JP2015511147A - 比較による視力矯正シミュレータを備えた屈折計 - Google Patents

Abstract

視力検査用及び視力矯正モダリティのシミュレーション用の方法及び装置が開示され、方法は、患者によって観察される１つ又は複数の画像を生成すること、異なる量だけ各画像の波面を変調することと、異なる量だけ１つ又は複数の画像の他の光学属性を変更することとのうちの少なくとも一方を行なうこと、患者応答に基づいて好ましい画像を選択することを含む。装置は、患者によって観察される１つ又は複数の画像を生成するための装置と、異なる量だけ各画像の波面を変調することと、異なる量だけ１つ又は複数の画像の他の光学属性を変更することとのうちの少なくとも一方を行なうための装置と、患者応答に基づいて好ましい画像を選択するための装置とを含む。

Description

本発明は、異なる仕様を備えた視力矯正モダリティによって提供される視力の、単眼又は両眼用の患者対話型主観的視力検査及び比較シミュレーションに関する。

（特許文献１）に説明されているものなどのフォロプタレンズダイヤルは、現在使用されている最も一般的な視力検査装置である。フォロプタは、０．２５Ｄ又は０．１２５Ｄの増分で変化する固定球面及び円柱パワーのレンズのダイヤルで構成される。視力検査中に、フォロプタは、患者の目の前に配置され、選択されたレンズを通して患者が視力検査表上の文字を見ている間に、異なるレンズが、装置の観察開口部にダイヤルされる。各レンズ組み合わせで患者によって知覚された文字の鮮明度における増加又は減少に基づいて、検眼士は、視覚を矯正する球面及び円柱レンズの最良の組み合わせを反復的に決定し、次にこれらの値を、患者用に処方される眼鏡用の光学仕様として記録する。この情報はまた、コンタクトレンズ用の、及びＰＲＫ及びＬＡＳＩＫなどの幾つかのレーザ視力手術治療におけるレーザ切除プロファイル用の光学特性を指定するために用いられる。レーザ視力手術の場合に、レーザ治療は、目の合焦誤差を低減又は除去する角膜前部表面の曲率を変更する。当業者は、０．２５Ｄ又は０．１２５Ｄ分解能の増分において、ジオプトリックパワー「Ｄ」（＋１ジオプトリの光学パワーを備えたレンズは、平行光を１メートルで合焦させる）の単位で従来の眼鏡、コンタクトレンズ及びレーザ視力手術用の処方を書く。

当該技術分野における臨床医は、フォロプタを用いる視力検査方法が、とりわけ、その固定パワー球面及び円柱レンズにおけるパワーの差（典型的に０．１２５又は０．２５Ｄ）によって制限される測定分解能、即ち球面収差、コマ、トレフォイル及び他の収差などの高次収差を測定できないことと、前の画像を現在の画像と比較する場合に、前の画像がどのように見えたかを患者が思い出したいという要求と、器具の遠近調節誤差を引き起こす可能性がある、かさばった光学装置の患者のすぐ近くへの配置と、を含む欠点を有することを知っている。

固定された頭の位置を維持しながら、フォロプタの小さい開口部を通して白い視力検査表上の黒文字を凝視するプロセスは、患者の日々の視作業を再現しない不自然な状態である。更に、フォトクロミック、反射防止及び他の上質なレンズコーティングなど、屈折特性以外の矯正モダリティの光学属性は、フォロプタ及び類似の先行技術の方法を用いては実証することができない。従って、従来のフォロプタ及び視力検査表を用いた視力検査及び視力矯正モダリティの仕様は、周知の欠点及び限界を有する。

（特許文献２）において、ウィリアムズ（Ｗｉｌｌｉａｍｓ）は、網膜の反射点光源画像から光を分析するハートマン−シャック（Ｈａｒｔｍａｎｎ−Ｓｃｈａｃｋ）方法を用いることによって、生体眼の波面収差を決定するための波面センサを開示した。ウィリアムズの開示以来、対話型の患者フィードバックを組み込まない客観的な収差測定に基づいて、視力を測定して矯正モダリティを考案するための方法及び装置用に多数の米国特許が付与された。

（特許文献３）及び（特許文献４）において、発明者らは、ハートマン−シャック装置などの客観的な収差計に基づいた視力矯正モダリティを指定する視力測定の欠点を開示し、且つ（特許文献３）及び（特許文献４）に定義されているような神経−視覚波面に基づいた新しい視力測定基準を教示している。

矯正モダリティ用の光学仕様を作成するために用いられる視力測定基準にかかわらず、医師及び患者は、モダリティが処方される前に、この仕様の画像形成特性を患者に示すこと又はシミュレートすることが望ましいことが分かる。このシミュレーションを実行するために、画像の波面を同じ程度に変調することが必要である。何故なら、それは、特定の光学仕様を備えた矯正モダリティによって変調され、次に画像を患者の網膜上に投射し、且つ画像の質に関する患者からの主観的なフィードバックを得るからである。幾つかの先行技術の開示が、矯正モダリティをシミュレートするかかる方法を教示する。

ツァイス／メディテック（Ｚｅｉｓｓ／Ｍｅｄｉｔｅｃ）に付与された（特許文献５）及び（特許文献６）において、患者の目によって観察される単一の画像を生成するための、適応光学又は類似の手段によってその画像の波面を変調するための、且つ画像が歪められているか又は明瞭である程度を患者が評価するために画像を網膜上に投射するための装置及び方法が開示される。ツァイスの開示は、異なる波面変調によって生成される画像の歪度が、患者によって連続的に比較されることを教示する。画像波面の異なる変調によって引き起こされるこれらの画像の歪みを主観的に評価し比較することによって、最も鮮明な画像を提供する波面変調に、反復的に連続して到達する。ツァイスの開示で教示される方法は、ツァイスの開示が、適応光学システムを備えた、高次収差を含む画像の波面を変調する手段を教示するのに対して、フォロプタが、球面及び円柱変化に限定される変調を画像の波面に与えることに限定される点を除いて、上記のフォロプタを用いた主観的な屈折の反復方法に似ている。選択された最終波面変調は、ツァイスの開示に従って、視力矯正モダリティの仕様のための基礎として用いることができる。

