JP2008149164A

JP2008149164A - 波面分析を用いた、光学系の客観的な測定および矯正のための装置および方法

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Publication number: JP2008149164A
Application number: JP2008055117A
Authority: JP
Inventors: Rudolph W Frey; ダブリュ．フレイ，ルドルフ; James H Burkhalter; エイチ．バークハルター，ジェームス; Neil Zepkin; ゼプキン，ネイル; Edward Poppeliers; ポッペリーズ，エドワード; John A Campin; エー．カムピン，ジョン
Original assignee: Alcon Inc
Current assignee: Alcon Inc
Priority date: 2000-05-08
Filing date: 2008-03-05
Publication date: 2008-07-03
Also published as: PT1210003E; JP2003532476A; WO2001085016A3; CA2376111A1; CA2376111C; MXPA01013365A; DE60104633D1; BR0106431A; DE60104633T2; EP1210003B1; ATE272355T1; WO2001085016A2; EP1210003A2; ES2223874T3; AU7481601A; DK1210003T3

Abstract

【課題】波面分析により光学系の収差を客観的に測定するための方法および装置を提供する。
【解決手段】眼の視力を向上させる方法は、眼の角膜から角膜質をアブレーティングするのに十分なレーザビームを有するレーザ供給装置を含む。眼の角膜表面の位置に関して、平面波と、眼の網膜領域から射出した波面との間の光路差を検出するために、測定が行われる。光路差と、波面が通過する媒質の屈折率とに基づいて、光学的な矯正値が前記位置に関して、レーザ供給装置に提供される。光学的矯正は、角膜質の屈折率と空気の屈折率との間の差で、光路差を割り算することを含む。レーザビームが角膜表面上の位置に向けられ、角膜質が光学的矯正に応じて前記位置でアブレーションされることにより、その位置で波面は平面波形状に近似される。
【選択図】図２

Description

本発明は全般的に見て、光学収差の測定および矯正に関し、さらに具体的には、ヒトの眼の系のような、光学系の客観的な測定および矯正に関する。

実像焦点を有する光学系は視準光を受け取り、これを点に集束することができる。このような光学系は、自然界の、例えばヒトおよび動物の眼に見出すことができ、または、人工の、例えば実験システム、ガイダンスシステムなどに見出すことができる。いずれの場合にも、光学系の収差は系の性能に影響を与えることがある。その例として、ヒトの眼を用いてこの問題を説明する。

理想的な正視眼または完全な眼は、衝突光ビームをその網膜から、水晶体と角膜とを含む眼の光学素子を通して拡散反射する。このような理想的な眼の場合、弛緩状態において、すなわち近視野焦点を提供するように調節していない状態においては、反射光は平面波列として眼から射出する。しかしながら眼は収差を有するのが典型的であり、この収差は眼から射出する反射光の変形または歪曲を引き起こす。収差を有する眼は、衝突光ビームをその網膜から、水晶体と角膜とを通して歪曲波面列として拡散反射する。

改善された視力を患者に提供しようとする数多くの技術がある。このような技術の例には、屈折レーザ手術または角膜内インプラントを用いた角膜の再造形、眼内レンズインプラントを用いた光学系への人工レンズの付加、および精密研磨された眼鏡が含まれる。いずれの場合においても、矯正治療量は、既知の屈折力を有する球面および／または円柱レンズを眼鏡平面（角膜のほぼ１．０〜１．５センチメータ前方）に配置し、どのレンズまたはどのレンズの組み合わせが最もはっきり見えるかを患者に文字通り問うことによって決められるのが典型的である。このことは反射波面の真の歪曲を測定するには不精密である。なぜならば、１）波面全体にわたって単一の球・円柱面の補償しか行われず、２）屈折矯正に関して、視力が不連続な間隔（すなわちジオプター単位）でテストされ、３）光学的矯正を決定するために、患者による主観的な決定が所望される、からである。従って、眼の屈折誤差を測定するためのコンベンショナルな方法は、眼収差を矯正するのに現在利用可能な技術に比べると、かなり不正確である。

眼の屈折誤差を測定する１つの方法が、Penney他による米国特許第５，２５８，７９１号明細書「空間解像式の客観的な自動屈折計（Spatially Resolved Objective Autorefractometer)」に開示されている。この明細書は、角膜表面にわたる多くの不連続的な位置で目の屈折を測定するための屈折計の使用について、教示している。この自動屈折計は、光放射のナロービームを眼の表面に供給し、さらに、網膜撮像システムを使用して、網膜のどこにビームが当たるかを検出するように構成されている。システムの光軸に対するビームの伝搬方向の角度と、ビームが眼の角膜表面に当たる近似位置双方が個別に調整可能である。しかしながら、角膜表面が湾曲していることにより、角膜におけるビームの入射点の位置には小さな不確実性または誤差が存在する。角膜表面にわたるそれぞれの入射点毎に、この表面に対応する眼の屈折を、虹彩で屈折させられたビームが中心窩に当たるまでビームが角膜に当たる角度を調整することによって見極めることができる。ビームの伝搬角の調整は、患者によってマニュアルで、または、網膜撮像構成素子を伴うフィードバックループが組み込まれている場合には、自動屈折計によって自動的に達成することができる。

Penneyによる‘７９１はさらに、適切な角膜表面整形を行って、正視、つまり平行なビームまたは光線が正確に網膜に集束されて視力が完全である場合の正常な眼の状態を提供する上で、自動屈折計の測定を用いることを教示している。このことは、最初に別個の市販されている装置を使用して、角膜表面トポグラフィーを正確に測定することによって、達成される。次いで、各表面基準点における最初の角膜トポグラフィーと、各表面点で測定された屈折と、スネルの屈折の法則とを用いて、数学的な分析が行われて、各基準点における表面輪郭の所望の変化が求められる。種々の基準点における輪郭変化は次いで組み合わされて、角膜表面全体にわたって適用される単一の整形プロフィルに達する。

Penneyの‘７９１によるアプローチを制限する主な点は、必要とされる屈折変化のスネルの法則分析を行うのに、角膜トポグラフィーの別個の測定が、望まれることである。このことは完全かつ望ましい診断評価を下すのに付加的な時間およびコストを著しく費やす。さらに、屈折変化分析の精度は、トポグラフィーの測定精度および自動屈折計の測定精度とに依存することになる。加えて、トポグラフィーマップの空間的な配向におけるあらゆる誤差が、必要となる矯正プロフィルの精度を格下げする。Penneyの‘７９１に記載されたような公知のアプローチを制限する別の点は、例えば、角膜表面上のテスト点が順次試験されることである。随意または不随意の試験中の眼球運動は、屈折測定における実質的な誤差をもたらすおそれがある。Penneyの‘７９１は、瞳孔外部の測定点、つまり、網膜からの戻しが試験シーケンスで特定の間隔を置いて明らかにゼロとなるような、瞳孔に被さる角膜領域の測定点を故意に含むことにより、上記のような眼球運動を検出することを教示している。しかしながらこのようなアプローチも、上記のような瞳孔基準点相互間に、実質的な未検出の眼球運動を許してしまう。

この分野でよく知られた方法およびシステムの一例が、Junzhong Liang他によって、the Journal of the Optical Society of America、第１１巻、第７号、１９９４年７月、第１９４９〜１９５７頁で発表された「ハートマン−シャックの波面センサを用いた、ヒトの眼の波収差の客観的な測定(Objective Measurement Of Wave Aberrations of The Human Eye With The Use Of A Hartmann-Shack Wave-Front Sensor)」において開示されている。Liang他は、網膜中心窩上の集束レーザ光スポットを網膜反射させることにより眼から射出する波面を測定することによって眼収差を測定するために、ハルトマン−シャック波面センサを使用することを教示している。目下の波面は、ゼルニケの多項式を用いた波面の推定によって再構築される。

角膜の前方に既知の屈折力を有するレンズを配置し、どのレンズまたはどのレンズの組み合わせがもっともはっきりとした視野を提供するかを患者に問うという不精密な測定技術は、Pennyの‘７９に記載されたような自動屈折計を使用するか、または、Liang他によって記載されたような波面センサを使用することにより改善されてきた。空間的に解像された屈折データは、眼の前面の測定された現時点での表面輪郭と組み合わせて、視力を矯正する空間的に解像された新しい詳細な輪郭を算出することを可能にする。しかしながら、この分野で改善された手段となるためには、このような輪郭データを必要とせず、また、適切なレンズに関して患者からのフィードバックを必要とせずに、このような視力矯正が行われなければならない。Liang他は、網膜中心窩上の集束レーザ光スポットの網膜反射により眼から射出した波面を測定することによって眼収差を測定するために、ハルトマン−シャック波面センサを使用することを開示している。平行レーザ光ビームがビームスプリッタとレンズ対とを通過する。このレンズ対は、眼の光学素子によって網膜上の焦点にビームを運ぶ。被検眼球が有しうる近視または遠視が、レンズ対内のレンズの移動によって矯正される。次いで網膜上に集束された光が、拡散反射されて網膜上に配置された点源として作用すると仮定する。反射光は眼を通過し、眼の前方に歪曲波面を形成する。この歪曲波面は眼収差から生じるものである。収差を有する波面は次いで、波面センサに向けられる。

このような測定にとって、網膜上の放射点源は理想的である。しかしながら完全な眼が視準光ビームを受け取る場合、網膜上の可能な限り良好な像は回折を制限されたスポットである。上述のPenny他およびLiang他の例に示したように、また当業者にとっては典型的であるように、平行ビームまたは視準ビームが、眼の光学素子を測定するのに併用されることにより、このような客観的な測定のための、解析を制限されたスポットに到達する。このようにするためには、各患者ごとの設定には、矯正レンズまたは矯正レンズの組み合わせ、および、その患者の特定の視力に合わせたレンズの調節が含まれる。矯正レンズまたは矯正レンズの組み合わせを提供し、また、これらの使用のために設定を行うには、手間や時間がかかり、付加的な費用がかかってしまう。このような矯正用光学素子の必要性をなくし、通常多くの変数を含む光学測定システム内の変数をなくすることが望ましい。さらに、患者からのフィードバックを必要とせずに、眼の光学特性を提供する必要がある。例としては、患者は生きているかまたは死んでいる、野生動物または家畜であるかもしれない。

Liang他によって開示されたハルトマン−シャック波面センサは、円柱レンズの２つの同一層を有している。これらの層は、さらにBilleによる米国特許第５，０６２，７０２号明細書に開示されたように、各層のレンズが互いに直角を成すように配置されている。こうして、２つの層は球面小レンズの二次元的なアレイとして作動する。球面小レンズは入射光波を２つの開口に分ける。それぞれの開口を通った光は、レンズアレイの焦点面の焦点に運ばれる。この焦点面には、電荷結合素子（ＣＣＤ）撮像モジュールが位置している。

Liang他のシステムは、小レンズアレイに光の理想的な平面波を衝突させることによって較正されて、焦点の基準パターンまたは較正パターンがＣＣＤ上で結像されるようになっている。理想的な波面は平面状なので、理想的な波面に関連する各スポットは、対応する小レンズの光軸上に配置される。歪曲した波面が小レンズアレイを通過すると、ＣＣＤ上の像スポットは、理想的な波面によって生成された基準に対してシフトされる。各シフトは局所的な勾配、すなわち、歪曲波面の部分導関数に対して比例する。この部分導関数は、ゼルニクの多項式を使用して、モード波面を推定することによって、歪曲波面を再構築するのに用いられる。

しかしながら、Liang他によって開示されたシステムは、まさしく良好な視力を有する眼にしか有効ではない。かなりの近視を呈する眼は、焦点スポットをＣＣＤでオーバラップさせ、これにより、この状態を有する眼に対して、局所的な勾配を検出することを事実上不可能にする。同様に、かなりの遠視を呈する眼は、焦点スポットを偏向させるので、これらの焦点スポットはＣＣＤには衝突せず、これによりやはりこの状態を有する眼に対して、局所的な勾配を検出することを事実上不可能にする。

全体的に見て、本発明の目的は、波面分析により光学系の収差を客観的に測定するための方法および装置を提供し、このような測定を光学的に矯正するために用いる。別の目的はさらに、実地での適用に役立つように多量の収差に対処しうるダイナミックレンジを有する、眼収差の客観的な測定を可能にする。本発明のさらに別の目的は、シンプルかつ低廉な構造を有する波面アナライザを使用して眼収差を客観的に測定するための方法および装置を提供する。

本発明の１つの実施態様は、ヒトの眼に存在する収差を客観的かつ詳細に測定するための装置および方法を提供する。この装置によって測定される収差は、伝統的な近視／遠視および乱視に加えて、球面収差およびコマ収差のような「より高次」の現象を含む。装置が収差情報を表すデータを得るとすぐに、このデータは治療システムに伝送される。この治療システムは小さな直径を有する治療用レーザビームを採用してよく、コンピュータ制御式のレーザパルス配置を採用してよく、さらに、アクティブなトラッキングモジュールを採用してよい。これらの治療システムの構成要件は、矯正レーザ手術が、装置によって測定された収差に対処し、理想的にはこの収差をなくすることを可能にする。矯正の他の手段、例えば目下の屈折処置によって得られるレベルを超えた、治療された眼の視力を改善する本発明による実施態様が採用されてよい。

本発明の実施態様によれば、エネルギー源が放射ビームを発生させる。ビームの光路内に配置された光学素子は、拡散リフレクタを形成する後部位を有する集束光学系を通るように、ビームを案内する。ビームは放射波面として、後部位から拡散反射されて戻される。放射波面は集束光学系を通って光学素子に衝突する。光学素子は集束光学系から射出すると、波面と直接対応する波面アナライザに、波面を投影する。波面アナライザは光学素子から投影された波面の光路内に配置され、集束光学系の眼集束の推定として、波面の歪曲を計算する。波面アナライザは、センサデータを分析するプロセッサに接続された波面センサを有しており、これにより、歪曲を含むように波面を再構築する。

本明細書中に記載した本発明の１つの実施態様は、眼収差を測定するために波面感知を利用する。前述のように完全または理想的な眼を考えると、完全な、理想的な正視状態の眼に入射する完全に視準された光ビーム（すなわち平行光線束）は、網膜上の回折を制限された小さなスポットに集束する。このような完全な集束は、入射瞳を通るすべての光線に対して位置に無関係に当てはまる。波面パースペクティブからは、視準光は眼に当たる完全平面波列を表す。光線伝搬の可逆性により、光は、網膜上で形成された照射スポットから、完全平面波列として理想的な眼を出る波面として射出する。本発明の装置は、小さな直径を有する、眼に安全なレーザビームを眼内および中心窩上に投影するためのプローブビーム光路を使用して、上記のような光線反転効果を達成する。放射された網膜から散乱した光は、再放出される波面のための二次的な源として役立つ。プローブレーザビームは適切な中心窩の位置で網膜に当たって、十分に小さなスポットを照射する。光軸に対して整列された基準ターゲットを有する固視用光路が設けられている。このような固視用光路は、患者がターゲットを固視することを可能にする。ビデオ通路が、光軸にセンタリングされた、眼平面のビデオ画像を提供する。眼のビデオ画像は、臨床オペレータが波面測定のために眼を方向付けする補助となる。

本明細書中記載した本発明の実施態様は、ある程度の屈折誤差が存在していても、眼の視覚特性の測定値を簡単に調節する屈折測定システムを提供する。患者が検査中に固定位置にいる時間が減じられるとともに、それぞれの患者の眼の特性に関係なく、測定されるべき眼の網膜に有益な光源が提供される。測定は患者またはオペレータのフィードバックを必要とすることなしに行われるのが望ましい。眼のような光学系の光学特性を測定するための本発明の１つの方法は、眼の網膜に限定された二次的な放射源を提供するために、眼の前面に光学ビームを集束することを含む。この二次的な放射は、眼を通過する放射の反射波面として網膜から射出される。反射波面は、反射波面と連携する歪曲を測定するために、波面アナライザに向けられる。

本発明の１つの方法は、眼の視力を向上させる方法を含む。この方法は、平面波と、眼の網膜領域から射出する波面との間の光路差を検出し、光路差と波面が通過する媒質の屈折率とに基づき、目の視力欠陥を光学的に矯正することにより、波面を平面波の形状に近似することから成る。本明細書中に記載した１つの実施態様は、光学的な矯正システムを有する装置を含み、このシステムは、平面波と波面との間の光路差を検出するために、眼から射出する波面の光路内に配置された波面アナライザと、光路差と波面が通過する媒質の屈折率とに基づいて光学的な矯正を可能にするためのコンバータとから成る。本発明のこのような実施態様により、治療を受けた眼が丁度理想的な正視のように機能できるように、眼を治療することが可能になる。複合反射波面と理想的な平面波との間に差がある場合、光路差（ＯＰＤ）が波面の各横方向位置に存在する。光線が眼を通って伝播し、或る位置（ｘ，ｙ）で角膜と交差すると考える。この場所で深さｄまでのレーザアブレーションを行うと、量（ｎ−ｎ₀）ｄだけ、光路差が減じられる。この場合、ｎは角膜組織の屈折率であり、ｎ₀は１、つまり空気の屈折率に等しい。収差を有する波面全体は、それぞれの（ｘ，ｙ）位置でＯＰＤを測定し、深さプロフィルｄ（ｘ，ｙ）まで角膜をアブレーティングすることにより矯正されるので、ｄ（ｘ，ｙ）＝ＯＰＤ（ｘ，ｙ）÷（ｎ−１）となる。従って、測定された収差を矯正するための光学収差プロフィルは本質的に、屈折率差により寸法設定されたＯＰＤプロフィルである。本発明の実施態様は、再射出された波面の形状を測定するので、それぞれの角膜位置に対する治療レーザの適切な照射量を、角膜位置と関連するレーザアブレーションの空間的な効力のような係数とともに、光学収差プロフィルから算出することができる。

