも効果的である。例えば、屈折誤差を補正する角膜手術技術の実施前に、潜在性円錐角膜の可能性を除外するために、患者を角膜トポグラフィー装置を用いて検査することが好ましい。角膜トポグラフィーは図１に示すケラトスコープパターン５として知られる一群の同心光線リングを使用して一般的に測定される。図２に示す一般的な実施形態では、ケラトスコープパターン５は複数の照明同心リングからなるケラトスコープターゲット１０によって形成され、前記の複数の照明同心リングは患者の目１５の角膜上へ照射する光線を放射する。光線１２、２０は患者の角膜１５から反射され、光線２０の一部は対物レンズ２５へ入射し、かつビデオカメラなどのイメージングシステム３０上へフォーカスされる。イメージングシステム３０上で捕捉された像内の歪みを同定し、患者の角膜内の変形を算出すべく、同捕捉された像を格納された基準パターンまたは他の既知情報と比較するためにコンピュータ３５は使用される。従来の角膜トポグラフィー装置は大きな成果を果たしているが、この種の装置は多数の制限を問題点として有している。これらの制限を解決できた場合、装置の精度及び有用性を大幅に改善できる。特に、トポグラフィー装置の従来のデザインは大きなケラトスコープターゲットを有しており、同ターゲットは従来の装置のサイズを大きくしている。しかし、空間が不足する手術室または医師のオフィスでは、トポグラフィー装置のサイズを最小限に抑制することが望ましい。更に、図２に示すデザインに代表される市販のトポグラフィー装置は角膜の比較的狭い領域のトポグラフィーを一般的に測定する。例えば、図２に示すデザインでは、光線ビームは大きく平坦なバックライト付きケラトスコープターゲット１０から照射され、次いで角膜１５から反射される。その後、角膜１５から反射された光線２０の一部はケラトスコープターゲット１０の中心に位置する小さな対物レンズ２５によってＣＣＤチップなどのイメージングシステム３０上へフォーカスされる。しかし、角膜１５の周辺部から反射された別の光線１２は対物レンズ２５へ入射しないため、像をイメージングシステム３０上で形成しない。従って、この種の従来の装置は周辺角膜を測定できない。この問題を解決すべく、従来の装置はケラトスコープターゲット１０’を図３に示すような周辺角膜を取り囲む円筒形または円錐形にデザインすることによって角膜１５の周辺部から反射された光線を捕捉することを試みている。これにより、円筒形または円錐形のケラトスコープターゲット１０’によって照射された光線は照明リングのパターン５を形成し、同パターン５は角膜１５から反射される。角膜１５の周辺部から反射された光線を含む反射光線は対物レンズ２５へ入射し、かつ像をイメージングシステム３０上で形成する。しかし、効果的にするためには、円筒形または円錐形のケラトスコープターゲット１０’を目に非常に隣接して位置決めする必要がある。この結果、同ターゲット１０’は患者の眼窩及び鼻に当接しやすい。潜在的に不快感を与え、かつ病気の蔓延に潜在的に貢献すること以外に、アライメントまたはフォーカスにおける僅かな誤差が目に対するケラトスコープリングの位置に大きな変化を招来するため、ケラトスコープターゲット１０’の近接は誤りを起こしやすいデザインを招来する。更に、現在のシステムは精度の低い瞳孔検出を提供する傾向があるうえ、非点収差を有する角膜等の非回転対称角膜を正確に測定できない。瞳孔の位置は視覚欠陥を補正する手術を計画するうえで特に重要である。現在のシステムでは、瞳孔の境界をケラトスコープリングの像から判読することにより、瞳孔は一般的に検出される。これは従来のデザインでは特に困難である。しかし、明るいケラトスコープリング像から暗いリング間隙への強度遷移と比べて、黒い瞳孔から暗い虹彩への強度遷移は最小限である。この結果、現在のシステムにおける瞳孔検出アルゴリズムは役に立たないことが多い。更に、現在のシステムはケラトスコープリングのエッジを検出することと、リング像を背景の虹彩の細部から分離することが困難である。従来の角膜トポグラフィーシステムは虹彩をケラトスコープリングと一緒に像形成する。しかし、特に、薄い色の虹彩を有する患者では、虹彩細部からの明るい光線反射はリングを不鮮明にし、これによってリングエッジの検出が困難になる。最後に、従来のデバイスはケラトスコープターゲットを照明するために光強度の高い可視光線を使用しており、これによって患者に不快感を与える。比較的僅かな光線が角膜から実際に反射され、かつ測定装置によって捕捉されるため、光強度の高い光線が必要とされる。前記の説明から明らかなように、更に小型のケラトスコープ装置が必要とされる。更に、フォーカスの問題と、従来のデザインにおける侵襲的アプローチとを伴うことなく大きな角膜適用範囲を実現可能にしたトポグラフィーシステムが必要である。また、ケラトスコープリングを含まない像を使用することによって、改善された虹彩検出を実現するシステムが必要である。更に、ケラトスコープパターンの角膜反射を虹彩細部から更に効果的に分離するトポグラフィー装置が必要である。測定を受ける被験者にとって不快でない光線レベルを使用するトポグラフィーシステムが必要である。更に、非点収差を有する角膜等の非回転対称角膜を正確に測定できるトポグラフィー装置が必要である。発明の要約一般的に、本発明の態様によれば、角膜のトポグラフィを測定する方法及び装置が提供される。本方法及び装置はケラトスコープパターンまたはその他の診断パターンの虚像を利用し、それは患者の眼前の所望の距離の所に投影される。トポグラフィは虚像で評価されるので、鼻やまゆ毛の陰がなく、角膜のより優れた被写域を可能にし、焦点誤差に対して比較的鈍感であるデザインを提供する。しかしながら、特定の態様では、ケラトスコープパターンの虚像を別の場所に位置付けることが好ましいことが判明した。例えば、ケラトスコープパターンの虚像は、角膜表面から反射された後、その眼前において再結像されるように、角膜のすぐ後ろに形成されてもよい。しかしながら、同様に、角膜内のひずみがケラトスコープパターンの反射された実像内で観察される。開示されるトポグラフィシステムは組織化された光源を含み、好ましくは、ケラトスコープパターンまたはその他の所望の診断パターンを作り出すために、照明源と光線変調システムで構成される。患者の不快感を最小にするために、照明源から放射される光は好ましくは可視範囲外のものである。さらに、照明源は好ましくは単色である。本発明の一態様によれば、光線変調システムは透明の背景上の不透明なマーキングで構成される写真のスライドフィルム、あるいは液晶ピクセルのアレイまたは発光ダイオードのアレイ等の可変光パターン発生器として具体化されてよい。この方法で、光線変調システムはパターン像を選択する際の柔軟性を提供し、様々な診断能力を達成することができる。光学アセンブリは角膜上に作られたパターンに焦点を合わせるので、患者の眼から反射された像を捉え、処理するために反射像をＣＣＤ等の結像システムに向ける。発明の特徴によれば、光学アセンブリは、好ましくは患者の虹彩から反射された散乱光がＣＣＤによって結像されるのを防止する手段を含む。一態様では、同じ偏りを持つ一対の偏光フィルタが、患者の虹彩から反射された散乱光を減衰させ、それによって患者の角膜から反射されるように、ＣＣＤカメラ上にケラトスコープパターンの完全な像を可能にする。発明の更なる特徴によれば、光学システムは正常な角膜の曲率中心に近似する角膜表面背後の点と好ましくは対になっている開口絞りを含むことによって、幅広い角度捕捉を達成する。このように、結像システムに到達する反射光線は、あたかもそれらの光線が角膜の曲率中心から生じたように見える。角膜トポグラフィ装置は、好ましくは中心合わせ照明源と、患者の角膜に対して角膜トポグラフィシステムを中心に置き、焦点を合わせるために利用される焦点レーザとを含む。中心に置き、焦点を合わせる操作の間に、診断パターンを生成させるために使用される組織化された光源を照らさないことが好ましい。