WO2002064030A1 - Dispositif de mesure de caracteristiques de l'oeil - Google Patents

Dispositif de mesure de caracteristiques de l'oeil Download PDF

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WO2002064030A1
WO2002064030A1 PCT/JP2002/001096 JP0201096W WO02064030A1 WO 2002064030 A1 WO2002064030 A1 WO 2002064030A1 JP 0201096 W JP0201096 W JP 0201096W WO 02064030 A1 WO02064030 A1 WO 02064030A1
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signal
eye
measurement
unit
light receiving
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PCT/JP2002/001096
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English (en)
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Inventor
Toshifumi Mihashi
Yoko Hirohara
Original Assignee
Kabushiki Kaisha Topcon
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/1015—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for wavefront analysis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/107—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining the shape or measuring the curvature of the cornea

Definitions

  • the present invention relates to an eye characteristic measuring device.
  • the present invention relates to an eye characteristic measuring device that measures optical characteristics of an eye, associates the measured optical characteristics with a predetermined coordinate system of an eye to be inspected, a measuring device, and a surgical device, and displays the coordinate system.
  • the present invention particularly relates to an eye characteristic measuring apparatus that determines the optical characteristics and corneal shape measurement timing of an eye to be examined and measures them simultaneously or almost simultaneously.
  • this optical device is widely used as an optical characteristic measuring device for inspecting an eye function such as refraction and accommodation of an eye and an inside of an eyeball. Also, the measurement results of these various tests are important, for example, under what kind of measurement timing determinant the subject's eye to be tested was placed.
  • corneal tomography is used to predict the results of surgery such as corneal incision and corneal ablation, clinically after corneal transplantation, design and evaluation of contact lenses for myopia and hyperopia, and diagnosis and diagnosis of the cornea. It is effective for many uses such as.
  • Conventional methods for measuring the corneal shape include, for example, a plastic disk technology, a three-dimensional photographic technology, a moiré technology, and a topography interference technology.
  • a point light source is projected on the fundus, converted into a predetermined number of beams by a conversion member such as a Hartmann plate, and the light is received by a light receiving unit to receive an eye.
  • a device for measuring optical characteristics and a corneal shape measuring device for measuring a corneal shape using a placido ring by visible light.
  • the optical characteristics of the eye to be measured The signal obtained through the Hartmann plate required to measure the eye is defined as the first signal.
  • the signal obtained through the Bratide ring required to measure the corneal shape of the eye to be measured is defined as the first signal. This is the second signal.
  • the conventional eye characteristic measuring apparatus processing is performed such that the coordinates of the measuring apparatus itself, for example, the center of the light receiving unit is set as the coordinate origin. For this reason, according to such a coordinate system, for example, in a surgical apparatus, there is a case where the relationship between the measurement data and the eye is not sufficiently obtained, which is not always appropriate. Further, as a conventional measuring device, there is a device called a photo-refractometer for obtaining the refractive power and the corneal shape of the eye to be examined, but the display is not always performed in the same coordinate system.
  • the measurement is started manually or automatically.
  • the coordinate system (CCD coordinate) attached to the CCD at the time of the measurement is opposite to the CCD and the lens via the lens.
  • CCD coordinates on the object side eye side.
  • the Hartmann wavefront sensor (first measurement system) and the corneal shape measurement (second measurement system) are almost the same for each CCD, but may not be strictly measured at the same time.
  • the CCD coordinate system of the first measurement system is equal to the CCD coordinate system of the second measurement system due to, for example, movement of the eyes during measurement.
  • the acquisition timing of the Hartmann image and the acquisition timing of the anterior segment alignment image do not completely match, alignment using only the anterior segment alignment image will result in a change due to eye movement and the like.
  • the alignment of the man measurement may be shifted.
  • optical characteristic measurement data such as aberration and refractive power data of the eye to be obtained obtained from the first light receiving section, which is an eye optical characteristic measuring system, and second light receiving, which is a corneal topography measuring system, have been developed.
  • corneal topography measurement data such as eye cornea data obtained from the head.
  • the present invention relates the aberration and refractive power data of the eye to be inspected obtained from the first light receiving unit and the corneal data of the eye to be inspected obtained from the second light receiving unit so that they can be superimposed precisely. It is an object of the present invention to provide an eye optical characteristic measuring device.
  • the present invention compares the two pupils imagewise and matches the positions to obtain the same image as the alignment system. The purpose is to match the coordinates of the corneal shape measurement and the wavefront measurement using, and to associate the coordinate system of the alignment system with the coordinate system of the wavefront measurement.
  • a first illumination optical system that has a first light source unit that emits a first light beam of a first wavelength, and illuminates a fundus of an eye to be inspected with a first light beam from the first light source unit;
  • a first light receiving unit that forms a first light receiving signal as a first coordinate system from the received light beam, converts the light beam reflected from the fundus of the eye to be examined and returned to a plurality of beams, and guides the light beam to the first light receiving unit.
  • 1 receiving optical system
  • a second light receiving unit that includes information on the anterior segment from the received light beam and forms a second light receiving signal as a second coordinate system, and guides the second light beam that includes information on the anterior eye of the subject's eye to the second light receiving unit Second light receiving optical system
  • a measuring unit for obtaining a first optical characteristic of the eye to be inspected based on a first light receiving signal from the first light receiving unit and obtaining a second optical characteristic of the eye to be inspected based on a second light receiving signal from the second light receiving unit;
  • a coordinate setting unit that converts signals of the first and second coordinate systems corresponding to the pupil of the eye included in the first and second light receiving signals into signals of a reference coordinate system, respectively;
  • a conversion unit that associates and combines the first and second optical characteristics of the eye to be examined obtained by the arithmetic unit with each reference coordinate system formed by the coordinate setting unit;
  • An eye characteristic measuring device provided with: Further, according to a second solution of the present invention,
  • a first light source unit that emits a first light beam of a near-infrared first wavelength
  • a first illumination optical system for illuminating a minute area on the retina of the eye with the light beam from the first light source unit
  • the first light beam from the first light source unit is received through a first conversion member that converts a part of the first reflected light beam reflected from the retina of the eye to be examined into at least substantially 17 beams.
  • a first light receiving unit that receives the first light beam guided by the first light receiving optical system and forms a first signal
  • a second light source unit that emits a second light beam of a second wavelength that is near infrared and longer than the first wavelength of the first light beam
  • a second illumination optical system for illuminating the vicinity of the cornea of the eye with the second light flux from the second light source in a predetermined pattern, and a second light beam from the second light source unit reflected from the vicinity of the cornea of the eye to be inspected.
  • a second light receiving optical system for receiving the reflected light beam,
  • a second light receiving unit that receives the second light beam guided by the second light receiving optical system and forms a second signal
  • the first and second signals from the first light receiving unit and the second light receiving unit are captured at the same or substantially the same timing, and the optical characteristics of the eye to be inspected are obtained based on the first signal from the first light receiving unit.
  • the optical characteristics for example, And a corneal shape based on the second signal from the second light receiving unit.
  • the first signal and the second signal can be simultaneously or continuously captured a plurality of times without causing miosis of the eye to be measured.
  • Other features of the present invention include, for example, determining different factors in the first signal and the second signal, determining multiple factors only in the first signal or the second signal, Factors (eg, blinks) are determined using both the first and second signals. Can be specified.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic optical system 100 of an eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • FIG. 2 is a configuration diagram illustrating an example of a brachid ring.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a schematic electric system 200 of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • FIG. 4 is a detailed configuration diagram of a calculation unit of the eye characteristic measuring device of the present invention.
  • FIG. 5 is a flowchart showing the operation of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • FIG. 6 is an explanatory view (1) of the eye characteristic measurement.
  • FIG. 7 is an explanatory view (2) of the eye characteristic measurement.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram of an anterior ocular segment image.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram for obtaining a pupil edge from a Hartmann image.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram relating to the measurement of the coordinate axis ⁇ rotation.
  • FIG. 11 is a flowchart for performing pupil center calculation or measurement orbicular zone measurement.
  • FIG. 12 is a flowchart for confirming the difference between the measurement coordinate system and the reference coordinate system.
  • C FIG. 13 is an explanatory diagram of the measurement timing determining factors for the first signal and the second signal.
  • FIG. 14 is an explanatory diagram of an image received by the first and second light receiving units.
  • FIG. 15 is an explanatory diagram of the first embodiment of the eye characteristic measurement.
  • FIG. 16 is a flowchart of the first embodiment showing the operation of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • FIG. 17 is an explanatory diagram of the second embodiment of the eye characteristic measurement.
  • FIG. 18 is a flowchart of the second embodiment showing the operation of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • FIG. 19 is an explanatory diagram of the third embodiment of the eye characteristic measurement.
  • FIG. 20 is a flowchart of the third embodiment showing the operation of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • FIG. 21 is an explanatory diagram of the fourth embodiment of the eye characteristic measurement.
  • FIG. 22 is a flowchart of a fourth embodiment illustrating the operation of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic optical system 100 of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • the optical system 100 of the eye optical characteristic measuring device is, for example, a device for measuring the optical characteristics of the eye to be measured 60 as an object, and includes a first illumination optical system 10 and a first light receiving optical system 2. 0, a second light receiving optical system 30, a common optical system 40, an adjusting optical system 50, a second illumination optical system 70, and a second light transmitting optical system 80.
  • the retina 61 and the cornea 62 are shown in the figure.
  • the first illumination optical system 10 includes, for example, a first light source unit 11 for emitting a light beam of a first wavelength, and a condenser lens 12, and the eye to be measured by the light beam from the first light source unit 11 This is for illuminating a minute area on the retina (fundus) 61 of 60 so that its illumination conditions can be appropriately set.
  • the first wavelength of the illumination light beam emitted from the first light source unit 11 is a wavelength in the infrared region (for example, 840 nm, 780 nm, etc.).
  • the first light source unit 11 has a large spatial coherence and a small temporal coherence.
  • the first light source unit 11 is, for example, a super luminescence diode (SLD), and can obtain a point light source with high luminance.
  • the first light source unit 11 is not limited to the SLD.
  • a rotary diffuser or the like is inserted and the time coherence is appropriately adjusted. Can be used by lowering
  • the LED has low spatial coherence and time coherence, if the light amount is sufficient, for example, the light source in the optical path It can be used by inserting a pinhole at the position of.
  • the first light receiving optical system 20 is, for example, a collimating lens 21 and a part of a light beam (first light beam) reflected and returned from the retina 61 of the eye 60 to be measured, at least by 17 beams.
  • a Hartmann plate 22 serving as a conversion member for converting the beam into a beam, and a first light receiving unit 23 for receiving a plurality of beams converted by the Hartmann plate 22; It is to lead to 3.
  • a CCD with low readout noise is used for the first light receiving section 23.
  • the CCD for example, a general low-noise type, 100 ⁇ 100 * 100 for measurement is used.
  • Appropriate types such as a cooled CCD of 0 element can be applied.
  • the second illumination optical system 70 includes a second light source 72 and a brachid ring 71. Note that the second light source 72 may be omitted.
  • FIG. 2 shows an example of a configuration diagram of the Placido ring.
  • the Placido ring (PLACIDO'SDISC) 71 is for projecting an index of a pattern composed of a plurality of concentric rings as shown in the figure. Note that the index of the pattern including a plurality of concentric rings is an example of the index of the predetermined pattern, and other appropriate patterns can be used. Then, after the alignment adjustment described later is completed, an index of a pattern including a plurality of concentric rings can be projected.
  • the second light transmitting optical system 80 mainly performs, for example, alignment adjustment and measurement of coordinate origin and coordinate axes, which will be described later, and a second light source unit 31 for emitting a light beam of the second wavelength. And a condenser lens 32 and a beam splitter 33.
  • the second light receiving optical system 30 includes a condenser lens 34 and a second light receiving unit 35.
  • the second light receiving optical system 30 includes a light flux (the second light beam) reflected from the anterior eye part or the cornea 62 of the eye 60 to be measured and reflected by the pattern of the Brachid ring 71 illuminated from the second illumination optical system 70. 2 light fluxes) to the second light receiving section 35. Further, a light beam emitted from the second light source unit 31 and reflected from the cornea 62 of the eye 60 to be measured and returned can be guided to the second light receiving unit 35.
  • the second wavelength of the light beam emitted from the second light source 31 is different from, for example, the first wavelength (here, 780 nm or 840 nm), and a longer wavelength can be selected (for example, 9 4 0 nm) 0 common optical system 4 0 is disposed on an optical axis of the light flux emitted from the first illumination optical system 1 0, the first and second illumination optical system 1 0 and 7 0, first And the second light receiving optical system 20 and 30, the second light transmitting optical system 80, etc., and can be included in common, for example, an afocal lens 42, a beam splitter 43, 45, And a condenser lens 4.
  • the transmitter 43 transmits (reflects) the wavelength of the second light source unit 31 to the eye 60 to be measured, reflects the second light flux reflected from the retina 61 of the measured eye 60 and returned,
  • it is formed of a mirror that transmits the wavelength of the first light source unit 11 (for example, a dichroic mirror).
  • the beam splitter 45 transmits (reflects) the wavelength of the first light source unit 11 to the eye 60 to be measured, and reflects the first luminous flux reflected from the retina 61 of the measured eye 60 and returned. It is formed by a mirror that transmits light (for example, a dichroic mirror).
  • the adjustment optical system 50 mainly performs, for example, a working distance adjustment described later, and includes a third light source unit 51, a fourth light source unit 55, and condenser lenses 52, 53.
  • a third light receiving section 54 is provided for mainly adjusting the working distance.
  • the alignment adjustment is mainly performed by the second light receiving optical system 30 and the second light transmitting optical system 80.
  • the luminous flux from the second light source unit 31 passes through the condenser lens 32, the beam splitters 13, 43, and the afocal lens 42, and is substantially parallel to the eye to be measured 60 as an object. Illuminate with luminous flux.
  • the reflected light beam reflected by the cornea 62 of the eye 60 to be measured is emitted as a divergent light beam as if it were emitted from the point of the radius of curvature 12 of the cornea 62.
  • the divergent light beam is received as a spot image by the second light receiving section 35 via the afocal lens 42, the beam splitters 43, 33, and the condenser lens 34.
  • the main body of the eye optical characteristic measuring device is moved up and down, left and right to adjust the spot image to coincide with the optical axis.
  • the alignment adjustment is completed.
  • the cornea 62 of the eye 60 to be measured is illuminated by the third light source unit 51, and an image of the eye 60 to be measured obtained by this illumination is formed on the second light receiving unit 35. Therefore, the center of the pupil may coincide with the optical axis using this image.
  • the working distance adjustment is mainly performed by the adjustment optical system 50.
  • a parallel light flux near the optical axis emitted from the fourth light source unit 55 is irradiated toward the eye to be measured 60 and reflected from the eye to be measured 60
  • the light is received by the third light receiving section 54 via the condenser lenses 52 and 53.
  • the fourth A spot image from the light source unit 55 is formed.
  • a spot image from the fourth light source unit 55 is formed above or below the optical axis of the third light receiving unit 54.
  • the third light receiving unit 54 should be able to detect a change in the light flux position in a plane including the fourth light source unit 55, the optical axis, and the third light receiving unit 54.
  • One-dimensional CCD and position sensing device (PSD) can be applied.
  • a beam splitter 45 is inserted into the first light receiving optical system 20, and the light from the first illumination optical system 10 is transmitted to the eye to be measured 60 by the beam splitter 45. At the same time, the reflected light from the eye to be measured 60 is transmitted.
  • the first light receiving section 23 included in the first light receiving optical system 20 receives light that has passed through the Hartmann plate 22 that is a conversion member, and generates a light receiving signal.
  • first light source unit 11 and the retina 61 of the eye 60 to be measured form a conjugate relationship.
  • the retina 6 of the eye to be measured 60 and the first light receiving section 23 are conjugate.
  • the Hartmann plate 22 and the pupil of the eye 60 to be measured form a conjugate relationship. That is, the front focal point of the afocal lens 42 substantially matches the pupil of the eye 60 to be measured.
  • the first illumination optical system 10 and the first light receiving optical system 20 assume that the light beam from the first light source unit 11 is reflected at the point where the light is collected, and that the light reflected by the first light receiving unit 23 is It moves in conjunction with each other so that the signal peak due to is maximized. Specifically, the first illumination optical system 10 and the first light receiving optical system 20 move in the direction in which the signal peak at the first light receiving unit 23 increases, and stop at the position where the signal peak becomes maximum. . Thereby, the light beam from the first light source unit 11 is focused on the eye 60 to be measured.
  • the lens 12 converts the diffused light of the light source 11 into parallel light.
  • the aperture 14 is located at a position optically conjugate with the pupil of the eye or the Hartmann plate 22.
  • the aperture 14 has a diameter smaller than the effective range of the Hartmann plate 22 so that so-called single-pass aberration measurement (a method in which the eye aberration affects only the light receiving side) is established.
  • the lens 13 is designed so that the fundus conjugate point of the real ray is at the anterior focal position to satisfy the above, and the rear focal position is coincident with the aperture 14 to satisfy the conjugate relationship with the pupil of the eye.
  • the ray 15 travels paraxially in the same way as the ray 24.
  • Each beam has a different diameter, and the beam diameter of the beam 15 is set much smaller than that of the beam 24.
  • the beam diameter of the ray 15 may be, for example, about 1 mm at the position of the pupil of the eye, and the beam diameter of the ray 24 may be about 7 mm.
  • the beam splitter 45 to the fundus 61 are omitted.
  • the Hartmann plate 22 included in the first light receiving optical system 20 is a wavefront conversion member that converts a reflected light beam into a plurality of beams.
  • a plurality of micro Fresnel lenses arranged in a plane orthogonal to the optical axis are applied to the Nordman plate 22.
  • the spherical component, the third-order astigmatism, and other higher-order aberrations of the eye to be measured 60 are measured. It is necessary to measure with at least 17 beams via.
  • the micro Fresnel lens is an optical element, and includes, for example, an annular zone of a height pitch for each wavelength, and a blaze optimized for emission parallel to the focal point.
  • the micro aperture Fresnel lens here achieves a high light-gathering rate (eg, 98%) by applying an 8-level optical path length difference by applying, for example, semiconductor fine processing technology.
  • the reflected light from the retina 61 of the eye 60 to be measured passes through the afocal lens 42 and the collimating lens 21, and passes through the Hartmann plate 22 to the first light receiving section 23.
  • the Hartmann plate 22 includes a wavefront conversion member that converts the reflected light beam into at least 17 or more beams.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a schematic electric system 200 of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • the electrical system 200 relating to the eye optical characteristic measuring device includes, for example, an arithmetic unit 210, a control unit 220, a display unit 230, a memory 240, and a first drive unit 250. , A second driving unit 260, an input unit 270, and an additional measuring unit 280.
  • the arithmetic unit 210 captures the first and second signals from the first light receiving unit 23 and the second light receiving unit 35 at the same or substantially the same timing, and receives the first signal from the first light receiving unit 23.
  • the optical characteristics of the subject's eye are determined based on the signal, and the corneal shape of the subject's eye is determined based on the second signal from the second light receiving unit 35.
  • the arithmetic unit 210 receives the light receiving signal (first signal) obtained from the first light receiving unit 23,
  • the light receiving signal (second signal) obtained from the light receiving part 35 and the light receiving signal (10) obtained from the third light receiving part 54 are input, and the coordinate origin, coordinate axis, coordinate movement, rotation, and total wavefront aberration are input.
  • a signal corresponding to such a calculation result is output to a control unit 220 that controls the entire electric drive system, a display unit 230, and a memory 240, respectively. Further, the calculation unit 210 obtains a measurable period based on the measurement timing determining factor using the first signal, the second signal, or both the first signal and the second signal. The arithmetic unit 210 can select the continuous measurement mode.In the continuous measurement mode, the first signal and the second signal are output at predetermined intervals when the measurement conformance condition of the first signal or the second signal is satisfied. Two signals can be measured.
  • the arithmetic unit 210 can automatically perform measurement when the measurement conformance condition of the first signal or the second signal is satisfied again. Further, the arithmetic unit 210 can select (switch) a learning mode (for example, a learning mode relating to measurement timing). When the learning mode is selected, the measurement conformance condition at the time of the measurement may be stored and reflected in the setting of the measurement conformance condition of the first signal or the second signal. In this learning mode, for example, at the time of measurement of a skilled person, the learning mode is set to ON, the measurement timing at that time is stored, and a predetermined time after blinking may be used as a reference for setting the measurable period. Good.
  • a learning mode for example, a learning mode relating to measurement timing.
  • the arithmetic unit 210 stores the signal of the second light receiving unit at the time of measurement, and enables the signal of the second light receiving unit to be displayed on the display unit 230 together with the measurement data. it can.
  • the arithmetic unit 210 stores, for example, the anterior ocular segment image and the measurement result in the memory 240 in association with each other at the time of measurement, and displays the anterior ocular segment image and the measurement result on the display unit 230 be able to. The details of the arithmetic unit 210 will be described later.
  • the control unit 220 controls the turning on and off of the first light source unit 11 based on the control signal from the calculation unit 210, and controls the first driving unit 250 and the second driving unit 260.
  • a signal ⁇ is output to the first light source unit 11 based on a signal corresponding to a calculation result in the calculation unit 210, and a signal ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ is output to the Placido ring 71.
