JP6714402B2 - 眼疲労検査装置及び眼疲労検査方法 - Google Patents

Description

本発明は、被検眼の眼疲労を他覚的に検査する眼疲労検査装置及び眼疲労検査方法に関する。

近年、パーソナルコンピュータ、タブレット端末、及びスマートフォンなどのＶｉｓｕａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ Ｔｅｒｍｉｎａｌ（ＶＤＴ）端末が世界的に普及している。このＶＤＴ端末での長時間或いは長期間のＶＤＴ作業は、眼を酷使するため、不定愁訴からなるＣｏｍｐｕｔｅｒ Ｖｉｓｉｏｎ Ｓｙｎｄｒｏｍｅ（ＣＶＳ）を引き起こす。このＣＶＳの診断及び治療は、例えば患者に対して行ったアンケートの結果などによる患者の自覚的症状に基づいて行われるため、診断及び治療を確定し難いという問題がある。また、患者に自覚症状がないまま水面下でＣＶＳが進行する危険性がある。このため、ＣＶＳの診断及び治療に役立つＣＶＳの他覚的な検査（評価）が必要となっている。

ここで、ＣＶＳの症状は眼疲労の占める割合が最も大きくなるので、ＣＶＳの他覚的な検査には眼疲労の他覚的な検査が必要となる。

例えば特許文献１には、被検眼に固有の視標を目視させて被検眼の屈折度数を測定した結果に基づき、被検眼が明視できる最も遠い遠点位置に視標を配置して、この視標を目視している被検眼の調節機能状態を測定する眼調節機能測定装置が記載されている。この特許文献１の眼調節機能測定装置では、被検眼の調節機能状態を示す指標として屈折度数の時間変動（調節微動）を周波数解析して、所定の高周波成分の出現頻度を算出している。被検眼の調節機能状態と眼疲労との間には密接な関係があるので、特許文献１の眼調節機能測定装置を用いて被検眼の眼疲労を他覚的に検査することができる。

特開２００３−７０７４０号公報

上記特許文献１の眼調節機能測定装置を用いて被検眼の眼疲労を検査する場合、被検眼の屈折度数の時間変動を測定する必要がある。しかしながら、中高年齢者では、加齢に伴い発生する老視眼（老眼）のために眼の調節応答の機能、すなわち、ピント位置の調整機能が低下する。このため、初期老眼以降の中高年齢者では屈折度数の時間変動を測定することができない場合があり、この場合には上記特許文献１の眼調節機能測定装置では被検眼の眼疲労を検査することができない。その結果、高齢化社会において最も人口が多い世代である中高年齢者の眼疲労を検査することができず、中高年齢者が適切な診断及び治療を受けることができないという問題がある。

本発明はこのような事情に鑑みてなされたものであり、患者の年齢に関係なく被検眼の眼疲労を検査することができる眼疲労検査装置及び眼疲労検査方法を提供することを目的とする。

本発明の目的を達成するための眼疲労検査装置は、左右の被検眼にそれぞれ入射する光の光量差を拡大する光量差調整部と、光量差調整部が光量差を拡大している間、被検眼の視線方向を検出する視線方向検出部と、視線方向検出部の検出結果に基づき、光量差の拡大に伴う視線方向の変化が発生する特定の光量差を決定する光量差決定部と、を備える。なお、本明細書でいう「眼疲労」には、所謂「眼精疲労」も含まれる。

この眼疲労検査装置によれば、被検眼の眼疲労を患者の融像力に基づいて他覚的に検査（評価）することができるので、患者の年齢に関係なく被検眼の眼疲労を検査することができ、従来、手つかずであった中高年齢層の眼疲労を検査することができる。その結果、ＣＶＳの診断及び治療に役立つ他覚的検査が可能となる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査装置において、光量差決定部が決定した特定の光量差を、被検眼の眼疲労の指標として出力する出力部を備える。これにより、被検眼の眼疲労を医師が診断及び評価することができる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査装置において、被検眼に目視される検査用視標を表示する視標表示部を備え、光量差決定部は、視線方向検出部の検出結果に基づき、被検眼が検査用視標を目視している状態からの視線方向の変化の有無を判定することで、特定の光量差を決定する。これにより、透過率差の拡大により生じる融像の破壊が発生した時点での光量差を、特定の光量差として決定することができる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査装置において、視線方向検出部は、被検眼のプルキンエ像の位置又は被検眼の瞳孔の位置を検出するものであり、光量差決定部は、被検眼が検査用視標を目視している状態からのプルキンエ像又は瞳孔の位置の変化の有無を判定することで、特定の光量差を決定する。これにより、透過率差の拡大により生じる融像の破壊が発生した時点での光量差を、特定の光量差として決定することができる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査装置において、光量差調整部は、被検眼の一方に入射する光の光量を減少させ、且つ被検眼の他方に入射する光の光量は一定に維持することにより、光量差を拡大させる。これにより、融像の破壊に伴う視線方向の変化を発生させることができるので、被検眼の融像力の強さを評価することができる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査装置において、光量差調整部は、被検眼の少なくとも一方に入射する光の透過率を調整可能な透過領域を有しており、透過領域の透過率を調整することにより光量差を拡大させる。これにより、融像の破壊に伴う視線方向の変化が生じるので、被検眼の融像力の強さを評価することができる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査装置において、光量差調整部が、被検眼のそれぞれに入射する光の光路に透過領域を有している場合、光量差決定部が決定する特定の光量差は、２つの透過領域の透過率の差として表される。これにより、２つの透過領域の透過率の差に基づき、被検眼の融像力の強さを評価することができる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査装置において、光量差調整部は、光量差を連続的又は段階的に拡大させる。これにより、融像の破壊に伴う視線方向の変化を発生させることができる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査装置において、被検眼に入射する光は、第１波長域の光と、第１波長域とは異なる第２波長域の光とを含み、被検眼にて反射された光の光路に、第１波長域の光を透過させ、且つ被検眼にて反射された第２波長域の光を光路の側方に反射させるダイクロイックミラーを備え、視線方向検出部は、ダイクロイックミラーで反射された第２波長域の光を検出した結果に基づき、視線方向を検出する。これにより、両眼開放状態のままで患者の被検眼の眼疲労を他覚的に検査することができる。

本発明の目的を達成するための眼疲労検査方法は、左右の被検眼にそれぞれ入射する光の光量差を拡大する光量差調整ステップと、光量差調整ステップにて光量差を拡大している間、被検眼の視線方向を検出する視線方向検出ステップと、視線方向検出ステップの検出結果に基づき、光量差の拡大に伴う視線方向の変化が発生する特定の光量差を決定する光量差決定ステップと、を有する。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査方法において、光量差決定ステップで決定した特定の光量差を、被検眼の眼疲労の指標として出力する出力ステップを有する。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査方法において、被検眼に目視される検査用視標を表示する視標表示ステップを有し、光量差決定ステップでは、視線方向検出ステップでの検出結果に基づき、被検眼が検査用視標を目視している状態からの視線方向の変化の有無を判定することで、特定の光量差を決定する。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査方法において、視線方向検出ステップでは、被検眼のプルキンエ像の位置又は被検眼の瞳孔の位置の検出を行い、光量差決定ステップでは、被検眼が検査用視標を目視している状態からのプルキンエ像又は瞳孔の位置の変化の有無を判定することで、特定の光量差を決定する。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査方法において、光量差調整ステップでは、被検眼の一方に入射する光の光量を減少させ、且つ被検眼の他方に入射する光の光量は一定に維持することにより、光量差を拡大させる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査方法において、被検眼の少なくとも一方に入射する光の光路に、光の透過率を調整可能な透過領域が配置されており、光量差調整ステップでは、透過領域の透過率を調整することにより光量差を拡大させる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査方法において、被検眼のそれぞれに入射する光の光路に透過領域が配置されている場合、光量差決定ステップで決定する特定の光量差は、２つの透過領域の透過率の差として表される。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査方法において、光量差調整ステップでは、光量差を連続的又は段階的に拡大させる。