１つの実施態様の場合、放射は光学的な放射であり、プレートと平面状に配列された光電性セルアレイとを使用して、波面センサが実行される。プレートは概ね不透明であるが、このプレートは、衝突光を選択的に通過させる光透過性開口アレイを有している。プレートは波面光路内に配置されて、波面の部分が光透過性開口を通過するようになっている。平面状に配列されたセルアレイはプレートに対して平行に配置されており、選択された距離だけプレートから間隔を置いて位置している。光透過性開口のうちの１つを通過する波面の各位置は、特定の複数セルをカバーする幾何学的形状を照射する。

本明細書中に記載したように、一例を挙げるならば、本発明の波面光路は、角膜平面から再射出された波面をハルトマン−シャック波面センサの入口面に中継する。センサ上に入射した波面は、鋭敏な電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラと、小レンズアレイを有する光学プレートとによって受け取られる。小レンズアレイは、小レンズアレイ内の各レンズの焦点距離にほぼ等しい距離を置いて、ＣＣＤ検出器に対して平行に配置されている。小レンズアレイは入射波面を、整合「小波」アレイに分ける。この小波のそれぞれはＣＣＤ検出器平面上で小さなスポットに集束する。ＣＣＤにおける小波スポット群は、入射波面の形状を再構築するのに用いられる。視準光が垂直（直角）入射で小レンズに当たる場合には、この視準光はＣＣＤ面上の、その光軸が交差するスポットに集束することになる。装置の光学素子は、較正光路を用いて、このような視準光を波面センサに提供する。視準光のＣＣＤ画像は、毎日の較正プロセスの一部として日常的に得られ、検査データを分析する上での参照のために使用される。

しかしながら、収差を有する反射波面の場合、光は視準基準点から、距離Ｄｘだけずらされたスポットに集束する。小レンズ面とＣＣＤ表面との間の距離Ｄｚは正確に知られている。従って測定されたずれ量Ｄｘを既知の伝搬距離Ｄｚで割り算することにより、このレンズ素子の位置における波面の勾配が検出される。同じ計算が平面内のｙ方向において行われ、波面により放射を受けた小レンズ素子毎に、プロセス全体が適用される。次いで、計算されたＤｘ／ＤｚおよびＤｙ／Ｄｚの勾配データと一致する波面形状を再構築するために、数学的なアルゴリズムが適用される。どの波面センサを使用するかにかかわらず、平面状のセルアレイと不透明のプレートまたは小レンズアレイとの間の距離を変化させて、波面センサの勾配測定ゲインを調節し、これによりシステムのダイナミックレンジを改善することができる。

ダイナミックレンジを向上させるための別の測定が集束光学素子によって可能になる。集束光学素子は、ビームおよび波面の光路内で固定位置で維持された第１および第２のレンズを有している。光学素子は、ビームおよび波面の光路内のレンズ相互間に配列されている。光学素子はレンズ相互間の光路距離を変化させるために調節することができる。光学的矯正が望まれる場合、この歪曲値は光学的矯正手段に反映される。この光学的矯正手段は波面光路内に位置している場合には、波面をほぼ平面波として出現させる。光学的矯正手段は、レンズまたは眼からアブレーティングされた角膜質の形を有することができる。

本発明の実施態様は眼の視力を向上させるための方法を提供する。この方法は、平面波と眼から射出する波面との間の光路を検出し、複数のレーザビームショットを生産し、この複数のレーザビームショットを、平面波と眼から射出する波面との間の光路差に部分的に基づくように眼に加え、平面波と眼から射出する波面との間の光路差を減じるように、眼の角膜から組織を除去することから成り、これにより眼の視力欠陥が低減される。この実施態様の更なる態様は、レーザビームショットのサイズが約１ｍｍ未満であるか、約０．５ｍｍ未満であるかまたは、レーザビームショットのサイズが変化することを可能にする。

本発明の実施態様は、完全な視力を有する眼に対して−３ジオプターよりも大きい近視矯正、約２０／２０の視力を有する眼に対して−３ジオプターよりも大きい近視矯正、２０／２０よりも良好な視力を有する眼に対して−３ジオプターよりも大きい近視矯正、少なくとも２０／１０の視力を有する眼に対して−３ジオプターよりも大きい近視矯正、完全な視力を有する眼に対して−６ジオプターよりも大きい近視矯正、約２０／２０の視力を有する眼に対して−６ジオプターよりも大きい近視矯正、２０／２０よりも良好な視力を有する眼に対して−６ジオプターよりも大きい近視矯正、少なくとも２０／１０の視力を有する眼に対して−６ジオプターよりも大きい近視矯正、完全な視力を有する眼に対して−８ジオプターよりも大きい近視矯正、約２０／４０の視力を有する眼に対して−８ジオプターよりも大きい近視矯正、２０／４０よりも良好な視力を有する眼に対して−８ジオプターよりも大きい近視矯正、少なくとも２０／２０の視力を有する眼に対して−８ジオプターよりも大きい近視矯正、完全な視力を有する眼に対して＋３ジオプターよりも大きい遠視矯正、約２０／２０の視力を有する眼に対して＋３ジオプターよりも大きい遠視矯正、２０／２０よりも良好な視力を有する眼に対して＋３ジオプターよりも大きい遠視矯正、少なくとも２０／１０の視力を有する眼に対して＋３ジオプターよりも大きい遠視矯正、完全な視力を有する眼に対して＋６ジオプターよりも大きい遠視矯正、約２０／２０の視力を有する眼に対して＋６ジオプターよりも大きい遠視矯正、２０／２０よりも良好な視力を有する眼に対して＋６ジオプターよりも大きい遠視矯正、少なくとも２０／１０の視力を有する眼に対して＋６ジオプターよりも大きい遠視矯正、完全な視力を有する眼に対して＋８ジオプターよりも大きい遠視矯正、約２０／４０の視力を有する眼に対して＋８ジオプターよりも大きい遠視矯正、２０／４０よりも良好な視力を有する眼に対して＋８ジオプターよりも大きい遠視矯正、または、少なくとも２０／２０の視力を有する眼に対して＋８ジオプターよりも大きい遠視矯正を必要とする眼の視力を向上させるための方法を提供する。この方法は、平面波と眼から射出する波面との間の光路差を検出し、複数のレーザビームショットを生産し、この複数のレーザビームショットを、平面波と眼から射出する波面との間の光路差に部分的に基づくように眼に加え、平面波と眼から射出する波面との間の光路差を減じるように、眼の角膜から組織を除去することから成り、これにより眼の視力欠陥が低減される。この実施態様の更なる態様は、レーザビームショットのサイズが約１ｍｍ未満であるか、約０．５ｍｍ未満であるかまたは、レーザビームショットのサイズが変化することを可能にする。

本発明の実施態様は眼の視力を向上させるための方法を提供する。この方法は、平面波と眼から射出する波面との間の光路を検出し、複数のレーザビームショットを生産し、ボーマン膜を露出させるために眼の上皮を機械的に除去し、前記複数のレーザビームショットを、平面波と眼から射出する波面との間の光路差に部分的に基づくようにボーマン膜に加え、平面波と眼から射出する波面との間の光路差を減じるように、前記複数のレーザビームショットによって、眼から組織を除去することから成り、これにより眼の視力が改善される。

本発明の実施態様は眼の視力を向上させるための方法を提供する。この方法は、平面波と眼から射出する波面との間の光路を検出し、複数のレーザビームショットを生産し、例えばレーザ処置を用いて、眼の支質を露出させるために眼の一部を変位するか、または、角膜の前面からレンティクルを切開して除去し、前記複数のレーザビームショットを、平面波と眼から射出する波面との間の光路差に部分的に基づくように、露出させられた支質に加え、平面波と眼から射出する波面との間の光路差を減じるように、前記複数のレーザビームショットによって、眼から組織を除去し、眼の変位された部分を元に戻すことから成り、これにより眼の視力が改善される。

本発明の別の実施態様は眼の視力を向上させるための方法を提供する。この方法は、平面波と眼から射出する波面との間の光路を検出し、複数のレーザビームショットを生産し、前記複数のレーザビームショットを、２つの異なる焦点ゾーンを形成するように、また、平面波と眼から射出する波面との間の光路差に部分的に基づくように、眼に加え、平面波と眼から射出する波面との間の光路差を減じるように、前記複数のレーザビームショットによって、眼から組織を除去することから成り、これにより眼の視力が改善される。

本明細書中に記載したように、本発明の方法は、＋または−３ジオプターよりも大きい矯正を必要とする眼収差を検出し、眼の網膜に光学ビームを向け、眼の網膜から光学ビームを反射させ、反射光学ビームにおける波面の特性を検出し、波面の特性に基づくデータを生成し、このデータによって眼収差を量化する。データはさらに、光学ビームが通過する媒質の屈折率に基づいて生成されてよい。さらにまた、眼の不連続区分に対応する眼収差を量化する、波面の特性に基づくデータが生成されてもよい。

本明細書中に例として記載した眼収差を検出する１つの方法は、プローブビームをプローブビーム光路に沿って眼に向け、固視用画像を固視用画像光路に沿って眼に向け、光源をビデオ画像光路に沿って眼に向け、眼のビデオ画像を生成し、眼に由来する波面を波面光路に沿って案内し、この場合プローブビーム光路と、固視用画像光路と、ビデオ画像光路と、波面光路とが、これらのそれぞれの光路の少なくとも一部に沿って一致し、プローブビーム光路は眼の網膜で終わり、プローブビームは眼の網膜から波面として反射し、ビデオ画像光路に沿って案内された光源によって生成された眼のビデオ画像に少なくとも部分的に基づいたプローブビーム光路に、眼を整列させ、波面を測定し、さらに、波面の測定に基づいた眼収差を表すデータを生成することを含む。さらに、ビデオ画像光路に沿って案内された光源によって生成された眼のビデオ画像に少なくとも部分的に基づいたプローブビーム光路に、眼を整列させる際には、波面は単一のマイクロレンズアレイを通過させられてよい。

眼収差を検出するための１つの装置は、鉛直方向調整部を備えた患者用ヘッドレストを有しており、患者用ヘッドレストは、ベースを備えた光学テーブルと連携する。ベースは、プローブビーム発生装置と、プローブビーム案内用光学素子とを支持しており、プローブビーム案内用光学素子はビームスプリッタとミラーとレンズとから成っており、プローブビーム案内用光学素子は、プローブビームを患者用ヘッドレストに位置決めされた患者の眼に向かって案内することができ、さらに、ベースが光源とミラーとビデオカメラとから成るビデオ画像構成素子を支持しており、ビデオ画像構成素子は患者用ヘッドレストに位置決めされた患者の目の画像を生成することができ、さらに、ベースが固視用ターゲットと光源とレンズとミラーとから成る眼の固視用構成素子を支持しており、固視用構成素子は患者用ヘッドレストに位置決めされた患者の眼が見ることのできるターゲットを発生させることができ、さらに、ベースが波面案内・分析用構成素子を支持しており、波面案内・分析用構成素子はレンズとミラーとマイクロレンズアレイとカメラとデータプロセッサとから成っている。波面案内・分析用構成素子は患者用ヘッドレストに位置決めされた患者の眼から射出する波面を測定し、少なくとも約＋１または−１ジオプターから少なくとも＋６または−６ジオプターの範囲の前記眼収差を検出することができる。

以下に本発明の実施例を示す添付の図面を参照しながら、本発明を詳細に説明する。ただし、本発明は多くの形態で実施可能であり、本明細書中に記載した実施例に制限されるものとして解釈すべきではない。むしろこれらの実施例を提供することにより、開示内容が綿密な完成されたものとなり、当業者にとって本発明の範囲が完全に明らかになる。同一符号は一貫して同一エレメントを意味する。

例として、ヒトの眼を診断して矯正することに関連して、本発明について説明する。しかし、本発明の教示内容が適用可能なのは、実像焦点を有するあらゆる光学系であって、この実像焦点が放射集束スポットを光学系の後部位から拡散反射して、光学系を通って放射波面として戻ることができる、またはそのように適合することができる光学系に対してであることは明らかである。従って、本発明は、生死を問わず、ヒトまたは動物の眼、または、あらゆる人工の光学系とともに使用することができる。

本発明の実施例により提供される診断情報と相俟って、または、この診断情報に基づいて用いることができるヒトの眼の矯正には、例えば眼鏡およびレンズの研磨または調製が含まれる。この教示内容は80 Montvale Avenue, Stone, MA 02180, Butterworth Publishersにより発行されたMichael P. Keating, Ph.Dによる「幾何学的、物理的および視覚的な光学素子(Geometric, Physical, and Visual Optics)」（著作権1988年）に記載されたように、当業者にはよく知られている。この文献を参考のために本明細書中に引用し、ここに提示します。ブロードビームエクシマーレーザを使用することにより角膜組織を光アブレートするレーザを使用したレーザ手術は、例えばTrokelによる米国特許第５，１６３，９３４号明細書に開示されたレーザ手術、King他による米国特許第５，３９５，３５６号明細書に開示された光屈折角膜切除による老視の矯正、および、この分野ではよく知られたラシク（Ｌａｓｉｋ）処置と関連した、Frey他による米国特許第５，８４９，００６号明細書に記載されたナロービームシステムのように、この分野ではよく知られている。これらの開示内容を本明細書中に参考のため引用し、ここに提示します。

先ず、適切な光学的矯正を求めるために波面分析を用いる方法を、眼のサンプルを参照しながら、および図１Ａ、１Ｂおよび１Ｃに示す概略図を補助にして説明する。理想的な眼に関連して前述したように、今度は図１Ａを参照すると、理想的な正視眼または完全な眼１００は、衝突光ビーム（判りやすくするために図示していない）をその網膜１０２の後部（すなわち中心窩１０３）から、水晶体１０４と角膜１０６とを含む眼の光学素子を通して反射する。このような理想的な眼１００の場合、弛緩状態において、すなわち近視野焦点を提供するように調節していない状態においては、反射光（矢印１０８で示す）は平面波列として眼１００から射出する。平面波のうちの１つが直線１１０によって示されている。しかしながら、図１Ｂに示したように、典型的な眼１２０は通常、収差を有しており、この収差は眼から射出する反射光の変形または歪曲を引き起こす。この場合、収差を有する眼１２０は、衝突光ビーム（やはり判りやすくするために図示していない）をその網膜１２２の後部、すなわち中心窩１２３から、水晶体１２４と角膜１２６とを通して反射する。収差を有する眼１２０では、反射光１２８は歪曲波面列として眼１２０から射出する。この歪曲波面列のうちの１つが波線１３０によって示されている。

次に図１Ｃを参照すると、便宜上座標系が定義されている。この座標系では、正のｘが図平面において上方に、正のｙが図平面から外側に、正のｚが伝搬方向に沿って右側に向かって延びている。歪曲波面１３０は、ここでは数学的に見てＷ（ｘ，ｙ）と記述される。波面１３０の歪曲を測定する１つの方法は、眼１２０からの既知の間隔Ｚ₀を置いた基準平面１３１（例えば理想的な波面１１０と類似の平面）との空間的な隔たりΔｚを、波面１３０の前縁が距離ｚ₀を移動するのに伴う歪曲波面１３０の各（ｘ，ｙ）点で測定することにより行われる。このことは数学的には次のように記述される：

これらのΔｚ測定値は、例えば、被検眼球１２０の収差による光路差を定義する。適切な矯正は、これらの光路差を取り除くことから成る。例えば、このような矯正は基準平面１３１で行われる。

所望の矯正治療（例えば角膜組織アブレーション、人工レンズ付加）に応じて、各（ｘ，ｙ）座標で除去または付加される物質量を、その物質の屈折率が既知のものであるならば、直接算出することができる。眼内レンズインプラントまたは放射状角膜切開のような多くの処置のために、適切な最終処置に関するフィードバック情報を提供するように、処置の間に波面分析を繰り返し行うことができる。
図示の例で見ると、歪曲波面１３０と理想的な波面１１０との間の差Δｚ（ｘ，ｙ）は眼の収差の結果である。このような収差の矯正は、負のΔｚ（ｘ，ｙ）の基準面１３１における光路差を導入することから成る。治療のアプローチが例えばレーザアブレーションによる角膜１２６の表面からの組織の除去から成る場合、基準面１３１の位置の選択肢の一つとしては、角膜１２６の表面に対して接線方向の位置（すなわちｚ＝０の位置）が挙げられる。このことは図１Ｄに概略的に示されている。図１Ｄでは、角膜１２６の曲率が図面を見やすくするために大きく誇張されている。次いで、本発明と同一の出願人による、またその開示内容を参考のために本明細書中に引用しここに提示する、米国特許第５，９８０，５１３号、同第５，８４９，００６号および同第５，６３２，７４２号の各明細書に記載されているような、レーザビーム供給・眼球トラッキングシステムによって、角膜１２６に沿って各（ｘ，ｙ）座標で不連続にアブレーションが行われる。