このように、瞳孔の境界はケラトスコープパターンの１つ以上のリングによって不明確にされないので、瞳孔検出が容易になる。発明の更に別の態様によれば、角膜トポグラフィ装置を検量する方法が開示される。本方法は、所望の焦点において角膜のサイズに近似する検量範囲を位置付けるステップと、検量範囲を診断パターンで照明するステップと、結像システム上に、その範囲からの診断パターンの反射の第１の像を作成するステップと、第１の像のほぼ中心に結像システムのカーソルを位置付けるステップと、結像システム上に、その範囲からの中心合わせ照明源の反射の第２の像を作成するステップと、第２の像が予め位置付けられているカーソルのほぼ中心にあるように、中心合わせ照明源の位置を調節するステップ、及び未知の角膜に関するトポグラフィ情報を計算するために、基準像として第１の像を記憶するステップから成る。発明の更に別の態様は、開示されたトポグラフィシステムにより患者の視野を評価する視野計として再形成できるようにする。視野計として形成された場合、組織化された光源は、好ましくは背面から照らされる液晶アレイ、陰極線管、または発光ダイオードのアレイとして具体化される。患者の視野を測定するために、患者は患者の眼前の距離の所に投影される、組織化された光源により作られるパターンの虚像を見る。加えて、赤外線レーザが赤外線で患者の瞳孔を照らす。患者の虹彩から散乱する赤外線の反射がＣＣＤ上に結像される。発明の更なる特徴によれば、光学システムは、視野測定の間に、患者の角膜から反射される光を減衰させる手段、例えば、光学距離に位置付けられる一対の垂直偏光子を含む。システムは散乱した赤外線像を使用して、瞳孔の動きを追跡することによって、固視をモニターする。瞳孔の中心が予め定義されているしきい値を超えて移動した場合、固視が失われた時をアラームが知らせる。図面の簡単な説明本発明の機能や利点ならびに本発明のさらなる完全な理解は、詳細な説明や図面を参照することにより得られるであろう。図１は、従来技術のケラトスコープパターンを示す図である。図２は、従来技術のトポグラフィデバイスの光学的配置を示すブロック図である。図３は、従来技術の代替トポグラフィデバイスデザインの光学的配置を示すブロック図である。図４は、本発明の諸機能を組み込んでいる角膜トポグラフィデバイスのブロック図である。図５は、図４におけるケラトスコープパターンの実像と虚像の位置を示す。図６は、本発明の機能による、虚像の広角捕捉の方法の拡大図である。図７は、焦点合わせや集中オペレーション時の、図４の角膜トポグラフィデバイスを示す。図８Ａは、本発明と共に使用される代替ケラトスコープパターンを示す。図８Ｂは、本発明と共に使用される他の代替ケラトスコープパターンを示す。図９は、本発明と共に使用されるもう一つの代替ケラトスコープパターンを示す。図１０は、患者の視界を測定するための視野計として再構成されている、図４の角膜トポグラフィデバイスを示す。図１１は、本発明の機能を組み込んでいる角膜トポグラフィデバイスの別の実装のブロック図である。図１２は、角膜の曲率のベース半径の関数として、図１１のデバイスにおける射出瞳孔の位置を示すグラフである。詳細な説明図４に示すように、本発明に従った角膜トポグラフィデバイスは、ケラトスコープパターン５（図１）のような、診断パターンを作成するための組織的光源１１０と、患者の目の角膜１４０において作成されたパターン５に焦点を合わせ、患者の目に反射されるパターンを捉え後で処理するためのＣＭＯＳデバイスを含む、ＣＣＤチップやその他の画像センサーのような画像システム１５０に反射パターンを向けるための光学的アセンブリ１３０を含む。組織的光源１１０は、図１に示ように、ケラトスコープパターン５、または以下で取り上げる代替パターンを作成するための光源１１５とビーム変調システム１２０から構成されている。１つの実施例では、組織的光源１１０は光を拡散するためのデフューザーを含む。本発明によれば、光源１１５から放出される光は好ましくは可視範囲にはないので、強い光が患者に対してもたらす不快感を最小化する。１つの実施例においては、ケラトスコープパターン５を作成するためのビーム変調システム１２０は、背景が透明な不透明なマークから構成される写真スライドフィルムとして実現される。図４に示すように、光学的アセンブリ１３０は、順に、角膜１４０にケラトスコープパターンを合わせるビームスプリッタ１６５と対物レンズ１７０で偏光を捉え、偏光を方向付けるための偏光フィルタ１５４、焦点レンズ１５８を含んでいる。さらに、角膜１４０から反射される光１７５は、対物レンズ１７０によって捉えられ、ビームスプリッタ１６５によって第２のビームスプリッタ１８０へと反射される。光は、公知の方法でビームスプリッタ１８０を通り、偏光フィルタ１５４と平行に向けられている偏光フィルタを通る。その後、光は、調整可能な丸い穴または虹彩のような、反射光を開口絞り１９０を通るようにする焦点レンズ１８８を通り、ＣＣＤチップ１５０に至る。ＣＤＤチップ１５０は、捕捉した画像をパーソナルコンピュータ１９５またはその他のプロセッサに伝送する。そして、反射パターンの画像を、これらのパーソナルコンピュータまたはプロセッサのコンピュータ画面に表示し、オペレータが評価することができる。本発明によると、偏光フィルタ１５４と同じ偏向を持っている偏光フィルタ１８５は、患者の虹彩１４２から反射する散乱がＣＣＤチップ１５０に画像を結ぶのを防ぐ。このようにすることにより、患者の虹彩から反射した散乱光は弱められ、患者の虹彩１４２からのノイズやバックグランド詳細なしで、角膜１４０からＣＣＤカメラに反射されるように、鮮明なケラトスコープパターンの画像を可能になり、以後の画像処理が簡単になる。さらに、角膜トポグラフィデバイスは、集中光源１２５、照射レンズ１３５、焦点レーザ１５５を含んでいる。これらについては、図７と合わせて以下で詳細に説明する。これらは、患者の角膜１４０に対して角膜トポグラフィシステムの焦点合わせをする時に利用される。さらなる実施例では、図１０と共に以下で詳細に説明するように、トポグラフィデバイスは、患者の視界を評価するための視野計として構成することもできる。視野計として構成されている場合、集中光源１２５は赤外線範囲の光を放出する。光線がビーム変調システム１２０から光学的システム１３０の様々な要素を通りＣＣＤチップ１５０へと至るとき、図５に示すような、ケラトスコープパターンの複数の画像（実像と虚像を含む）が作成される。画像ＫＩ１は、焦点レンズ１５８によって作成されるケラトスコープパターン５の実像であり、対物鏡１７０の焦点内に入る。実像においては、光学的システムを通る、パターンの１点からのすべての光は、実際に画像の１点を、またはその１点の近くを通る。言い換えれば、ＫＩ１は実像なので、ケラトスコープパターン５は、紙がＫＩ１の位置で光学的アセンブリに挿入されたかのように、実際に紙で見ることができる。さらに、対物レンズ１７０は、ケラトスコープパターン５の虚像ＫＩ２を作成する画像ＫＩ１を投影し、患者の目の前の約０．３メートル以内に入り、直径は約０．４メートルである。虚像では、光線は、そこに実際に焦点が結ばれることなく、特定の位置から偏向するする。言い換えれば、患者が対物レンズ１７０を見るとき、ケラトスコープパターン５の虚像ＫＩ２は、虚像の位置から発しているように見える。対物レンズ１７０を見るとき、患者の角膜１４０は、知覚される虚像ＫＩ２を反射し、現在での例では角膜１４０の約４ｍｍ後ろに位置する、第２の虚像ＫＩ３を作成する。虚像ＫＩ３は、対物レンズ１７０と焦点レンズ１８８によって捉えられる。これらのレンズが一体となって、ＣＣＤ１５０に虚像ＫＩ３の実像ＫＩ４を作成する。従って、本発明によれば、ケラトスコープパターン５の虚像ＫＩ２は、患者の目の前の希望の距離に作成される。