ツァイスの開示の欠点の１つは、単眼観察条件下のみでの画像を投射するための方法及び装置が教示されているということである。正常な人間の視力が本来両眼であること、並びに片目による画像の観察が、患者の他眼の合焦特性、及び網膜と脳における高次視覚路の作用を介して意識のある患者によって知覚される画像の両方に影響する可能性があることが、当業者に周知である。

ジョンソンエンドジョンソン（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ）に付与された（特許文献７）において、主観的な評価のために、変調された波面を備えた画像を患者の網膜上に提示する方法が説明され、その方法では、画像変調は、シャック−ハートマン又は類似の客観的な収差測定装置によってなされた目の波面測定に基づいている。次に、客観的に測定された収差は、ツァイスによって説明される装置に似ている適切な適応光学装置によって、網膜上に投射される画像の波面を変調するために用いられる。ジョンソンエンドジョンソンの開示は、画像の変調された波面を網膜上に投射する両眼の方法を使用し、それによって、ツァイスの開示に固有の単眼の限界を克服することを教示する。

アルタル（Ａｒｔａｌ）は、（特許文献８）において、デジタル位相制御技術を組み込んだ主観的視力検査用のフォロプタ装置を開示した。アルタルの開示において、次のように説明されている。

従って、それは、デジタル位相制御に基づいた技術を用いた電気−光学フォロプタである。従って、本発明はまた、波面エンジニアリングと識別され得るものを組み込む方法を指す。本発明は、同様に、任意の光学素子による視力シミュレーションを可能にする。従って、それは、いわゆる視覚シミュレータに関する。特に、その器具は、眼科素子の屈折又はシミュレーションの測定中に３次元で患者によって知覚されるシーンを生成する可能性を有し、前述の全ては、電気−光学方法による。本発明は、被験者の視覚品質及びその視力の限界主観的な測定に関し、全て両眼で行われる。

アルタルの開示は、先行技術のフォロプタが提供できなかった高次収差を伴う画像の波面を修正する能力を含む矯正モダリティによって提供される視力をシミュレートする手段を教示した。ジョンソンエンドジョンソンの開示と異なり、アルタルの装置は、眼科波面の測定値を得るために客観的な収差計の使用に必要としなかった。むしろ、それは、網膜へ導かれ、その後画質に関する患者の主観的な評価が続く画像波面を変調する位相変調器を用いた。ツァイスの開示と異なり、アルタルの装置は、両眼の検査に備えていた。

フォロプタにおいて、類似の先行技術の方法において、並びにツァイス、ジョンソンエンドジョンソン及びアルタルによる開示において、装置の矯正レンズは、患者の目のすぐ近くに配置されることを必要とする。かかる接近した位置が、次の著しい欠点、とりわけ、器具の遠近調節誤差を引き起こす傾向と、患者の視野の低減と、自然な観察条件下で、視力測定値を取得するための、又は特定の仕様の視力矯正モダリティをシミュレートすることの不能性と、を含む著しい欠点を有することが、当業者に周知である。

（特許文献９）において、ハンフリー（Ｈｕｍｐｈｒｅｙ）は、患者とオペレータとの間に置かれたキャビネットに遠隔にレンズが配置されたハンフリー視力分析器（Ｈｕｍｐｈｒｅｙ Ｖｉｓｉｏｎ Ａｎａｌｙｚｅｒ）（「ＨＶＡ」）として周知の主観的な両眼の視力検査器具を説明した。アルバレス（Ａｌｖａｒｅｚ）の調整可能な球面及び円柱レンズが、装置において使用され、それらのレンズは、患者の約３メートル前に置かれた凹面フィールド・ミラーによって、患者の目の近くの適切な平面に結像（又は光学的に中継）された。ハンフリーは、この配置を「ファントムレンズアーキテクチャ」と呼び、それにより、矯正レンズを保持するかさばる器具を患者の近くに配置する必要性が排除された。ＨＶＡフィールド・ミラーにおける画像を観察する場合に、それは、まるで目に見えない「ファントム」矯正レンズが、患者の目の前に配置されたかのように患者には見え、且つそれは、上記で列挙したフォロプタ、ツァイス、ジョンソンエンドジョンソン、及びアルタルの開示を含む先行技術の検査装置に固有な共通の誤差源である器具の遠近調節の誘導のない自然な観察条件下で、視力検査を行えるようにした。

ハンフリーの開示は、先行技術の方法に固有な、患者のすぐ近くに矯正レンズを配置するという欠点を解決したが、ＨＶＡのジオプトリック分解能は、フォロプタの分解能にすぎなかった。何故なら、その装置の調整可能なレンズが、０．１２５Ｄの最大測定分解能で眼科処方をエミュレートするために使用されたからである。ＨＶＡは、高次収差又は神経−視覚波面誤差など、球面及び円柱以外の屈折測定基準を得るために必要な光学コンポーネントを欠いていた。ＨＶＡは、矯正するのが難しい収差及び非点収差を引き起こすフィールド・ミラーを用い、それは、非点収差パワーを設定する複雑な方法を必要とし、且つそれは、患者への医師の接近及び医師の検査器具使用を妨げる、かさばるデスクを患者と医師との間の間に置いた。