あらゆる（ｘ，ｙ）直交座標における適切な角膜アブレーション深さは、小さな誤差範囲内で、次のように表される：

この場合、ｎ_cは角膜組織の屈折率または１．３７７５である。以下に詳細に記載した方法は、先ず、波面１３０の局所的な勾配を、すなわちδＷ（ｘ，ｙ）／δｘおよびδＷ（ｘ，ｙ）／δｙを、基準平面１３１における直交するｘおよびｙ方向の多数の点で測定し、次いで試験に基づいて測定された値とできる限り良好に一致する勾配を有するＷ（ｘ，ｙ）の数学的記述を生成することによって、Δｚ（ｘ，ｙ）を算出する。このような勾配δＷ（ｘ，ｙ）／δｘの１つをやはり図１Ｄに示す。このことを行う上で、歪曲波面１３０が基準平面１３１で測定されるのに対し、湾曲した角膜表面から射出された波面１３０は基準平面１３１の真後ろにあるという事実により、小さな誤差が導入される。例えば、湾曲した角膜表面に対する、測定平面（すなわち基準平面１３１）の各（ｘ，ｙ）位置でのｘ方向の側方変位は誤差Ｅ_x（ｘ，ｙ）である。湾曲した光学表面を伴うあらゆる矯正にとって、同様の誤差が顕在的となる。誤差は一般的に、接触点からの両（ｘ，ｙ）変位および局所的な波面誤差に伴って増大することになる。

屈折手術に対しては、この誤差は無視できるほどに小さい。誤差Ｅ_x（ｘ，ｙ）の大きさは、任意の座標で測定されたそれぞれの測定位置（ｘ，ｙ）、例えばその位置を角膜１２６の原点に投影することによる（ｘ₀，ｙ₀）に対応して、見出すことができる。このことをまた図１Ｄを参照して数学的に説明する。例えば誤差が図平面、つまりｙ＝ｙ₀によって定義された平面内にあると仮定する。ただし、この平面は、ｙ次元の誤差を含むように分析を拡張するために、数学的に真直ぐ前方に延びている。角膜表面から基準平面へのｚ₀基準平面における（ｘ₀，ｙ₀）で測定された波面１３１の伝搬をトレースする線Ｌの量化は次の通りである：

図平面における角膜表面をＳ（ｘ₀，ｙ₀）によって記述すると、該当する波面１３１に対応する原点はＬ（ｘ）とＳ（ｘ₀，ｙ₀）との交差点を見つけることにより見出すことができる。数学的には、Ｌ（ｘ’）＝Ｓ（ｘ₀，ｙ₀）を満足させる値ｘ’を見出す。次いで誤差Ｅ_x（ｘ₀，ｙ₀）はＥ_x（ｘ₀，ｙ₀）＝ｘ’−ｘ₀として与えられる。ｙ方向の誤差を考慮するために分析を拡張することにより、同様の表現がＥ_yに対して与えられる。この場合、Ｅ_y（ｘ₀，ｙ₀）＝ｙ’−ｙ₀である。これらの横方向での誤差は、これが顕著な場合には、量Ｅ_x（ｘ，ｙ）およびＥ_y（ｘ，ｙ）によって各（ｘ，ｙ）座標で算出された収差矯正値を側方に変位することによって補償することができる。

ヒトの角膜の場合、横方向での誤差はほとんどの環境下では無視できるものとなる。誤差は、角膜組織と基準平面１３１とが接触する原点でゼロとなる。ヒトの眼の場合、組織は、ほぼ７．５〜８．０ｍｍの曲率半径を有するように、ほぼ球面状に形成されている。矯正治療半径は３ｍｍを超えないのが典型的であり、局所的な波面の曲率半径は５０ｍｍ（２０ジオプター屈折誤差）を超えることはまずない。局所的な波面の５０ｍｍの曲率半径に対応する３ｍｍの治療半径における横方向での誤差Ｅは、４０μｍ未満である。

ある一定の眼科的処置の場合、有益なフィードバック情報を提供するために、矯正処置中、繰り返し波面分析を用いることができる。このような利用の一例としては、白内障手術が挙げられる。この手術の場合、波面分析は、眼内レンズインプラント（ＩＯＬ）の配置に続いて眼上で行うことができる。この分析は、適切な屈折力のＩＯＬが挿入されたかどうか、または、異なる屈折力のＩＯＬを使用すべきかどうかを識別する補助となる。繰り返し行う波面分析の別の例としては、角膜移植手術が挙げられる。このような手術の場合、眼の角膜が、その周囲で機械的な張力を変えることにより意図的に歪曲される。ここでは、繰り返し行われる波面分析は、角膜の周りの各点で導入された張力変化の度合いを正確にするのに用いられ、これにより器具が、最良の視力のための最適な表面曲率を得ることを可能にする。

上述のような矯正処置と適合性を有する波面分析を行うために、平面状の波面または理想的な波面１１０の対応成分に対する波面１３０の成分の空間的な隔たり量が測定される。本発明の装置および方法は、重度の近視または遠視のような重度の欠陥を呈する眼を含む、著しい収差を有する眼１２０に関しても、このような隔たりが客観的かつ正確に測定されることを可能にする。

本発明の位置の評価または測定のためには、患者の瞳孔は、理想的には約６ｍｍ以上、つまり低照度におけるヒトの瞳孔の典型的なサイズまで拡張されているべきである。拡瞳が少ないかまたは拡瞳が全くない場合でも、評価または測定することができる。こうして、眼は角膜の最も広い面積を使用している間に評価されるので、このような測定から生じたあらゆる矯正は、患者の眼の最も広く利用可能な角膜面積を考慮することになる。日光での角膜の利用は少なくなる。日光中では瞳孔はかなり小さくなり、例えば３ミリメータオーダになる。薄暗く照明された室内のような低照度環境で、本発明の測定の一部を行うことにより、自然に拡瞳させることができる。拡瞳は薬剤の使用によって誘導することもできる。

次に図２を参照すると、本発明の装置１０の一つの実施例の簡略化された概略図が示されている。装置１０は、小さな直径を有するレーザビーム１４をもたらすのに使用される光学放射を発生させるために、レーザ１２を有している。レーザ１２は、眼に安全な波長および力を有する視準レーザ光ビーム（ビーム１４は破線で示されている）を発生させる。眼科的に適用するために、適切な波長は可視スペクトル全体と近赤外スペクトルとを含む。例えば適切な波長は、約４００〜１０００ナノメータの範囲内にあって、５５０，６５０，８５０の有効波長を含んでいてよい。これらの有効波長は眼が作動する条件なので、可視スペクトル内での操作が一般的に所望されるのに対し、近赤外スペクトルはある一定の用途に利点を提供する。例えば、患者が測定が行われていることを知らなければ、患者の眼はより弛緩することができる。光放射の波長にかかわりなく、眼科的な適用においては、眼の安全レベルに力が制限されなければならない。レーザ放射に関して、眼に安全な適切な照射レベルは、レーザ製品に対する米国連邦性能基準に見出すことができる。分析が眼以外の光学系で実施される場合には、検査波長範囲は装置の目標性能範囲を論理的に組み込むべきである。

レーザ光ビーム１４の小さな直径を有する視準コアを選択するために、アイリス絞り１６が使用され、これにより、使用に際して所望されるサイズのレーザビーム１８以外のレーザ光ビーム１４すべてを遮蔽する。本発明の場合、レーザビーム１８は約０．５〜４．５ミリメータの範囲内の直径を有することになる。この直径は例えば１〜３ミリメータであるのが典型的である。重度の収差を有する眼はより小さな直径のビームを使用するのに対し、わずかな収差しか有さない眼は、比較的大きな直径のビームで評価することができる。レーザ１２の出力発散度に応じて、後で説明するように、ビームの視準を最適化するように、ビーム光路内にレンズを位置決めすることができる。

一例として説明するように、レーザ１８は、集束光学列２２に案内するための偏光感知ビームスプリッタ２０を通過させられた偏光ビームである。この光学列は、レーザビーム１８を眼１２０の光学素子（例えば角膜１２６、瞳孔１２５および水晶体１２４）を通して、網膜１２２に集束させるために動作する。白内障処置を受けた患者に水晶体１２４が存在しない場合があることは明らかである。しかしながらこのことが本発明に影響を与えることはない。図２に示した例の場合、光学列２２はレーザビーム１８を眼の中心窩１２３でまたはその近くで、小さな光スポットとして結像する。この中心窩では眼の視覚が最も鋭敏になる。なお、小さな光スポットを別の網膜１２２部位から反射させて、視覚の別の方位に関連する収差を検出することもできる。例えば、光スポットが中心窩１２３を取り囲む網膜１２２部位から反射されると、特に周縁視に関連する収差を評価することができる。いずれの場合でも、光スポットは、近回折に制限された像を網膜１２２上に形成するために寸法設定することができる。こうして、中心窩１２２でレーザビーム１８によって形成された光スポットの直径はほぼ１００マイクロメートル以下であり、１０マイクロメータオーダであるのが典型的である。

網膜１２２から戻されたレーザビーム１８の拡散反射が図２に実線２４によって示されている。この実線は、眼１２０を通って戻された放射を示している。歪曲波面１３０として図１Ｂに関連して前述した波面２４は、光学列２２に衝突してこの光学列を通過させられて、偏光感知ビームスプリッタ２０に衝突する。波面２４が網膜１２２から射出されるにつれて、波面２４は反射および屈折により、レーザビーム１８に対して減偏向される。従って波面２４は偏向感知ビームスプリッタ２０で転回されて、波面アナライザ２６、例えばハルトマン−シャック（Ｈ−Ｓ）波面アナライザに向けられる。一般的に、波面アナライザ２６は波面２４の勾配、すなわち、図１Ｃおよび１Ｄに関連して前述したように、多数の（ｘ，ｙ）直交座標でｘおよびｙに関連した部分導関数を測定する。次いで部分導関数情報は、重み付けされた一連のゼルニケ多項式のような数学的表現で、元の波面を再構築するかまたは元の波面に近似するのに使用される。

入射レーザビーム１８およびビームスプリッタ２０の偏光状態は、波面アナライザ２６のセンサ部分に達する迷レーザ放射量を最小限に抑える。ある一定の状況では、目標ターゲットから戻ってくる放射と比較すると、迷放射を十分に小さくすることができるので、偏光についての詳述は不要である。

本発明は幅広い範囲の視力欠陥に適応することができ、眼収差を測定する上でダイナミックレンジの新しいレベルを達成することができる。ダイナミックレンジの向上は、光学列２２および／または波面アナライザ２６の波面センサ部分で達成される。引き続き図２を参照すると、光学列２２は第１のレンズ２２０と、フラットなミラー２２１と、ポロミラー２２２と、第２のレンズ２２４とを有している。これらすべてはレーザビーム１８および波面２４の光路に沿って位置している。第１のレンズ２２０および第２のレンズ２２４は、固定位置に維持された同一のレンズである。ポロミラー２２２は矢印２２３で示したような線形運動を行うことができ、これにより、レンズ２２０および２２４相互間の光路距離を変えることができる。しかしながら、本発明は、フラットミラー２２１およびポロミラー２２２の特定の配置に限定されるものではなく、後で例として説明するような他の光学的配置が、本発明の教示内容および利点から逸脱するものではないことは明らかである。

ポリミラー２２２の「ゼロ位置」は、図１Ａに関連して前述した完全平面波１１０のような基準平面を提供するための視準光の、後で別の例として説明するような較正源を、図２に示した目１２０の代わりに置くことによって識別される。このような較正源は、レーザビームによって実現することができる。このレーザビームは、波面アナライザ２６が光を視準されたものとして検出するまで、波面アナライザ２６の結像平面およびポリミラー２２２の調整をカバーする直径に、ビームテレスコープによって拡張される。なお、ポロミラー２２２によって実施された光路距離の変化は、下でさらに詳しく説明するように、近似球面屈折矯正を可能にするように、ジオプターを較正することができる。

装置１０のダイナミックレンジはさらに、図３および図４に示したような、改善された波面センサ装置２８を設けることによって改善される。波面アナライザ２６は、貫通孔３４のアレイを備えた不透明な結像プレート３２と、平面状の光電性セルアレイ３６、例えば電荷結合素子（ＣＣＤ）セル３８と、ＣＣＤセル３８の平面状のアレイ３６と協働するプロセッサ４０とを有している。プレート３２と平面状のアレイ３６との組み合わせは、本発明の１つの実施例を提供する。プレート３２は、平面状のアレイ３６に対して平行に、離間距離Ｆによって平面状のアレイ３６から間隔を置いて保持されている。さらに下で説明するように、離間距離Ｆは信号ゲインに応じて調整するように変化させることができる。これを行うために、平面状のアレイ３６は、位置決め装置４２に接続されている。この位置決め装置４２は例えば、矢印４３で示したように離間距離Ｆを変化させるために、プレート３２に対して平面状のアレイ３６を移動調節する精密な運動可能性を有するコンベンショナルなモータ駆動式の線形ポジショナである。孔３４に関連して、それぞれの孔３４は等しいサイズおよび形状を有している。この場合形状はその製造しやすさに基づき、円形が典型的である。一例として説明すると、孔３４のアレイには方形のアレイ形状が使用される。ただし、他のアレイ形状の使用も、本発明の教示内容を逸脱しない。

波面２４が矢印２５によってプレート３２に衝突すると、波面２４の一部が図４に関連して示したように、孔３４を通過して平面状のアレイ３６を照射する。まず、このようなそれぞれの波面部分２５によって形成される、結果として生じる画像は、各孔３４の正の影である。しかし、それぞれの孔３４の直径Ｄと、光源(例えば波面２４)の波長λと、プレート３２と平面状のアレイ３６との間の離間距離Ｆとによって定義されたものとして、回折が生じる。下でさらに詳しく説明するように、特定の患者に基づいたゲインを調整するために、位置決め装置４２により、Ｆの値が変えられる。

なお、孔３４を備えたプレート３２の性能は、光電性材料、例えばフォトリソグラフィックフィルムから製作されたソリッドなプレートまたはフィルムを使用して達成されてもよい。この場合、孔３４のアレイの代わりに、衝突時に光が透過する、成形された光透過性開口のアレイが配置される。このようなプレートまたはフィルムの残りは、光を通さない。このような実施例は、光透過性開口が、あらゆる所望の形状に合致するように簡単に製作されることを可能にする。

どのように各波面部分２５が発生するかにかかわらず、本発明は、較正波面、例えば上述の平面状の波面から生じる波面部分１１２に対する各波面部分２５の角偏向量を測定する。光の較正波面または平面状の波面は波面部分１１２においてプレート３２に対して垂直または直角を成して衝突し、平面状のアレイ３６上のジオメトリックなスポット１１４を照射する。これとは対照的に、上述のような歪曲波面を表す波面２４に関して説明を続けると、波面部分２５は較正波面部分１１２に対して大きな角偏向を呈する。この角偏向により、波面部分２５は平面状のアレイ３６上の、スポット１１４からオフセットしているジオメトリックなスポット２７を照射する。本発明の場合、オフセット量はスポット１１４および２７の、セントロイド１１６および２９に対してそれぞれ測定される。平面状のアレイ３６の２つの寸法において、セントロイド２９はアレイ３６のｘおよびｙの両方向で偏向させられるのが典型的である。こうしてｘおよびｙ方向のそれぞれにおける角偏向がΔｘ／ＦおよびΔｙ／Ｆによってそれぞれ与えられる。

再度図２に戻ると、１つの実施例におけるレンズ２２０および２２４は上述のように同一である。しかしながらある用途では、波面センサにおける波面を拡大または縮小することが望ましい場合がある。このことは、異なる焦点距離を有するレンズ２２０および２２４を使用し、従って装置１０の寸法を調整することにより、達成することができる。眼科的な評価のためには、装置の物体平面は理想的には、角膜表面に対して接線方向にあるべきである。このことは種々の手段によって達成することができる。こうして、光学列２２の物体表面の各点は、角膜１２６上の同じ点にほぼ対応する。しかし、角膜１２６は湾曲しているので、わずかな側方変位が生じることになる。波面アナライザ２６の図４に関連して前述したプレート３２、または、あらゆる波面センサ部分の結像平面は、レンズ２２０の焦点平面に位置決めされる。このようにすると対物平面は常に、角膜１２６から射出する波面像と直接対応して、プレート３２上に結像される。このことはレンズ２２０および２２４相互間の光路距離には無関係に言えることである。この構造のいくつかの利点の１つは、角膜の６ミリメータの中央円形領域に対応する面積を結像するために、きわめて良好な平面状の光電性セルアレイが市販されていることである。

プレート３２（波面アナライザのいずれかの波面センサ部分の結像平面）は波面２４を複数の波面片に分ける。この波面片はそれぞれ別個に、平面状のアレイ３６の伝搬方向に関連して測定することができる。一例として説明する実施態様の場合、光学列２２は物体平面における像を拡大または縮小することはないので、物体平面における点は、光学列の結像平面における同じ点に対応する。ポロミラー２２２がそのゼロ位置に設定されている場合、物体平面に向かって移動している、波面２４の各部分の検出は、波面アナライザ２６の結像平面において正確に再現される。例えば物体平面内の在る位置における１つの波面部分が、物体平面に対して直角を成す光軸に対して、２０°の角度で光軸から離反するように移動している場合、結像平面における同じ位置での波面部分もやはり２０°の角度で光軸から離反するように移動することになる。

