JP3387500B2 - 市松模様のプラシード装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 引用することにより、1992年６月２日に提出された
「市松模様（チェック）のプラシード装置及び方法（Ch
eckered Placido Apparatus and Method）」との題名の
米国特許出願第07/891961号明細書に添付した付属物件
（appendix）を、本明細書の一部とする。この付属物件
は、997のフレームを有し11のマイクロフィッシュに収
容されている角膜解析装置ソフトウェアのためのソース
コードリストである。このソースコードはまた、出願の
一部としてディスケットで提出された。

層状角膜手術、角膜曲率形成術、エピケラトファキ
ア、白内障手術、全層角膜移植、角膜移植、放射状角膜
切開術、レーザ屈折矯正角膜切除術を含む多数の形の目
の手術は、角膜表面形状に関する考慮が必要である。例
えば放射状角膜切開では、その曲率を変化させ、その屈
折力を補正して、最良の明瞭度を得るために画像が網膜
の上にとはいかないまでもその近傍に集束するように、
角膜に多数の切開を施す。放射状切開の後「患者の約55
％は眼鏡なしに見ることができ、残りの45％はある程度
の改善が見受けられた」と報告されている。屈折矯正手
術での放射状切開及びその他の技術の開発は、このよう
な手術を数千回行ったと言われているソ連のSvyataskla
v Fyodorov博士に帰せられる。

目の手術はしばしば成功したが、得られた結果は、切
開の数及び位置及び深度を決定する個々の外科医の固有
の手術「スタイル」により発生する変動に依存してい
る。主観的な判断の要素が、重要となる。外科医が手術
前及び手術後の角膜輪郭をより量的に評価するのを助け
る装置を提供することが有益である。

本発明のシステムは、光角膜曲率測定の技術における
改善に関し、詳細には、角膜の曲率半径及び屈折力及び
輪郭を確認するためにディジタル画像処理技術を用いる
ことに関する。角膜曲率計（keratometer）は、通常は
患者の視線の回りにセンタリングされているプラシード
（Placido）ターゲット又はその他の照明されるターゲ
ットを用いた、角膜表面の曲率形状を求める装置であ
る。患者の角膜又は角膜の前面上の涙膜によるプラシー
ドターゲット又はその他の照明されるターゲットの反射
を解析して、目の表面輪郭を求める。

現在の形の技術は、ドイツのZeiss社が「光角膜鏡（P
hoto Keratoscope）」を導入した30年代前期に由来す
る。通常、この技術では、目により反射された画像が撮
影され、フィルムの上の画像が、第２のステップで測定
され、これにより輪郭マップを生成するために用いられ
る量的データを導出する。

最近、テレビジョン装置及びディジタル信号変換によ
り写真を再画像化することにより、この写真測量解析を
自動化する改善が行われている。ディジタル化の後、得
られた情報のコンピュータ解析が、従来の画像解析アル
ゴリズムにより行われる。このタイプのデータ解析は、
コンピュータを使用度が非常に高く、テレビジョン装置
により形成される画像は、大量の冗長で、不要な情報を
含む。適切な分解能を得るためのサンプリング率は、少
なくとも３対１の割合でデータ周波数より大きくなけれ
ばならず、これにより大量のデータポイントが数学的解
析のために生成される。従ってこの装置はコストがかか
り、複雑であり、低速であり、しばしば画像解析に要求
される本当の分解能が欠如している。その他の手段とし
ては、例えば合成樹脂又はワックスで目表面を直接にキ
ャスティング（採型）したり、滑石（タルク）粉により
角膜をコーティングしたり、写真測量解析のためにこの
表面の上に格子模様を投影する手段等が、医療測定に用
いられている。

角膜曲率測定における初期の開発は、1896年にGullst
randが行った。Gullstrandは、現在の技術の基礎を開示
したが、しかし彼の装置は、4mmの領域に角膜の被写界
を制限する以外には、光学系の中の異常を補償する手段
を有しなかった。その結果、多重の露出及び計算が、角
膜表面をマップするために必要であった。

現在の技術の大部分は、1930年にAmslerにより開発さ
れ、角膜形状データを導出するために１つの別個ステッ
プとしての測定及び計算をやはり必要とする彼の「光角
膜鏡（Photo−Keratoscope）」の中に実現されている。

現在、医用標準は、ボシュ・ロム社の角膜曲率計（Ba
usch and Lomb Keratometer）であり、これは商品とし
て販売されている。Bausch and Lomb角膜曲率計は、角
膜中央の3mm「キャップ」の２本の子午線の中の角膜半
径の平均値を測定する。標準技術は、角膜の表面形状の
全体像を提供せず、従って多数の診断的に重要な異常又
はコンタクトレンズの適合又は目の手術における需要の
ためには適切でない。さらに、この従来の技術は煩雑で
あり、エラーの潜在的な可能性が大きい。

中心光学ゾーン測定のために最も一般的に用いられる
標準装置は、Bausch and Lomb角膜曲率計である。数社
が、同様の操作原理を有する同様の装置を提供してい
る。これらの装置では、単一のミーア（Mire）像が、通
常は3mmの直径の角膜の前部表面の小さい中心部分の上
に投影される。ユーザは、光学的に分割され、角膜から
反射されているミーア像（複数）の焦点と位置を同時に
合わせるために、数個の制御器を操作しなければならな
い。さらにオペレータは、手動で２つの垂直な軸線にお
いて得られたデータを記録する。その他の装置も入手可
能である。例えば１度にただ１本の軸線のみを測定する
が、しかしBausch and Lomb装置に比して、僅かに使用
が容易であり、実際の上でより正確なHaag−Streit Jav
al Schiotz装置等がある。さらに、「CORNEASCOPE」の
商標名でInternational Diagnostic Instrument Limete
dが製作している写真装置（及び日本のNidekにより製作
されている同様の装置）が存在し、いくつかのメーカに
より自動角膜曲率計が製作されている。CORNEASCOPE
は、プラシード円板の反射の瞬時の写真を作成し、デー
タを解析するためにカメラアセンブリとは別個の第２の
装置を必要とする。この装置は、相当程度正確である
が、しかしコストがかかり、使用しにくい。自動角膜曲
率計はすべて、約3mmの直径の単一ゾーンに制限され、
乱視（非点収差）の程度が低い場合には、乱視軸線の測
定が不正確である。ミニコンピュータと連動して従来の
画像解析アルゴリズムを使用するコンピュータシステム
が３種類、市場に出ている。New YorkのComputed Anato
my,Inc.により1984年に市場に導入されたCorneal Model
ing System（CMS）や、TexasのHoustonのVisiopticによ
り市場に導入されたECT−100、ドイツのZeiss社により
製作された同心リングに配置されている光ダイオードを
用いる装置である。プラシード円板写真技術は、Bausch
and Lomb角膜曲率計より優れている、何故ならばプラ
シード反射から解析される角膜表面の広さが、Bausch a
nd Lomb角膜曲率計に比して大幅に大きいからである。

角膜曲率計に関して、多数の特許が発行されている。
米国特許第3,797,921号は、患者の目からのプラシード
反射を記録するためにカメラを使用することを提案して
いる。この写真から角膜の曲率半径を数カ所の点におい
て求め、複雑なコンピュータシステムを用いて計算す
る。光学系の小さいアパーチュアとより大きい線形倍率
とを有する基礎ガラス集束スクリーンを用いるので、使
用が困難であり、操作のために暗い部屋を必要とする。

米国特許第4,440,477号は、角膜表面を照明するスリ
ットランプと、角膜表面からの反射を記録するカメラ
と、画像距離及び目の曲率半径を計算するプロセッサと
を有する角膜表面測定方法及び装置を提案している。

より最近に市場に、New YorkのComputed Anatomy Inc
orporatedにより製作された「角膜モデル化装置（Corne
al Modeling System）」が導入されている。この装置
は、従来の画像解析のための画像データをディジタル化
し記憶する「フレーム・グラバー（frame grabber）」
と協働する明るい円錐プラシードターゲットを使用す
る。プラシードは円筒形であり、一端から照明される。
この円筒プラシードは、小アパーチュア光学系を有し、
これにより結像装置が大きい被写界焦点深度を有するこ
ととなる。従って、この円筒プラシードは、正確で再現
可能な画像評価を保証するために高性能の焦点形成装置
を必要とする。この装置は、走査レーザを用いて角膜厚
さデータ及び表面輪郭データを生成すると言われている
が、非常にコストがかかり、コスト的にますます余裕が
なくなっている医療用途には適しない。

前述の従来の技術は、コストがかかり、使用が困難で
ある。多数の従来の技術は、計算が複雑であり、角膜表
面の結像が複雑であり、これらの装置を操作するのが困
難であるので、エラーの潜在的可能性が大きい。

ヒトの正常眼でさえも完全には球状ではないので、照
明されるリングは通常は、円形から種々に歪んで、ずれ
た形状パターンとして角膜表面から反射される。２次元
ビデオ画像の中の点の座標に関するデータは、３次元角
膜表面を定めるために処理され、これにより、得られた
点のそれぞれに対する等価球曲率半径（又はジオプトリ
強度）が得られる。

従って、これにより、角膜の全体形状マップを提供
し、ほとんど瞬時に十分に多数の点での角膜の曲率半径
をディスプレー表示し、これにより表面形状の正確な評
価を可能にする新規の画像解析技術が提供される。改善
された光角膜曲率計は、徹照されるターゲットすなわち
「プラシード（Placido）」を有し、ターゲットまたは
プラシードは、検査する目の表面により反射される。CC
Dカメラ及びレンズ系は、プラシードの背後に取付けら
れ、従って光学軸線は、検査される目の視線と一致し、
通常は、目によるターゲットの反射の画像を提供するた
めにターゲット部材の中にセンタリングされている。CC
Dカメラから得られる角膜の上の多重の「リング」の画
像情報は、フレーム・グラバー・ボードによりキャプチ
ャーされ、エッジ検出アルゴリズムにより処理されて、
目からのターゲット反射に関連する画像輝度の不連続性
の位置が導出される。これらの画像点は転送されて、プ
ラシード・リング・エッジを表す画像の明暗の移行のx,
y位置がディジタル表示により内部メモリに記憶され
る。

次いで、ターゲット反射のCCD画像に関連する記憶デ
ータは、目の表面輪郭を導出するために、そしてオペレ
ータが使用する導出形状情報のディスプレー表示を生成
するために、公知の電子コンピュータの中の画像処理ア
ルゴリズムにより処理される。ここに開示する多重機能
角膜解析装置（Multi−Functional Corneal Analysis S
ystem）は、コンタクトレンズの前部表面及び後部表面
の双方の形状を測定し、これらの形状を前記レンズを使
用する目の形状と比較することにより，適切なコンタク
トレンズ適合を見つけだす鋭敏な方法として用いること
ができる。