離れている画像が虚像なので、鼻や眉のシャドーもなく、角膜を広くカバーすることができ、焦点エラーから比較的影響を受けないデザインを提供する。角膜へのケラトスコープパターン５の投影における現在のトポグラフィシステムの精度は、目に対する対物レンズ１７０の実際の位置ではなく、ケラトスコープ虚像ＫＩ２の見掛けの位置によって決まることが観察されている。したがって、本発明は、図２と共に取り上げた従来技術のデザインと同じように、比較的焦点合わせから影響を受けないデザインを提供し、図３と共に取り上げた従来技術のデザインと同じように角膜を広くカバーする。本発明のさらなる特徴によると、反射される虚像ＫＩ３の広角捕捉を組み込むことによって、角膜の大きなエリアの測定が容易になる。図６に示すように、虚像ケラトスコープパターンＫＩ２からの光線２００は、対物レンズ１７０を通り、角膜表面にほぼ垂直な角度で角膜１４０に当たる。その後、光線２００は、ケラトスコープパターン５の虚像ＫＩ２からの入力光線２００とほぼ平行なパス２１０に沿って角膜から反射される。開口絞り（図５）は、対物レンズ１７０と焦点レンズ１８８を通り、通常の角膜の曲率の中心に対応する、角膜表面の背後の約７．８ｍｍの点と共役し、図６に示すように、角膜の曲率のほぼ中心で、開口絞り１９０の実像ＡＩを作成する。この光学的構成により、ケラトスコープパターンの明るい領域は、角膜の対応する領域のみを照らすようになる。これは、従来技術とは対照的である。従来技術では、ケラトスコープパターンの明るい領域は角膜全体と虹彩を散乱的に照射し、画像コントラストが著しく低下していた。本発明では、角膜表面に達するケラトスコープパターンでの各部分からの光線は、光学的システムの高いｆ数により、小さな一定の角度に範囲を定められる。そのようにして、光を適切に制御でき、ケラトスコープパターンの暗い領域に対応する、虹彩の領域を照らすことがなくなる。有利なことに、画像のコントラストが改善され、画像の品質も向上する。また、この構成により、ＣＣＤチップ１５０に到達する光は、アパーチャ画像ＡＩから出ているかのように、入射光線２００に沿って反射されるようになる。したがって、目からかなりの（仮想）距離にある目標において、広い領域の角膜範囲が可能になる。言い換えれば、これによって、ＣＣＤチップ１５０に到着する反射光は、通常の角膜の曲率の中心から出たかのように反射する光に限定され、本システムを特徴づけている広角捕捉が可能になっている。このようにして、角膜１４０で反射される光線は、広角で反射され、大きな対物レンズによって捉えることができる。（ここでは示されていないが）別の例では、開口絞り１９０は、焦点レンズ１５８と対物レンズ１７０の間の光パスに置くことができる。しかし、対物レンズ１７０を通る通常の角膜の曲率の中心と共約している。この代替実施例では、ＫＩ２から出る光線は、開口絞り１９０の画像ＡＩに向けられるので、ＫＩ３の広角捕捉を依然として実現することができる。この図示された実施例と結び付けられているパラメータを達成するためには、すなわち、開口絞り１９０の中心が（７．８ｍｍの半径を持っている）一般の角膜の中心とほぼ共役するようにするためには、また、直径が約０．４ｍである角膜の前の約０．３ｍの距離に虚像を置くためには、対物レンズ１７０は、直径が約５．５ｃｍであり、約０．７のｆ数でなければならない。さらに、対物レンズ１７０は、角膜表面から約２ｃｍに置かなければならない。中心合わせおよび焦点合わせ角膜像の適切な中心合わせおよび焦点を達成するために、オペレータは、コンピュータスクリーン上で画像を見るのが好ましく、同時に目に対する角膜トポグラフィー装置の位置を三次元で調整する。図７に示されるように、中心合わせおよび焦点合わせの操作中、中心合わせ照明源１２５および集束レーザ１１５は、好ましくは同時に照明されるのに対して、照明源１１５は照明されない。中心合わせ照明源１２５から放射される光線２４０、２４５は、コリメータレンズ１３５を通過し、ビームスプリッタ１８０およびビームスプリッタ１６５に反射する。光線２４０、２４５は、対物レンズ１７０を通過し、光線２４０の一部は角膜に反射するのに対して、他の光線２４５の一部は、角膜を通過し、患者の虹彩１４２に反射する。角膜に反射された光線２４０は、対物レンズで捕捉され、ビームスプリッタ１６５に反射し、ビームスプリッタ１８０によって透過され、ＣＣＤチップ１５０によって結像される。患者の角膜から反射される光線２４０は、中心合わせ照明源１２５のＣＣＤ上に像を形成する。一方、角膜１４０を通過し、患者の虹彩１４２に反射される残りの光線２４５は、対物レンズ１７０によって獲得され、ビームスプリッタ１６５によって反射され、ＣＣＤチップ１５０上に結像される。これにより、光線２４５は被写体の虹彩および瞳孔の像をＣＣＤチップ上に形成する。したがって、中心合わせ工程中、患者の虹彩、瞳孔および照明源１２５の反射の合成像はＣＣＤチップ上に形成される。オペレータは、ディスプレイ上の合成像を観察し、例えば、ディスプレイ上の十字線あるいは他の固定基準マークに対する照明源１２５の反射イメージの中心合わせ度を判定し、トポグラフィー装置が患者の虹彩に対して適切に調整された位置にあることを確実にする。中心合わせと同時に、レーザダイオードのような集束レーザ１５５は、虹彩をレーザビーム２４７で斜めに照明していることが好ましい。レーザビーム２４７の大部分は、ほとんど透明な角膜を通過し、患者の虹彩１４２に害を及ぼさずに当たる。しかしながら、レーザビーム２４７の中の小さいパーセンテージは角膜によって散乱される。散乱ビーム２４８は、対物レンズ１７０によって集められ、ビームスプリッタ１６５によって反射され、ＣＣＤチップ１５０上に結像される。オペレータは、患者の角膜のより近くあるいはより遠くに角膜トポグラフィーを移動させ、散乱ビーム２４８の像を中心合わせのために使用される同じ基準マークと整列させる。中心合わせ照明源１２５の反射および集束レーザ１５５の像が適切に整列される場合、オペレータは、スイッチを作動させ、トポグラフィーを測定する。当業者は、トポグラフィー装置を適切に位置決めすることが、角膜のベース曲率半径を正確に決定するために必要であることを容易に理解できる。それとは別に、角膜に反射されるレーザビーム２４７の一部は、反射ビームの位置に比例する信号を発生する線形位置検出器（図示せず）上に結像される。もちろん、直角位相位置検出器あるいは２次元位置検出器のような他の位置検出器が使用されてもよい。反射ビームが線形位置検出器上に適切に中心に置かれる場合、装置は角膜が適切に焦点が合っているように設計されている。さもなければ、オペレータは、角膜のトポグラフィー装置を患者の角膜からより近くにあるいはより遠くに移動させ、反射ビームを線形位置検出器上の中心に置く。しかしながら、万一患者が測定が行われる直前に移動する場合、いま中心からずれている反射レーザビームの位置が記録される。当該技術分野で公知である三角測量を使用する場合、反射レーザビームの位置のいかなる偏移も、集束させないことによって起きる、計算されたベース曲率半径の誤差を補正するために使用される。さらに、角膜測定を行う患者は、患者の視軸がトポグラフィー装置の光学軸と整列することを保証するために、中心合わせ工程中中心合わせ照明源１２５を観察する。他の実施例では、高輝度中心合わせ照明源１２５は、患者がより快適であるように非可視光を照射し、光源１１５は測定中、患者に対し固視点を与えるように同時に照明される。他の実施例において、中心合わせ照明源１２５は、当業者に明らかであるように、光学システム１３０の異なる位置に置くことができる。例えば、ビームスプリッタ１８０は、再配置されたビームスプリッタ１８０を通して導入された中心合わせ照明源１２５に対して、ケラトスコープターゲット１２０とビームスプリッタ１６５との間の光路に配置することができる。