JP3197558B2 - 眼科診断の装置 - Google Patents

眼科診断の装置

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JP3197558B2 JP50434391A JP50434391A JP3197558B2 JP 3197558 B2 JP3197558 B2 JP 3197558B2 JP 50434391 A JP50434391 A JP 50434391A JP 50434391 A JP50434391 A JP 50434391A JP 3197558 B2 JP3197558 B2 JP 3197558B2
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Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は眼科の分析および診断システムに関し、さら
に詳細には、角膜、レンズ、および網膜など、人の目の
構造の形状を正確に決定することに関する。本発明によ
る装置は、例えば角膜の選択された横断面の形状を測定
し、計算し、表示するものであり、眼科の外科医および
目の治療界全般による利用を意図している。
背景技術 眼科医および検眼士を含む眼科治療専門家の主たる活
動の１つは、光学系としての目の屈折力を調べることで
ある。目に入って網膜に衝突する光の経路における唯一
の大きい屈折率の変化は、最初の空気から涙層への界
面、つまり、おおよそ角膜前面の上皮表面で発生するの
で、角膜の上皮表面の形状を正確に測定することは、任
意の目の屈折力を推算するための重要な鍵である。
従来、眼科治療専門家は、角膜計の示度の測定で満足
してきた。角膜計の示度（以下「Ｋ示度」という）は、
角膜上皮表面と目の中心視軸の交点における角膜上皮表
面の曲率に対応する。Ｋ示度は通常、曲率半径の逆数に
比例するジオプトリ単位で表示される。角膜計で得られ
るＫ示度は、角膜上皮表面の１点を通る２つの表示光線
に沿って測定した、前記の１点における曲率に対応す
る。その２つの光線は通常、目の鼻−側頭（水平）軸と
上−下（垂直）軸である目の半長軸と半短軸に合致す
る。
眼科治療専門家の第１の関心は中心軸視（central,ax
ial vision）であるので、視軸に直交する半長軸と半短
軸に沿った２つの曲率測定値だけを提示するＫ示度は、
人の目の最も重要な光の経路に沿った屈折力のかなりよ
い推測を表わす。
今日まで、目の治療界は目の表面を球形と円柱形の組
み合わせとして概算し、20/20をビジュアル・スタンダ
ードとして参照することに頼ってきた。この概算は角膜
前部の表面と視軸との交点位置では的確である。しか
し、この概算は、中心視軸から放射状に外側に向かっ
て、大まかに角膜の最も外側の縁部であって角膜と鞏膜
と虹彩組織間の三重点の移行部に当たる角膜縁の方向へ
進むと、適合しなくなることが知られている。
角膜縁の近傍および中心領域の角膜前部表面の位置を
測定する計測器は幾つかあるが、これらの測定によって
生成される表示は通常、目が球形と円柱形の組み合わせ
として概算できることをも前提としている。ある意味で
は、これらの計測器は、角膜表面の形状を概算する上
で、角膜縁の方向に集中している誤差を、より広い領域
にわたって分布するように拡散するものである。
顕著な例外は、前提を簡略化することなく、実際の曲
率を測定する共焦点顕微鏡に基づく計測器である。しか
し、共焦点顕微鏡に基づくシステムは視野が非常に限定
され、角膜表面全体よりかなり小さくなる。したがっ
て、そうしたシステムは、経時的に一連の測定を行な
い、その後にフラクタル技術または何らかの境界整合ア
ルゴリズムを使用して測定結果を継ぎ合わせることに頼
らなければならない。このような継ぎ合わせは、画像の
内部ではなく境界上で行なわれるにもかかわらず、何ら
かの形の補間を包含する。散在する測定の集合に基づく
補間とは対照的に、共焦点技術では、同時に行なわれる
測定ではないが、密な測定を行なう。連続測定値は非常
に高速で形成することができるが、目の不随意運動がミ
リ秒単位以下の時間内に、つまり共焦点技術を使用して
データ収集を完了するために必要な時間より速く、発生
することが知られている。これは誤差を引き起こす。
角膜前部表面の実際の位置の測定値は有限数しか得ら
れないので、補間技術は測定情報に基づいて連続形状を
表示するための本質的な部分である。目の治療界によっ
て今もなお使用されている多くの計測器における角膜前
部表面の形状の測定誤差はしばしば、測定技術によって
ではなく、連続角膜表面断面の表示を準備するために利
用される数値補間技術によって生じている。
発明の開示 本発明に従って角膜の形状を決定しその他の目の構造
を調べるためのシステムは、実時間の測定、計算、およ
び表示によって高い精度を達成する。
本発明に従って使用する補間技術は、角膜の涙層の表
面の任意の点集合の位置を測定するだけではなく、表面
を記述する非線形常微分方程式を実時間で解くことがで
きるように測定を実行する。この技術はさらに、連続角
膜形状を生成するときに使用される幾つかの高次導関数
を提供する。
角膜の前部表面の形状を概算する上での全体的誤差を
減少しながら同時にＫ示度を改善するという他に、本発
明のプロセスおよび装置は、実際の角膜形状を実時間で
提示するように設計されている。実時間という意味は、
目の治療診断者が角膜形状の変化を観察し認識する能力
の通常１秒以下程度より高速ということである。