  • outputs a signal ⁇ to the second light source unit 31 outputs a signal ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ to the third light source unit 51, outputs a signal ⁇ to the fourth light source unit 55, And outputs a signal to the first driving unit 250 and the second driving unit 260.
  • the first driving section 250 receives, for example, a signal from the first light receiving section 23 input to the arithmetic section 210. This is for moving the entire first illumination optical system 10 in the optical axis direction based on the optical signal 4, and outputs the signal ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ to an appropriate lens moving means (not shown) and drives this lens moving means. . Thus, the first driving section 250 can move and adjust the first illumination optical system 10.
  • the second driving unit 260 moves the entire first light receiving optical system 20 in the optical axis direction based on, for example, a light receiving signal ⁇ ⁇ from the first light receiving unit 23 input to the arithmetic unit 210.
  • a signal 3 is output to an appropriate lens moving means (not shown), and the lens moving means is driven.
  • the second driving section 260 can move and adjust the first light receiving optical system 20.
  • the input unit 270 is used to make various selections such as a measurement mode, a measurement timing determining factor, a measurable period (range), and the number of continuous measurements in the continuous mode.
  • the measurement mode is for selecting automatic or manual, single-shot measurement or continuous measurement.
  • the input section 270 serves as, for example, a finder switch for manual measurement.
  • the measurement timing determining factors are the light receiving signal (first signal) ⁇ ⁇ obtained from the first light receiving portion 23, the light receiving signal (second signal) ⁇ ⁇ obtained from the second light receiving portion 35, or the first Using both the signal and the second signal, the measurability is set by an appropriate factor.
  • the additional measuring unit 280 performs pulse measurement, for example.
  • the additional measurement unit 280 can perform measurement in consideration of the pulse.
  • the arithmetic unit 210 receives a signal corresponding to the pulse of the subject from the additional measuring unit 280, and according to the signal corresponding to the pulse, the pulse state is substantially the same as the pulse state at the timing of the first measurement and thereafter. Measurement timing can be determined.
  • the arithmetic unit 210 further receives a signal corresponding to the pulse of the subject from the additional measuring unit 280, and according to the signal corresponding to the pulse, sets the measurement timing when a predetermined pulse state is reached. You can also decide. As described above, the arithmetic unit 210 can determine the measurement timing based on the pulse, for example.
  • FIG. 4 shows a detailed configuration diagram of a calculation unit of the eye characteristic measuring device of the present invention.
  • Arithmetic operation section 210, measurement section 111, coordinate setting section 112, alignment control section 113, marker installation section 114, input / output section 115, conversion section 116, measurement timing determination It has one unit, measurement target signal determination unit 118, and line-of-sight detection unit 119.
  • the measurement timing determination unit 117 and the measurement target signal determination unit 118 may include one of them. Also look The detection unit 1 19 may be omitted.
  • the first light receiving section 23 forms a first light receiving signal from the received light flux reflected from the fundus of the eye to be examined and returns to the measuring section 111.
  • the second light receiving unit 35 forms a second light receiving signal including information on the anterior eye from a received light beam including information on a characteristic portion of the anterior segment of the subject's eye and / or a marker formed on the anterior segment of the subject's eye, It leads to the measuring unit 111 and the coordinate setting unit 112.
  • the measuring unit 111 obtains the optical characteristics including the refractive power or the corneal shape of the subject's eye based on the first light receiving signal from the first light receiving unit.
  • the measuring unit 111 measures the optical characteristics of the eye based on the first light receiving signal from the first light receiving unit 23.
  • the measurement unit 111 performs a corneal shape measurement such as a corneal topography measurement based on the second light reception signal from the second light reception unit 35. Further, the measurement unit 111 calculates the aberration result, calculates the amount of abrasion as necessary, and outputs the calculation result to the surgical apparatus via the input / output unit 115. Further, the measuring unit 111 obtains the optical characteristics of the eye to be inspected based on the first signal acquired a plurality of times, and obtains the second signal from the second light receiving unit acquired a plurality of times at the same or substantially the same timing. Based on the above, the corneal shape of the eye to be examined is determined.
  • a corneal shape measurement such as a corneal topography measurement based on the second light reception signal from the second light reception unit 35. Further, the measurement unit 111 calculates the aberration result, calculates the amount of abrasion as necessary, and outputs the calculation result to the surgical apparatus via the input / output unit 115. Further, the measuring unit 111 obtains the optical characteristics
  • the measuring unit 111 captures the first and second signals from the first light receiving unit 23 and the second light receiving unit 35 at the same or substantially the same timing, and converts the first and second signals into the first signal from the first light receiving unit 23.
  • the optical characteristics of the eye to be inspected are obtained based on the above, and the corneal shape of the eye to be inspected is obtained based on the second signal from the second light receiving unit 35.
  • the coordinate setting unit 112 converts the signals of the first and second coordinate systems corresponding to the eye pupil included in the first and second light receiving signals into signals of the reference coordinate system, respectively.
  • the coordinate setting unit 112 obtains a pupil edge and a pupil center based on each signal of the first and second coordinate systems.
  • the coordinate setting unit 112 determines the coordinate origin and the direction of the coordinate axis based on the second light receiving signal including the characteristic signal of the anterior segment of the subject's eye. Further, the coordinate setting unit 112 obtains the coordinate origin and the rotation or movement of the coordinate axis based on at least one of the characteristic signals of the anterior segment of the eye to be examined in the second light reception signal, and associates the measured data with the coordinate axis. I do.
  • the characteristic portion includes at least one of a pupil position, a pupil center, a cornea center, an iris position, an iris pattern, a pupil shape, and a limbus shape.
  • the coordinate setting unit 111 sets the coordinate origin such as the pupil center and the cornea center.
  • the coordinate setting unit 112 forms a coordinate system based on a feature signal corresponding to an image of a particular part of the anterior segment of the subject's eye included in the second light receiving signal.
  • the coordinate setting unit 112 outputs a marker signal and a marker signal for a marker provided for the subject's eye included in the second light reception signal.
  • a coordinate system is formed based on signals about the subject and the anterior segment of the subject's eye.
  • the coordinate setting unit 112 can determine the coordinate origin and the direction of the coordinate axis based on the second light receiving signal including the first signal.
  • the coordinate setting unit 112 obtains a coordinate origin based on the marker signal in the second light receiving signal, and determines the coordinate axis based on at least one of the characteristic signals of the anterior ocular segment of the subject eye in the second light receiving signal. Rotation and movement can be obtained, and measurement data can be related to coordinate axes. Alternatively, the coordinate setting unit 112 obtains the coordinate origin based on at least one of the characteristic signals for the anterior eye part in the second light receiving signal, and rotates the coordinate axis based on the marker one signal in the second light receiving signal. Or movement may be obtained, and the measurement data may be associated with the coordinate axes.
  • the coordinate setting unit 112 obtains the coordinate origin, rotation and movement of the coordinate axis, and obtains the measurement data and the coordinate axis The association may be performed.
  • the conversion unit 116 combines the first and second optical characteristics of the eye to be examined determined by the measurement unit 111 with each reference coordinate system formed by the coordinate setting unit. .
  • the conversion unit 116 converts the pupil center obtained by the coordinate setting unit 112 into the reference coordinate system by using the center as the origin.
  • the alignment control unit 113 enables the alignment unit to move according to the movement of the subject's eye in accordance with the calculation result of the coordinate setting unit 112 based on the second light receiving signal obtained by the second light receiving unit.
  • the marker installation section 114 forms a marker associated with this coordinate system in the anterior segment of the subject's eye based on the coordinate system set by the coordinate setting section 112.
  • the input / output unit 115 is an interface for outputting data such as the amount of aberration, coordinate origin, coordinate axis, rotation, movement of coordinate axis, and amount of ablation from the measurement unit or coordinate setting unit, and the calculation results to the surgical device. is there.
  • the display unit 240 displays the optical characteristics of the subject's eye obtained by the measurement unit 111 in relation to the coordinate system formed by the coordinate setting unit.
  • the surgical device 300 includes a surgical control unit 121, a processing unit 122, and a memory unit 123.
  • the operation control unit 122 controls the processing unit 122 to control operations such as corneal cutting.
  • the processing unit 122 includes a laser for surgery such as corneal cutting.
  • the surgery memory unit 123 stores data for surgery, such as cutting data, nomograms, and surgery plans.
  • the measurement timing determination unit 11 determines the measurement timing of the first signal and the second signal to be subjected to the measurement operation based on the first and / or the second signal.
  • the measurement timing determination unit 117 uses at least one of blinking of the eye to be examined, defective tear film, insufficient pupil diameter, and insufficient eyelid opening as the predetermined measurement timing determining factors.
  • the measurement timing determiner 1 17 determines whether the measurement based on the first measurement timing determining factor is appropriate based on the first signal, and determines whether the measurement based on the second measurement timing determining factor is appropriate based on the second signal.
  • the measurement timing of the first signal and the second signal is determined according to these determinations.
  • the first measurement timing determining factor is at least one of blinking of the subject's eye, defective tear film, insufficient pupil diameter, and insufficient eyelid opening.
  • the second determining timing determining factor is the blink of the subject's eye.
  • the measurement timing determination unit 117 which can be at least one of a tear film defect, insufficient pupil diameter, insufficient eyelid opening, and loss of fixation, uses the first signal and the NO or the second signal to determine Detects the blink of the optometry, sets a predetermined measurable range based on the timing of the blink, and further determines the first signal and the second signal based on the suitability of measurement based on the measurement timing determining factor of the first signal or the second signal. Determine the signal measurement timing.
  • at least one of the pupil diameter, the state of the tear film, or the degree of opening of the eyelid can be selectively set as the measurement timing determining factor for the first signal or the second signal.
  • the measurement timing determination section 117 determines the measurement timing of the first signal and the second signal at the same time or at substantially the same time.
  • the measurement timing determining unit 1117 automatically starts the measurement or permits the measurement when the measurement conformance conditions of the first signal and the second signal are satisfied.
  • the measurement target signal determination unit 118 determines a first signal and a second signal to be subjected to measurement calculation.
  • the signal-to-be-measured determining unit 118 determines whether or not the measurement based on the predetermined measurement timing determining factor is appropriate based on the first signal and the Z or second signal, and accordingly, the first signal and the second signal. Is determined.
  • the predetermined measurement target signal determinant can be at least one of blinking of the subject's eye, insufficient pupil diameter, and insufficient eyelid opening.
  • the measurement target signal determination unit 118 determines the suitability of measurement based on the first measurement timing determining factor based on the first signal, and determines whether the measurement based on the second measurement timing determining factor is appropriate based on the second signal.
  • the first measurement timing determining factor is at least one of blinking of the eye to be inspected, defective tear film, insufficient pupil diameter, and insufficient eyelid opening.
  • the line-of-sight detector 1 19 is configured to illuminate the cornea of the eye with the third illumination optical system for illuminating the cornea with a parallel light beam, and the line of sight of the eye to be inspected based on the position of illumination light from the third illumination optical system from the second light receiving unit 35 Detect direction.
  • the measuring unit 1 11 of the arithmetic unit 2 10 may suppress the measurement when the fixation loss is detected by the gaze detecting unit, .
  • FIG. 5 is a flowchart showing the operation of the eye optical characteristic measuring device according to the present invention.
  • FIGS. 6 and 7 show explanatory diagrams (1) and (2) of the eye characteristic measurement.
  • a signal from the second light receiving section 35 is formed as an anterior ocular segment image on a monitor screen of the display section 230.
  • lateral alignment (corneal apex and optical axis of the apparatus, XY direction) is performed using the cornea vertex reflected light as an alignment target, and vertical alignment (depth direction) is performed by a Z alignment device. , Z direction).
  • FIG. 8 is an explanatory diagram of the anterior segment image.
  • xj indicates the pupil center
  • ⁇ j indicates the corneal vertex (center)
  • the star mark indicates the alignment marker.
  • the actual alignment marker may be another shape such as a circle.
  • the corneal center (apex) is mainly treated as the center of the CCD or the machine
  • the second light source in addition to the image of the Placido ring 1, the second light source The light from the part 31 appears as a bright spot near the apex of the cornea of the eye to be inspected.
  • the alignment in the z direction is also performed from the adjustment optical system 50.
  • the first light-receiving signal for the Hartmann image is captured using the first light-receiving unit 23 such as a low-noise CCD, and the Hartmann image is obtained by image processing. Find the center of gravity of each spot. The obtained center of gravity is correlated with the reference point using image recognition and computational geometry techniques. The processing up to this point is processed in the first coordinate system by the first light receiving unit 23 (see the upper diagram in FIG. 6 (A)).
  • the second light-receiving unit 35 generates the second light-receiving signal of the anterior ocular segment image.
  • Capture is also performed. After capturing the second light reception signal, the position of the ring image that is almost concentric with the bright point of the corneal vertex reflection is analyzed using image processing techniques. The position of the ring is acquired, for example, about 256 points over 360 degrees on the circumference.
  • a corneal measurement coordinate system is set. Since the corneal vertex position may deviate from the optical axis of the measuring device, the position of the obtained ring image is defined as the origin of the corneal vertex, and the number of pixels of the CCD of the second light receiving unit 35 is determined by the magnification of the optical system. Takes into account and converts to a value on the coordinate system converted to the actual distance.
  • This coordinate system for measuring the cornea is called the second coordinate system (see the upper figure in Fig. 6 (B)).
  • the inclination of the cornea is calculated from the position of the ring obtained in step S191 using the second coordinate system calculated in step S192.
  • step S105 the Hartmann image and the anterior ocular segment image measured in the first and second coordinate systems are converted into reference coordinate systems each having the pupil center as the origin (FIGS. 6 (A) and (B)). ) See figure below).
  • step S105 for the first measurement system, the pupil wedge on the Hartmann wavefront sensor image obtained from the first light receiving unit 23 can be obtained by image processing.
  • the obtained pupil edge is distorted due to the influence of aberration, and therefore, the arithmetic unit 210 calculates the Hartmann point image obtained earlier in step S103.
  • the shape of the pupil edge is modified from the relationship between and the reference point.
  • the arithmetic unit 210 finds the correction function by least-squares approximation in the same manner as when obtaining the wavefront aberration from the Hartmann wavefront sensor, and determines the position of the pupil edge on the Hartmann wavefront sensor image. Input the calculated function to calculate the correct pupil edge position.
  • the arithmetic unit 210 sets the pixel inside the pupil to 1 and sets the outside to 0, and obtains the center of gravity to determine the position of the pupil center in the CCD coordinate system.
  • the center of a circle or a circle may be the center of gravity.
  • the center of the pupil (marked by X) is measured as shown in the upper diagram of Fig. 6 (A).
  • the conversion from the first coordinate system to the newly defined reference coordinate system is performed by moving the origin to the reference coordinates toward the center of the pupil and by adjusting the number of pixels of the CCD to the actual distance by the magnification of the optical system. .
  • step S105 for the second measurement system, the arithmetic unit 210
  • the pupil edge is obtained by image processing from the corneal measurement coordinate system obtained from the unit 35 and set in the processing of step S192, that is, the second coordinate system, and the pupil center in the second coordinate system is obtained. Calculate the position. In this way, the pupil center (marked by X) is determined, and the upper figure in Fig. 6 (B) is measured. At this time, the conversion from the second coordinate system to the reference coordinate system is a movement of the pupil center.
  • an abnormal eye such as keratoconus
  • the pupil edge is partially missing in one image of the Hartmann wavefront sensor, it can be dealt with by calculating the center of gravity by estimating the missing part.
  • the reference coordinate system transformed from the first coordinate system and the reference coordinate system transformed from the second coordinate system are in principle the same reference coordinate system (Fig. 6 (A) (B) below).
  • optical characteristics are obtained based on the first or second light receiving signal (S109).
  • the optical characteristics include, for example, aberration (corneal, intraocular, eye) refractive power, corneal shape, and the like. That is, in step S109, the calculation unit 210 calculates the optical characteristics of the first measurement system according to the measurement principle of the Hanoletmann wavefront sensor. The result is the wavefront aberration (eye wavefront aberration) of the eyeball optical system (see Fig. 7 (A)).
  • the arithmetic unit 210 calculates the corneal height from this, and treats the cornea in the same manner as an optical lens, thereby treating the optical characteristics. It is calculated. What is obtained here is the wavefront aberration (corneal wavefront aberration) that occurs in the cornea (see Fig. 7 (B)).
  • step S111 the display of the optical characteristics by the display unit 240 is performed, as shown in FIG. 7, by using the eyeball wavefront aberration map for the first measurement system and the corneal wavefront aberration map for the second measurement system separately.
  • (Differential wavefront aberration map) (eyeball wavefront aberration map) 1 (corneal wavefront aberration map) is also displayed (see Fig. 7 (C)).
  • This difference wavefront aberration map optically shows the effect on the aberration of the internal optical system excluding the anterior corneal surface of the ophthalmic optical system, and mainly shows the abnormalities in the refractive index distribution of the crystalline lens. It is a very useful map for diagnosing diseases such as cataracts.
  • the output data is calculated (S113).
  • the output data for example, the data of the reference coordinate system, the measurement data, the aberration amount of the eye to be examined itself, the optical characteristic data, the amount of abrasion required for ablation by a surgical apparatus, and the like are calculated and obtained.
  • These output data are displayed (S115). Further, if necessary, these output data are output (S117).
  • the output form includes, for example, the following forms.
  • the data is output on a recording medium such as a floppy disk, CD-ROM, or an interface such as a signal line wireless line, and then the operation is performed at another time.
  • a recording medium such as a floppy disk, CD-ROM, or an interface such as a signal line wireless line
  • the pupil edge can be obtained by obtaining a polygon circumscribing the Hartmann spot or an ellipse close thereto.
  • the part corresponding to the pupil of the Hartmann image is more likely to be due to the influence of the scattered component from the eyes or because the Hartmann plate transmits the 0th-order light through the diffractive optical element. It utilizes the fact that it is brighter than the outside background. Therefore, if the edge of this bright part is detected, the edge part of the pupil can be detected.
  • FIG. 9 shows an explanatory diagram for obtaining a pupil edge from a Hartmann image.
  • Figure 9 (A) is an example of a measured Hartmann image. This is compared with the Hartmann spot brightness measured at a predetermined threshold value for a certain line, as shown in Fig. 9 (B). Next, as shown in Fig. 9 (C), when this process is performed on the entire Hartmann image, the pupil edge can be detected. ,
  • the coordinate origin and the axial direction can be determined using the characteristic signal included in the second light receiving signal indicating the image of the anterior segment of the eye including the characteristic portion, and the reference coordinate system can be set.
  • the characteristic portion of the anterior segment of the eye to be examined includes, for example, a pupil position, an iris position, an iris pattern, a pupil shape, a limbus shape, and a marker formed in the anterior segment of the eye to be examined (if there is a marker).
  • the reference coordinate system is desirably the coordinate origin used in the surgical apparatus 300.
  • the pupil position of the subject's eye For example, the pupil position of the subject's eye, the iris position of the subject's eye, the shape of the pupil, the limbus shape, the iris pattern of the subject's eye ( Iris pattern), etc.
  • the center of the cornea may be considered.
  • the coordinate axis can be set by, for example, setting a straight line passing through the center of the pupil and the center of the pupil.
  • the coordinate rotation / movement can be measured, for example, by rotating / moving the marker.
  • FIG. 10 shows an explanatory diagram relating to the measurement of the coordinate axis'rotation.
  • a pattern is analyzed on the orbicular zone centered on the pupil center by reflection intensity and the like.
  • a pattern of the reflection intensity with respect to the angle is created.
  • the coordinate axes can be set.
  • the analyzed pattern can be matched on the circumference to measure the coordinate rotation. That is, when the eye rotates (cyclotomy), the graph of such intensity shifts by the rotation angle. The amount of the lateral displacement can be obtained at the angle where the correlation between each measured value and the reference graph is the largest.
  • FIG. 11 shows a flowchart for performing pupil center calculation or measurement orbicular zone measurement.
  • the center of the pupil is calculated in order to determine the coordinate origin (this is easily obtained from the entire circumference of the pupil edge) (S501).
  • the measurement ring zone is determined (for example, pupil diameter +0.5 mm).
  • a predetermined length for example, +0. Increase by 1 mm (S503).
  • the angle is determined based on the characteristic portion of the eye to be examined (S505).
  • the circumferential intensity distribution is recorded (S507).
  • the intensity distribution data is stored on a hard disk (HD) or the like, and the pupil diameter is also stored (S509).
  • step S207 shows a flowchart for confirming the difference between the measurement coordinate system and the reference coordinate system. This is a detailed flowchart of step S207, in which a pupil center calculation, a measurement ring measurement, and the like are correlated to obtain a matched coordinate position.
  • the stored reference graph data O ( ⁇ ) and pupil diameter are read from a memory 240 such as a hard disk (HD) (S701).
  • a memory 240 such as a hard disk (HD)
  • the reference graph data O (0) for example, the intensity distribution on the annular zone shown in FIG. 10 can be used.
  • the pupil center is obtained based on the read digital data (S703).
  • the pupil diameter is measured, and if different from the pupil diameter when the reference graph data O (0) is obtained, the brightness is adjusted (S705).
  • the measured graph data F (0) for example, the intensity distribution on the annular zone is measured (S707).