なお、近視の人物は、プレート３２によって分離された波面部分／波面片が平面状のアレイ３６の中心に向かって収束するように、波面を形成することになる。遠視の人物は、プレート３２によって分離された波面片が発散するように、波面を形成することになる。こうして、顕著な視力欠陥を有する人物は、評価するのが難しくなる。なぜならば、波面部分が平面状のアレイ３６でオーバラップする（近視）か、または、平面状のアレイからこぼれてしまう（遠視）おそれがあるからである。

本発明において、このような重度の収差を補償するための５つの方法を例として説明する。第１の方法は、著しく小さな光電性セル３８と、著しく大きな孔３４（または別の透過性の開口）を備えた波面センサを利用することである。このようにすると、Ｆに対する小さな値を用いて、許容できる精度で各波面片を測定することができる。第２の方法は、プレート３２に対する離間距離Ｆを変えるために、光軸に沿って平面状のアレイ３６を移動することである。重度の収差を有する人物に対しては、投影された波面部分をよく分離された状態で平面状のアレイに維持するために、平面状のアレイ３６はプレート３２に密接するように位置決めされる。軽度の収差を有する人物に対しては、より精度の高い測定を行うために、プレートに対する離間距離Ｆを増大するように、平面状のアレイ３６が移動される。プレート３２に対する離間距離Ｆを変えるために平面状のアレイ３６を移動することの利点は、どの位置に対しても波面分析が簡単に達成されることである。本発明を用いた、重度の収差を補償するさらに別の方法は、レンズ２２０および２２４相互間の光路距離を変えることである。ポロミラー２２２を移動しても、波面がプレート３２に当たる場所に影響を与えることはないが、しかし、波面部分がプレート３２を通過する際の角偏向、つまり、Δｘ／ＦおよびΔｙ／Ｆを変えることになる。レンズ２２０および２２４相互間の光路距離を減じることによって、波面部分が平面状のアレイ３６の中心に向かって引き付けられ、これにより遠視の補償が行われることになる。レンズ２２０および２２４相互間の光路距離を増大することにより、波面部分が平面状のアレイ３６のエッジに向かって広げられ、近視の補償が行われることになる。各波面片と連携する角偏向が変えられる度合いは、波面片の光軸からの距離とポロミラー２２２のゼロ位置からの移動量との線形関数である。重度の収差を補償する第４の方法は、この項で後で詳しく論じるように、中間焦点平面の位置に、特定の球・円柱面の度を有する１つまたは複数のトライアルレンズを挿入することである。このことにより、波面から低次の収差が減じられるかまたは除去されるので、ＣＣＤセル３８におけるスポットの変位が最小限に抑えられ、正確な評価が行われる。特定のレンズ付加の効果は、次いで、最終的な波面再構築に含まれる。第５の方法は、眼における波面に対して、波面センサにおける波面の倍率を増大することである。このことは、中継式の光学構造中のレンズを適切に選択することにより達成される。波面の倍率を増大することによって、波面の勾配が均一に減じられ、これにより、ＣＣＤの各点の変位が減じられる。

例えば、平面状のアレイ３６に衝突する光スポット２７のセントロイド２９を正確に検出するために、スポットサイズに対するセル３８の微細構造が設けられる。各スポットは複数のセル３８をカバーする。別の１つの孔３４のによって生じるスポットに対して明白に各スポット２７のセントロイド２９を検出するのに使用される１つの方法は、各孔３４に特定数のセル３８を割り当てる。「割り当てられた区域」は図５に示したように、例えば太い格子線３９によって指定される。格子線３９がセル３８相互間の実際の物理的境界ではなく、単に、複数のセル３８を含む特定の指定区域を示しているにすぎないことは明らかである。本発明の教示により与えられるアレイ３６のこのような区分けを必要としない他のセントロイドの計画が利用されることが予想される。セントロイドを識別して相関させる別の方法は、この項において後で説明する。

例えば、本発明は、図３に関連して説明したプレート３２の代わりに、図６に示すような、同一の球面小レンズ３３から成る二次元的なアレイを配置する波面アナライザで実施することもできる。このような実施例の場合、小レンズアレイ３３は位置決め装置４２によって操作可能であってよく、これにより離間距離Ｆは、破線３５で示す、小レンズアレイ３３の焦点面を定義する焦点距離ｆとは無関係になる。小レンズアレイ３３の副開口を通過させられた各波面部分３７は、サイズ（例えば直径）を減じられるが、しかし、離間距離Ｆが焦点距離ｆと等しい場合のようには、必ずしも平面状のアレイ３６で最小焦点にもたらされるとは限らない。この実施例による構造の作動中、小レンズアレイ３３は、平面状のアレイ３６上に十分な強度を提供し、さらに最大の精度でセントロイド２９の偏向検出用の実質的に複数のセル３８を照射するための、区域それぞれの波面部分に光を集中するように位置決めされる。

波長センサの構造には無関係に、プロセッサ４０は、波面２４によって生成された各スポット２７のそれぞれ二次元的なセントロイド２９を算出する。対応孔３４（または小レンズアレイ３３の副開口）と連携する指定区域ごとの較正スポットのセントロイドに対してシフトされた二次元的なセントロイドの量が、離間距離Ｆによって割り算されることにより、波面の局所的な勾配のマトリックス、すなわち、孔３４の中心の（ｘ，ｙ）座標におけるδＷ（ｘ，ｙ）／δｘおよびδＷ（ｘ，ｙ）／δｙを生成する。論議を簡略化するために、これらをそれぞれ、Ｐ（ｘ，ｙ）＝δＷ（ｘ，ｙ）／δｘおよびＱ（ｘ，ｙ）＝δＷ（ｘ，ｙ）／δｙによって表す。

図１Ｂおよび２に関連して上述したように、歪曲波面１３０および２４を算出するための部分導関数データを使用するのには、数多くの方法が存在する。許容可能な１つのアプローチは、前記の「Journal of the Optical Society of America paper」において Liang他によって記載されたアプローチである。このアプローチでは、波面への近似計算は、ゼルニケ多項式を使用して行われる。これは、M. BornおよびE. Wolfによる、「Principles of Optics」（Pergamon Press、英国、オックスフォード、１９６４年）のような多くの光学のテキストに記載された標準的な分析技術である。一例としてゼルニケ多項式アプローチをここに説明する。ただし歪曲波面に近似する上で、他の数学的アプローチが使用できることが理解されるべきである。また、歪曲波面に近似する上で、他の数学的アプローチが使用できることは、当業者であるならば明らかである。例えばこのようなアプローチは、フーリエ級数およびテイラー級数の使用を含んでよい。

手短に述べるならば、波面Ｗ（ｘ，ｙ）は個々の多項式の重み付けされた和として表現される。この場合、Ｃｉは重み付け係数であり、Ｚ_i（ｘ，ｙ）は数次までのゼルニケ多項式である。和の上限は、真の波面に近似するために使用されるゼルニケ多項式の数、すなわち最高次の関数である。ｍが使用される最高次数である場合、

となる。任意の次数ｎまでのゼルニケ多項式の導関数は、前述のBornおよびWolfによる上記論文のような多くの光学のテキストに記載されている。図４および図５に関連して前述したようなスポット２７，１１４のセントロイド２９，１１６をそれぞれ検出するための１つの可能な方法、および、ゼルニケの重み付け係数の算出を以下に説明する。各孔３４の中心の単位法線の方向は、セル３８上のスポットのセントロイドに基づいている。

このような各スポットは強度を変化させる複数のセルを照射するので、各スポットの中心を見出すには、振幅に重み付けする、セントロイドの標準的な算出法を用いることができる。例えば有効なスポット相互間のＣＣＤ表面に達する擬似光から生じる背景ノイズから、各セントロイドを明確に線引きするために、適合された空間的なフィルタのような標準的な数学的技術を、セントロイド識別に先立ってＣＣＤデータに適用することができる。

個々のスポットを識別し、これらの幾何学的形状を相関させるための別の方法について説明する。装置は、波面センサの入射面で特定の開口の中心に対して、光軸が整列されるように構成されている。この開口は、入射面の中心に、または、中心の近くに配置されている。眼に入射するプローブビームもシステム光軸に対して整列されている場合、光線の可逆的な性質により、光スポットは常に、整列された開口のすぐ後ろに見られることになる。すなわち、波面収差には関係なく、ＣＣＤセンサ上のこのような位置で、スポットが常に見られ、このスポットは上方に位置する開口に常に対応することになる。すぐ隣接するスポットはこれらの「ゼロ勾配」位置からわずかに変位される。１つのスポットが中心の基準スポットからより大きく移動するのにつれて、一般的により大きなスポット変位が生じることになる。この知識を利用すると、ＣＣＤにおけるすべてのスポットを識別し、これらのジオメトリックな関係を確立することは比較的簡単なプロセスである。

次いで、理想的な視覚および正視に対応する完全な視準光ビームのセントロイドからのセントロイドの変位が算出され、この値が各サンプル位置で波面勾配を検出するのに用いられる。視準光ビームに対応するセントロイドの位置は、患者の検査に先立つ較正ステップで直接測定されるか、または、波面センサ構造に基づいて算出された基準パターンから取り出されてもよい。

個々の照射中の不適切な眼球整列または眼球運動をチェックするのに、複合的な照射が使用されてよい。照射中の眼球運動を、複合的な照射を獲得することによってうまく分析できない場合には、図２に示したように、眼球トラッカー２５を付加することによって、装置１０を増強することができる。眼球トラッカー２５の１つの可能な配置状態が図２に示されている。ただし、眼球トラッカー２５を装置10内の別の場所に配置できることは明らかである。このような眼球トラッカーの１つが、本発明と同一出願人による上述の米国特許第５，９８０，５１３号明細書に開示されている。このようにして、ある程度の眼球運動中でも波面分析が行われる。

個々のセルの相対感度を検出するために、一度だけの較正照射を用いることもできる。このことは、プレート３２が除去された状態で、均一な視準光内で行われる。次いで、個々のセルの応答が記録される。それぞれの光透過性開口（例えば孔３４）毎に、視準された場合のセントロイドは、特定の孔に対する専用の原点として作用する。各孔毎の原点から、（この座標系で認められたような）波面２４によって生じたセントロイドへのシフトは、その孔に対応する波面の方向によって検出される。Δｘ（ｍ，ｎ）が（ｍ，ｎ）番目のセントロイドのｘ成分であり、Ｆがプレートとの隔たりである場合、（ｍ，ｎ）番目のセントロイドに対応するＰ値は次の通りである：

Ｑに対応する表現は次の通りである：

このように、それぞれのＰ（ｍ，ｎ）およびＱ（ｍ，ｎ）は、各孔３４の（ｘ，ｙ）座標に対応するｘおよびｙに関連して、Ｗ（ｘ，ｙ）の部分導関数を表す。次いで、元の波面のｍ次ゼルニケ近似計算のために、検査によって検出されたＰおよびＱの値が、以下のような適切なＣ_i重み付け係数を算出するための次の等式に使用される：

上記等式における左辺に位置する実際の波面勾配と、右辺に位置するゼルニケ近似値との間の誤差を最小化するために、最小二乗法ａｐｐｒｏｘ（ｍ，ｎ）／δｚａｃｈを使用することによって、重み付け係数に最適な値が得られる。

セントロイド（ｘ_c’、ｙ_c’）を算出するための１つの可能なアプローチの場合、各孔３４には、アレイ３６または（ｉｍ，ｎ±Δｉ，ｊｍ，ｎ±Δｊ）の指定領域が割り当てられる。このような多数の光電性セルから成る正方形体は、隣接する孔の像が決して侵略しあわず、また、この孔からのすべての照射が含まれるほど十分に大きい。この正方形体は４Δｉ＊Δｊ個のセルを含む。

アレイ３６が指定されたＣ_k,1＝（ｘ_c（ｉ，ｊ），ｙ_c，（ｉ，ｊ）），ｋ，１＝０．．．２Δ１，２Δｊであり、中心の空間がΔｘ＝Δｙ＝ｄである場合、測定されたセル応答はＶ（ｋ，１）であり、相対応答性はＲ（ｋ，ｌ）であり、ｉ，ｊの関数としてのｘ成分ｘ_cは

によって表され、ｉ，ｊの関数としてのｙ成分ｙ_cは

によって表される。
次いで、（ｘ_c0（ｉ，ｊ），ｙ_c0（ｉ，ｊ））が（ｉ，ｊ）孔に対応する「原点セントロイド」であり、すなわち、直角の視準光で形成されており、（ｘ_cw（ｉ，ｊ），ｙ_cw（ｉ，ｊ））が、測定されるべき波面に見出された対応セントロイドである場合、セントロイドの相対シフト（ｘ_cr（ｉ，ｊ），ｙ_cr（ｉ，ｊ））は、

とみなされる。
値Ｐ（ｉ，ｊ）およびＱ（ｉ，ｊ）は

および

から検出される。プレート３２の孔中心アレイに対応する表面部分導関数Ｐ（ｉ，ｊ）およびＱ（ｉ，ｊ）は、次に、元の波面Ｗ（ｘ，ｙ）を記述するために、適切なゼルニケ多項式重み付け係数を算出するのに使用される。このことを、孔３４の７ｘ７正方アレイによって説明する。ただし、他のサイズおよび形状の孔アレイも使用できることは明らかである。
第１に、１ｘ９８行列（すなわち列ベクトル）ＰＱ（ｋ）が

として形成され、この場合ｊはｉ毎に循環する。すなわち、ＰＱ（１８）＝Ｐ（２，５）である。

行列ＰＱは遷移行列ＴＭで左側から掛け算され、これにより、次のような行列Ｃを得る。

この場合、ＴＭは９８幅、１４高さの行列であり、Ｃは１幅、１４高さの行列または列ベクトルである。Ｃは行列Ｃ_kｋ＝１，．．．，１４であり、これにより、最小二乗法誤差まで、

およびＴＭは所与の開口、例えば６ミリメータの瞳開口に対して算出される。等式（１９）中の関数Ｚ_k（ｘ，ｙ）はゼルニケ多項式である。これらのシーケンスに関しては標準的な規則はない。従って、行列ＴＭを引き出すのに選択された設定値Ｃｋを形成するためには、同じシーケンスを用いることが重要である。これらは同じ次数の群内で生じる。次数は、項の総数が次数に伴って増大するような、群内の最高べき指数である。例えば４次の分析では、４を含む４までの次数が使用される（それ未満のＺ₀−ｚ方向における群の基準位置を記述する定数１である次数０の単一項）。波面２４はｚに沿って（光の速度で）移動するので、このような「ピストン項」はＺにおける任意のオフセットのみを記載し、この項は無視されてよい。最小の５つの次数（０，１，．．．，４）は、ピストン項を含む１５の関数を含んでいる。

従ってこの例の場合、Ｃ_kの１４個の値が、１４個のゼルニケ多項式の係数として算出される。一例として、ＴＭを算出するのに使用されるこのような次数の１つをここに示す。

次数４によるゼルニケ（Ｘ，Ｙ）多項式拡張
多項式次数０
Ｚ（０）＋１
ｄＺ（０）／ｄｘ０．０
ｄＺ（０）／ｄｙ０．０
多項式次数１
Ｚ（１）＋ｙ
ｄＺ（１）／ｄｘ０．０
ｄＺ（１）／ｄｙ＋１
Ｚ（２）＋ｘ
ｄＺ（２）／ｄｘ＋１
ｄＺ（２）／ｄｙ０．０
多項式次数２
Ｚ（３） −１＋２ｙ²＋２ｘ²
ｄＺ（３）／ｄｘ＋４ｘ
ｄＺ（３）／ｄｙ＋４ｙ
Ｚ（４）＋２ｘｙ
ｄＺ（４）／ｄｘ＋２ｙ
ｄＺ（４）／ｄｙ＋２ｘ
Ｚ（５） −ｙ²＋ｘ²
ｄＺ（５）／ｄｘ＋２ｘ
ｄＺ（５）／ｄｙ −２ｙ
多項式次数３
Ｚ（６） −２ｙ＋３ｙ³＋３ｘ²ｙ
ｄＺ（６）／ｄｘ＋６ｘ
ｄＺ（６）／ｄｙ −２＋９ｙ²＋３ｘ²
Ｚ（７） −２ｘ＋３ｘｙ²＋３ｘ³
ｄＺ（７）／ｄｘ −２＋３ｙ²＋９ｘ²
ｄＺ（７）／ｄｙ＋６ｘｙ
Ｚ（８） −ｙ³＋３ｘ²ｙ
ｄＺ（８）／ｄｘ＋６ｘｙ
ｄＺ（８）／ｄｙ −３ｙ²＋３ｘ²
Ｚ（９） −３ｘｙ²＋ｘ³
ｄＺ（９）／ｄｘ −３ｙ²＋３ｘ²
ｄＺ（９）／ｄｙ −６ｘｙ
多項式次数４
Ｚ（１０）＋１−６ｙ²＋６ｙ⁴−６ｘ²＋１２ｘ²ｙ²＋６ｘ⁴
ｄＺ（１０）／ｄｘ −１２ｘ＋２４ｘｙ²＋２４ｘ³
ｄＺ（１０）／ｄｙ −１２ｙ＋２４ｙ³＋２４ｘ²ｙ
Ｚ（１１） −６ｘｙ＋８ｘｙ³＋８ｘ³ｙ
ｄＺ（１１）／ｄｘ −６ｙ＋８ｙ³＋２４ｘ²ｙ
ｄＺ（１１）／ｄｙ −６ｘ＋２４ｘｙ²＋８ｘ³
Ｚ（１２）＋３ｙ²−４ｙ⁴−３ｘ²＋４ｘ⁴
ｄＺ（１２）／ｄｘ −６ｘ＋１６ｘ³
ｄＺ（１２）／ｄｙ＋６ｙ−１６ｙ³
Ｚ（１３） −４ｘｙ³＋４ｘ³ｙ
ｄＺ（１３）／ｄｘ −４ｙ³＋１２ｘ²ｙ
ｄＺ（１３）／ｄｙ −１２ｘｙ²＋４ｘ³
Ｚ（１４）＋ｙ⁴−６ｘ²ｙ²＋ｘ⁴
ｄＺ（１４）／ｄｘ −１２ｘｙ²＋４ｘ³
ｄＺ（１４）／ｄｙ＋４ｙ³−１２ｘ²ｙ