幾つかの計測器が、本書で規定するように角膜断面形
状を実時間で測定できると主張してきた。これらは、走
査技術、共焦点顕微鏡技術、および画像認識技術の組み
合わせに頼っている。つまり、共焦点顕微鏡を使用し、
選択された小部分の角膜横断面の高分解能の測定値の集
合を取り、個々の横断面の形状を解析し、次に別個に走
査した他の形状とはめ合わせて概略形状を提示するとい
うものである。
人の目は、随意運動または不随意運動のいづれかによ
り常に動いており、かつこれらの動きは必ずしも剛体の
動きに対応するものではないので、後で角膜の横断面の
様々な断片を継ぎ合わせる走査技術は、目の運動および
目の歪みによって誤差が生じるおそれがある。誤差は、
高速スキャナを利用することによって減少することがで
きるが、除去することはできない。
前記の走査技術の長所は、小領域で多数の測定がで
き、したがって限定された観察領域の形状が非常に高い
分解能で高精度で生成されるということである。同じ分
解能を全体的に、つまり角膜縁から角膜縁まで達成する
ためには、多くの光源と測定点を備えた、扱いにくい計
測器が必要である。したがって、速度は、断面の継ぎ合
わせを行なうために全体的な確かさを犠牲にした走査技
術および高い局所分解能によって達成されている。
本発明の実施例の１つの計測器は全体的な精度の確か
さを犠牲にすることなく、かなり高い局所分解能を達成
する。これは、計測器の視野を調節することのできる全
体的な測定を実行することによって達成される。したが
って、角膜の形状について全体的な情報が必要なとき
は、一連の走査ではなく、１回の測定を実施する。ま
た、角膜表面の特定の領域について高い分解能の測定が
必要なときは、本発明の実施例の１つにより、同数の測
定を、所望の角膜領域周辺の限定された視野に狭めるこ
とができる。
このシステムは、大きいテンプレートの焦点を徐々に
小さい領域に合わせて、より小さくより密な効果を得る
という意味で、半導体産業でパターン・カットを生成す
るためにホトリトグラフィを使用するのに類似してい
る。本発明の好適実施例では、ズーミング技術を用いて
視野を規定し、対応するズーミング技術を用いて、その
視野をディスプレイ・モニタ画面全体に拡大する。
放射状角膜切開、角膜上皮成形、ケラチミロイシス
（keratimileusis）、ケラトファキア（keratophaki
a）、広域レーザ・アブレーション、またはその他の手
術のいづれであろうと、角膜の再構成手術を実行しよう
とする眼科医にとって重要な考慮点の１つは、角膜の形
状を正確に高信頼度で測定することである。これは、外
科手術を開始する前だけではなく、外科手術で形状が変
化していく間も、そして手術後にも治癒過程を観察する
のに重要である。
本発明の特徴の１つは、手術前および手術後に必要な
角膜全体の測定ができるだけではなく、手術途中に手術
の効果を追跡するために必要な高い分解能も得られると
いうことである。例えば、放射状角膜切開手術中の切開
の深さを決定するために、外科医は円刃刀から突き出る
ダイヤモンド刃の深さを事前に選択し、刃の深さ全体を
角膜に押し込む。したがって、外科医は、円刃刀を角膜
全体に走らせるときに、刃の位置の押し込み圧力が均等
に維持できること、および角膜の形状が手術中に変形し
ないことを頼りにしている。しかし放射状角膜切開の途
中に角膜が歪み、変形することはしばしば観察されてき
た。したがって、外科医は、放射状切開の深さに関し、
自分自身の直感に頼って推測せざるを得ない。連続切り
込みのたびに歪みが大きくなるので、切開の深さは徐々
に不確実になってくる。
本発明の実施例の１つでは、外科医はまず手術開始直
前に角膜の形状を決定し、次に切り込みを実際に入れな
がら、その都度切開の深さの測定値を観察し、実際の切
開深さの測定に基づき必要に応じて漸次刃を再調節し、
その結果得られる角膜の形状の全体的な測定を再び提示
することができる。
本発明で取り扱う別の問題は、手術中の測定装置の利
用に関わりがある。テリー角膜計のような角膜計は現
在、手術の舞台で使用されているが、その効力は、提示
される情報の程度だけではなく、その精度および測定実
行中に患者の目が外科医から遮断される点でも限定され
ている。この遮断の理由の１つは、まず照明点のフィー
ルドを提供し、その後角膜からの反射を角膜計で検出し
なければならないからである。
中心視軸付近の反射またはデータ点を得るために、角
膜計はそうした照明点を中心視軸付近に配置しなければ
ならない。これらの照明は大きく、外科医が手術してい
る目にアクセスする途中に侵入する。本発明の実施例の
１つでは、この問題は、照明器を目からかなり離れた距
離に配置し、ビーム・スプリッタを介して照明器の像を
手術用顕微鏡またはその他の画像装置に伝達し、したが
って照明器を視軸に沿って物理的に配置するのではな
く、照明点の実像を照明器が必要だった位置に投影する
ことによって、解決する。この位置は、患者の目と、計
測器または計測器を接続する手術用顕微鏡の対物レンズ
との間である。実像は目の関心のある部分の表面から反
射し、計測器の光軸に平行に反射した照明点は、計測器
によって集光され、検出される。実時間表示は、数値に
よるトポロジ・データと共に生成され、さらに外科医が
選択した眼球の横断面も共に表示されることが好まし
い。
本発明の重要な側面は、システムの光学系がパターン
画像のための視野レンズとして、対物レンズを使用する
こと、および光学系が，システムの対物レンズの後部に