  • the measured graph data F (0) The measured graph data F ( ⁇ - ⁇ ) rotated by the angle A so that the correlation of the quasi-graph data O (0) becomes the highest is obtained (S709). Thus, it can be seen from the measurement that the eye is rotating at the angle A (S711). Next, a modified example of the present invention will be described.
  • the eye to be measured is positioned at a predetermined position using the second measurement system.
  • the second light receiving signal is obtained from the second light receiving unit of the second measuring system through the first light receiving signal from the first light receiving unit of the first measuring system.
  • the calculation unit associates the coordinate axes (coordinate origin position, rotation and Z or movement of the coordinate axes) based on the first light receiving signal and / or the second light receiving signal, and calculates the first optical characteristic obtained from the first measurement system.
  • the optical axes of the first measurement system and the second measurement system are configured to coincide with each other, and the second measurement system uses the bright point of the corneal vertex appearing in the anterior eye image to measure the eye to be measured. Is adjusted to a predetermined position.
  • the second light receiving signal is obtained from the second light receiving unit of the second measuring system via the first light receiving signal from the first light receiving unit of the first measuring system.
  • the arithmetic unit associates the coordinate axes (coordinate origin position, rotation and / or movement of the coordinate axes) based on the first light receiving signal and / or the second light receiving signal, and obtains a first coordinate obtained from the first measurement system.
  • the optical characteristics can be output as a pupil center coordinate system.
  • the position of the eye to be inspected is aligned using the bright point at the apex of the cornea using the second measurement system, and the arithmetic unit obtains the first optical characteristic obtained from the first measurement system through each received light signal. It is converted to the center coordinate system.
  • the data of the first optical property can be used as a coordinate system of the pupil center.
  • FIG. 13 explains the measurement timing determinants for the first and second signals.
  • Table 2F 1 is a table showing measurement timing determining factors that can be detected by the first signal and the second signal.
  • the measurement timing determining factors include, for example, blinking, tear film, pupil diameter, eyelid opening, and fixation. Includes visual conditions.
  • fixation state it is possible to determine whether or not the measurement is possible, depending on whether the center of the pupil is within a predetermined distance from the vertex or greatly.
  • ⁇ , ⁇ , ⁇ , and X in the figure attached to each of the measurement timing determinants of the first and second signals indicate good measurement, measurable, and measurement for each signal. Indicates difficult and unmeasurable.
  • Table 27 2 is, for example, a table showing suitable conditions suitable for measurement when detecting the same measurement timing determinant with different signals, that is, the first and second signals, and the measurement timing determinant is As in Table 271, this includes blinking, tear film, pupil diameter, eyelid opening, and fixation status. In this case, the fixation condition is not appropriate for the fixation condition (1), and otherwise good ( ⁇ ).
  • Table 273 is a table showing, for example, matching conditions when different measurement timing determinants or the same measurement timing determinants are detected by different signals. An internal abnormality that can be detected with only one signal is added as a determinant, and the combination of these measurement timing determinants indicates the conformity condition.
  • the applicable condition is good ( ⁇ ).
  • the combination shown in the figure can be used as a suitable condition ( ⁇ ).
  • the fixation state cannot be measured with high accuracy. Therefore, the use of the fixation state by the first signal as a measurement timing determining factor does not conform to the conditions ( one).
  • the determination of the propriety of measurement based on the measurement timing determining factor of the first signal will be described by associating the calculation unit 210 with the measurement timing determining factors shown in Tables 271-273.
  • the input unit 230 can appropriately select whether or not to set the measurement timing determining factor of the first signal.
  • the arithmetic unit 210 determines, for example, how many of the area points received by the first light receiving unit 23 exceed a predetermined level, or The peak level of the signal level received at 3 is the specified value Count which ones exceed. As a result, the arithmetic unit 210 can determine whether or not sufficient data is finally available to obtain a measurement result.
  • the arithmetic unit 210 can determine whether or not the measurement is appropriate, for example, as follows (see Tables 271-273).
  • 'It is determined that blinking has occurred by detecting whether or not the first signal level has instantaneously decreased overall.
  • the -It is determined whether the pupil diameter has contracted by detecting whether the first signal level has decreased in the peripheral part.
  • the miosis since the near-infrared light beam is used as the light source for the miosis, the miosis does not become dazzling and the continuous measurement can be performed.
  • the input unit 230 can select, for example, one or a plurality of measurement timing determining factors based on the second signal. There are blinking, pupil diameter, state of tear film, or degree of eyelid opening.
  • the arithmetic unit 210 can judge whether or not the measurement is appropriate, for example, as follows (page 27) "! ⁇ 2 7 3).
  • blinking can be detected and fixed immediately after measurement. Types of blinks include smashing for a few seconds, squeezing tightly, and squashing lightly several times in a row.
  • the measurement interval may be, for example, immediately after blinking or after a certain number of seconds based on past appropriate measurable experience values.
  • the appropriate measurable experience value is obtained, for example, by associating the measured value and analysis result by a skilled person with the interval, thereby obtaining a specified value for each patient, and obtaining a more accurate measurement result. That can be expected.
  • the arithmetic unit 210 temporarily measures, for example, immediately after blinking, but a few milliseconds later when the pupil widens slightly and stabilizes, and the tear film also stabilizes. Use this timing to calculate highly accurate anterior segment image data it can.
  • 'Plattide ring 7 1 distorts pattern 2 75, detects if concentric zones are not interrupted or has fluid glare, and determines whether the tear film is appropriate or not. Is determined.
  • FIG. 14 is an explanatory diagram of an image received by the first and second light receiving units.
  • the Hartmann image 274 received by the first light receiving unit is, for example, an image based on the reflected light from the eye 60 to be measured, and the reflected light spreads outward generally via the Hartmann plate 22.
  • a plurality of area points (circular, elliptical, etc. in the figure) when received on the first light receiving section 23 as the reflected light flux.
  • the plurality of area points included in the Hartmann image 274 of this example are, for example, an elliptical state or a state in which the area point itself is not visible in a portion where the tear film of the eye 60 to be measured is broken or thin or thick.
  • the arrangement of the plurality of area points is non-uniform.
  • the optical signal relating to the Hartmann image 274 is converted into an electric signal, and is input (or taken into) the arithmetic unit 210 as the above-mentioned first signal.
  • the concentric orbicular ring included in the image is cut off when the tear film of the eye to be measured 60 is broken or thin or thick. Measured. Further, the optical signal related to the bracht ring image 275 is converted into an electric signal, and is input (or taken into) the arithmetic unit 210 as the above-mentioned second signal.
  • the arithmetic unit 210 determines the number (one or more) of measurement timing determining factors related to the determination of the measurement timing, the combination of the first signal and the second signal (first and second or second signal, first and second signal). Signal and the first signal only) execute multiple calculation patterns (see the four flowcharts below). Specifically, for example, the arithmetic unit 210 captures the signals of the first signal and the second signal a plurality of times and performs measurement. In addition, the arithmetic unit 210 includes, for example, a measurement timing determination unit 117 that determines the measurement timing, a measurement target signal determination unit 118, or both determination units, whereby the first and / or second signal is determined.
  • FIG. 15 is an explanatory diagram of the first embodiment of the eye characteristic measurement.
  • the first embodiment shows an operation in a case where the measurement timing is determined by, for example, checking the measurement timing determination factor with the first signal and / or the second signal.
  • the measurement mode for example, automatic (manual) mode 93, manual (single) mode 94, automatic continuous mode 95, and manual continuous mode are input sections by combining automatic or manual with single or continuous. It can be re-selected by 270.
  • the measurement timing determination unit 117 of the arithmetic unit 210 receives the first signal, the second signal, or both signals, and determines whether measurement is possible (measurement determination period 90). When it is determined that measurement is possible, a predetermined measurement possible period 91 is set. The length of the measurable period 91 is predetermined by the input unit 270 or the like.
  • the measurement timing determination unit 117 determines whether measurement is possible based on the measurement conditions based on the measurement timing determination factor (factor) of the first signal, the second signal, or both the first signal and the second signal. Judge again.
  • the automatic mode 93 is, for example, a mode in which the measurement is automatically started at a timing when all the set measurement conditions are satisfied. The measurement is performed immediately after the measurable period 91 or after a lapse of ⁇ t. Note that the value of ⁇ t can be appropriately set by the input unit 270 or the like.
  • the manual mode 94 is, for example, defined as a measurement waiting period for a predetermined time from when all set measurement conditions are satisfied, and the measurable period 91 is indicated by an appropriate display section 230. Displayed to the operator. As the display unit, for example, a display lamp, a finder switch, or the like may be attached to the input unit 270.
  • the automatic continuous mode 95 is a mode in which, for example, a measurement is performed as soon as the measurable period 91 is reached while the set measurement conditions are satisfied, or a measurement is performed after ⁇ t.
  • the measurement is continuously performed at a predetermined number of times (or a predetermined interval St) predetermined by 0 or the like. Note that the value of St can be appropriately set by the input unit 270 or the like.
  • the measurable period (here, the measurement standby state) 91 is set, and the operator in the measurable period 91 is used.
  • measurement is continuously performed at a predetermined number of times from a measurement instruction at a predetermined interval ⁇ 5 t.
  • the value of St can be appropriately set in advance by the input unit 270 or the like.
  • the measurement instruction is permitted when the last measurement timing is the measurable period 91, but is not permitted when it is the non-measurable period 92.
  • FIG. 16 is a flowchart of the first embodiment showing the operation of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • the operator starts the measurement of the eye 60 to be measured, which is the object to be measured, and selects the measurement mode using the input section 270 (automatic mode 93, manual mode 94, automatic continuous mode).
  • the signal from the second light receiving unit 35 is formed as an anterior eye image on the monitor screen of the display unit 230.
  • S103 Next, alignment is performed in the horizontal direction (corneal apex and the optical axis of the device, XY direction) using the reflected light of the vertex of the cornea as an alignment target, and the vertical direction (depth direction, Z direction) is performed by the Z alignment device.
  • the optical property measuring apparatus 100 determines whether the alignment has been completed (S107). As described above, if the alignment adjustment is insufficient, the process returns to step S105 again, and the adjustment of the alignment is performed.
  • the optical property measuring apparatus 100 turns on the first light source and / or the second light source according to the measurement timing determining factor set by the input unit 270 (S109).
  • the measurement timing determining unit 117 of the arithmetic unit 210 determines whether the measurable period 91, which is the period of the measurement timing, can be set according to the measurement timing determining factor (S113).
  • the calculation unit 210 displays the display unit 230 or Can be measured with lamps or speakers included in input section 270
  • the period 91 is made available for viewing (S114). In the automatic mode (single or continuous), step S114 can be omitted.
  • the optical characteristic measuring device 100 turns on the first light source and the second light source (S115).
  • the arithmetic unit 210 captures, for example, the first and second signals simultaneously or substantially simultaneously (S117).
  • the first light receiving signal for the Hartmann image is captured using the first light receiving unit 23 such as a low-noise CCD.
  • the second light receiving section 35 fetches the second light receiving signal for the anterior eye image almost simultaneously with the first light receiving signal. Is also performed.
  • the measurement instruction by the finder such as the input unit 270 in the measurable period 91 is performed.
  • the automatic continuous mode 95 immediately after the start of the measurable period 91, or multiple times at a predetermined interval (S t) after ⁇ t, in the manual continuous mode 96, predetermined after the measurement instruction within the measurable period 91 Each measurement is made multiple times at intervals ( ⁇ t).
  • the arithmetic unit 210 determines whether or not the measurement has been performed a predetermined number of times or more in order to acquire the first and second signals enough for the measurement (S119). If the measurement has not been performed a predetermined number of times or more in step S119, the calculation unit 210 returns to step S109 again. On the other hand, when the calculation unit 211 performs the measurement a predetermined number of times or more in step S119, the measurement unit 111 next obtains the optical characteristic based on the first or second light reception signal (S1 2 1).
  • the optical characteristics include, for example, aberration (corneal, intraocular, eye) refractive power, corneal shape, and the like.
  • step S122 the calculation unit 210 calculates the optical characteristics of the first measurement system according to the measurement principle of the Hartmann wavefront sensor. The result is the wavefront aberration (eye wavefront aberration) of the eyeball optical system (see Fig. 7 (A)). Also, for the second measurement system, since the inclination of the cornea is obtained, the arithmetic unit 210 calculates the height of the cornea from this, and treats the cornea in the same way as an optical lens (mirror surface). Optical properties are calculated. What is obtained here is the wavefront aberration (corneal wavefront aberration) that occurs at the front of the cornea (see Fig. 7 (B)).
  • the measuring section 1 11 of the arithmetic section 2 10 calculates the output data and stores the measurement result obtained in step S 121 in the memory 240 (S 122).
  • the output data includes, for example, reference coordinate system data, measurement data, the amount of aberration of the subject's eye itself, optical characteristic data, Calculate and calculate the amount of abrasion required for resection with the surgical device.
  • the calculation unit 210 calculates the measurement result 'output data stored in the memory 240 by step S122. Are displayed on the display section 230 (S123). In the display of the optical characteristics by the display unit 240, for example, as shown in FIG. 7, an ocular wavefront aberration map for the first measurement system and a corneal wavefront aberration map for the second measurement system are separately displayed.
  • (differential wavefront aberration map) (eyeball wavefront aberration map) 1 (corneal wavefront aberration map) is also displayed (see Fig. 7 (C)).
  • This difference wavefront aberration map optically shows the effect on the aberration of the internal optical system excluding the anterior corneal surface of the ophthalmic optical system, and mainly shows the abnormalities in the refractive index distribution of the crystalline lens. It is a very useful map for diagnosing diseases such as cataracts.
  • output data can be output as needed.
  • the output form includes, for example, the following forms.
  • the data is output on a recording medium such as a floppy disk, CD-ROM, or an interface such as a signal line wireless line, and then the operation is performed at another time.
  • a recording medium such as a floppy disk, CD-ROM, or an interface such as a signal line wireless line
  • the measurement is repeated if the measurement is not completed, and the measurement is completed if the measurement is completed (S125).
  • FIG. 17 is an explanatory diagram of the second embodiment of the eye characteristic measurement.
  • the measurement timing determining unit 117 performs, for example, a first determination as to whether or not measurement is possible according to a first measurement timing determination factor based on a second signal, and determines that measurement is possible. Further, a second determination is made on whether the measurement is possible or not with the first signal and / or the second signal according to the second measurement timing determining factor.
  • a measurable range 91 is set, and the first and second signals are acquired. The first determination based on the first measurement timing determining factor may be made for the first signal or for both the first and second signals.
  • FIG. 18 is a flowchart of the second embodiment showing the operation of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • the processes of selecting the measurement mode (S201), measuring the anterior ocular segment image (S203), and performing the alignment (S205, S207) are performed.
  • the optical property measuring apparatus 100 turns on the second light source according to the first measurement timing determining factor set by the input unit 270 (S209).
  • the measurement timing determination unit 1117 of the arithmetic unit 210 determines whether or not the measurable period 91, which is the period as the measurement timing, can be set according to the first measurement timing determination factor (S213).
  • the measurement timing determining unit 117 determines that measurement is possible according to the determination conditions according to each measurement timing determining factor, the measurement timing is determined by a lamp on the display unit 230 or speed. Or, it is displayed audibly (S214).
  • the optical property measuring apparatus 100 turns on the first light source and / or the second light source according to the second measurement timing determining factor set by the input unit 270 (S215).
  • the measurement timing determination unit 1117 of the arithmetic unit 210 determines whether the measurable period 91, which is the period as the measurement timing, can be set according to the second measurement timing determination factor (S217).
  • the measurement timing determining unit 117 determines that measurement is possible (S219) in accordance with the determination conditions according to the measurement timing determining factors, the first and second modes are determined according to the mode selected in step S101. A signal measurement is taken. If the measurable period 91 cannot be set in step S219, the process returns to step S215 again.
  • the arithmetic unit 210 takes in the first and second signals simultaneously or substantially simultaneously in accordance with the set mode (S221). Next, the arithmetic section 210 judges whether or not the measurement has been performed a predetermined number of times or more to obtain the first and second signals enough for the measurement (S222). If the measurement has not been performed a predetermined number of times in step S226, the calculation unit 210 returns to step S209 again. On the other hand, when the measurement has been performed a predetermined number of times or more in step S222, the calculation unit 210 calculates, for example, the optical characteristics of the eye 60 to be measured using the first signal, and further calculates the corneal shape of the eye 60 to be measured.
  • Arithmetic unit 210 stores the measurement result in step S223 in memory 240 (S224).
  • the calculation section 210 displays the measurement result stored in the memory 240 in step S224 on the display section 230 (S225).
  • the arithmetic unit 20 determines whether to end the measurement by each of the above-described processes, and does not end the measurement. If so, return to step S203 again (S227).
  • FIG. 19 is an explanatory diagram of the third embodiment of the eye characteristic measurement.
  • the operation of capturing the first signal and the second signal, and then determining whether the first signal or the second signal can be used as the signal to be measured is described. Is shown.
  • the measurement handling signal determination unit 118 of the arithmetic unit 210 performs, for example, a check on the first and second signals that have been captured simultaneously or substantially simultaneously.
  • the signal-to-be-measured determining unit 118 decides on one or both of the signals according to the predetermined measurement timing deciding factor and determines that the signal measured based on either or both signals can be used as the signal to be measured. Then, the subsequent calculation processing of the eye characteristics is executed.
  • FIG. 20 is a flowchart of the third embodiment showing the operation of the eye optical characteristic measuring apparatus according to the present invention.
  • the selection of the measurement mode (S301), the measurement of the anterior ocular segment image (S303), and the alignment (S305, S307) are performed. Each process is executed.
  • the optical property measuring apparatus 100 turns on the first light source and the second light source (S309).
  • the arithmetic unit 210 captures the first and second signals simultaneously or substantially simultaneously (S311).
  • the arithmetic unit 210 acquires one signal or two or more signals continuously at an appropriate timing.
  • the arithmetic unit 210 acquires one signal or two or more signals continuously according to an operation measurement instruction.
  • the arithmetic unit 210 determines whether or not the number of predetermined target signals sufficient to measure the first and second signals has been stored in the memory 240 (S312). This predetermined target signal is preset by, for example, the input unit 270 or the like. When the predetermined number of target signals has not been stored in the memory 240 in step S312, the calculation unit 2110 returns to step S309 again.
  • the measurement target signal determination unit 118 of the arithmetic unit 210 uses the first signal and / or the second signal in advance. Based on the determined measurement timing determinant, it is determined whether each set of the captured first and second signals is appropriate as a measurement target (S313).
  • the arithmetic unit 210 determines whether there is a predetermined number of target signals among the target signal determinants obtained in step S313 (S315), and the predetermined number of target signals is obtained. Return to step S309 until Repeat the process.
  • the measurement target signal determination unit 118 of the arithmetic unit 210 adopts one or a plurality of target signals predetermined by the input unit 270 or the like from among the target signals stored in the memory 240. Thereafter, as in the above-described embodiment, the arithmetic unit 210 obtains optical characteristics based on the first and second light receiving signals (S317). Next, the arithmetic unit 210 calculates the output data, stores it in the memory 240 (S319), displays it on the display unit 230 (S321), and outputs these output data as necessary. Thereafter, if the measurement is not completed, the processing is repeated, and if the measurement is completed, the measurement is completed (S323).
  • FIG. 21 is an explanatory diagram of the fourth embodiment of the eye characteristic measurement.
  • the fourth embodiment shows, for example, an operation in which the measurement timing is determined by the first signal, and the measurement target signal is determined after the first signal and the second signal are fetched.
  • the measurement timing determination unit 117 of the arithmetic unit 210 receives the first signal and checks according to the measurement timing determination factor. This check may be performed by the second signal or both signals.
  • the measurement timing determination unit 117 determines that the measurement period is within the measurable period
  • the measurement target signal determination unit 118 of the arithmetic unit 210 simultaneously performs the first signal and the second signal within the measurement possible period 91. Or, take in at almost the same time and check the measurement of the first and second signals.
  • FIG. 22 is a flowchart of the fourth embodiment showing the operation of the eye optical characteristic measuring device according to the present invention.
  • the optical property measuring apparatus 100 turns on the first light source according to the first measurement timing determining factor set by the input unit 270 (S409).
  • the measurement timing determination unit 1 17 of the arithmetic unit 210 determines whether the measurable period 91, which is the period as the measurement timing, can be set according to the measurement timing determination factor (S411).
  • the measurement timing determination unit 111 determines that measurement is possible by the display unit 230 or the like. Display visually or audibly. (S4l5).
  • the optical property measuring apparatus 100 turns on the first light source and the second light source (S419).
  • the arithmetic section 210 captures the first and second signals simultaneously or almost simultaneously (S421), and measures the first and second signals only enough for measurement. It is determined whether the predetermined number of target signals has been stored in the memory 240 (S422). When the predetermined number of target signals has not been stored in the memory 240 in step S422, the arithmetic unit 210 returns to step S419 again.
  • the measurement target signal determination unit 118 of the arithmetic unit 210 when the predetermined number of target signals is stored in the memory 240 in step S422, the measurement target signal determination unit 118 of the arithmetic unit 210, for example, outputs the first signal and the Z or second signal. It is determined whether each set of the captured first and second signals is appropriate as a measurement target, based on the measurement timing determining factor predetermined in (4) (S432).