ゼルニケ多項式の配列を選択することによって、等式１９中のＣｋの解釈が定義され、従ってＴＭ行列中の項の次数が定義される。従って、ＴＭ行列は選択が行われた後で計算される。ＴＭ行列の展開の例を以下に説明する。

なお第４次の分析は一例に過ぎず、単なる可能性に過ぎない。ゼルニケ分析はあらゆる次数まで行うことができる。次数が高ければ高いほど、テスト点全体にわたる結果がより正確になる。しかしながら、テスト点全体にわたる正確な多項式フィットが必ずしも望ましいわけではない。このようなフィットは、面自体が偶然、面のフィッティングに用いられる次数以下の次数を有する正確な多項式でない限りは、離間した点での正確なフィットを強制することは、しばしばフィッティング点相互間の激しい変動を引き起こすという、典型的な妨害特性を有している。すなわち、多項式の面のフィッティングに際しては、限定された数の点での正確なフィットが、全体的な機能にとって平均フィットを悪化させる。

波面のゼルニケ再構築から、Δｚ（ｘ，ｙ）光路差情報を算出することは、ゼルニケ近似値から乗数を引き算することにより、単純に達成される。定数値は所望のΔｚ（ｘ，ｙ）に関連することになる。収差を矯正するために選択された方法（例えばレーザアブレーション、レンズ付加など）に応じて、例えば、ゼロに等しいΔｚ（ｘ，ｙ）に最大値、中間値または最小値を設定することが望ましい。

遷移行列ＴＭの展開を、以下にプレート３２の７ｘ７孔アレイを例にとって説明する。それぞれの点（ｘ_i，ｙ_j）において、法線の成分の正接はＰ（ｘ_i，ｙ_j）およびＱ（ｘ_i，ｙ_j）である。この場合、

および

である。
これらを等式（１１）と組み合わせると、

および

となり、それぞれが４９（ｉ，ｊ）の組み合わせに適合可能である。これらは互いに組み合わされて、９８個の要素の高さを有する単一列ベクトル、すなわち、９８ｘ１行列にされる。２つの行列Ｃ_k（１４高さｘ１幅）およびＭ_k(i,j)（１４幅ｘ９８高さ）を定義すると、

となり、この場合ｘ導関数は最初の４９行であり、ｙ導関数は最後の４９行である。次いで等式（１９）が行列等式として書き換えられ、

となり、この場合Ｍの上側４９行がδＷ（ｘ_i，ｙ_j）／δｙである。

等式（２５）における表現は、１４のＣのアレイによって記述された面に、ゼルニケ係数による法線成分を与える。これらの成分は正しいが、しかし、このような係数アレイによって実際の面全体が記述できることが保証されるわけではない。従って、記述が許容範囲内にある、すなわち、最小二乗法による誤差検出後に残る誤差を許容すると仮定すると、等式（２６）が、両者とも既知である数学的な行列Ｍと測定されたベクトルＰＱとに関連して、列ベクトルＣを潜在的に定義することが考えられる。最小化条件下で解答をもたらす方法は次の通りである。まず、等式（２５）が左辺においてＭＴで掛け算され、Ｍの移項は

のようになり、この場合、

正方対称行列、例えば（それぞれの要素が９８個の積の和であるような）１４ｘ１４のディメンションを有する行列である。このような行列は、その係数の行列式がゼロでない限り、逆数を有している。逆数はゼルニケ多項式だけに基づいており、係数はすべて互いに無関係なので、行列は非ゼロである。従って、逆数Ｓ^-1が定義される。次に、等式（２５）が左辺において、Ｓ^-1で掛け算され、

となる。次いで、（測定値とは無関係な）数学的な遷移行列は

であり、測定されたＰＱからの「ベストフィット」Ｃアレイを、単純な行列掛け算によって形成することができる。

眼を明白に評価するために、波面２４により平面状のアレイ３６を照射するすべてのスポットが平面状のアレイ上に同時に入射する。眼球運動の影響を減じることが望ましい場合には、パルシングまたはシャッタリング式のレーザ源、あるいは、眼球トラッカーが使用されてよい。

臨床的な用途に適した本発明の実施形態を図７に一例として示し、全体的に符号１１によって示す。装置１０に関連して上述したものと同じ構成エレメントには、同一符号を使用する。ビームスプリッタ２０と光学列２２との間には、二色性ビームスプリッタ５２が間挿されており、二色性ビームスプリッタ５２は固視用ターゲット光学素子６０と監視用光学素子７０とを装置１１内に導入している。これらの光学素子６０，７０は、５０／５０ビームスプリッタ５４によって光学的に互いに分離されている。固視用ターゲット光学素子は眼１２０に、ターゲットの形状で可視光を提供する。固視用ターゲット６０によって発生させられた可視光は、二色性ビームスプリッタ２０によって反射され、光学列２２を通して案内される。

固視用ターゲット光学素子６０は種々の形式で実行することができる。例えば図示の実施例は、可視光源６１と、光ディフューザ６２と、ターゲット６３と、視野絞り６４と、レンズ６５と、アイリス６６とを有している。可視光源６１および光ディフューザ６２は、固視用ターゲット６３を均一に照射するために使用される。視野絞り６４、、レンズ６５およびアイリス６６は、眼１２０によって見るのに際して、固視用ターゲット６３の所望の画像を患者に与えるために、光学列２２と相俟って使用される。

監視用光学素子７０は、技術者が眼の評価処置を見て、記録するのを可能にする。監視用光学素子７０の種々の実施が可能であるが、このような実施形態の一例を図７に示す。監視用光学素子７０はフィールドレンズ７１と、レンズ７２と、アイリス７３と、レンズ７４と、カメラ７５とを有している。監視および／または撮影の目的で眼を照射するために、眼１２０の正面にはリング・イルミネータ８０が配置されている。

次に図９〜１１を参照して、装置１０の実施例を、まず装置３００から説明する。改善された装置３００は、患者検査ステーションとして構成されている。このステーションは、前述のように、患者３０２が眼１２０の測定に際して快適に位置決めされるのを可能にする。技術者が装置３００を操作する便宜を図るために、コンピュータモニタ、マウスおよびキーボードが、本発明のこの実施例に対応する別個のカート上に配置されている。装置３００は、プラットフォーム３０６を備えたハウジング３０４を有している。プラットフォーム３０６は、剛性を有するフレーム３０８によって支持されている。フレーム３０８は、臨床現場での運搬および組み付けを容易にするためのホイール３１０と、装置を支持フロア３１４に固定するためのロッキング・レベリング脚部３１２とを有している。装置が位置決めされるとすぐに、組み込まれたレベリング脚部３１２が利用され、これにより、安定的な定置のフレーム３０８、ひいてはプラットフォーム３０６を提供する。

再び図９〜１１を参照すると、患者３０２は装置３００の患者用端部３１６に、頭がヘッドレスト３１８にもたれた状態で座る。ヘッドレストは調整アセンブリ３２０を使用して、プラットフォーム３０６に対して左右方向（Ｘ方向）、上下方向（Ｙ方向）、または前後方向（Ｚ方向）に調節可能である。ヘッドレスト３１８はプラットフォーム３０６の下面に取り付けられている。図１２に示し、さらに詳しく説明するように、この下面は光学素子を載置するための光学テーブルを形成する。ハウジング３０４は取り外し可能な光学テーブルカバー３２２を有している。この光学テーブルカバーは、ハウジング内部に支持された光学素子を保護する。光学テーブルカバー３２２は、光学素子への認証されていないアクセスを防止するために、キーを有するロックでプラットフォーム３０６に固定されている。図９および１０に示したように、プラットフォーム３０６は４つの箇所３０７で、剛性を有するフレームにボルト固定されている。フレーム３０８はまた、電子回路３２４とコンピュータ３２６とを支持している。コンピュータ３２６は、図６に関連して前述したプロセッサ４０と、コンピュータキーボードのためのコネクタプレートと、モニタと、マウスとを有している。フレーム３０８はまた、プラットフォーム３０６によって支持された光学素子を制御する電子回路を収容する上側区分３２８と、無停電電源装置（ＵＰＳ）と絶縁変圧器とを収容する下側区分３３０とを有している。

再び図９〜１２を参照すると、カバー３２２内部には、３つのポートが位置決めされている。これらのポートは、眼１２０の波面測定を実施可能にする検査用ポート３３２と、ハウジング３０４内部に支持されたランプ３３６が、内部ビデオカメラ３３８による視覚化に際して眼を照射することを可能にする２つの眼照射用ポート３３４とを有している。さらに、調整アセンブリ３２０は位置センサ３２１を有している。位置センサは、基準センターライン位置３１９の左側または右側に変位したヘッドレスト３１８の位置を検出するために、ｘ方向変位を感知する。感知された変位を示す信号が、適切な眼１２０（例えば右目または左目）が測定されていることを自動的に記録するために、コンピュータ３２６に供給される。

再び図１２を参照すると、プラットフォーム３０６は、装置３００による測定に際して、患者が眼１２０を位置決めできるような光学テーブルを提供する。プラットフォーム面はほぼ約６１ｃｍ（約２ｆｔ）×約１２２ｃｍ（約４ｆｔ）の大きさを有しており、市販のカスタマイズされた精密ハードウェアマウントの組み合わせを使用して、光学素子が表面に固定されている。すべての透過性光学素子は、選択されたプローブビーム波長に合わせて最適化された表面反射防止膜を有している。光学的な構成は、５つの別個の光路を有している。これらの光路は一例として本明細書中に説明するような光学素子を共有している。再び図１２を参照すると、第１の光路３４０、つまり、便宜上図１２Ａに別個に示した固視用ターゲット画像光路が、装置３００に着席した患者に、固視用ターゲット画像を表示する。患者が格子パターンを有するターゲット網線３４４の中心を見ることによって、患者の視軸を光軸３４２に整列させる。再び図１２を参照すると、第２の光路３４６、つまり、便宜上図１２Ｂに別個に示したビデオ画像光路は、角膜平面のビデオ画像を捉える。このことは技術者が検査に際して眼１２０を整列させ、ビデオ画像に重ねられたソフトウェア網線を使用して、それぞれの測定中に眼の正確な位置を記録する補助となる。再び図１２を参照すると、第３の光路３４８、つまり、便宜上図１２Ｃに別個に示されたプローブレーザ光路は、プローブレーザビーム３５０を眼１２０内に、光軸３４２に沿って送る。図２および図７に関連して前述したように、ここでは符号３５０で示されたプローブレーザ１４は、角膜表面に集束される前に、眼に安全な強度に減衰され、線形に偏光される。再び図１２を参照すると、第４の光路３５２、つまり、便宜上図１２Ｄに別個に示された、最射出された波面光路は、ここでは符号３５４で示された、図２の反射波面２４を搬送し、波面センサ３５６に向かって案内する。このことを達成するために、第１および第２の無焦点中継段３５８，３６０は、反射波面３５４を眼１２０の角膜平面から、波面センサ３５６の入射面に透過する。最後に、再び図１２を参照すると、第５の光路３６２、つまり、便宜上図１２Ｅに別個に示された較正波面光路は、センサ３５６に通じる波面透過光路内に視準レーザ光を注入する。図９に関連して前述した、コンピュータ３２６内部で動作可能なソフトウェアは、視準光波面センサ出力データを使用して、患者の測定に先立って装置３００を較正する。

図１２および１２Ａを続けて参照すると、ここでは固視光路として説明した第１の光路３４０は、基準画像を患者に提供するので、患者が基準ターゲット３６６の網線３４４を固視すると、眼１２０は適正に整列される。ターゲット照射ランプ３６８が、固視用ターゲット３６６にバックライトを施す。この固視用ターゲット画像は、５０／５０ビームスプリッタ３７０とレンズ３７２と、５０／５０ビームスプリッタ３７４，３７６における反射とを介した透過と、無焦点中継段３５８のレンズ複合体ならびに偏光ビームスプリッタ３７８を介した透過とによって、患者の眼１２０に達する。さらに、６７０ｎｍでの波面測定を妨害するおそれがある、６２０〜７９０ｎｍを上回る放射を除去するために、ターゲット照射ランプ３６８の上方に、スペクトルフィルタが配置されている。第１の中継段３５８のレンズ複合体は、逆の順序で取り付けられた同一のレンズ素子を有している。それぞれのレンズ複合体は、色消しダブレットが間挿された、２つのメニスカスレンズ素子から成っている。レンズ複合体は統一倍率無焦点中継段として、一列で働く。

偏向ビームスプリッタ３７８と、第１の無焦点段３５８と、ビームスプリッタ３７４，３７６と、レンズ３７２のうちの１つのレンズ３８０とを含む光学素子は、プラットフォーム３０６の表面上の所定の場所に機械的に固定されている。レンズ３７２のうちのレンズ対３８２と、ビームスプリッタ３７０と、固視用ターゲット３６６と、照射ランプ３６８とを含む光学素子はすべて、１つの精密線形並進段に取り付けられており、この光路の光軸３４２に沿って運動することができる。これらの光学素子の並進は、患者の視力に合わせて固視ターゲット３６６の焦点合わせを行い、眼１２０に存在するあらゆる近視／遠視を補償する。患者の検査中、眼の無限焦点平面をわずかに超えてターゲットを配置するために、焦点並進段が調整される。このことは、眼１２０によって調整を促進せずに、患者が網線パターンを比較的明白に見ることを可能にする。ビームスプリッタ３７８，３７６，３７４は、さらに詳しく説明するように、光軸３４２内の他の光路相互間のインタフェースとして役立つ。ビームスプリッタ３７０は、整列の目的に含まれる。ビームスプリッタ３７０の左側の縁部の中心に取り付けられた光検出器３８４は、光軸に沿って固視用ターゲットに向かって透過された光を感知する。

図１２および１２Ｂを再び参照すると、第２の光路３４６は眼１２０のビデオ画像を検査平面で捉える。このことは臨床オペレータ／技術者が患者を整列させる補助となり、波面測定中の実際の眼の変位を測定することを可能にする。前述のように、照射ランプ３３６が眼１２０を照射する。眼の像は、偏光ビームスプリッタ３７８とレンズ複合体３５８と５０／５０ビームスプリッタ３７６の反射とを介した透過、５０／５０ビームスプリッタ３７４とミラー３８６からの反射とを介した透過、およびレンズ３８８を介した透過によって、ビデオカメラ３３８に搬送される。これら全ての光学素子は、プラットフォーム３０６の表面の所定の場所に固定されている。例えば第２の光路３４６は、眼平面で直径約２２ｍｍのビデオ視野を、〜６４ｍｍの限界解像度とともに提供する。前述のように、多数のフィルタが各眼照射ランプ３３６の正面に配置されて、眼１２０に達する放射のスペクトル帯域を減じる。例えばこのようなフィルタは、〜４５５ｎｍを下回る波長で光を除去するためのブルーフィルタ（眼の安全のため）、〜９２０ｎｍを上回る波長で光を除去するための赤外フィルタ（眼の安全のため）、および、波長範囲６２０ｎｍ〜７９０ｎｍを上回る光を除去するための拒絶フィルタ（６７０ｎｍでの波長測定の妨害を防止するため）を含む。

続いて図１２および図１２Ｃを参照すると、第３の光路３４８は、図１Ａ〜１Ｄに関連した前述したように、眼に安全なレーザ放射で、患者の網膜の小さなスポットを放射する。網膜１２２の中心窩１２３上に放射された網膜スポットは、上述のように、センサ３５６によって測定される再射出波面１３０の原点である。出力ビーム、つまりダイオードレーザ３９０からのプローブビーム３５０は、線形偏光器および減衰器３９２とレンズ３９４とシャッタ３９６とミラー３９８からの反射と偏光ビームスプリッタ３７８内の反射とを介した透過によって、患者の眼１２０に達する。これらのすべての素子は所定の位置に固定されている。