位置する対物レンズのフーリエ面を，計測器内の離れた
位置に位置付けることである。これにより,1つか２つの
光源パターンを，対物レンズと位置付けられたフーリエ
面の位置との間に配置できる空間的距離が得られる。後
述する１つの実施例では、２つの異なるビーム・スプリ
ッタを用いて、２つの異なる光源を計測器の光軸に送り
込みことができる。
これに関し、外科医が実時間で検討できるように、２
つの別個のディスプレイを形成することができる。１つ
は、１連の同心光輪から誘導された目の等高線を示す定
性的像、もう１つは離散光点の選択されたパターンから
得られる、角膜の形状の断面図を生成するときの定量分
析用の像である。
本発明の利用は、放射状角膜切開手術の向上だけに限
定されない。目の屈折力を変化しようとするどのような
外科手術でも、手術の経過および効果を表示する正確な
画面の提供によって利益を得る。もっと一般的にいう
と、目を切開し、その後で傷の縫合が必要などのような
外科手術でも、本発明のプロセスおよび装置によって大
きい利益を得ることができる。また、本発明の計測器
は、検眼士がコンタクト・レンズを合わせるときのよう
に、純粋な診断目的にも使用することができる。
本書で説明する様々な実施例は、外科医の実際の必要
性によって異なる様々な構成に対応するものである。共
通する特徴は、極度の高分解能を緩和できるときは計算
速度と全体的な精度を保持しながら、必要なときに高分
解能を提供することである。
したがって、本発明の目的の１つは、角膜の上皮と内
皮両方の形状、およびその他の目の表面を実時間に高速
度・高精度でモニタするためのシステムを提示すること
によって、眼科の診断および外科手術を向上することで
ある。本発明のこれらおよびその他の目的、利点、およ
び特徴は、以下に添付の図面に沿って提示する好適実施
連の説明から明らかになるであろう。
図面の簡単な説明 図１は、本発明の好適実施例による眼科診断システム
および装置のレイアウトを示す概略図である。この図
は、本発明のこの実施例に組み込むことができる１連の
光学素子を示している。
図1Aは、図１のシステムの特定部分をさらに詳細に示
した概略図である。
図1Bは図１と同様の図であるが、少し変化した形のシ
ステムを示しており、システムに使用できる距離および
その他の光学的値の例を伴っている。
図２は、好ましくは単純な補助カメラ・マウント接続
（例えばＣ−マウント）により手術用顕微鏡に組み込む
ことができる、図１の装置の一部を示す概略図である。
図３は、本発明の計測器によって収集された情報の結
果提示することができるビデオ・ディスプレイ表示画面
の１例を示す概略図である。
図４は、計測器にユーザに対して表示することのでき
る定量的情報の１例を示す概略図である。
図５は、図２の実施例に使用することのできる従来の
外科手術用顕微鏡を示す。
図６は、本発明の１つの実施例による角膜の測定に使
用することのできる１連の直線状の点光源の単純なパタ
ーンを示す概略図である。
図７は、図６に類似する概略図であり、角膜を測定す
るために使用できる別のパターンを示す。
図８は、外科手術のための定性的情報を出し、図６ま
たは図７のパターンで得られる定量的測定から決定され
る測定値に照らして比較する目的だけのために、図６ま
たは図７に示すパターンと同時に角膜に投影することの
できる同心円状の光源を示す別の概略図である。
図９は、角膜の形状を決定するために本発明の装置に
よって読み出され分析されることの１例として、図７に
示すパターンの歪みを示す概略図である。
図10は、図８に示す投射によって得られる反射パター
ン、および反射パターンの歪みを示す別の概略図であ
る。
図11は、図６に示す測定投射から得られる離散点光源
の反射パターン、および角膜の内皮表面つまり後部表面
から得た２次反射の例を示す概略図である。
図12、図13、および図14は、図11に示すような反射投
射のための「光の強度」対「角膜を横切る距離」の例を
示すと共に、これらの反射の解析によって得られる角膜
の前部表面と後部表面つまり上皮表面と内皮表面に関す
る情報を示す概略的グラフである。
発明を実施するための最良の形態 図１は、眼科の診断および分析を実行するときに使用
する、本発明による光学素子のシステムを概略的に示
す。
全体的に参照番号10で識別されるこのシステムは、照
明器または光源12、所望のパターンの離散光源を生成す
るために板に穴のパターンを切り込んだパターン・プレ
ートまたはディスク14、無歪みビーム・スプリッタ16、
およびターゲット14の像を22の位置の像面に射影するレ
ンズ18を有する。この像面22は、システムの対物レンズ
20に近接または一致する。像をこの位置22に配置する目
的は、対物レンズ20を、像を形成する光の光線を患者の
角膜に向かって屈折させる視野レンズとして機能させる
ためである。
図１に示すように、焦点を結んだパターンの像22は、
レンズ20の位置またはその近くのレンズと患者の間にあ
る面に形成される実像である。この実像はレンズ20の位
置にできるのが好ましいが、レンズより前方のレンズに
非常に近い位置でもよい（つまり、数ミリ前方）。この
実像の各点光源22aが患者に向かって円錐状の光を投影
する。したがって、実像の各点光源22aは、患者の目26
の角膜24の前部表面から有限数の鏡面反射を発生する。
後述のように、最終レンズ20のＦ数は、測定できる角膜
の最大面積を決定する。対物レンズは視野レンズとして
機能するので、患者の角膜はレンズ20の焦点距離位置に