したがって、本発明の特徴によれば、患者の虹彩１４２は、中心合わせ中、中心合わせ照明源１２５によって拡散して照明され、それによって瞳孔の容易な可視性を可能にする。さらに、好ましい実施例において、照明源１１５は中心合わせ工程中照明されないので、このようにケラトスコープパターンが生成され、瞳孔の境界は従来の装置の場合のように、反射されたケラトスコープパターンのＩつあるいはそれ以上のリングによって不明瞭にはされない。形状測定オペレータが、複合画像がコンピュータ画面上に正しくセンタリングされ、焦点が合っているとして満足した場合、オペレータはスイッチを押し、角膜の測定を開始する。この測定プロセスが開始されたとき、中心照明源１２５および集束レーザー１５５が切られ、他方、照明源１１５が活性化されて角膜の測定を可能にする。好ましい例として、パソコン１９５には少なくとも最後の２つの連続的フレームが記憶されている。すなわち、照明源１１５が照射された直後において、このトポグラフィーシステムはケラトスコープ画像を伴わない拡散的に照射された瞳孔を含む１つのビデオフレームと、くすんだ細部を伴わない患者の虹彩１４２からの反射ケラトスコープ画像を有する１つのビデオフレームとを有する。瞳孔画像を含むビデオフレームから、瞳孔の輪郭が容易に検出される。ケラトスコープ画像を含むビデオフレームからケラトスコープパターン画像のエッジ部が容易に検出される。この検出されたケラトスコープパターン画像はその後、記憶されている参照画像と比較され角膜形状についての情報が公知の方法で得られる。スムーズな面における曲率半径は測定の方向に依存することを理解すべきである。したがって、表面は多くの異なる曲率半径を有し得る。しかし、典型的には互いに垂直な方向に沿って最大と最小の曲率半径を有する。数学上、最大曲率半径と最小曲率半径との積は“ガウス曲率”と呼ばれている。角膜の各点のおけるガウス曲率は反射ケラトスコープパターンから計算することができ、例えば疑似カラーリングにより表示することができると考えられる。このような情報は、乱視角膜切開のような外科手術によっても一般に変らないから、外科医師にとって有用であろう。更に、これは移植された角膜組織の規則性、分布を分析する上で有用であろう。その他、ガウス曲率の他の数学的導関数、例えばガウス曲率の平方根、逆数を用いることもできる。同様に、ガウス曲率の種々の他の近似法を用いることもできる。１つの近似法は例えば、２つの垂直方向、例えば矢および接線方向に沿う曲率半径を単に積算することである。検量本発明で検量を行うため、正常な角膜の大きさに近い約７．８ｍｍの半径を有する検量球（図示しない）を、例えばブラケットと共に配置させる。このブラケットは対物レンズ１７０に嵌合し検量球を所望の焦点に固定させるものである。検量は３つの工程により行われる。第１に、オペレータは照明源１１５を点灯しコンピュータ画面のカーソルをケラトスコープパターン５の捕捉画像ＫＩ４の中間に位置させる。次に、中央照明源１２５が点灯され、その位置を手動で調整し、その反射画像がコンピュータ画面上のカーソルの周りに中心がくるようにする。最後に、検量球から離れたケラトスコープパターン５の反射の画像ＫＩ４が記憶され、これにより未知の角膜の形状を計算するのに必要な参照画像が与えられる。検量プロセスは既知の参照半径をコンピュータ画面上の各点について計算した半径に対し比較することを含む。通常、広角光学系に依存する装置は可なりの光収差に対処しなければならない。この提案の検量法はシステムの収差の中和化を可能にする。コンピュータ画面の各点は検量球の中心におけるアパチャーストップ１９０の仮想画像から特定の方向に現れる主光線に相当する。光収差は、パラアキシアル（ｐａｒａｘｉａｌ）光学系により予測される位置からのケラトスコープリングまたはリングの一部のずれとして検量球画像に現れる。未知の角膜が画像化されたとき、収差に基づくずれの量は変らず、これは引算プロセスにより除去することができ、これにより収差のない画像が得られ、これにより正確な角膜の形状を計算することができる。構築された光源前述のように、角膜トポグラフィ・システムにはケラトスコープパターンまたは他の所望のパターンを形成するための構築された光源１１０が含まれる。この構築された光源１１０は好ましくは照射源１１５およびビーム変調システム１２０を有する。照射源１１５はレーザー源、発光ダイオードまたは白熱ランプなどの任意の発光装置であってよい。照射源１１５からの光は、中心照明源１２５による光と同様に、例えばレーザー光のような自然の単色光、またはカラーフィルターの使用による単色光であってもよい。このようにして、低ｆ−ナンバーレンズの使用で通常、予測される色収差を最小限にすることができる。前述のように、１具体例として、ビーム変調システム１２０は、所望のパターンを形成するため透明な背景に不透明なマーキングをしたものからなる写真スライドフィルムの片として具体化することができる。しかし、用途によっては、このビーム変調システム１２０は、種々のパターンを形成するためのプログラム化可能な画質光パターンジェネレーターとして具体化することが望ましい。好ましい例として、プログラム化可能な光パターンジェネレーター１２０は、液晶画素列であって１モードにおいて入射光を選択的にブロックし得るもの、すなわち、散乱または吸収プロセスにより入射光を選択的にブロックし得るもの、および他のモードにおいて光を透過させるものからなる。なお、このような装置は公知である。このようにして、液晶列は、“グレイ・スケール”に従って、列の各個々の画素を選択的にゆるんだ（光阻止）状態、または配向（光通過）状態、あるいはこれらの２つの中間の状態にすることにより所望のパターンを形成することができる。液晶列の画素は好ましくは、コンピュータ１９５により制御されるドライバーを介して選択的に付勢することが好ましい。他の例として、構築された光源１１０は発光ダイオード（ＬＥＤｓ）の列、陰極管（ＣＲＴ）、Ｘ−Ｙ検流計またはスキャナーにより制御されるレーザー、または他の任意の光発生または伝達ディスプレイとして具体化することができる。これらの具体例のそれぞれにおいて、付加的照射源は必要でない。さらに、より簡単な例として、それぞれ特異なパターンを形成する複数の選択可能な位置を伴う回転可能なパターン車を組込むことにより任意のパターンを形成することができる。パタン例従来のケラトスコープパターンを変更することにより、角膜形状についての付加的またはより正確な情報を得ることができることが認められた。特に、非回転対称角膜、例えば乱視を伴ったものの検出、測定を向上させるため、反射光の源の経線を識別できるケラトスコープパターンを利用することが好ましい。もし、評価されている角膜が回転対称でない場合、角膜からの反射光が角張ったものになり、光学システムから投影された目標パターンは角度的変位を生じないとする従来の仮定は覆される。すなわち、本発明の他の特徴によれば、向上したケラトスコープパターン、例えば図８Ａに示されたパターン２５０が利用される。この図８Ａのケラトスコープパターン２５０は複数の同心リング２５５、２６０および複数の放射線２７０、２７５からなる。このようにして、患者の角膜から反射されたパターンがＣＣＤチップに画像化されたとき、各リング上の特徴により、このシステムの主軸を含む面および角膜から反射された点から離れた光線の識別が可能となる。各リングの部分を異ならしめる特徴を標的上に形成することにより、従来の非同一平面性の問題を解決することができる。この具体例の変形例として、周囲マーク、円形または四角形碁盤目パターンあるいは垂直線のグリッドなどを放射線の２７０、２７５の代わりに使用しても同様の結果を得ることができる。例えば、図８Ｂに示すように円形の碁盤目パターン２９５を使用することができる。この円形碁盤目パターン２９５は明暗の交互の区域を有する放射線２９７で切断された同心円２９６からなっている。この同心円により公知のようにして形状を測定することができる。