JP6338526B2 - 眼のトポグラフィを特定するための方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は、一般に光学測定を行うための方法及び装置に関し、具体的には、眼の、特に角膜及び強膜の領域にわたるトポグラフィを測定するための方法及び装置に関する。

白内障手術、レーシック手術などの多くの眼科処置、眼の検査及び診断、並びに正しくフィットして光学的に機能する快適なコンタクトレンズの製造には、患者の眼の表面形状、すなわち「トポグラフィ」を正確に知ることが不可欠である。これらの全ての用途では、角膜及び強膜のトポグラフィに関する情報が特に重要である。眼瞼の内側の領域を含む、レンズが眼に接する領域では、眼のトポロジが正確に分かっていると、最適な回転配向及び患者の快適さを実現するようにレンズを製造することが非常に容易になる。しかしながら、強膜領域において眼が急激に湾曲していること、上下強膜領域が眼瞼に遮られていること、及び測定手順中におけるランダムな眼の動きにより、眼のトポロジ、具体的には角膜及び強膜のトポロジの測定は複雑になる。

光干渉断層撮影（ＯＣＴ）及びプラチドリング技術を組み込んだ、眼のトポロジを測定するために現在使用されている先行技術の装置には、個人の眼の正確なモデルを構築するために使用できる測定値を取得することに関して様々な制約がある。例えば、プラチドリング技術は、眼の表面上に一連の同心リングを投影し、リングの配置及び歪みを測定して表面トポロジを特定することにより機能する。しかしながら、この技術では、投影されたリングの回転軸に沿った表面の不規則性により、十分かつ正確な情報が得られない。この結果、眼の表面トポロジの不規則性に起因してリングが互いに同化した場合、情報が失われる可能性がある。リングの数が約２２個と少ないことによって半径方向の解像度には限界があり、また眼瞼の内側では表面トポロジを測定することができない。ＯＣＴは、瞳孔の前面に対して垂直な軸の周囲の異なる角度位置において走査した時間的に連続する眼の高さプロファイル断面を取得することによって機能する。眼の３次元モデルを作成するためには、眼を動かさずに複数の断面を走査し、その後、走査した断面間の厳密な位置合わせを維持してこれらの断面を正確に組み合わせなければならない。残念ながら、一連の順次的な断面測定中又はこれらの合間に眼が動いてしまった場合、各断面を患者の眼の固定的空間基準に関連付ける手立てがないのでモデルが不正確になる。また、現在のところ、強膜の急激な湾曲に起因して、断面の直径は約１６ｍｍに制限されている。最大直径が２２ｍｍの幅広の強膜コンタクトレンズを組み込むには、１６ｍｍ直径の画像では不十分である。さらに、個人の眼瞼の内側の強膜トポロジを測定するようにＯＣＴスキャナ及びプラチドリングスキャナを適合させるのは容易ではない。

Ｗｅｉ他に付与された米国特許第５，４９３，１０９号（以下、「Ｗｅｉ−１０９」）には、眼科手術用顕微鏡を備えたＯＣＴ装置が開示されている。ＯＣＴ装置からの信号出力によって眼科手術用顕微鏡の電動式内部集束レンズを駆動することにより、オートフォーカスがもたらされる。このようなシステムの実施形態は、（ａ）光干渉断層画像撮影装置、（ｂ）ＯＣＴ装置からの出力を眼科手術用顕微鏡に内部的に結合するビーム結合器、及び（ｃ）ＯＣＴ装置からの信号に応答して眼科手術用顕微鏡の内部集束レンズを動かすためのモータを含む。

Ｗｅｉ他に付与された米国特許第６，７４１，３５９号（以下、「Ｗｅｉ−３５９」）にはＯＣＴ装置が開示されており、特定の方法、及びＷｅｉ−１０９に記載されているシステムの限界が記載されている。Ｗｅｉ−３５９には、走査用ＯＣＴ放射線のビームのためのスキャナの一実施形態が開示されており、この実施形態は、（ａ）ＯＣＴ放射線の放射源、（ｂ）スキャナ、及び（ｃ）画像表面が負の像面湾曲を有する走査光学系を含む。開示されるように、Ｗｅｉ−１０９は、眼の角膜領域の走査に限定されている。このシステムは、角膜の被写界深度パラメータを満たすように、大開口及びオートフォーカスを利用する。この結果、後述するように、このプロセスは、システムの集光効率にも影響を与える。Ｗｅｉ−３５９では、特別な光学系が、ＯＣＴ放射線のビームをヒトの角膜の湾曲円弧に近い湾曲円弧の形で集束させる。この目的は、ＯＣＴ放射線を眼の表面と平行になるように制限することである。このようなシステムは、ユーザによりプログラムされた、眼の直径を横切る半径方向走査線に沿った深さプロファイル情報を生成する。実際には、このようなシステムは角膜領域の測定に限定され、角膜領域及び強膜領域全体をカバーすることはできないと思われる。

近年、爆発などの事故によって角膜が損傷又は変形した、又は角膜の中心領域が薄くなって外方に膨らむ病気である円錐角膜と診断された個人のために、「強膜レンズ」を製造しようとする試みが行われている。従来のコンタクトレンズは角膜表面に装着されるので、このような個人には適していない。しかしながら、強膜コンタクトレンズは、変形した角膜ではなく強膜上に装着される。この結果、多くの患者がこのような強膜レンズを使用して視力を回復している。このレンズは、損傷した角膜の上方に隆起した新たな光学面を形成することによって機能する。レンズの裏面と角膜表面の間の隙間は患者自身の涙で満たされ、角膜表面上の神経を和らげるための液体包帯として機能する液体涙のプールを形成する。その後、この新たに形成されたレンズの剛性前部光学面が、患者の眼を通じて裏側の網膜に光を集束して視力を回復させる。患者にとって最も快適な最良の光学特性を実現するには、強膜レンズが、眼瞼の裏側の支持領域を含めたレンズの支持面である患者の強膜の形状、湾曲及びトポロジに完全に一致しなければならない。

ＯＣＴ装置などの先行技術の測定装置は、走査直径及び走査範囲に限界があるので、このような測定を行うための最適な選択肢ではない。すなわち、このような先行技術の測定システムは、レンズが眼に接する強膜まで十分に届かない。さらに、ヒトの眼は円環形状を有していることが多く、従って長軸及び短軸が必ずしも０°及び９０°であるとは限らない。最適なフィットを達成するには、円環状の眼のプロファイル情報を計算する必要もある。先行技術のシステムは、強膜の円環性を測定することも、或いは円環の長軸及び短軸の走査方向を示すこともない。

米国特許第５，４９３，１０９号明細書 米国特許第６，７４１，３５９号明細書

この測定能力の欠如により、強膜レンズの使用は制限されてきた。現在では、検眼レンズの組を製造して、医師がその組の中で最も快適なレンズを決定することが必要であるが、このことは、最初に足のサイズを測定するための物差しも持たずに顧客の足にフィットする最適な靴のサイズを見つけることとよく似ている。明らかなように、強膜レンズをフィットさせるには非常に時間が掛かり、わずかな特別に訓練された医師及びトレーニングされた人材によってしか行うことができず、全ての段階において熟練した人材が必要であり、多大なコストが掛かる。

