JPH04505411A - 眼科診断の装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 眼科診断の装置と方法 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外全般による利用を意図している。

背景技術 眼科医および検眼上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 の空気から混層への界面、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。角膜計で得られるに示度は、角膜上皮表面の１点を通る２つ の表面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、　ａｘｉａｌ　ｖｉ ｓｉｏｎ　）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に示度は、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、２ ０／２０をビジュアル・スタンダードとして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 あって角膜と業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、 装置、および方法は、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、角膜の混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（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に示度 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（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。

この方法は、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（ｋｅｒａｔｉｍｉｌｅｕｓ ｉｓ）　、ケラトファキア（ｋｅｒａｔｏｐｈａｋｉａ）　、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（、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望 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、計測器内の離れたリレー後の位置にリ レーすることである。これにより、１つか２つの光源パターンを、対物レンズの フーリエ面とフーリエ面のリレー後または伝達後の位置との間に取り込む機会お よび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連の同心光軸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、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、検眼上がコンタ 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装置、システム、お よび方法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ＩＡ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ＩＢ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ｊ対Ｆ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 分に太き（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３Ｈ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Ｉ八に示すように、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２２ｂ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（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、ターゲツト像２２の虚像９３を形成する。＾ｍｅｒｉｃａｎ 　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｏｔｏｍｅｔｒ　ａｎｄ　Ａｒｃｈｉｖｅｓ　ｏｆ＾ ｗｅｒｉｃａｎ　Ａｃａｄｅｍ　ｏｆ　Ｏｔｏｓｅｔｒｙ　（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（ＳｕｇｇｅｓｔｅｄＮｅｗ　ｍｅｔｈｏｄｓ　ｆｏ ｒ　Ｐｈｏｔｏｋｅｒａｔｏｓｃｏｐｙ、ａ　Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ　ｆｏｒ　 Ｔｈｅｉｒ　Ｖａｌｉｄｉｔｉｅｓ、　Ｐａｒｔ　Ｉ　）　Ｊ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にリレーすることが望まし い。フーリエ面の像位置にあるアパーチャ３０は、同様に、角膜から輪に平行に 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Ｉ八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。

この輪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、この議論は、各輪が一致し、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ＩＡ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ＩＡの面における角膜の曲率をめることができる 。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Ｉ八に示す距離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Ｉへの右側の点光源 ２２ａから発している図ＩＡ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ＩＡ 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３ ４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、本発明のシステムおよび方法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ＩＡ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（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。上述のように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。

本発明の方法およびシステムでは、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、 ある主の適切な当てほめを実行し、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−１ｉｎｅａｒ　１ｅａ ｓｔ　５ｑｕａｒｅｓ　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　（３’）　−７）　）　＋ １１　である。ここで、ｙはデータ面（図ＩＡ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２２ａ（図ＩＡ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　Ｊｏ ｕｒｎａｌ　ｏｆ　ＯｔｏＩＩｅｔｒ　ａｎｄ　Ａｒｃｈｉｖｅｓ　ｏｆ　Ａｍ ｅｒｉｃａｒ＋　Ａｃａｄｅｍ　ｏｆ　Ｏｔｏｍｅｔｒｙ　（１９７１年１１月 号、８９７頁）のＳ、Ｇ、エルハーグによる記事「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 グは、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（ｐｈｏｔｏｋｅｒａｔｏｓｃｏｐｙ）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頁でエルハーグは、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ＩＢ に示すように選択することができる。図ＩＢに示すレンズ間の距離、焦点距離、 および種々のレンズの直径は、この特定の実施例のために上げたものである。ア パーチャまたは空間フィルタ３０の直径をはじめとするその他の関係や距離も示 されている。図ＩＢは、単独光源１，２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５ ２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・たちのである。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。ウニツク、ニコン、ド ブコン、ツァイス、ニブツク、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 付は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。補助マウント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１２．１４．３４．３２．１ ８．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は具または光学 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は具 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９６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９６のフーリエ面９５がアパーチャ面３０に 適切にリレーされるようにする。

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９６のＦ数が充分に低（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（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、角膜の後部表面っまり内皮 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１−２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９ｏ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９ｏ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９ｏ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 の実際の位置は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、先に述べた近似力 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、計測器に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。