  • the arithmetic unit 210 determines whether there is a predetermined number of target signals in the target signal determinant acquired in step S4243 (S425), and reaches the predetermined target signal number. The process returns to step S419 until the above processing is repeated.
  • the measurement target signal determination unit 118 of the arithmetic unit 210 employs one or a plurality of target signals predetermined by the input unit 270 or the like from among the target signals stored in the memory 240. . Thereafter, as in the above-described embodiment, the arithmetic unit 210 obtains the optical characteristics based on the first and second light receiving signals (S427). Next, the arithmetic unit 210 calculates the output data, stores it in the memory 240 (S429), displays it on the display 230 (S431), and if necessary, Output these output data. Thereafter, if the measurement is not completed, the process is repeated, and if the measurement is completed, the measurement is completed (S433). Industrial applicability
  • the aberration and refraction data of the eye to be inspected obtained from the first light receiving unit and the corneal data of the eye to be inspected obtained from the second light receiving unit can be accurately superimposed.
  • An associating eye optical characteristic measuring device can be provided.
  • the coordinates of the corneal shape measurement and the wavefront measurement using the same image as that of the alignment system can be matched by comparing the two pupils imagewise and matching the positions.
  • the first signal and the second signal are simultaneously captured, An eye characteristic measuring apparatus capable of simultaneously measuring the optical characteristics and the corneal shape of the eye to be measured can be provided. Further, according to the present invention, the first signal and the second signal can be taken in simultaneously or continuously. Further, according to the present invention, the state of the first signal and the second signal is changed to a state in which a highly reliable measurement result can be obtained in consideration of the influence of the state of the first signal and the second signal on the measurement. Measurements can be taken when the child is ready.
  • appropriate measurement timing can be determined by judging the suitability of a plurality of factors affecting the measurement.
  • the first signal and the second signal can be simultaneously and continuously captured a plurality of times. Further, according to the present invention, it is possible to determine the timing for capturing the first signal and the second signal appropriate for the measurement.

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Description

明 細
眼特性測定装置 技術分里 : 本発明は、 眼特性測定装置に係る。 本発明は、 特に、 眼の光学特性を測定し、 これ を被検眼■測定装置■手術装置の所定の座標系に関連づけたり、 それを表示する等を 行う眼特性測定装置に関する。 また、 本発明は、 特に、 被検眼の光学特性及び角膜形 状の測定タイミングを決定して、 これらを同時又は略同時に測定する眼特性測定装置 に関する。 背景技術 近年、 医学用に用いられる光学機器は、 極めて多種多様な開発がなされている。 こ の光学機器は、 特に、 眼科では、 眼の屈折、 調節等の眼機能、 眼球内部の検査を行う 光学特性測定装置として普及している。 また、 これらの各種検査の測定結果は、 例え ば、検査対象となる患者の被測定眼がどのような測定タイミング決定要因下に置かれ ていたかが重要となる。
また、 一般に、 角膜卜ボグラフィ一は、 角膜切開術■角膜切削術等の手術の結果予 測、 角膜移植後の臨床、 近視■遠視用のコンタクトレンズの設計及び評価、 角膜の診 断-病気判定等、 多数の用途に有効である。 従来の角膜形状の測定方法としては、 例 えば、 プラシード円板技術、 立体写真技術、 モアレ技術、 卜ポグラフィー干渉技術等 がある。
この光学特性測定装置としては、 例えば、 眼底に点光源を投影して、 ハル卜マン板 のような変換部材によリ所定数のビームに変換し、 このビームを受光部で受光して眼 の光学特性を測定する装置や、可視光によるプラチドリングを用いて角膜形状を測定 する角膜形状測定装置などが知られている。 なお、 本明細書中、 被測定眼の光学特性 を測定するために必要とされるハルトマン板を介して得られる信号を第 1信号とし、 同様に、 被測定眼の角膜形状を測定するために必要とされる、 ブラチドリングを介し て得られる信号を第 2信号とする。
しかしながら、 従来の眼特性測定装置は、 測定装置自体の座標、 例えば受光部の中 心を座標原点とするような処理がなされていた。 そのため、 このような座標系による と、 例えば、 丰術装置において、 測定データと眼との関係付けが十分にとられていな い場合があり、 必ずしも適切とはいえない。 また、 従来の測定装置は、 被検眼の屈折 力と角膜形状とを求めるフォトレフラクトメータという装置が存在したが、必ずしも 同じ座標系で表示などがなされていなかった。
一般に、 手動または自動でァライメントが調整された時点で、 測定が手動または自 動で開始されるが、 測定時の C C Dに付帯した座標系 （C C D座標） は、 C C Dとレ ンズを介して反対側の物体側 （眼側） のその C C D座標に対応する。 そして、 ハル卜 マン波面センサー （第 1測定系） と角膜形状測定 （第 2測定系） は、 それぞれの C C Dでほぼ同時であるが、 厳密には同時でない時刻に測定される場合がある。 このため 測定中に、 例えば、 目が動くこと等が主因となり、 第 1測定系の C C D座標系が、 第 2測定系の C C D座標に対して等しくなる保証はない。 また、前眼部像から瞳のエツ ジを得て、 それをァライメントに利用することは既に行われている。 しかし、 ハルト マン像の取得タイミングと前眼部ァライメン卜像の取得タイミングが完全に一致し ない場合には、前眼部ァライメン卜像だけでァライメントしたのでは、 眼球運動等に よリノヽル卜マン測定のァライメン卜にずれが生じる可能性がある。
さらに、 近年、 角膜矯正手術においては、 眼光学特性測定系である第 1受光部から 得られる被検眼の収差や屈折力データ等の光学特性測定データと、角膜トポグラフィ 一測定系である第 2受光部から得られる被検眼角膜データ等の角膜トポグラフィー 測定データとを重ね合わせる要求が出てきた。
また、 従来の光学特性測定装置では、被測定眼の光学特性及び角膜形状を同時に測 定することが困難である場合が想定される。
本発明は、 以上の点に鑑み、 第 1受光部から得られる被検眼の収差や屈折力データ と、第 2受光部から得られる被検眼角膜データとを精密に重ね合わせが可能なように 関連付ける眼光学特性測定装置を提供することを目的とする。 また、 本発明は、 両者 の瞳を画像的に比較して、 位置を合致させることにより、 ァライメント系と同じ画像 を利用した角膜形状測定と波面測定の座標をあわせることや、ァライメント系の座標 系と波面測定の座標系を関連付けることを目的とする。
さらに、 本発明は、 第 1測定系の第 1信号及び第 2測定系の第 2信号を同時 は略 同時に取り込むことに相応しい構成とすることを目的とする。 また、 本発明は、 第 1 信号及び第 2信号を同時又は略同時に連続的に取り込むことに相応しい構成とする ことを目的とする。 また、 本発明は、 第 1信号及び第 2信号が測定に相応しい状態と なったときに測定を行うことを目的とする。 また、 本発明は、 測定に影響を与える複 数の要因があるが、それぞれを検出しやすい信号でそれらの要因の適否を判断し測定 タイミングを決定することで信頼性の高い測定結果を得られるような状態で測定を 行うことを目的とする。 発明の開示 本発明の第 1の解決手段によると、
第 1波長の第 1光束を発する第 1光源部を有し、被検眼の眼底を該第 1光源部から の第 1光束で照明するための第 1照明光学系と、
受光光束から第 1座標系として第 1受光信号を形成する第 1受光部を有し、被検眼 眼底から反射して戻ってくる光束を複数のビームに変換して該第 1受光部に導く第 1受光光学系と、
受光光束から前眼部の情報を含み第 2座標系として第 2受光信号を形成する第 2 受光部を有し、被検眼前眼部の情報を含む第 2光束を該第 2受光部に導く第 2受光光 学系と、
第 1受光部からの第 1受光信号に基づき被検眼の第 1光学特性を求め、第 2受光部 からの第 2受光信号に基づき被検眼の第 2光学特性を求める測定部と、
第 1及び第 2受光信号に含まれる被検眼瞳に対応する第 1及び第 2座標系の信号 を、 それぞれ基準座標系の信号に変換する座標設定部と、
上記演算部により求めれられた被検眼の第 1及び第 2光学特性を、前記座標設定部 により形成された各基準座標系により関係つけて合成する変換部と、
を備えた眼特性測定装置が提供される。 さらに、 本発明の第 2の解決手段によると、
近赤外の第 1波長の第 1光束を発する第 1光源部と、
上記第 1光源部からの光束で被検眼網膜上の微小な領域を照明するための第 1照 明光学系と、
上記第 1光源部からの第 1光束が被検眼網膜から反射された第 1反射光束の一部 を、少なくとも実質的に 1 7本のビームに変換する第 1変換部材を介して受光するた めの第 1受光光学系と、
上記第 1受光光学系によリ導かれた第 1受光光束を受光し、第 1信号を形成する第 1受光部と、
近赤外であって第 1光束の第 1波長よりも長い波長である第 2波長の第 2光束を 発する第 2光源部と、
上記第 2光源からの第 2光束で被検眼角膜付近を所定のパターンで照明する第 2 照明光学系と、 ' 上記第 2光源部からの第 2光束が被検眼角膜付近から反射された第 2反射光束を 受光するための第 2受光光学系と、
上記第 2受光光学系によリ導かれた第 2受光光束を受光し、第 2信号を形成する第 2受光部と、
上記第 1受光部と上記第 2受光部からの第 1及び第 2信号を同じ又は略同じタイ ミングで取り込み、上記第 1受光部からの第 1信号に基づき被検眼の光学特性を求め、 上記第 2受光部からの第 2信号に基づき被検眼角膜形状を求める演算部と
を備えた眼特性測定装置が提供される。
また、本発明の特徴のひとつとしては、例えば、第 1受光部からの第 1信号（又は、 第 1受光部で得られた光束の傾き角） に基づいて、 被検眼の光学特性 （例えば、 屈折 力）を測定すると共に、第 2受光部からの第 2信号に基づいて、角膜形状を測定する。 本発明の他の特徴としては、 例えば、 被測定眼を縮瞳させずに、 第 1信号及び第 2信 号を同時に、 又は、 同時に複数回続けて取り込むことができる。 本発明の他の特徴と しては、 例えば、 測定に相応しい第 1信号及び第 2信号を取り込むタイミングを決定 することができる。 本発明の他の特徴としては、 例えば、 第 1信号と第 2信号とで、 別々の要因を判定したり、 第 1信号又は第 2信号だけで複数の要因を判定したり、一 方 重要な要因 （例えば、 瞬き） については、 第 1信号と第 2信号の両方を用いて判 定することができる。
図面の簡単な説明 図 1は、 本発明に関する眼光学特性測定装置の概略光学系 1 0 0を示す図である。 図 2は、 ブラチドリングの一例を示す構成図である。
図 3は、本発明に関する眼光学特性測定装置の概略電気系 2 0 0を示すプロック図 である。
図 4は、 本発明の眼特性測定装置の演算部に関する詳細構成図である。
図 5は、 本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示すフローチヤ一卜である。 図 6は、 眼特性測定についての説明図 （1 ) である。
図 7は、 眼特性測定についての説明図 （2 ) である。
図 8は、 前眼部像の説明図である。
図 9は、 瞳エッジをハルトマン像から得るための説明図である。
図 1 0は、 座標軸■回転の測定に関する説明図である。
図 1 1は、 瞳中心計算又は測定輪帯測定を行うためのフローチャートである。
図 1 2は、測定座標系と基準座標系との差を確認するためのフローチヤ一トである c 図 1 3は、第 1信号及び第 2信号に関する測定タイミング決定要因についての説明 図である。
図 1 4は、 第 1及び第 2受光部にょリ受光された画像の説明図である。
図 1 5は、 眼特性測定についての第 1の実施の形態の説明図である。
図 1 6は、本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示す第 1の実施の形態のフ ローチヤ一卜である。
図 1 7は、 眼特性測定についての第 2の実施の形態の説明図である。
図 1 8は、本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示す第 2の実施の形態のフ ローチャー卜である。
図 1 9は、 眼特性測定についての第 3の実施の形態の説明図である。
図 2 0は、本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示す第 3の実施の形態のフ ローチャートである。 図 2 1は、 眼特性測定についての第 4の実施の形態の説明図である。
図 2 2は、本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示す第 4の実施の形態のフ ローチャー卜である。 発明を実施するための最良の形態 以下、 図面を用いて本発明の実施の形態を詳細に説明する。
1 . 眼光学特性測定装置の概要
1 - 1 . 光学系
図 1は、 本発明に関する眼光学特性測定装置の概略光学系 1 0 0を示す図である。 眼光学特性測定装置の光学系 1 0 0は、例えば、 対象物である被測定眼 6 0の光学 特性を測定する装置であって、 第 1照明光学系 1 0と、 第 1受光光学系 2 0と、 第 2 受光光学系 3 0と、共通光学系 4 0と、調整用光学系 5 0と、第 2照明光学系 7 0と、 第 2送光光学系 8 0とを備える。 なお、 被測定眼 6 0については、 図中、 網膜 6 1、 角膜 6 2が示されている。
第 1照明光学系 1 0は、例えば、第 1波長の光束を発するための第 1光源部 1 1と、 集光レンズ 1 2とを備え、 第 1光源部 1 1からの光束で被測定眼 6 0の網膜 （眼底） 6 1上の微小な領域を、その照明条件を適宜設定できるように照明するためのもので ある。 なお、 ここでは、 一例として、 第 1光源部 1 1から発せられる照明用の光束の 第 1波長は、 赤外域の波長 （例えば、 8 4 0 n m、 7 8 0 n m等） である。
また、 第 1光源部 1 1は、 空間コヒ一レンスが大きく、 時間コヒーレンスが小さい ものが望ましい。 ここでは、 第 1光源部 1 1は、 例えば、 スーパールミネッセンスダ ィオード （S L D ) であって、 輝度の高い点光源を得ることができる。 なお、 第 1光 源部 1 1は、 S L Dに限られるものではなく、 例えば、 空間コヒーレンス、 時間コヒ —レンスが大きいレーザー等であっても、 回転拡散板等を挿入し、 適度に時間コヒー レンスを下げることで、 利用することができる。 さらに、 空間コヒーレンス、 時間コ ヒーレンスが小さい L E Dであっても、 光量さえ十分であれば、 例えば、 光路の光源 の位置にピンホール等を挿入することで、 利用することができる。
第 1受光光学系 2 0は、 例えば、 コリメートレンズ 2 1と、 被測定眼 6 0の網膜 6 1から反射して戻ってくる光束 （第 1光束） の一部を、 少なくとも、 1 7本のビーム に変換する変換部材であるハルトマン板 2 2と、 このハルトマン板 2 2で変換された 複数のビームを受光するための第 1受光部 2 3とを備え、第 1光束を第 1受光部 2 3 に導くためのものである。 また、 ここでは、 第 1受光部 2 3は、 リードアウトノイズ の少ない C C Dが採用されているが、 C C Dとしては、 例えば、 一般的な低ノイズタ イブ、 測定用の 1 0 0 0 * 1 0 0 0素子の冷却 C C D等、 適宜のタイプのものを適用 することができる。
第 2照明光学系 7 0は、 第 2光源 7 2と、 ブラチドリング 7 1を備える。 なお、 第 2光源 7 2を省略することもできる。図 2に、プラチドリングの構成図の一例を示す。 プラチドリング （P L A C I D O ' S D I S C ) 7 1は、 図示のように、 複数の同 心輪帯からなるパターンの指標を投影するためのものである。 なお、複数の同心輪帯 からなるパターンの指標は、 所定のパターンの指標の一例であり、 他の適宜のパター ンを用いることができる。 そして、 後述するァライメント調整が完了した後、 複数の 同心輪帯からなるパターンの指標を投影することができる。
第 2送光光学系 8 0は、 例えば、 後述するァライメン卜調整及び座標原点、 座標軸 の測定 '調整を主に行うものであって、 第 2波長の光束を発するための第 2光源部 3 1と、 集光レンズ 3 2と、 ビームスプリツター 3 3を備える。
第 2受光光学系 3 0は、 集光レンズ 3 4、 第 2受光部 3 5を備える。 第 2受光光学 系 3 0は、 第 2照明光学系 7 0から照明されたブラチドリング 7 1のパターンが、被 測定眼 6 0の前眼部又は角膜 6 2から反射して戻ってくる光束 （第 2光束） を、 第 2 受光部 3 5に導く。 また、 第 2光源部 3 1から発せられ被測定眼 6 0の角膜 6 2から 反射し、 戻ってくる光束を第 2受光部 3 5に導くこともできる。 なお、 第 2光源部 3 1から発せられる光束の第 2波長は、 例えば、 第 1波長 （ここでは、 7 8 0 n m又は 8 4 0 n m)と異なると共に、それよリ長い波長を選択できる（例えば、 9 4 0 n m) 0 共通光学系 4 0は、 第 1照明光学系 1 0から発せられる光束の光軸上に配され、 第 1及び第 2照明光学系 1 0及び 7 0、 第 1及び第 2受光光学系 2 0及び 3 0、 第 2送 光光学系 8 0等に共通に含まれ得るものであり、例えば、ァフォ一カルレンズ 4 2と、 ビー厶スプリツター 4 3、 4 5と、 集光レンズ 4 4とを備える。 また、 ビ一ムスプリ ッター 4 3は、 第 2光源部 3 1の波長を被測定眼 6 0に送光 （反射） し、 被測定眼 6 0の網膜 6 1から反射して戻ってくる第 2光束を反射し、 一方、 第 1光源部 1 1の波 長を透過するようなミラー （例えば、 ダイク口ミックミラー） で形成される。 ビーム スプリツター 4 5は、 第 1光源部 1 1の波長を被測定眼 6 0に送光 （反射） し、 被測 定眼 6 0の網膜 6 1から反射して戻ってくる第 1光束を、 透過するようなミラー （例 えば、 ダイク口ミックミラー） で形成される。 このビ一ムスプリツター 4 3、 4 5に よって、 第 1及び 2光束が、 互いに他方の光学系に入りノイズとなることがない。 調整用光学系 5 0は、 例えば、 後述する作動距離調整を主に行うものであって、 第 3光源部 5 1と、 第 4光源部 5 5と、 集光レンズ 5 2、 5 3と、 第 3受光部 5 4を備 え、 主に作動距離調整を行うものである。