本発明の他の態様に係る眼疲労検査方法において、被検眼に入射する光は、第１波長域の光と、第１波長域とは異なる第２波長域の光とを含み、被検眼にて反射された光の光路に、第１波長域の光を透過させ、且つ被検眼にて反射された第２波長域の光を光路の側方に反射させるダイクロイックミラーを配置し、視線方向検出ステップでは、ダイクロイックミラーで反射された第２波長域の光を検出した結果に基づき、視線方向を検出する。

本発明の眼疲労検査装置及び眼疲労検査方法によれば、患者の年齢に関係なく被検眼の眼疲労を検査することができる。

患者の左右の被検眼の眼疲労を、患者の融像の強さに基づき他覚的に検査する眼疲労検査装置の上面概略図である。 被検眼の側から見た視標表示部の正面図である。 患者側から見た液晶シャッタの正面図である。 測定ユニットの構成を示すブロック図である。 検査装置本体の構成を示すブロック図である。 液晶シャッタの透過領域の透過率調整を説明するための説明図である。 画像計測法（暗瞳孔法）を用いた視線方向検出の一例を説明するための説明図である。 プルキンエ像を利用する視線方向検出の一例を説明するための説明図である。 透過率差の拡大により生じる融像の破壊に伴う被検眼の視線方向の変化を説明するための説明図である。 眼疲労検査装置による被検眼の眼疲労の検査の流れを示すフローチャートである。 第２実施形態の眼疲労検査装置の概略構成を示す斜視図である。 ダイクロイックミラーを視標表示部側から見た正面図である。 第３実施形態の眼疲労検査装置の概略構成を示す上面図である。 ターレットに設けられた複数のＮＤフィルタを用いて、被検眼にそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大させる他実施形態の概略図である。

［眼疲労検査装置の全体構成］
図１は、患者の左右の被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労を、患者の融像の強さ（融像力）に基づき他覚的に検査する眼疲労検査装置１０の上面概略図である。ここで「融像」とは、両眼の網膜像を融合し、一つの像として認識する働きである。なお、図面の煩雑化を防止するため、患者の被検眼９Ｒ，９Ｌ以外の部分については図示を省略する。

図１に示すように、眼疲労検査装置１０は、検眼テーブル１１と、一対の赤外線光源１２Ｒ，１２Ｌと、視標表示部１３と、一対のダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌと、一対の液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌと、一対の測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌと、検査装置本体１７と、を備えている。

検眼テーブル１１上には、検査装置本体１７を除いた眼疲労検査装置１０の各部が配置されている。また、検眼テーブル１１の患者側に位置する前端部（図中の下端部）には、不図示の顔受け部が配置されている。この顔受け部に患者が顎を乗せると共に額を当てることで、検眼テーブル１１上での被検眼９Ｒ，９Ｌの位置が定まる。

赤外線光源１２Ｒ，１２Ｌは、前述の顔受け部（不図示）に取り付けられている。赤外線光源１２Ｒは、被検眼９Ｒの近傍に取り付けられており、この被検眼９Ｒに対して近赤外光を照射する。また、赤外線光源１２Ｌは、被検眼９Ｌの近傍に取り付けられており、この被検眼９Ｌに対して近赤外光を照射する。赤外線光源１２Ｒ，１２Ｌが照射する近赤外光の波長域は、例えば波長９５０ｎｍである。

視標表示部１３は、被検眼９Ｒ，９Ｌの正面方向に位置するように、検眼テーブル１１の前端部とは反対側の後端部に配置される。なお、視標表示部１３は、不図示のスライド機構によって、被検眼９Ｒ，９Ｌに近づいたり或いは被検眼９Ｒ，９Ｌから離れたりする前後方向に移動調整可能である。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌの屈折度数に応じて、視標表示部１３を被検眼９Ｒ，９Ｌが視認し易い距離（例えば３０ｃｍ、５０ｃｍ、１ｍ）に移動させることができる。

図２は、被検眼９Ｒ，９Ｌの側から見た視標表示部１３の正面図である。視標表示部１３は、眼疲労の検査の間、被検眼９Ｒ，９Ｌにて目視される検査用視標１９を表示する。なお、視標表示部１３による検査用視標１９の表示方式としては、液晶モニタ等に検査用視標１９の画像を表示する方式、或いは検査用視標１９の画像が印刷されたシートを貼り付ける方式などの各種方式が採用可能である。

図１に戻って、ダイクロイックミラー１４Ｒは、検査用視標１９と被検眼９Ｒとを結ぶ光路２１Ｒ上（被検眼９Ｒの視線上）に配置される。一方、ダイクロイックミラー１４Ｌは、検査用視標１９と被検眼９Ｌとを結ぶ光路２１Ｌ上（被検眼９Ｌの視線上）に配置される。ダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌは、検眼テーブル１１の上面に対して垂直な軸周りに回転調整可能である。そして、ダイクロイックミラー１４Ｒは光路２１Ｒに対して４５°傾斜した状態で光路２１Ｒ上に配置され、ダイクロイックミラー１４Ｌは光路２１Ｌに対して４５°傾斜した状態で光路２１Ｌ上に配置される。

ダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌは、本発明の第１波長域の光に相当する可視光（波長域：約３８０ｎｍ〜７８０ｎｍ）は透過させ、他の波長域の光、例えば本発明の第２波長域の光に相当する近赤外光（波長域：約８００ｎｍ〜２５００ｎｍ）は反射する。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌにて検査用視標１９を目視（自然視）することができる。

一方、被検眼９Ｒにて反射された近赤外光の中で光路２１Ｒに沿って進む近赤外光は、ダイクロイックミラー１４Ｒにより光路２１Ｒの右側方に向けて反射される。また、被検眼９Ｌにて反射された近赤外光の中で光路２１Ｌに沿って進む近赤外光は、ダイクロイックミラー１４Ｌにより光路２１Ｌの左側方に向けて反射される。

図３は、患者側から見た液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌの正面図である。図３に示すように、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌは、本発明の光量差調整部の一部として機能するものである。液晶シャッタ１５Ｒはダイクロイックミラー１４Ｒの視標表示部１３側の面上に取り付けられ、液晶シャッタ１５Ｌはダイクロイックミラー１４Ｌの視標表示部１３側の面上に取り付けられている。これにより、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌは光路２１Ｒ，２１Ｌにそれぞれ配置される。従って、被検眼９Ｒはダイクロイックミラー１４Ｒ及び液晶シャッタ１５Ｒを通して検査用視標１９を目視し、被検眼９Ｌはダイクロイックミラー１４Ｌ及び液晶シャッタ１５Ｌを通して検査用視標１９を目視する。