従って、本発明は、眼のトポグラフィを正確に測定するための方法及び装置を提供することを目的とする。

本発明は、眼の角膜領域及び強膜領域のトポグラフィを正確に測定するための方法及び装置を提供することを別の目的とする。

本発明は、強膜領域の円環性を考慮して眼の角膜領域及び強膜領域のトポグラフィを正確に測定するための方法及び装置を提供することをさらに別の目的とする。

本発明は、強膜コンタクトレンズを作成する努力を最小化及び単純化するための方法及び装置を提供することをさらに別の目的とする。

本発明は、眼のトポグラフィを特定するプロセスを最小化及び単純化するための方法及び装置を提供することをさらに別の目的とする。

本発明は、眼の角膜及び強膜領域のトポグラフィを特定するプロセスを最小化及び単純化するための方法及び装置を提供することをさらに別の目的とする。

本発明は、強膜の円環性を自動的に測定し、円環長軸及び円環短軸を自動的に計算し、眼を自動的に走査して２本の円環軸に沿ったプロファイル情報を提供するための方法及び装置を提供することをさらに別の目的とする。

本発明は、強膜−角膜領域における眼の３次元モデルを作成するための方法及び装置を提供することをさらに別の目的とする。

本発明の１つの態様によれば、少なくとも１つの明らかな視覚的特徴部によって特徴付けられる眼の表面のトポグラフィを測定するための装置が、カメラ、スキャナ及び制御装置を含む。カメラは、少なくとも１つの明らかな視覚的特徴部を含む眼の表面の２次元画像を取り込むように撮像軸に沿って方向付けられる。スキャナは、走査中に、複数の離間された走査線の各々に沿った複数の位置における内部基準から眼の表面までの距離に対応する距離情報を生成する。この走査中、カメラとスキャナの間には一定の空間関係が維持される。制御装置は、カメラ及びスキャナに接続する。制御装置は、（１）走査中に走査線に沿って少なくとも１回の走査を行うことにより、走査線に沿った複数の距離を取得するようにスキャナを制御し、（２）各走査中にカメラに少なくとも１つの眼の画像を取り込ませ、（３）スキャナによって取得した距離情報及び対応するカメラからの取り込み画像情報を走査毎に記憶するように機能する。処理モジュールが、各走査線からの距離情報と対応する取り込み画像情報とを組み合わせることにより、眼のトポグラフィの正確な表現を取得する。

添付の特許請求の範囲では、特に本発明の主題を指摘して明確に主張する。同じ数字が同じ部分を示す添付図面と共に以下の詳細な説明を読めば、本発明の様々な目的、利点及び新規の特徴がより完全に明らかになるであろう。

単純化した眼の断面を示す図である。 本発明の態様を理解するのに有用な、眼の数学的表現である。 本発明の特定の態様を理解するのに有用な、眼及び結像光学系の表現である。 本発明の別の態様を理解するのに有用な、眼及び結像光学系の別の表現である。 本発明のさらに別の態様を理解するのに有用な、眼及び結像光学系のさらに別の図である。 本発明の態様を理解するのに有用な、強膜レンズの表現を加えた眼の断面を示す図である。 本発明を理解するのに有用な、注釈を加えた図６の眼の断面図である。 本発明を組み込んだ装置の第１の実施形態の機能図を加えた図６の眼の断面図である。 本発明を理解するのに有用な、結像光学系の機能図である。 プロファイル測定ユニットとして使用されるとともに本発明の特徴を含む眼走査装置の１つの実装を示す簡略ブロック図である。 プロファイル測定ユニットの別の実装を示すブロック図である。 本発明の態様を理解するのに有用なブロック図である。 本発明を組み込んだシステム実装のブロック図である。 関心領域を明らかにするように注釈を加えた動物の眼の画像である。 図１４の眼の走査中に本発明を組み込んだ装置により生成される強膜領域からの信号のグラフである。 図１４の眼の走査中に本発明を組み込んだ装置により生成される縁部領域からの信号のグラフである。 図１４の眼の走査中に本発明を組み込んだ装置により生成される角膜領域からの信号のグラフである。 図１４の眼の走査中に本発明を組み込んだ装置により生成される角膜領域及び瞳孔領域からの信号のグラフである。 本発明を組み込んだ装置の第２の実施形態の構成を概略的に示す図である。 本発明を組み込んだ装置の第３の実施形態を概略的に示す図である。 本発明を組み込んだ装置の第４の実施形態を示す図である。 本発明を組み込んだ装置の第５の実施形態を示す図である。 本発明を組み込んだ装置の第６の実施形態を示す図である。 本発明を組み込んだ装置の第７の実施形態を示す図である。 本発明を理解するのに有用な概略図である。 本発明により構成される眼走査装置のブロック図である。 図２６の眼走査装置に有用な制御装置システムの概略図である。 本発明の１つの態様による眼トポグラフィの生成を理解するのに有用な図である。 本発明の１つの態様による眼トポグラフィの生成を理解するのに有用な図である。 本発明の１つの態様による眼トポグラフィの生成を理解するのに有用な図である。 眼の完全な輪郭モデルを取得するための装置を概略的に示す図である。 眼の円環性を理解するのに有用な図である。 眼科医が使用することがある、本発明のいくつかの態様により取得される眼の画像の例である。 ＯＣＴ装置を用いて取得された眼の画像及びカバー範囲を示す図である。 ＯＣＴ装置を用いて取得された眼の画像及びカバー範囲を示す図である。 より大きな眼のカバー範囲を取得するためにＯＣＴシステムをどのように変更できるかについての例を示す図である。 ＯＣＴ装置の有効性を広げるために使用できる装置を理解するのに有用な図である。 ＯＣＴ装置の有効性を広げるために使用できる装置を理解するのに有用な図である。

図１〜図６は、任意の眼の角膜領域及び強膜領域のトポグラフィの正確な特定に適用した場合、特に強膜レンズの製造においてこれらの情報を使用した場合の先行技術及び先行技術の制約を理解するのに有用な図である。急激に湾曲する眼の強膜領域などの表面領域を撮像することは困難である。図１に、眼２９を断面で示す。光源からの入射光ビーム３０Ｉは、角膜３１の表面及び網膜３２に垂直にぶつかると、反射光ビーム３０Ｒ及び３０Ｒ’で示すように反射され結像光学系に向かって散乱する。しかしながら、入射光ビーム３４Ｉが強膜３３の急勾配領域にぶつかると、入射角αは反射角に等しいはずなので、ほとんどの光は反射され、直接反射ビーム３４Ｒとして結像光学系から離れて散乱する。散乱光は、疑似方向散乱ビーム３４Ｑ及び軸外散乱ビーム３４Ｏとして現れる。強膜３３の表面トポロジに関するいずれかの有意義な情報を得るには、先行技術の装置に到達する少量の光エネルギーでは不十分である。

第２の制約は、信号対ノイズ比（すなわち、画質）の低下、及び高さ又は奥行きのあるオブジェクトを撮像するために光学的被写界深度を高めた時に生じる、画像の方位分解能の低下である。図２及び図３に、光学的被写界深度（ＤＯＦ）と、ＯＣＴ装置によって撮像した眼２９の領域の直径（ＤＩＡ）との間の図式的な関係を示す。以下の方程式（１）及び方程式（２）は、より大きな画像直径に対応するために被写界深度（ＤＯＦ）をどの程度まで高めなければならないかを数学的に示したものである。
（１）
及び
（２）
式中、
ＤＩＡ＝は最大測定可能直径であり、ＤＯＦ＝被写界深度であり、Ｒ＝眼球の概略半径である。
しかしながら、周知のように、被写界深度（ＤＯＦ）を高めるには結像光学系の開口数（ＮＡ）を減少させる必要があり、やはり周知のように、ＮＡ²は、結像光学系により集光される光又は信号の量の尺度である。