つぎに、 ァライメント調整について説明する。 ァライメント調整は、 主に、 第 2受 光光学系 3 0及び第 2送光光学系 8 0により実施される。
まず、 第 2光源部 3 1からの光束は、 集光レンズ 3 2、 ビームスプリッタ一 3 3、 4 3、 ァフォ一カルレンズ 4 2を介して、 対象物である被測定眼 6 0を略平行な光束 で照明する。 被測定眼 6 0の角膜 6 2で反射した反射光束は、 あたかも角膜 6 2の曲 率半径の 1 2の点から射出したような発散光束として射出される。 この発散光束は、 ァフォーカルレンズ 4 2、 ビームスプリッター 4 3、 3 3及び集光レンズ 3 4を介し て、 第 2受光部 3 5にスポット像として受光される。
ここで、 この第 2受光部 3 5上のスポット像を光軸上から外れている場合、 眼光学 特性測定装置本体を、 上下左右に移動調整し、 スポッ卜像が光軸上と一致させる。 こ のように、 スポット像が光軸上と一致すると、 ァライメント調整は完了する。 なお、 ァライメント調整は、 被測定眼 6 0の角膜 6 2を第 3光源部 5 1により照明し、 この 照明により得られた被測定眼 6 0の像が第 2受光部 3 5上に形成されるので、 この像 を利用して瞳中心が光軸と一致するようにしてもよい。
つぎに、 作動距離調整について説明する。 作動距離調整は、 主に、 調整用光学系 5 0により実施される。
まず、 作動距離調整は、 例えば、 第 4光源部 5 5から射出された光軸付近の平行な 光束を、 被測定眼 6 0に向けて照射すると共に、 この被測定眼 6 0から反射された光 を、 集光レンズ 5 2、 5 3を介して第 3受光部 5 4で受光することにより行われる。 また、 被測定眼 6 0が適正な作動距離にある場合、 第 3受光部 5 4の光軸上に、 第 4 光源部 5 5からのスポッ卜像が形成される。 一方、被測定眼 6 0が適正な作動距離か ら前後に外れた場合、 第 4光源部 5 5からのスポッ卜像は、 第 3受光部 5 4の光軸よ リ上又は下に形成される。 なお、 第 3受光部 5 4は、 第 4光源部 5 5、 光軸、 第 3受 光部 5 4を含む面内での光束位置の変化を検出できれぱいいので、 例えば、 この面内 に配された 1次元 C C D、ポジションセンシングデ/くイス（ P S D )等を適用できる。 つぎに、第 1照明光学系 1 0と第 1受光光学系 2 0との位置関係を概略的に説明す る。
第 1受光光学系 2 0には、 ビームスプリツター 4 5が挿入されており、 このビーム スプリツター 4 5によって、 第 1照明光学系 1 0からの光は、 被測定眼 6 0に送光さ れると共に、 被測定眼 6 0からの反射光は、 透過される。 第 1受光光学系 2 0に含ま れる第 1受光部 2 3は、 変換部材であるハルトマン板 2 2を通過した光を受光し、 受 光信号を生成する。
また、第 1光源部 1 1と被測定眼 6 0の網膜 6 1とは、共役な関係を形成している。 被測定眼 6 0の網膜 6 と第 1受光部 2 3とは、 共役である。 また、 ハルトマン板 2 2と被測定眼 6 0の瞳孔とは、 共役な関係を形成している。 すなわち、 ァフォーカル レンズ 4 2の前側焦点は、 被測定眼 6 0の瞳孔と略一致している。
また、第 1照明光学系 1 0と第 1受光光学系 2 0は、第 1光源部 1 1からの光束が、 集光する点で反射されたとして、第 1受光部 2 3での反射光による信号ピークが最大 となるように、 連動して移動する。 具体的には、 第 1照明光学系 1 0と第 1受光光学 系 2 0は、 第 1受光部 2 3での信号ピークが大きくなる方向に移動し、 信号ピークが 最大となる位置で停止する。 これにより、 第 1光源部 1 1からの光束は、 被測定眼 6 0上で集光する。
また、 レンズ 1 2は、光源 1 1の拡散光を平行光に変換する。絞り 1 4は、眼の瞳、 あるいはハルトマンプレート 2 2と光学的に共役の位置にある。絞り 1 4は、 径がハ ルトマンプレー卜 2 2の有効範囲より小さく、 いわゆるシングルパスの収差計測 （受 光側だけに目の収差が影響する方法） が成り立つ様になっている。 レンズ 1 3は、 上 記を満たすために、 実光線の眼底共役点を前側焦点位置に、 さらに、 眼の瞳との共役 関係を満たすために、 後側焦点位置が絞り 1 4と一致するように配置されている。 また、 光線 1 5は、 光線 2 4とビ一ムスプリッター 4 5で共通光路になった後は、 近軸的には、 光線 2 4と同じ進み方をする。 但し、 シングルパス測定のときは、 それ ぞれの光線の径は違い、 光線 1 5のゼーム径は、 光線 2 4に比べ、 かなり細く設定さ れる。 具体的には、 光線 1 5のビーム径は、 例えば、 眼の瞳位置で 1 m m程度、 光線 2 4のビーム径は、 7 m m程度になることもある （なお、 図中、 光線 1 5のビームス プリッター 4 5から眼底 6 1までは省略している）。
つぎに、 変換部材であるハルトマン板 2 2について説明する。
第 1受光光学系 2 0に含まれるハルトマン板 2 2は、反射光束を複数のビームに変 換する波面変換部材である。 ここでは、 ノヽルトマン板 2 2には、 光軸と直交する面内 に配された複数のマイクロフレネルレンズが適用されている。 また、 一般に、 測定対 象部 （被測定眼 6 0 ) について、 被測定眼 6 0の球面成分、 3次の非点収差、 その他 の高次収差までも測定するには、被測定眼 6 0を介した少なくとも 1 7本のビームで 測定する必要がある。
また、 マイクロフレネルレンズは、 光学素子であって、 例えば、 波長ごとの高さピ ツチの輪帯と、 集光点と平行な出射に最適化されたブレーズとを備える。 ここでのマ イク口フレネルレンズは、例えば、 半導体微細加工技術を応用した 8レベルの光路長 差を施したもので、 高い集光率 （例えば、 9 8 %) を達成している。
また、 被測定眼 6 0の網膜 6 1からの反射光は、 ァフォーカルレンズ 4 2、 コリメ 一卜レンズ 2 1を通過し、ハル卜マン板 2 2を介して、第 1受光部 2 3上に集光する。 したがって、 ハルトマン板 2 2は、 反射光束を少なくとも、 1 7本以上のビームに変 換する波面変換部材を備える。
1 - 2 . 電気系
図 3は、本発明に関する眼光学特性測定装置の概略電気系 2 0 0を示すプロック図 である。
眼光学特性測定装置に関する電気系 2 0 0は、 例えば、 演算部 2 1 0と、 制御部 2 2 0と、 表示部 2 3 0と、 メモリ 2 4 0と、 第 1駆動部 2 5 0と、 第 2駆動部 2 6 0 と、 入力部 2 7 0及び付加測定部 2 8 0とを備える。
演算部 2 1 0は、第 1受光部 2 3と上記第 2受光部 3 5からの第 1及び第 2信号を 同じ又は略同じタイミングで取リ込み、第 1受光部 2 3からの第 1信号に基づき被検 眼の光学特性を求め、第 2受光部 3 5からの第 2信号に基づき被検眼角膜形状を求め る。 演算部 2 1 0は、 第 1受光部 2 3から得られる受光信号 （第 1信号） ④、 第 2受 光部 3 5から得られる受光信号 (第 2信号)⑦、第 3受光部 5 4から得られる受光信号 ( 1 0 ) を入力すると共に、 座標原点、 座標軸、 座標の移動、 回転、 全波面収差、 角 膜波面収差、 ゼルニケ係数、 収差係数、 S t r e h I比、 白色光 M T F、 ランドルト 環パターン等を演算する。 また、 このような演算結果に応じた信号を、 電気駆動系の 全体の制御を行う制御部 2 2 0と、 表示部 2 3 0と、 メモリ 2 4 0とにそれぞれ出力 する。 さらに、 演算部 2 1 0は、 第 1信号、 第 2信号、 又は、 第 1信号と第 2信号両 方により、 測定タイミング決定要因に基づき、 測定可能期間を求める。演算部 2 1 0 は、 連続測定モードを選択可能であって、 連続測定モードにおいては、 第 1信号又は 第 2信号の測定適合条件が充足している場合に、所定間隔で第 1信号及び第 2信号の 測定を行うことができる。 また、 演算部 2 1 0は、 連続測定モードにおいては、 第 1 信号又は第 2信号の測定適合条件が再度充足している場合に、 自動的に測定を行うこ とができる。 さらに、 演算部 2 1 0は、 学習モード （例えば、 測定タイミングに関し ての学習モード） を選択 （切替） 可能である。 学習モードが選択された場合には、 そ の測定のときの測定適合条件を記憶しておき、第 1信号又は第 2信号の測定適合条件 の設定に反映させるようにしてもよい。 この学習モードでは、 例えば、 熟練者の測定 の際に、 学習モードを O Nとして、 その際の測定タイミングを記憶し、 まばたきから の所定時間後を測定可能期間の設定の参考とするようにしてもよい。 また、 演算部 2 1 0は、 測定されたときの第 2受光部の信号を記憶しておき、 この第 2受光部の信号 を、 測定データと共に表示部 2 3 0において表示可能とすることができる。 演算部 2 1 0は、例えば、 測定の際の前眼部像と測定結果とを関連付けてメモリ 2 4 0に記憶 して、 この前眼部像及び測定結果を表示部 2 3 0に表示することができる。 なお、 演 算部 2 1 0の詳細は後述する。
制御部 2 2 0は、演算部 2 1 0からの制御信号に基づいて、第 1光源部 1 1の点灯、 消灯を制御したり、 第 1駆動部 2 5 0及び第 2駆動部 2 6 0を制御するものであり、 例えば、 演算部 2 1 0での演算結果に応じた信号に基づいて、 第 1光源部 1 1に対し て信号①を出力し、 プラチドリング 7 1に対して信号⑤を出力し、 第 2光源部 3 1に 対して信号⑥を出力し、 第 3光源部 5 1に対して信号⑧を出力し、 第 4光源部 5 5に 対して信号⑨を出力し、 さらに、 第 1駆動部 2 5 0及び第 2駆動部 2 6 0に対して信 号を出力する。
第 1駆動部 2 5 0は、 例えば、 演算部 2 1 0に入力された第 1受光部 2 3からの受 光信号④に基づいて、 第 1照明光学系 1 0全体を光軸方向に移動させるものであり、 図示しない適宜のレンズ移動手段に対して信号②を出力すると共に、 このレンズ移動 手段を駆動する。 これにより、 第 1駆動部 2 5 0は、 第 1照明光学系 1 0の移動、 調 節を行うことができる。
第 2駆動部 2 6 0は、例えば、 演算部 2 1 0に入力された第 1受光部 2 3からの受 光信号④に基づいて、 第 1受光光学系 2 0全体を光軸方向に移動させるものであり、 図示しない適宜のレンズ移動手段に対して信号③を出力すると共に、 このレンズ移動 手段を駆動する。 これにより、 第 2駆動部 2 6 0は、 第 1受光光学系 2 0の移動、 調 節を行うことができる。
入力部 2 7 0は、例えば、測定モード、測定タィミング決定要因、測定可能期間（範 囲）、 連続モードの場合の連続測定回数等の各種選択を行うためのものである。 測定 モードとは、 自動又はマニュアル、 単発測定又は連続測定などを選択するためのもの である。 なお、 測定モードとしてマニュアルが選択された場合、 入力部 2 7 0は、 例 えば、 マニュアルで測定するためのファインダースィッチとなる。 また、 測定タイミ ング決定要因とは、 第 1受光部 2 3から得られる受光信号 （第 1信号） ④、 第 2受光 部 3 5から得られる受光信号 （第 2信号） ⑦、 又は、 第 1信号と第 2信号の両方を用 いて、 適宜の要因により測定可否が設定されるものである。
付加測定部 2 8 0は、 例えば、 脈拍測定を行う。 付加測定部 2 8 0により、 脈拍を 考慮した測定を行なうことができる。 演算部 2 1 0は、 付加測定部 2 8 0からさらに 被測定者の脈拍に相当する信号を受け取り、脈拍に相当する信号に応じて、 初回測定 のタイミング時点の脈拍状態と略同じ状態でその後の測定タィミングを決定するこ とができる。 また、 演算部 2 1 0は、 付加測定部 2 8 0からさらに被測定者の脈拍に 相当する信号を受け取り、脈拍に相当する信号に応じて、 所定の脈拍状態となったと きに測定タイミングを決定することもできる。 このように、 演算部 2 1 0では、 例え ば、 脈拍で測定タイミングを決定することができる。
図 4に、 本発明の眼特性測定装置の演算部に関する詳細構成図を示す。演算部 2 1 0は、 測定部 1 1 1、 座標設定部 1 1 2、 ァライメント制御部 1 1 3、 マーカー設置 部 1 1 4、 入出力部 1 1 5、 変換部 1 1 6、 測定タイミング決定部 1 1つ、 測定対象 信号決定部 1 1 8、視線検知部 1 1 9を備える。なお、測定タイミング決定部 1 1 7、 測定対象信号決定部 1 1 8は、 いずれか一方を備えるようにしてもよい。 また、 視線 検知部 1 1 9は省略されてもよい。
第 1受光部 2 3は、被検眼眼底から反射して戻ってくる受光光束から第 1受光信号 を形成し、 測定部 1 1 1に導く。 第 2受光部 3 5は、 被検眼前眼部の特徴部分及び 又は被検眼前眼部に形成されたマーカーに関する情報を含む受光光束から前眼部の 情報を含む第 2受光信号を形成し、 測定部 1 1 1及び座標設定部 1 1 2に導く。 測定部 1 1 1は、 第 1受光部からの第 1受光信号に基づき、 被検眼の屈折力又は角 膜形状を含む光学特性を求める。 測定部 1 1 1は、 特に、 第 1受光部 2 3からの第 1 受光信号に基づき、 眼光学特性測定を行う。 また、 測定部 1 1 1は、 特に、 第 2受光 部 3 5からの第 2受光信号に基づき、角膜トポグラフィー測定等の角膜形状測定を行 う。 また、 測定部 1 1 1は、 収差結果の演算、 また必要に応じてアブレ一シヨン量を 演算し、 その演算結果を入出力部 1 1 5を介して手術装置に出力する。 また、 測定部 1 1 1は、 複数回取り込んだ第 1信号に基づいて、 被検眼の光学特性を求め、 同じ又 は略同じタイミングで複数回取リ込んだ第 2受光部からの第 2信号に基づき、被検眼 角膜形状を求める。
測定部 1 1 1は、第 1受光部 2 3と上記第 2受光部 3 5からの第 1及び第 2信号を 同じ又は略同じタイミングで取り込み、第 1受光部 2 3からの第 1信号に基づき被検 眼の光学特性を求め、第 2受光部 3 5からの第 2信号に基づき被検眼角膜形状を求め る。
座標設定部 1 1 2は、第 1及び第 2受光信号に含まれる被検眼瞳に対応する第 1及 び第 2座標系の信号を、それぞれ基準座標系の信号に変換する。座標設定部 1 1 2は、 第 1及び第 2座標系の各信号に基づき、 瞳エッジと瞳中心を求める。
また、座標設定部 1 1 2は、被検眼前眼部の特徴信号を含む第 2受光信号に基づき、 座標原点及び座標軸の向きを決定する。 また、 座標設定部 1 1 2は、 第 2受光信号中 の被検眼前眼部の特徴信号の少なくともいずれかひとつに基づき、 座標原点、 座標軸 の回転や移動を求め、 測定データと座標軸の関係付けを行う。 なお、 特徴部分は、 瞳 位置、 瞳中心、 角膜中心、 虹彩位置、 虹彩の模様、 瞳の形状、 リンバス形状の少なく とも一つを含むものである。 例えば、 座標設定部 1 1 2は、 瞳中心、 角膜中心等の座 標原点を設定する。 座標設定部 1 1 2は、 第 2受光信号に含まれる被検眼前眼部の特 徵部分の像に対応する特徴信号に基づき座標系を形成する。 また、座標設定部 1 1 2 は、第 2受光信号に含まれる被検眼に設けられたマーカーについてのマーカー信号及 び被検眼前眼部についての信号に基づき座標系を形成する。座標設定部 1 1 2は、 マ 一力一信号を含む第 2受光信号に基づき、座標原点及び座標軸の向きを決定すること ができる。座標設定部 1 1 2は、 第 2受光信号中のマーカー信号に基づいて、座標原 点を求め、第 2受光信号中の被検眼前眼部の特徴信号の少なくともいずれかひとつに 基づき、座標軸の回転や移動を求め、測定データと座標軸の関係付けを行うことがで きる。 または、座標設定部 1 1 2は、 第 2受光信号中の前眼部についての特徴信号の 少なくともいずれかひとつに基づき座標原点を求め、第 2受光信号中のマーカ一信号 に基づいて座標軸の回転や移動を求め、測定データと座標軸の関係付けを行うように してもよい。 または、座標設定部 1 1 2は、 第 2受光信号中の被検眼前眼部の特徴信 号の少なくともいずれかひとつに基づき、座標原点、座標軸の回転や移動を求め、 測 定データと座標軸の関係付けを行うようにしてもよい。
変換部 1 1 6は、測定部 1 1 1により求めれられた被検眼の第 1及び第 2光学特性 を、前記座標設定部によリ形成された各基準座標系によリ関係つけて合成する。また、 変換部 1 1 6は、座標設定部 1 1 2が求めた瞳中心を原点とすることにより基準座標 系に変換する。
第 1照明光学系 1 0と、 第 1受光光学系 2 0と、 第 2受光光学系 3 0と、 共通光学 系 4 0と、 調整用光学系 5 0と、 第 2照明光学系 7 0と、 第 2送光光学系 8 0等のい ずれかひとつ又は複数又は全ては、適宜光学系 1 0 0のァライメント部に掲載される。 ァライメント制御部 1 1 3は、第 2受光部により得られた第 2受光信号に基づく座標 設定部 1 1 2の演算結果に従い、被検眼の動きに応じてこのアラインメント部を移動 可能とする。 マーカ一設置部 1 1 4は、座標設定部 1 1 2により設定された座標系に 基づき被検眼前眼部にこの座標系に関連づけられたマーカーを形成する。入出力部 1 1 5は、 測定部又は座標設定部からの、 収差量、 座標原点、 座標軸、 座標軸の回転、 移動、アブレーシヨン量等のデータや演算結果を手術装置に出力するためのインタフ エースである。表示部 2 4 0は、測定部 1 1 1により求められた被検眼の光学特性を、 上記座標設定部により形成された座標系との関係で表示を行う。
手術装置 3 0 0は、 手術制御部 1 2 1、 加工部 1 2 2、 メモリ部 1 2 3を含む。 手 術制御部 1 2 1、 は、 加工部 1 2 2を制御し、 角膜切削等の手術の制御を行う。 加工 部 1 2 2は、 角膜切削等の手術のためのレーザを含む。手術メモリ部 1 2 3は、 切削 に関するデータ、 ノモグラム、 手術計画等の手術のためのデータが記憶されている。 測定タィミング決定部 1 1 フは、測定演算を行う対象である第 1信号及び第 2信号 の測定タイミングを、 第 1及び 又は第 2信号に基づき、 決定する。 測定タイミング 決定部 1 1 7は、 所定の測定タイミング決定要因として、 被検眼の瞬き、 涙液層の不 良、 瞳孔径の不足、 開瞼不足のうち少なくともひとつを用いる。 測定タイミング決定 部 1 1 7は、 第 1信号に基づき、 第 1の測定タイミング決定要因による測定の適否を 判断し、 第 2信号に基づき、 第 2の測定タイミング決定要因による測定の適否を判断 し、 これらの判断に応じて、 第 1信号及び第 2信号の測定タイミングを決定する。 第 1の測定タイミング決定要因は、 被検眼の瞬き、 涙液層の不良、 瞳孔径の不足、 開瞼 不足のうち少なくともいずれかひとつであり、 第 2の測定タイミング決定要因は、 被 検眼の瞬き、 涙液層の不良、 瞳孔径の不足、 開瞼不足、 固視はずれのうち少なくとも ひとつとすることができる測定タイミング決定部 1 1 7は、第 1信号及びノ又は第 2 信号に基づき、 被検眼の瞬きを検出し、 その瞬きのタイミングに基づき、 所定の測定 可能範囲を設定し、 さらに、 第 1信号又は第 2信号の測定タイミング決定要因による 測定の適否に基づき、 第 1信号及び第 2信号の測定タイミングを決定する。 この際、 第 1信号又は第 2信号についての測定タイミング決定要因は、 瞳径、 涙液層の状態、 又は、 瞼の開き具合のうち、 少なくともひとつを選択的に設定されることができる。 さらに、 測定タイミング決定部 1 1 7は、 第 1信号及び第 2信号の測定タイミングを 同時又は略同時タイミングで決定する。 測定タイミング決定部 1 1 7は、 測定部 1 1 1に、第 1信号及び第 2信号の測定適合条件が充足したときに、測定を自動的に開始、 又は、 その測定を許容する。
測定対象信号決定部 1 1 8は、測定演算を行う対象である第 1信号及び第 2信号を 決定する。 測定対象信号決定部 1 1 8は、 第 1信号及び Z又は第 2信号に基づき、 所 定の測定タイミング決定要因による測定の適否を判断し、 これに応じて、 第 1信号及 び第 2信号の測定対象信号を決定する。 所定の測定対象信号決定要因は、被検眼の瞬 き、 瞳孔径の不足、 開瞼不足のうち少なくともひとつとすることができる。 測定対象 信号決定部 1 1 8は、 第 1信号に基づき、 第 1の測定タイミング決定要因による測定 の適否を判断し、 第 2信号に基づき、 第 2の測定タイミング決定要因による測定の適 否を判断し、 これらの判断に応じて、 第 1信号及び第 2信号の測定タイミングを決定 する。 この際、 第 1の測定タイミング決定要因は、 被検眼の瞬き、 涙液層の不良、 瞳 孔径の不足、 開瞼不足のうち少なくともひとつとし、 第 2の測定タイミング決定要因 は、 被検眼の瞬き、 涙液層の不良、 瞳孔径の不足、 開瞼不足、 固視はずれのうち少な くともひとつとすることができる。
視線検知部 1 1 9は、 被検眼角膜へ平行光束を照明する第 3照明光学系と、 第 2受 光部 3 5からの第 3照明光学系による照明光の位置に基づき、被検眼の視線方向を検 知する。 視線検知部 1 1 9をさらに備えることで、 演算部 2 1 0の測定部 1 1 1は、 視線検知部によリ固視はずれを検出したときに、 測定を抑制するようにしてもよし、。
2 . 眼の光学特性測定と複数の座標系の関連付け つぎに、本発明の関する眼特性測定装置による座標の決定についてのフローチヤ一 トを説明する。