なお、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌは、それぞれ光路２１Ｒ，２１Ｌ上に配置されていれば、その位置は特に限定されるものではない。ただし、被検眼９Ｒ，９Ｌにて反射された近赤外光が液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌにより減衰されることを防止する観点から、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌは、ダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌと視標表示部１３との間に配置することが好ましい。

液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌは、それぞれ光路２１Ｒ，２１Ｌに沿って進む光（可視光）が透過する透過領域２３Ｒ，２３Ｌ（図３参照）を有している。液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌは、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの濃度を任意に変化させることにより、透過領域２３Ｒ，２３Ｌをそれぞれ透過する光の透過率を任意に調整することができる。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌが目視する検査用視標１９の明るさを個別に調整することができる。なお、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率は、後述の検査装置本体１７が調整する。

本実施形態では、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌとして、Ｘ−ＦＯＳ（Ｇ２）―ＣＥ（LC-Tec Holding AB製）を用いる。この場合、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌの実測液晶透過率は、例えば株式会社トプコン製の分光放射計ＳＲ−ＬＥＤＷで測定すると、最大で２３．０％となり且つ最小で０．０７％である。また、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌの遅延時間（応答時間）は２．５ｍｓ以下である。

図１に戻って、測定ユニット１６Ｒはダイクロイックミラー１４Ｒの右側方に配置され、測定ユニット１６Ｌはダイクロイックミラー１４Ｌの左側方に配置される。なお、測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌは、検眼テーブル１１の上面に対して垂直な軸周りに回転調整可能である。

測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌは、前述の赤外線光源１２Ｒ，１２Ｌとは波長域の異なる近赤外光（波長８４０ｎｍ）をそれぞれダイクロイックミラー１４Ｒ,１４Ｌに向けて出射する。この波長８４０ｎｍの近赤外光は、ダイクロイックミラー１４Ｒ,１４Ｌにより被検眼９Ｒ，９Ｌに向けて反射される。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌには、２波長（波長９５０ｎｍ、８４０ｎｍ）の近赤外光が入射する。そして、被検眼９Ｒ，９Ｌにて反射された２波長の近赤外光は、それぞれ光路２１Ｒ，２１Ｌを通ってダイクロイックミラー１４Ｒ,１４Ｌに入射し、ダイクロイックミラー１４Ｒ,１４Ｌにより測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌに向けてそれぞれ反射される。

測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌは、本発明の視線方向検出部の一部を構成するものであり、ダイクロイックミラー１４Ｒ,１４Ｌにて反射された２波長の近赤外光をそれぞれ受光して、波長域毎の受光信号をそれぞれ検査装置本体１７へ出力する。測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌは、波長９５０ｎｍの近赤外光を受光して、視線方向の検出に用いられる受光信号を出力する前眼部観察系２５と、波長８４０ｎｍの近赤外光を受光して、被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置（波面収差）の検出に用いられる受光信号を出力する収差測定系２６とを備える（図４参照）。

このように本実施形態では、ダイクロイックミラー１４Ｒ,１４Ｌにより反射された２波長の近赤外光を、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向及びピント位置を検出するための測定光として用いている。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌにて検査用視標１９を目視（自然視）している状態のままで、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向及びピント位置を検出することができる。

［測定ユニットの構成］
図４は、測定ユニット１６Ｒの構成を示すブロック図である。図４に示すように、測定ユニット１６Ｒは、前述の前眼部観察系２５及び収差測定系２６の他に、対物レンズ３０と、ダイクロイックミラー３１と、ミラー３２とを備えている。

対物レンズ３０は、後述の収差測定系２６、ミラー３２、及びダイクロイックミラー３１を経て入射される波長８４０ｎｍの近赤外光を、ダイクロイックミラー１４Ｒに向けて出射する。また、対物レンズ３０には、被検眼９Ｒから光路２１Ｒ及びダイクロイックミラー１４Ｒを経て２波長（波長８４０ｎｍ、波長９５０ｎｍ）の近赤外光が入射する。そして、対物レンズ３０は、ダイクロイックミラー１４Ｒから入射した２波長の近赤外光をダイクロイックミラー３１に向けて出射する。

ダイクロイックミラー３１は、波長９５０ｎｍの近赤外光は透過させ、波長８４０ｎｍの近赤外光は反射する。これにより、ダイクロイックミラー３１は、収差測定系２６からミラー３２を経て入射する波長８４０ｎｍの近赤外光を対物レンズ３０に向けて反射する。また、ダイクロイックミラー３１は、対物レンズ３０から入射した２波長の近赤外光のうち、波長９５０ｎｍの近赤外光は前眼部観察系２５に入射させ、波長８４０ｎｍの近赤外光はミラー３２に向けて反射する。

ミラー３２は、収差測定系２６及びダイクロイックミラー３１の一方から入射した波長８４０ｎｍの近赤外光を他方に向けて反射する。

前眼部観察系２５は、リレーレンズ３５と、結像レンズ３６と、ＣＣＤ（Charge-Coupled Device）型又はＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）型の撮像素子３７と、を備える。リレーレンズ３５は、ダイクロイックミラー３１から入射した波長９５０ｎｍの近赤外光を、結像レンズ３６に向けて出射する。結像レンズ３６は、リレーレンズ３５から入射した波長９５０ｎｍの近赤外光を、撮像素子３７の受光面に結像させる。

撮像素子３７は、結像レンズ３６により結像された波長９５０ｎｍの近赤外光を受光（撮像）して、被検眼９Ｒの前眼部の像を示す受光信号を検査装置本体１７へ出力する。

収差測定系２６には両眼波面センサが用いられる。この収差測定系２６は、ＳＤＬ（Super luminescent diode）等の半導体素子４０と、コリメートレンズ４１と、ビームスプリッタ４２と、ミラー４３と、結像レンズ４４と、ハルトマンプレート４５と、ＣＣＤ型又はＣＭＯＳ型の撮像素子４６と、を備える。

半導体素子４０は、コリメートレンズ４１に向けて波長８４０ｎｍの近赤外光を出射する。コリメートレンズ４１は、半導体素子４０から入射した波長８４０ｎｍの近赤外光を平行光とした後、ビームスプリッタ４２に向けて出射する。

ビームスプリッタ４２は、コリメートレンズ４１から入射した波長８４０ｎｍの近赤外光をミラー３２に向けて反射する。また、ビームスプリッタ４２は、ダイクロイックミラー３１等を経てミラー３２から入射した波長８４０ｎｍの近赤外光をそのまま透過させて、ミラー４３に入射させる。

ミラー４３は、ビームスプリッタ４２から入射した波長８４０ｎｍの近赤外光を、結像レンズ４４に向けて反射する。結像レンズ４４は、ミラー４３から入射した波長８４０ｎｍの近赤外光をハルトマンプレート４５に結像させる。

ハルトマンプレート４５の表面には、焦点距離が等しい多数の微小レンズが形成されている。ハルトマンプレート４５は、結像レンズ４４から入射した波長８４０ｎｍの近赤外光を、各微小レンズに対応した複数の光束に分割し、各々の光束を撮像素子４６の受光面上に結像させる。

撮像素子４６は、ハルトマンプレート４５により受光面上に結像された複数の光束を受光（撮像）して、各光束に対応した複数の点像を示す受光信号を検査装置本体１７へ出力する。