配置しなければならない。これにより、目から計測器の
光軸に平行に反射された光は、レンズ20の後部のレンズ
20の焦点距離位置に集められることが保証される。これ
により、反射光を後述のように集束し、目の近軸光線だ
けを選択することができる。これにより、システムは、
検出された点からその光線が反射した角膜の位置を突き
止めることができる。対物レンズ20を視野レンズとして
機能するように配置しなければ、パターンの最も外側の
点光源は、角膜から反射しない。レンズ20は視野レンズ
として、外側の点光源を目の方に向かって効果的に屈折
させる。
計測器と患者の間に邪魔にならない適切な距離を置
き、手術時に備えて外科医のための適切な作業空間を取
ることができるように、手術のレンズの焦点距離は充分
に大きくすることが望ましい。
対物レンズ20のＦ数は、光線が角膜から軸に平行に反
射することのできる光軸からの最大角度を決定するの
で、視野レンズとして機能する上で最も重要である。例
えば市販されているF/2レンズを使用すると、有効範囲
（region of coverage）は角膜上の直径約3mmの部分に
なる。それより小さいＦ数のレンズでは、それに比例し
てそれより大きい角膜上の領域をカバーする。
図1Aに示すように、実像の各点光源22aは、対物レン
ズの中心軸に平行する少なくとも１つの反射22bを形成
し、全ての軸方向の反射光線22bは図に示すように平行
である。角膜表面に極めてひどい局所的不完全性がある
場合、つまり角膜の曲率に歪みがある場合を除き、各点
光源22aに対して、軸方向に反射する光線22bは１つだけ
である。角膜表面の曲率に歪みがある場合は、角膜上の
離れた位置から理論的に２つ以上の軸方向の反射光線22
bが発生することがある。
角膜から反射するその他の光線はレンズ20に達しこれ
を通過するが、後で述べるように、平行に非常に近い状
態で反射した戻り光線だけが解析のためのシステムを通
過する。これらは、角膜の形状を決定する目的で解くこ
とのできるデータを供給するためにプレート14から投射
された元のパターンと比較されるデータ点を供給する光
線と点である。
図１の全体的な概略図に示すように、戻ってくる反射
光線はレンズ20を通過し、さらにレンズ18、ビーム・ス
プリッタ16、空間フィルタ30のアパーチャ、およびレン
ズ32を通過して、最終的に検出器またはカメラ面34に焦
点を結ぶ。
角膜24の曲率は、ターゲット像22の虚像93を形成す
る。American Journal of Optometry and Archives of
American Academy of Optometry（1971年11月号）のS.
G.エルハーゲによる記事「光学角膜検査の新しい方法の
提案、これらの有効性の比較、第１部（Suggested New
Methods for Photokeratoscopy,a Comparison for Thei
r Validities,Part I）」の中で、エルハーゲは、対物
レンズ20の後部焦点面またはフーリエ面に位置するアパ
ーチャまたは空間フィルタは、軸に平行な光線だけを通
過するので、虚像93の任意の点からの光線を、角膜24の
特定の点から反射した光線に局限化することができる、
と指摘した。この実施例では、対物レンズ20の後部に空
間を持ち、レンズ18を使用してレンズ20のフーリエ面を
アパーチャ30の位置に位置付けすることが望ましい。フ
ーリエ面の像位置にあるアパーチャ30は、同様に、角膜
から軸に平行に反射する光線だけを選択する。
システムの後部レンズ32は、点光源反射の虚像93の歪
んだ像の焦点を検出器またはカメラ面34上に結ぶ。
図1Aに概略的に示すように、カメラ面34は、対物レン
ズを含むシステムの光軸上に存在する中心軸ｃを有す
る。この軸は角膜の中心または視軸ｖにできるだけ近接
して配置することが理想である。これらの軸が著しくず
れると、角膜から反射する光の多くはシステム内を戻っ
てこない。この議論は、各軸が一致し、小さいずれ（例
えば１ミリ）に関する適切な情報が得られることを前提
とする。反射して戻る点光源がカメラ面34の中心軸ｃ上
にあると、その光線は角膜の視軸ｖから角膜上およびカ
メラ面34上で少なくとも片方の直角方向、つまり図1Aの
紙面で左右方向として示される方向に反射する。
同様に、特定の光源がカメラ面または検出器表面34で
中心軸ｃから距離ｘ′の位置に焦点を結ぶ場合、その距
離は視軸ｖから測定したその光線22bの角膜上の反射点
の距離ｘに対応し、正比例する。任意に選択した既知数
ｄから角膜の反射点までを測定して、深さｙを決定し、
このようなｘとｙの一連の値を解くことができるなら
ば、ｘの関数としてｙを規定する微分方程式を解き、こ
の方向あるいは関連軸に沿った、つまり図1Aの面におけ
る角膜の曲率を求めることができる。同様に、角膜にお
ける直交軸（例えば鼻−側頭軸および上−下軸を使用す
ることができる）に沿って測定と計算を実行し、診断お
よび外科手術に通常必要なだけの多くの角膜の形状に関
する情報を得ることができる。
図1Aに示す距離ｙは、反射した点光源のパターンの歪
みの程度に関する情報、および最初に投影したパターン
と実像22に配列されたパターンとを比較した点光源間の
空間関係から誘導することができる。こうして、図1Aの
右側の点光源22aから発している図1Aの平行光線22bを考
慮すると、反射点における角膜の曲率がもっと緩やかな
場合、つまり角膜の視軸における接線との角度がもっと
浅い場合、平行光線22bは、パターンのさらに左よりの