更に、この明暗の区域により画定される放射線により角膜からの入射光の源の面を識別することが可能となる。これは乱視の角膜について特に有用となる。更に明暗の交互区域の使用は潜在的に放射線を画定しているから、線の厚みをゼロに減少させる。異常な角膜、例えば著しく曲がったもの、異常に平坦なものなどの測定のため、ケラトスコープターゲット上の同心リングの直径、間隔を変化させることも好ましい。すなわち、ビーム変調システム１２０がプログラム可能な光パターンジェネレータ、例えば上述のように液晶列、容易に置換し得る写真スライドフィルムとして具体化された場合、本発明でなし得る異なるパターンの数は実質的に無限である。このようにして、本発明により提供されるパターン形成上の高度の柔軟性は診断能力を著しく高めるものである。さらに、本発明によれば、角膜を最初に図１のパターン５のような包括的パターンで評価することができる。或る異常が検出された後は、特定の異常を識別するために最適に評価し得る別のターゲットを用いて評価が更に行われる。さらに他の例として、円形パターン２９０を用いて正常な角膜における垂直線方向の角膜曲率の計算に利用することもできる（図９）。これにより本発明を検眼に利用することができる。視野計角膜形状の評価に有用なことに加えて、本発明を視野測定装置として利用することもできる。視野は眼科および検眼診断の一部として検査されるもので、緑内障、黄斑および視神経の診断の助けとして主に実施されている。一般に、患者の視野は、患者の視野の一部に跨がる投影スクリーンまたはＣＲＴなどの背景を患者に見させて行われる。患者の視野を測定するため、図４の光学システムが図１０に示すように再構築される。この場合の光源１１０としては、液晶表示（ＬＣＤ）、薄膜トランジスター（ＴＦＴ）ＬＣＤ表示、ＣＲＴまたはＬＥＤ列が用いられ、これにより移動、変位可能な固定ターゲットまたは他の活性マトリックス表示が形成される。光線１７６で示したように、光源１１０により生成されたパターンは集束レンズ１５８により捕捉され、ビームスプリッター１６５および対物レンズ１７０を介して方向づけられる。この対物レンズ１７０は、患者の角膜から好ましくは１ｍ離れた点に投影され、患者の視野の少なくとも２５度に亘る光源１１０により形成されたパターンの仮想画像を形成する。患者の視野の測定の間において、患者は視覚的刺激を観察する。すなわち、対物レンズ１７０を介して見ることによりビデオ表示１２０の仮想画像を観察する。患者の視野を測定するため、中央照明源１２５として赤外線レーザーが好ましくは用いられ、患者の瞳孔が赤外線ビーム１７７により偏光フィルター１９１を介して照射され、２つのビームスプリッター１８０、１６５から反射される。赤外線ビーム１７７は患者の虹彩から散乱し、対物レンズ１７０により捕捉され、ビームスプリッター１６５から反射され、ビームスプリッター１８０、偏光フィルター１８５および集束レンズ１８８を介して送られ、ＣＣＤチップ１５０上に画像化され、コンピュータ１９５のスクリーン上に表示される。偏光フィルター１８５は偏光フィルター１９１に対し垂直に配向されていて、好ましくは患者の虹彩から散乱した光が伝達され、角膜からの反射光が阻止されるようになっている。操作において、この装置は患者の瞳孔のビデオ画像をセンタリングすることにより患者の瞳孔との関連で中央に位置される。このシステムは散乱した赤外画像を利用して患者の瞳孔の動きを追跡することにより固視がモニターされる。瞳孔の中央が所定の閾値を超えて移動したとき、警報が働き、固視が失われたことが示される。好ましくは、ビーム変調システム１２０は種々のサイズまたは明度の白色または灰色のターゲットに対して投影され、各点における限界感度を判定する。種々の明度のターゲットは、各画像を形成するオン・オフモードにおける画素の割合を調整することにより形成することができる。実時間における瞳孔の位置を計算するため、重みつき限界計算法が好ましくは利用される。最初に、ビデオ画像の全ての点の画像強度が反転され、明るい画素が暗くし、またはその逆が行われる。これにより暗い背景に明るい瞳孔が発生する。その後、所定の閾値以下の輝度のビデオ画像の全ての点が排除される。なぜならば、これらは虹彩点を表していると思われるからである。最後に、残る点の重みづけのないベクトル・センター、すなわち虹彩センターを表すものが計算される。他の例において、照明源１２５は患者の視軸に配向され、瞳孔の明るい画像が照明源１２５からの光が網膜から反射されて現われる。この場合、閾値測定は画素の強度を反転することなしに行うことができ、重みづけのないベクトル・センターが計算される。上記の例において、ケラトスコープ・パターンの仮想画像は患者の眼の前方約３０センチの位置に形成されるものと思われる。この構成は殆どの従来のシステムで使用されているケラトスコープ・パターンの機能に似せている。前述のように、この虚像は患者の角膜に向けられ、そこから反射され、この反射画像に角膜の歪みが観察されることになる。しかし、或る用途においては、ケラトスコープ・パターンを他の位置に置くことが好ましいことが見出された。従来の見識から離れるが、そのようにすることにより複雑化を減少し、光学システムの効率を向上させることが見出された。図１１は他の実施例を示すもので、特にケラトスコープ・パターンの画像が患者の眼に対し画像として見ることができない位置に形成されている点で上記実施例とは異なる。この実施例ではケラトスコープ・パターンの虚像が角膜の直後に形成され、角膜の表面で反射されたのち、角膜の直前で再度、画像化される。しかし、同様に、角膜の歪みがケラトスコープ・パターンの反射実画像の中に観察される。この画像はついでＣＣＤに向けられ、電気信号に変換され、コンピュータにより分析される。この図１１に示す実施例を参照して説明すると、ビームスプリッター１１１０を用いてケラトスコープ・パターンの虚像Ｋ_V1が患者の角膜に向けられる。好ましくは、このケラトスコープ・パターンは、集束レンズ１１２０（ｆ＝９．５ｍｍ）の前方焦点面の内側４．４ｍｍに好ましくは配置されたケラトスコープ・ターゲット１１１５を照射することにより形成される。しかし、他の例として、ケラトスコープ・ターゲット１１１５をＫ_V1の位置に置くこともできるが、勿論、このシステムの光軸を延長させることになる。ケラトスコープ・ターゲット１１１５から発生する入射光は、光軸１１２５に沿って直径約０．３ｍｍのアパチャーストップ１１３０を介して送られ、ビームスプリッター１１１０の反射面に当たり、ついで光軸１１３５に沿って横方向に向けられ、非球面レンズ１１４０、１１４５を介して患者の角膜１１５０の表面に送られる。好ましくはレンズ１１４０は焦点距離が約７４ｍｍで、レンズ１１４５は焦点距離が約４６ｍｍである。所望により、ビームスプリッター１１１０は回転角度が調整し得るように設置される。ビームスプリッターの配向に誤りが生じた場合、再配向を直ちにおこなうことができる。ビームスプリッターの代りにペリクルを使用してもよい。ケラトスコープ・パターンＫ_V2の虚像は角膜の後方、約２．８ｍｍの位置に形成され、そこからの反射光によりケラトスコープ・パターンＫ_r1の画像が角膜の前方１０．６ｍｍの位置に形成される（ベース曲率半径７．８ｍｍ）。角膜の異常形状により歪められるのはこの後者の実画像である。レンズ１１４０、１１４５により、このケラトスコープ・パターンＫ_r1の歪められた画像は、互いに２．８ｍｍ離間して設けられたレンズ１１６０（ｆ＝２７ｍｍ）およびレンズ１１６５（ｆ＝６ｍｍ）からなる光学アセンブリー１１５５を通過する。この光学アセンブリーはこの歪められた画像ケラトスコープ・パターンＫ_r1をＣＣＤ１１７０上に結像させ、これによりこの画像がコンピュータなどによる画像処理のためのビデオ信号に変換される。このＣＣＤ１１７０はレンズ１１６０の後方、２．５ｍｍの位置に配置される。