測定ユニット１６Ｌは測定ユニット１６Ｒと同一の構成であるので、測定ユニット１６Ｌの各部の説明及び図示は省略する。測定ユニット１６Ｌは、被検眼９Ｌにて反射された波長９５０ｎｍの近赤外光を前眼部観察系２５で受光して、被検眼９Ｌの前眼部の像を示す受光信号を検査装置本体１７へ出力する。また、測定ユニット１６Ｌは、被検眼９Ｌにて反射された波長８４０ｎｍの近赤外光を収差測定系２６で受光して、複数の点像を示す受光信号を検査装置本体１７へ出力する。

［検査装置本体の構成］
図５は、検査装置本体１７の構成を示すブロック図である。この検査装置本体１７としては、例えばパーソナルコンピュータなどの各種演算処理装置が用いられる。

図５に示すように、検査装置本体１７には、透過率調整部５０と、視線方向検出部５１と、ピント位置検出部５２と、判定部５３と、透過率差決定部５４と、出力部５５と、表示部５６と、記憶部５７とを備える。なお、透過率調整部５０から出力部５５までの構成は、例えばＣＰＵ（Central Processing Unit）又はＦＰＧＡ（field-programmable gate array）などにより実現される。

透過率調整部５０は、前述の液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌと共に本発明の光量差調整部を構成するものであり、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌの透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率（濃度）を調整する。

図６は、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌの透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率調整を説明するための説明図である。図６に示すように、透過率調整部５０は、被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労の検査開始操作がなされると、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの一方に対応する透過率は直線Ｔ１で示すように時間の経過と共に連続的に減少させ、且つ透過領域２３Ｒ，２３Ｌの他方に対応する透過率は直線Ｔ２で示すように一定（例えば最大透過率）に維持させる。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌの一方に入射する可視光の光量が時間の経過と共に連続的に減少され、且つ被検眼９Ｒ，９Ｌの他方に入射する可視光の光量は一定に維持される。その結果、時間の経過と共に透過領域２３Ｒ，２３Ｌの双方の透過率の差である透過率差が拡大するため、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量の差である光量差が拡大する。

なお、本実施形態では、被検眼９Ｒ，９Ｌのうちで患者の優位眼（利き目）とは反対側の非優位眼に入射する可視光の光量を、時間の経過と共に連続的に減少させる。

また、本実施形態では、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの一方に対応する透過率を時間の経過と共に連続的に減少させているが、この透過率を破線Ｔ３で示すように段階的に減少させてもよい。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌの一方に入射する可視光の光量が時間の経過と共に段階的に減少する。

視線方向検出部５１は、前述の測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌと共に、本発明の視線方向検出部を構成するものである。視線方向検出部５１は、透過率調整部５０が透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差（光量差）を拡大している間、測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌの双方の撮像素子３７から入力される受光信号に基づき、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出する。

図７は、画像計測法（暗瞳孔法）を用いた視線方向検出の一例を説明するための説明図である。図７の上段に示すように、視線方向検出部５１は、測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌの双方の撮像素子３７から入力される受光信号に基づき、被検眼９Ｒ，９Ｌの前眼部を示す前眼部画像５９（ここでは被検眼９Ｒの前眼部画像５９のみ図示）を生成する。

次いで、図７の中段に示すように、視線方向検出部５１は、被検眼９Ｒ，９Ｌの前眼部画像５９を所定の輝度しきい値で二値化する。被検眼９Ｒ，９Ｌの瞳孔はその周囲の領域と比較して低輝度であるので、前眼部画像５９を二値化すると、前眼部画像５９内で瞳孔に対応する領域が黒画素領域となり、瞳孔の周囲の領域が白画素領域となる。これにより、前眼部画像５９から被検眼９Ｒ，９Ｌの瞳孔領域を特定することができる。

そして、図７の下段に示すように、視線方向検出部５１は、二値化された前眼部画像５９から、被検眼９Ｒ，９Ｌの瞳孔領域（黒画素領域）の中心座標Ｃ１を求め、求めた中心座標Ｃ１と既知の眼球の幾何学的構造とに基づいて、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出する。なお、暗瞳孔法による視線方向の検出は公知技術であるので、その詳細な説明は省略する。

また、画像計測法による視線方向検出を行う場合、暗瞳孔法以外に、例えば被検眼９Ｒ，９Ｌの網膜上に結像されたスポット像（ｘｙスポット）の位置を検出したり、或いはプルキンエ像５９ｐ（図８参照）の位置を検出したりしてもよい。

図８は、プルキンエ像５９ｐを利用する視線方向検出の一例を説明するための説明図である。図８の上段に示すように、被検眼９Ｒ，９Ｌの角膜表面上には、近赤外光の入射により、近赤外光の反射像であるプルキンエ像５９ｐが生じる。このプルキンエ像５９ｐの位置は、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化に応じて変化する。従って、プルキンエ像５９ｐの位置は被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を示す情報である。

図８の下段に示すように、視線方向検出部５１は、被検眼９Ｒ，９Ｌの前眼部画像５９を解析して、前眼部画像５９からプルキンエ像５９ｐの位置座標Ｃ２を検出する。そして、視線方向検出部５１は、位置座標Ｃ２が示すプルキンエ像５９ｐの位置と瞳孔中心との相対位置に基づいて、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出する。なお、プルキンエ像５９ｐを利用した視線方向の検出方法も公知技術であり、その詳細な説明は省略する。

このように視線方向検出部５１は、透過率調整部５０が透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差（光量差）を拡大している間、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の検出と、判定部５３に対する検出結果の出力とを継続して行う。

なお、本実施形態では画像計測法を用いて被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出しているが、他の方法を用いて被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出してもよい。例えば、被検眼９Ｒ，９Ｌの眼球の周りの筋肉の動きに伴い変化する筋電信号を測定して視線方向を検出するＥＯＧ（electro electro-oculography）法、又はサーチコイルを組み込んだコンタクトレンズを被検眼９Ｒ，９Ｌに装着することによりその視線方向を検出するサーチコイル法などの各種方法を用いてよい。

図５に戻って、ピント位置検出部５２は、透過率調整部５０が透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差（光量差）を拡大している間、測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌの双方の撮像素子４６から入力される受光信号に基づき、被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置を検出する。例えばピント位置検出部５２は、撮像素子４６から入力される受光信号に基づきゼルニケ解析等を行って被検眼９Ｒ，９Ｌの波面収差を測定し、この波面収差の測定結果に基づき被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置（調節位置）を検出する。なお、波面収差測定処理によるピント位置の検出方法は公知技術であるので、詳細な説明は省略する。

そして、ピント位置検出部５２は、透過率調整部５０が透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差（光量差）を拡大している間、被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置の検出と、判定部５３に対する検出結果の出力とを継続して行う。

判定部５３は、透過率調整部５０が透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差（光量差）を拡大している間、この透過率差の拡大に伴う被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化を検出する。より具体的には、判定部５３は、透過率差の拡大により生じる融像の破壊に伴う被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化を検出する。