位置にある別の実像点光源から発したものである。右端
の点光源22aは、角膜上の別の点、図1Aを見たときもっ
と右側の位置からだけ平行反射を生じるはずである。カ
メラ面34で検出される各反射点は、基本的に配列の点を
計数することによって、電子的に識別することができ
る。
図６は、本発明のシステムで使用できる投影光パター
ンの１例を示す。この単純なパターンでは、縦方向の直
線状配列40が、目の視軸に対応する交点で、横方向の直
線状配列42と直交する。これは、図1Aに関連して想定し
た単純なパターンである。
より複雑な点のパターン44を図７に示す。これは点を
星形のパターンに線形配列したものであり、角膜上のよ
り多くの点からデータを捕集することができる。これ
は、５点星または同様の形のパターンの輪郭線を規定す
ることができるが、その回転方向を識別する何らかの手
段を設けることが望ましい。奇数個の点を持つ星形の輪
郭線を取ると、パターンが非対称となるので、元の投射
パターン44に相関させることによって、検出された反射
点を識別することができる。図９は、図７に示すパター
ン44を角膜から反射させて得られる、ある程度の歪みの
ある反射パターン46の１例を示す。
図１は、検出器またはカメラ面34がマイクロプロセッ
サに接続されていることを概略的に示す。マイクロプロ
セッサは、図に示すようなCRTモニタ52などのディスプ
レイ装置に接続することができる。上述のようなシステ
ムから集められたデータは、マイクロプロセッサ50に入
力され、解析される。各検出点は、そのもともとの発生
源であるパターンの特定の点の配置に相関される。それ
ぞれの点についてｘの値、つまり角膜からその点が反射
した位置から光軸ｖまでの距離が決定される。これは、
システムの既知の倍率から正比例によって計算される。
それぞれの反射点は、システムの光軸からの距離である
ｘ値を持つ。像における点の各線形配列は別個に解析
し、数学的近似法に当てはめなければならない。図７に
示すような星状の配列から形成される複雑なパターン44
を使用する場合、パターンのそれぞれの直線に沿って解
析と計算が行なわれる。
本発明のシステムでは、表面形状の解析的近似法を想
定することによって、角膜の数学的形状を決定する。次
に解析的近似法を微分方程式に置換し、ある種の適切な
当てはめを実行し、微分方程式を満足する係数を決定す
る。本発明の好適実施例では、非線形最小二乗当てはめ
（non−linear least squares fit）を実行する。
これらの演算はマイクロプロセッサ50で実行される。
マイクロプロセッサは、検出器34で突き止められた多数
のｘ値を再検討し、これらの値全部を微分方程式に置換
し、ｘの関数としてのｙの式を求めるようにプログラム
されている。
この目的に適した微分方程式は、dy/dx＝−［（ａ
（ｙ）−ｘ）／（ｂ（ｙ）−ｙ）］±［｛（ａ（ｙ）−
ｘ）／（ｂ（ｙ）−ｙ）｝２＋１］1/2である。ここ
で、ｙはデータ面（図1Aに示すデータ面ｄのような）か
ら反射位置までの距離であり、ｘは視軸からの反射位置
まで深さであり、ａとｂは空間における照明点の実像の
位置を表わす座標である。ａは視軸から特定の照明点22
a（図1A参照）までの距離であり、ｂはデータ面ｄから
その照明点までの深さである。
このプロセスで使用する微分方程式は、新しいもので
はない。これは、どのような表面の形状でも表わすのに
使用できる一般式であり、American Journal of Optome
try and Archives of American Academy of Optometry
（1971年11月号、897頁）のS.G.エルハーゲによる記事
「光学角膜検査の新しい方法の提案、これらの有効性の
比較、第１部」に記述されている。この記事でエルハー
ゲは、角膜表面の形状を解くためのこの一般式の様々な
使用法を論じている。また、彼は光学角膜検査法（phot
okeratoscopy）で角膜表面の形状をケラトスコープのリ
ングの１つに関連させている。したがって、この誘導自
体は、本発明の一部を構成するものではなく、そうした
誘導が当業界で既知であることを示すものとして言及す
ることによって、本出願に組み込むものである。
上述の参考文献の909頁でエルハーゲは、像を角膜に
投影し、角膜からの反射光を検出するための光学的配列
を示している。エルハーグの光源は本発明の実像に類似
しており、彼は光源と目の間に、対物レンズと目の間の
ビーム・スプリッタをはじめとする多数の光学素子を配
置した。
以下の表は、特定の患者の角膜表面の公式ｙ＝ｆ
（ｘ）を求めるために、ｘに対し検出され、ａとｂの既
知の値と相関させる数値例を示す。
図１に戻ると、照明光源12は、システムが共軸の外科
手術用レーザと結合されていない本発明の好適実施例で
は可視光源とすることができる。例えば、白熱電球を使
用することができる。パターン・プレートまたはターゲ
ット14は、レーザまたはホトリソグラフによって、約30
ミクロンの範囲のサイズに穴を明けることができる。ビ
ーム・スプリッタ16は、表面を約50％の反射率に被覆し
た歪みの無い簡単な板ガラスのビーム・スプリッタとす
ることができる。
本発明の１つの特定の実施例では、特定のレンズおよ
びレンズ間の関係を図1Bに示すように選択することがで
きる。図1Bにおいて，特定の実施例におけるレンズ間の
距離が示されている。図1Bは、単独光源12でパターンを
投影し、計測器の光軸に反射していくシステムを示す。