前記実施例同様に、レンズ1１４０、１１４５は、ケラトスコープ・ターゲット１１１５からの主光線が角膜にその表面に実質的に垂直な角度で当たるように特に設計されていることが理解されるであろう。光学的分析および光線トレーシングはこの条件が特に角膜の曲面の名目上中心の近傍でアパチャーストップ１１３０にイメージされており、この曲面はベース半径が７．８ｍｍで円錐定数が約０．２５と近似される。このアパチャーストップ１１３０のイメージは図に１１３０として示されている。この条件を課し、さらにアパチャーストップの大きさを十分に制限することにより、角膜から反射される全ての光線は対応する入射光線の平行な通路に実質的に沿って通過する。好ましくは、この光学システムは稼働ｆ−ナンバーが約３６０である。この実施例は眼に対し広範囲に順応し、あるいは異常な角膜の測定を行う特異な方法を使用する。ケラトコナスの炎症のある眼は一般に角膜の中央近傍における曲率半径が小さく、例えば４ｍｍ程度である。他方、後屈折外科を行った眼は曲率半径が１１ｍｍと大きい。不幸にも、この曲率半径の変化はケラトスコープ・パターンの名目画像面および出口瞳孔の画像面を移動させる。この光学システムのアパチャーストップの大きさを十分に制限することにより、画像面が著しくシフトするが画像が許容し得る程度にとどまるような深さ（フィールド）まで延びている限り、前者を補償することができる。出口（ｅｘｉｔ）瞳孔に関し、出口面の位置をＣＣＤの面を通って移動させることにより画像品質が退化することが認められた。これを補償するため、出口瞳孔を無限大を通過するように制限することにより、角膜の形状の大きい変化についても、許容し得る画像が得られることが見出された。この条件をより理解するため、図１２に出口瞳孔の位置（名目画像面からの位置）が角膜のベース曲率半径の関数としてグラフに表されている。この名目画像面は反射されたケラトスコープ・パターンの画像が名目角膜について形成された位置であり、ＣＣＤの面と一致することを理解すべきである。最初に、４ｍｍの小さいベース曲率半径の角膜を考えて見る。この後者の例において、出口瞳孔１１３０”はＣＣＤの面の前方直前（２．１ｍｍ）に位置している。曲率半径が制限半径Ｒ₀に近づいたとき、出口瞳孔１１３０”の位置はマイナス無限大に近づく。さらに曲率半径を増大させると、出口瞳孔１１３０”の位置はＣＣＤの面に向かって移動し、それは説明したとおり、プラス無限大からそうなる。７．８ｍｍのベース曲率半径の名目角膜においては、出口瞳孔１１３０”はＣＣＤの面の後方、約２６．４ｍｍに位置している。一般に、出口瞳孔の位置は以下の式をほぼ満足している。Ｌ＝Ｃ₁／（Ｒ₀−ｒ）ここで、ＬはＣＣＤの面からの出口瞳孔の距離、Ｒ₀は７．５１、Ｃ₁は−７．５５、ｒは角膜のベース曲率半径である。従つて、上記光学システムは出口瞳孔の位置がＣＣＤの面を通過しないから、曲率半径の変化を補償するのに非常に適している。これは出口瞳孔の位置がＣＣＤの面の一方から他方へ移動したとしても同じである。先の実施例では、装置の光軸に沿ってケラトスコープ・パターンの中央を患者に見させることにより固視を容易に達成することができた。しかし、この実施例では全体の照明として以外はケラトスコープ・パターンは患者の眼に見えないことに注意すべきである。なぜならば、ケラトスコープ・パターンは患者の角膜のすぐ背後に焦点が位置されているからである。従って、この実施例では別の可視固視パターンが設けられ、患者の視軸が装置の光軸に確実に整合し得るようになっている。具体的に述べると、小さなブラックパターンを有する透明ガラス板からなる固定ターゲット１１７５が、レンズ１１４０、１１４５から形成されたレンズシステムの後方焦点面内に配置されている。このようにして、仮想固定パターンを患者の眼の前方、約４０ｃｍの位置に形成させることができる。勿論、固定ターゲット内の特徴は、患者がそのパターンを見るとき、角膜からの反射光を阻止しないよう十分に小さいが、焦点が結ばれるように（〜５−１０円弧、分）十分な大きさに旨く選択されている。同様に、瞳孔の検出も前記実施例で説明したようにオン−軸照明を用いて行うことができる。結像も上記同様にして、角膜から散乱された、または反射されたビームの一部を用いて行うことができる。しかし、オフ−軸照明も瞳孔の検出に使用することも考えられる。図１１に戻って説明すると、レンズ１１４０、１１４５を患者の虹彩に対しオフ−軸照明源１１８０を画像化するのに使用してもよい。この虹彩からの散乱光はＣＣＤ１１７０上に同様にして集められ、画像化され、上記同様に瞳孔の縁が検出され、位置づけられる。オフ−軸照明は角膜からの鏡のような反射を防止し、網膜が瞳孔の縁の位置づけと干渉するのを防止し得るので好ましい。上記実施例および変形例は本発明の原理を説明するに過ぎず、従って、本発明の範囲、趣旨を逸脱しない範囲での種々変更も当業者にとって自明であろう。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＵ，ＢＲ，ＣＡ，ＣＮ，ＣＺ，ＩＬ，ＪＰ，ＫＰ，ＫＲ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＲＯ，ＳＧ (72)発明者トゥルオックス，ブルース，イー. アメリカ合衆国 06489 コネティカット州，サウシントン，オルソンドライブ 189 【要約の続き】によって虹彩検出を促進する虹彩検出機構を開示する。別の実施形態において、診断パターンは診断能力を提供する可変光線パターンジェネレータを使用して形成される。開示するトポグラフィーシステムは視野測定装置、即ち、ペリメータとして使用すべく構造を変更できる。

Claims

【特許請求の範囲】１．角膜の形状を評価するための装置であって、診断パターンを発生させるための構造化光源と、前記角膜の前面の所定距離に前記診断パターンの虚像を投影し、前記角膜からの前記虚像の反射を受け、結像システムに対して前記反射を投影するための光学システムと、前記結像システムによって検出された前記反射像と記憶されている参照情報とを比較して前記角膜の形状を決定するための処理手段とを備える角膜形状評価装置。２．前記診断パターンは、１つ以上の同心リングから構成されている請求項１に記載の装置。３．前記診断パターンは、さらに前記リングを区分するための手段を有している請求項２に記載の装置。４．前記前記構造化光源は、光ビームを発生させるための投影光源と、前記診断パターンを発生させるためのビーム変調システムとを備えている請求項１に記載の装置。５．前記ビーム変調システムは、前記診断パターンを発生させるための液晶アレイを備えている請求項４に記載の装置。６．前記ビーム変調システムは、複数の診断パターンを発生させるためのプログラム可能な光パターン発生器を備えている請求項４に記載の装置。７．前記投影光源は、不可視光を発生する請求項４に記載の装置。８．前記光学システムはさらに、瞳の光彩からの光散乱を減衰するための手段を備えている請求項１に記載の装置。９．瞳検知機構は、前記構造化光源とは独立して照射を行う照射光源を備えている請求項１に記載の装置。１０．前記光学システムはさらに、前記角膜面の背後の点と前記光学システムを通して共役となるアパーチャストップを備えており、前記点は、正常な角膜の曲率中心に略対応し、前記アパーチャストップは、光線が前記角膜面の後ろ側の前記点から照射されたようにして前記結像システムに到達するように構成されている請求項１に記載の装置。１１．前記光学システムは、前記診断パターンの前記虚像を投射するための対物レンズを有し、前記対物レンズは、前記角膜の表面から略２ｃｍに配置されている請求項１に記載の装置。１２．前記角膜面から反射し、前記結像システムにより検出される光線は、前記角膜面の後ろ側にある仮想的アパーチャから照射されたように構成されている請求項１に記載の装置。１３．前記構造化光源は、本質的に白黒光である請求項１に記載の装置。１４．