図９（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）は、透過率差の拡大により生じる融像の破壊に伴う被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化を説明するための説明図である。図９（Ａ）に示すように、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差がゼロ（ほぼゼロを含む）である場合、すなわち、被検眼９Ｒ，９Ｌに入射する可視光の光量差がゼロである場合、被検眼９Ｒ，９Ｌでそれぞれ目視した検査用視標１９の像を一つの像として患者が認識する融像が成立する。次いで、図９（Ｂ）に示すように、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの一方（ここでは透過領域２３Ｒ）の透過率を時間の経過と共に低減させて透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差を拡大させると、透過率差が一定の範囲内である場合には融像が成立する。

そして、図９（Ｃ）に示すように、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差が一定の範囲を超えて拡大すると、患者は被検眼９Ｒ，９Ｌでそれぞれ目視している検査用視標１９の像を一つの像として認識できなくなり、輻輳が維持されない状態となるので、融像が破壊されてしまう。その結果、被検眼９Ｒの視線方向に変化が生じる。本発明者は、被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労と患者の融像力の強さとの間に相関があること、具体的には眼疲労が増加すると患者の融像力が低下することを確認した。ここで患者の融像力が低下するとは、融像が破壊される透過率差（光量差）の大きさが減少すること、すなわち低い透過率差で融像が破壊されることである。そこで、本実施形態では、透過率差の拡大に伴う被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化の有無を、判定部５３により判定する。

図５に戻って、判定部５３は、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差が拡大されている間、視線方向検出部５１から入力される視線方向検出結果と、ピント位置検出部５２から入力されるピント位置検出結果とに基づき、被検眼９Ｒ，９Ｌが検査用視標１９を目視している状態からの視線方向の変化の有無を判定する。また、判定部５３は、判定結果を透過率差決定部５４へ出力する。

ここで、視線方向検出部５１から入力される視線方向検出結果からは、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出することができる。また、ピント位置検出部５２から入力される被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置検出結果からは、被検眼９Ｒ，９Ｌがどこの位置（距離）を目視しているのかを判別することができる。このため、被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置検出結果を、視線方向の変化の有無（融像の成立の有無）の判定に用いることにより、この判定をより確実にすることができる。従って、ピント調節機能が低下している中高年齢の患者であっても、ピント調節機能が多少でも残っていれば、判定部５３による判定の精度を向上させることができる。

透過率差決定部５４は、前述の判定部５３と共に本発明の光量差決定部として機能する。透過率差決定部５４は、判定部５３から視線方向の変化の有り（図９（Ｃ）参照）との判定結果の入力を受けた場合、透過率調整部５０から視線方向の変化が発生した時点での透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率を取得する。なお、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率については、事前に透過率測定を行って校正した値を取得してもよい。

そして、透過率差決定部５４は、取得した透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率に基づき、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化が発生する特定の透過率差（以下、単に特定の透過率差と略す）を決定し、決定した特定の透過率差を示す透過率差情報を出力部５５へ出力する。なお。この特定の透過率差は本発明の特定の光量差に相当する。

出力部５５は、透過率差決定部５４から入力された透過率差情報を、被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労を示す指標として、表示部５６と記憶部５７とにそれぞれ出力する。

表示部５６は、出力部５５から入力された透過率差情報を表示する。また、記憶部５７は、出力部５５から入力された透過率差情報を例えば患者の固有識別情報と関連付けて記憶する。

［眼疲労検査装置の作用］
次に、図１０を用いて上記構成の眼疲労検査装置１０の作用について説明する。図１０は、眼疲労検査装置１０による被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労の検査（眼疲労検査方法）の流れを示すフローチャートである。

検眼士は、患者が検眼テーブル１１の顔受け部（不図示）に顎を乗せると共に額を当てた後、視標表示部１３に視標を表示させる（ステップＳ１、本発明の視標表示ステップに相当）。これにより、患者の被検眼９Ｒ，９Ｌはそれぞれダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌを通して検査用視標１９を目視（自然視）した状態となる。次いで、検眼士は、眼疲労検査装置１０の図示しない操作部にて検査開始操作を行う（ステップＳ２）。

検査開始操作がなされると、赤外線光源１２Ｒ，１２Ｌから被検眼９Ｒ，９Ｌに対して波長９５０ｎｍの近赤外光が照射される。また、測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌの半導体素子４０から波長８４０ｎｍの近赤外光が出射される。この波長８４０ｎｍの近赤外光は、コリメートレンズ４１、ビームスプリッタ４２、ミラー３２、ダイクロイックミラー３１、対物レンズ３０、及びダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌを経て被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌには、２波長の近赤外光が入射する（ステップＳ３）。

被検眼９Ｒ，９Ｌに入射した２波長の近赤外光は、被検眼９Ｒ，９Ｌにて反射された後、光路２１Ｒ，２１Ｌ及びダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌを経て測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌの対物レンズ３０にそれぞれ入射する。このように光路２１Ｒ，２１Ｌ上に可視光を透過し且つ近赤外光を反射するダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌを配置することで、被検眼９Ｒ，９Ｌで検査用視標１９を目視（自然視：両眼開放）した状態のままで、患者に違和感を与えることなく眼疲労を他覚的に検査することができる。

対物レンズ３０に入射した波長９５０ｎｍの近赤外光は、ダイクロイックミラー３１、リレーレンズ３５、及び結像レンズ３６を経て撮像素子３７に受光され、撮像素子３７から検査装置本体１７へ受光信号が出力される。また、対物レンズ３０に入射した波長９５０ｎｍの近赤外光は、ダイクロイックミラー３１、ミラー３２、ビームスプリッタ４２、ミラー４３、結像レンズ４４、及びハルトマンプレート４５を経て撮像素子４６に受光され、撮像素子４６から検査装置本体１７へ受光信号が出力される（ステップＳ４）。

次いで、透過率調整部５０は、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌの透過領域２３Ｒ，２３Ｌの一方に対応する透過率を時間の経過と共に連続的又は段階的に減少させ、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの他方に対応する透過率を一定（例えば最大透過率）に維持させる。これにより、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差が時間の経過と共に連続的又は段階的に拡大する（ステップＳ５、本発明の光量差調整ステップに相当）。その結果、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差も連続的又は段階的に拡大する。

ここで、単に被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大するのであれば、例えば、斜視及び斜位等の自覚的検査に用いるＢａｇｏｌｉｎｉ ｒｅｄ ｆｉｌｔｅｒ ｂａｒ（以下、単にＢＲＦＢと略す）を用いる方法が考えられる。しかし、ＢＲＦＢを用いる自覚的な検査方法では、検眼士による手技によって検査結果にバラツキが生じる。また、ＢＲＦＢは片眼に装用するため、ＢＲＦＢの１番目のフィルタ装用時点で融像が破壊される可能性がある。さらに、ＢＲＦＢはフィルタの透過率が等差的に変化していないので、前述の特定の透過率差を正確に求めることができない。従って、ＢＲＦＢを用いる自覚的な検査方法では、眼疲労の正確な検査を行うことができない。

これに対して本実施形態では、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差の連続的又は段階的な拡大を、透過率調整部５０による自動制御で行うことができるため、検眼士の手技による誤差を排除して正確な検査を行うことができる。また、検査開始時には、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差をゼロにすることができるので、検査開始時点で融像が破壊されることが防止される。さらに、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差を等差的に変化させることができるので、前述の特定の透過率差を正確に求めることができる。