図３には、眼球２９を撮像するための結像レンズ３５を示し、被写界深度（ＤＯＦ）、及びこの被写界深度で測定できる最大測定可能直径（ＤＩＡ_max）を示している。やはり周知のように、ＮＡは以下の方程式によって与えられ、
（３）
式中、λ＝照明波長であり、ＮＡ＝結像光学系の開口数である。
明らかなように、この関係には負の影響がある。まず、ＮＡを減少させると、以下の方程式によって与えられる最小検出可能特徴部のサイズが増加することにより方位分解能が低下する。
（４）

また、ＮＡを減少させると、以下の方程式によって与えられる光学系の集光効率及び集光円錐角も低下する。
（５）
及び
（６）

集光円錐角が低下する影響をより良く理解できるように、図４の円錐角３６及び図５のより小さな円錐角３６’の結像光学系について検討する。眼２９の湾曲した表面にぶつかる入射光ビーム３７Ｉ及び３７’Ｉは、ビーム３７Ｒ及び３７’Ｒに沿って反射し、ビーム３７Ｓ及び３７’Ｓに沿って何らかの組み合わせで散乱する。図４に示すように、反射して散乱した光が結像光学系の集光円錐角３６内に収まる場合、この光は撮像装置によって捕捉される。図５の小さな円錐角３６’では、光が集光円錐角内に収まらず、光学系によって捕捉されないので、表面トポロジに関する情報を提供することはできない。

図４及び図５には、円錐角と被写界深度の関係も示しており、図４の被写界深度３６ＤＯＦは、より小さな円錐角３６’のシステムの被写界深度３６’ＤＯＦよりも小さい。

（以下の）表１に、集光円錐角、焦点深度（ＤＯＦ）、先行技術の最大画像直径、分解能及び集光効率を、先行技術の結像光学系の開口数の関数として示す。

表１には、曲面を撮像することがいかに問題をはらむ可能性があるかをさらに示している。例えば、開口数が０．０８のレンズは、９．１７°の集光円錐角を有するが、０．０４ミリメートル（４０ミクロン）の被写界深度（ＤＯＦ）しか有していない。従って、眼を走査した際には、この曲面はすぐに焦点外れになる。この狭い被写界深度は、開口数（ＮＡ）が０．００５のレンズを使用することによって９．７５ミリメートルに増加させることができるが、これにより集光円錐角は極めて小さな０．５７°に減少する。従って、眼の曲率が増加し始めると、反射されて散乱する光ビームは、すぐに結像光学系の円錐角から外れるようになる。さらに、システムの結像光学系により集光される反射されて散乱する光の全ての組み合わせはＮＡ²に比例する。従って、例えば、ＮＡを０．０４から０．００５に低下させると、集光量は２７５分の１になる。従って、先行技術のシステムを用いて個人の眼の表面トポロジを特定するための測定は、実行不可能ではないにせよ困難である。

このことを背景に、図６及び図７は、角膜４１、強膜４２、前房４３、虹彩４４、水晶体４５、硝子体４６、網膜４７、及び角膜４１と強膜４２の境界における縁部４８を有する人間の眼２９を示す図である。図６には、強膜４２上に置かれたレンズ５０を示している。システムが図６及び図７の眼の角膜領域及び強膜領域の両方のトポグラフィを測定するには、１２ｍｍの被写界深度及び２４ｍｍの最大プロファイル直径が要件として含まれるはずである。さらに、システムは、走査中に眼の動きによってデータの取得に悪影響が及ぶのを防ぐように十分に高速でなければならない。

図１に示すように、眼２９を角膜４１の表面に対して垂直な角度から（すなわち、図１では垂直方向に）装置によって照明した場合、強膜４２を眼の外側端に向けて横方向に走査するにつれ、光の入射角及び反射角は急激に増加する。しかしながら、角膜表面の頂部に対してある角度から横にずらして眼を見た場合、角膜４１及び強膜４２の外部領域は、図７に示す破線接線５１及び５２に沿って存在するように示すことができる。

ここで図８を参照すると、強膜４２及び角膜４１の曲率を測定する１つの方法において、角膜及び隣接する強膜の部分を覆っている眼の表面に「接線」５０又は５１を設定し、破線接線５１及び５０に対してそれぞれ所与の角度（θ）で配向された光ビームの光源５３又は５４を線形軌道上に配置する。瞳孔の頂部に垂直な軸に対する角度が２７°＜β＜４７°の時に結果が改善されることが判明した。約３７°の値を使用して成果を得た。機能的には、光源５３及び５４の各々が、位置１〜７を通る軌道に沿って眼から離れるにつれ、対応する入射ビームは、眼の表面を横切って強膜４２の外側端から角膜４１に向かって横方向に移動して角膜４１上に至る。走査の継続時間全体を通じ、入射ビーム、反射ビーム及び散乱ビームの角度はほぼ変わらず、眼の表面のわずかな動揺によるほんのわずかな変動しか示さない。

図９を参照して分かるように、入射ビーム５７Ｉが、眼の表面の接線５１などの接線に沿った位置にぶつかり、矢印ＳＤで示す方向に眼２９を走査した場合、表面から戻る光ビームは、直接反射成分５７Ｒ、及び表面の双方向反射率関数と呼ばれる光学エネルギーの楕円形空間分布を全体として形成する複数の散乱成分５７Ｓで構成される。本発明の特定の実施形態では、入射ビーム及び結像光学系の角度が、強膜及び角膜領域を走査するための最も強い信号を収集するように最適化される。

図１０及び図１１に、テレセントリック光学系及び非テレセントリック光学系をそれぞれ使用して、直接反射光ビーム及び疑似方向散乱光ビームを眼から集光し、三角測量を用いて距離測定を行うことを示す。図１０には、入射光ビーム源６１と、テレセントリック結像光学系を有するカメラとをパッケージした一体型測定ユニット６０を示す。図１１には、入射光ビーム源６４と、非テレセントリック結像光学系６６を有するカメラ６５とを有する一体型測定ユニット６３を含む別の実施形態を示す。

全ての半径方向の測定から取得されるデータは、互いに、及び眼の同じ既知の空間的位置に空間的に位置合わせされることが重要である。従って、多くの眼の測定においてそうであるように、データ取得プロセス中に眼を動かすべきではない。しっかりした固定中であっても、場合によっては５度又は１０度のねじりサッカードが生じ得ることも報告されている。

プロファイルを測定する際には、コンタクトレンズが強膜４２の上方に持ち上がる又は上がり始める最適な位置を計算するために図７に示す縁部４８のおおよその位置を知ることが有用である。しかしながら、強膜４２及び角膜４１の光学的光反射特性及び散乱特性（双方向再分布関数）は異なるので、正確で滑らかなトポロジマップを取得することは非常に困難である。強膜４２は白色であり、相対的に強い反射信号及び指向的散乱信号を生じる光沢のある表面を含む。比較すると、角膜４１は透明であり、本質的に光を反射するのではなく透過する造りになっており、従って角膜４１からの直接反射光成分及び指向的散乱光成分はいずれも相対的に弱い。