測定刺激（measuring stimulus）と、光学的要素から構成される光学システムと、結像デバイスと、を備える角膜測定デバイスであって、前記測定刺激の虚像は前記光学的要素によって投射され、前記測定刺激の前記虚像からの光線は角膜から反射されて前記結像デバイスにより検出され、該反射光を解析して前記角膜の形状を決定する角膜測定デバイス。１５．患者の視野を評価するための装置であって、該装置は、可視的刺激を発生するための光パターン発生器と、前記可視的刺激の虚像を前記患者の目の前方の所定距離に投射するための光学システムと、前記可視的刺激の瞳孔への固視が失われた時を決定するための処理手段とを有する視野評価装置。１６．前記可視的刺激は、可動固視ターゲットである請求項１５に記載の装置。１７．前記光学システムは、前記虚像の反射及び瞳からの照射光源とを検出するとともに、前記反射を結像システムに反射させる請求項１５に記載の装置。１８．前記光学システムは、前記瞳の前記角膜から反射された光線を減衰させるための手段を備えている請求項１７に記載の装置。１９．さらに結像システムへの前記瞳孔の像をモニタし、前記可視的刺激に応じた前記瞳孔の運動を追跡するための手段を備えている請求項１５に記載の装置。２０．さらに、前記患者の前記瞳孔を照射するための赤外照射光源を備えている請求項１５に記載の装置。２１．前記処理手段は、重み付けしきい値アルゴリズムを用いて各フレーム内での前記瞳孔の位置を決定する請求項１５に記載の装置。２２．角膜の形状を評価するための方法であって、前記方法は、診断パターンを発生させるステップと、前記角膜の前面の所定距離に前記診断パターンの仮想的像を投影するステップと、前記角膜からの前記虚像の反射を検出するステップと、結像システムへと前記反射を反射するステップと、前記結像システムによって検出された前記反射像と記憶されている参照情報とを比較して前記角膜の形状を決定するステップとを備える角膜形状評価方法。２３．前記診断パターンを発生させるステップは、１つ以上の同心リングを発生させるステップを有する請求項２２記載の方法。２４．前記診断パターンを発生させるステップは、前記リングを区分するための手段を有する請求項２３に記載の方法。２５．さらに、瞳の光彩からの光散乱を減衰するステップを有する請求項２２に記載の方法。２６．さらに、前記像内で瞳孔を検出するステップを有し、前記瞳孔は、前記診断パターンとは独立して照射を行う照射光源を用いて検出される請求項２２に記載の方法。２７．診断パターンを発生させるためのパターン発生器と、患者の角膜に対して中心決めを行うとともに焦点を合わせるための中心照射光源と、所望する焦点位置に前記パターンを集光させ、前記焦点に対して所定の位置における物体からの前記パターンの反射を前記結像システムへと投影するための結像及び光学アッセンブリとを備える角膜トポグラフィーデバイスを校正するための方法であって、該方法は、前記所定位置における前記角膜の概略寸法とされた校正球面を配置するステップと、前記球面に前記診断パターンを照射するステップと、前記球面からの前記パターンの前記結像システムへの反射から第１の像を発生させるステップと、前記第１の像の略中心において前記結像システムへとカーソルを位置決めするステツプと、前記球面からの前記中心照射光源の反射による前記結像システムへの第２の画像を発生させるステップと、前記中心照射光源の位置を調節して、前記第２の像を前記カーソルの中心に位置決めするステップと、未知角膜のトポグラフィカル情報を算出するための参照像として前記第１の像を記憶するステップとを有する方法。２８．さらに、前記第１の像を未知角膜の像から差し引いて収差のない像を得ることにより前記未知角膜の前記形状を評価するステップを有する請求項２７に記載の方法。２９．角膜の形状を評価するための装置であって、該装置は、診断パターンを発生するための白黒光の構造化光源と、前記角膜からの前記診断パターンの反射を検出し、該反射を結像システムに反射するための光学システムと、前記結像システムによって検出された前記反射パターンを記憶されている参照情報とを比較して前記角膜の前記形状を決定する処理手段とを備える装置。３０．角膜の形状を評価するための装置であって、該装置は、診断パターンを発生させるための構造化光源と、前記角膜からの前記診断パターンの反射を検出し、前記結像システムへと前記反射を反射するための光学システムとを備え、前記光学システムは、瞳の光彩からの光散乱を減衰するための偏光手段を備えており、さらに、前記結像システムによって検出された前記反射パターンを記憶されている参照情報とを比較して前記角膜の前記形状を決定する処理手段とを備える装置。３１．角膜と、瞳孔とを備えた瞳の特性を評価するための装置であって、該装置は、診断パターンを発生させるための第１の光源と、前記瞳孔を照射するための第２の光源と、前記第１の光源とは独立して前記第２の光源を照射させるための手段と、前記瞳からの前記照射の反射を検出し、該反射を結像システムに反射するための光学システムと、前記反射された照射を解析することによって前記瞳孔の位置を検出するための処理手段とを備える装置。３２．物体のトポグラフィーを得るための装置であって、前記物体の背後の所定距離に診断パターンの虚像を形成させるように光線で前記物体を照射するための手段と、前記物体からの反射光を検出するための手段と、前記反射光から像を形成するための手段とを備え、前記物体の前記形状の異常を前記診断パターンの前記反射像の歪みとして観測する装置。３３．さらに、前記診断パターンの前記反射を処理するための手段を備える請求項３２に記載の装置。３４．前記処理手段は、２つの直交する方向に沿って前記物体の曲率半径を計算する手段を備える請求項３３に記載の装置。３５．前記処理手段は、前記物体の異なった点におけるガウシアン曲率を算出するための手段を備えている請求項３２に記載の装置。３６．前記診断パターンの実像は、前記物体から反射された光線により前記物体の前面に形成される請求項３２に記載の装置。３７．前記物体は、患者の角膜である請求項３２に記載の装置。３８．前記診断パターンは、ケラトスコープパターンを含む請求項３２に記載の装置。３９．前記診断パターンは、明部と暗部とが交互とされた領域を備える径方向のラインによって横切られた同心円から構成される円形のチェックボードパターンを有している請求項３２に記載の装置。４０．前記診断パターンは虚像である請求項３２に記載の装置。４１．前記物体の略曲率中心において結像するアパーチャストップを有している請求項３２に記載の装置。４２．反射させるための瞳孔が下記式、を満足する請求項３２に記載の装置(上式中、Ｌは前記診断パターンの正常な結像面からの射出瞳の位置、Ｃ₁及びＲ₀は正の定数、ｒは前記物体の曲率半径)。４３．前記処理手段は、イメージセンサを備えている請求項３２に記載の装置。４４．前記イメージセンサは、ＣＭＯＳ型のイメージセンサである請求項４３記載の装置。４５．前記イメージセンサは、電荷結合素子（ＣＣＤ）である請求項４３記載の装置。４６．患者の角膜のトポグラフィーを測定するための光学的装置であって、該装置は、診断パターンの虚像を前記角膜の背後の所定距離へと投影するための光学システムと、前記角膜から反射された光線から前記診断パターンの像を形成するための手段とを備え、前記角膜の前記形状の異常を前記診断パターンの前記反射像の歪みとして観測し、さらに、前記診断パターンの前記歪んだ像を処理するための手段を備える光学的装置。４７．前記処理手段は、２つの直交する方向に沿って前記角膜の曲率半径を計算するための手段を備えている請求項４６に記載の光学装置。４８．前記処理手段は、前記角膜の異なった点におけるガウシアン曲率を算出するための手段を備えている請求項４６に記載の光学装置。４９．前記診断パターンの実像は、前記角膜から反射された光線により前記角膜の前面に形成される請求項４６に記載の光学装置。５０．