透過率調整部５０による透過率差の拡大が開始されると、視線方向検出部５１による被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の検出が開始される。視線方向検出部５１は、測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌの双方の前眼部観察系２５の撮像素子３７から入力される受光信号に基づき、既述の図７及び図８で説明した画像計測法を用いて、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出する（ステップＳ６、本発明の視線方向検出ステップに相当）。そして、視線方向検出部５１は、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の検出結果を判定部５３へ出力する。

また同時に、ピント位置検出部５２による被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置の検出が開始される。ピント位置検出部５２は、測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌの双方の収差測定系２６の撮像素子４６から入力される受光信号に基づき、被検眼９Ｒ，９Ｌの波面収差を測定し、この波面収差の測定結果に基づき被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置を検出する（ステップＳ７）。そして、ピント位置検出部５２は、被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置の検出結果を判定部５３へ出力する。

判定部５３は、視線方向検出部５１から入力される視線方向検出結果と、ピント位置検出部５２から入力されるピント位置検出結果とに基づき、被検眼９Ｒ，９Ｌが視標を目視している状態からの視線方向（瞳孔の位置、プルキンエ像５９ｐの位置）の変化の有無を判定する（ステップＳ８）。この際に、被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置検出結果を、視線方向の変化の有無の判定に用いることで、既述のように判定の精度を向上させることができる。

以下、判定部５３が視線方向の変化有りと判定するまで、上述のステップＳ５からステップＳ８までの処理が繰り返し実行される（ステップＳ８でＮＯ）。これにより、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差が時間の経過と共に拡大するため、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差が時間の経過と共に拡大する。そして、既述の図９（Ａ）〜（Ｃ）に示したように、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差（光量差）が一定の範囲を超えて拡大すると、患者は被検眼９Ｒ，９Ｌでそれぞれ目視している検査用視標１９の像を一つの像として認識できなくなり、融像が破壊される。その結果、透過率差（光量差）の拡大に伴う被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化が発生し、この変化が判定部５３により検出される。

透過率差の拡大（融像の破壊）に伴う被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化が発生したと判定部５３が判定した場合（ステップＳ８でＹＥＳ）、透過率差決定部５４は、透過率調整部５０から視線方向の変化が発生した時点での透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率を取得する。これにより、透過率差決定部５４によって特定の透過率差が決定される（ステップＳ９、本発明の光量差決定ステップに相当）。そして、透過率差決定部５４は、決定した特定の透過率差を示す透過率差情報を出力部５５へ出力する。

透過率差決定部５４から透過率差情報の入力を受けた出力部５５は、この透過率差情報を、被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労を示す指標として、表示部５６と記憶部５７とにそれぞれ出力する（ステップＳ１０、本発明の出力ステップに相当）。これにより、透過率差情報が表示部５６に表示されると共に記憶部５７に記憶されるので、医師は、表示又は記憶された透過率差情報に基づき、患者の被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労を診断及び評価することができる。

［本実施形態の効果］
以上のように本実施形態では、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差の拡大に伴う被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化を検出し、この検出時の透過率差を被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労を示す指標として求めることにより、被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労を患者の融像力に基づいて他覚的に検査（評価）することができる。融像は加齢による影響が殆ど生じない視機能であるので、患者の年齢に関係なく被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労を検査することができる。その結果、従来、手つかずであった中高年齢層の眼疲労を検査することができる。

すなわち、臨床的には、中高年齢層の眼疲労を測定することで前述のＣＶＳの診断及び治療に役立つ他覚的検査（評価）法が実行可能となる。また、中高年齢層の大人が前述のＶＤＴ端末を使用する際に最も眼疲労を起こしにくい最適度数レンズを決定することができる。さらに、眼疲労が検査（評価）可能になることで、疲れにくい眼鏡レンズの開発、或いは３Ｄディスプレイの開発を行う事ができる。

また、本実施形態では、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差の連続的又は段階的（等差的）な拡大を自動で行うことができるため、被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労の正確な検査が可能となる。

さらに、本実施形態では、可視光を透過し近赤外光（測定光）を反射するダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌを、光路２１Ｒ，２１Ｌにそれぞれ配置することにより、患者が検査用視標１９を目視（自然視）している自然な状態のままで被検眼９Ｒ，９Ｌの眼疲労を検査することができる。

［第２実施形態］
上記第１実施形態では、光路２１Ｒ，２１Ｌにそれぞれダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌを配置しているが、２つの光路２１Ｒ，２１Ｌに跨るように１つのダイクロイックミラー６０（図１１及び図１２参照）を配置してもよい。

図１１は、ダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌの代わりにダイクロイックミラー６０を備える第２実施形態の眼疲労検査装置１０Ａの概略構成を示す斜視図である。図１２は、ダイクロイックミラー６０を視標表示部１３側から見た正面図である。

眼疲労検査装置１０Ａは、ダイクロイックミラー６０、ステレオカメラ６２Ｒ，６２Ｌ、ユニット支持台６３Ｒ，６３Ｌ、及びミラー６４Ｒ，６４Ｌを備える点を除けば、上記第１実施形態の眼疲労検査装置１０と基本的には同じ構成である。このため、上記第１実施形態と機能又は構成上同一のものについては、同一符号を付してその説明は省略する。

ダイクロイックミラー６０は、光路２１Ｒ，２１Ｌに対して４５°下方に傾斜した状態で、光路２１Ｒ，２１Ｌを跨ぐように配置されている。ダイクロイックミラー６０は、上記第１実施形態のダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌと同様に、可視光（本発明の第１波長域の光）は透過させ、且つ近赤外光（本発明の第２波長域の光）は反射する。これにより、被検眼９Ｒ，９Ｌにて検査用視標１９を目視（自然視）することができる。

また、ダイクロイックミラー６０は、被検眼９Ｒ，９Ｌにてそれぞれ反射された近赤外光の中で光路２１Ｒ，２１Ｌに沿って進む近赤外光を、それぞれ光路２１Ｒ，２１Ｌの下側方に向けて反射する。

ダイクロイックミラー６０の視標表示部１３側の面上には、前述の液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌが取り付けられている。液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌは、それぞれ光路２１Ｒ，２１Ｌ上に位置するように、ダイクロイックミラー６０に取り付けられている。これにより、前述の透過率調整部５０（図５参照）によって、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌの透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差を拡大させることで、上記第１実施形態と同様に被検眼９Ｒ，９Ｌに入射する可視光の光量差を拡大させることができる。

ステレオカメラ６２Ｒ，６２Ｌは、本発明の視線方向検出部の一部を構成するものであり、上記第１実施形態の赤外線光源１２Ｒ，１２Ｌ（図１参照）の代わりに、前述の顔受け部（不図示）に取り付けられている。ステレオカメラ６２Ｒ，６２Ｌは、被検眼９Ｒ，９Ｌをそれぞれ２方向から同時に撮像してステレオ撮像信号を生成して、被検眼９Ｒ，９Ｌごとのステレオ撮像信号をそれぞれ視線方向検出部５１（図５参照）へ出力する。

なお、第２実施形態の視線方向検出部５１は、ステレオカメラ６２Ｒ，６２Ｌからそれぞれ入力される被検眼９Ｒ，９Ｌごとのステレオ撮像信号を解析して、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出する。なお、被検眼９Ｒ，９Ｌをステレオ撮影して得られたステレオ撮像信号から、被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向を検出する方法は公知技術であるので、具体的な説明は省略する。