本発明の１つの実施例の場合、ダイオードレーザ３９０の出力は本質的に視準されており、レンズ３９４によって眼１２０の角膜表面上に集束される。1999年3月24日付けの出願番号０９／２７４，６７２の「ヒトの眼の視力欠陥を測定するための装置および方法(Apparatus And method For measuring Vision Defects Of a Human Eye)」に記載され、本明細書中に参照のため引用しここに提示しますが、投影されたプローブレーザビーム３５０、つまり、ダイオードレーザ３９０からの視準光は、図１Ｂに一例を図示したように、眼１２０の角膜１２６の前面に集束するための長い焦点距離レンズ３９４によって案内され、眼１２０の瞳孔および水晶体１２４を通過して、中心窩１２３上の小さな測定可能なスポットとして網膜１２２上に達する。１つの実施例の場合、レンズ３９４は、焦点を変えて、所望のように焦点位置を移動するためのズームレンズから成っている。角膜１２６上に集束することによって、測定値は角膜の曲率に最小限に依存する。しかし、角膜表面に近い他の位置が許容可能である。

回折および種々の収差の存在に対して、本発明は、大抵の場合存在する、角膜からの収差効果を回避する。眼１２０の水晶体は、角膜１２６の収差効果と比較すると、比較的小さな収差効果しかもたらさない。さらに、レンズ３９４の選択に関しては、短い焦点距離を有するレンズを選択すると、ビーム３５０の入射角が比較的大きくなり、角膜１２６の表面における焦点が良好になり、角膜からの収差効果が少なくなる。小さな入射角は角膜１２６上の焦点を大きくするが、しかし、一層望ましいことに、網膜１２２上のより小さなスポットを提供する。このスポットのサイズは、波長および始点サイズおよび選択されたレンズ３９４の焦点距離に関連することになる。一例を挙げるならば、ほぼ１／２メータおよび１００ｍｍのレンズを含む本発明の実施例が効果的に使用された。

偏光器３９２はプローブビーム３５０をｓ状態に線形偏光する（例えば図１２の平面から出るように）。偏光ビームスプリッタ３７８の所定の角度を成して形成された内面はｓ偏光を反射するので、眼１２０に入射する光はｓ偏光される。偏光器３９２に対して所定の角度を成して、線形偏光器４００が設けられており、この線形偏光器４００は、減衰器と連携して働くことにより、眼１２０に供給されるプローブビーム出力を例えば１０μＷ未満に減衰する。ダイオードレーザ３９０は、外部の電気的なトリガ信号４０２によりトリガされる。眼測定のための公称照射継続時間は７００ｍｓである。シャッタ３９６は、プローブレーザビーム３５０による眼の過照射に対する付加的な安全装置として設けられている。シャッタ３９６は通常の場合は閉じられており、レーザトリガ信号４０２に同期された別個の電気的なトリガ信号４０４によって開かれる。

例えば、プローブビームによる各照射毎の１回の網膜照射は、１０μＷｘ０．７ｓ＝７μＪである。単一の患者検査期間中に、最高１０回までの繰り返し測定が行われてよい。このような照射は、レーザの安全使用に関する米国規格（ＡＮＳＩＺ１３６．１−１９９３、ニューヨーク州、ニューヨーク、米国規格協会）に定義された安全制限内にある。このような基準において、４００〜７００ｎｍの波長範囲および１８ｘ１０^-6〜１０秒のパルス継続時間範囲でレーザビームを見る「イントラビーム」のための最大許容照射量（ＭＰＥ）は、１．８＊ｔ^3/4ｍＪ／ｃｍ²（ｔはパルス持続時間(秒)）である。眼のための限界開口は直径約７ｍｍと鑑定されている。その結果、許容可能な単一パルスのエネルギーは、０．６９２７＊ｔ^3/4ｍＪである。単一の０．７秒パルスの場合、ＭＰＥは５３０μＪであり、これはここに記載した装置の場合、１パルス当たりの供給エネルギーよりもほぼ２オーダだけ大きいものである。繰り返しの照射の安全性を得るために、付加的な計算が行われる。規格に記載された該当する計算は、単一パルスＭＰＥをｎ^-1/14で掛け算する。この場合、ｎは照射継続時間Ｔ_maxにおけるパルスの総数である。本発明の装置の場合、１０パルスの安全限界は５３０μＪ／パルスｘ１０^-0.25＝２９８μＪ／パルスであり、この値は、眼内に集束される実際のパルスエネルギーよりもなおも４０倍だけ大きい。

図１２および１２Ｄに示したように、第４の光路３５２は、図１Ｂで符号１３０で示した、眼１２０から射出した波面３５４を波面センサ３５６に搬送する。波面センサについては、波面分析の一例としてハルトマン−シャックセンサを使用して説明した。プローブビーム３５放射に応答して、眼１２０によって再射出された波面３５４は、偏光ビームスプリッタ３７８と第１の無焦点中継段３５８のレンズ複合体と５０／５０ビームスプリッタ３７６とトライアルレンズホルダ４０８と第２の無焦点中継段３６０のレンズ複合体とミラー４１０からの反射とを介した透過、ならびに、図６に関連して符号３３で前述したようなマイクロレンズアレイ４１２を介した透過によって、ＣＣＤカメラ４０６に搬送される。図１２Ｆおよび図１２Ｇに示した交換可能なトライアルレンズホルダ４０８を除いて、これらすべての光学素子はプラットフォーム３０６の表面の所定の位置に固定されている。

偏光ビームスプリッタ３７８は、ｐ状態の線形偏光だけを透過する。眼１２０の角膜表面から反射されたプローブビーム３５０の放射は入射したｓ状態の偏光を維持することになり、ビームスプリッタ３７８によって明らかに透過されることはない。これとは対照的に、眼１２０の網膜から反射された光、つまり当該波面３５４を形成する光は、大きく減偏光される。この光のｐ偏光部分は、ビームスプリッタ３７８によって透過される。こうしてビームスプリッタ３７８は、さもなければ波面測定を複雑にしてしまう角膜表面反射を選択的に抑制する。眼１２０の角膜平面を原点とする波面は、統一倍率を有するトライアルレンズホルダ４０８の平面に移行される。トライアルレンズホルダ４０８の平面は、中間瞳平面を提供し、トライアルレンズ平面に理想的なＮジオプターレンズ４０９を配置するために使用される（図１２Ｆ及び１２Ｇ参照）。これにより、他の収差含有率を変えずに、Ｎジオプターにより波面３５４の球面曲率を変えることができる。予め選択された形式で全体的な波面曲率を減じる／除去できることにより、測定精度を格下げすることなしに、波面測定のダイナミックレンジが拡大される。一例として説明したように、２ジオプターずつ増大する−１６ジオプター〜＋８ジオプターの範囲で球面屈折力を変えることができるトライアルレンズ４０９ａ〜４０９ｍが、ホルダ４０８の回転ホイール４０７に設けられている。ホイールの回転軸は光軸３４２に対して平行であるが、しかしこの光軸からオフセットしている。ホイールを回すと、予め選択された複数のトライアルレンズのうちの１つがトライアルレンズ平面に配置される。ホイールは、選択されたレンズを適正に光路内に合わせる、精密な機械的な戻り止めを有している。

トライアルレンズホルダ４０８の位置にはさらに、レンズ位置のわずかに前方に狭帯域光学フィルタが配置されている。このフィルタは６７０μｍ波長の放射（プローブビーム波長）のための最大透過と、約１０ｍｎの帯域幅（半値全幅）とを有している。このフィルタは、(固視用ターゲット照射、眼照射などからの)擬似光を波面光路から拒絶するのに使用される。一例として記載した１つの実施例の場合、第２の無焦点中継段３６０のそれぞれのレンズは３つのレンズ素子、すなわち２つのメニスカスレンズと、間挿された色消しダブレットとから成っている。しかしながらこれらのレンズは同一ではなく、これらの組み合わされた作用により、通過する波面１３０を拡大する。トライアルレンズホルダ４０８の位置における波面３５４は、１．２２の倍率で、マイクロレンズアレイ４１２の表面上に結像される。このように１．２２倍に定義された波面像の倍率は、結像平面における各点毎の波面勾配を同じ１．２２倍で減じる。このことは装置の測定のダイナミックレンジを拡張し、やはりこの場合、精度を低くすることはない。さらにこのような倍率はより多くの素子、つまりマイクロレンズアレイ４１２に設けられた、図６に関連して前述したようなＣＣＤセル３８に波面を分配し、これにより、波面センサ３５６によって提供される勾配測定数を増大する。ミラー４１０は、装置の素子をプラットフォーム３０６の寸法内に適合するために設けられている。さらに、ミラー４１０はまた、マイクロレンズアレイ４１２とＣＣＤカメラ４０６との組み合わせのための光学的な整列の調整を可能にする。上述のように、例えば図３〜６を参照すると、マイクロレンズアレイは、マイクロレンズから成る正方形アレイを有している。これらのマイクロレンズは入射波面を二次的な「小波」から成る横方向アレイに分ける。これらの小波はＣＣＤカメラの検出器面に集束される。ＣＣＤカメラはマイクロレンズアレイ対して平行に位置決めされており、カメラの１つの焦点距離はアレイの後方に位置している。ＣＣＤ画像における集束小波のパターンは、入射波面の形状を算出するのに用いられる。

図１２および１２Ｅに示したように、較正ビーム光路３６２はハルトマン−シャック波面センサ３５６に視準ビーム３６４を供給する。視準ビーム３６４のための波面データは、実際の眼測定値から収差を有する波面３５４を再構築する上での基準として使用される。視準された基準ビーム３６４のための源は、ビーム拡大器４１６に接続されたダイオードレーザ４１４から成っている。本明細書中に記載した本発明の１つの実施例の場合、基準のために使用されるダイオードレーザ４１４はプローブビーム光路３４８のために使用されるダイオードレーザ３９０と同一である。視準された基準ビーム３６４は、偏光器／減衰器４１８と負レンズおよび開口４２０と開口および正レンズ４２２とミラー４２４からの反射とを介した透過、開口４２６と偏光ビームスプリッタ３７８内の反射とを介した透過、第１の無焦点中継段３５８と５０／５０ビームスプリッタ３７６とトライアルレンズホルダ４０８と第２の無焦点中継段３６０とミラー４１０からの反射とを介した透過、および、マイクロレンズアレイ４１２を介した透過によって、ＣＣＤカメラ４０６に搬送される。トライアルレンズホルダ４０８を除いて、これらすべての光学素子は、プラットフォーム３０６の表面の所定の位置に固定されてよい。

偏光器および減衰器４１８の光学素子は２つの線形偏光器と、ニュートラル・デンシティ・フィルタを有している。ダイオードレーザ４１４から隔たった線形偏光器は、偏光ビームスプリッタ３７８内の最大反射のために、ｓ状態のレーザ放射を偏光する。ダイオードレーザ４１４に近い線形偏光器は、レーザ出力を減衰するために、偏光器３７８に対して部分的に「交差」させられている。ニュートラル・デンシティ・フィルタはさらにビームを減衰するので、ＣＣＤカメラ４０６に達するレーザ出力は、センサ３５６の較正にとって最適となる。素子４１８，４２０の正レンズおよび負レンズは、ダイオードレーザ出力を拡張し、視準された基準ビーム３６４を形成する。素子４１８，４２０の介在する開口は、最も均一な強度を有する、拡張ビームの中心部分だけを透過する。ミラー４２４は、装置３００の寸法全体を減じるために設けられている。開口４２６は角膜平面と共役し、最大限拡瞳された眼によって再射出された波面３５４とほぼ同じ面積を、視準された基準ビーム３６４がマイクロレンズアレイ上４１２で照射するように構成されている。

一例として説明した本発明の実施例と併用するのに適した光学素子を、表１に例示する。装置３００の電気的な構成素子の構成は図１３に関連して示した。破線で示したボックス４２８は、これまで説明してきた素子を支持するプラットフォーム３０６を示す。コンピュータモニタ、キーボードおよびマウスを除いて、他のすべての電気的な素子は、光学テーブルの下に位置するフレーム内部に配置されている。ダイヤグラム中のスイッチは、図９に関連して前述したように、オペレータ／技術者がアクセスしやすいように、電子回路３２４のフロントパネル４３０にすべて配置されている。病院施設からの電力は絶縁変圧器によって引き出される。この絶縁変圧器は無停電電源装置（ＵＰＳ）に給電する。ＵＰＳは、フレーム３０８内で支持された３つの電源ストリップに給電する。３つの電源ストリップと同様に、ホストコンピュータ３２６は自蔵式のオン／オフスイッチを有している。１つの電源ストリップ４３２はシャッタコントローラ４３４に給電する。シャッタコントローラは信号４０４と、それぞれ５ＶＤＣと９〜１５ＶＤＣの両方の出力供給が可能な２つの２種給電部４３６と、ホストコンピュータ３２６と、コンピュータモニタ４３８と、第３の電源ストリップ４４０とを介して、プローブレーザシャッタ３９６に指令を送る。一方の２種給電部は、２つの患者照射ランプ３３６に５ＶＤＣの電力を供給し、ターゲット照射ランプ３６８に９ＶＤＣの電力を供給する。第２の２種給電部は、両ダイオードレーザ３９０，４１４に５ＶＤＣの電力を供給する。ユーザがアクセス可能な３位置スイッチ４４２は、センタスイッチ位置が「オフ」の状態で、システムオペレータ／技術者がプローブレーザ３９０または較正レーザ４１４に給電することを可能にする。

第３の電源ストリップ４４４がＣＣＤ電子コントローラ４４６に給電する。電源ストリップ４４０は、プラットホーム上のフレーム内に配置された冷却ファン４４８に給電する。
説明の便宜上、一例を挙げると、ＣＣＤ制御電子回路４３４を作動状態にしたまま、オペレータ／技術者が先ず各電子素子を作動させることによって、装置３００を起動させることができる。次いで、オペレータは３位置スイッチ４４２を介して較正レーザ４１４を作動させる。これに続いて、オペレータは較正波面測定値を求めるようにコンピュータ３２６に指令する。コンピュータ３２６がこの指令をＣＣＤ制御電子回路４４６に転送すると、この指令が所定の露光を行うようにＣＣＤカメラ４０６を作動させる。ＣＣＤ制御電子回路４４６はまた、図１２に関連して上述したトリガ信号４０２，４０４を、プローブレーザ３９０およびプローブレーザシャッタ３９６に伝送する。但し、この時点ではプローブレーザ３９０は給電されていないから、プローブビーム３５０は供給されない。較正ＣＣＤデータがコンピュータ３２６のＣＰＵに伝送され、後に行われる分析に備えて記憶される。較正が終了すると同時に較正レーザ４１４がスイッチオフされる。

次いで、オペレータ／技術者は患者測定を開始する。２種電圧用電源回路４３６の出力スイッチ４４２をプローブレーザ設定の位置に合わせる。この時点で、プローブレーザ３９０は次のトリガ信号を待って作動する“待機”状態にある。次いでオペレータは、図９〜１１に関連して上記したように、例えば、コンピュータモニタに表示されるビデオカメラ３３８からの画像に従って、患者を装置３００内に正しく位置させる。患者を正しく位置させたら、オペレータは、図２−７に関連して上述したように、波面データを得るようコンピュータに指令する。コンピュータ３２６がＣＣＤ制御電子回路４４６にしかるべき指令を転送すると、この指令がプローブレーザ３９６をトリガして発射させ、シャッタ制御回路４３４をトリガしてプローブレーザシャッタ３９６を開放し、ＣＣＤカメラ４０６を露光させる。ＣＣＤカメラ画像データはコンピュータ３２６に返送される。コンピュータ３２６は、例えば、図８に関連して上述したような矯正手術に利用される患者波面プロフィルを算出するため、患者および較正データを分析するソフトウェアを含む。データ採取が完了したら、オペレータはＣＣＤ制御電子回路４４６から順次、電子回路の作動を停止させる。装置３００に組み込まれるソフトウェアは、例えば、以下のことを含んでいて：技術者が患者情報の入力と記憶とに必要とされる操作、および所要の測定を行うことを可能にするグラフィカルユーザインターフエース（ＧＵＩ）；患者情報、測定値よびハードウェア動作状態の記憶およびトラッキングを可能にするデータベースおよびファイルシステムインターフェース；所要の測定を正確にかつ安全に行うために必要な電気光学的および電気機械的構成素子の制御；および患者の眼を測定して得られる収差（光路差）の数学的記述を作成するための測定データの処理である。このような収差の数学的記述は、例えば、最適屈折率手術処置を行う際にＬＡＤＡＲＶision（登録商標名）システムが利用でき、このシステムはサミットテクノロジー社（Summit Technology, Inc.）を親会社とするオートノマステクノロジー社（Autonomous Technology Corporation）から入手可能である。

他の例として、患者測定および装置構造に関する情報がＭｉｃｒｏｓｏｆｔＡｃｃｅｓｓ（商標名）７．０データベースにおける複数の表に記録されている。これに対する合法的なインターフェースは、マイクロソフトジェットエンジン（Microsoft Jet Engine）に対するマイクロソフトファウンデーションクラス（Microsoft Foundation Classes：ＭＦＣ）ラッパに基づく。フレームワークはデータベース中の記録を作成、検索および更新するためのストラクチャードクエリーランゲージ（構造的問い合わせ言語）（ＳＱＬ）を生成させる。データへのアクセスにマイクロソフトアクセスアプリケーションの使用は不要である。本発明の１つの実施例では、データベースに下記データを記憶することができる：患者情報‐氏名、アドレス、カルテ番号など；測定情報-幾何的形状、測定日時など；およびシステム情報‐ハードウェア通し番号およびキーハードウェアパラメータ。