眼の異なる領域を見た時のカメラ信号出力は、以下の方程式により与えられる。
（７）
式中、
ＩＬＬＵＭＩＮ＝眼に入射する全光力、
ＲＥＦ＝以下によって与えられる、走査中の眼の表面から反射又は散乱される照明光の割合、
（８）
ＴＩＭＥ_INTEGRATION＝カメラによって集光を行う継続時間、
ＮＡ²＝結像光学系の（開口数）²であり、結像光学系によってどれほどの反射散乱光が集光されるかの尺度、
Ｋ＝カメラの光出力から電子信号への変換定数、
ＮＯＩＳＥ＝暗視野を見た時の、電子的に導入されるカメラ電子部品のノイズ、
Ｅｇ＝カメラ信号の電子的利得又は増幅である。
方程式（８）は、光学的利得（Ｏｇ）及び電子的利得Ｅｇに関して以下のように表すことができる。
（９）
式中、
（１０）
定性的に、方程式（９）から、
走査される眼の領域からの信号を検出するために［Ｏｇ×Ｒｅｆ］＞ＮＯＩＳＥであり、
電子的利得Ｅｇを増加させると、カメラ出力信号におけるＮＯＩＳＥの大きさが増加し、
電子的利得Ｅｇを増大させても、以下のように信号対ノイズ比は向上しない。
（１１）
強膜４２を走査すると、滑らかな白色表面によって照明ビームの大部分がカメラに戻されて強い電子信号が形成され、従って光学的利得Ｏｇ及び電子的利得Ｅｇの両方を最低レベルに保つことができる。すなわち、光学的利得ＯＧは照明強度に比例するので、最低限の光力しか使用されない。比較すると、角膜から反射及び散乱される信号レベルは弱いので、角膜４１の表面の検出の方が、はるかに大きな光学的利得及び電子的利得を必要とする。図１２に示すように、カメラは、角膜からの弱い信号及び下にある虹彩からのはるかに強い信号という２つの信号を同時に受け取るので、角膜表面の検出はさらに複雑になる。

図１２を参照して分かるように、光源が位置８１に存在する場合、入射ビーム８４は、強膜４２にぶつかって反射し、ビーム８５によって示す強い信号をカメラの方向に散乱させる。位置８０における光源を用いて照明ビームが角膜４１上を走査した場合、ソースビームは角膜４１の表面にぶつかり、ビーム８２によって示すように、光力のごく一部しかカメラに対して反射及び散乱されない。光力の大部分は、照射ビーム８３で示すように角膜を透過して虹彩４４の表面にぶつかり、ビーム８４によって示すはるかに強い信号がカメラの方向に反射して散乱する。図１２からは、角膜からカメラ上に結像されるビームと虹彩からカメラ上に結像されるビームの空間的位置が異なることも観察される。しかしながら、両ビームは同時にカメラにぶつかるので、プロファイル測定ユニットは、電子的利得Ｅｇ及び光学的利得Ｏｇの両方を、眼を空間的に走査する時にリアルタイムで、また角膜に沿った所与の空間的位置に関する信号をカメラから読み出す時にもリアルタイムで制御しなければならない。

本発明によれば、本質的に、強膜、角膜及び虹彩を表す各信号ピークが、信号の処理のために自動的に最適化された電子的利得及び光学的利得を有する。光学的利得は、カメラの積分時間（ＴＩＭＥ_INTEGRATION）、光力（ＩＬＬＵＭＴＮ）及び照明パルス幅（ＰＷ）を変化させることによって調整される。図１３に示すマスター信号制御モジュール９０は、このような最適化を行う。マスター信号制御モジュール９０は、照明制御モジュール９３を介して光源９２からの光力及びパルス幅を制御することができるカメラ信号分析モジュール９１を含む。また、分析モジュール９１は、制御モジュール９５を介してカメラ又は光学センサの積分時間を調整するとともに、電子的利得制御装置９７の制御により、増幅器９６に与えられるカメラ出力の大きさも調整する。

具体的には、このようなマスター信号制御モジュール９０は、以下のように実装することができる。
Ａ．モジュール９７における電子的利得Ｅｇ、モジュール９５におけるカメラ積分時間（ＴＩＭＥ_INTEGRATION）、モジュール９３における照明強度（ＩＬＬＵＭＩＮ）及び照明パルス幅（ＰＷ）に対し、所定の最小値及び最大値を以下のように設定する。
Ｅｇ_min≦Ｅｇ≦Ｅｇ_max
ＴＩＭＥ_{INTEGRATIONmin}≦ＴＩＭＥ_INTEGRATION≦ＴＩＭＥ_{INTEGRATIONmax}
ＩＬ_min≦ＩＬＬＵＭＩＮ≦ＩＬ_max
ＰＷ_min≦ＰＷ≦ＰＷ_max
Ｂ．図１２及び図１３を参照して分かるように、強膜４２を走査した場合には強い信号が受け取られる。この場合、モジュール９７、９５及び９３は、カメラ又は光学センサの信号レベルをモニタする分析器９１によって提供されるフィードバックループを介して、Ｅｇ、ＴＩＭＥ_INTEGRATION及びＰｗを最小値に設定する。
Ｃ．走査が縁部４８に達すると、角膜４１から戻ってくる信号が弱くなることにより、電子的利得Ｅｇ及び光学的利得Ｏｇが直ちに増加する。
Ｄ．走査が虹彩４４に達すると、同じカメラ出力線において時間的に後の時点に虹彩４４からのより強い信号がチェックされ、光学的利得及び電子的利得が低減される。

上述したように、光学的利得は、積分時間、照明パルス幅及び光力の変数の関数である。これらの変数が増加及び減少する順序はプログラム可能である。カメラ又は光学センサの読み出し時間及び図１３のマスター信号制御モジュール９０の処理時間は、カメラ又は光学センサが依然として眼の上の同じ位置を見ている間に、反復データの複数の測定結果をカメラから読み出して様々なパラメータを確実に調整できるように、プロファイル測定ユニットの空間的走査速度に対して超高速でなければならない。

各プロファイル測定ユニットは、個々の構成要素を用いて、又はレーザー変位センサを使用することにより実装することができる。このようなセンサは、レーザー照明光源、高速ＣＭＯＳカメラセンサ、並びに光力、照射パルス幅、センサ積分時間及びセンサ利得をリアルタイムで調整し、走査線に沿った連続する位置に距離をもたらすための電子部品を含む。上述した光学的パラメータ、機械的パラメータ、電子的パラメータ及び処理パラメータに従って、図１４に示すようなブタの眼の強膜、縁部及び角膜領域の検出を可能にするように構成されたプロファイル測定ユニットに、このようなセンサを組み込んだ。このブタの眼を皿に載せ、１台のプロファイル測定ユニットで走査した。図１５に、強膜、及び既知のプロファイル測定ユニットの位置からの強膜の距離の検出を示す。図１６には、角膜の位置及び虹彩の始まりを示す縁部の検出を示す。図１７には、角膜及び虹彩からの信号を示し、図１８には、角膜及び瞳孔からの信号を示す。その後、これらのグラフをプロットした基礎となるデータを取り込んで、眼の強膜領域及び角膜領域の表面輪郭を形成することができる。

青色光などの短波長のソースビームによって生じる光は、赤色光などの長波長のソースビームの場合よりも光学センサの方向に反射及び散乱される割合が多いことが分かった。実験では、角膜から反射された赤色光は、２０８／（２５６＋２０８）×１００％＝４５％であり、虹彩から反射された光は、２５６／（２５６＋２０８）×１００％＝５５％であり、虹彩からは角膜の表面からよりも多くの光が反射されることが実証された。仮に円錐角膜の患者のように角膜が非常に薄くなったと仮定した場合、この２つの反射された赤色ビームは光学センサの表面上を共に空間的に移動し、薄い角膜の空間的位置を正確に検出することが困難になると思われる。角膜を短波長の青色光で照射した場合、角膜は光の１８０／（７２＋１８０）×＝７２％を反射し、虹彩は２８％を反射する。角膜からの信号は虹彩からの信号よりも２．５倍強く、角膜表面の検出が容易になる。