検出器またはカメラ面は、例えば高密度の光検出器の
配列で構成することができる。
図１に概略的に示すように、マイクロプロセッサ50は
ディスプレイ・モニタ52に接続する。外科医に実時間で
提示できる画面の種類の１例を、図３に参照番号54で示
す。画面の上部左側の象限には、患者を識別するデータ
が、Ｋ示度および厚さの示度と共に示されている。この
情報のより詳細な例を図４に示す。
下部左側と右側の象限は、上部右側の象限の平面図に
示す切断面ＡとＢにおける角膜の上皮表面および内皮表
面の深さの参照例を示す。これらの切断面の位置は、外
科医がマイクロプロセッサ50（図示せず）への入力によ
り選択できるようにすることが望ましい。
図３の上部右側の象限に示す歪んだ画像56は、本発明
の好適実施例に含めることが望ましい第２の投影によっ
て誘導されたものである。図１に示すように、第２の投
影は、照明光源62からパターンまたはマスク64への光を
反射する第２ビーム・スプリッタ60を介して、レンズ・
システムの軸上に送り込むことができる。マスク64に
は、点光源のパターン22の場合と同じように、角膜の正
面に同心円の実像が投影されるように、多数の同心円の
切り込みが入っている。
図８は、パターン・プレート64を介して投影すること
のできる１連の同心円のパターン55を概略的に示す。非
常に高密度の画素配列とすることができる検出器34は、
反射された両方の像を同時に受容し、検出することがで
きる。同心円のリング・パターンは、各リングの連続性
によって点光源パターンと区別することができる。マイ
クロプロセッサ50に使用するソフトウェアは、受光した
各画素をサンプリングし、直接隣接する画素も受光した
かどうかを決定することができる。受光していれば、リ
ングの連続性を示す。反対に、図６および図７に示す点
光源のパターンの場合、はっきりした連続性は表示され
ない。したがって、マイクロプロセッサ50はこれらの像
を分離し、それぞれを別個に解析することができる。あ
るいはまた、システムの別の実施例として、追加のカメ
ラ検出器を追加のビーム・スプリッタと共に配置して、
連続リングの像を離散した点光源の像から分離すること
もできる。
従来の角膜計あるいはプラシド・リングを使用した場
合と同じように、同心円状の光の輪は角膜から反射し
て、角膜表面の歪みに対応する歪みができる。この結
果、例えば図３に示す歪み56のようなパターンが形成さ
れる。
図１は、２つの異なる光源パターンをシステムのレン
ズ18および20の軸に送り込む場合、投影される２種類の
像に相対する偏光を確立するために偏光子66と68を使用
しなければならないことを示す。
検光子94として使用する偏光子は、投影された像のど
ちらかを選択するために回転することができる。
図２は、図１の実施例と同じ素子の幾つかを使用して
いるが、外科手術用顕微鏡に直接接続する配列を取る別
の実施例の概略図を示す。ウェック、ニコン、トプコ
ン、ツァイス、ニデック、またはワイルドなどのメーカ
で製造されている外科手術用顕微鏡は通常、カメラ用の
補助バヨネット・マウントまたはねじ式取り付け具を標
準装備している。図５は典型的な標準外科手術用顕微鏡
を示す。補助マウンタ70（例えばＣマウント）は図５に
示されており、また図２には、素子12,14,34,32,18,お
よび16を包含するシステムを外科手術用顕微鏡の取り付
け具または光学筒72に連結した状態が、破線で概略的に
示されている。一般に手術用顕微鏡は、標準35ミリ・ビ
デオカメラを手術用顕微鏡96に連結するための取り付け
具72の補助マウントから標準距離にある像面74に像を形
成する光学系を有している。したがって、本発明のこの
実施例では対物レンズ20を省略し、外科手術顕微鏡96の
対物レンズ98がその代りをする。レンズ18の焦点距離を
適切に調節して、外科手術顕微鏡のレンズ98のフーリエ
面95がアパーチャ面30に適切に位置付けされるようにす
る。この実施例はその他の面ではほとんど全て、先に述
べた実施例と同様である。可能な１つの例外として、手
術用顕微鏡の対物レンズ98のＦ数が充分に低くなく、角
膜で所望の有効領域が得られない場合には、対物レンズ
の外側の多くの位置に追加の点光源97を配置することが
必要になる。これらの追加光源は、照明されたピンホー
ル・マスクまたは光ファイバとして形成することができ
る。
図11ないし図14は、角膜の上皮表面と内皮表面の両方
を実時間で同時に検出し表示することが可能な本発明の
システムの一側面を示す。図11は、図６に示すように点
光源を１対の直交直線状に配列した単純なパターンから
生じる検出器34における反射パターン80の１例を示す。
図11に示すように、光軸上にない各検出点82は、角膜の
後部表面つまり内皮表面から発生するずっと低い強度の
２次反射84を有する。検出された配列から、例えば、図
12に示すような強度対距離曲線を得ることができる。光
の強度の長いスパイク86は、角膜の前部つまり正面部の
表面からの離散点光源の反射を表わし、これらのスパイ
ク間にはある程度のノイズ88が発生している。ノイズよ
り明らかに高い２次スパイクあるいは光の強度のクラス
タ90が、それぞれの高強度スパイク86に隣接して発生す
る。これは、角膜の内皮表面からの点光源の低強度の反
射を表わす。図12に示すグラフは容易にサンプリングあ
るいはフィルタリングを行なって、低強度のスパイク90
から高い強度のスパイク86を識別し分離することができ
る。当業者に高く評価してもらえる点として、コンピュ