本発明の例証的なシステムとしてのアイシス多重機能
角膜解析装置（Eyesys Multi−Functional Corneal Ana
lysis System）は、自動角膜曲率計（automatic kerato
meter）と光角膜鏡（photokeratoscope）と角膜形状測
定装置（corneal topography device）とを単一の装置
に統合するものである。包括的な角膜曲率測定の結果及
び量的な角膜表面測定により、多重機能角膜評価を行う
ことができる。多重解析ルーチンは、基本的な角膜曲率
測定データから直接的なゾーン値及びグラフィックま
で、さらには表面形状全体のカラーマップまでの情報を
提供する。使用が簡単なジョイスティック及び位置決め
援助装置により、正確に患者を位置決めでき、正確に焦
点を定めることができる。ユーザにとって分かりやすい
メニューにより、ユーザは迅速かつ再現可能な検査を行
うことができる。オンラインオペレータマニュアルは、
迅速な支援を提供する。大部分の検査の場合、処理時間
は360本の経線に対して10秒以下である。角膜情報は、3
mmゾーン、5mmゾーン、及び7mmゾーンに対するグラフィ
ック表示と、任意の２本の経線の角膜輪郭プロフィルグ
ラフィックと、ジオプトリ又は曲率半径による形状カラ
ー表面マップとともに、数値として報告される。４つま
でのマップを、比較解析のためにディスプレー表示でき
る。患者の検査結果は、ハードディスク又はフロッピー
ディスクに保管でき、いつでも読出せる。恒久的記録
は、オプションのポラロイドカメラ又はカラーグラフィ
ックプリンタを介して作成できる。

本発明の例証的なシステムは、迅速で低コストな量的
光角膜計測を行うために独自のデータ収集設計を用いて
いる。このシステムでは、「ショット」と呼ばれる一回
のデータ収集により、360度全域の測定値（角膜ゾーン
直径は約0.9〜9.0mm）を得るので、カメラの回転が不要
である。本システムは、より正確でユーザが認識できる
集束ターゲットを有し、従来の装置に比して改善された
光学系を有し、従って角膜形状プラットフォームの精度
及び再現性を促進する。電子データ収集と、すべての経
線の完全なディスプレー表示との間の時間間隔は、10秒
以下である。本システムは、内蔵IBM互換コンピュータ
と写真用ポートとを有する約18″×23″のベース寸法を
有し、ポラロイドまたは35mmフィルムの上の標準的な光
角膜計測写真が容易に得られる単一のテーブルトップ装
置としてパッケージ化するか、または、光角膜鏡から別
離しているコンピュータハウジングを有する32″×24″
の寸法の可動ペデスタルの上にモジュールユニットとし
てパッケージ化する。所望ならばビデオ画像メモリのた
めに使用可能なように、ビデオ出力が設けられる。標準
の数値ディスプレー表示の外に、角膜プロフィールのた
め及びカラー符号化された輪郭マップのための新規のカ
ラーグラフィックを選択できる。本発明のシステムは使
用が容易であり、従って、標準的医療環境の中での使用
に適する。本システムのデータ収集部の構成は、迅速な
データ収集及びディスプレー表示を可能にし、医用及び
研究用途のために大きな利点を提供する。

第１図は本発明のシステムの概観図である。

第２図は本発明のシステムの断面図である。

第３図は本発明のメニュー及びグラフィック表示の詳
細図、第４図は光学原理の線図である。

第4A図及び第4B図は収集操作のグラフィック表示の図
である。

第５図は集束援助システムの構造の詳細図である。

第６図は集束援助システムの操作スケッチ図である 第７図はオプション組立及び患者位置決め組立の動作
を示す概観図である。

第８図はオプション組立ハウジングの概念図である。

第９図は電源の概念図である。

第10図はフレーム・グラバー・ボードのブロック回路
図及び概念図及びPAL方程式を示す。

第11図は光学パスレイアウト及び設計の手順の図であ
る。

第12図はソフトウェアのシステムメニュー及びハイレ
ベル説明の図である。

第13図は目の横断面図である。

第14図は目の前面図である。

第15図は使用中の市松模様（チェック）のプラシード
の模式的表示の図である。

第15A図は市松模様プラシード装置の前面図である。

第17図は市松模様プラシード装置の背面図である。

第18図は市松模様プラシード装置の斜視図である。

I.本発明の装置の概観 第13図及び第14図は、角膜曲率測定に関連して重要な
目の特徴を示す。瞳孔は、虹彩により包囲されている中
央領域により定められている。虹彩の開放寸法は、照明
の輝度及びその他のファクタに依存して自律神経系によ
り調整され、明るい光の中では直径1mm程度に小さくな
り、薄暗い光の中では直径5mm程度になる。明るい光の
中での虹彩の収縮は、従来の写真技術で観察されるよう
に焦点深度を増加させる。角膜表面前部からのプラシー
ドの１つ又はそれ以上の同心円の反射は、テレビジョン
カメラにより観察される場合に、瞳孔及び虹彩の上に重
畳したある程度に円形の明るいリングとして現れる。目
の内部は、重要な構造を示すために横断面図として示さ
れている。眼球は、強膜と呼称される半硬質の白色膜の
中に包まれている。前部の透明膜は、角膜と呼称されて
いる。角膜の形状は、角膜の背後の液圧及び水晶体の前
部の中の液圧により支持されている。水晶体は、水晶体
の厚さ及びひいては水晶体のレンズ焦点を調整するため
に関連して機能する繊維組織及び筋肉組織により支持さ
れている。

目の光学系の主な集束力は、角膜の小さい曲率の屈折
曲面と、前部室を充填する液体とにより発生する。水晶
体は、近傍の対象から遠方の景色へ焦点面を調整するこ
とを可能にする。虹彩開口部を通過して目に入射する光
は、眼球内面の広い部分に沿って位置し光受容体細胞を
有する網膜の表面に集束される。これらの細胞は、杆状
体及び錐状体の２つの一般的なタイプから成る。杆状体
は、中央画像部の周辺領域の中に主に存在し、光に対し
ては感度が高い。しかし色彩感度は欠如している。杆状
体は、「暗所視」すなわち夜間視力を提供する。錐状体
は、網膜中央、および重要な中央視覚が得られる「窩
（fovea）」に主にある。視覚の中心は、目の光学軸線
から５〜７度程度ずれている窩の中に位置する。角膜の
表面は完全な球の一部ではないので、角膜表面の曲率
は、視覚の中心すなわち視覚軸線の回りに非対称であ
り、角膜曲率測定においてはこの曲率を考慮しなければ
ならない。

米国特許第3,542,458号明細書及び米国特許第4,440,4
77号明細書に開示されているように、凹面鏡での対象の
反射は、「仮想の」（すなわちスクリーンの上に形成で
きないが、しかし直接に見ることができる）正立像を形
成し、この像の寸法は、鏡の曲率半径の関数に依存する
量だけ減少される。本発明システムでは、涙の膜及び／
又は角膜表面が、そのような鏡として機能する。透明表
面から反射された光を定めるためにしばしば用いられる
式は、関与する光学媒体の屈折率に依存する。

この場合には、３つの光透過媒体、すなわち空気及び
涙膜及び角膜の通常使用される屈折率の値ｎは、空気が
1.000、涙膜が1.333、角膜が1.3375である。これらは、
これらの光学界面のうちの２つの界面、すなわち空気と
涙膜の界面及び涙膜と角膜前面の界面での反射は、約２
％である。涙膜の厚さが薄いので、２つの反射の位置は
互いに非常に近く、従ってこれら２つの反射は、計器で
は識別できない。結果として、これらの反射は、医療用
途においては一緒のものとと見なされうる。しかし、反
射されたパターンの中の小量の光は、後述のように本発
明のシステムの設計に影響する。

正常な角膜の前部領域は、Bausch and Lomb角膜曲率
計等の多くの従来の装置の設計では完全に球状と仮定さ
れているが、そうではなくむしろ楕円形に近い。正常の
角膜の中心から２又は3mmの半径の領域は、球状形状と
仮定しても支障なく、従って、前述のような単純な模型
は、通常の光学軸線又はその近傍での光線の光学特性を
説明するために用いられる。

ユーザは、非常にしばしば、角膜の集束力のジオプト
リとしてのデータ表示に興味を持つ。半径に関する情報
は、次の通常使用される式によりジオプトリ単位に変換
できる。

ｄ＝（ｎ−１）/r ここで、角膜の屈折率ｎは、1.3375と仮定し、角膜表面
の曲率半径ｒは、メートルの単位で表される。角膜曲率
測定で使用する角膜の実効屈折率の実際の値に関する合
意は存在せず、ジオプトリでの角膜曲率の計算は、角膜
表面後部により形成される実効的に負の「レンズ」を補
償する光学的補正ファクタが用いられていることに注意
されたい。実際上、この変換のために数種類の装置によ
り使用される屈折率の値は、1.332（Zeiss社）及び1.33
6（American Optical社）から1.3375（Haag−Streit社
及びBausch ＆ Lomb社）までの範囲にわたる。中心ゾー
ンの曲率の「正常な」範囲は、7.2から8.3mmにわたり、
平均値は7.8mmである。測定値をジオプトリに変化するB
ausch ＆ Lomb社製装置のいくつかの代表的な値を次の
表に示す。

ジオプトリ曲率 表面曲率半径（mm） 61.0 5.53 60.0 5.63 47.0 7.18 45.0 7.50 44.0 7.67 42.0 8.04 41.0 8.23 前述の説明から、データをジオプトリの形に変換する
ことは容易であり、選択された定数を用いるが、しかし
このように表現されたデータは、この技術に内在する種
々のエラーが付随することが分かる。通常の角膜曲率測
定は、大きさがそれほど正確ではないにかかわらず長年
にわたりジオプトリ形のデータを用いてきた。ジオプト
リとミリメートル単位曲率半径との表示形式のいずれか
を選択することが、本発明システムでは可能である、従
ってユーザは、より正確な形式とより通常の形式との間
で選択できる。導出されたデータの表示は、ユーザによ
る理解又は応用を容易にするためにグラフで行うことも
可能である。

ユーザにとって興味のあるデータが、中心から任意の
可能な方向における、画像の中のプラシード・リングの
各々の弦の画素半径から生成される。次いで、これらの
点のそれぞれにおける表面曲率のミリメートル半径表示
及びジオプトリ曲率表示が、ユーザによる計算のために
提供される。従来の通常使用される角膜曲率計は、選択
された各角度における２つの互いに垂直な経線を用い、
円筒及び軸線、すなわち「K1,K2」の形のデータを生成
する。これらの表現は、それぞれ最大又は最小の曲率を
有する２本の経線のそれぞれの、視覚軸の両側からの平
均ジオプトリ曲率を示し、２本の経線の間の差角度の大
きさは、「通常の」非点収差において90度と仮定し、２
本の経線のうちの角度が大きい方の経線と水平線との間
の角度も90度と仮定する。この表現は、通常使用され、
ユーザにより、従来の角膜曲率測定により導出された記
述要素の決定的な特徴として認識される。