ユニット支持台６３Ｒ，６３Ｌは、ダイクロイックミラー６０の下方に配置されている。ユニット支持台６３Ｒ上にはミラー６４Ｒと測定ユニット１６Ｒとが配置され、ユニット支持台６３Ｌ上にはミラー６４Ｌと測定ユニット１６Ｌとが配置されている。なお、ユニット支持台６３Ｒ，６３Ｌは、被検眼９Ｒ，９Ｌの眼幅方向に対して平行な方向に位置調整可能である。これにより、ダイクロイックミラー６０によって光路２１Ｒ，２１Ｌの下側方に反射された近赤外光を、ミラー６４Ｒ，６４Ｌにそれぞれ入射させることができる。

ミラー６４Ｒは、ダイクロイックミラー６０により光路２１Ｒの下側方に反射された近赤外光を測定ユニット１６Ｒに向けて反射する。また、ミラー６４Ｌは、ダイクロイックミラー６０により光路２１Ｌの下側方に反射された近赤外光を測定ユニット１６Ｌに向けて反射する。なお、ミラー６４Ｒ，６４Ｌは、ユニット支持台６３Ｒ，６３Ｌの上面に対して垂直な軸周りに回転調整可能である。

第２実施形態の測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌは、図４に示した上記第１実施形態の測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌから主として前眼部観察系２５を省略した構成であり、ミラー６４Ｒ，６４Ｌに向けて波長８４０ｎｍの近赤外光を出射する。これにより、波長８４０ｎｍの近赤外光が、ミラー６４Ｒ，６４Ｌ及びダイクロイックミラー６０を介して被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射される。そして、被検眼９Ｒ，９Ｌにて反射された波長８４０ｎｍの近赤外光は、光路２１Ｒ，２１Ｌ、ダイクロイックミラー６０、及びミラー６４Ｒ，６４Ｌを介して測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌにそれぞれ入射する。

測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌの収差測定系２６（図４参照）は、上記第１実施形態と同様に、被検眼９Ｒ，９Ｌにて反射された波長８４０ｎｍの近赤外光を受光して、複数の点像を示す受光信号を検査装置本体１７へ出力する。

第２実施形態の検査装置本体１７は、視線方向検出部５１による視線方向の検出方法が異なる点を除けば、上記第１実施形態の検査装置本体１７と基本的に同じ構成であるので、具体的な説明は省略する。

以上のように、第２実施形態の眼疲労検査装置１０Ａにおいても、患者がダイクロイックミラー６０を通して検査用視標１９を目視（自然視）している状態の下、透過領域２３Ｒ，２３Ｌの透過率差の拡大（融像の破壊）に伴う被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向の変化を検出することができる。その結果、上記第１実施形態の眼疲労検査装置１０と同様の効果が得られる。

［第３実施形態］
上記第１実施形態及び第２実施形態では、光路２１Ｒ，２１Ｌ上にそれぞれ液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌを配置しているが、２つの光路２１Ｒ，２１Ｌに跨るように１つの液晶シャッタ７０（図１３参照）を配置してもよい。

図１３は、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌの代わりに液晶シャッタ７０を備える第３実施形態の眼疲労検査装置１０Ｂの概略構成を示す上面図である。なお、図１３では、視標表示部１３及び液晶シャッタ７０以外の図示は省略しているが、眼疲労検査装置１０Ｂは、液晶シャッタ７０を備える点を除けば、上記第１実施形態の眼疲労検査装置１０又は上記第２実施形態の眼疲労検査装置１０Ａと基本的に同じ構成である。

液晶シャッタ７０は、本発明の光量差調整部の一部を構成するものであり、光路２１Ｒ，２１Ｌを跨ぐように配置されている。液晶シャッタ７０は、液晶画素ごとに光の透過率を調整可能であり、光路２１Ｒを通る可視光が透過する透過領域７１Ｒと、光路２１Ｌを通る可視光が透過する透過領域７１Ｌと、を有している。

透過領域７１Ｒ，７１Ｌの透過率は、前述の透過率調整部５０（図５参照）によって調整される。これにより、透過領域７１Ｒ，７１Ｌの一方の透過率を減少させ、且つ他方の透過率は一定に維持することで、透過領域７１Ｒ，７１Ｌの透過率差を拡大させることができる。その結果、上記各実施形態と同様に、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大させることができる。

以上のように、第３実施形態の眼疲労検査装置１０Ｂは、液晶シャッタ７０が上記各実施形態の液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌと異なる点を除けば、上記各実施形態の眼疲労検査装置１０，１０Ａと基本的に同じ構成であるので、上記各実施形態と同様の効果が得られる。

［その他］
上記各実施形態では、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌ，７０を用いて、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大させているが、液晶シャッタの代わりに、可変濃度フィルタ、液体シャッタ、及びＮＤ（Neutral Density）フィルタなどの光の透過率を調整（低減）可能な各種の装置又は部材を用いてもよい。

図１４は、ターレット７５に設けられた複数のＮＤフィルタ７６を用いて、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大させる他実施形態の概略図である。図１４に示すように、ターレット７５は、ダイクロイックミラー１４Ｒ，１４Ｌ（図１１に示したダイクロイックミラー６０でも可）と視標表示部１３との間に設けられている。このターレット７５には、その周方向に沿って、可視光の透過率（濃度）を段階的に異ならせた複数のＮＤフィルタ７６が設けられている。

ターレット７５は、その回転軸を中心として回転することにより、複数のＮＤフィルタ７６を透過率が高いものから順番に光路２１Ｒ，２１Ｌの一方（図１４では光路２１Ｒ）に挿入する。これにより、被検眼９Ｒに入射する可視光の光量が段階的に減少し、かつ被検眼９Ｌに入射する可視光の光量は一定に維持されるので、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大させることができる。

なお、可変濃度フィルタを用いる場合には、前述の液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌを可変濃度フィルタで置き換えればよいので、具体的な説明は省略する。

上記各実施形態では、液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌ，７０を被検眼９Ｒ，９Ｌから離れた位置に配置しているが、例えば、患者に装用されるゴーグルの枠内、或いは眼鏡のレンズ枠内に液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌ等を設けて、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大してもよい。

上記第１実施形態及び第２実施形態では、光路２１Ｒ，２１Ｌ上にそれぞれ液晶シャッタ１５Ｒ，１５Ｌを配置しているが、光路２１Ｒ，２１Ｌのいずれか一方のみに液晶シャッタを配置して、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大させてもよい。

上記各実施形態では、既述の通り、判定部５３による判定の精度を向上させるために、収差測定系２６及びピント位置検出部５２により被検眼９Ｒ，９Ｌのピント位置を検出しているが、このピント位置の検出については省略してもよい。

上記各実施形態では、２つの測定ユニット１６Ｒ，１６Ｌにより被検眼９Ｒの視線方向及びピント位置と、被検眼９Ｌの視線方向及びピント位置とを同時に検出しているが、１つの測定ユニットにより、被検眼９Ｒの視線方向及びピント位置の検出と、被検眼９Ｌの視線方向及びピント位置の検出とを高速に切り替えながら交互に実行してもよい。

上記各実施形態では、本発明の第２波長域の光として波長９５０ｎｍ及び波長８４０ｎｍの近赤外光を用いて被検眼９Ｒ，９Ｌの視線方向及びピント位置を検出しているが、眼に影響を与えない他の波長域の光を用いて視線方向及びピント位置を検出してもよい。