ータのプログラミングは、まず所定のスレショルドを超
える振幅に達したスパイクから信号寄与分を決定し、次
に高強度スパイク86に対応する信号の寄与分を差し引く
ことによって、低強度のスパイク90とノイズ88だけを含
む信号を獲得することができる。次に、高強度スパイク
86のスパイク位置を識別するプロセスを、今度は低いス
レショルドを用いて低強度スパイク90に対して繰り返
す。本発明の幾つかの実施例では、低強度スパイク90と
ノイズ88間のスレショルドの分化を促進するために、前
に高強度スパイク86を差し引いた信号を電子的に増幅す
ると効果的であることが証明される。この選択プロセス
は、スパイク86および90の特定の振幅はこれらの実際の
位置ほど重要ではないという見解によって促進されるこ
とに注目することが重要である。
図13および図14は、角膜の正面部の表面つまり前面反
射および後部表面つまり後面反射の強度対距離曲線を示
す別個のグラフである。
図13および図14のように１次反射と２次反射が明らか
になり、その位置が決定されると、上皮表面と内皮表面
の両方の形状と高さ位置を、先に述べた近似法で計算す
ることができ、したがって２組のデータを外科医に提示
することができる。同様に、図３に示すように、画面の
下部の２つの象限に横断面および適切な値を提示するこ
とができる。
図面、明細書の記述および請求の範囲で使用する
「上」、「下」、「下部」、「上部」、「左」、および
「右」という言葉は、図面に表現した実施例に言及する
上で便宜的に使用するにすぎず、計測器や構成部品の可
能な配向方向を限定するものではないことを断ってお
く。図面は縮尺ではない。また、明細書、請求の範囲、
および図面で使用した「対物レンズ」という用語は、計
測器を外科手術用顕微鏡の一部として使用する場合に
は、計測器の特定的な対物レンズまたは外科手術用顕微
鏡の対物レンズつまり最終集束レンズのいづれかを指す
ものである。
前記の好適実施例は、本発明の原理を示すことを意図
したものであって、その範囲を限定するものではない。
これらの好適実施例の変化例やその他の実施例は、当業
者にとっては明らかであって、以下の請求の範囲に規定
する本発明の精神および範囲から逸脱することなく、構
成することが可能であろう。
フロントページの続き (72)発明者 マクミラン，チャールズ アメリカ合衆国カリフォルニア州94550 リヴァーモア、サウス・ピー・ストリー ト609 (72)発明者 フェラー、オルガ エム アメリカ合衆国フロリダ州33133マイア ミ、サウス・ベイショー・ドライヴ1889 (56)参考文献 特開 昭54−108493（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−66235（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−170434（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−185243（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−164449（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−268731（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 3/107

Claims (16)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】角膜の形状を決定する眼科診断装置であっ
    て， 装置の光軸上で装置の光学素子として配置された対物レ
    ンズと， 離散した点光源のパターンの実像を前記対物レンズの内
    部と目の間の位置に形成するために，パターンを投影す
    る投影手段と， 前記対物レンズを，パターンの実像の視野レンズとして
    機能させることで，前記対物レンズが角膜上の有効領域
    を拡大するように，前記投影手段に対して前記対物レン
    ズを位置決めする位置決め手段と， 角膜から反射された前記パターンの，選択的に捕集され
    た像から，点光源のそれぞれの，実質的な反射位置を検
    出するための検出手段であって，前記対物レンズのフー
    リエ面を当該装置の所望の位置に位置付ける手段，およ
    び捕集された光を角膜から近軸的に反射したものだけに
    限定するための，対物レンズから距離を置いて，前記所
    望の位置に配置されたアパーチャ手段を含む，ところの
    検出手段と， 角膜から反射されたパターンの像を，投影されたパター
    ンと比較して，解析する解析手段であって，投影された
    パターンの前記点光源と比較して，反射した点光源の相
    対位置と空間配向を解析するための手段を含む，ところ
    の解析手段と， 前記投影されたパターンと，前記角膜から反射されたパ
    ターン像との比較に応答して，角膜の近似形状を数学的
    に導出する手段と， から成る眼科診断装置。
  2. 【請求項２】離散した点光源のパターンは２つ以上の直
    線配列から成る，ところの請求項１記載の装置。
  3. 【請求項３】離散した点光源のパターンは多数の直線配
    列の点光源を有する非対称な形状から成る，ところの請
    求項１記載の装置。
  4. 【請求項４】非対称な形状は一般に，奇数の点をもつ星
    形から成る，ところの請求項３記載の装置。