また、パスワード保護モードと非パスワード保護モードの２つの動作レベルを有するソフトウェアを開発することもできる。パスワード保護モードでは、技術者/オペレータが、非パスワード保護モードからはアクセスできないシステムのセットアップおよび保守に必要なシステム構造情報および構成要件にアクセスする。患者に関するすべての記述項および測定可能性は非パスワード保護モードから入手することができる。個々の患者を詳細に識別し、トラッキングできるために必要なデータはすべてグラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）を介して入力され、マイクロソフトアクセスデータベースに記憶される。「患者データ」メニューアイテムを選択すると、データスクリーンに患者情報が表示され、技術者はこのスクリーンを利用して新しい患者データを入力したり、既存の情報を検索、編集することができる。記憶したり、検索したりできる患者データには、典型的に下記の項目が含まれる：氏名、アドレス、カルテ番号、生年月日、電話番号、性別、顕在性および調節麻痺屈折率、頂点距離およびセンタリング情報。

センタリング処置によって測定され、患者記録の一部として記憶されるセンタリング情報は、角膜縁の中心に対する収斂瞳孔の中心位置を表す。この情報は、測定のために患者を整列させる、即ち、患者の視線を装置３００の光軸３４２と整列させるのに利用される。センタリング処置を行う際には、装置３００と併用されるデータベースに記入されてはいるが、センタリング処置を受けたことのないすべての患者の一覧表が表示される。モニターはセンタリング処置に関する情報を含むすべての患者情報または所与の期間に入力された患者情報を表示する。所与の患者および眼に対してセンタリングを行うためには、マウスで所要の患者および眼をクリックすることによって該当の患者を選択する。図１４を参照してセンタリング処置の１例を説明する。患者を選択したら、図１２に関連して上述したように、装置３００の固視用ターゲット３６６を見詰めるように患者を指導する。

既に述べたように、患者３０２が装置３００の光軸３４２に視線を一致させることができるように、固視用ターゲット３６６を利用する。視線を確実に固定するには、ターゲットが鮮明に見えることが必要である。しかし、ターゲットに眼を凝らす時に、患者が調節しようとしないように配慮しなければならない。調節しようとすれば、ターゲットが患者の無限遠焦点面よりも光学的に近い位置にあるかのような結果となる。患者が調節すると、即ち、眼球の水晶体が形状を変えて合焦度を高めようとすると、波面測定中、眼球が極度の近視であるかのような状態となる。この事態を回避するため、ターゲットが患者の遠視野焦点よりも光学的にやや遠い位置に来るように、固視用ターゲット光学系を調節する。即ち、個々の患者にとって、ターゲットは比較的はっきりと見えるもののシャープな合焦状態ではないということになる。最初、患者は画像の鮮明度を高めるため調節しようとするが、結局は最もリラックスした（非調節）状態でこそ画像が最も鮮明に見えることに気づく。この技術がいわゆる“雲霧法（fogging）”であり、臨床評価の際に検眼士が行う手法である。測定時に眼球を拡張するのに使用される点眼液も、水晶体の調節能力を抑制することによって、有効な波面測定を可能にする。

図１４に示すように、患者の眼の画像をフリーズする。２組の網線450、４５２を使用して、収斂瞳孔および角膜縁のそれぞれの中心４５４、４５６を位置検知する。一方の網線４５０が収斂瞳孔４５８の周界に重なり、他方の網線４５２が角膜縁４６０に重なるように各網線４５０、４５２を移動させ、かつサイズ設定すればよい。中心位置が正しく検知されたら、その情報をデータベースに記憶させる。所要人数の患者に対してこの処置を行ってから、センタリング処置を開始する。

眼球の屈折率誤差の測定およびこれに対応する光路差の算出における幾つかの手順を、図１５を参照しながら説明する。例えば、基準測定４６２を行う手順が含まれる。眼球１２０の測定値を比較すると共に装置３００の整列状態をチェックするため、図１２に関連して上述したように、視準レーザ光３６４を使用して基準測定を行う。オペレータはソフトウェアに従って１日の初めに少なくとも１回の基準測定を行い、１日の終わりにもう１回行う。さらなる基準測定が、必要に応じてオペレータにより行なわれる。患者測定を行う際には、データベース中の測定記録が、どの基準測定値がそれぞれの測定値と対応するか、即ち、どの基準画像が測定前の最新画像と対応するかを識別する。サンプル基準画像を視認するためには、「基準測定実施（Perform Reference Measurement）」スクリーンを設ければよい。

次のステップは、測定すべき患者および眼球を選択するステップ４６４である。測定すべき患者および眼球は“患者選択”ダイアログスクリーンから選択すれば良い。その患者にセンタリング処置を行ったことがあるかどうかを示すチェックマークと一緒にすべての患者が表示されねばならない。センタリング処置を受けたことのない患者が選択された場合、オペレータはこのことを知らされ、測定を行うことはできない。センタリング処置を受けた患者／眼球が選択された場合、オペレータが測定の実施とチェックに必要なＧＵＩボタンを含む測定実施ダイアログが表示される。

次のステップは、ビデオカメラおよび網線を利用して眼球を整列させるステップ４６６である。測定を行う前に、眼球の視線が光軸３４２とできる限り正確に整列するように装置３００を操作する。収縮瞳孔４５４の中心を、視線に対する凡その解剖学的標識点として使用する。測定の際に眼球１２０が拡張すると、この中心を直接検出することはできない。しかし、各患者に対して行うセンタリング処置が角膜縁４６０に対する収斂瞳孔４５４の中心を画定するから、角膜縁の位置を利用することによって眼球１２０を所要の位置に位置決めすることができる。

図１６から明らかなように、眼球１２０の角膜縁４６０が網線４６８と整列した状態で眼球１２０が所要の位置に来るように、適当な量だけ光軸からずれた位置にこの網線４６８が表示される。患者が固視用ターゲット３６６を見詰めている間、角膜縁４６０が網線４６８と整列するように患者を適正に位置決めするのがオペレータの責任である。

次いで、測定を行う。眼球１２０を正しく整列させたら、オペレータは“取得”ボタンを押すことによって患者の眼の波面測定を行う。システムは取得指令に対して下記のように応答する：
１．ビデオ画像をフリーズする
２．プローブビームレーザを作動させる
３．プローブビームが眼球に到達できるように外部シャッタを開く
４．ＣＣＤシャッタが開き、ＣＣＤが再射出波面に対して露光される（１−４が同時に行われるのが普通である）
５．ＣＣＤシャッタが閉じ、露光が完了する
６．ＣＣＤデータがコンピュータに伝送される
７．外部シャッタが閉じ、プローブビームがターンオフされる
ソフトウェアは引き続きＣＣＤ電子回路の状態およびカメラの温度をチェックし、すべてが正常に作用している場合にだけ測定が可能となる。

眼球と装置との幾何的関係は適正と認められるか、または拒絶される４７２。眼球１２０が光軸３４２と完全に整列する必要はないが（些細な不整合はソフトウェアによって補正される）、できるだけ正確に整合することが望ましい。眼球１２０を測定前に整列させても、制御不能な眼球運動（例えば、ピクつきや固視の乱れ）が露光時に整列を最適でない状態にする恐れがある。整列が適正であることをチェックするため、測定時に眼球のビデオ画像をフリーズする。オペレータは網線を角膜縁と整列させ、ＧＵＩの“幾何的関係チェック”ボタンを押す。整列が不適格であることをソフトウェアが判断すると、オペレータはこれを知らされ、必要に応じてあらためて露光が行われる。例えば、図１７から明らかなように、適正な測定では、角膜縁４６０が円Ｂと整合する。実際には、眼球１２０は露光中に位置ずれしており、角膜縁４６０は円Ａと整合状態にあった。これら２つの状態の差をＡ’Ｂ’で表す。Ａ’Ｂ’の長さに基づいて、画像の合否をソフトウェアが判断する。

オペレータが眼球の回転状態を記録するのもこの時点においてである。波面測定に先立ち、図１８に示すように角膜周縁に「Ｘ」パターン４７４に配列された４本の線分４７４から成るパターンを、機械的計器を利用して眼球に配置する。パターン４７６は互いに４５°の角度で交差する２対の共線的線分４７４から成る。各線分４７４は長さが４ｍｍ、共線的線分は７ｍｍだけ分離している。フリーズ状態のビデオ画像では、角膜リング網線が実際の角膜縁と整列すると同時に、このパターンと一致するＸ網線がフリーズ状態画像中のアイマークと整列する。配向情報が角膜縁位置情報と一緒にソフトウェアによって記憶される。

次のステップとして、図１５に示すように、ＣＣＤ画像を処理し、採用、記憶または拒絶される４７８。測定の幾何的条件が適性なら、ＣＣＤ画像の品質は高いと考えられる。しかし、果たして高いかどうかをチェックすることが望ましい。ソフトウェアは画像を処理し、オペレータが検討するためのオートスケールされた画像を提供する。画像が適正でないとソフトウェアが判断すると、オペレータがこれを知らされ、あらためて露光が行われる。何らかの理由で画像が不適格であるとユーザが判断した場合、この段階で画像を手動で拒絶することができる。不適格な画像の例を図１９に示す。この例では、画像の大部分が不鮮明であり、瞳孔の一部だけの波面データしか得られない。ここで不適格というのは、本発明の手術処置に望まれる正確な測定結果をもたらす画像とは考えられないということを意味する。但し、いかなる意味でも利用できないということではない。

有効な測定が行われたら、等式を参照して上述したように、波面１３０の局部勾配を測定するのが次のステップ４８０である。ソフトウェアは図４−６に関連して述べたように、ＣＣＤアレイ３８における光束１１６を計算し、対応の基準セントロイド２９からこのセントロイド１１６のそれぞれまでの距離を求めねばならない。セントロイドは、どの画素を処理すべきかを先ず計算し、これらをまとめてクラスタとすることによって得られる。次いで、各クラスタの強度重み付けセントロイドを算出する。図２０に示すように、クラスタ４８４の計算されたセントロイド４８２を「Ｘ」でマークした近視眼からの画像の例を示す。図２１はクラスタ４８４の１つの拡大図であり、セントロイド４８２だけでなく、クラスタ４８４のためのセントロイド循環に使用される画素４８６をも示す。セントロイドアルゴリズムで処理されるＣＣＤ画素４８８をドットでマークしてある。このアルゴリズムは、例えば、ＣＣＤ画像のノイズを発生させる迷光信号を除去する空間フィルタを使用することによってセントロイドを分離する。光束位置を算出前にこのようなフィルタリングを行うことが望ましい。

フィルタリングを怠ると、画像のノイズが原因となってクラスタのセントロイドが困難に成り、下記の問題を生ずる：実データを含まない個々の画素が該当データを含む画素よりも明るくなり、画像のくもりが、隣接画素とは明るさが著しく異なる不規則なプロフィルを有する有効データクラスタを生み、ヘーズまたはバックノイズが実データよりも高いか、または画像全体にわたって不均一となり、有効データの強度が画像全体にわたって不均一になり、眼球の異なる部分からの散乱が画像のスプリアス信号を生み、眼球の高い偏差が有効データのクラスタを著しく歪曲させるおそれがある。空間フィルタは周囲の画素を考慮する重み付け平均化技術を利用してビットマップ中の各画素の明るさを計算し直すことを可能にする。特定の実施例においては、有効データに中心合わせされると最大値を出力し、個々の明るい画素またはその小グループの作用を低下させ、有効プロフィルを平滑化し、バックグラウンドノイズまたはヘーズからの有効データ抽出を容易にするように構成されている。本発明の１つの実施例に採用されるフィルタは正方形（ｎｘｎ）であり、各画素に割り当てられた実数値（正および負）を含む。このフィルタは高く、しかし測定可能な収差レベルを有する眼球から得られる画像と最適にマッチするように構成されている。例えば、フィルタの断面を図２３Ａに示す。このようなフィルタを利用することの効果として、図２３Ｂに示すような画像を図２０に示すような画像に、例えば、クラスタセントロイドの識別および算出ができ、画像を鮮明にする。フィルタを採用することにより、採用しなければノイズを伴い、処理し難い品質であろうと思われる画像を処理し、所要の波面情報を計算することができる。

各セントロイドの中心は明るさに基づく標準的重心アルゴリズムを利用して計算する。図２２には、対応の基準セントロイド４９０位置と共にクラスタおよびセントロイドを示す。同図の中抜き円は基準セントロイドの位置を示す。線分はこれらを連携のサンプルセントロイド４８２と結ぶ。基準および測定セントロイド４９０，４８２間の距離と、図６に関連して述べたレンズアレイ３３およびＣＣＤ平面３６間の距離から、局部傾斜を計算する。これらの局部傾斜と、倍率などのような装置設定情報が得られると、瞳孔平面における局部傾斜を、さらに被測定眼球の光路差を算出することができる。

次に、波面の記述（４９２）を行う。既に述べたように、再構成波面は一連のゼルニケ多項式で表される。眼球１２０の局部傾斜測定箇所数（即ち、サンプルポイント数）は波面を記述する多項式中の項数よりもはるかに多い。表面を正確に記述する係数を見つけるため、最小二乗フィット計算を行う。使用される多項式の次数は、球・円柱屈折力（２次）だけでなく、コマ（３次）レベルおよび球面収差（４次）をも記述することができる。

眼球に関して計算されたゼルニケ係数および対応の波面再構成４９３の例を図２４Ａに示す。図２４Ａに示す波面の場合、波面から計算された球・円柱屈折力は−１．６０／−１．１３ｘ１５０．４である。フォロプタ検査を行う検眼士によって得られる対応値は（角膜平面に換算して）−１．４７／−１．１９ｘ１５０であった。球・円柱屈折力の標準測定値はその計算値とほぼ一致するが、高度の収差も存在する。図２４Ｂは図２４Ａと同じ大きさでこの高度の収差４９５を示す。

光路差（ＯＰＤ）に関しては、屈折率差（角膜−空気）による光路差プロフィルＯＰＤ（ｘ，ｙ）を計量するだけでは正しいアブレーションプロフィルを計算することはできない。本発明は、説明の便宜上誇張して図２５に示すように、角膜に対して接線方向の平面において波面測定を行いながら、湾曲角膜表面に対する治療を可能にする。波面光路の結像平面は小レンズアレイプレートである。波面光路の物体平面は基準平面４９４である。この著しく誇張された近視の場合、眼球１２０の横方向位置aから射出する光線４９６は横方向位置bにおいて検出される。センサーデータから再構成された波面は位置bにおいてこの光線の傾斜を有する。このことは基準平面４９４における波面についても同様であるが、この波面を測定するだけで角膜位置ｂにおいてアブレーション治療を行うとすれば、不完全な結果に終わるであろう。即ち、治療効果は小さい。角膜の曲率半径は典型的には７．５ｍｍ程度（大抵の眼球では７〜８ｍｍ）である。角膜頂点から横方向３ｍｍの位置においては、角膜表面から基準表面までの距離は〜０．６３μｍに過ぎない。１０ジオプター近視の場合、a＝３．０ｍｍにおいて角膜から射出する光線はb＝２．９８ｍｍにおいて基準平面と交差する。この例における、ａとｂとの差は２０μｍに過ぎない。このように微少な幾何的影響なら矯正可能であるが、角膜頂点からの半径方向距離が増大するに従って測定値にたいする影響が次第に大きくなる。治療プロフィルの精度を高めるには、下記のように湾曲形状に対する補正を行えばよい：
１．基準平面における各測定点で波面傾斜を計算する。
２．角膜が公称曲率半径（〜７．５ｍｍ）を有すると想定する。
３．基準平面で測定された波面傾斜を、公称湾曲角膜に投影する。上記基準平面の位置bにおいて或る傾斜を有するように波面を測定する。全く数学的な処理によって、光線が角膜から射出する点aを算出する。
４．算出された角膜位置において測定された傾斜に基づいて波面を再構成する。この波面をアブレーションプロフィルの決定に利用する。

上述のように、波面測定に際しては、患者を装置３００に対して正しく位置決めする。測定すべき眼球１２０は正しい位置にあって、適正な方向を向く。眼球位置決めの許容誤差分析に基づき、本発明のこの実施例装置３００は下記のような患者位置情報を提供する：
被検眼球は＋／−１ｍｍの精度で装置の長手方向(z)軸に沿った正しい位置を占めることができる。
被検眼球を＋／−１ｍｍの精度で装置に対して側方に（即ち、ｘ−ｙ方向に）正しく位置させることができる。
被検眼球を＋／−０．５°の精度で装置に対して斜めに（即ち、視線と装置光軸とが角度を形成するように）正しく位置させることができる。
＋／−１°の精度でスクリーン上の網線を角膜縁の外側に配した一連のマークと整列させることによって、装置に対する眼球の回転方向（即ち、zを中心とする回転方向）を記録することができる。

患者の位置決めが完了したら、波面感知技術によって眼球を有効に検査することができる。ことができる。実施例の装置は、予想される屈折率誤差範囲にわたって眼球を測定するのに充分なダイナミックレンジを有する。しかも、この装置は複雑な収差を検出し、アブレーション治療の基礎となるのに充分な精度でこの収差を検出する。