軸線は、測定されるか、又は、規則的（すなわち90度
離れている）であると仮定できるが、しかし現在の用途
ではより包括的なデータが必要である。Ｋ値は、繰返し
測定し記録するプロセスにより360度全部に対して得ら
れる。

半径によりリング画像寸法を表現するために必要なデ
ータの量を減少するために、閾値より大きい輝度変化を
表す場所の画素のみが記憶される。各リング反射は、各
反射エッジにおいて１つのデータポイントを生成する。
これらの点を、リング反射の中心の実際の位置を求める
ために用いることができる。有利には、光学系には、光
学系の光学中心を定め、患者が凝視するための光の明る
い点を提供する光ファイバが設けられている。角膜から
のこの小さい点の反射は、すべての測定の基準となる真
の中心を提供する。さらに、データポイントの数値的な
散乱は、焦点と、最低許容品質に関する各測定値の評価
を可能にする全体的画像品質との関数である。質的基準
を満足しないある測定値を排除するかどうかの決定は、
ソフトウェアの中に組み込まれている。これは、対象距
離は既知であり正確なデータ解析のために固定されてい
なければならないとの要求に起因する。焦点の小さな誤
差が測定値を劣化させる。従って、焦点深度が小さい光
学系と、ソフトウェアによる散乱の測定とにより、精度
を保証する。光ファイバからの中心凝視ターゲット反射
が、画像の真の中心に対する関係を求めるために調べら
れ、画像が、所定量だけいずれかの軸線に沿って中心か
らずれている場合には、測定値が無効にされる。カメラ
の視野の中に位置する鼻、眉毛、睫、瞼の端縁等による
影により、いくつかのデータポイントが、理論的な最大
数から失われることがある。睫の影は、測定領域を完全
には遮蔽せず、従って、このように部分的に遮蔽された
領域を高い信頼度で測定するためのある最小数の有効点
を選択できる。このようにして輝度の変移を画像全体に
わたり調べ、コンピュータでアルゴリズム演算により求
められた軸線にわたっても調べる。例えば光学系の画像
分解能が、プラシード画像において0.014mmの画素寸法
（750画素＝10mm、従って１画素＝1/75mmすなわち0.013
3mm）を提供すると仮定すると、本システムにより検出
可能な最小曲率差及び最小半径長間隔の推測値が導出さ
れる。

最良の精度を得るために、各装置を定期的に校正し
て、導出データの最大精度が得られるように、光学系の
倍率及び線形度の僅かな差を補償しなければならない。
このため、有利には、校正手段をコンピュータソフトウ
ェアの一部として設けられ、ユーザが校正をチェックで
き、いつでも表にある値をリセットできるようにする。

第４図の光学理論線図は、本発明のシステムに重要な
関係のうちのいくつかを示す。

寸法ｈを有する対象（すなわち測定する目の角膜）
が、画像寸法ｈ′で平面ｄで反射されて結像される。倍
率は次の通常の式により導出される。

ｍ＝h'/h 凹面鏡の焦点長は負であり、曲率半径の1/2に等し
い。対象の距離の逆数と画像の距離の逆数との和は、焦
点長の逆数に等しい。これらは次式で表される。

1/o＋1/i＝1/−ｆ＝−2/r 又は ｉ＝or/［２（or）−ｒ］ 従って、画像の残りも同様に形成され、このような算
法をいかなる経線にも適用できる。（これらの式は、光
学軸線に非常に近い光線のみに適用できる）。対象の寸
法、画像の寸法、距離、光学倍率から曲率半径を次式に
より求めることができる。

Ｒ＝Ｍ（2U/O）Ｉ ただし、 Ｍは、カメラ及びレンズの倍率定数、 Ｕは、対象から角膜までの距離、 Ｉは、画像の観察された寸法、 Ｏは、対象の実際の寸法である。

結像される対象は、ターゲットの数個のリングであ
り、角膜の中心からのいくつかの距離における目の曲率
を提供する。第ｉ番目のリングにおける全ての定数は、
次式により１つに、すなわちK_iに統合される。

R_i＝K_iI_i ただし、 R_iは、第ｉ番目のリングの角膜の曲率半径、 I_iは、第ｉ番目のリングの観察された大きさ、 K_iは、第ｉ番目のリングの変換定数である。

かくして、曲率を計算するために必要なものは、K_i定
数のみである。K_iを計算することもできるが、しかし、
既知の正確な直径R₀を有する球により装置を校正し、す
べてのK_iをK_i＝１に設定して測定する方がより容易であ
り、より正確である。V_iの値が測定され、これらの値は
I_iの値を提供する、何故ならばV_i＝１×I_iであるからで
ある。このようにして、定数は次式により求められる。

K_i＝R_o/V_i ただし、 R_oは、校正球の既知の半径、 V_iは、K_iを１に設定した場合の校正球の測定された半
径である。

従来の技術では、測定された反射直径の変換のための
ルックアップシステムを提供する、既知の表面曲率値の
範囲の表が形成される。このようにして所要精度が得ら
れ、これにより、意図する用途のための正確な出力デー
タが保証される。表に記載の値の間を補間することは、
非常に実際的であり、これにより、正確な測定値を保証
するために必要で、表に記載するべき値の数を減少させ
ることができる。

より正確な表面特性は、理論的には、“Journal of t
he Optical Society of America"誌第56巻第11号（1966
年11月）に記載のWettenberg及びLudlam著の論文に記載
の反復法により得られるが、しかし医療用途のために
は、より簡単な方法により適切な精度の表面特性が得ら
れる。倍率及び実効的な数値的アパーチュア（開口，絞
り）を、セットアップ及び焦点合わせのステップを容易
にするために、最も望ましい小さい相対的アパーチュア
と、許容できる程に小さい被写界深度との間の妥協とし
て、選択する。これにより、光学系の焦点深度に起因し
て被験者距離の小さい差を判断することができないこと
により発生する被験者位置の誤差を許容範囲内にとど
め、ノイズ減少のための適切な画像輝度が得られる。す
べての場合とはいわないまでも、ほとんどの場合、正確
な表面輪郭は、医療関係者にとって、相対的な輪郭に比
してより重要性が小さい。例えば外科での用途では、目
的となるのは、２つの垂直軸線で類似の形状を有する平
滑で規則的な角膜表面を得ることである。すなわち、角
膜の非点収差を最小にすることである。測定誤差は、目
の主な結像表面である角膜中心において又はその近傍に
おいて最小である。従って、角膜の周辺領域内での小さ
な誤差の累積は、許容範囲内である。角膜が切断される
外科手術では、縫合張力及び縫合個所が表面形状を変化
させることがある。術後に非点収差（乱視）が誘発する
ことを防止したいならば、すべての軸線において、周辺
曲率をできるだけ同一の値の近傍に保持しなければなら
ない。この結果を良好に実現するために、角膜曲率計
は、縫合の術後調整のための情報を提供する。コンタク
トレンズの調整のための形状導出も、類似のプロセスで
ある。何故ならばレンズも、本システムにより測定さ
れ、従って真の表面を導出の際に発生する小さい誤差
は、互いに相殺し、これにより得られるデータは、医療
目的で使用可能である。

セットアップ時にシステム及び頭部架台を調整するこ
とにより、目を画像の中にセンタリングするので、そし
て、光学系の光学軸と同軸であるターゲットを被験者が
凝視するので、角膜は、簡単なソフトウェア技術により
正確に位置決めできる。凝視ランプ反射からの２つの中
心画像点の間の最大差は、内側のプラシード・リング反
射の直径（画素を単位として）と同等の測定結果であ
る。この測定値の1/2が、この図形の中心である。解析
の残りは、同様の技術を基礎とし、強度及び飽和度及び
色相等を表す多数の数値のうちの１つをそれぞれが有す
ることもある大幅により数の多い画素に関するより複雑
な決定を行う古典的な画像解析アルゴリズムに比べて、
ソフトウェアの使用度が大幅に低い。このようにして、
このシステムが、現在の自由な医療構造により課せられ
る経済的な制約の範囲内で未熟なユーザにより操作され
る場合でも、医療的に使用可能なデータを生成するため
に用いることができる非常に低コストのシステムの構造
により、従来の画像解析技術に替わる新規な手段及び方
法を提供することが分かる。

コンピュータプログラムは、測定及びデータ解析及び
表示形式を制御する。各単一の測定は、観察しているプ
ラシード反射のエッジを測定することから成る。データ
収集ステップに後続して曲率が、使用可能なエッジから
計算される。選択可能な大きさのウィンドウから外れた
いかなる値も、「悪い」と判断される。次いで、選択さ
れたデータポイントから、各リングの半弦測定値が算出
される。曲率の値が、軸線の優角及び劣角の正確な推測
を可能にするのに十分な数の角度において中心の両側で
リング画像を得るために同様に計算される。

曲率を計算するための式は次のようである。

R_i＝K_iR_i ただし、 R_iは、第ｉ番目のリングの角膜表面曲率半径、 K_iは、第ｉ番目のリングの統合された定数、 R_iは、第ｉ番目のリングの測定された半径である。

（統合された定数は、倍率、リング寸法、局所曲率等に
依存する）。定数K_iは、既知の半径の対象を測定するこ
とによりシステムを校正して求める。これらのデータ
は、主プログラムにより使用されるよう、EPROM（消去
可能プログラム可能読み取り専用メモリ）の中のディス
ク又は類似の手段に記憶される。可変焦点カメラレンズ
を設けることにより、所望ならば倍率誤差を補償するた
めに調整を行うことが可能となる。しかし有利には校正
表の方法が、有利な実施例である。

II.処理回路及び操作 第２図において、有利な実施例として、角膜曲率計
は、プラシード又は類似のターゲットと、レンズ系と、
目からのプラシード２の反射を受容するCCD（荷電結合
素子）カメラ50と、画像処理サブシステム48とを有す
る。

検査される目は、有利にはプラシードから３インチの
距離に位置決めされ、光学系にセンタリングされる。第
15図にはより詳細に図示され、この図ではCCDカメラの
レンズがプラシードの中にセンタリングされ、このレン
ズは不透明材料221の同心円により包囲されており、プ
ラシードは半透明材料220の徹照されている表面の形で
形成されている。このプラシードは、ディスク表面の背
後に配置されている１つ又はそれ以上のランプ222によ
り照明され、従って半透明領域は、被験者により明るい
円として観察される。この技術により、画像が目224の
正常な角膜表面の後に位置する平面223の中に形成され
る。第２図において、この画像の反射は、レンズを通過
した後にCCDカメラによりとらえられる。有利には、こ
のレンズは、目からその焦点長だけ離れた位置又はその
近傍に配置されている対物レンズ53である。ビームスプ
リッタ又は鏡15が、第２のレンズ52と一緒に設けられる
こともあり、これにより、対物レンズにより形成される
画像の一部を、目及びプラシード反射の写真による記録
のためにカメラのポートへそらすことが可能となる。そ
うしない場合には、画像の残留部分は、CCDカメラ51の
感光表面に集束される。