  5. 【請求項５】前記パターンの実像は前記位置決め手段に
    より位置決めされた前記対物レンズ内に位置する，とこ
    ろの請求項１に記載の装置。
  6. 【請求項６】標準補助カメラ・マウントを装備した外科
    手術用顕微鏡と組み合わせて使用し，当該眼科診断装置
    を，前記補助カメラ・マウントを介して外科手術用顕微
    鏡に接続し，外科手術用顕微鏡の対物レンズを当該眼科
    診断装置の対物レンズとして使用する，ところの請求項
    １記載の装置。
  7. 【請求項７】前記投影手段は， 照明光源と， 証明光源からの光がプレートを通して投影されるように
    配置されたパターン・プレートまたはマスクと， パターン・プレートからの投影光の経路上にあって，投
    影されたパターンを反射して装置の光軸と共軸の経路に
    送り出す，アパーチャ手段と対物レンズとの間の中間に
    配置されたビーム・スプリッタ手段と， 投影されたパターンを，目の正面位置に実像として集束
    するために，ビーム・スプリッタと目の位置との間に配
    置された光学手段と， を含む，ところの請求項１記載の装置。
  8. 【請求項８】さらに， 角膜で反射して，前記光学手段およびビーム・スプリッ
    タ手段を介して戻ってくるパターンを受光する手段と， ビーム・スプリッタの，前記光学手段とは反対側に配置
    された検出器手段と， 反射して戻ってきた歪んだパターンを検出器手段に集束
    する別の光学手段と，を含み， 前記アパーチャを，戻ってくる反射したパターンのフー
    リエ面に配置することによって，装置の光軸と平行な，
    角膜からの反射光以外の，実質的に全ての光が検出器か
    ら除去され，それによって，検出器で検出されるパター
    ンの空間配向を，最初に投影されたパターンと比較し，
    パターンの反射点の位置の解析によって，角膜の近似形
    状を決定することができる，ところの請求項７記載の装
    置。
  9. 【請求項９】当該眼科診断装置が，離散した点光源のパ
    ターンを，当該装置の光軸上，そして角膜へと送り出す
    手段を有し，前記投影手段は，光軸および戻ってくる歪
    んだパターン像の経路から外れたところに点光源を含
    む，ところの請求項１記載の装置。
  10. 【請求項１０】さらに， 前記の離散した点光源のパターンと同時に，同心円から
    成る第２光パターンの実像を前記対物レンズの内部と目
    の間の位置に形成するために，そのパターンを投影する
    投影手段と， 角膜から反射した，同心円関係の反射パターンを別個に
    解析し，離散した点光源のパターンから導出された角膜
    表面の形状と比較することのできる別個の定性的情報を
    提供する手段と， を有する，ところの請求項１記載の装置。
  11. 【請求項１１】第２光パターンを投影する前記手段は， 第２光パターン照明源と， 第２パターン・プレートまたはマスクと， 装置の軸に沿った位置であって，投影パターンを第２パ
    ターン・マスクから装置の光軸上にそって送り出すのに
    適した位置に配置された第２ビーム・スプリッタと， 離散した点光源の投影パターンの経路上にある第１偏光
    子と， 第２光パターンの経路上にある第２偏光子と， を有しており， ２つの偏光子の方向によって反射の偏光を行うことによ
    り,2つの投影パターンが実像の位置に反対の偏光状態で
    投影され，それぞれのパターンの反射光が検出器手段に
    装備された偏光検光子によって分離される，ところの請
    求項10記載の装置。
  12. 【請求項１２】さらに，角膜の後部である内皮表面から
    反射して戻ってくる２次反射パターン像を別個に解析す
    る手段を有する，ところの請求項１記載の装置。
  13. 【請求項１３】２次反射パターンを別個に解析する前記
    手段は，検出される光の振幅の範囲を分離することによ
    って，角膜の前部表面から反射して戻ってくる光点と角
    膜の後部表面から反射して戻ってくる光点を検出器手段
    で電子的に分離するフィルタリング手段を有する，とこ
    ろの請求項12記載の装置。
  14. 【請求項１４】角膜の近似形状を数学的に導出する手段
    は，内皮表面から反射した検出光点の検出器手段におけ
    る位置から，角膜の内皮表面の形状を決定するためのコ
    ンピュータを有する，ところの請求項13記載の装置。
  15. 【請求項１５】投影手段は，照明光源と，離散した点光
    源を形成するためにレーザまたはホトリトグラフィによ
    って離散した穴のパターンが作製されたプレートとを有
    する，ところの請求項１記載の装置。
  16. 【請求項１６】角膜の近似形状を数学的に導出する手段
    は，反射した点光源の検出された空間配向を利用し,yを
    データ面からの角膜反射位置の深さ,xを装置の光軸から
    の距離，（a,b）を空間における照明点の実像の座標と
    したとき，一般式 dy/dx＝−［（ａ（ｙ）−ｘ）／（ｂ（ｙ）−ｙ）］± ［｛（ａ（ｙ）−ｘ）／（ｂ（ｙ）−ｙ）｝２＋１］
    1/2 によって目の選択された切開面に沿った角膜の形状を決
    定する手段を有する，ところの請求項１記載の装置。
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