WO2010122973A1 - 眼科装置 - Google Patents

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WO2010122973A1
WO2010122973A1 PCT/JP2010/056909 JP2010056909W WO2010122973A1 WO 2010122973 A1 WO2010122973 A1 WO 2010122973A1 JP 2010056909 W JP2010056909 W JP 2010056909W WO 2010122973 A1 WO2010122973 A1 WO 2010122973A1
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eye
light
optical system
examined
pupil
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PCT/JP2010/056909
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English (en)
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Inventor
朋子 内藤
Original Assignee
株式会社トプコン
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Priority to US13/265,904 priority patent/US20120057130A1/en
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    • 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
    • A61B3/11—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring interpupillary distance or diameter of pupils
    • A61B3/112—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring interpupillary distance or diameter of pupils for measuring diameter of pupils
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • 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 ophthalmologic apparatus capable of measuring the distribution of optical characteristics within the pupil diameter of an eye to be examined.
  • an ophthalmologic apparatus capable of measuring a refractive state of an eye characteristic of an eye to be examined.
  • Such an ophthalmologic apparatus is equipped with a measurement optical system capable of measuring the distribution of optical characteristics within the pupil diameter of the subject's eye, and irradiates the fundus of the subject's eye with a measurement light beam, and the reflected light beam that has passed through the pupil
  • a measurement optical system capable of measuring the distribution of optical characteristics within the pupil diameter of the subject's eye, and irradiates the fundus of the subject's eye with a measurement light beam, and the reflected light beam that has passed through the pupil
  • wavefront aberration wavefront analysis based on the light reception result
  • the pupil diameter changes in the daytime environment (light place) and in the night environment (dark place), so it is required to measure the refractive state at each pupil diameter.
  • the size of the pupil diameter in the daytime (hereinafter referred to as the daytime pupil diameter size) is acquired, and the wavefront aberration is measured for the subject's eye with the pupil open at night using the above-described ophthalmologic apparatus.
  • the wavefront analysis of the eye to be examined at night, and the wavefront analysis in the area of the daytime pupil diameter concentric with the wide open pupil is performed to measure the daytime of the eye to be examined. It is considered to measure the refraction state.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide an ophthalmologic apparatus capable of measuring a refractive state in a state in which the pupil diameter is different with respect to an eye to be examined.
  • an ophthalmologic apparatus including a measurement optical system capable of measuring a distribution of optical characteristics within a pupil diameter of an eye to be inspected, wherein the ophthalmic apparatus includes the visible light along the optical axis of the measurement optical system.
  • Visible light illuminating means for illuminating the eye to be examined the visible light illuminating means at least in a daytime environment from the amount of light that can irradiate the subject eye with a brightness equivalent to that in a nighttime environment.
  • the amount of light to be illuminated is variable within a range that includes the amount of light that can be illuminated with the same brightness, and the measurement optical system has a brightness equivalent to that under a nighttime environment by the visible light illumination means.
  • the optical characteristic distribution of the illuminated eye to be examined can be measured, and the optical characteristic distribution of the eye to be illuminated illuminated by the visible light illumination means at a brightness equivalent to that in a daytime environment can be measured.
  • An ophthalmic device characterized by It is.
  • the visible light illumination means is a fixation optical system that projects a fixation target image on the eye to be examined.
  • the visible light illuminating unit can irradiate the subject eye with a brightness equivalent to that in a night environment, The amount of light can be switched between two or more preset values that are intentionally different from each other.
  • a display unit capable of displaying measurement information of the eye to be examined, an adjustment operation unit for adjusting a light amount of the visible light illumination unit, A pupil diameter measuring means for measuring the pupil diameter of the eye to be examined; and the pupil diameter dimension is immediately displayed on the display unit.
  • a pupil diameter dimension measuring unit that measures a pupil diameter dimension of the eye to be examined
  • a control unit that controls the measurement optical system and the visible light illumination unit
  • the control unit changes the light amount of the visible light illuminating means and measures the distribution of optical characteristics of the eye to be inspected by the measurement optical system when the pupil diameter becomes a predetermined size.
  • the measurement optical system illuminates the fundus of the subject eye with spot light, is reflected by the fundus and passes through the pupil of the subject eye.
  • An ophthalmologic apparatus is provided that measures the distribution of optical characteristics of the eye to be examined by receiving the received light flux.
  • the measurement optical system measures a distribution of optical characteristics of the eye to be examined by measuring wavefront aberration.
  • An apparatus is provided.
  • an ophthalmic apparatus characterized in that in the ophthalmic apparatus described above, the optical characteristics of the eye to be examined include at least a refractive state.
  • an ophthalmologic apparatus characterized in that in the ophthalmologic apparatus described above, there is provided center position measuring means for measuring the center position of the pupil of the eye to be examined.