被験者は、本発明システムの前部に位置決めされる。
被験者の顎は、座部24で支持され、この座部24は、顎か
ら目までの被験者の寸法に応じて調整可能である。この
ための調整装置25は、通常はねじにより操作される。光
学アセンブリ58は、回転動作なしに２つの互いに垂直な
平面の中で運動することを可能にする「スライド」また
はローラー45、46に取り付けられ、従って、どちら側の
目も光学軸線に対して心合わせして配置することがで
き、この運動により画像の厳密な焦点合わせができる。
プラシード２は、円形の蛍光灯又は所望のその他のタイ
プのランプ27により背後から照明される。このアセンブ
リは、ねじ31により調整して、スライド手段32,33によ
り垂直軸に沿って動かすことが可能である。ねじの回転
により、測定する目と本発明のシステムの光学軸とを一
直線に位置決めする。そのためにオペレータが光学軸を
調整して上昇させることを可能にするノブ、又は電動機
40及びプーリ37,39及び協働するベルト38を有する駆動
装置により、ねじの回転を行うことが可能である。有利
には、ボールとソケットからなる部品43に取付けられ、
オペレータによりカムまたは摩擦部材44を介して制御さ
れるジョイスティック42の操作によって、スライド又は
ローラ又はホイール45,46の上にある本発明のシステム
を移動させて、位置決め及び集束ステップを容易にす
る。本発明のシステムは、SCO社（Scandicci,Florence,
Italy）製の位置決めアセンブリを使用している。眉座
部26を頭部支持装置49の上に取付け、これにより、調整
又は測定中に本システムに対する患者の目の位置の固定
が保証される。患者は、目１と本システムの光学軸とが
確実に一致するように、凝視ターゲット79に目の焦点を
合わせることを求められる。位置決め及び集束ステップ
の後、オペレータは、スイッチ41又はフートスイッチを
押し、これにより、行うべき測定に関する画像の一部が
電子アセンブリ48と、これに連動する適切な電源47とに
より捕獲される。

対象（プラシード）は、角膜の表面から反射され、反
射寸法が測定される。凹面鏡の焦点長は、曲率半径の1/
2であり、画像寸法及び対象寸法を、焦点距離に関連づ
けることが可能である。この場合の対象は、有利にはプ
ラシード及びプラシード円板である。

メモリに記憶されているデータポイントは、閾値の大
きさを越える画像中の各輝度変移のX,Y位置を示す画素
番号を有する。これらの点は、ある程度ランダムノイズ
により汚染されているので、標準的な表示アルゴリズム
により使用できる最終的な形態に変換する前に、処理を
施して、このノイズを除去し、センタリングを実現し、
焦点を正確に定め、全般的な質を高める。データポイン
トが、記録時にメモリに記憶されるので、行番号を定め
るための幾つかのポイントは、正負符号ビットにより通
常は占められている位置の中にフラグビットを加えるこ
とにより識別できる。これが可能なのは、データポイン
トはすべて、１つの共通の正符号を有し、ほとんどのコ
ンピュータにある正負符号比較命令を使用することによ
り、ソートが簡単に行えるからである。行番号は、デー
タポイントが測定値中の画素番号により示された、対に
なった表として記憶され、このプロセスは、すべてのデ
ータポイントがこのようにソートされるまで続行され
る。メモリの中のデータの終了は、零に等しい行番号又
は画素番号により示される。この零は、各測定値の前に
データメモリ全体を零にクリアすることにより得られる
ものである。この方法により、後続の演算において処理
するデータポイントの数を減少することができる。数値
マスクをソフトウェアに組み込んで、もし本システムが
目１と正しく一直線に位置決めされているならば発見さ
れる凝視ターゲット反射の位置を定める画像の中心にお
ける小さい領域を定める。凝視ターゲットの反射は、最
良の精度を得るために、このマスクの中に位置していな
ければならない。僅かにより大きい領域の中のデータポ
イントを平均して、処理データの光学中心を定める。

平均値データがマスク領域の中にある場合、平均値デ
ータは、極座標データフォーマット変換のための中心点
として記憶される。平均値データがマスク領域の外部に
ある場合、測定値は廃棄される。オペレータがエラーを
注意されるか、あるいは、オペレータの注意を喚起する
前に、所定回数（通常は３回）だけ測定を自動的に繰返
すことも可能である。

直交座標から極座標へのデータフォーマット変換の後
に角度計数が零にセットされ、半径方向シーケンスの点
が、表に記憶される。これは、所望の角度数だけ繰返さ
れる。各度数の増加は、後でディスプレーの使用にとっ
て有益であるが、しかし計算時間を増加するので、角度
の数はユーザが適切に選択しなければならない。

所望のすべての角度が変換された後、データポイント
が、グループとして中心からの距離により検査される。
これは、離散的距離形式ではなくシーケンス形式であ
る。すなわち反射は大部分の場合、閉鎖されネスト（入
れ子）にされた曲線ではあるが、しかし円又はその他の
規則的な図形ではないことに注意されたい。

半径方向で選択されたグループは、プラシードの反射
の形状を定めるために最小自乗法又は移動平均値ウィン
ドウ等の平滑化プロセスにかけられる。中心K1,K2すな
わち円筒及び軸線の通常の形状を提供するために、最も
内部に位置する平滑曲線は、楕円であると仮定され、計
算により、平滑化されたデータから「最良適合」楕円が
得られる。これからK1及びK2が、校正データ表からのル
ックアップ及び補間により求められ、数値差は「円筒」
すなわち非点収差（乱視）となる。軸が、水平平面の中
で原点の右側へ延在する零度から時計の針とは反対の進
行方向を正とする、所定楕円の軸線の優角であることは
言うまでもない。

残りのステップは、それぞれの同心反射のための点の
各組をとり、それらの点を同様の方法で平滑化する。次
いで、２つより多い数の標準偏差又はその他の同様の閾
値パラメータにより、平滑曲線を適合することに失敗し
たデータをすべて削除し、データを再平滑化する。次い
で、平滑化されたデータを、X,Yと、表面曲率のミリメ
ートル半径とに、任意の所望のディスプレーフォーマッ
トでの使用のためにルックアップ表により変換する。

角膜被覆の領域は、0.9mm〜0.0mm（＠42.5D）であ
る。軸範囲は、０〜360度（インクリメントは１度）で
ある。ジオプトリの範囲は、9D〜99Dである。分解能
は、＋／−0.25ジオプトリである。統合されたシステム
の実施例の寸法は、23″Ｄ×18″Ｗ×24″H,80ポンドで
あり、装置の構成要素をモジュール化して、コンパクト
なペデスタルテーブルの上に置かれるようにすることも
できる。

本発明のシステムの構成要素 本発明のシステムは、光角膜曲率計と、プラシード２
と、患者焦点アセンブリ202と、コンピュータ203と、高
分解能CCDビデオカメラと、14″VGAカラーモニター200
と、画像処理サブシステムとから成る。本発明のシステ
ムは、可動ペデスタルテーブル204の上に取付けられて
いるテーブル上面に取付けられている。

本発明の例証的なシステムは、次の構成要素を有す
る。

光角膜曲率計、ケース、CCDカメラ、プラシード、光
室、光学アセンブリ、患者焦点合わせアセンブリ、位置
決めベース／顎座部、IBM AT互換コンピュータ又は803
86ベースのコンピュータ、101個に増加されたキーを有
するキーボード、40メガバイトハードディスクドライ
ブ、1.44メガバイトフロッピーディスクドライブ、高分
解能CCDビデオカメラ、14″VGAカラーモニター、画像処
理サブシステム、画像処理アルゴリズム、フレーム・グ
ラバー（frame grabber）ボード、電源ボード、ペデス
タルテーブル、テーブル上面。

画像処理 本発明のシステムの中で使用される画像処理ソフトウ
ェア及びすべてのその他のソフトウェアは、添付書類に
記載されている。ソフトウェアは、多くの面で速度及び
パーフォマンスに適応している。ソフトウェア、本発明
のシステムにより使用されているプロセッサファミリす
なわちIntel社（Santa Clara,California）から購入可
能なIntel X86ファミリでの速度を大幅に増加するため
に、浮動小数点演算の代りに整数演算を使用する。しか
し、このような方法によれば、いかなるプロセッサにお
いてもパーフォマンスが改善する。整数演算は、浮動小
数点演算のためのコプロセッサを用いる場合に比して
も、速度がより早い。この演算は、固定小数点演算子を
使用する。例えば、数3.279の代わりに、整数演算によ
り、代理数3,279を用いる。これは、浮動小数点演算よ
り大幅に早い。本発明のシステムは、性能を大幅に向上
させるため、サインおよびコサインについても、1000に
より位取りされた整数演算を使用する。1000によるこの
位取り操作は、３桁の有効数字を得るのに十分である。

多くの性能向上方法が、出典リストに記載の文献に詳
細に説明されている。性能向上の重要なファクタは、ソ
フトウェアのアーキテクチャ設計と、画像処理及びその
他の機能を行うために使用されるステップ及びシーケン
スの選択である。さらに、画像処理及び並列処理及びエ
キスパートシステムの技術が、ソフトウェア設計の中に
組込まれている。

ソフトウェア設計は並列である。例えばスーパーコン
ピュータ等の並列プロセッサで実行でき、逐次であるこ
とに限定されない。従ってアーキテクチャは、並列実施
で実行できるように設計されている。

エッジ検出 本発明のシステムでは、ソフトウェア化されているエ
ッジ検出アルゴリズムを使用する。角膜の中で反射され
る各プラシードは、エッジ検出器により２つのエッジと
して検出される。その他の公知の装置では、プラシード
・リングの位置を検出するために反射のピーク値を用い
るが、これでは精度が落ち、事後画像捕獲解析のための
データポイントの生成数が減少する。本発明のシステム
では、各リングの内側エッジと外側エッジとを検出する
ためにエッジ検出ソフトウェアを使用する（第12K図参
照）。次いで画像処理ソフトウェアが、プラシード・リ
ングの各エッジに対する画素数を計数し、次いで１度の
角度だけ回転して、同じ画素数計数プロセスを繰返す。

例えば、９つのプラシード・リングが使用され、角膜
から反射される場合、これらのプラシード・リングは、
18個のリング。エッジを生成する。これは、角膜の形状
情報のポイントが360度×18エッジ＝5760個存在するこ
とを意味する。旧式の角膜曲率計は、４つのデータポイ
ントのみを利用し、すなわち90度離れて測定された単一
のミーア又はリングに対する半径のみを利用し、次い
で、角膜で反射されたミーアを撮影して、角膜の球状特
性を定量化する。分析の総時間のみでも20分かかった。
本発明のシステムでは、15秒以下の時間内に360度全域
での解析を実行する。