再び図８、図１０及び図１１を参照すると、このシステムは、撮像ユニット及び光源を含む。図８では、この光源が、光源からの照明を接線５１に対して基本的に垂直に眼２９に導きながら経路５３に沿って移動する。図１０及び図１１では、一体型の光源／光学センサが、光源からの照明を接線５１に対して基本的に垂直に眼２９に導きながら経路５３に沿って移動する。各走査中には、図８の光源、並びに図１０及び図１１の一体型光源測定ユニット６０及び６３を移動させることが必要である。このような一体型測定ユニット６０又は６３の構成要素によって形成される構造はかなりの重量を有し、このような構造を短い距離にわたって迅速に移動させる際には質量及び慣性上の問題が生じる。これにより、このような装置が本発明の利点を全て達成する能力が制限される可能性がある。

図１９に、光ビーム源１２１、並びにカメラ及び結像光学系１２２を含む三角測量式測定ユニット１２０の別の実施形態を示す。これらの構成要素は、ユニット１２０に含まれるので、単一の走査中に測定ユニット１２０に対して動くことはない。光ビーム源１２１からの照明は、測定ユニット１２０に含まれる極軽量の走査ミラー１２３に導かれる。走査ミラーは、±θ／２の角変位を受ける。ミラー１２３から反射された光エネルギーは、シータレンズ１２４に導かれる。当業で周知のように、シータレンズは、走査ミラー１２３などの光源から異なる軸に沿って受け取った光を、シータレンズ１２４と眼２９における接線５１との間の破線１２５によって示すような平行軸に沿って向け直す。この照明パターンの特徴は、図８のパターンと同じものであるが、この実施形態では、最低重量の走査ミラー１２３が唯一の移動要素である。

別の三角測定ユニットとして、図２０には、固定光ビーム源１３１、並びにカメラ及び結像光学系１３２を有し、シータレンズを使用しない一体型測定ユニット１３０を開示する。この構成では、走査ミラー１３３がその動作角を通じて回転するので、光は、ミラー１３３から接平面５１に進む際にミラー１３３から線１３６に沿って直接的に伝送される。相応の測定範囲では、限られた可動域（例えば、眼から１００ｍｍの測定距離では±５°）を通じて走査ミラーを動かすことにより、眼の角膜及び強膜を走査することが可能であると考えられる。上述したように、角膜及び強膜からの反射光は、双方向反射関数（図９）に従って挙動する。従って、結像光学系は、走査ミラーの狭い角度範囲の動きにわたり、有意な変動又は誤差を伴わずに眼の走査部分全体にわたる強い信号を収集できるはずである。このような構成では、図２０のシータレンズシステムと同じほど接線に平行となった照明ビームは生成されないが、シータレンズ及びこれに付随する支持構造の必要性が最小化又は排除され、これによりユニット１３０内の光学部品数及び装置１３０の総重量が減少する。連続走査及び角度的に変位した位置を可能にするように眼を中心に測定ユニット１３０を回転させる装置を構成する際には、測定ユニットの重量が懸案事項となる。

図２１に、走査ミラー、並びにカメラ及び結像光学系の位置を変えたさらに別の測定ユニット１４０の変形例を示す。この一体型測定ユニット１４０は、走査ミラー１４２に光を導いてシータレンズ１４３を通過させる光ビーム源１４１を含む。さらに、シータレンズ１４３は、瞳孔の頂部に垂直な軸に対して約２７°〜４７°の範囲の斜角で接線５１と交差するように光を平行経路１４４に沿って向け直し、１つの実施形態では、この角度が約３７°になるように選択される。眼２９から反射された光は、名目上、平行経路１４５に沿ってカメラ及び結像光学系１４６に進む。

図１９及び図２１を参照すると、図１９では、カメラ光学系の被写界深度（ＤＯＦ）が、外部照明光線１２５間の光線と、接線５１に近接する眼の表面との全ての交点にわたって合焦できるほど十分なものでなければならない。図２１の装置では、反射性を有する眼の関心表面（例えば、角膜、強膜及び縁部部分）が全てカメラ及び結像光学系１４６からの狭い距離範囲内にあるので、被写界深度要件が最低限に抑えられる。

図２２の構成は、図２０の構成を上回る同様の利点をもたらす。図２２では、一体型測定ユニット１５０が、光を走査ミラー１５３に導く光ビーム１５１を含み、この走査ミラー１５３はさらに、角度的に変位した経路線１５４に沿って接線５１に沿った眼の表面の方向に光を向け直す。光は、強膜、角膜及び縁部の照明部分から反射し、線１５５に沿ってカメラ及び結像光学系１５２に散乱して有意義なデータをもたらす。この場合も、カメラ及び結像光学系１５２は、接線５１に対して垂直な線１５５に沿って反射された光を受け取るように配向されているので、図２２の光学系に必要な被写界深度は、図２０の被写界深度要件に比べて著しく低減される。

図２３には、一体型照明光源１６２と光学位置センサ１６３とを有する三角測量センサ１６１を含む測定装置１６０の代替形態を示す。照明光源１６２は、モータ駆動部１６５が（±θ°などの）狭い角度範囲で振れる走査ミラー１６４にビームを導く。照明光源１６２からの照明ビームは、眼２９全体にわたって走査されると、走査ミラーの方に反射及び散乱して光学位置センサに戻る。このビームは、走査ミラー１６４がシャフト１６７及び対応する軸上で振れると、位置センサ上の地点「ａ」、「ｂ」及び「ｃ」などに変位する。図２３では、走査ミラーの長軸、及び一体型ソースビーム−光学センサ三角測量ユニットの長軸が、ページ平面に対して垂直である。ソースビームがページ平面内に引かれた接線に沿って経線を走査する際には、三角測量ユニット内の光学位置センサの配向、従ってビーム「ａ」、「ｂ」及び「ｃ」に対応する光線は、ページの方向に対して垂直である。

図２４では、測定ユニット１７０が、一体型照明光源１７２と光学位置センサ１７３とを有する位置センサ１７１を含む。照明光源１７２は、モータ駆動部１７５が（θ≒±５°などの）狭い角度範囲で振れる走査ミラー１７４にビームを導く。この照射ビームが眼を横切って経線を走査すると、眼２９からの反射散乱光は、走査ミラー１７４によって光学位置センサの方に導かれ、走査ミラー１７４がシャフト１７７及び対応する軸上で振れると、位置センサ上の地点「ａ」、「ｂ」及び「ｃ」などに変位する。図２４では、走査ミラー（線１７４として図示）の長軸及び一体型ソースビーム−光学センサ三角測量ユニットの長軸が、ページ平面内に存在する。ソースビームがページ平面内に引かれた接線に沿って経線を走査する際には、三角測量ユニット内の光学位置センサの配向、従ってビーム「ａ」、「ｂ」及び「ｃ」に対応する光線もページ平面内に存在する。位置センサ内の結像レンズは、結像光学系の円錐角内のより振幅の低い平面外光線を捕捉する。