（特許文献９）に関するこれらの限界及び他の限界を克服するために、視力検査用の新規の方法及び装置が、「遠隔波面発生器を備えた屈折計（Ａ ＲＥＦＲＡＣＴＯＭＥＴＥＲ ＷＩＴＨ Ａ ＲＥＭＯＴＥ ＷＡＶＥＦＲＯＮＴ ＧＥＮＥＲＡＴＯＲ）」という名称の（特許文献１０）に開示され、（特許文献１０）は、その全体が本明細書に添付されているかのように、参考文献として含まれる。（特許文献１０）は、先行技術の球面及び円柱分解能（一般に０．１２５又は０．２５Ｄに制限される）より大きい球面及び円柱分解能に画像の波面を変調できる波面発生器を開示し、その波面発生器はまた、球面収差、コマなどの高次収差を封じるために画像の波面を変調することができる。（特許文献１０）の開示はまた、ハンフリー方法に固有の望ましくない非点収差及び高次収差の誘導なしに、患者の目における又はその近くの平面に波面発生器を遠隔に中継する器具を教示した。それは、先行技術の装置によって要求される拘束装置の必要なしに、測定精度を改善する、且つ検査中に患者の通常の頭及び目の動きを可能にする視標追跡装置の使用を更に教示した。（特許文献１０）の開示はまた、はるかに小さな器具設置面積、及び医師が患者と直接対話し且つ医師の検査器具を用いることができる能力（（特許文献９）が欠いている特徴）を備えた装置に対する新規の構成を教示した。

（特許文献１０）の開示が、先行技術の（特許文献９）の開示及び他の先行技術の視力検査方法に勝る実質的な改善であった一方で、球面−円柱及び／又は高次波面変調における小さな差を検出する患者の能力が、患者による同時比較のために、異なる変調を自らの波面に有する２つ以上の画像をほぼ同時に投射することによって向上されたことが、患者の検査中に発見された。従って、（特許文献１０）の開示は、患者が画像をほぼ同時に且つ任意選択的に並べて比較できるように修正された場合に、改善可能であることが発見された。かかる同時比較能力は、従来のフォロプタ、並びに上記のツァイス、ジョンソンエンドジョンソン及びアルタルの先行技術視力シミュレーション方法では欠けている。これらの先行技術の方法のいずれかを用いる視力検査を受ける患者は、前の画像を現在の画像と比較するために、前の画像がどのように見えたかを「思い出さ」なければならない。画像が同時にではなく連続して観察される場合に、患者は、画質における微妙な差を識別することが非常に難しいと感じることが多く、従って、これらの先行技術の方法を用いる矯正モダリティの視力測定及びシミュレーションの結果は、固有の限界を有する。

ビーセルズ（Ｂｉｅｓｓｅｌｓ）に付与された（特許文献１１）において、各画像が異なる球面又は円柱パワーの矯正レンズを通過した後で、患者が、単一の物体によって形成された２つの同一画像を比較できるようにする光学装置が開示された。画像を２倍にし、且つ分離した光学装置を使用することによって、ビーセルズの開示は、患者が、２つの画像を同時に並べて比較し、且つ最も明瞭な画像を選択できるようにした。ビーセルズ開示は、画像が網膜の中心小窩領域又は約６０ミリラジアンの角度分離内に残るように画像の分離を最小化することが、画質における差を検出する最大能力を患者に提供することを教示した。

ビーセルズが、異なるパワーの球面及び円柱レンズを画像経路に配置することを教示したので、装置は、画像の波面の球面及び円柱変調においてのみ異なる比較画像を生成することに限定された。（特許文献１１）の開示の別の欠点は、それが、上記で列挙された他の先行技術のように、患者の目のすぐ近くに配置されなければならず、それによって、器具遠近調節及び不正確な測定を潜在的に引き起こすことだった。これらの理由で、ビーセルズ方法の使用は、本出願人の（特許文献１０）の開示に組み込むには適切でなかった。

アガーワラ（Ａｇｇａｒｗａｌａ）に付与された（特許文献１２）は、同一の物体に対して２つの光チャンネルを組み込んだ、２つの画像を並べて比較するための方法及び装置であって、バダル（Ｂａｄａｌ）光スライドの使用によって波面が独立して球面的に変調され得る画像を生成する方法及び装置を教示した。その開示は、患者が２つの画像のうちのより明瞭な画像を選択するための手段を教示し、次にこの選択は、次の並列した比較検査をもたらすために、装置の光学系を調整するために用いられた。反転が発生した場合には、単一の経線における屈折測定が記録された。目の２つ以上の経線を測定することによって、球面−円柱条件に限定された主観的な顕性屈折を決定することが可能である。アガーワラの開示は、一度に目の１つの経線を検査することに限定され、それは、球面及び円柱を超えた高次収差を伴う画像の波面を変調するための対策を提供せず、それは、患者のすぐ近くに配置され、且つそれは、測定分解能を決定するために、予測される被写界深度の計算を必要とした。これらの欠点のために、アガーワラによって教示された画像比較方法の使用は、本出願人の（特許文献１０）の発明における使用には適していない。

米国特許第４，５２３，８２２号明細書 米国特許第５，７７７，７１９号明細書 米国特許第７，７０３，９１９Ｂ２号明細書 米国特許第７，９２６，９４４Ｂ号明細書 米国特許第６，７２２，７６７号明細書 米国特許第６，９９７，５５５号明細書 米国特許第６，８２７，４４２Ｂ２号明細書 欧州特許出願公開第２４７１４４０Ａ１号明細書 米国特許第３，８７４，７７４号明細書 同時継続米国特許出願第１３／７３８，６４４号明細書 米国特許第３，２４０，５４８号明細書 米国特許第７，９６３，６５４号明細書