プラシード・リングのエッジに対して計数された画素
数は、本発明システムの校正曲線に対比することによ
り、ある特定の曲率半径に相応させることができる。コ
ンピュータの中にソフトウェアとして組込まれているエ
ッジ検出器は、CCDカメラの上に角膜から反射されフレ
ーム・グラバー・ボードにより捕獲（capture）された
リングのパターンを検出し、各同心円のエッジに対して
画素数を計数する。各リング・エッジに対して計数され
たエッジ数は、その点での角膜表面の曲率半径に比例す
る。

画像処理ソフトウェアは、コンピューター内にあっ
て、角膜表面により反射される各プラシード・リングの
エッジを検出する。次いで画像処理アングル・ソフトウ
ェアが、各プラシード・リング・エッジまでの画素距離
の表を作成し、角膜の曲率半径に比例する画素数計数値
又は画素距離を得る。本発明のシステムは、エッジ位置
及びジオプトリ測定値を求めるために副画素1/10分解能
を使用する。これらの計算された画素距離は、対象角膜
の形状曲率を得るために校正曲線と比較される。

ソフトウェアは、患者の病歴、データベース管理、デ
ィスプレー、ビデオボードの駆動、ディスプレー・ボー
ド・バッファへの画素の書込み、通信パラメータのため
のそのロケーション固有のプロフィール、医者が好むス
クリーンの上の色彩数、ファイル操作コード、メニュ
ー、その他、付属書面のソフトウェア・ソース・リスト
を参照すれば明かな多数の機能を含む。

校正曲線 本発明の例証的なシステムでは、既知の曲率半径を有
する測定対象物により、校正曲線を得る。校正ルーチン
は、現在の設計の中の４つの校正球のそれぞれのための
ルックアップ表（本質的に校正曲線）を計算し記憶す
る。なお、各表は、この既知の曲率半径のために計数さ
れた画素数に相応する。校正球の数は、容易に増加又は
減少できる。現在、これら４つの表は、補間された校正
曲線（画素対ジオプトリ又は曲率半径）を生成するため
に用いられる。現在において４つの既知の曲率半径校正
用の対象物により校正されている最良適合曲線を用い
て、未知の曲率半径を有する対象物に関する曲率半径
が、その画素計数値に曲率半径を対応させることにより
得られる。ソフトウェアソースコードは、付属書類に全
部記載列挙されている。

データ表示及びディスプレー 角膜に関する情報は、１組の数値として報告できる
か、又はカラーグラフィック表示でディスプレーに表示
できる。本発明のシステムは、3mm及び5mm及び7mmゾー
ンのグラフ表示が可能であり、又は任意の経線の角膜輪
郭プロフィールグラフィックとして表示可能である。本
発明のシステムは、ジオプトリ又はミリメートル曲率半
径目盛りに対応させた形状カラー符号化表面マップも生
成できる。４つまでの表面マップを、比較解析のために
一緒にディスプレーに表示できる。患者の検査結果は、
フロッピーディスプレーに保管されて、いつでも読出可
能である。恒久的な記録は、オプションのポラロイドカ
メラ又はカラーグラフィックプリンタにより作成でき
る。

カラー・グラフィック表示は、半径角膜曲率測定又は
角膜のレーザ処理の間にどの個所で角膜の補正切開を行
うかを示すために用いられる。ビデオ・ディスプレーモ
ニターは、グラフィック表示を観察するために用いられ
る。ビデオ・グラフィックは、長期記録のためにシステ
ムプリンタ又はディスク装置内に保存できる。

グラフィック・ディスプレーの表示は、治癒期間の間
に角膜の形状履歴を記録するために用いることもでき
る。角膜の全治には数カ月又はときおり数年さえかかる
こともある。角膜は血液が流れておらず、従ってその修
復は、欠如した指の爪の再生に類似している。それはか
さぶたが形成されて治癒することはなく、１週間以内に
治癒することもなく、従って前述のような形状データ履
歴により医者は、角膜の治癒経過に応じて必要な調整を
行うことができる。すなわち医者は、角膜の形状への手
術の補正効果を最適化するために縫合を締めたり緩めた
り、その他の調整を行うこともできる。

グラフィック表示は、手術の前及び後に角膜の形状特
性を比較するためにも用いることができる。２つの特性
の間の差を表示することも可能であり、これにより医者
は、手術がいかに角膜形状に影響したかを観察できる。
グラフィック表示の例は第3A図〜第3L図に示されてい
る。

グラフィック・ディスプレー表示は、「ディスプレー
・フォーマットを選択」を用いて第3A図に示されている
ようにメニューから選択できる。第3B図は、角膜曲率測
定（直交）のディスプレー表示の１例を示す。第3C図
は、3mm及び5mm及び7mm形状が１つのディスプレー表示
に重畳されている「トルクディスプレー表示」の中の非
点収差を示す角膜曲率測定データのディスプレー表示の
１例を示す。第3D図は、任意の２本の経線により生成で
きるプロフィールグラフを示す。第3E図は、任意の２本
の経線により生成できる角膜曲率測定データの表による
ディスプレー表示を示す。第3F図は、角膜の異なる点に
対してジオプトリ補正を示すコンタクトレンズ適合マッ
プのディスプレー表示の１例を示す。第3G図は、１又は
２又は３又は４つの目を比較するために生成できる比較
等ジオプトリ・マップの１例を示す。第3H図は、正規化
されたジオプトリ目盛りを有するカラーマップを示す。
第3I図は、データの概観ディスプレー表示を示す。第3J
図は、目のディスプレー表示及びその上のプラシード・
リング画像を示す目の画像のディスプレー表示の１例を
示す。第3K図は、コンタクトレンズ適合のディスプレー
表示の１例を示す。第3L図は、比較等ジオプトリ・マッ
プの１例を示す。第3M図は、任意の２本の選択された経
線の表によるディスプレー表示の１例である。

データ編成及び表示ソフトウェアソースコードは、付
属書面１に列挙されている。

正確なプラシード位置決め及び焦点合わせ補助装置 角膜の中のプラシードの反射の寸法と、ひいては角膜
の特性のゾーンに対して計算された検出曲率半径とは、
目からプラシードまでの距離の関数である。従ってこの
距離は、医者が角膜の形状を解析する都度同一であるこ
とが望ましい。距離の変化により角膜の形状に関する計
算に誤りが発生することがある。例えばプラシードが、
２回目の「スナップショット」で角膜に僅かに接近して
位置決めされた場合、リングは互いにさらに離れて現
れ、角膜の形状は変化しなかったにもかかわらずリング
の間の画素はより多く計数され、これにより、ミリメー
トル曲率半径の長さの誤った増加が示される。

本実施例では、実際のプラシードは、目から約３″離
れている。しかし焦点合わせ補助装置が、各診断時にお
いて同一の位置にプラシードを正確に位置決めできるよ
う、使用される。焦点合わせ補助装置は、実際のプラシ
ードより大幅に目に接近して位置し、焦点合わせ補助装
置は、焦点調節クロスヘアマークを目に投影する。この
焦点調節クロスヘアマークは、実際のプラシードより目
に大幅に接近して位置するプラシードと考えることがで
きる「合成プラシード」を構成する。従って、焦点合わ
せ補助装置ひいては「合成プラシード」は、正確に位置
決めされ、従って実際のプラシードの位置誤差は無視で
きるようになる。従って、実際のプラシードの位置の偏
差は重要でなくなり、実際のプラシードの正確かつ再現
可能な位置決めが援助され、従って、位置決め誤差に起
因する角膜形状計算の誤差を減少することができる。

焦点合わせ補助装置は、目に焦点調節クロスヘアマー
クを投影する。焦点合わせ補助装置は、角膜が集束状態
にある時点を検出するために光学領域検出装置として動
作する。焦点合わせ補助装置は、手術前の角膜形状と手
術後の角膜形状との間の正確な比較データを得るため
に、正確かつ再現可能な目の位置決めを可能にする。比
較データは、いかにして角膜形状が治癒期間にわたり変
化するかを求めるためにも用いられる。目に対するプラ
シードの位置は、絶対的な意味でも相対的な意味でも角
膜形状を求めるために重要である。角膜形状特性は、手
術の影響を求め予測するためにも重要であり、本発明の
装置ではなく別の診断技術を用いて手術中に発生したエ
ラーを検出するためにも重要である。

反射されたプラシード・リングの間のスペースは、目
からプラシード２までの距離の関数である。プラシード
は、特定のレンズの被写界深度の中で結像しているよう
に見えるので、被写界深度中の２つの異なる点に対して
プラシードから目までの距離に大幅な差が発生すること
がある。プラシードから目までの距離のこの差は、プラ
シード同心円の間の距離の差を発生させ、これによりプ
ラシード線の間の距離の測定値に誤差が発生する。プラ
シードは、測定が行われる都度に目から同一の距離に位
置決めされ、従って、反射されたプラシード線の間の距
離の変化は、角膜形状の変化に起因するものであり、プ
ラシードから角膜までの距離の変化に起因するものでは
ないことが必要である。

第4A図及び第4B図に示されているように、従来の装置
は、第4A図の三角測量法100を使用する。従来の方法
は、光学アセンブリ58に対して角膜の頂点101を位置決
めするためにレーザ102からのレーザビーム100を収束す
る。この方法は、術後の角膜曲率測定データに誤差を発
生させることがある。何故ならば角膜の先端すなわち頂
点101は、その手術前の位置に比して大幅に陥没してい
ることがあるからである。この陥没は、第4B図に示され
ているように角膜頂点の平滑化を発生する。この平滑化
により角膜は、従来の技術では光学系により接近して位
置決めされ、従って手術に起因する角膜の平滑化が誇張
される。従来の技術の三角測量法による焦点合わせの方
法は、基準点すなわち角膜頂点に対する距離に誤差を発
生することがある。従って、従来の技術の装置は、一貫
しかつ再現可能な結果又は測定値をもたらさないおそれ
がある。何故ならば光学アセンブリから角膜全体までの
距離は術後に変化し、これにより術後の測定値に誤差が
発生するからである。さらに、レーザを角膜に照射する
のは、組織を損傷するおそれがあり、危険である。

本発明の例証的なシステムでは、これらの発生誤差が
減少されて、再現可能かつ正確な結果が促進される利点
を有する。本発明のシステムは、２つの発光ダイオード
（LED）104を用いるが、画像を投影するその他の照明源
又は手段も使用可能である。これらのLEDにより投影さ
れた画像は収束しないが、しかし目の周辺の辺縁領域に
向けられている。これらのLEDは、「ｘ」すなわちクロ
スヘアマーク103から成る焦点合わせ補助用の画像を、
目の外側部分すなわち辺縁領域に投影する。この外側部
分は、角膜の頂点領域に比して平滑化又は急峻化により
変化する度合いが小さい。術後の角膜のこの辺縁領域の
変化は、頂点での変化に比して無視できる。従って、手
術前及び後の角膜曲率の変化のために本発明のシステム
を用いると、測定値はより正確かつより比較可能にな
る。