図２３の位置センサ１６１及び図２４の位置センサ１７１は、いずれも青色レーザーを含むＭｉｃｒｏ Ｅｐｓｉｌｏｎ社のＭｏｄｅｌ ｏｐｔｏＮＣＤＴ１７００ＢＬシリーズ、又はｏｐｔｏＮＣＤＴ２３００ＢＬシリーズに組み込まれているようなシャインプルーフの理論に部分的に基づいて光学光線を処理する構造及び動作を組み込んだ三角測量センサを含む。三角測量部１６１及び１７１は、用途によっては赤色レーザーを含むこともできるが、眼で捉えられるような生体材料の測定時には、青色レーザーの方がより良い結果をもたらすようである。

図２３の走査ミラー１６４及びミラーモータ１６５、並びに図２４の走査ミラー１７４及びモータ１７５を含むような走査ミラーアセンブリは、Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ社から市販されており、２０〜４０ミリ秒ラジアンの走査時間、すなわち角膜及び強膜全体を横切る眼のほぼ頂部から眼の表面全体にわたる（経線走査を通じて）１回の走査を行う時間を可能にする走査速度で１２ミクロンの方位分解能をもたらすのに十分な１０マイクロラジアンまで再現可能である。このような構成では、眼２９上の角膜又は強膜までの距離を、１００ｍｍ離れた場所から１ミクロンの再現性で測定することができる。図２３の光学位置センサ１６３は、側面に散乱されたビームを拾うことが分かった。図２４では、光学位置センサ１７３が、相対的なページ平面内でセンサの方に反射され散乱されたビームを拾う。この結果、図２４の位置センサ１７３の方が、眼の表面の構造及び角度の変化によって引き起こされる信号劣化に左右されにくい。

図２５及び図２６に、眼の高解像度３次元画像を取得するための眼測定装置１８０の１つの実施形態を示す。この装置１８０は、眼２９の光軸に対してほぼ垂直な（眼の頂部前面と平行な）軸を中心に回転するプラットフォーム１８１を含む。固定基部（図示せず）上には、各走査中に領域１８３内の患者の眼の位置をモニタし、異なる角度位置における測定ユニット１８４の位置に対する眼２９の位置を特定するのに十分な解像度を有する高解像度ＴＶカメラシステム１８２が装着される。具体的には、１つの実施形態では、プラットフォーム１８１が、位置１に実線１８４で示し他の位置には点線で示す単一の測定ユニットを患者の眼の周囲で回転させる。図２５では、矢印１８５によって角回転運動を示している。この特定の例では、図２５のシステムが、８つの角度位置における測定ユニット１８４を示している。しかしながら、明らかなように、実際には、プラットフォームが１回転する１回の走査中に必要なサンプリングを行うために、位置の数は大幅に多くなることもある。走査中には、異なる用途及び眼の処置に適したサンプリングを行うために、プラットフォーム１８１が１回転する間に２０〜１００個の角度位置が測定されると予想される。

図２６に示すように、本発明を組み込んだ装置の物理的な実施形態２００は、ＴＶカメラ１８２と、測定ユニット１７０又は他のいずれかの測定ユニットの実装との間に一定の空間関係を定めるフレームを備えたハウジング２０１を含む。上述したように、測定ユニット１７０は、走査中に、複数の離間した走査線の各々に沿った複数の角度位置における内部基準位置センサ１７１と眼の表面との間の距離に対応する距離情報を生成する。図２６では、ＴＶカメラ１８２の視軸などの軸を中心としてプラットフォーム１８１と共に回転中の測定ユニット１７０を２つの異なる位置に示している。プラットフォーム１８１の回転は、各位置で１回の走査を行う一連の角度的に離れた走査位置が提供されるように、モータにより、典型的には、図示してはいないが当業で周知のサーボモータ又はステッピングモータにより実現される。測定ユニット１７０は、走査中に複数の走査を得るために、眼の周囲を回転し、各増分位置において「経線」を定め、この経線に沿って経線走査を行い、この経線の高さ情報を取得する。

図２７に、測定ユニット１７０、図２５及び図２６のプラットフォーム１８１に対応する走査回転ステージ、及びＴＶカメラ１８２と相互作用する、図２６の装置２００の制御システムの１つの実施形態を示す。データ取得、記憶及び制御インターフェイスユニット２０２は、測定ユニット１７０、走査ミラー１７６、プラットフォーム１８１などの回転ステージ、及びＴＶカメラ１８２と相互作用する。具体的には、データ取得、記憶及び制御インターフェイス２０２は、測定ユニット１７０内の青色レーザーなどの照明光源、走査ミラー１７６及び測定ユニット１７０内の位置センサを作動させることにより、各高さ測定のための位置データを含む対応する光学位置センサから生成された高さデータを取り出す。また、データ取得、記憶及び制御インターフェイス２０２は、コマンド位置を表す信号を走査ミラー１７６に送信し、走査ミラーの角度位置の正確な制御を可能にする位置フィードバック信号を受け取る。また、データ取得、記憶及び制御インターフェイス２０２は、その信号により、回転ステージプラットフォーム１８１を駆動するモータ又は同様の支持部の動作も制御し、回転プラットフォーム１８１の実際の位置を表す符号化されたステージ位置信号を受け取る。

ＴＶカメラ１８２は、常に患者の眼をモニタしている。ビデオシステムは、データ取得、記憶及び制御インターフェイス２０２からの信号に基づき、眼の画像を「捕らえ」て、データ取得、記憶及び制御インターフェイス２０２に戻す。相互作用及び動作の制御は、入力及び視覚出力能力を含むとともに、データ取得、記憶及び制御インターフェイス並びに高速画像プロセッサ２０４にインターフェイス接続するユーザインターフェイス２０３を介して行われる。画像プロセッサ２０４は、ＴＶカメラから受け取った画像と高さ信号を組み合わせて処理し、眼の１回の走査中に経線に沿ってサンプリングした眼の部分のトポグラフィを生成するとともに、１回の走査中に生成された全ての走査情報を蓄積する。

図２６を参照して分かるように、用途によっては、データを収集する前に、患者に装置２００をのぞき込むように指示する。医師又はオペレータは、ＴＶカメラ１８２を使用してシステムに患者の眼の高解像度画像を記憶させる。このような画像は、虹彩内の全ての細かい特徴及び詳細、強膜領域内の血管などの特徴、並びに瞳孔の位置及び形状を含む。また、医師又はオペレータは、基準点として使用する様々な手段によって眼内の特定の特徴を識別することができる。その後、システムは、あらゆる経線（すなわち、図２５の８つの等角度に変位した経線）に沿ったデータを収集する。いずれかの経線取得サイクル中にＴＶカメラシステムが何らかの眼の動きを検出した場合、そのサイクルのデータは無視され、眼が動きを止めた時点でその経線において眼を再走査することができる。システムは、約２０〜５０ミリ秒などの短いデータ取得サイクルで、測定モジュールの異なる位置毎に１つの一連の高解像度スナップショットを生成する。

ＴＶカメラシステムからの各「スナップショット」には、その走査線に沿った眼のトポロジを定める対応する経線高さ測定データが伴う。すなわち、図２８の線２１０などの各経線走査線はその独自の画像を有し、角膜から強膜４２に延びる点ＡＢ間の経線走査線、及び眼のＴＶ画像内の全ての特徴部に対する正確な経線の配向を示す。図２９は、（測定装置からの）高さ測定値の関係を、走査ミラーの角度位置に対応する眼の表面に沿った半径方向距離の関数として示すグラフ表現である。