下記のリストは、例えば、本発明の装置によって得られる臨床波面測定に関する範囲および精度パラメータを示す。但し、このリストは説明のためのものであって、本発明の範囲を制限するものではない。
１．球面屈折度は＋６〜−１５ジオプターの範囲で、円柱屈折度は０〜−６ジオプターの範囲で、波面を測定できる。
２．コマおよび球面収差を測定できる。
３．８ｍｍ径までの瞳孔ゾーンにおいて屈折誤差を測定できる。
４．空気中０．０４２μｍＲＭＳまでの精度範囲内で屈折誤差をそくていできる。

ショットパターンの計算はＬＡＤＡＲＶｉｓｉｏｎ（登録商標名）によって行う。上記のように算出されるゼルニケ係数が、他のすべての測定および患者情報と共にＬＡＤＡＲＶｉｓｉｏｎ（登録商標名）に組み込まれ、ＬＡＤＡＲＶｉｓｉｏｎ（登録商標名）システムパラメータと併用されて、ショットの最適数および最適位置が算出される。

治療レーザスポットパターンの算出を目的とする本発明の１つの実施例は、角膜表面上のアブレーション有効性分布を含む。この実施例は手術後の収差を極力小さくするように、屈折手術アブレーションプロフィルを最適化する。１つの治療プロフィルでは、手術前収差の情報を上回る情報を考慮に入れる。波面測定装置の使用が従来のエクシマーアブレーションプロフィルに関する知見を広げたことはいうまでもない。レーザ手術の前後に複数の患者を分析した結果、レーザアブレーション効果が半径方向に対称的に減衰するというモデルが得られた。本発明の１つの実施例はこの減衰関数に対処する。図２６Ａおよび２６Ｂに示すように、レーザアブレーションを利用して意図した角膜奥部の変化と、達成された変化との間には相違がある。図２６Ａは近視眼球に対する手術の目標プロフィルと達成プロフィルを示し、図２６Ｂは遠視眼球に対する手術の目標プロフィルと達成プロフィルを示す。図２６Ａおよび２６Ｂのアブレーション深度と標準化ラジアルプロフィルとの関係グラフは複数の手術の分析結果を表している。ラジアル位置とは無関係な一定の減衰が観察された。この減衰がゼロの例もある。また、減衰関数は半径方向に対称であることも判明した。この関数は下記等式で表すことができる：
アブレーション効率（ρ）＝Ａ｛１＋Ｂρ²＋Ｃρ²｝
但し、ρは標準化ラジアル位置であり、Ａ，Ｂ、およびＣは減衰関数を表す係数である。減衰関数は、例えば、図２６Ｃのグラフで表すことができる。そこで、本発明の実施例では、従来知られていなかった効率または減衰関数を取り入れて、所期の成果が得られるように治療プロフィルを変更する。例えば、角膜奥部における所要の変化（例えば、公称アブレーションプロフィル）を減衰関数で除算することによって達成できる。即ち、新しいプロフィルが得られ、アブレーションを行った結果、所要のプロフィルが得られることになる。１つのアプローチとして、アブレーションプロフィルを表す上述のゼルニケ多項式を算出し、これを減衰関数で除算することにより、アブレーションレーザシステムと併用すべきアブレーションプロフィルを表す変更ゼルニケ多項式を算出する。例えば、Ｐ_DESIREDが所期の角膜奥部変化（即ち、達成アブレーションプロフィル）、Ｐ_INPUTがアブレーションレーザシステムに入力すべきプロフィルをそれぞれ表すとして、Ｐ_INPUTは下記のように定義することができる：
Ｐ_INPUT（ρ、θ）＝Ｐ_DESIRED÷Ａ｛１＋Ｂρ²＋Ｃρ⁴｝

図６において、波面アナライザ２６からの出力、例えば、等式（１９）のゼルニケ拡張は種々の方法で利用することができる。例えば、眼科治療の経過または効果を連続的または周期的にモニタするのにこの出力を利用することができ、これをｅ−メールなどを介して伝送したり、ディスクに記憶させたりすることができる。また、眼球の測定およびこれに基づく手術は同じ場所で行わなくてもよい。出力は眼球１２０の光学的矯正法の開発にも利用できる。光学的矯正により、収差のある波面１３０がほぼ平坦な波面１１０の様相を呈する。既に述べたように、光学的矯正は種々の形で行うことができる。いずれの場合にも、波面アナライザ２６の出力がプロセッサ９０に入力され、プロッセサは等式（１９）のゼルニケ拡張を光学的矯正の実行に適した形に変換する。あるいはまた、図６に関連して上述したように、プロセッサ９０を波面アナライザ２６のプロセッサ４０で兼ねてもよい。

等式（１９）の拡張からあらかじめ選択されたゼルニケ係数とプロセッサ９０とを併用することによって、レンズグラインダ９２のための標準球・円柱矯正値を求め、光学レンズ、例えば、めがねレンズ、コンタクトレンズなどを製造することができる。

本発明の１つの実施例では、プロセッサ９０は、角膜１２６の屈折率−空気の屈折率、即ち、１によって、収差のある波面１３０のゼルニケ再構成に手を加え、角膜１２６のそれぞれ対応の位置（ｘ，ｙ）でアブレーション手術すべき角膜質の量を計算する。角膜質の量に関するこの情報を、典型的にはアイトラッキング能力を有するレーザビーム発射システム９４と併用することができる。アイトラッカーを含むレーザビーム発射システム９４は、図７に示すように、装置１１の光軸と整列するように配置する。アイトラッカー部の作用下に装置１１は不要な眼球運動に応答することができる。システム９４は典型的にはアブレーション用レーザ光のショートパルスまたは「ショット」を角膜１２６に集束させて各位置における角膜質を所定厚さｔだけ切除する。これを略示するのが図８であり、角膜１２６の未矯正面を１２６Ａ，アブレーション後の矯正済みの面を１２６Ｂでそれぞれ示した。本発明では、アブレーション厚さｔは測定される角膜の孔、例えば、眼球測定中の瞳孔拡張に合わせた６ｍｍの孔における厚さである。所定の治療用円孔の外側に部分アブレーションされたテーパ過渡域を設けることによって角膜湾曲の極端な変化を極力防止し、退行を軽減することができる。レーザビーム発射システム９４は厚さｔを切除することによって光学的矯正を達成し、その結果、矯正された角膜表面１２６Ｂが得られる。なお、光学的矯正は究極的な角膜トポグラフィとは無関係であり、角膜質を切除することによって、眼球１２０のあらゆる視覚収差を考慮に入れた光学的矯正を達成する。視覚は角膜湾曲以外の多様な要因にも左右されるから、角膜表面の形状は矯正値とは関係ない場合もあるだけに、このことは重要である。従って、最適視覚を保証する最善の角膜表面というものは存在せず、眼球の他の表面の誤差を補償できるということである。即ち、本発明はコンベンショナルな球および/円柱矯正とは異なる角膜表面矯正を提供するものである。

図１２との関連で説明したように、本発明の装置３００は第１および第２無焦点中継段３５８，３６０を含む。波面の範囲を広く取ることの有益性を保つため、屈折率誤差の大きい患者にも適応できるように波面センサ３５６のダイナミックレンジを広げる手段として、他方、波面傾斜データを記録するための、フォーマットの小さい低コストのカメラを組み込むことができる手段として、装置３００とは異なる態様の、図２７Ａに示す装置５００を提供する。

例えば、レンズアレイを図２７Ｂに示すように配置、構成してもよく、その場合、図１２の装置３００の一部は光軸３４２中に第１および第２無焦点段３５８，３６０を含み、波面センサ３５６は図６に関連して既に述べたように一定距離だけ互いに離間するマイクロレンズアレイおよびＣＣＤカメラから成る。無焦点中継段を通るこの光路はマイクロレンズアレイに、即ち、実際の波面センサ３５６の入射面に角膜平面５０２の像を結ぶ。この結像は単一の無焦点段によって達成できる。図１２に関連して述べたように、装置３００は挿入点としての中間結像平面と、トライアルレンズのためのホルダ４０８を含む。理論上は、第１結像面において光軸３４２に球面レンズを配置することで、焦点ずれした波面誤差を排除することができる。その結果として、装置３００のダイナミックレンジを広げることができるかもしれない。しかし、反復的に極めて高い精度で第１結像面にレンズを位置決めできる可動機構にトライアルレンズが接近する。従って、ダイナミックレンジに関して新たな手段を開発することが必要である。

これを達成するための１つの方法として、上記無焦点段３６０により、マイクロレンズアレイにおいて角膜平面像を拡大する。波面の拡大は波面傾斜を小さくするから、ＣＣＤ上の集束光スポットの変位が少なくなる。装置３００の第２無焦点段３６０と併用される倍率は約１．２であり、所要の屈折誤差をカバーするのに充分である。装置３００の使用範囲を広げるには１．５以上の倍率が望ましい。しかし、角膜平面を拡大するだけでは孔の大きい波面センサが必要になるという難点がある。即ち、レンズアレイもＣＣＤカメラも、拡大された平面部分をカバーできる大きい断面積を備えることが必要となる。このことはレンズアレイにとって大した問題ではない。しかし、大判のＣＣＤカメラは極めて高価であり、限られた数のメーカーからしか入手できない。

この問題を解決するため、図２７Ａに示すような改良装置５００を提供する。角膜平面５０２はこれを所定の量だけ拡大する無焦点段５０６を介して基準平面５０４に結像される。小レンズアレイ４１２を基準平面５０４に配置する。眼球１２０からの光線の集束スポットが小レンズアレイ焦点面５０４に形成される。ＣＣＤ検出器を基準平面５０４に対面させるのではなく、光学素子列５０８を挿入することによって、ＣＣＤ検出器が対面している別の平面、即ち、最終結像面５１０にアレイ焦点面４１３を結像させる。図１２および２７Ｂに関連して述べた無焦点中継段３５８，３６０は必ずしも設ける必要はない。但し、最終結像面５１０におけるアレイ焦点面は拡大させる。これにより、波面センサにおける受光素子として小型の、比較的安価な、有効面積を備えたカメラを使用することが可能になる。倍率など、光学的構成の細部は、所与のカメラおよびレンズアレイ仕様で最大限の性能が得られるように調整することができる。

本発明の利点は多様である。眼の収差を測定するための完全に客観的なアプローチを提示する。このアプローチは広範囲の視覚異常に対して有効である。従って、本発明は広範囲の臨床目的に極めて有用である。例えば、算出されたゼルニケ係数を、完全に客観的なレンズ処方またはレーザアブレーションで達成可能な角膜矯正の開発に応用できる。さらにまた、いずれの波面センサ実施例も、波面偏向に関して公知技術よりもはるかに高い精度を可能にする。また、本発明のセンサは、センサの結像平面と光感セルのアレイ平面との間の離間距離を調節することによって、ゲインを簡単に調節することができる。

本発明の客観的測定は、「患者」がコンベンショナルな眼の診断において要求されるフィードバックを提供できないような種々の応用範囲に極めて有用である。例えば、本発明を利用して、幼児、動物、死亡状態の被検体、構成された光学系などのように明確なコミンュケーション能力のない患者の眼を評価するのに利用できる。なぜなら、本発明は「被検体」からの分析を必要としない客観的分析だからである。必要なのは眼に対する正しい光学的アクセスが得られるように被検体の眼を正しく位置決めすることだけである。

本発明は、ゼルニケ係数が個々の眼に固有であることが立証されれば、識別の領域にも応用されるであろう。また、本発明は積極的な識別が望ましい法の施行、クレジットカード/バンクセキュリティなどの分野に極めて有用であろう。

特定の実施例に基づいて本発明を以上に説明したが、当業者には明らかなように、多様な変更や改良を加えることができる。従って、後記する請求の範囲を逸脱しない限り、上述した以外の態様で本発明を実施することができる。

図１Ａは、網膜から光を平面状の波面として反射する、理想的な眼を示す概略図である。図１Ｂは、網膜から光を変形波面として反射する、収差を有する眼を示す概略図である。図１Ｃは、伝搬方向における横方向距離に応じた波面誤差または光路差を示すために、基準平面に対する歪曲波面を示す概略図である。図１Ｄは、基準平面の使用を示す概略図である。図２は、本発明の本質的な構成要件に従った、眼収差を検出するための装置を示す簡略化した概略図である。図３は、本発明において使用されたハルトマン−シャック波面アナライザの１つの実施例を示す概略図である。図４は、較正または平面状の波面と連携する波面部分との比較において、収差を有する眼と連携する波面部分の偏向を示す図３の実施例から、波面センサを形成する、ピンホール状の孔を有する結合プレートおよび平面状の光電性セルアレイの一部を示す斜視図である。図５は、対応孔と連携する平面状の光電性セルアレイ上の特定領域を示す平面図である。図６は、本発明において使用された波面アナライザの別の実施例を示す概略図である。図７は、眼に使用するのに適した本発明の実施例を示す概略図である。図８は、本発明による眼矯正手段としてアブレーションされる角膜質の厚さを示す角膜の側面図である。図９は、測定時の患者の位置決めを示す、本発明の１つの実施例の側方の立面図である。図１０は、図９の実施例を示す端面側の立面図である。図１１は、図９の実施例の患者の位置決め部分を示す拡大斜視図である。図１２は、図９の実施例の光学素子を示す平面図である。図１２Ａは、図１２の固視用ターゲット光路を示す図である。図１２Ｂは、図１２のビデオ画像光路を示す図である。図１２Ｃは、図１２のプローブレーザ光路を示す図である。図１２Ｄは、図１２の再射出波面光路を示す図である。図１２Ｅは、図１２の較正波面光路を示す図である。図１２Ｆは、本明細書中に記載された本発明の実施例とともに有益なトライアルレンズホルダを示す正面側の立面図である。図１２Ｇは、本明細書中に記載された本発明の実施例とともに有益なトライアルレンズホルダを示す平面図である。図１３は、図９の実施例の電気的な構成素子を示すブロックダイヤグラムである。図１４は、セントレーション像を示す眼の拡大像である。図１５は、本発明の１つの実施例に使用されたステップの実行可能なフローを示すブロックダイヤグラムである。前測定時の眼の整列を示す、眼の拡大像である。前測定時の眼の整列をチェックする様子を示す、目の拡大像である。図１８は、眼の調整パターンを示す線ダイヤグラムである。図１９は、拒絶されたＣＣＤ画像を示す図である。図２０は、セントロイドを含むＣＣＤ画像を示す図である。図２１は、セントロイドの拡大画像を示す図である。図２２は、測定された基準セントロイドの、オペレータが利用可能な画像を示す図である。図２３Ａは、本発明の１つの実施例において、操作可能な空間的なフィルタを示す図である。図２３Ｂは、図２０に関連して示したような画像を提供するためにフィルタリングを行う前のノイズを有するＣＣＤ画像を示す図である。図２４Ａは、本発明による波面再構築の３次元的なプロットである。図２４Ｂは、図２３に対応する、より高次の収差を示す図である。図２５は、波面測定における湾曲した角膜表面の幾何学的効果を示す図である。図２６Ａは、近視眼の手術のためのアブレーション深さプロフィルを示す図である。図２６Ｂは、遠視眼の手術のためのアブレーション深さプロフィルを示す図である。本発明の１つの実施例のためのアブレーション効率関数を示す図である。図２７Ａは、図１２の実施例を縮尺を変えた状態で示す模式線図である。図２７Ｂは、本発明の光学素子を示す模式線図である。

符号の説明

１０装置
２６波面アナライザ
２８波面センサ装置
３０胞球トラッカ
４０プロセッサ
４２位置決め装置

Claims

眼の視力欠陥を矯正するための光学的矯正装置（３００）において、該光学矯正装置が：
光学放射ビームを発生させるためのエネルギー源と；
ビームを眼（１２０）を通して案内するために、ビーム光路内に配置された集束光学素子であって、ビームが、眼から射出する放射の波面（１３０）として、眼の網膜から反射されて戻されるようになっている集束光学素子と；
平面波（１１０）と波面との間の光路差を検出するために、眼の角膜（１２６）から射出する波面光路内に配置された波面アナライザ（２６）と；
光学的矯正を行なうためのアブレーションプロフィールを提供するプロセッサ（４０，９０）と；を具備していて、
前記プロセッサ（４０，９０）が：
測定された光路差からアブレーションプロフィールを算出するための算出手段と；
湾曲した角膜形状のためにレーザアブレーションの有効性分布を補償するべく、半径方向に対称な減衰函数を前記算出されたアブレーションプロフィールに適用するための演算手段と；を備えており、
前記半径方向に対称な減衰函数が：
式Ａ｛１＋Ｂρ² ＋Ｃρ⁴ ｝（但し、ρは標準化ラジアル位置であり、Ａ，Ｂ、およびＣは減衰函数を表わす実験的に求められた係数）で表わされる、
眼の視力欠陥を矯正するための光学的矯正装置。
前記演算手段は、前記アブレーションプロフィールを前記減衰函数により除算するようになっている、請求項１に記載の光学的矯正装置。
前記プロセッサが、さらにアブレーションプロフィールを表わすゼルニケ多項式を算出する手段を備えていて、前記適用するための手段が前記ゼルニケ多項式を前記減衰函数で除算する手段を備えている、請求項１に記載の光学的矯正装置。