第5A図及び第5B図及び第5C図は、焦点合わせ補助装置
を詳細に示す。LED121は、LEDホルダ122により保持され
ている。管126は、焦点合わせ補助装置を収容するケー
スの役割を果たす。スペーサ123は、第１のレンズ（ｆ
＝84mm）125と第２のレンズ（ｆ＝48mm）124と一緒に管
126の中にはめ込まれる。

焦点合わせ補助装置は、取付けカラー127により光学
アセンブリ58に固定されている。LEDホルダ130は、これ
らのクロスヘアマーク129を目の辺縁領域に投影する。
クロスヘアマーク129は、目により反射されて光学系に
戻り、ビデオモニターに表示され、オペレータにより観
察される。第９図においてオペレータはジョイスティッ
ク42を作動して、プラシード２を結像させる。第6A図に
示されているように、オペレータはジョイスティックを
介して光学アセンブリ58を光学軸151に沿って動かす。
この運動により光学アセンブリ58及び焦点合わせ補助装
置130及びプラシード２が光学軸に沿って動く。オペレ
ータは、第１図のビデオモニター200の上の第4A図の焦
点合わせ補助画像103を観察する。焦点合わせ補助画像1
03は、角膜の辺縁領域から反射されて光学アセンブリひ
いてはカメラの中に入射し、ビデオモニター200に表示
される。目への焦点合わせ補助画像の第6A図の入射角17
0は、焦点合わせ補助画像が軸151に沿って走行するにつ
れて変化する。入射角が適切である場合、クロスヘアマ
ークは、焦点合わせ補助装置から投影される円を互いに
等しい４つの部分に分割し、焦点合わせ補助画像は、正
しい距離で適切に集束され、これにより角膜に適切に集
束されているプラシードの撮影が可能になる。すなわ
ち、第6C図に示されているようにクロスヘアマークが位
置決めされている場合、焦点合わせ補助画像が適切な距
離に位置して結像していることとなって、プラシードも
正しい距離に位置し、適切に結像していることになる。
この方法により、再現可能かつ一貫した結果が得られ
る。

第5B図のクロスヘアマーク129が第6C図に示されてい
るように現れている場合、角膜の辺縁領域を利用した正
確に結像させるためのこの方法にしたがって、プラシー
ドは、角膜手術の前及び後のその都度に、目からの再現
可能な距離に結像する。角膜の中心形状の変化は、焦点
距離に対しては無視できる程度の影響しか与えず、従っ
て角膜解析での誤差の原因にはほとんどならない。従っ
て測定値は再現可能であり、基準点の変化は、無視でき
る程度の誤差しかもたらさない。オペレータは、既知の
曲率半径を有する校正された球を用いて焦点合わせ補助
装置及びプラシード基準距離を調整する。

フレーム・グラバー・ボード 本発明のシステムは、プラシードが角膜から反射され
るとCCDカメラを用いてこのプラシードのディジタル画
像を撮影する。フレーム・グラバー・ボードは、２つの
（偶数及び基数の）順次のNTSCビデオフィールドを、1/
60秒の時間間隔をおいて捉えることによりこの画像を記
憶し、次いでこの画像をメモリに記憶し、これによりNT
SCビデオフレームが形成される、すなわちオペレータが
観察できる画像であるフレームが、２つのフィールドか
ら合成される。このフレーム・グラバー・ボードでは、
オペレータは、フレーム・グラバーをフート・スイッチ
を介して操作できる。フレーム・グラバー・ボードは、
コンピュータ及びソフトウェアと連動して高速で動作す
る。設計の詳細及び概観及びプログラマブルロジックア
レイ方程式が、第10A図に10Kにより示されている。

エッジ検出及び解析 本発明の例証的なシステムは、角膜からのプラシード
反射を観察し、プラシードにより生成される明暗パター
ンのエッジの位置を求める。エッジ検出及び解析ソフト
ウェアは、付属書面に記載されている。

プラシード選択及び設計 プラシードは、異なるタイプ及び形状のものを使用で
きる。円筒プラシードでは、リングは、管状表面の内部
のマーキングされ、これにより、角膜に投影されるとリ
ングパターンが生成される。しかし、この配置ではプラ
シードから目までの距離は非常に短く、通常は１″より
短く、目の真上に位置する可能性が大きい。平面プラシ
ードでは、プラシードから目までの距離を増大すること
ができ、本実施例では約３″である。プラシードからの
この距離を長くすることにより、位置決め誤差の影響を
減少できる。すなわち、1/10″の誤差は、１″の中のパ
ーセントとしてよりも３″の中のパーセントとしての方
が大幅に小さい。従って1/10″の誤差の影響は、１″の
距離の円筒プラシードに比して、約３″の距離の平面プ
ラシードを用いた測定の方が小さい。

プラシードの一般的設計は、以下の数学的模型に記載
されている。平面プラシードでは、プラシードの内側帯
は外側帯に比して細く、これにより、正常な角膜から反
射されたプラシード画像中の明エッジと暗エッジとの間
で50％の衝撃係数（duty cycle）が発生する。プラシー
ドは、後述の数学模型を用いても任意の形状に設計でき
る。プラシードの設計は、一般化された設計法であり、
以下に数学モデルとして説明されている。このモデル
は、任意の形状のプラシードに対して有効である。オペ
レータは、設計モデルにより、任意形状のプラシードに
関して、どの個所でプラシードエッジを配置するのかが
わかる。任意の形状のプラシードに対して、オペレータ
は、形状のエッジとなる所にマーキングをしなければな
らないが、数学モデルにより、形状の上のどこの個所に
エッジをマーキングするかが分かる。

プラシードは、凸面角膜の上に虚像を形成する。この
画像は実際には角膜表面の背後に位置し、従ってオペレ
ータが結像させると、焦点は、虚像が存在する目の内部
の１点に位置することになる。プラシードのこの虚像
は、カメラによる撮影の対象である。虚像は、１連のリ
ングである。この設計方法及び平面プラシードを用いる
と、測定距離を増加でき、これは、患者にとってより快
適であり、位置決めが容易になる。

プラシードのための数学モデル それぞれ順により大きくなる同心のプラシード・リン
グは、角膜中において名目的に一様な幅の１組のリング
を反射するように、より幅広くなっている。点y1（2.y1
直径ゾーン）における光学軸線に対する法線角度は、ａ
＝sin−１（y1/7.937）により与えられる。ただし、7.9
37は、42.5ジオプトリ表面における曲率半径である。点
y1からの反射光が、光学軸に平行になるように、この光
線の（点y1における）入射角は、次の不等式を満足しな
ければならない。

＜ia≦ｒ この光線は、プラシードの上のリングエッジから発
し、これにより42.5ジオプトリ表面の曲率中心が、直交
座標基準フレームの原点となる。従って、2Y直径ゾーン
における反射を発生するプラシード点の位置が次式によ
り得られる。

（ｙ−y1）＝Ｍ（ｘ−x1） （線の方程式） Ｍ＝tan（2a） （ｘ軸線に対する入射光線の角度） （y1）^2＋（x1）^2＝（7.937）^2 （42.5ジオプトリ表面の方程式） 従って、次式が成り立つ。

Ｙ＝Xtan（2a）＋［Y1−｛tan（2a）｝（7.937^2−Y1^2）^1/2］ 前記式から、42.5D表面での2Y1反射を発生するプラシ
ード点の焦点が次式により得られる。すなわち、 ３） Ｙ＝Ｘ［tan2（sin−１（Y1/7.937）］ ＋［Y1−tan2（sin−１（Y1/7.937）］（7.95^-Y1²）］1/2 42.5D表面の先端は、7.937mm＝0.3125″である。

ｘ（目のクリアランスはｘ−0.3125インチ）を選択し
て、プラシード・プロフィールのための１対の順次の数
（X,Y）を得る。Y1＝Maxが所望のゾーンをカバーする場
合には、Ｙ Maxは、プラシードの全体的直径（Ｘ Ma
x,Y Max）となることに注意されたい。

Y2＝Minが所望のゾーンをカバーするように選択する
と、Ｙ＝7/8″/2は、円錐プラシードのためのプラシー
ドの内側円のための（Ｘ Min,Y Max）をもたらす。プ
ラシード点の焦点は次式により得られる。

（Ｘ−Y Max）／（Ｙ−X Max）＝（Ｘ−X Min）／（Ｙ−Y Min） 従って次式が成り立つ。

４）＋３）の解は、エッジ半径をもたらす。

注意：円錐プラシード・プロフィールがこの場合に使用
されているが、この理論が、円筒から平面までの任意の
所望のプロフィールに応用できることは明らかである。

光学アセンブリ 光学アセンブリは、電源と、電子装置と、照明ランプ
と、カメラと、光学装置と、プラシードと、焦点合わせ
補助装置とをハウジングの中に収容している。カメラ
は、光学アセンブリの中に設けられており、プレートの
背後に位置する。カメラには、プレートを通るレンズを
有し、前方に進行してプラシードにまで延びる光学管が
ある。この管は、プラシード画像の光学パスを包囲して
いる。プラシードを照明する蛍光灯は、プレートの前に
位置する。ハウジングの形状によって、反射パン（pa
n）が不要になる。何故ならばハウジングは、プラシー
ドを照明するランプの背後の反射器として機能するから
である。この目的は、プラシードを照明するために一様
な光源を設けることにある。

光学アセンブリは、第8A図〜第8I図に詳細に示されて
いる。光学パスのレイアウト及び設計は、第11A図及び
第11B図に示されている。本実施例の光学パスは、12mm
の被写域において0.58の倍率をとる単一レンズ系であ
り、従って医者は、目自体より僅かに広い領域を見るこ
とができる。この設計方法は、種々のレンズ寸法に適合
する。例えば75mmレンズの場合、管のパス全長は約８イ
ンチである。管の外径は1/4″であり、3/4″のアパーチ
ュアを有する３つのバッフル板を有する。

倍率は、本システムの分解能にとって重要である。本
システムの画素分解能は、レンズの倍率に比例する。倍
率を増加すると、1mm当りの画素数が増加し、分解能が
低下する。1mm当りの画素数が増加すると、その距離に
わたる小さい変化をより良好に解析できる。例えば、1m
m当り５つの画素が存在する場合、画素を1mmの1/5の寸
法で分解できる。1mm当り10の画素が存在する場合、画
素は1mmの1/10の寸法で分解できる。