図 5は、 本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示すフローチャートである。 また、 図 6及び図 7に、 眼特性測定についての説明図 （1 ) 及び （2 ) を示す。 まず、 第 2受光部 3 5からの信号は、 表示部 2 3 0のモニタ画面上に前眼部像とし て形成される。 ステップ S 1 0 1では、 角膜の頂点反射光をァライメントターゲット にして横方向 （角膜頂点と装置の光軸、 X Y方向） のァライメントを行い、 また、 Z ァライメン卜装置により、 縦方向 （深度方向、 z方向） のァライメン卜がなされる。 図 8に、前眼部像の説明図を示す。図中「x jは瞳中心、 「〇jは角膜頂点（中心)、 星マークはァライメントマーカーをそれぞれ示す。実際のァライメン卜マーカーは円 形など別の形でも良い。 瞳中心は、 主に、 手術装置の原点として扱われる。 角膜中心 (頂点） は、 主に、 C C D又は機械の中心として扱われる。 図示のように、 ステップ S 1 0 1では、 プラチドリング 1の像に加え、 第 2光源部 3 1からの光が被検眼角膜 頂点付近で輝点として現れる。 その被検眼前眼部像を観察しながら、 眼光学特性測定 装置を被検眼に対して X Y方向のァライメン卜を行い、 このとき z方向のァライメン 卜も調整用光学系 5 0より行う。
つぎに、 第 1測定系においては、 ステップ S 1 0 3では、 ハルトマン像についての 第 1受光信号を低ノイズの C C D等の第 1受光部 2 3を使って取り込み、画像処理の 手法によりハルトマン像の各スポッ卜の重心を求める。 求められた重心は、 画像認識 や計算幾何の手法を使って参照点との対応をがとられる。 ここまでの処理は、 第 1受 光部 2 3により第 1座標系で処理される （図 6 ( A ) 上図参照）。 —方、 第 2測定系においては、 ステップ S 1 9 1で示すように、 第 1受光信号の取 リ込みとほぼ同時に、第 2受光部 3 5により前眼部像についての第 2受光信号の取り 込みも行われる。第 2受光信号の取り込み後、 角膜頂点反射の輝点にほぼ同心に写つ ているリング像の位置を画像処理の手法を使って解析する。 リングの位置は、例えば 円周上 3 6 0度にわたって、 2 5 6点程度取得される。
つぎに、 ステップ S 1 9 2では、 角膜測定座標系を設定する。角膜頂点位置は測定 装置の光軸からずれていることがあるので、得られたリング像の位置を、角膜頂点を 原点 し、 第 2受光部 3 5の C C Dのピクセル数を光学系の倍率を考慮に入れ、実際 の距離に直した座標系上の値に変換する。この角膜測定用の座標系を第 2座標系と呼 ぶことにする （図 6 ( B ) 上図参照）。 ステップ S 1 9 3では、 ステップ S 1 9 1で 得られたリングの位置から、ステップ S 1 9 2で計算された第 2座標系を用いて角膜 の傾斜を計算する。
ステップ S 1 0 5では、こうして第 1及び第 2座標系で測定されたハルトマン像及 び前眼部像をそれぞれ瞳中心を原点とする基準座標系に変換する （図 6 ( A )、 ( B ) 下図参照）。
ステップ S 1 0 5では、第 1測定系については、第 1受光部 2 3から得られたハル 卜マン波面センサーィメ一ジ上での瞳ェッジを画像処理により得ることができる。こ こで、得られた瞳のエッジは、収差の影響を受けた、ゆがんだものになっているので、 演算部 2 1 0は、 ステップ S 1 0 3で先に求めた、ハルトマンの点像と参照点の関係 から、 瞳のエッジの形状を修正する。 たとえば、 演算部 2 1 0は、 修正用の関数を、 ハルトマン波面センサ一から波面収差を求めるときと同様に、 最小二乗近似で求め、 ハルトマン波面センサ一ィメージ上での瞳のェッジの位置をいま求めた関数に入力 して、 正しい瞳のエッジの位置を計算する。 また、 演算部 2 1 0は、 瞳のエッジの正 しい位置が求まれば、 瞳内部の画素を 1として、 外部は 0として、重心を求めること により、 C C D座標系での瞳中心の位置を求める。例えば、 円又は隋円の中心を重心 とすることができる。 こうして、 図 6 ( A ) 上図に示すように瞳中心 （X印） が測定 される。第 1座標系から新しく定義する基準座標系への変換は、瞳中心へ基準座標に 原点を移動することと、光学系の倍率により、 C C Dのピクセル数を実際の距離に直 すことで行われる。
また、 ステップ S 1 0 5では、 第 2測定系については、 演算部 2 1 0は、 第 2受光 部 3 5から得られステップ S 1 9 2の処理で設定された角膜測定用の座標系、つまり, 第 2座標系からも、 画像処理により瞳のエッジを求め、 第 2座標系での瞳中心位置を 計算する。 こうして、 瞳中心 （X印） が求まり、 図 6 ( B ) 上図が測定される。 この とき、 第 2座標系がら基準座標系への変換は、 瞳中心の移動である。 円錐角膜などの 異常眼の測定の際に、ハルトマン波面センサ一イメージで瞳エッジが一部欠けてしま つた場合には、欠けた部分を推定するなどしてその重心を求めることにより対応でき る。
このようにして、 第 1座標系から変換された基準座標系と、 第 2座標系から変換さ れた基準座標系は、原理的に同じ基準座標系になる（図 6 ( A ) ( B )の各下図参照）。 つぎに、 第 1又は第 2受光信号に基づき光学特性が求められる （S 1 0 9 )。 ここ 'で、 光学特性とは、 例えば、 収差 （角膜、 眼内、 眼） 屈折力、 角膜形状などである。 すなわち、 ステップ S 1 0 9では、 演算部 2 1 0は、 第 1測定系については、 ハノレ卜 マン波面センサーの測定原理によって光学特性を計算する。 これによつて得られるの は眼球光学系の波面収差 （眼球波面収差） である （図 7 ( A ) 参照）。 また、 第 2測 定系については、 角膜の傾きが得られているので、 演算部 2 1 0により、 これから角 膜の高さを計算して、角膜を光学レンズと同様に扱うことにより光学特性カ計算され る。こちらで得られるのは角膜で発生する波面収差（角膜波面収差）である（図 7 ( B ) 参照)。
つぎに、測定された光学特性を表示する（S 1 1 1 )。ステップ S 1 1 1において、 表示部 2 4 0による光学特性の表示は、 図 7に示した様に、 第 1測定系に関する眼球 波面収差マップと、第 2測定系に関する角膜波面収差マップが別個に表示されるのと 同時に、
(差分波面収差マップ） = (眼球波面収差マップ） 一 （角膜波面収差マップ） も表示される （図 7 ( C ) 参照）。 この差分波面収差マップは、 光学的には、 眼球光 学系の角膜前面を除いた、 内部の光学系の収差に対する影響を示しており、 主に水晶 体の屈折率分布に異常が生じるような疾患、たとえば白内障の診断に非常に役立つマ ップである。
つぎに、 出力データを演算する （S 1 1 3 )。 出力データとしては、 例えば、 基準 座標系のデータ、 測定データ、 被検眼の収差量それ自体、 光学特性データ、 手術装置 で切除するために必要とされるアブレーシヨン量などを演算して求める。 つぎに、 こ れらの出力データを表示する （S 1 1 5 )。 さらに、 必要に^じて、 これらの出力デ 一夕を出力する （S 1 1 7 )。 ここで、 出力の形態は、 例えば、 次の態様がある。
①ォフライ的な態様で、 フロッピーディスク、 C D— R O M等の記録媒体や、 信号 ライン無線ライン等のィンタフェースで出力され、その後に手術が別の時期に行われ る形態。
②出力データがオンラインで手術装置 3 0 0に信号ライン等のインタフェースで 繋がっており、手術の際に連続的又は切換によリ被検眼の光学特性を測定するような 形態。
以上のように、 データ出力の後、 測定が未了であれば繰り返し、 終了であれば測定 終了となる （S 1 2 1 )。
ここで、瞳のエッジをハルトマン像から得る方法について説明する。瞳のエッジを ハル卜マン像から得るための第 1の方法としては、ハル卜マンスポッ卜の外接する多 角形や、 それに近い楕円をなどを得ることで、 瞳のエッジを求めることができる。 第 2の方法としては、 目からの散乱成分による影響のため、 または、 ハルトマンプレー 卜が回折光学素子で 0次光が透過するために、 ハル卜マン像の瞳に対応する部分が、 それより外のバックグラウンドよりも明るくなつていることを利用するものである。 よって、 この明るい部分のエッジを検出すれば、瞳のエッジ部分を検出することがで ぎる。
図 9に、 瞳エッジをハルトマン像から得るための説明図を示す。 図 9 ( A ) は、 測 定されたハルトマン像の一例である。 これを図 9 ( B ) のように、 あるラインにそつ て予め定められた閾値で測定されたハルトマンスポッ卜の明るさと比較する。つぎに、 図 9 ( C ) のように、 ハルトマン像全体にわたりこの処理を行うと、 瞳のエッジを検 出することができる。 ，
なお、特徴部分を含む被検眼前眼部の像を示す第 2受光信号に含まれる特徴信号を 利用して、座標原点及び軸方向を決定し、基準座標系を設定することができる。 ここ で、 被検眼前眼部の特徴部分として、 例えば、 瞳位置、 虹彩位置、 虹彩の模様、 瞳の 形状、 リンバス形状、被検眼前眼部に形成されたマーカー （マーカーがある場合） 等 が挙げられる。基準座標系は、手術装置 3 0 0で用いられる座標原点とすることがよ リ望ましく、 例えば、 被検眼瞳位置、 被検眼の虹彩位置、 瞳の形状、 リンバス形状、 被検眼の虹彩の模様 （虹彩紋理） 等から、 求められる。座標原点としては、 瞳中心や 角膜中心などが考えられる。座標軸は、 マーカーが形成されている場合、 例えば、 マ 一力一と瞳中心を通る直線とすることで設定することができる。 座標回転■移動は、 マーカーが形成されている場合、例えば、 マーカーの回転■移動により測定すること ができる。
また、 マーカー以外にも、 瞳虹彩の模様 （虹彩紋理） により座標軸及び回転 （サイ クロトーシヨン） を測定することができる。 ここで、 図 1 0に、 座標軸'回転の測定 に関する説明図を示す。 まず、 図 1 0 (a) に示すように、 例えば、 瞳中心を中心に した輪帯上で反射強度等によりパターンを解析する。 すると、 図 1 0 (b) に示すよ うに、 角度に対する反射強度のパターンが作成される。 このパターンにより、座標軸 を設定することができる。 また、 この解析されたパターンを周上でマッチングさせ、 座標回転を測定することができる。 すなわち、 眼が回転 （サイクロトーシヨン） する と、 このような強度のグラフは回転角度だけ横ずれする。 その横ずれの量は、 各測定 値と基準グラフの相関の最も大きい角度で求めることができる。
図 1 1に、 瞳中心計算又は測定輪帯測定を行うためのフローチャートを示す。
まず、 座標原点を決定するため、 瞳中心の計算する （瞳のエッジ全周から簡単に求 まる。） （S 501)。つぎに、測定輪帯を決定する （例えば、瞳孔径ょリ + 0。 5 m m)0 エッジにかかったら、 所定長、 例えば +0。 1 mmづっ増やす （S 503)。 つぎに、 座標軸を決定するため、 被検眼の特徴部分に基づき、 角度を決定する （S 5 05)。 つぎに、 円周方向の強度分布を記録する （S 507)。 つぎに、 強度分布のデ ータをハードディスク（ H D)等に保存するとともに、瞳孔径も保存する（S 509)。 ここで、 図 1 2に、測定座標系と基準座標系との差を確認するためのフローチヤ一 卜を示す。 これは、 ステップ S 207の詳細フローチャートであり、 瞳中心計算、 測 定輪帯測定などを相関処理して、 合致した座標位置を求めるものである。
まず、 保存してあった基準グラフデータ O (Θ) と瞳径をハードディスク （HD) 等のメモリ 240から読み込む （S 70 1)。 この基準グラフデータ O (0) は、 例 えば、 図 1 0で示した輪帯上の強度分布を用いることができる。 つぎに、読み取った デジタルに基づき瞳中心を求める （S 703)。 つぎに、 瞳径を測り、 基準グラフデ ータ O (0) を得たときの瞳径と違ったら明るさを調整する （S 705)。 つぎに、 基準グラフデータと同様に、 測定されたグラフデータ F (0)、 例えば輪帯上の強度 分布を測定する （S 707)。 つぎに、 今回の測定されたグラフデータ F (0) と基 準グラフデータ O ( 0 ) の相関が最も高くなるような、 角度 A回転した測定されたグ ラフデータ F ( Θ - Α) を求める （S 7 0 9 )。 こうして、 測定時より眼が角度 A廻 旋していることがわかる （S 7 1 1 )。 次に本発明の変形例について説明する。
上述した実施の形態において、第 2測定系では、前眼部の観察及び角膜形状の測定 をする説明を行っていたが、第 2測定系による前眼部の観察により位置合わせだけを 行い、 角膜形状の測定に関する構成を省略することも可能である。 この場合、 第 2測 定系を用いて、被測定眼を所定の位置に位置合わせを行う。次に第 1測定系の第 1受 光部から第 1受光信号を経て、第 2測定系の第 2受光部から第 2受光信号を得る。演 算部においては、 第 1受光信号及び 又は第 2受光信号に基づき座標軸の関係付け (座標原点位置、座標軸の回転及び Z又は移動） を行い、第 1測定系から得られる第 1光学特性を所望の座標系として出力することができる。具体的な一例として、第 1 測定系と第 2測定系の光軸を一致させて構成しておき、第 2測定系では、前眼部像に 現れる角膜頂点の輝点を用いて被測定眼を所定の位置に位置合わせを行う。次に第 1 測定系の第 1受光部がら第 1受光信号を経て、第 2測定系の第 2受光部から第 2受光 信号を得る。 そして、 演算部においては、 第 1受光信号及び/又は第 2受光信号に基 づき座標軸の関係付け （座標原点位置、 座標軸の回転及び/又は移動） を行い、 第 1 測定系から得られる第 1光学特性を瞳中心の座標系として出力することができる。 この例では、第 2測定系を用いて角膜頂点の輝点を利用して被検眼の位置合わせを 行い、 各受光信号を経て、演算部が第 1測定系から得られる第 1光学特性を瞳中心の 座標系に変換するものである。 これにより、第 1光学特性のデータが瞳中心の座標系 として利用することができる。 3. 眼の光学特性測定と測定タイミング ここで、 上述の第 1信号、 第 2信号により検出できる測定タイミング決定要因 （フ アクター）について説明する。なお、ここでは、演算部 2 1 0の行う各種演算のうち、 第 1信号及び第 2信号に関する測定演算について主に説明する。
図 1 3は、第 1信号及び第 2信号に関する測定タイミング決定要因についての説明 図である。
テーブル 2フ 1は、第 1信号と第 2により検出できる測定タイミング決定要因を示 す表であって、 測定タイミング決定要因としては、 例えば、 まばたき、 涙液層、 瞳孔 径、 瞼の開き、 固視状況を含む。 また、 固視状況については、 瞳中心が頂点から所定 距離内か大きくずれたかによリ、 測定可能か否かの適合性を判定することができる。 また、 第 1信号及び第 2信号の各測定タイミング決定要因に対応して付された、 図中 の◎印、 〇印、 △印、 X印は、 それぞれ各信号により測定良好、 測定可能、 測定難、 測定不可であることをそれぞれ示す。
【0 0 4 8】
テーブル 2 7 2は、 例えば、 同じ測定タイミング決定要因を異なる信号、 即ち、 第 1及び第 2信号で検出する場合の測定に好適な適合条件を示す表であって、測定タイ ミング決定要因としては、 テーブル 2 7 1と同様に、 まばたき、 涙液層、 瞳孔径、 瞼 の開き、 固視状況を含む。 また、 ここでは、 適合条件としては、 固視状況は適当でな く （一）、 それ以外では良好 （◎) である。 また、 テーブル 2 7 3は、 例えば、 異な る測定タイミング決定要因又は同じ測定タイミング決定要因を、異なる信号で検出す る場合の適合条件を示す表であって、 各測定タイミング決定要因としては、 第 1信号 でのみ検出できる内部異常が決定要因として追加され、 これらの測定タイミング決定 要因の組合わせにより適合条件が示される。 また、 第 1及び第 2信号で同じ測定タイ ミング決定要因 （まばたき、 涙液層、 瞳孔径、 瞼の開き等） を検出する場合、 適合条 件は良好 （◎) となる。 また、 第 1及び第 2信号で異なる測定タイミング決定要因を 検出する場合、図示の組み合わせにより適合条件として使用可能なもの（〇）となる。 なお、 第 1信号では、 ここでは、 固視状況を精度よく測定できない場合が想定される ので、第 1信号による固視状況を測定タイミング決定要因として使用することは条件 に適合しないものとなる （一）。
ここで、 第 1信号の測定タイミング決定要因による測定の適否判断について、演算 部 2 1 0とテーブル 2 7 1〜2 7 3で示した各測定タイミング決定要因とを関連付 けて説明する。 なお、 入力部 2 3 0は、 第 1信号の測定タイミング決定要因を、 設定 しない場合と設定する場合とを適宜選択できる。演算部 2 1 0は、第 1信号に基づき、 例えば、第 1受光部 2 3で受光される領域点の数が所定レベルを超えたものがどの程 度あるか、 又は、 第 1受光部 2 3で受光される信号レベルのピークのレベルが所定値 を超えたものがどのあるかをカウントする。 これにより、 演算部 2 1 0は、 最終的に 測定結果を得るのに十分なデータが入手できるかどうかを判定することができる。演 算部 2 1 0は、例えば、 次のように測定の適否を判断することができる （テーブル 2 7 1 〜2 7 3参照）。
'第 1信号レベルが瞬間的に全体的に低下したかどうかを検出することにより、 まば たきがあったことが判断される。
■第 1信号レベルが一部周辺で低下したかどうかを検出することによリ、瞼の開き具 合が十分か否かが判断される。
■第 1信号レベルの揺らぎがあるかどうかを検出することによリ、涙液層が不安定か 否かが判断される。
-第 1信号レベルが周辺部で低下したかどうかを検出することにより、瞳孔径が縮瞳 したか否かが判断される。 なお、 本実施の形態による眼特性測定装置では、縮瞳につ いては、光源として近赤外の光束を共に用いているので、眩しくなぐ縮瞳しないため 連続測定を行うことができる。
つぎに、第 2信号の測定タイミング決定要因による測定の適否判断について、演算 部 2 1 0とテーブル 2 7 "！〜 2 7 3で示した各測定タイミング決定要因とを関連付 けて説明する。 なお、 入力部 2 3 0は、 第 2信号に基づき、 例えば、 測定タイミング 決定要因をひとつ又は複数の組み合わせで選択することができる。演算部 2 1 0によ る第 2信号の測定タイミング決定要因として、 瞬き、 瞳径、 涙液層の状態、 又は、 瞼 の開き具合がある。演算部 2 1 0は、例えば、次のように測定の適否を判断すること ができる （亍一ブル 2 7 "！〜 2 7 3参照）。
■まばたきについては、 まばたきを検出し直後に固定して測定することができる。 こ のまばたきの種類としては、 数秒つぶって開ける、 ぎゅっとつぶる、 数回続けて普通 に軽くつぶるなどがある。 また、 測定の間隔としては、例えば、 まばたきの直後、 又 は、 過去の適切な測定可能経験値に基づいた一定秒後がある。 なお、 この適切な測定 可能経験値は、例えば、熟練者による測定値及び解析結果と、 間隔とを対応付けるこ とにより、 患者ごとの指定値を求め、 より精度の高い測定結果を得るようにすること が期待できる。 さらに、 演算部 2 1 0は、 例えば、 まばたきの直後は、 一時的に縮曈 が起こるが、すぐに瞳孔が広がって少し安定し、涙液層も安定した頃となる数 m s後 が測定に都合が良く、 このタイミングを利用して精度の高い前眼部画像データを算出 できる。
•瞳が所定の径 （例えば、 暗視野で 6 0 ) よりも大きいかどうかを検出することによ リ、 瞳径が適当か否かが判断される。
'プラチドリング 7 1によるパターン 2 7 5の歪み、 同心輪帯が途切れていないもし くは流動的なゆカ《みが生じていないかどうか検出することにより、涙液層が適当か否 かが判断される。
■リンバス径と瞼間隔の比が所定値以上かどうか検出することにより、瞼の開き具合 が適当か否かが判断される。
図 1 4は、 第 1及び第 2受光部にょリ受光された画像の説明図である。
第 1受光部にょリ受光されたハルトマン像 2 7 4は、例えば、被測定眼 6 0からの 反射光に基づいた画像であって、この反射光がハルトマン板 2 2を介して概ね外側に 広がった光束として第〗受光部 2 3上に受光された場合での複数の領域点 （図中、 円 状、 楕円状等） を含む。 この例のハルトマン像 2 7 4に含まれる複数の領域点は、 例 えば被測定眼 6 0の涙液層がやぶれている又は薄い又は厚い部分では、楕円状態又は 領域点自体が見えない状態と複数の領域点の配列は、不均一な状態になっている。 ま た、 ハルトマン像 2 7 4に関する光信号は、 電気信号に変換され、 上述の第 1信号と して演算部 2 1 0に入力 （又は、 取り込まれる） される。
第 2受光部にょリ受光されたプラチドリング像 2 7 5では、被測定眼 6 0の涙液層 がやぶれている又は薄い又は厚い部分では、像に含まれる同心輪帯の輪が途切れて観 測される。 また、 ブラチドリング像 2 7 5に関する光信号は、 電気信号に変換され、 上述の第 2信号として演算部 2 1 0に入力 （又は、 取り込まれる） される。
つぎに、本発明の関する眼特性測定装置による動作についてタイムチャート及びフ ローチャートを用いて説明する。
演算部 2 1 0では、測定タイミングの決定に関する、測定タイミング決定要因の数 (ひとつ又は複数）、 第 1信号と第 2信号の組合わせ （第 1及びノ又は第 2信号、 第 1及び第 2信号、 第 1信号のみ） により、 複数の演算パターンが実行される （後述の 4つのフローチャートを参照）。 具体的には、 演算部 2 1 0は、 例えば、 第 1信号及 び第 2信号の信号を複数回取り込んで測定を行う。 また、 演算部 2 1 0は、 例えば、 測定タイミングを決定する測定タイミング決定部 1 1 7又は測定対象信号決定部 1 1 8又は両決定部を備え、 これにより、 第 1及び 又は第 2信号に基づき、 所定の測 定タイミングを決定する要因による測定の適否を判定して、 この判定に基づいて、 第 1信号及び第 2信号の測定タイミングを決定又は測定対象信号を選択する。 以下各実施の形態について説明する。
( 1 ) 第 1の実施の形態