本出願人の開示が、発明の新規の特徴を提供し、且つ上記で言及された先行技術の限界及び欠点を克服することが、後に続く説明から明らかになろう。本出願人の開示は、視力検査のための、且つ視力矯正モダリティからもたらされる視力をシミュレートするための新しい改善された方法及び装置をアイケア専門家に提供する。本発明は、異なる光学仕様を備えた矯正製品によって形成されるであろう画像を患者が事実上同時に比較できるようにする。

本出願人の発明は、波面変調以外の矯正モダリティの光学属性が、事実上同時に且つ任意選択的に並べて患者に効果的に示されるか又はシミュレートされ得るようにすることがまた、以下の説明から明らかになろう。これらの他の光学属性は、当業者によってアベー（Ａｂｂｅｙ）数として周知のレンズ材料の分散特性に起因する矯正レンズの光学品質を含む。シミュレートされ比較され得る他の光学属性は、これらの属性を欠く製品によって生成された画像と比較して、反射防止、フォトクロミック及び他の上質な眼鏡レンズコーティングによって生成された画像を含む。高屈折率を備えたレンズ対低屈折率を備えたレンズによって生成された画像の差もまた、シミュレートすることができる。これらや他の光学属性を有する矯正レンズが、現在ますます利用可能となっているが、しかし列挙された先行技術の視力検査方法は、これらの属性の利益及びこれらの属性が提供する視力の質を実証する手段を提供しない。これらの欠点及び他の欠点は、患者の個別の必要性を最も良く満たす視力矯正製品用の仕様を患者が事前に見て、比較し、選択できるようにする、本明細書で教示されるような本出願人の新規の装置及び方法で解決される。

患者によって観察される複数の画像を生成すること、別の画像と異なる量だけ１つ又は複数の画像の波面を変調し、且つ／又は別の画像と異なる量だけ画像の波面以外の光学属性を変更すること、及び患者応答に基づいて好ましい画像を選択することのための視力検査方法が開示される。

患者が検査椅子に座っている装置の概略側面図である。 患者椅子及び後部タワーの斜視図である。 調整可能なレンズが除去された、右目及び左目用の波面発生器の部分上面図である。 調整可能なレンズが適所にある、右目用の波面発生器の部分詳細図である。 図４に示されている調整可能なレンズ素子の同一性を列挙する表である。 システムコンピュータの入力及び出力のブロック図である。 右目用の２つの波面発生器を示す装置の概略側面図である。 ビューポート・ミラー及び波面発生器における患者の視野の斜視図である。 患者の右目によって観察される画像を生成する際にアクティブであるビューポート・ミラー、画像生成器及び波面発生器における患者の視野の斜視図である。 両眼観察条件下で患者の左目及び右目によって観察される画像を生成する際にアクティブであるビューポート・ミラー、画像生成器及び波面発生器における患者の視野の斜視図である。 患者及び近くの観察装置の斜視図である。 ビューポート・ミラー、近くの観察装置、及びそれらにおいて形成される画像における患者の視野である。

一般に、本装置は、８インチ（２０．３２センチメートル）×１０インチ（２５．４センチメートル）の典型的な非限定的寸法を備えた、アイケア専門家の検査レーンに配置されるように意図されている。図１及び２に示されているように、装置は、タワー１、検査椅子２Ａ、反射フィールド・ミラー４及び１つ又は複数の任意選択のカメラ４Ａを収容するビューポート３、並びにオペレータ制御端末５からなる。装置で視力検査を受ける患者１Ａは、ボックス９によって示された望ましい検査位置内に患者の目を配置するように調整される検査椅子席８に座る。画像が、光学トレー１０における波面発生器１０Ａ又は他の手段によって生成され、且つビューポート３のフィールド・ミラー４に転送され、そこで画像は、望ましい検査位置９内に位置する患者の目へ反射される。患者の背後で、リヤキャビネット１は、コンピュータ、電源、及び光学トレー１０に位置する波面発生器を制御する他の専用エレクトロニクスを収容する。光学トレーから投射された画像は、フィールド・ミラー４によって反射され、患者によって観察される。

図２は、垂直タワー１に隣接して前方に位置する検査椅子２Ａの斜視図を示し、検査椅子２Ａは、椅子における患者の動作がタワーにおける光学コンポーネントから分離されるように、優先してタワー１から機械的に分離される。検査椅子は、座席部８を有し、その位置は、システムコンピュータに応答するようにできる、椅子１１の基部に位置するモータ手段を介して調整可能である。背もたれは、手動によって、又はシステムコンピュータに応答するようにされた自動手段によって調整可能なヘッドレスト１２を有する。検査中に患者を安定させる際の助けとなるように、任意選択の安全枕（図示せず）が、光学トレー１０の下側から配置されても良い。

検査椅子は、ひじ掛け１３を有し、ひじ掛け１３のそれぞれは、患者入力手段１５を支持するためのプラットホーム１４を有する。一実施形態において、入力手段は、検査中にシステムコンピュータに入力を供給するために患者が回転させるか、平行移動させるか、又は押し下げても良い回転式触覚ダイヤルである。適切な触覚コントローラが、カリフォルニア州９５１３１サンノゼ（Ｓａｎ Ｊｏｓｅ）のイマージョン・テクノロジーズ（Ｉｍｍｅｒｓｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）によって製造され、かかるコントローラは、検査中に患者がシステムに直観的な入力を供給することに特に適している。マウス、ジョイスティック、回転つまみ、タッチセンシティブスクリーン、音声、及び他の制御手段などの多数の他の入力装置が周知であり、それらのいずれも、本装置で用いるための代替実施形態として使用されても良い。