電源ボード 電源ボードは、本発明のシステムと連携して作動する
ように特別に設計されており、第９図に詳細に示されて
いる。

コンタクトレンズ適合装置 本発明のシステムは、ソフトウェアを有するコンタク
トレンズ適合装置を含む。この装置では、角膜形状を分
析することにより得た入力値を、ソフトウェア中にある
変換関数への入力する。変換関数は、角膜形状プロフィ
ールパラメータをコンタクトレンズ設計パラメータに変
換する。これらのコンタクトレンズ設計パラメータは、
当業者には公知のコンタクトレンズ旋盤に伝送され、こ
れにより、解析された目に適合するようにカスタムコン
タクトレンズを彫刻する。コンタクトレンズ設計パラメ
ータは、旋盤へパラメータを伝送する前に品質管理のた
めにチェックされることもあり、又はパラメータは、こ
のような品質管理チェック機能を通さずに直接に旋盤に
伝送されこともある。後者の場合、患者及び医者がレン
ズが満足のいくものであるかどうかを判断する。コンタ
クトレンズパラメータを角膜解析コンピュータから旋盤
にレンズの彫刻のために転送するソフトウェア機能（又
はそれと等価の機能）は、本発明のシステムを実施する
ために必要である。このような品質管理機能の１つは、
EMI−MEC Limited社の一部門であるPolytech社,A Sunle
aigh Company,School Lane,Chandler Ford,East Leigh,
Hempshire,England,S05 3ZEにより開発されている。本
発明のシステムは、品質管理機能のPolytechバージョン
を請求の範囲とするものではない。角膜パラメータから
コンタクトレンズ設計パラメータへの転送のためのソフ
トウェア，設計パラメータからのリンクソフトウェア
は、本明細書の付属書面のソースリストに列挙されてい
る。

角膜形状解析コンピュータから任意の別のコンピュー
タへファイルを伝送する通信ソフトウェアは、Blaise C
omputing,Inc.,2560 Ninth St.,Suite 316,Berkley,Cal
ifornia,（415）540−5441から購入可能な、小売店で一
般的に販売されているパッケージ（すぐ手にはいる既成
プログラム）を使用する。

市松模様プラシード（checkered placido） 角膜から反射されCCDカメラにより検出される、市松
模様またはチェックのプラシードの１点を通過する光線
が、第15図に模式的に図示されている。CCDカメラの焦
点平面40と、レンズ42の平面と、プラシード44の平面
と、角膜の頂点に接する平面46とが、第15図に示されて
いる。各平面は、局所XY座標系を有している。各平面の
中に存在するXY座標系の原点は、目の光学軸を表す線48
により交差される。各平面は、その他の平面に平行であ
る。光学軸は、各平面の中の座標の原点と一致する。点
「Ａ」50は、プラシード44の中に位置する。点「Ａ」50
と、プラシード平面44の中に位置するXY座標系の原点と
通る線は、水平軸すなわちXYプラシード座標系のＸ軸と
角度「ａ」52をなす。

第18図に示されているように、本実施例でのプラシー
ドは円錐形に形成されている。択一的な１つの実施例で
はプラシードは放物面である。さらに別の１つの実施例
ではプラシードは、さらに別の形状の面である。患者
は、有利な実施例では、円錐プラシードの凹面の中を凝
視する。有利な実施例として、円錐プラシードの外部面
すなわち凸面は、光源により背後から照射される。点A5
0は、プラシードの上の１つの点を表す。光源からの光
線は、プラシードの上の点「Ａ」を通過し、反射点58に
当たる。この光線は、入射光線56と呼称される。入射光
線56は、プラシード点「Ａ」50を通過し、反射点58で反
射される。反射光線60は、CCD焦点平面40の上の点
「Ａ」62で検出される。検出点62を通り、CCD平面40の
中に存在する座標の原点を通過する線64は、水平軸線す
なわちCCD平面座標のＸ軸と角度「al」を形成する。

第19図の市松模様プラシードの正面図において、プラ
シードは、市松模様（チェック）のパターンとして設計
されている。有利な実施例では市松模様プラシードは、
黒色部分及び白色部分から成る。他の実施例では市松模
様プラシードは、別の対照色の組み合わせから成る。市
松模様（チェック）のパターンは、原点74からプラシー
ドの外側エッジ76へ向かって形成されている半径に沿っ
て移動する際に対照色の同心円に出会うと、黒色と白色
との間で色が変わるようになっている。このデザインで
は、円弧78に沿って走行する際にも黒色と白色との間の
色の変化がある。円弧78は、原点74から距離Ｒの位置に
配置されている１点を角回転することにより生成され
る。ただし、Ｒは、プラシード視野計76の半径より小さ
い。このようにして、プラシード周縁の視野計の内部に
描かれている１つの同心円に沿って移動して、対照色で
ある隣接部分に出会うと色変移エッジがあるようになっ
ている。これらの区画された部分は、複数の半径を描く
ことにより、第19図の三角形の区画を形成するようにし
て、形成される。

市松模様プラシードの１つの利点は、第15図の市松模
様プラシードで示されているように、入射光線の経線を
構造により定めることができることにある。従って、反
射光線の経線を測定することにより反射点での表面法線
の正確な向きを求めることができる。再び第15図に関連
して説明する。過去においては、入射光線及び表面法線
及び反射光線は、単一の平面の中に収容されていると仮
定されていた。この平面は、主軸すなわち光学軸を含む
と仮定されていた。しかし、これは必ずしも真実ではな
い。それは、反射点において表面法線の正確な方向に依
存し、反射点における表面の形状にも依存するからであ
る。

反射点が、完全に球状の表面の上に位置する場合、主
軸すなわち光学軸は、入射光線及び表面法線及び反射光
線を収容する平面の中に位置する。しかし、反射点が、
例えば非球状特性を有する角膜等の非球状の表面の上に
位置する場合、光学軸は、入射光線及び表面法線及び反
射光線を収容している平面の中に位置しないのである。

市松模様プラシードの中では、入射光線の角度又は経
線を求めることができる、何故ならば市松模様プラシー
ドは、プラシード平面のための座標系の中のＸ軸にマー
キング線すなわち識別線を有するからである。このよう
にして、プラシード平面の上の点「Ｂ」50を通過する線
の偏向角79を求めることができる。このようにしてプラ
シード平面の上の点「Ａ」50のXY座標が分かる。

第15図には、同心円のみから成り、本実施例の市松模
様（チェック）パターンを有しないシステムが示されて
おり、この場合、プラシード平面の上の点「Ａ」の水平
からの偏向角a52と、CCD画像上の検出点「A'」62の水平
からの偏向角a'66とは同一の大きさであると仮定されて
いた。すなわち、プラシード平面の上の点の偏向角と、
検出されたCCD画像の上の点の偏向角とは同一の大きさ
であると仮定されていた。しかしこの仮定は、反射点
が、完全に球状ではない表面の上に位置する場合には必
ずしも真実ではない。

点「Ａ」50は、反射点58で反射され、レンズ平面座標
系42の原点により示されているレンズ中心を通過し、CC
D焦点平面の上に結像する。目の背後に位置する虚像か
らの平行光線も存在する。点62における平行光線及び主
光線又は主光線被写域は、どの場所に結像されるかを求
めるために用いられる。第15図にグラフィック的に図示
されているシステムは、CCD焦点平面に結像するように
設計され、従って主光線のみを計算の際に考慮すればよ
い。

前述の説明では、角度52は角度66に等しいと仮定し
た。何故ならばプラシード平面44の中のどの個所に点50
が位置するかを求める簡単な方法が存在しなかったから
である。しかし、市松模様プラシードを用いれば、プラ
シード平面の上の点50の位置を求めることができる。何
故ならば、経線ひいては角度「ａ」52が、分かるように
なっているからである。検出された点の偏向角ひいては
経線66を、検出されたCCD画像の上で測定される。角度
「ａ」52が分かるようになっているのである。何故なら
ば、角度「ａ」52は、市松模様プラシードの上の黒色か
ら白色への移行又はカラー間の移行エッジの交差又はそ
の近傍に位置するからである。プラシードの上の黒色か
ら白色への移行又は対照色の間の移行の各エッジの水平
からの測定角度は、分かっている。このようにして、こ
れらの移行「エッジ」の上の又はその近傍の点を求める
ことができる。

検出点の偏向角「a'」66は、CCDの上で測定できる。
検出点の角度66は、反射点が非球状の表面の上に位置し
ている場合には、角度「ａ」52に等しくない。反射点が
非球状の表面の上に位置しない場合、表面法線は反射点
58における表面法線が、ねじれて、光学軸を含むその平
面の中に収まらない。その代わりにその表面法線は傾斜
平面の中に収容される。逆に、角度52が角度66に等しく
ない場合、表面法線は、光学軸の平面の中になく、反射
点を含む表面は球状でない。

従ってプラシードの上の点の位置がわかることによ
り、目の形状をより正確に求めることができる。市松模
様プラシードによれば、プラシードの上の点の位置を求
めることができる。プラシードが、黒色及び白色の区画
された幾つかの部分又は対照色の幾つかの区画部分から
成るので、これらの区画部分のエッジでの色変移は検出
でき、マップでき、位置検出できる。従って、プラシー
ドの上の点のこれらの既知の位置から成るマップを形成
できるので、プラシードの上の点の位置を求めることが
可能である。それぞれの黒色から白色への移行エッジ又
は対照色の間の移行エッジの水平からの偏向角は既知で
ある。何故ならば、市松模様プラシードにおけるこれら
の移行エッジのそれぞれは、既知の偏向角で製作される
からである。偏向点の測定角度66が分かると、CCD画像
の上の点62からレンズ中心を通過して目の角膜の上の反
射点へ戻り、市松模様プラシードの上の既知の点「Ａ」
に戻るために立体幾何学を用いることができる。角度52
により、３次元座標の反射点の表面法線を求めることが
できる。これらの３次元座標は、反射点における表面法
線の方向を正確に定める。（N_X,N_Y,N_Z）。この３つの座
標値は、反射点における表面法線を特定する。表面法線
の３つの座標値は、測定が行われる角膜の各点に対して
求めることができる。

球の中心から出発し球面と交差する線はいずれも垂線
である。非球状体では、球面の上の垂線に対する３つの
値からの大幅な摂動が発生することがある。市松模様プ
ラシードは、この摂動すなわちΔを求めるための助けと
なる。この摂動すなわちΔを求めると、角膜解析装置に
より、反射点における角膜の表面の形状又は非球状特性
をより正確に求めることができる。

プラシード上の点は、第０経線すなわち水平線からの
点の偏向角に基づいてマップされる。対照色の間の移行
における各エッジは、水平から既知の大きさの角度を有
する。半径方向のプラシードの区画は、半径を描くこと
により形成され、これにより各区画は水平から既知の角
度を有する。例えば、各半径方向セクションが10度の幅
を有する場合、水平すなわち第０経線と、第１区画のエ
ッジとの間の偏向角は、10度であり、第２の区画エッジ
に対しては20度であり、第３の区画エッジに対しては30
度という具合である。角度方向で出会っている隣接する
半径方向の区画により形成されている黒色から白色への
移行エッジ又は対照色の間の移行エッジは、半径方向で
出会う同心円エッジに対して用いられるのと同一のエッ
ジ検出及び位置検出方法により検出される。しかし有利
な実施例では、隣接する区画は、黒色と白色であるが、
検出可能なエッジが隣接セクションの間に形成されてい
るかぎりは、プラシードの上の点を位置検出するために
別の組の対照色であることもある。