７乞オ 要　約 眼科診断装置（１０）は、診断装置の光学系を通して像を角膜（２４）に投影す ることによって、角膜（２４）の形状を決定する。本発明の装置および方法は、 離散した点光源の投影パターンを、角膜から反射して戻ってきて捕集される光と 共軸的に目に投影するように屈折させることを含む。装置（１０）は、目に直接 隣接する位置に光源を配置する必要が無く、外科医や目の治療線専門家に、角膜 を正確に表示する実時間画像を提示する。したがって、外科医は手術前に角膜の 形状をモニタし、手術による形状の変化を手術しながらモニタし、さらに手術後 の治癒段階の角膜をモニタすることができる。本発明の特定の実施例では、点光 源のパターンの実像（２２）をシステムの対物レンズ（２０）の中または正面部 の非常に近接した位置に形成することによって、対物レンズが視野レンズとなり 、システムの観測角が拡大される。

国際調査報告

Claims (30)

【特許請求の範囲】
1. １．角膜の形状を決定する眼科診断装置において、前記診断装置が、 装置の光学素子として装置の光軸上に配置した対物レンズと、 離散した点光源のパターンを投影し、かつ前記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手段と、 前記対物レンズをパターン像の視野レンズとして使用することによって、角膜上 の有効領域を拡大する手段と、角膜から近軸的に反射した前記パターンの反射像 を選択し捕集し、かつ角膜から反射した実質的に全ての点光源の反射位置を突き 止める手段であって、捕集される光を角膜から近軸的に反射したものだけに限定 するためにアパーチャ手段を装置内のリレー後の位置に配置し、これによってア パーチャ手段を対物レンズから距離を置いて配置した、前記対物レンズのフーリ エ面を前記リレー後の位置にリレーする手段を含む手段と、 投影したパターンと比較した反射点光源の相対位置と空間配向の解析をはじめ、 戻ってきて捕集されたパターン像を解析し、かつそれを投影した歪みの無いパタ ーンと比較する手段と、 そうした捕集されたパターン像を引き出すために、角膜表面の形状の精度の高い 近似法を数学的に誘導する手段と、から成る眼科診断装置。
2. ２．離散した点光源のパターンが２つ以上の直線配列を含むことを特徴とする請 求項１記載の装置。
3. ３．離散した点光源のパターンが多数の直線配列の点光源を有する非対称な形状 を含むことを特徴とする請求項１記載の装置。
4. ４．非対称な形状が一般に、奇数の点を持つ星形から成ることを特徴とする請求 項３記載の装置。
5. ５．有効領域を拡大する手段が、光源像を対物レンズに配置する手段から成り、 したがって対物レンズを視野レンズとして使用することを特徴とする、請求項１ 記載の装置。
6. 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、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眼科診断装置の対物レンズとして使用する ことを特徴とする、請求項１記載の装置。
7. ７．照明光源と、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したパ 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ビーム ・スプリッタ手段であって、アパーチャ手段と対物レンズの間の前記距離の中間 に配置したビーム・スプリッタ手段と、投影したパターンを患者の目の正面位置 の実像に集束するために、ビーム・スプリッタと患者の目の位置との間に配置し た光学手段とを有することを特徴とする、請求項１記載の装置。
8. 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容する手段と、前記光学手段からビーム・スプリッタ と反対側に配置した検出器手段と、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有し、前記アパーチャを戻ってくる反射パター 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 を除く実質的に全ての光を検出器から除去し、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し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形状を決定することができることを特徴とする、請求 項７記載の装置。
9. ９．眼科診断装置が、光軸およびおよび戻ってくる歪んだパターン像の経路から 外れた位置のパターン源を含むパターンを投影する手段により、離散した点光源 のパターンを角膜に向かって装置の光軸上に送り出す手段を有することを特徴と する、請求項１記載の装置。
10. １０．さらに、同心円から成る第２の光パターンを前記の離散した点光源のパタ ーンと同時に角膜に向かって投影する手段と、角膜から反射した同心円関係の歪 んだ光を別個に解析し、かつ離散した点光源のパターンから導出した角膜表面の 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ことを 特徴とする、請求項１記載の装置。
11. １１．第２の光パターンを投影する前記手段が、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送り出すのに適した位置に配置 した第２ビーム・スプリッタと、離散点光源の投影パターンの経路上の第１偏光 子と、第２光パターンの経路上の第２偏光子とを有しており、２つの偏光子の方 向によって反対の偏光を確立することにより、２つの投影パターンが実像位置に 反対の偏光状態で投影されるようにし、かつそれぞれの反射が検出器手段に装備 された偏光検光子によってよりいっそう簡単に分離できるようにすることを特徴 とする、請求項１０記載の装置。