図３は、調整可能なレンズ及び付属レンズが除去された、右目１８及び左目１９用の波面発生器の上面図を示す。右目用２０及び左目用２１の表示手段が、画像を生成する。１つの適切な画像生成手段が、ワシントン州ベルヴュー（Ｂｅｌｌｅｖｕｅ）のエマジン・カンパニー（Ｅｍａｇｉｎ ｃｏｍｐａｎｙ，ｃｏｍｐａｎｙ）によって製造されたモデルＳＸＧＡ ＯＬＥＤ−ＸＬ（商標）である。ＬＥＤ、ＯＬＥＤ、ＤＬＰ、ＣＲＴ及び他の手段を含む多数の他の画像生成手段及びモダリティが、当該技術分野において周知であり、それらのいずれか又は全てが、本装置で用いるための代替実施形態用に適している場合がある。

２０及び２１によって生成された画像は、コリメートレンズ２２及び２３を通過する。次に、画像のコリメートされた光は、図４に詳細に示され、以下で説明される調整可能なアルバレスレンズ素子及び付属レンズ素子のスタックを横断し、横断した光は、右目用のビーム反射ミラー２４及び２６によって、且つ左目用のビーム反射ミラー２５及び２７によって転送され、次に光は、フィールド・ミラー２９の方へ導かれる。レンズ２４、２５、２６及び２７の位置及び角度は、フィールド・ミラーにビームを導くために、且つ左及び右ビーム経路間の間隔を患者の瞳孔間距離２８の間隔に適合させるために、システムコンピュータに応答するようにされる。装置用の適切で調整可能なレンズが、米国特許第３，３０５，２９４号明細書においてアルバレスによって説明されているレンズである。これらのレンズは、レンズ素子のペアからなり、そのそれぞれは、３次多項式によって示され得る表面形状を有し、各素子は、その相手素子のミラー画像である。レンズ素子が、素子の光学軸に垂直な方向において、互いに対して平行移動させられるので、それらレンズ素子を通過する画像に与えられる光学パワーは、平行移動量に応じて変化する。レンズは、周囲フレームに取り付けられ、周囲フレームは、それらのレンズ素子の移動がシステムコンピュータに応答するように、動作手段（図示せず）によって平行移動される。画像の波面は、波面が各レンズ素子を通過するときに変更される。画像が、波面発生器の最後の光学素子を出るときに与えられる総変更は、本明細書において、画像波面の変調と呼ばれる。かかる変調はまた、当業者に周知の他の適切な光学手段によって達成することができる。

アルバレスレンズ素子の形状を画定する式の係数は、例えば、ゼマックス（ＺｅＭａｘ）（レイディアント ゼマックスＬＬＣ（Ｒａｄｉａｎｔ ＺＥＭＡＸ ＬＬＣ）、米国ワシントン州９８００４−８０１７ベルヴュー、スイート２０２、１１２ｔｈアヴェニュー ＮＥ、３００１）などの適切な光学設計ソフトウェアを用いることによって、それらのレンズ性能を改善するように最適化され得ることが、当業者には周知である。レンズの性能を改善するための、調整可能なレンズのかかる修正は、本開示の範囲内で完全に想定される。

画像の波面を変調するために波面発生器において使用され得る他のタイプの調整可能なレンズ及びミラーが、当該技術分野において周知であり、それらは、本発明の範囲内であると考えられる。ニュージャージ州０８００−１３８０バリントン（Ｂａｒｒｉｎｇｔｏｎ）、イーストグロスターパイク（Ｅａｓｔ Ｇｌｏｕｃｅｓｔｅｒ Ｐｉｋｅ）１０１のエドマンズ・オプティックス（Ｅｄｍｕｎｄｓ Ｏｐｔｉｃｓ）によって製造されるものなど、コンピュータに応答するようにされ得る可変ミラーが周知である。一代替実施形態として、上記の調整可能なアルバレスレンズは、固定レンズによって、１つ又は複数の可変ミラーによって、又は固定レンズ、可変ミラー及びアルバレスレンズの任意の組み合わせによって、取り替えられても良く、且つ本開示の範囲内に留まり得る。別の代替実施形態において、ラック又は他の機構に配置された１つ又は複数の別個のレンズが、画像の波面を変調するために代用されても良い。

図４は、表示手段２０によって生成される画像の波面を修正するために使用される調整可能なアルバレスレンズペア及び付属レンズペア２９−４５を示す、右目用の波面発生器のより詳細な図を示す。これらのレンズの同一性は、図５に示されている。

好ましい一実施形態において、アルバレスのレンズ素子の線形分離と、画像の波面の球面変調との間の関係は、２．１ｍｍ＝１Ｄであると分かり、且つアルバレスレンズ素子の線形分離及び画像の波面の円柱変調に対しては、１．８ｍｍ＝１Ｄであると分かった。

（レニショー（Ｒｅｎｉｓｈａｗ）のエンコーダ読み取りヘッドＴ１００１１５Ａ及びエンコーダスケールＡ−９４２０−０００６Ｍによって提供されるものなど）適切な磁気又は光学位置エンコーダが、レンズ素子２９−４５の底部に配置されても良く、信号が、レンズ素子の位置を決定する際に使用するためにシステムコンピュータに送信されても良い。かかる手段は、較正のために又は連続動作目的のために使用されても良い。