複数の経線走査を得る回転走査において測定ユニットが眼の周囲を回転すると、測定した経線毎に図２８のものと同様のＴＶ画像及び図２９のものと同様の高さ測定データが存在するようになる。その後、全ての経線からのデータを処理して組み合わせ、患者の眼の１つの配向又は開始位置に関する眼の画像を生成することが可能になる。図３０に、一例として位置１、２及び３に関する３つのこのような経線走査を図式的に示す。その後、対応する高さ測定値データを含むＴＶカメラ画像から各々が構成される個々の経線を組み合わせて、回転走査の合成画像を生成することができる。このような情報は、各走査をスティッチングにより重ね合わせて、図３０に示すような経線データをその走査における全ての経線について１つの配向の眼の画像と空間的に位置合わせする画像スティッチングソフトウェアによって処理できることが分かった。このような眼の複合画像を、フランスのＫｏｌｏｒ ＳＡＲＬ社から市販されているＡｕｔｏｐａｎｏ画像スティッチングソフトウェアを使用して生成した。

上述したように、所与の眼の配向では、強膜の一部が眼瞼によって覆われる。通常、眼瞼に覆われている領域を含めて眼の表面全体を走査するためには、別個の走査中に患者の眼の異なる領域を患者の眼の異なる配向毎に走査すればよい。図３１に、患者に中央、上、下、左及び右の象限に連続して投影される視覚的目標物を見せて最前端強膜表面を含む眼全体を露出させる１つの方法を開示する。すなわち、完全な眼の測定は、２１０、２１１、２１２、２１３及び２１４における眼の位置毎に１回の５回の走査を含む。走査２１０は、患者が真っ直ぐ前を見ている時に行われる。２１１及び２１２における走査は、それぞれ患者が右及び左を見ている時に行われ、走査２１３及び２１４は、それぞれ患者が上及び下を見ている時に行われる。患者が下を見ると上眼瞼が下がるので、検鏡を使用して眼瞼を開いた状態に保つことができる。或いは、データを収集する前に眼瞼を患者の額にテープで留め、或いは患者又は医師の指によって持ち上げることもできる。別の方法では、眼瞼をテープで留めたり、又は検鏡を使用したりしなくて済むようにすることもできる。通常は、患者の頭部が適度に固定されたままになるように、患者の顎を顎当て又は同様の位置決め構造に載せた状態で患者を走査する。当業では、このような装置が知られている。しかしながら、上述したような目で見て位置合わせするための目標物を投影するのではなく、単一の目標物を投影して、患者が自身の頭を角度的に少し（例えば、約±１５°）回転させるようにすることもできる。固定された目標物画像を視界内に保つように患者の頭が動くと、眼は、図３１に示すような新たな位置に自然に回転するようになる。

どのような手段を使用して複数の走査から異なる眼の配向の画像を取得しても、データを走査毎に処理し、これらのデータを共にスティッチングして、上述したＫｏｌｏｒ Ａｕｔｏｐａｎｏ社又は同様のソフトウェアを用いて眼の３次元広視野トポロジマップを作成することが可能である。また、図３２に示すように、多くの場合ヒトの眼は、フットボールのように長軸及び短軸を含む２本のベースカーブを有する円環形状である。目的は、この眼球面に適合するレンズを設計することであるが、強膜レンズは上下眼瞼の裏側に置かれるので、従来の手段によってこれを行うのは困難である。支持面の円環性は、上述したような全ての経線又は断面データを位置合わせして共にスティッチングした後にしか計算することができない。

図３３に、このようなスティッチングソフトウェアを用いてこの方法から導出できる情報提示を示す。個人の眼の複数の画像をＴＶカメラで撮影し、その後スティッチングした。その結果が、個人の眼の合成画像２２０である。この画像は、一連の走査からの全ての蓄積データの図式表現である。リング２２１は、強膜レンズを支持するための強膜領域の境界を定めるために図３３の画像上で操作したテンプレートを表す。医師は、従来の技術を使用してこのリングのテンプレートを操作し、眼の物理的特徴を考慮してリングを独自に位置合わせすることができる。この情報を全ての走査データに沿って処理し、その患者の強膜レンズを効率的に構築できるモデルを取得することができる。

上述したように、ＯＣＴスキャナは、強膜などの高度に湾曲した表面を走査する能力に限界があり、角膜の頂面に対して相対的に垂直に位置決めする必要があることが分かっている。図３４に、図３５に示すＯＣＴ画像の境界ＣＤ間の範囲に対応する直径線Ｃ−Ｄを重ね合わせた眼の画像を示す。図３７Ａ及び図３７Ｂに示す構成では、トポロジスキャナは、上述したような経線スキャナであっても、又は図３５に示すような出力を有する従来のＯＣＴタイプの断面スキャナであってもよい。図３７Ａ及び図３７Ｂには、配向が角膜頂面に対して垂直に近いスキャナ構成を示す。この構成では、スキャナ接線が、角膜頂面に対して浅い角度に配向されている。眼が回転して異なる角度位置に固定されると、眼の異なる領域が接線とほぼ平行になり、トポロジスキャナの角度範囲に収まる。眼球の位置毎に、複数の経線又は断面を走査する。各走査された経線又は断面はＴＶカメラ画像を伴う。その後、異なる眼の位置の対応する経線高さデータを含むＴＶ画像を位置合わせして、全ての経線又は断面を組み合わせ、眼の固定された基準点に関連付けて眼の３次元モデルを作成する。図３４には眼のカメラ画像を示すとともに、ＯＣＴの半径方向走査線の角度方向を線Ｃ−Ｄによって示す。図３５は、半径方向走査線Ｃ−ＤのＯＣＴ画像である。図３６には、上述した経線データを組み合わせるための同じ手順を使用して連続する複数のＯＣＴ走査をどのように組み合わせるかを示す。

本発明の上述の実施形態の各々は、本発明の様々な目的の一部又は全部を満たす。すなわち、上述した方法及び装置は、眼のトポグラフィ、特に眼の角膜領域、強膜領域及び縁部領域のトポグラフィの正確な測定を、強膜領域及び角膜領域の円環性を考慮して行う。この結果、本発明の方法及び装置は、強膜及び眼の円環性を自動的に測定して円環長軸及び円環短軸を自動的に計算し、眼を自動的に走査して２本の円環軸に沿ったプロファイル情報を提供し、眼の正確な３次元モデルを作成することを含む、眼のトポグラフィ、特に眼の角膜領域及び強膜領域のトポグラフィを特定するプロセスを最小化及び単純化することにより、強膜コンタクトレンズを作製する努力を最小化及び単純化するのに役立つことができる。この装置は、眼のレーシック手術及び白内障手術において角膜領域の正確なトポロジデータを提供する上でも役に立つ。

いくつかの実施形態に関して本発明を開示した。開示した装置には、本発明から逸脱することなく多くの修正を行えることが明らかであろう。例えば、本発明のいくつかの態様により、ＯＣＴスキャナを修正することができる。図３５には、ＯＣＴスキャナにより作成された眼の完全な断面画像を示している。図示のように、この図は、角膜、及び縁部付近の強膜の最上部を含むが、縁部を過ぎた強膜の急勾配領域は示していない。図３７Ａに示すように光路にビームスプリッタ又はダイクロイックミラーを挿入することによってＴＶカメラ１８２を偏位させることができ、これにより眼が真っ直ぐ前を向いた時に、スキャナ及びカメラからの光ビームは、いずれも角膜表面の頂部に対して垂直に配向されるようになる。また、ＯＣＴスキャナにおいて、ＴＶカメラの視野角が経線又は断面のビーム角に近くなった場合、ビームスプリッタ又はダイクロイックミラーを光路に挿入することにより、２つのユニット間の機械的干渉を回避することができる。測定ユニットが、例えば青色ビームなどのモノクロ光源、又は数多くのＯＣＴユニットで使用される近ＩＲ波長などの可視スペクトル外の光源を使用する場合、ビームスプリッタをダイクロイックミラーに置き換えてトポロジスキャナ及びＴＶカメラへの光力を最大にすることができる。従って、特許請求の範囲は、このような全ての変形及び修正を本発明の真の思想及び範囲に含まれるものとして包含することを目的とする。