前記診断パターンは、ケラトスコープパターンを含む請求項４６に記載の光学装置。５１．前記診断パターンは、明部と暗部とが交互とされた領域を備える径方向のラインによって横切られた同心円から構成される円形のチェックボードパターンを有している請求項４６に記載の光学装置。５２．前記診断パターンは、虚像である請求項４６に記載の光学装置。５３．前記光学システムは、前記虚像の光線を屈折して前記角膜の表面を垂直に照射するレンズを備える請求項４６に記載の光学装置。５４．反射させるための瞳孔が下記式、を満足する請求項４６に記載の光学装置(上式中、Ｌは前記診断パターンの正常な結像面からの射出瞳の位置、Ｃ₁及びＲ₀は正の定数、ｒは前記角膜の曲率半径 )。５５．前記処理手段は、イメージセンサを備えている請求項４６に記載の装置。５６．前記イメージセンサは、ＣＭＯＳ型のイメージセンサである請求項４６記載の装置。５７．前記イメージセンサは、電荷結合素子（ＣＣＤ）である請求項５５記載の装置。５８．患者の角膜のトボグラフィーを測定するための装置であって、該装置は、診断パターンの虚像を前記角膜に対して前記診断パターンの光線を前記角膜に向かって実質的に直角に照射するための光学システムと、前記角膜から反射された光線から前記診断パターンの像を形成するための手段とを備え、前記角膜の前記形状の異常を前記診断パターンの前記反射像の歪みとして観測する装置。５９．さらに、前記診断パターンの前記反射を処理するための手段を備える請求項５８に記載の装置。６０．前記診断パターンは、前記角膜の背後の所定距離へと照射される請求項５８に記載の装置。６１．前記診断パターンの実像は、前記角膜から反射された光線により前記角膜の前面に形成される請求項５８に記載の装置。６２．前記診断パターンは、ケラトスコープパターンを含む請求項５８に記載の装置。６３．前記診断パターンは、明部と暗部とが交互とされた領域を備える径方向のラインによって横切られた同心円から構成される円形のチェックボードパターンを有している請求項５８に記載の装置。６４．前記診断パターンは虚像である請求項５８に記載の装置。６５．前記光学システムは、下記式、を満足する反射させるための瞳孔を有している請求項５８に記載の装置(上式中、Ｌは前記診断パターンの正常な結像面からの射出瞳の位置、Ｃ₁及びＲ₀は正の定数、ｒは前記角膜の曲率半径)。６６．患者の角膜のトポグラフィーを測定するための装置であって、該装置は、前記角膜の前記形状の異常を診断パターンの歪みとして観測するための前記診断パターンを前記角膜に投影し、反射瞳孔を備える光学システムと、前記角膜からの反射光線からの前記診断パターンの像を形成するための手段とを備え、前記像は、正常な曲率半径の角膜について第１の面に位置決めされ、前記正常な曲率半径からずれた曲率半径に対しては、前記反射瞳孔は、その位置が前記第１の面の一端から他端へと前記角膜の曲率半径の変動内で移動しても前記第１の面を通過しないようにされている装置。６７．前記診断パターンの歪んだ像を処理するための手段を備えている請求項６６に記載の方法。６８．前記診断パターンは、前記角膜の背後へと投射される請求項６６に記載の装置。６９．前記診断パターンの実像は、前記角膜から反射された光線により前記角膜の前面に形成される請求項６６に記載の装置。７０．前記診断パターンは、ケラトスコープパターンを含む請求項６６に記載の装置。７１．前記診断パターンは、明部と暗部とが交互とされた領域を備える径方向のラインによって横切られた同心円から構成される円形のチェックボードパターンを有している請求項６６に記載の装置。７２．前記診断パターンは虚像である請求項６６に記載の装置。７３．患者の角膜のトポグラフィーを得るための方法であって、第１の照射光源によって前記角膜を拡散照射するステップと、前記角膜から反射された光線から前記第１の照射光源を結像させるステップと、前記角膜を通過した光線から瞳孔と前記角膜の光彩とを結像させ、その後前記光彩から反射させるステップと、前記瞳孔のアウトラインを得るために前記第１の照射光源で前記光彩の複合像を検出するステップと、前記角膜に対してケラトスコープパターンを投影するため、第２の照射光源で前記角膜を照射するステップと、前記角膜からの反射光によるケラトスコープパターンの像を検出するステップと、前記ケラトスコープパターンの像を処理して、前記角膜の前記表面のトポグラフィーを得るステップとを有する方法。７４．さらに、第１のビデオフレーム上の前記複合画像を記憶し、かつ第２のビデオフレーム上の前記ケラトスコープパターンの前記像を記憶するステップを備える請求項７３に記載の方法。７５．患者の角膜のトポグラフィーを測定するための装置であって、該装置は、前記角膜に対して明部と暗部とを有する診断パターンの光線を照射するための光学システムと、前記角膜からの反射光線から前記診断パターンの像を形成し、前記角膜の前記形状の異常を前記診断パターンの前記反射像の歪みとして観測するための手段と、前記診断パターンの前記反射像を処理して、前記角膜の前記表面のトポグラフィーを得るための手段とを備えており、前記光学システムは、充分高いｆ−ナンバーを有していて前記診断パターンの明部領域のそれぞれを、前記角膜の対応する領域のみに照射する装置。７６．前記診断パターンは、前記角膜の背面の所定距離に投影される請求項７５に記載の装置。７７．前記診断パターンの実像は、前記角膜から反射された光線により前記角膜の前面に形成される請求項７５に記載の装置。７８．前記診断パターンはケラトスコープパターンを含む請求項７５に記載の装置。７９．前記診断パターンは、明部と暗部とが交互とされた領域を備える径方向のラインによって横切られた同心円から構成される円形のチェックボードパターンを有している請求項７５に記載の装置。８０．前記診断パターンは虚像である請求項７５に記載の装置。８１．さらに、前記角膜の略正常な曲率中心に結像されるアパーチャストップを備える請求項７５に記載の装置。８２．前記光学システムは、反射させるための瞳孔が下記式、を満足する請求項５８に記載の装置(上式中、Ｌは前記診断パターンの正常な結像面からの射出瞳の位置、Ｃ₁及びＲ₀は正の定数、ｒは前記角膜の曲率半径)。８３．患者の角膜のトポグラフィーを測定するための装置であって、該装置は、前記角膜に対して明部と暗部とを有する診断パターンの光線を照射するための光学システムと、前記角膜からの反射光線から前記診断パターンの像を形成し、前記角膜の前記形状の異常を前記診断パターンの前記反射像の歪みとして観測するための手段と、集光されたビームによって前記角膜を照射する手段と、位置検出器と、前記角膜から反射された集光ビームの部分を、前記反射された集光ビームの位置に比例した信号を発生させる前記位置センサへと結像させるための手段と、前記診断パターンの前記反射像を処理して、前記角膜の前記表面のトポグラフィーを得るための手段とを備える装置。８４．前記位置検出器は、リニア型の位置検出器である請求項８３に記載の装置。８５．前記診断パターンは、前記角膜の背面の所定距離に投影される請求項８３に記載の装置。８６．前記診断パターンの実像は、前記角膜から反射された光線により前記角膜の前面に形成される請求項８３に記載の装置。８７．前記診断パターンは、ケラトスコープパターンとされている請求項８３に記載の装置。８８．前記診断パターンは、明部と暗部とが交互とされた領域を備える径方向のラインによって横切られた同心円から構成される円形のチェックボードパターンを有している請求項８３に記載の装置。８９．前記診断パターンは虚像である請求項８３に記載の装置。９０．さらに、前記角膜の略正常な曲率中心に結像されるアパーチャストップを備える請求項８３に記載の装置。９１．前記光学システムは、下記式、を満足する反射瞳孔を有する請求項５８に記載の装置(上式中、Ｌは前記診断パターンの正常な結像片面からの反射瞳孔の位置、Ｃ₁及びＲ₀は正の定数、ｒは前記角膜の曲率半径)。