図 1 5に、 眼特性測定についての第 1の実施の形態の説明図を示す。
この第 1の実施の形態は、 例えば、 第 1信号及び 又は第 2信号で、 測定タイミン グ決定要因をチ: πックして測定タイミングを決定する場合の動作を示している。
測定モードとしては、 例えば、 自動又はマニュアルと、 単発又は連続との組合わせ により、 自動 （単発） モード 9 3、 マニュアル （単発） モード 9 4、 自動連続モード 9 5及びマニュアル連続モードがそれぞれ入力部 2 7 0によリ選択可能である。まず, 各測定モードにおける測定タイミングの決定についての概略を、時間軸に沿って説明 する。例えば、演算部 2 1 0の測定タイミング決定部 1 1 7は、第 1信号、第 2信号、 又は両信号を入力し、 測定可能かどうかを判定する （測定判断期間 9 0 )。 測定可能 と判断されると、所定の測定可能期間 9 1が設定される。測定可能期間 9 1の長さは、 入力部 2 7 0等により予め定められる。測定可能期間 9 1が経過後、 測定不可期間 9 2となる。 なお、 測定タイミング決定部 1 1 7は、 測定可能かどうかは、 第 1信号、 第 2信号、 又は、 第 1信号と第 2信号両方の測定タイミング決定要因 （ファクター） に基づいた測定条件によリ判断する。
自動モード 9 3は、例えば、 設定されている測定条件がすべて満足したタイミング で自動的に測定を開始するモードであって、 測定可能期間 9 1になると直ぐに測定、 又は、△ t後に測定する。なお、△ tの値は、入力部 2 7 0等によリ適宜設定できる。 マニュアルモード 9 4は、例えば、 設定されている測定条件がすべて満足したときか ら、 所定の時間測定待機期間として定められ、 その測定可能期間 9 1は、 適宜の表示 部 2 3 0の表示により操作者に表示される。 なお、 表示部としては、 例えば、 入力部 2 7 0に表示ランプ、 ファインダスィッチなどを取り付けるようにしてもよい。 この 測定可能期間 9 1、操作者により入力部 2 7 0のファインダ等を用いて測定指示がな され、 演算部 2 1 0により第 1及び第 2信号が測定される。 また、 この測定指示は、 測定可能期間 9 1では許可されるが、 測定不可期間 9 2では非許可となる。 なお、 こ の測定可能期間 9 1内では、 複数回操作者の指示によリ、 測定が可能である。 自動連続モード 9 5は、例えば、 設定されている測定条件が満足している間、 測定 可能期間 9 1になると直ぐに測定、又は、△ t後に測定するモードであって、さらに、 入力部 2 7 0等で予め定めれらた所定の回数 （又は、 所定の間隔 S t ) で連続的に測 定を行う。 なお、 S tの値は、 入力部 2 7 0等により適宜設定できる。
マニュアル連続モード 9 6は、 例えば、 設定されている測定タイミング決定要因が すべて満足したときから、 測定可能期間 （ここでは、 測定待機状態） 9 1となり、 こ の測定可能期間 9 1での操作者による測定指示によリ測定するモードであって、測定 指示から所定の回数、 所定の間隔 <5 tで連続的に測定を行う。 なお、 S tの値は、 入 力部 2 7 0等により予め適宜設定できる。 また、 測定指示は、 最後の測定タイミング が測定可能期間 9 1の場合は測定が許可されるが、それが測定不可期間 9 2となる場 合測定は非許可となる。
図 1 6は、本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示す第 1の実施の形態のフ ローチャートである。
まず、 測定者 （操作者） により測定対象物である被測定眼 6 0の測定が開始され、 入力部 2 7 0により測定モードの選択 （自動モード 9 3、 マニュアルモード 9 4、 自 動連続モード 9 5及びマニュアル連続モード 9 6のいずれか）が行われる（S 1 0 1 ) c 第 2受光部 3 5からの信号は、表示部 2 3 0のモニタ画面上に前眼部像として形成 される （S 1 0 3 )。 つぎに、 角膜の頂点反射光をァライメントターゲットにして横 方向 （角膜頂点と装置の光軸、 X Y方向） のァライメントを行い、 また、 Zァラィメ ント装置により、縦方向（深度方向、 Z方向）のァライメン卜がなされる（S 1 0 5 )。 光学特性測定装置 1 0 0は、 アラインメントが完了したか判定する （S 1 0 7 )。 こ のように、 ァライメン卜調整が不十分であれば、 再び、 ステップ S 1 0 5に戻り、 ァ ライメン卜の調整が行われる。
つぎに、 光学特性測定装置 1 0 0は、 入力部 2 7 0により設定された測定タイミン グ決定要因に従い、 第 1光源及び 又は第 2光源を点灯する （S 1 0 9 )。 演算部 2 1 0の測定タイミング決定部 1 1 7は、 測定タイミング決定要因に従い、 測定タイミ ングとしての期間である測定可能期間 9 1の設定が可能かどうかを判定する （S 1 1 3 )。 測定タイミング決定部 1 1 7が、 各測定タイミング決定要因に応じた決定条件 に従い、測定可能であると判断すると、測定可能期間内で、演算部 2 1 0は、例えば、 表示部 2 3 0又は入力部 2 7 0に含まれるランプ又はスピーカなどにより、測定可能 期間 9 1を視聴可能なようにする （S 1 1 4 )。 なお、 自動モード （単一、 連続） の ときは、 ステップ S 1 1 4は省略可能である。
つぎに、測定可能期間内で選択されたモードに応じて、光学特性測定装置 1 0 0は、 第 1光源、 第 2光源を点灯する （S 1 1 5 )。 演算部 2 1 0は、 例えば、 第 1及び第 2信号を同時又は略同時に取り込む （S 1 1 7 )。 第 1測定系においては、 ステップ S 1 0 3では、ハル卜マン像についての第 1受光信号を低ノイズの C C D等の第 1受 光部 2 3を使って取り込む。 一方、 第 2測定系においては、 ステップ S 1 9 1で示す ように、 第 1受光信号の取り込みとほぼ同時に、 第 2受光部 3 5により前眼部像につ いての第 2受光信号の取り込みも行われる。 上述のように、 自動モード 9 3では、 測 定可能期間 9 1の開始タイミング直後又は Δ t後、 マニュアルモード 9 4では、 測定 可能期間 9 1内の入力部 2 7 0等のファインダによる測定指示時、 自動連続モード 9 5では、 測定可能期間 9 1の開始タィミング直後又は Δ t後所定間隔 （S t ) で複数 回、 マニュアル連続モード 9 6では、 測定可能期間 9 1内の測定指示後所定間隔 （δ t ) で複数回、 それぞれ測定が行われる。
つぎに、 演算部 2 1 0は、 第 1及び第 2信号を測定に十分なだけ取得するために所 定の回数以上、 測定を行ったかどうかを判定する （S 1 1 9 )。 演算部 2 1 0は、 ス テツプ S 1 1 9で所定の回数以上、 測定を行っていない場合、 再び、 ステップ S 1 0 9に戻る。 一方、 演算部 2 1 0は、 ステップ S 1 1 9で所定の回数以上、 測定を行つ た場合、 測定部 1 1 1は、 つぎに、 第 1又は第 2受光信号に基づき光学特性を求める ( S 1 2 1 )。 ここで、 光学特性とは、 例えば、 収差 （角膜、 眼内、 眼） 屈折力、 角 膜形状などである。 すなわち、 ステップ S 1 2 1では、 演算部 2 1 0は、 第 1測定系 については、 ハルトマン波面センサーの測定原理によって光学特性を計算する。 これ によって得られるのは眼球光学系の波面収差 （眼球波面収差） である （図 7 ( A ) 参 照）。 また、 第 2測定系については、 角膜の傾きが得られているので、 演算部 2 1 0 により、 これから角膜の高さを計算して、 角膜を光学レンズ （鏡面） と同様に扱うこ とにより光学特性が計算される。 こちらで得られるのは角膜前面で発生する波面収差 (角膜波面収差） である （図 7 ( B ) 参照)。
つぎに、 演算部 2 1 0の測定部 1 1 1は、 出力データを計算し、 ステップ S 1 2 1 による測定結果をメモリ 2 4 0に記憶する （S 1 2 2 )。 出力データとしては、 例え ば、 基準座標系のデータ、 測定データ、 被検眼の収差量それ自体、 光学特性データ、 手術装置で切除するために必要とされるアブレーシヨン量などを演算して求める つぎに、 演算部 2 1 0は、 ステップ S 1 2 2によリメモリ 2 4 0に記憶された測定 結果 '出力データを、 表示部 2 3 0に表示する （S 1 2 3 )。 表示部 2 4 0による光 学特性の表示は、 例えば、 図 7に示した様に、 第 1測定系に関する眼球波面収差マツ プと、 第 2測定系に関する角膜波面収差マップが別個に表示されるのと同時に、 (差分波面収差マップ） = (眼球波面収差マップ） 一 （角膜波面収差マップ） も表示される （図 7 ( C ) 参照）。 この差分波面収差マップは、 光学的には、 眼球光 学系の角膜前面を除いた、 内部の光学系の収差に対する影響を示しており、 主に水晶 体の屈折率分布に異常が生じるような疾患、たとえば白内障の診断に非常に役立つマ ップである。
さらに、 必要に応じて、 これらの出力データを出力することができる。 ここで、 出 力の形態は、 例えば、 次の態様がある。
①オフライン的な態様で、 フロッピーディスク、 C D— R O M等の記録媒体や、 信 号ライン無線ライン等のィンタフェースで出力され、その後に手術が別の時期に行わ れる形態。
②出力データがオンラインで手術装置 3 0 0に信号ライン等のインタフェースで 繋がっており、手術の際に連続的又は切換によリ被検眼の光学特性を測定するような 形態。
以上のように、 データ出力の後、 測定が未了であれば繰り返し、 終了であれば測定 終了となる （S 1 2 5 )。
( 2 ) 第 2の実施の形態
図 1 7に、 眼特性測定についての第 2の実施の形態の説明図を示す。
この第 2の実施の形態では、 測定タイミング決定部 1 1 7は、 例えば、 第 2信号に より、 第 1測定タィミング決定要因に従い測定可否について第 1の判断を行い、 測定 可能と判断された後、 さらに、 第 1信号及び 又は第 2信号で、 第 2測定タイミング 決定要因に従い測定可否について第 2の判断を行う。複数の測定タイミング決定要因 により測定が可能であると判断されると、 測定可能範囲 9 1を設定し、 第 1及び第 2 信号を取り込む。 なお、 第 1測定タイミング決定要因による第 1の判断は、 第 1信号 でも、 第 1及び第 2信号の両方についてでもよい。 図 1 8は、本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示す第 2の実施の形態のフ ローチャートである。
まず、 第 1の実施の形態と同様に、 測定モードの選択 （S 201 )、 前眼部像の測 定 （S 203)、 ァライメント （S 205、 S 207) の各処理が実行される。
つぎに、 光学特性測定装置 100は、 入力部 270により設定された第 1測定タイ ミング決定要因に従い、 第 2光源を点灯する （S 209)。 演算部 21 0の測定タイ ミング決定部 1 1 7は、 第 1測定タイミング決定要因に従い、 測定タイミングとして の期間である測定可能期間 91の設定が可能かどうかを判定する （S 21 3)。 測定 タイミング決定部 1 1 7は、 各測定タイミング決定要因に応じた決定条件に従い、 測 定可能であると判断すると、 測定可能であることを表示部 230のランプ、 又は、 ス ピー力などにより可視又は可聴表示する （S 21 4)。
つぎに、 光学特性測定装置 1 00は、 入力部 270により設定された第 2測定タイ ミング決定要因に従い、 第 1光源及び 又は第 2光源を点灯する （S 21 5)。 演算 部 21 0の測定タイミング決定部 1 1 7は、 第 2測定タイミング決定要因に従い、 測 定タイミングとしての期間である測定可能期間 91の設定が可能かどうかを判定す る （S 21 7)。 測定タイミング決定部 1 1 7は、 各測定タイミング決定要因に応じ た決定条件に従い、 測定可能であると判断すると （S 21 9)、 ステップ S 1 01で 選択された各モードにより第 1及び第 2信号の測定が行われる。ステップ S 21 9で 測定可能期間 91を設定できない場合、 再び、 ステップ S 21 5に戻る。
つぎに、 第 1の実施の形態と同様に、 演算部 21 0は、 設定されたモードに従い、 第 1及び第 2信号を同時又は略同時に取り込む （S 221 )。 つぎに、 演算部 21 0 は、 第 1及び第 2信号を測定に十分なだけ取得するために所定の回数以上、 測定を行 つたかどうかを判定する （S 222)。 演算部 21 0は、 ステップ S 226で所定の 回数以上、 測定を行っていない場合、 再び、 ステップ S 209に戻る。 一方、 演算部 21 0は、 ステップ S 222で所定の回数以上、 測定を行った場合、 例えば、 被測定 眼 60の光学特性を第 1信号により演算し、 さらに、被測定眼 60の角膜形状を第 2 信号により演算する （S 223)。 演算部 21 0は、 ステップ S 223による測定結 果をメモリ 240に記憶する （S 224)。 演算部 21 0は、 ステップ S 224によ リメモリ 240に記憶された測定結果を、 表示部 230に表示する （S 225)。 演 算部 2 0は、 上述の各処理による測定を終了するかどうかを判定して、終了しない 場合は、 再び、 ステップ S 2 0 3に戻る （S 2 2 7 )。 ( 3 ) 第 3の実施の形態
図 1 9に、 眼特性測定についての第 3の実施の形態の説明図を示す。
この第 3の実施の形態は、 例えば、 第 1信号及び第 2信号の取り込み、 その後に第 1信号又は 及び第 2信号で測定対象信号として使用可能であるか否かを決定する 場合の動作を示している。 演算部 2 1 0の測定対処信号決定部 1 1 8は、例えば、 同 時又は略同時に取リ込まれた第 1及び第 2信号のチエックを行う。測定対象信号決定 部 1 1 8は、 予め定められた測定タイミング決定要因に従い、 いずれか又は両信号に 基づき測定された信号が測定対象信号として使用可能であると判断すると、 これら両 信号を採用して、 以後の眼特性の演算処理を実行する。
図 2 0は、本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示す第 3の実施の形態のフ ローチャートである。
まず、 第 1の実施の 態と同様に、 測定モードの選択 （S 3 0 1 )、 前眼部像の測 定 （S 3 0 3 )、 ァライメント （S 3 0 5、 S 3 0 7 ) の各処理が実行される。
つぎに、光学特性測定装置 1 0 0は、第 1光源及び第 2光源を点灯する（S 3 0 9 )。 選択されたモードに従い、 演算部 2 1 0は、 第 1及び第 2信号を同時又は略同時に取 リ込む （S 3 1 1 )。 ここで、 演算部 2 1 0は、 自動モードでは、 適宜のタイミング によりひとつ又は複数連続で両信号を取込み、 一方、 マニュアルモードでは、 操作の 測定指示によりひとつ又は複数連続で両信号を取組む。 つぎに、 演算部 2 1 0は、 第 1及び第 2信号を測定に十分なだけの所定対象信号数をメモリ 2 4 0に記憶したか どうかを判定する （S 3 1 2 )。 この所定対象信号は、 例えば、 入力部 2 7 0等によ リ予め設定される。 演算部 2 1 0は、 ステップ S 3 1 2で所定対象信号数をメモリ 2 4 0に記憶していない場合、 再び、 ステップ S 3 0 9に戻る。
一方、 ステップ S 3 1 2で所定対象信号数をメモリ 2 4 0に記憶した場合、 演算部 2 1 0の測定対象信号決定部 1 1 8は、例えば、 第 1信号及び 又は第 2信号で予め 定められた測定タイミング決定要因により、取り込まれた第 1及び第 2信号の各組が 測定対象として適当か否かを判断する （S 3 1 3 )。 ここで、 演算部 2 1 0は、 ステ ップ S 3 1 3で取得した対象信号決定要因において、対象信号が所定数あるかどうか を判定し （S 3 1 5 )、 所定対象信号数になるまでステップ S 3 0 9に戻り上述の処 理を繰り返す。 つぎに、 演算部 21 0の測定対象信号決定部 1 1 8は、 メモリ 240 に記憶された対象信号の中から、入力部 270等で予め定められたひとつ又は複数の 対象信号を採用する。 以降は、 上述の実施の形態と同様に、 演算部 2 1 0は、 これら 第 1及び第 2受光信号に基づき光学特性を求める （S 31 7)。 つぎに、 演算部 21 0は、 出力データを計算し、 メモリ 240に記憶し （S 31 9)、 表示部 230に表 示し （S 321 )、 必要に応じて、 これらの出力データを出力する。 その後、 測定が 未了であれば処理を繰り返し、 終了であれば測定終了となる （S 323)。
(4) 第 4の実施の形態
図 21に、 眼特性測定についての第 4の実施の形態の説明図を示す。
この第 4の実施の形態は、 例えば、 第 1信号で測定タイミングを決定し、 第 1信号 及び第 2信号の取り込み後に測定対象信号を決定する場合の動作を示している。演算 部 21 0の測定タイミング決定部 1 1 7は、 まず、 第 1信号を入力して測定タイミン グ決定要因に従いチェックを行う。 なお、 このチェックは、 第 2信号又は両信号によ リ行われてもよい。測定タイミング決定部 1 1 7により測定可能期間であると判断さ れると、 演算部 21 0の測定対象信号決定部 1 1 8は、 測定可能期間 91内で、 第 1 信号及び第 2信号を同時又は略同時に取リ込み、第 1及び第 2信号の測定チエックを 行う。測定対象信号決定部 1 1 8は、予め定められた測定タイミング決定要因に従い、 いずれか又は両信号に基づき測定された信号が測定対象信号として使用可能である と判断すると、 これら両信号を採用して、 以後の眼特性の演算処理を実行する。 図 22は、本発明に関する眼光学特性測定装置の動作を示す第 4の実施の形態のフ ローチャー卜である。
まず、 第 1の実施の形態と同様に、 測定モードの選択 （S401 )、 前眼部像の測 定 （S 403)、 ァライメント （S405、 S 407) の各処理が実行される。
つぎに、 光学特性測定装置 1 00は、 入力部 270により設定された第 1測定タイ ミング決定要因に従い、 第 1光源を点灯する （S 409)。 演算部 2 1 0の測定タイ ミング決定部 1 1 7は、 測定タイミング決定要因に従い、 測定タイミングとしての期 間である測定可能期間 91の設定が可能かどうかを判定する （S41 1)。 測定タイ ミング決定部 1 1 7は、 各測定タイミング決定要因に応じた決定条件に従い、 測定可 能であると判断すると （S 41 3)、 測定可能であることを表示部 230等により可 視又は可聴表示する。 （S 4 1 5 )。
つぎに、 第 3の実施の形態と同様に、 光学特性測定装置 1 0 0は、 第 1光源及び第 2光源を点灯する （S 4 1 9 )。 入力部 2 7 0により設定されたモードに従い、 演算 部 2 1 0は、 第 1及び第 2信号を同時又は略同時に取り込み （S 4 2 1 )、 第 1及び 第 2信号を測定に十分なだけの所定対象信号数をメモリ 2 4 0に記憶したかどうか を判定する （S 4 2 2 )。 演算部 2 1 0は、 ステップ S 4 2 2で所定対象信号数をメ モリ 2 4 0に記憶していない場合、 再び、 ステップ S 4 1 9に戻る。
—方、 ステップ S 4 2 2で所定対象信号数をメモリ 2 4 0に記憶した場合、 演算部 2 1 0の測定対象信号決定部 1 1 8は、例えば、 第 1信号及び Z又は第 2信号で予め 定められた測定タイミング決定要因により、取リ込まれた第 1及び第 2信号の各組が 測定対象として適当か否かを判断する （S 4 2 3 )。 ここで、 演算部 2 1 0は、 ステ ップ S 4 2 3で取得した対象信号決定要因において、対象信号が所定数あるかどうか を判定し （S 4 2 5 )、 所定対象信号数になるまでステップ S 4 1 9に戻り上述の処 理を繰り返す。 演算部 2 1 0の測定対象信号決定部 1 1 8は、 メモリ 2 4 0に記憶さ れた対象信号の中から入力部 2 7 0等で予め定められたひとつ又は複数の対象信号 を採用する。 以降は、 上述の実施の形態と同様に、 演算部 2 1 0は、 これら第 1及び 第 2受光信号に基づき光学特性を求める （S 4 2 7 )。 つぎに、 演算部 2 1 0は、 出 力データを計算し、 メモリ 2 4 0に記憶し （S 4 2 9 )、 表示部 2 3 0に表示し （S 4 3 1 )、 必要に応じて、 これらの出力データを出力する。 その後、 測定が未了であ れぱ処理を繰り返し、 終了であれば測定終了となる （S 4 3 3 )。 産業上の利用可能性
本発明によると、 以上のように、 第 1受光部から得られる被検眼の収差や屈折カデ ータと、第 2受光部から得られる被検眼角膜データとを精密に重ね合わせが可能なよ うに関連付ける眼光学特性測定装置を提供することができる。また、本発明によると、 両者の瞳を画像的に比較して、位置を合致させることにより、 ァライメント系と同じ 画像を利用した角膜形状測定と波面測定の座標をあわせることができる。
さらに、本発明によると、以上のように、第 1信号及び第 2信号を同時に取り込み、 被測定眼の光学特性及び角膜形状を同時に測定することができる眼特性測定装置を 提供することができる。 また、 本発明によると、 第 1信号及び第 2信号を同時又は連 続的に取り込むことができる。 また、 本発明によると、 第 1信号及び第 2信号の状態 が測定に及ぼす影響を考慮して、第 1信号及び第 2信号の状態が、信頼性の高い測定 結果を得られるような状態になつたときに測定を行うことができる。
また、 本発明によると測定に影響を与える複数の要因の適否を判断して、 適切な測 定タイミングを決定することができる。 また、 本発明によると、 第 1信号及び第 2信 号を同時に複数回続けて取り込むことができる。 また、 本発明によると、 測定に相応 しい第 1信号及び第 2信号を取り込むタイミングを決定することができる。

Claims

請 求 の 範 囲
1 .