移行エッジ又は色移行は、微分により数学的に処理し
て求めることができる。導関数をとると、衝撃的な変化
により、これらのエッジを際立たせることができる。こ
の衝撃的変化を用いて、２つの画素の間の黒色から白色
への移行又は対照色の間の移行のエッジの正確な位置を
求めることができる。この位置は、重み付け処理を用
い、正確には２つの画素の間のどの個所にエッジが位置
するかを求めるために周囲の画素の情報を用いて、一画
素より小さい単位による位置として定められる。

表面法線は、検出点62から反射点への線を描き、反射
点からプラシードの上の点50への線を描くことにより計
算される。これらの２本の線の間の２等分線が、表面法
線である。

逐次の近似プロセスにより、表面法線が目と交差する
反射点を求める。

検出点62の位置及びレンズ中心点及びプラシード点50
の位置及び反射点が分かると、表面法線が計算できる。
点62からレンズ座標系52の原点における点又はレンズ中
心を通過する線が描かれる。線60は延長されて、反射点
の平面を交差する。点62及びレンズ中心を通過して延在
する線を収容する平面は、それがプラシードの上の点50
に接触するまで回転される。表面法線のＸ及びＹ座標が
求められる。次いで表面法線のＺ座標が求められる。表
面法線の３つの座標値が、多数の点に対して分かると、
各表面法線に垂直な平面を描くことができる。これらの
平面は統合されて、多面体表面領域を形成する。多面体
の面すなわち結合している多数の平面を平滑化して、角
膜の表面輪郭を表すことができる。すなわち、多面体の
面領域を、統合して、他面端の面の表面を平滑化して、
角膜の実際の輪郭が表されるようにする。表面法線の間
の点は、補間プロセスにより計算される。このプロセス
により、目の表面をより正確に定めることができる。

ときおり、プラシードの上のどのリングが、CCDディ
ジタル画像の中で検出されたどのリングに対応するの
か、分からなくなる。これは、角膜の歪又は手術による
傷、ディジタル画像の中のデータを消去してエッジ検出
を不可能にするその他の光学的異常に起因することもあ
る。前述のように、プラシードの上のどのリング又は区
画が、CCDディジタル画像の中で検出されたリング又は
区画に対応するかを知ると有利である。例えば、第５の
リングと第６のリングとの間のエッジが検出されず、計
数されず、従って抜かされてしまうと、第７とリングが
第６のリングと間違えられる。第19図に示されている実
施例では、基準マーク76又は基準数が、プラシードの上
のリング又は区画に対してプラシードの上に配置され
る。

第20図に示されているように、基準マーク又は基準数
字は、CCDディジタル画像の上の点と、プラシードの上
の対応する点との間の相関関係を強調する。例証的な実
施例では、基準マーク又は基準数字が、各白色リングの
中に配置される。４本の基準数字列が、４分円のそれぞ
れのチェックを容易にするためにそれぞれ０度、90度、
180度、270度に配置されている。

基準マークは、非球状表面から反射されると尺度歪及
び透視図法的歪及び回転歪を含む歪を受けることがある
が、本システムによれば、基準マークを含んだ区画を見
つけることができる。本システムでは、正規化されて検
出された基準マークを得るために、正規化された空間の
中にマップして戻すことを行う。正規化された空間で
は、校正球から反射され検出された基準マークまたは数
字に関するライブラリがテンプレートとして記憶されて
いる。本システムでは、正規化された検出基準マーク又
は数字を、ライブラリ内の記憶されているテンプレート
マーク又は数字と相関させて、プラシードの上のどのリ
ング又は区画が検出されたリング又は区画に対応するか
を確認する。

基準マークの正規化により、本システムでは、並進及
び回転及びゴムシートタイプの透視図法的歪を有する基
準数字又は基準マークをも認識することができる。

本発明のシステムのある実施例を、ここで説明した
が、当業者が、本発明の精神から逸脱することなしに前
述の回路及び装置を僅かに変更又は置換することができ
ることは自明である。例えば、この開示の利益を受けた
平均的当業者が、前述の「ハードワイヤ」離散ロジック
機能を、例えば適切なプロセス及びメモリ又はその他の
記憶装置を備えるプロセス装置を適切にプログラミング
することにより、ソフトウェアで択一的かつ等価的に実
施できることは明白である。このようなソフトウェアに
よる実施は、この開示の利益を受け前記プロセス装置に
関する知識を有する平均的当業者にとって容易なことで
ある。本明細書に記載の用途の中で開示されたソフトウ
ェア機能も、この開示の利益を受けた平均的当業者によ
りハードウェアにより実施できる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 サーヴァー，エドウィン・ジェイ アメリカ合衆国、77485 テキサス、ペ アランド、スプリング・ブランチ・ドラ イヴ‐ウェスト 4012 (56)参考文献 特開 昭61−82747（ＪＰ，Ａ) 米国特許5110200（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 3/00 - 3/16

Claims (23)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】目の角膜表面に画像を投影する投影手段
   と、 該投影画像が目の角膜表面から反射されると該投影画像
   を捕獲し記憶する捕獲手段と を具備し、前記投影手段が複数の同心リングからなる画
   像を投影し、該同心リングが角度方向に分割された複数
   の区画を有し、且つ、該区画が隣接する区画の色と対照
   的な色を有し、さらに、隣接する同心リングにおける該
   区画と隣接する区画も対照的な色を有し、該対照的な色
   に基づき角膜表面形状を決定することを特徴とする目の
   角膜表面形状の検出装置。
2. 【請求項２】順次により大きくなる該複数の同心リング
   が、それぞれ、最近位にある小さい方の同心リングより
   幅が広いことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の目
   の角膜表面形状の検出装置。
3. 【請求項３】前記投影手段が、角膜の投影のための市松
   模様の画像形成手段を具備し、 該画像が、前記捕獲手段の上に複数の区画を形成する複
   数の半径を有し、 該区画が、隣接する区画の色と対照的な色を有し、 対照的な色を有する隣接している区画間の接合部に検出
   可能なエッジが形成される ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の目の角膜表
   面形状の検出装置。
4. 【請求項４】前記投影手段が、同心のリングを有し、各
   隣接リング間で対照的な色を有しており、 対照的な色を有する該隣接リング間の接合部に検出可能
   なエッジが形成されることを特徴とする請求の範囲第３
   項に記載の目の角膜表面形状の検出装置。
5. 【請求項５】対照的な色が黒色及び白色であることを特
   徴とする請求の範囲第４項に記載の目の角膜表面形状の
   検出装置。
6. 【請求項６】捕獲された画像の３次元のデータを処理
   し、角膜の光学ゾーンの中の各測定点における曲率半径
   を求める画像処理サブシステムを具備することを特徴と
   する請求の範囲第５項に記載の目の角膜表面形状の検出
   装置。
7. 【請求項７】前記リングが基準マークを有することを特
   徴とする請求の範囲第１項に記載の目の角膜表面形状の
   検出装置。
8. 【請求項８】前記基準マークが数値であることを特徴と
   する請求の範囲第７項に記載の目の角膜表面形状の検出
   装置。
9. 【請求項９】前記区画のうちの１つが基準マークを含む
   ことを特徴とする請求の範囲第３項に記載の目の角膜表
   面形状の検出装置。
10. 【請求項１０】前記基準マークが数値であることを特徴
    とする請求の範囲第９項に記載の目の角膜表面形状の検
    出装置。
11. 【請求項１１】角膜上に市松模様のプラシードの画像を
    投影する手段と、前記角膜の反射した前記市松模様のプ
    ラシードの反射された画像を検出する手段と、 前記市松模様のプラシードの前記検出され、反射された
    画像から、複数の市松模様の区画の交点を、該市松模様
    の区画間の色変移を検出することにより決定する手段
    と、 前記複数の市松模様の区画の交点のうちの前記角膜表面
    上の対応する点において、前記角膜表面に対する複数の
    表面法線を決定する手段と、 前記角膜の実際の曲率を算定するために、前記複数の表
    面法線を分析する手段と を具備する、角膜分析装置。
12. 【請求項１２】前記角膜の曲率半径を示す多面体表面領
    域を決定づける複数の面を決定するために、前記複数の
    表面法線を利用する手段をさらに含む請求の範囲第11項
    に記載の角膜分析装置。
13. 【請求項１３】前記角膜の実際の輪郭を表す前記多面体
    表面を平滑化する手段をさらに含む請求の範囲第12項に
    記載の角膜分析装置。
14. 【請求項１４】前記実際の曲率が分かっている点での平
    均曲率を決定する手段をさらに含む請求の範囲第13項に
    記載の角膜分析装置。
15. 【請求項１５】前記分析する手段が、前記点を決定する
    請求の範囲第14項に記載の角膜分析装置。
16. 【請求項１６】前記平滑化する手段が、前記多面体表面
    を統合する手段を含む請求の範囲第13項に記載の角膜分
    析装置。
17. 【請求項１７】前記角膜の算定された実際の曲率を表示
    するためのディスプレイをさらに含む請求の範囲第11項
    に記載の角膜分析装置。
18. 【請求項１８】角膜上に市松模様のプラシードの画像を
    投影する投影手段と、 前記角膜の反射した前記市松模様のプラシードの反射さ
    れた画像を検出する検出器と、 前記市松模様のプラシードの前記検出され、反射された
    画像から市松模様の区画の色変移を検出することにより
    決定された複数の市松模様の区画の交点のうちの前記角
    膜表面上の対応する点において、前記角膜の表面に対す
    る複数の法線から前記角膜の実際の曲率を算定するよう
    に適応されたプロセッサと を含む角膜分析装置。
19. 【請求項１９】前記プロセッサが、前記角膜の曲率半径
    を示す多面体表面領域を決定づける複数の面を決定する
    ために、前記複数の法線を利用するようにさらになって
    いる請求の範囲第18項に記載の角膜分析装置。
20. 【請求項２０】前記プロセッサが、前記角膜の実際の輪
    郭を表す前記多面体表面を平滑化するようにさらになっ
    ている請求の範囲第19項に記載の角膜分析装置。
21. 【請求項２１】前記プロセッサが、前記実際の曲率が知
    られている点での平均曲率を決定するようにさらになっ
    ている請求の範囲第20項に記載の角膜分析装置。
22. 【請求項２２】前記プロセッサが、前記平滑化を成し遂
    げるために、前記多面体表面を統合する請求の範囲第20
    項に記載の角膜分析装置。
23. 【請求項２３】前記角膜の前記算定された実際の曲率を
    表示するためのディスプレイをさらに含む請求の範囲第
    18項に記載の角膜分析装置。