２９ 眼
１７０ 測定ユニット
１７１ 位置センサ
１７６ 走査ミラー
１７７ シャフト
１８０ 眼測定装置
１８１ プラットフォーム
１８２ ＴＶカメラ
２００ 装置
２０１ ハウジング

Claims (11)

1. 眼の角膜領域及び強膜領域の３次元トポグラフィを取得するための装置であって、
   Ａ）前記眼の角膜領域及び強膜領域の２次元画像を取り込むように撮像軸に沿って方向付けられたカメラと、
   Ｂ）眼球経線を走査し、内部基準位置センサから前記眼の表面の複数の位置までの複数の高さ距離に対応する距離情報を取得する測定ユニットと、
   Ｃ）前記カメラが装着された固定基部と、
   Ｄ）前記測定ユニットを複数の角度位置に回転させることにより、複数の眼球経線のそれぞれに対応する異なる角度位置に、前記眼球経線の角度位置を変化させる回転ステージであって、前記カメラが、前記複数の角度位置における前記測定ユニットに対して所定の間隔で配置されている、回転ステージと、
   Ｅ）前記カメラ、前記回転ステージ及び前記測定ユニットに接続された制御装置と、
   を備え、前記制御装置は、
   ｉ）前記回転ステージを回転させる手段と、
   ｉｉ）各眼球経線に沿って前記複数の高さ距離を測定することによって、前記回転ステージが回転する間に前記複数の眼球経線それぞれ対応する距離情報を複数取得するように前記測定ユニットを制御する手段と、
   ｉｉｉ）前記異なる角度位置それぞれにおいて、前記カメラに前記眼の角膜領域及び強膜領域の前記２次元画像を取り込ませることによって、前記回転ステージが回転する間に前記複数の眼球経線それぞれに対応する前記２次元画像を複数取り込む手段と、
   ｉｖ）前記複数の距離情報、及び前記複数の２次元画像にそれぞれ関係する複数の画像情報を記憶する手段と、
   ｖ）前記記憶手段内の前記記憶された前記複数の距離情報及び前記複数の画像情報を処理することにより、前記眼の角膜領域及び強膜領域の３次元トポグラフィを取得する画像スティッチング手段と、
   を含む、
   ことを特徴とする装置。
2. 前記測定ユニットは、照明光源と、前記眼の表面からの光を受け取って前記各眼球経線に対して前記複数の高さ距離を測定する撮像手段とを有する、
   ことを特徴とする請求項１に記載の装置。
3. 前記測定ユニットは、照明光源を備えた光学位置センサと、各眼球経線の走査中に前記照明光源からの照明を前記眼の一部にわたって導く走査ミラーとを有する、
   ことを特徴とする請求項１に記載の装置。
4. 患者が見るための視覚的目標物を提供することによって各眼球経線の走査中に前記眼の配向を固定する視覚的目標手段をさらに備え、前記画像スティッチング手段は、前記複数の距離情報及び前記複数の画像情報を処理して前記眼の角膜領域及び強膜領域の前記トポグラフィを取得する、
   ことを特徴とする請求項１に記載の装置。
5. 前記視覚的目標手段は、患者頭部を支持する手段を含むとともに、異なる視点に画像を表示することにより前記眼の動きを誘発して、前記回転ステージが回転する間の前記異なる角度位置それぞれにおいて前記眼の異なる領域が露出されるようにする、
   ことを特徴とする請求項４に記載の装置。
6. 眼の角膜領域及び強膜領域の３次元トポグラフィを取得するための装置であって、
   Ａ）前記眼の角膜領域及び強膜領域の２次元画像を取り込むように撮像軸に沿って方向付けられたカメラと、
   Ｂ）眼球経線を走査し、内部基準位置センサから前記眼の表面の複数の位置までの複数の高さ距離に対応する距離情報を取得する測定ユニットと、
   Ｃ）前記眼の光軸に対してほぼ垂直な軸を中心として、複数の異なる角度位置に前記測定ユニットを回転可能で、かつ前記カメラと前記測定ユニットの間に所定の空間関係を定めるプラットフォームと、
   Ｄ）前記カメラおよび前記測定ユニットに接続された制御装置と、
   を備え、前記制御装置は、
   ｉ）前記測定ユニットを制御して、複数の前記眼球経線それぞれに対応する異なる角度位置において、前記複数の高さ距離を測定する手段と、
   ｉｉ）異なる角度位置それぞれにおいて、前記カメラに前記眼の角膜領域及び強膜領域の前記２次元画像を取り込ませる手段と、
   ｉｉｉ）前記複数の眼球経線にそれぞれ対応する複数の前記距離情報、及び前記複数の眼球経線それぞれに対応する複数の前記２次元画像にそれぞれ関係する複数の画像情報を記憶する記憶手段と、
   ｉｖ）前記記憶手段内の前記記憶された前記複数の距離情報及び前記複数の画像情報を処理することにより、前記眼の角膜領域及び強膜領域の３次元トポグラフィを取得する手段と、
   を含み、
   前記２次元画像を取り込ませる手段が前記カメラに一連の前記眼の角膜領域及び強膜領域の２次元画像を取り込ませ、各２次元画像は前記眼球経線走査にそれぞれ対応しており、これによって各眼球経線はそれ自身の独特の２次元画像を有しており、かつ、前記記憶手段内の前記複数の距離情報を処理する手段が前記２次元画像と組み合わされた前記距離情報を処理し、前記眼膜領域及び強膜領域に関する前記異なる角度位置ごとの眼球経線に沿った走査を伴う２次元画像が整合して結合されて前記３次元トポグラフィを形成することを
   特徴とする、装置。
7. 前記測定ユニットは、照明光源と、前記眼の表面の前記複数の位置からの光を受け取って前記複数の高さ距離を測定する撮像手段とを有する測定ユニットを含む、
   ことを特徴とする請求項６に記載の装置。
8. 前記測定ユニットは、照明光源を備えた光学位置センサと、各眼球経線に沿った走査中に前記照明光源からの照明を前記眼の一部にわたって導くことによって前記走査を定める走査ミラーとを有する、
   ことを特徴とする請求項６に記載の装置。
9. 前記測定ユニットは、各走査によって前記眼の角膜及び強膜までの距離が測定されるように前記眼に対して位置決めされる、
   ことを特徴とする請求項７または８に記載の装置。
10. 前記測定ユニットは、光干渉断層撮影画像を取得する手段と、各画像の位置及び測定に関する空間情報を記録して角膜及び強膜の３次元トポグラフィを取得する手段とを含む、
    ことを特徴とする請求項７に記載の装置。
11. 前記装置は、前記記憶手段内の前記記憶された前記複数の距離情報及び前記複数の画像情報を処理することにより、前記光干渉断層撮影情報に基づいて角膜及び強膜の３次元トポグラフィの正確な表現を取得する画像スティッチング手段を含む、
    ことを特徴とする請求項１０に記載の装置。