一般に、図５に列挙された光学素子が、−２０Ｄ〜＋２０Ｄの球面−円柱方式及び最大８Ｄ又は８Ｄを超える非点収差補正における全領域の波面変調を提供するために画像の波面を変調するように選択されることが想定される。装置はまた、０．００５Ｄ〜２０Ｄ増分の範囲でオペレータが望む任意の増分で、連続的に調整可能な球面−円柱波面変調を提供することができる。可変分解能のこの連続的に調整可能な波面変調は、先行技術のＨＶＡ、フォロプタ及び他の先行技術に勝る改善である。何故なら、高分解能ステップ（例えば０．０１Ｄ）が、最適な視力を達成し、且つ０．１２５Ｄ及び０．２５Ｄの分解能に制限される従来の眼科眼鏡処方よりはるかに高い分解能で矯正アイウエア用の仕様を作成するために、非常に微細な波面変調を提供するように選択できるからである。本発明の特徴を提供することによって、本装置は、新世代の眼鏡レンズ製造技術が今や正確に生成できる分解能まで、矯正アイウエア用の仕様を規定することができる。かかる可変分解能はまた、弱視の患者の視力検査を促進するために、弱視の患者を検査するなどの或る状況において、オペレータが装置を低分解能ステップ（例えば１．０Ｄ）に設定するために有用である。

画像の波面の球面及び円柱成分の変調に加えて、本明細書で説明される波面発生器は、レンズ素子３１及び３２の動きを指示することによる球面収差、及びレンズ素子３３及び３４の動きを指示することによるコマ収差などの高次収差の補正を達成するために、波面を変調することができる。一代替実施形態として、波面発生器は、画像の波面の球面及び非点収差誤差を変調するために固定及び調整可能なレンズ素子を、且つ高次収差を変調するために可変ミラー素子利用しても良い。

球面、円柱、高次方式で波面を変調することに加えて、画像の波面以外の画像の光学属性が、付属レンズ素子４１−４５の使用を介して提供されても良い。例えば、眼鏡レンズに追加される水平偏光フィルタの画像効果をエミュレートするために、同様の偏光フィルタが、付属レンズチャンネル４１−４５の１つに導入されても良い。同様に、反射防止レンズコーティングの光学効果を実証するために、適切な反射防止レンズコーティングプレートを、付属レンズ４１−４５に挿入することができる。

図１は、フィールド・ミラー４を収容するビューポート３の側面図を示す。好ましい一実施形態において、フィールド・ミラーは、形状が円形である。フィールド・ミラーは、約２．５Ｍの曲率半径及び１０インチ（２５．４センチメートル）〜２４インチ（６０．９６センチメートル）の直径を備えた球面の凹曲率を有する。かかるミラーは、望遠鏡用途において周知であり、適切なミラーが、ジョージア州３０２６３−７４２４ニューナン（Ｎｅｗｎａｎ）のスター・インスツルメンツ（Ｓｔａｒ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）から入手され得る。アリゾナ（Ａｒｉｚｏｎａ）のコンポジット・ミラーズ・アプリケーションズ（Ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ Ｍｉｒｒｏｒｓ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ）から入手可能なＣＦＲＰ（炭素繊維強化重合体（ｃａｒｂｏｎ ｆｉｂｅｒ ｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ ｐｏｌｙｍｅｒ））球面矩形ミラーなどの球面ミラー用の代替実施形態が周知である。

フィールド・ミラー用の代替実施形態は、非球面ミラー、トロイダルミラー、形状が非円形のミラー、及びプラノミラーの使用を含む。
好ましい一実施形態において、ミラーの曲率半径は、ミラーに対する患者の目（最適な検査位置９における）の眼鏡平面と、波面発生器の中心からフィールド・ミラーまでとの間の近似距離に対応する。球状凹面鏡の焦点距離の２倍の距離（又は曲率半径）に配置された実物体が、１の倍率又は単一倍率で物体の倒立実像を生成することが、当業者に周知である。この構成において、物体及び画像は、共役平面を占めると言われる。即ち、当業者に周知の、レンズ及びミラーの特性である。言い換えれば、物体及びその画像が、共役平面を占める場合に、物体平面における物体の光学特性は、まるで物理的な物体自体が画像平面に位置するかのように、画像平面において画像によって正確に再現されると言うことができる。物体が共役像平面に光学的に中継されたとも言うことができる。

米国特許第３，８７４，７７４号明細書の発明の特徴は、凹面鏡の光学中継特性が、物理的物体と同様に矯正光学レンズにも適用可能だという認識だった。具体的には、ハンフリーは、凹面フィールド・ミラーの曲率半径と等しい距離に位置する調整可能なアルバレスレンズの矯正パワーが、共役画像平面における凹面鏡から等距離の位置に有効に中継されるであろうということを認識した。患者の眼鏡平面が、フィールド・ミラーの曲率中心に位置し、且つ矯正調整可能レンズが、同じ距離に（ミラーに対してわずかに異なる角度においてではあるが）ある場合に、矯正調整可能レンズの特性は、患者の眼鏡平面に光学的に中継されることになろう。

「単一倍率」の条件で、又はその近くで装置を動作させること（即ち、矯正レンズ及び患者の眼鏡レンズが、曲率半径と等しい距離である、凹面の球面フィールド・ミラーからの距離に位置する場合に）が好ましい一実施形態であることが、当業者にはまた明らかであろう。しかしながら、非単一倍率で結像される調整可能なレンズからもたらされる有効レンズパワーの変化が、次の式によって補償され得ることが周知である。

Ｐｏ＝Ｐｃ（Ｍ）^２
Ｐｏが、患者の眼鏡平面におけるレンズの有効パワーである場合に、Ｐｃは、波面発生器における矯正レンズのパワーであり、Ｍは、Ｄｏ／Ｄｉによって与えられる倍率であり、Ｄｏは、矯正レンズとフィールド・ミラーとの間の距離であり、Ｄｉは、フィールド・ミラーと患者の目との間の距離である。この関係は、患者の目がフィールド・ミラー曲率半径に等しい距離ではなく、フィールド・ミラーからの距離にある場合に、Ｐｏを調整するために用いられても良い。