上記各実施形態では、被検眼９Ｒ，９Ｌの一方に入射する可視光の光量を減少させ、かつ被検眼９Ｒ，９Ｌの他方に入射する可視光の光量は一定に維持することにより、被検眼９Ｒ，９Ｌにそれぞれ入射する可視光の光量差を拡大させているが、この光量差の拡大が可能であれば、被検眼９Ｒ，９Ｌの一方及び他方に入射する光量の調整方法は特に限定はされない。

１０，１０Ａ，１０Ｂ 眼疲労検査装置，１２Ｒ、１２Ｌ 赤外線光源，１３ 視標表示部，１４Ｒ，１４Ｌ，６０ ダイクロイックミラー，１５Ｒ，１５Ｌ，７０ 液晶シャッタ，１６Ｒ，１６Ｌ 測定ユニット，１７ 検査装置本体，１９ 検査用視標，２１Ｒ，２１Ｌ 光路，２３Ｒ，２３Ｌ，７１Ｒ，７１Ｌ 透過領域，２５ 前眼部観察系，２６ 収差測定系，５０ 透過率調整部，５１ 視線方向検出部，５２ ピント位置検出部，５３ 判定部，５４ 透過率差決定部，５５ 出力部，６２Ｒ，６２Ｌ ステレオカメラ，７５ ターレット

Claims (18)

1. 左右の被検眼にそれぞれ入射する光の光量差を拡大する光量差調整部と、
   前記光量差調整部が前記光量差を拡大している間、前記被検眼の視線方向を検出する視線方向検出部と、
   前記視線方向検出部の検出結果に基づき、前記光量差の拡大に伴う前記視線方向の変化が発生する特定の光量差を、前記被検眼の眼疲労の指標として検出する光量差検出部と、
   を備える眼疲労検査装置。
2. 前記光量差検出部が検出した前記特定の光量差を、前記被検眼の眼疲労の指標として出力する出力部を備える請求項１に記載の眼疲労検査装置。
3. 前記被検眼に目視される検査用視標を表示する視標表示部を備え、
   前記光量差検出部は、前記視線方向検出部の検出結果に基づき、前記被検眼が前記検査用視標を目視している状態からの前記視線方向の変化の有無を判定することで、前記特定の光量差を検出する請求項１又は２に記載の眼疲労検査装置。
4. 前記視線方向検出部は、前記被検眼のプルキンエ像の位置又は前記被検眼の瞳孔の位置を検出するものであり、
   前記光量差検出部は、前記被検眼が前記検査用視標を目視している状態からの前記プルキンエ像又は前記瞳孔の位置の変化の有無を判定することで、前記特定の光量差を検出する請求項３に記載の眼疲労検査装置。
5. 前記光量差調整部は、前記被検眼の一方に入射する前記光の光量を減少させ、且つ前記被検眼の他方に入射する前記光の光量は一定に維持することにより、前記光量差を拡大させる請求項１から４のいずれか１項に記載の眼疲労検査装置。
6. 前記光量差調整部は、前記被検眼の少なくとも一方に入射する前記光の透過率を調整可能な透過領域を有しており、前記透過領域の前記透過率を調整することにより前記光量差を拡大させる請求項１から５のいずれか１項に記載の眼疲労検査装置。
7. 前記光量差調整部が、前記被検眼のそれぞれに入射する前記光の光路に前記透過領域を有している場合、前記光量差検出部が検出する前記特定の光量差は、２つの前記透過領域の前記透過率の差として表される請求項６に記載の眼疲労検査装置。
8. 前記光量差調整部は、前記光量差を連続的又は段階的に拡大させる請求項１から７のいずれか１項に記載の眼疲労検査装置。
9. 前記被検眼に入射する前記光は、第１波長域の光と、前記第１波長域とは異なる第２波長域の光とを含み、
   前記被検眼にて反射された前記光の光路に、前記第１波長域の光を透過させ、且つ前記被検眼にて反射された前記第２波長域の光を前記光路の側方に反射させるダイクロイックミラーを備え、
   前記視線方向検出部は、前記ダイクロイックミラーで反射された前記第２波長域の光を検出した結果に基づき、前記視線方向を検出する請求項１から８のいずれか１項に記載の眼疲労検査装置。
10. 左右の被検眼にそれぞれ入射する光の光量差を拡大する光量差調整ステップと、
    前記光量差調整ステップにて前記光量差を拡大している間、前記被検眼の視線方向を検出する視線方向検出ステップと、
    前記視線方向検出ステップの検出結果に基づき、前記光量差の拡大に伴う前記視線方向の変化が発生する特定の光量差を、前記被検眼の眼疲労の指標として検出する光量差検出ステップと、
    を有する眼疲労検査方法。
11. 前記光量差検出ステップで検出した前記特定の光量差を、前記被検眼の眼疲労の指標として出力する出力ステップを有する請求項１０に記載の眼疲労検査方法。
12. 前記被検眼に目視される検査用視標を表示する視標表示ステップを有し、
    前記光量差検出ステップでは、前記視線方向検出ステップでの検出結果に基づき、前記被検眼が前記検査用視標を目視している状態からの前記視線方向の変化の有無を判定することで、前記特定の光量差を検出する請求項１０又は１１に記載の眼疲労検査方法。
13. 前記視線方向検出ステップでは、前記被検眼のプルキンエ像の位置又は前記被検眼の瞳孔の位置の検出を行い、
    前記光量差検出ステップでは、前記被検眼が前記検査用視標を目視している状態からの前記プルキンエ像又は前記瞳孔の位置の変化の有無を判定することで、前記特定の光量差を検出する請求項１２に記載の眼疲労検査方法。
14. 前記光量差調整ステップでは、前記被検眼の一方に入射する前記光の光量を減少させ、且つ前記被検眼の他方に入射する前記光の光量は一定に維持することにより、前記光量差を拡大させる請求項１０から１３のいずれか１項に記載の眼疲労検査方法。
15. 前記被検眼の少なくとも一方に入射する前記光の光路に、前記光の透過率を調整可能な透過領域が配置されており、
    前記光量差調整ステップでは、前記透過領域の前記透過率を調整することにより前記光量差を拡大させる請求項１０から１４のいずれか１項に記載の眼疲労検査方法。
16. 前記被検眼のそれぞれに入射する前記光の光路に前記透過領域が配置されている場合、前記光量差検出ステップで検出する前記特定の光量差は、２つの前記透過領域の前記透過率の差として表される請求項１５に記載の眼疲労検査方法。
17. 前記光量差調整ステップでは、前記光量差を連続的又は段階的に拡大させる請求項１０から１６のいずれか１項に記載の眼疲労検査方法。
18. 前記被検眼に入射する前記光は、第１波長域の光と、前記第１波長域とは異なる第２波長域の光とを含み、
    前記被検眼にて反射された前記光の光路に、前記第１波長域の光を透過させ、且つ前記被検眼にて反射された前記第２波長域の光を前記光路の側方に反射させるダイクロイックミラーを配置し、
    前記視線方向検出ステップでは、前記ダイクロイックミラーで反射された前記第２波長域の光を検出した結果に基づき、前記視線方向を検出する請求項１０から１７のいずれか１項に記載の眼疲労検査方法。

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