第 1波長の第 1光束を発する第 1光源部を有し、被検眼の眼底を該第 1光源部から の第 1光束で照明するための第 1照明光学系と、
受光光束から第 1座標系として第 1受光信号を形成する第 1受光部を有し、被検眼 眼底から反射して戻ってくる光束を複数のビームに変換して該第 1受光部に導く第 1受光光学系と、
受光光束から前眼部の情報を含み第 2座標系として第 2受光信号を形成する第 2 受光部を有し、被検眼前眼部の情報を含む第 2光束を該第 2受光部に導く第 2受光光 学系と、
第 1受光部からの第 1受光信号に基づき被検眼の第 1光学特性を求め、第 2受光部 からの第 2受光信号に基づき被検眼の第 2光学特性を求める測定部と、
第 1及び第 2受光信号に含まれる被検眼瞳に対応する第 1及び第 2座標系の信号 を、 それぞれ基準座標系の信号に変換する座標設定部と、
上記測定部によリ求めれられた被検眼の第 1及び第 2光学特性を、前記座標設定部 により形成された各基準座標系により関係つける変換部と、
を備えた眼特性測定装置。
2 .
第 1波長の第 1光束を発する第 1光源部を有し、被検眼の眼底を該第 1光源部から の第 1光束で照明するための第 1照明光学系と、
受光光束から第 1座標系として第 1受光信号を形成する第 1受光部を有し、被検眼 眼底から反射して戻ってくる光束を複数のビームに変換して該第 1受光部に導く第 1受光光学系と、
受光光束から前眼部の情報を含み第 2座標系として第 2受光信号を形成する第 2 受光部を有し、被検眼前眼部の情報を含む第 2光束を該第 2受光部に導く第 2受光光 学系と、
第 1受光部からの第 1受光信号に基づき被検眼の第 1光学特性を求める測定部と、 第 1及び第 2受光信号に含まれる被検眼瞳に対応する第 1及び第 2座標系の信号 を、 それぞれ基準座標系の信号に変換する座標設定部と、 上記測定部によリ求めれられた被検眼の第 1光学特性を、前記座標設定部によリ形 成された各基準座標系により関係つける変換部と、
を備えた眼特性測定装置。
3 .
前記座標設定部は、前記第 1受光部上で変換部材で変換されたビームを囲むように 現われる背景光に基づき座標原点を決定するように構成されることを特徴とする請 求項 1又は 2記載の眼特性測定装置。
4 .
前記座標設定部は、前記第 1受光部上で変換部材で変換されたビームを囲むように 現われる背景光の輪郭に基づき、その輪郭の重心を座標原点と決定するように構成さ れることを特徴とする請求項 3に記載の眼特性測定装置。
5 .
前記座標設定部は、被検眼の特徴部分を含む第 2受光信号に基づき、座標原点及び 座標軸の向きを決定することを特徴とする請求項 1乃至 4のいずれかに記載の眼特 性測定装置。
6 .
前記座標設定部は、 被検眼の特徴部分を含む第 2受光信号に基づき、座標原点を曈 中心又は角膜頂点に決定することを特徴とする請求項 1乃至 5のいずれかに記載の 眼特性測定装置。
7 .
前記座標設定部は、第 2.受光信号中の被検眼瞳位置、被検眼の虹彩位置、瞳の形状、 リンバス形状、 被検眼の虹彩の模様の少なくともいずれか 1つに基づき座標原点を、 第 2受光信号中の被検眼瞳位置、 被検眼の虹彩位置、 瞳の形状、 リンバス形状、 被検 眼の虹彩の模様の少なくともいずれか 1つに基づき座標軸の回転や移動を求め、測定 デ一タと座標軸の関係付けを行うように構成したことを特徴とする請求項 1乃至 6 のいずれか記載の眼特性測定装置。
8 .
前記被検眼の特徴部分は、 被検眼の被検眼瞳位置、 被検眼の虹彩位置、 瞳の形状、 リンバス形状、 被検眼の虹彩の模様、被検眼前眼部に形成されたマーカーの少なくと も一つを含むことを特徴とする請求項 5乃至 7のいずれかに記載の眼特性測定装置。
9 .
収差結果に基づいてアブレーシヨン量を演算するように形成され、その演算結果を 手術装置に出力する演算部をさらに備えたことを特徴とする請求項 1乃至 8のいず れかに記載の眼特性測定装置。
1 0 .
前記座標設定部によリ設定された基準座標系に基づき、被検眼前眼部にこの座標系 に関連づけられたマーカーを形成するマ一カー形成部をさらに備えたことを特徴と する請求項 1乃至 9のいずれかに記載の眼特性測定装置。
1 1 .
前記座標設定部は、 第 1及び第 2座標系の各信号に基づき、 瞳エッジと瞳中心を求 めることを特徴とする請求項 1乃至 1 0のいずれかに記載の眼特性測定装置。
1 2 .
前記変換部は、前記座標設定部が求めた瞳中心を原点とすることによリ基準座標系 に変換することを特徴とする請求項 1乃至 1 1のいずれかに記載の眼特性測定装置。
1 3 .
近赤外の第 1波長の第 1光束を発する第 1光源部と、
上記第 1光源部からの光束で被検眼網膜上の微小な領域を照明するための第 1照 明光学系と、
上記第 1光源部からの第 1光束が被検眼網膜から反射された第 1反射光束の一部 を、少なくとも実質的に 1 7本のビームに変換する第 1変換部材を介して受光するた めの第 1受光光学系と、
上記第 1受光光学系によリ導かれた第 1受光光束を受光し、第 1信号を形成する第 1受光部と、
近赤外であって第 1光束の第 1波長よりも長い波長である第 2波長の第 2光束を 発する第 2光源部と、
上記第 2光源からの第 2光束で被検眼角膜付近を所定のパターンで照明する第 2 照明光学系と、
上記第 2光源部からの第 2光束が被検眼角膜付近から反射された第 2反射光束を 受光するための第 2受光光学系と、 上記第 2受光光学系によリ導かれた第 2受光光束を受光し、第 2信号を形成する第 2受光部と、
上記第 1受光部と上記第 2受光部からの第 1及び第 2信号を同じ又は略同じタイ ミングで取り込み、上記第 1受光部からの第 1信号に基づき被検眼の光学特性を求め、 上記第 2受光部からの第 2信号に基づき被検眼角膜形状を求める演算部と
を備えた眼特性測定装置。
1 .
上記演算部は、測定演算を行う対象である第 1信号及び第 2信号の測定タイミング を、第 1及び Z又は第 2信号に基づき決定する測定タイミング決定部をさらに備えた ことを特徴とする請求項 1 3に記載の眼特性測定装置。
1 5 .
上記測定タィミング決定部は、 所定の測定タィミング決定要因として、被検眼の瞬 き、 涙液層の不良、 瞳孔径の不足、 開瞼不足のうち少なくともひとつを用いることを 特徴とする請求項 1 4に記載の眼特性測定装置。
1 6 .
上記測定タィミング決定部は、 第 1信号に基づき、 第 1の測定タィミング決定要因 による適否を判断し、 第 2信号に基づき、 第 2の測定タイミング決定睪因による適否 を判断し、 これらの判断に応じて、 第 1信号及び第 2信号の測定タイミングを決定す ることを特徴とする請求項 1 5に記載の眼特性測定装置。
1 7 .
上記第 1の測定タイミング決定要因は、 被検眼の瞬き、 涙液層の不良、 瞳孔径の不 足、 開瞼不足のうち少なくともいずれかひとつであり、
上記第 2の測定タイミング決定要因は、被検眼の瞬き、 涙液層の不良、 瞳孔径の不 足、 開瞼不足、 固視はずれのうち少なくともひとつであることを特徴とする請求項 1 6に記載の眼特性測定装置。
1 8 .
上記測定タイミング決定部は、 第 1信号及び 又は第 2信号に基づき、被検眼の瞬 きを検出し、その瞬きのタイミングに基づき、所定の測定可能範囲を設定し、さらに、 第 1信号又は第 2信号の測定タイミング決定要因による適否に基づき、第 1信号及び 第 2信号の測定タィミングを決定することを特徴とする請求項 1つに記載の眼特性 測定装置。
1 9 .
上記第 1信号又は第 2信号についての測定タイミング決定要因は、 瞳径、 涙液層の 状態、 又は、 瞼の開き具合のうち、 少なくともひとつを選択的に設定されることを特 徵とする請求項 1 8に記載の眼特性測定装置。
2 0 .
上記測定タィミング決定部は、第 1信号及び第 2信号の測定タイミングを同じタイ ミングで決定することを特徴とする請求項 1 3乃至 1 9のいずれかに記載の眼特性
10 2 1 .
上記演算部は、測定演算を行う対象である第 1信号及び第 2信号を決定する測定対 象信号決定部をさらに備えたことを特徴とする請求項 1 3に記載の眼特性測定装置。 2 2 .
上記測定対象信号決定部は、 第 1信号及ぴ 又は第 2信号に基づき、 所定の測定タ 15 イミング決定要因による適否を判断し、 これに応じて、 第 1信号及び第 2信号の測定 対象信号を決定することを特徴とする請求項 2 1に記載の眼特性測定装置。
2 3 .
上記所定の測定対象信号決定要因は、被検眼の瞬き、涙液層の不良、瞳孔径の不足、 開瞼不足のうち少なくともひとつであることを特徴とする請求項 2 2に記載の眼特 20 性測定装置。
2 4 .
上記測定対象信号決定部は、 第 1信号に基づき、 第 1の測定タィミング決定要因に よる適否を判断し、 第 2信号に基づき、 第 2の測定タイミング決定要因による適否を 判断し、 これらの判断に応じて、 第 1信号及び第 2信号の測定タイミングを決定する 25 ことを特徴とする請求項 2 3に記載の眼特性測定装置。
2 5 .
上記第 1の測定タイミング決定要因は、 被検眼の瞬き、 涙液層の不良、 瞳孔径の不 足、 開瞼不足のうち少なくともひとつであり、
上記第 2の測定タイミング決定要因は、 被検眼の瞬き、 涙液層の不良、 瞳孔径の不 30. 足、 開瞼不足、 固視はずれのうち少なくともひとつであることを特徴とする請求項 2 4に記載の眼特性測定装置。
2 6 .
上記演算部は、 複数回取り込んだ第 1信号に基づいて、 被検眼の光学特性を求め、 同じ又は略同じタイミングで複数回取リ込んだ第 2受光部からの第 2信号に基づき、 被検眼角膜形状を求めることを特徴とする請求項 1 3乃至 2 5のいずれかに記載の 眼特性測定装置。
2 7 .
上記第 1光源はスパールミネッセンスダイ才ードで形成され、第 2光源は発光ダイ ォードで形成されていることを特徴とする請求項 1 3乃至 2 6のいずれかに記載の 眼特性測定装置。
2 8 .
上記第 1波長は 8 4 0 n mであり、第 2波長は 9 4 0 n mであることを特徴とする 請求項 1 3乃至 2 7のいずれかに記載の眼特性測定装置。
2 9 .
上記第 1信号及び第 2信号の測定適合条件が充足したときに、測定を自動的に開始、 又は、その測定を許容することを特徴とする請求項 1 3乃至 2 8のいずれかに記載の 眼特性測定装置。
3 0 .
被検眼角膜へ平行光束を照明する第 3照明光学系と、
第 2受光部からの第 3照明光学系による照明光の位置に基づき、被検眼の視線方向 を検知する視線検知部とをさらに備え、
上記演算部は、 上記視線検知部によリ固視はずれを検出したときに、 測定を抑制す ることを特徴とする請求項 1 3乃至 2 9のいずれかに記載の眼特性測定装置。
3 1 .
上記演算部は、 連続測定モードを選択可能であって、 連続測定モードにおいては、 第 1信号又は第 2信号の測定適合条件が充足している場合に、所定間隔で第 1信号及 び第 2信号の測定を行うことを特徴とする請求項 1 3乃至 3 0のいずれかに記載の 眼特性測定装置。
3 2 .
上記演算部は、 連続測定モードを選択可能であって、 連続測定モードにおいては、 第 1信号又は第 2信号の測定適合条件が再度充足している場合に、 自動的に測定を行 うことを特徴とする請求項 1 3乃至 3 0のいずれかに記載の眼特性測定装置。
3 3 .
上記演算部は、学習モードを選択可能であって、学習モードが選択された場合には、 その測定のときの測定適合条件を記憶しておき、第 1信号又は第 2信号の測定適合条 件の設定に反映させることを特徴とする請求項 1 3乃至 3 0のいずれかに記載の眼 特性測定装置。
3 4 .
上記演算部は、 測定されたときの第 2受光部の信号を記憶しておき、 この第 2受光 部の信号を、測定データと共に表示部において表示可能とすることを特徴とする請求 項 1 3乃至 3 0のいずれかに記載の眼特性測定装置。
3 5 .
上記測定タイミング決定部は、 さらに被測定者の脈拍に相当する信号を受け取り、 脈拍に相当する信号に応じて、初回測定のタイミング時点の脈拍状態と略同じ状態で その後の測定タイミングを決定することを特徴とする請求項 1 3乃至 3 0のいずれ かに記載の眼特性測定装置。
3 6 .
上記測定タイミング決定部は、 さらに被測定者の脈拍に相当する信号を受け取り、 脈拍に相当する信号に応じて、所定の脈拍状態となったときに測定タイミングを決定 することを特徴とする請求項 1 3乃至 3 0のいずれかに記載の眼特性測定装置。
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Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003102498A1 (en) 2002-05-30 2003-12-11 Visx, Inc. “tracking torsional eye orientation and position”
WO2004069044A1 (ja) * 2003-02-03 2004-08-19 Kabushiki Kaisha Topcon 眼科データ測定装置、眼科データ測定プログラム及び眼特性測定装置
US7458683B2 (en) * 2003-06-16 2008-12-02 Amo Manufacturing Usa, Llc Methods and devices for registering optical measurement datasets of an optical system
CN100450431C (zh) * 2004-07-15 2009-01-14 中国科学院光电技术研究所 基于微棱镜阵列夏克-哈特曼波前传感器的人眼像差和角膜面形测量系统
US7520609B2 (en) * 2006-01-18 2009-04-21 Amo Manufacturing Llc Non-invasive measurement of tear volume systems and methods
WO2008131321A1 (en) * 2007-04-20 2008-10-30 Alcon Refractivehorizons, Inc. Adaptive wavefront modulation system and method for refractive laser surgery
AU2008251316B2 (en) 2007-05-11 2014-05-29 Amo Development, Llc Combined wavefront and topography systems and methods
US7976163B2 (en) * 2007-06-27 2011-07-12 Amo Wavefront Sciences Llc System and method for measuring corneal topography
US7988290B2 (en) * 2007-06-27 2011-08-02 AMO Wavefront Sciences LLC. Systems and methods for measuring the shape and location of an object
US7874674B2 (en) * 2007-12-12 2011-01-25 Allred Lloyd G Aberrometer having reduced noise
US20090161068A1 (en) * 2007-12-20 2009-06-25 Ming Lai Ophthalmic Measurement Apparatus
EP2230990B1 (en) 2007-12-21 2016-12-14 Bausch & Lomb Incorporated Ophthalmic instrument alignment apparatus and method of using same
TW200938176A (en) * 2008-03-05 2009-09-16 Coretronic Corp Eyeball locating method and system
US8294971B2 (en) * 2008-12-18 2012-10-23 Bausch • Lomb Incorporated Apparatus comprising an optical path delay scanner
DE102009007858B3 (de) * 2009-02-06 2010-07-15 Carl Zeiss Surgical Gmbh Augenchirurgiesystem
DE102009010467A1 (de) * 2009-02-26 2010-09-09 Carl Zeiss Vision Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung der Augendrehpunktlage
DE102009030466A1 (de) * 2009-06-23 2011-01-05 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Vorrichtung zur Ausrichtung von ortsbezogenen Augendaten
US8836928B2 (en) 2009-10-20 2014-09-16 Nikon Corporation Method for measuring wavefront aberration and wavefront aberration measuring apparatus
WO2012134931A1 (en) * 2011-03-25 2012-10-04 Lensar, Inc. System and method for measuring and correcting astigmatism using laser generated corneal incisions
US8622546B2 (en) 2011-06-08 2014-01-07 Amo Wavefront Sciences, Llc Method of locating valid light spots for optical measurement and optical measurement instrument employing method of locating valid light spots
EP2583619B1 (en) * 2011-10-22 2022-03-16 Alcon Inc. Apparatus for monitoring one or more surgical parameters of the eye
US9122926B2 (en) 2012-07-19 2015-09-01 Honeywell International Inc. Iris recognition using localized Zernike moments
CN104545793B (zh) * 2015-01-28 2016-02-10 厦门大学 一种非接触式泪膜破裂时间测量装置和方法
CN112932404B (zh) * 2021-01-26 2022-01-04 宁波明星科技发展有限公司 一种角膜地形图仪的工作距离的测量装置
CN115414001B (zh) * 2022-08-15 2023-05-05 杭州微晓医疗科技有限公司 基于角膜反射的投影装置、角膜照影仪、角膜地形图仪及其检测方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2612263B2 (ja) * 1986-12-25 1997-05-21 株式会社トプコン 検眼装置
JPH10305013A (ja) 1997-05-09 1998-11-17 Topcon Corp 眼特性測定装置
JP2942312B2 (ja) * 1990-06-08 1999-08-30 株式会社トプコン 眼屈折力測定装置
JP5075412B2 (ja) * 2004-01-30 2012-11-21 レノリット アクチェンゲゼルシャフト 熱可塑性エラストマーを含むポリマー組成物

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05192298A (ja) 1992-08-31 1993-08-03 Topcon Corp 眼位検査装置
JPH07136120A (ja) 1993-11-11 1995-05-30 Kowa Co 眼科装置
JPH0852112A (ja) 1994-08-12 1996-02-27 Kowa Co 眼科涙液観察装置
JP3556033B2 (ja) 1996-01-30 2004-08-18 興和株式会社 眼科装置
EP0921764A1 (en) * 1996-05-10 1999-06-16 California Institute Of Technology Conoscopic system for real-time corneal topography
JP3600377B2 (ja) 1996-07-30 2004-12-15 興和株式会社 眼科装置
US6234978B1 (en) * 1997-02-12 2001-05-22 Kabushiki Kaisha Topcon Optical characteristic measuring apparatus
JPH11137522A (ja) * 1997-11-11 1999-05-25 Topcon Corp 光学特性測定装置
JP3699853B2 (ja) 1999-02-18 2005-09-28 株式会社ニデック 眼科装置
JP2000254099A (ja) 1999-03-11 2000-09-19 Canon Inc 眼科装置
JP2000262468A (ja) 1999-03-17 2000-09-26 Dainippon Printing Co Ltd ドライアイ防止装置
JP4160685B2 (ja) 1999-04-01 2008-10-01 興和株式会社 眼科装置
US6050687A (en) * 1999-06-11 2000-04-18 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh Method and apparatus for measurement of the refractive properties of the human eye
JP4694025B2 (ja) * 2001-04-18 2011-06-01 株式会社トプコン 眼特性測定装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2612263B2 (ja) * 1986-12-25 1997-05-21 株式会社トプコン 検眼装置
JP2942312B2 (ja) * 1990-06-08 1999-08-30 株式会社トプコン 眼屈折力測定装置
JPH10305013A (ja) 1997-05-09 1998-11-17 Topcon Corp 眼特性測定装置
JP5075412B2 (ja) * 2004-01-30 2012-11-21 レノリット アクチェンゲゼルシャフト 熱可塑性エラストマーを含むポリマー組成物

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
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CA2437345A1 (en) 2002-08-22
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US7216980B2 (en) 2007-05-15
US20040070730A1 (en) 2004-04-15

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