図１に示されているように、デスク５Ａが、コンピュータに制御入力を供給するために、且つ装置から表示を受信するためにオペレータによって使用されるディスプレイ端末５を支持するために設けられる。システムへのオペレータ入力は、従来のキーボード、マウス、又は検査中に装置を制御するための任意選択の触覚手段によって提供されても良い。これらの装置は、従来のケーブル、光ファイバ、又は無線手段を通してシステムコンピュータに接続される。音声及びジェスチャ入力などの他の入力手段が当業者に周知であり、これらや他の入力は、本開示の範囲内であると考えられる。

図６は、装置における異なるサブシステムへのシステムコンピュータ５０の入力及び出力を示す。カメラ４６は、患者位置検出器４９に情報を供給し、患者位置検出器４９は、システムコンピュータ５０に入力を供給する。オペレータ入力４７及び患者入力４８は、システムコンピュータに供給される。

システムコンピュータ５０は、入力を受信し、データベース記憶システム５２に出力を供給するが、出力は、好ましい一実施形態においてインターネット５１を通して送信されても良い。

システムコンピュータ５０は、デジタルディスプレイ５７及び５８を動作させるディスプレイドライバ５５に出力を供給し、デジタルディスプレイ５７及び５８は、好ましい一実施形態において、上記の有機発光ダイオードであっても良い。システムコンピュータ５０は、波面発生器の右及び左チャネル５９及び６０用の調整可能なレンズをそれぞれ駆動するアクチュエータを管理するレンズ動作制御システム５６に出力を供給する。

好ましい一実施形態において、患者の目とビューポート・ミラーとの間の距離を決定するために、１つ又は複数のカメラ４Ａからの情報は、（スウェーデン、イェーテボリのスマートアイＡＢ（Ｓｍａｒｔ Ｅｙｅ ＡＢ）によって作成されたスマートアイ（ＳｍａｒｔＥｙｅ）、スウェーデン、ダンデリード（Ｄａｎｄｅｒｙｄ）のトビーテクノロジＡＢ（Ｔｏｂｂｉｉ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ＡＢ）によって作成されたトビー（Ｔｏｂｂｉ）、又はアリゾナ州ツーソンのシーイングマシーンズインク（Ｓｅｅｉｎｇ Ｍａｃｈｉｎｅｓ Ｉｎｃ）からのフェースＬＡＢ（ｆａｃｅＬＡＢ））などの適切な視標追跡ソフトウェアに送信することができる。ひとたびこの距離が分かると、上記で挙げられた式は、患者の実際の位置におけるレンズの有効パワーを計算するために用いることができる。かかる特徴は、画定された範囲９内で患者が自由に動くことを可能にし、一方でシステムは、波面発生器におけるレンズの有効パワーに適用される補正を自動的に計算する。これは、先行技術に勝る重要な発明の特徴の１つである。何故なら、それは、患者が、自然な観察条件下で検査され、且つ額当て又はヘッドレストによって拘束される必要なしに、自由に動くことができるようにするからである。それはまた、適切な較正率が、患者の実際の位置に基づいて適用されることを保証することによって、測定の精度を改善する。

この式は、かかる非単一倍率において装置の動作を補正するために、較正表を介すること、及びアルバレススタック２５Ａにおけるレンズを調整することのうちの少なくとも一方によって、補正変換を提供することができる。かかる補正は、オペレータによる入力なしに、システムコンピュータによって自動的に行われても良い。アルバレススタックにおける１つの位置だけが、曲率中心にあり得ること、及び補正率が、曲率中心に隣接して位置するスタックのレンズに適用されなければならないことも周知である。装置の較正及び精度を更に向上させるために、空間分解屈折計又はハートマン−シャック（Ｈａｒｔｍａｎｎ−Ｓｃｈａｃｋ）装置などの波面センサが、検査中に患者の目によって潜在的に占められ得る場所に配置されても良い。ボックス９における各場所に波面センサを配置することによって、且つ各場所において波面発生器の全領域の波面変調を生成するように波面発生器を設定することによって、各場所及び波面調整の程度に対して、較正又は補正値を提供することが可能である。

図７を参照すると、好ましい実施形態が、３７における画像Ａ及びＢを患者の右目に形成するためにフィールド・ミラー４に向けられる波面発生器６１及び６２を特徴とすることが分かる。好ましい実施形態において、６１及び６２によって生成された画像は、それらの画像が波面発生器６１及び６２を通過するので、ほぼ同一である。６１及び６２が、異なる波面変調を画像に与えた場合に、患者は、患者の視覚システムが画像の外観における差を検出できる場合には、ビューポートにおけるこれらの画像を、違いを有するものとして観察する。言い換えれば、患者は、画像Ａが画像Ｂと異なって見えること、又は画像Ａ及びＢが区別できないことを知覚し得る。

図９は、同一の画像、即ち犬を連れて歩いている男性の画像が、画像生成器６７及び６８によって、どのように同一に生成され得るかを示すが、しかし次に、画像は、−０．５０Ｄ及び−１．５０Ｄの球面変調を備えた波面発生器６１Ａ及び６２Ａによって異なる球面変調にそれぞれさらされる。６１Ａ及び６２Ａによってそれぞれ与えられるこれらの球面変調が、中継ミラー４によって目の眼鏡平面に中継されると、それは、まるで並べて同時に提示される２つの異なる光学補正を通して患者が画像を見ているかのように、患者には見える。この提示ゆえに、患者は、２つの提示された画像６３又は６４のどちらが最も明瞭で好ましいかを素早く容易に決定することができる。システムは、患者が自分の好みを示すための入力手段４８を提供する。図９が、単眼条件下の選択を示したのに対して、図１０は、波面発生器６１及び６２が左目用の画像を生成し、且つ波面発生器６１Ａ及び６２Ａが右目用の画像を生成する両眼観察条件下で患者によりなされる同様の選択を示す。それは、本明細書で開示される装置が、画像のほぼ同時的な比較のために、単眼又は両眼観察条件のどちらかで動作するように完全に意図されている。