12. １２．さらに、角膜の後部つまり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ことを特徴とする、請求項１記載の装置。
13. １３．２次反射パターンを別個に解析する前記手段が、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ことを特徴とする、請求項１２記載の装置。
14. １４．数学的に誘導する前記手段が、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手段 を有することを特徴とする、請求項１３記載の装置。
15. １５．パターンを投影する手段が、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を作成したプレ ートとを有することを特徴とする、請求項１記載の装置。
16. １６．角膜表面の形状を数学的に誘導する手段が、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ｄ ｙ／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ことを特徴とする、請求項１記載の装置。
17. １７．目の角膜の形状を決定する方法において、前記方法が、 離散した点光源のパターンを投影し、点光源お実像を目の照明位置に形成する段 階と、 角膜から近軸的に反射したパターンの反射像を選択および捕集し、角膜から反射 した実質的に全ての点光源の反射位置を検出する段階と、 投影したパターンと比較した反射点光源の相対位置と空間配向の解析をはじめ、 戻ってきて補集されたパターン像の解析を実行して、投影された歪みの無いパタ ーンと比較する段階と、 そうした補集されたパターン像を引き出すために、角膜表面の形状の精度の高い 近似法を数学的に誘導する段階と、から成る方法。
18. １８．離散した点光源のパターンが一般に、点光源の交差する直線状の光線を有 する十字形のパターンから成り、交点を装置の光軸上に配置することを特徴とす る、請求項１７記載の方法。
19. １９．離散した点光源のパターンが一般に、交点を装置の光軸上に配置した星形 のパターンから成り、放射方向に識別可能なパターンの回転方向を確立するため のパターンを装備した手段を含むことを特徴とする、請求項１７記載の方法。
20. ２０．軸からずれた照明光源を使用する段階と、パターン・マスクを介して光を 投影する段階と、投影されたパターンをビーム・スプリッタで反射して投影パタ ーンを装置の光軸と共軸の経路に送り出す段階と、ビーム・スプリッタから反射 した投影パターンを集束させて患者の目の正面位置に実像を形成させる段階と、 角膜の後部から反射したパターンをビーム・スプリッタを通して受容する段階と 、反射したパターンを検出器に集束させる段階を含み、さらに、装置の光軸に平 行な反射光を除く角膜からの全ての反射光を除去するために、戻ってくる反射光 パターンを、検出器までの経路の途中にあるアパーチャを通過させる段階を含み 、これによって検出器で検出されるパターンの空間配向を元の投影パターンと比 較し、パターンの反射点の位置の解析を通して角膜の形状を決定することができ ることを特徴とする、請求項１７記載の方法。
21. ２１．さらに、同心円から成る第２光パターンを離散した点光源のパターンと同 時に角膜に向かって投影する段階と、角膜から反射した同心円関連の反射パター ンを別個に解析して、離散した点光源にパターンから誘導される角膜表面の計樹 と比較することのできる別個の定性的情報を提供する段階とを含む、請求項１７ 記載の方法。
22. ２２．さらに、角膜の後部つまり内皮表面から反射して戻った２次反射パターン 像を別個に解析する段階を含むことを特徴とする請求項１７記載の方法。
23. ２３．２次反射パターン像を別個に解析する前記段階が、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段階 を含むことを特徴とする、請求項２２記載の方法。
24. ２４．内皮表面から反射して検出された光点の検出器手段における位置から、コ ンピュータで角膜の内皮表面の形状を数学的に誘導する段階を含むことを特徴と する、請求項２３記載の方法。
25. ２５．角膜表面の形状を数学的に誘導する段階が、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ｄ ｙ／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段階を含むことを特徴とする、請求項１７記載の方法。
26. ２６．さらに、角膜表面の形状の数学的な誘導によって導出された情報を利用し て、選択した切開面における目の断面像を電子的に生成する段階を含むことを特 徴とする、請求項１７記載の方法。
27. ２７．離散した点光源のパターンを外科手術用顕微鏡の対物レンズを通して投影 し、外科手術用顕微鏡の対物レンズを通して戻ってくるパターン像を補集する段 階を含むことを特徴とする、請求項１７記載の方法。
28. ２８．さらに、投影された同心円の歪みを示す像を生成し、表示する段階を含む ことを特徴とする、請求項２１記載の方法。
29. ２９．正面対物レンズが患者の目に最も近接した素子から成り、正面対物レンズ を目から少なくとも１１０ｍｍ離して配置する段階を含むことを特徴とする、請 求項１７記載の方法。
30. ３０．点光源のパターンの実像を実質的に対物レンズの中に形成する段階を含み 、それによって対物レンズを視野レンズとして使用し、角膜のより大きい視野が 得られることを特徴とする、請求項１７記載の方法。