図１１において、近方視７３用付属品を備えた本発明の利用が示されている。この付属品は、画像が、観察プレート８２の部分的に透明な平面から発しているように見えるように画像を分散させる分散ミラー（図示せず）を有する。この提示の効果は、遠い（ビューポート）画像４の患者の視野及び８２における近くの（近方視用付属品）画像を示す図１２において分かる。これは、患者が、遠距離及び近距離の両方で同時に、処方Ａ及び処方Ｂを事前に見て、比較し、選択することができるようにする。

図７−１０は、患者による評価用に２つの画像を生成するための２つの別個の画像及び波面発生手段を用いる装置の実施形態を示す。装置の代替実施形態は、１つの画像生成手段を特徴としても良く、それは、続いて、当該技術分野において周知の適切なビームスプリッタによって２つの画像に分割され、次に適切な光学系によって波面変調にさらされる。装置の代替実施形態は、単一の画像生成及び単一の波面発生チャネルを組み込み、そこでは、単一の画像が生成され、次に波面発生器におけるレンズを素早く移動させることによって異なる波面変調にさらされる。このように、画像は、空間ではなく時間に基づいて、異なる波面変調にさらされる。更に装置の別の実施形態は、適切な光学スキャナ又は類似の手段による画像の空間分離に加えて、上記のような時間的に分離された波面変調に単一画像をさらすことになる。残像性は当業者に周知であり、迅速に走査された画像は、それらが実際には別個の時間間隔で網膜上に生成されるが、患者が画像をほぼ並べて比較するために使用され得る。患者へほぼ同時に画像を表示するための時間間隔を選択するための基礎として、対象のフリッカー融合閾値を用いるかかる時間ベースの多重化を組み込む実施形態は、本発明の範囲内である。

従って、本装置が、１つ又は複数の実時間画像の間で患者が事前に見て、比較し、且つ選択するための手段を提供し、一方でシステムコンピュータが各選択された画像用の結果をコンパイルするための手段を提供することが分かる。得られたデータは、矯正レンズを処方するために、又はＬＡＳＩＫなどの矯正外科手術に必要な情報を提供するために、医師によって用いられる。

視力検査及び用の方法及び装置、並びにその修正形態が本明細書で詳細に図示され説明されたが、様々な追加的変更及び修正が、本開示の範囲から逸脱することなしになされ得る。

Claims (19)

1. 検査される患者が、患者の目と観察される画像との間に何も置かれていない自然な観察位置にいる視力検査方法であって、
   比較のために、患者によって観察される複数の画像を生成するステップと、
   別の画像と異なる量だけ１つ又は複数の画像の波面を変調するステップと、
   患者応答に基づいて好ましい画像を比較し選択するステップと
   を含む視力検査方法。
2. 前記好ましい画像に基づいて、矯正モダリティ用の仕様を選択する追加のステップを含む、請求項１に記載の視力検査方法。
3. 前記好ましい画像の波面変調に基づいて、レーザ視力治療プロファイルを計算する追加ステップを含む、請求項１に記載の視力検査方法。
4. 前記画像の少なくとも２つが、単眼又は両眼方式における前記患者による比較のために、並列配置で生成される、請求項１に記載の視力検査方法。
5. 前記画像が、少なくとも１つの波面発生器によって変調される、請求項１に記載の視力検査方法。
6. 前記波面発生器が、少なくとも１つのレンズ素子を有する、請求項５に記載の視力検査方法。
7. 前記波面発生器が、複数のレンズ素子を有する、請求項５に記載の視力検査方法。
8. 視力検査方法であって、
   患者によって観察される１つ又は複数の画像を生成するステップと、
   別の画像と異なる量だけ、前記１つ又は複数の画像における画像の波面以外の光学属性を、変更するステップと、
   患者応答に基づいて、好ましい画像を選択するステップと
   を含む視力検査方法。
9. 前記好ましい画像に基づいて、矯正モダリティ用の仕様を選択する追加のステップを含む、請求項８に記載の視力検査方法。
10. 前記画像の少なくとも２つが、前記患者による比較のために、並列配置で生成される、請求項８に記載の視力検査方法。
11. 視力検査のための装置であって、
    患者によって観察される複数の画像を生成するための装置であって、画像が、ほぼ同時に見えるように前記患者の網膜に投射される装置と、
    別の画像の量と異なる量だけ１つ又は複数の画像の波面を変調するための装置と、
    患者応答に基づいて、好ましい画像を選択するための装置と
    を備える装置。
12. 前記画像の少なくとも２つが、前記患者による比較のために、並列配置で生成される、請求項１１に記載の装置。
13. 前記画像が、少なくとも１つの波面発生器によって変調される、請求項１１に記載の装置。
14. 前記波面発生器が、少なくとも１つのレンズ素子を有する、請求項１３に記載の装置。
15. 前記波面発生器が、複数のレンズ素子を有する、請求項１３に記載の視力検査方法。
16. 視力検査装置であって、
    患者によって観察される１つ又は複数の画像を生成するための装置と、
    別の画像と異なる量だけ、１つ又は複数の画像における画像の波面と異なる光学属性を変更するための装置と、
    患者応答に基づいて、好ましい画像を選択するための装置と
    を備える視力検査装置。
17. 前記画像が、少なくとも１つの波面発生器によって変調される、請求項１６に記載の視力検査装置。
18. 前記波面発生器が、少なくとも１つのレンズ素子を有する、請求項１７に記載の視力検査装置。
19. 前記波面発生器が、複数のレンズ素子を有する、請求項１７に記載の視力検査装置。