  • an ophthalmologic apparatus comprising a measurement optical system capable of measuring a distribution of optical characteristics within the pupil diameter of an eye to be examined, which is visible light along the optical axis of the measurement optical system.
  • Visible light illuminating means for illuminating the eye to be examined, and center position measuring means for measuring the center position of the pupil of the eye to be examined, wherein the visible light illuminating means is at least for the eye to be examined at night.
  • the amount of light to illuminate is variable within a range that includes the amount of light that can be illuminated with the same brightness as in the daytime environment to the amount of light that can be illuminated with the same brightness as in the daytime environment.
  • the position measuring means is capable of measuring the center position of the pupil of the subject eye illuminated by the visible light illuminating means with a brightness equivalent to that in a nighttime environment, and the visible light illuminating means and Illuminated at equivalent brightness Serial ophthalmologic apparatus which is a possible measure the center position of the pupil of the eye is provided.
  • the ophthalmologic apparatus of the present invention it is possible to measure optical characteristics in a state where the pupil diameter is different with respect to the eye to be examined.
  • the visible light illuminating unit is a fixation optical system that projects a fixation target image on the eye to be examined, it is not necessary to provide a new light source.
  • the pupil diameter can be changed without making the subject feel uncomfortable.
  • the visible light illuminating means is capable of irradiating the subject eye with a brightness equivalent to that in a nighttime environment and equivalent to a daytime environment with respect to the subject eye. And the amount of light that can be irradiated with the brightness, and if the amount of light can be switched with two or more preset values that are intentionally different, It is possible to measure the optical characteristics at the pupil diameter and the optical characteristics at the night pupil diameter.
  • a display unit capable of displaying measurement information of the eye to be examined, an adjustment operation unit for adjusting the amount of light of the visible light illumination unit, and a pupil diameter for measuring the pupil diameter size of the eye to be examined Dimensional measuring means, and when the pupil diameter dimension is immediately displayed on the display section, the adjustment operation section is operated while viewing the pupil diameter dimension displayed on the display section.
  • the apparatus further includes a pupil diameter dimension measuring unit that measures the pupil diameter dimension of the eye to be examined, and a control unit that controls the measurement optical system and the visible light illuminating unit.
  • a pupil diameter dimension measuring unit that measures the pupil diameter dimension of the eye to be examined
  • a control unit that controls the measurement optical system and the visible light illuminating unit.
  • the measurement optical system illuminates the fundus of the eye to be examined with spot light, and receives the light beam reflected by the fundus and passed through the pupil of the eye to be examined. If the distribution of the optical characteristics is measured, it is possible to obtain optical characteristics including all of the actual optical elements in a region corresponding to the pupil diameter through which the reflected light beam passes through the eye to be examined.
  • the measurement optical system measures the distribution of optical characteristics of the eye to be examined by measuring wavefront aberration, an area corresponding to the pupil diameter through which the reflected light beam in the eye to be examined passes.
  • Optical properties encompassing all of the actual optical elements at can be obtained.
  • the optical characteristics of the eye to be examined include at least a refractive state
  • an actual refractive state in a state where the pupil diameter is different from the eye to be examined can be measured.
  • the center position measuring means for measuring the center position of the pupil of the eye to be examined when the center position measuring means for measuring the center position of the pupil of the eye to be examined is provided, the center position of the pupil that is displaced as the pupil is greatly opened or shrunk Can be obtained appropriately.
  • the ophthalmic apparatus includes a measurement optical system capable of measuring the distribution of optical characteristics within the pupil diameter of the subject's eye, and is visible along the optical axis of the measurement optical system.
  • Visible light illuminating means for illuminating the eye to be examined with light
  • center position measuring means for measuring the center position of the pupil of the eye to be examined, the visible light illuminating means at least for the eye to be examined
  • the amount of light to illuminate is variable in a range that includes the amount of light that can be illuminated with the same brightness as in the nighttime environment to the amount of light that can be illuminated with the same brightness as in the daytime environment
  • the center position measuring means is capable of measuring the center position of the pupil of the subject eye illuminated by the visible light illuminating means with a brightness equivalent to that in a nighttime environment, and the daylight environment by the visible light illuminating means. Illuminated at the same brightness as below When it is said can measure the center position of the subject's eye
  • FIG. 2 It is explanatory drawing which shows an example which displays a pupil diameter size on a display part in real time in the ophthalmologic apparatus of the modification 1. It is explanatory drawing which shows the other example which displays a pupil diameter dimension on a display part in real time in the ophthalmologic apparatus of the modification 1. FIG. It is explanatory drawing similar to FIG. 2 which shows the electric control system of the ophthalmologic apparatus of the modification 2.
  • FIG. 1 is an explanatory view schematically showing an optical system of an ophthalmologic apparatus 10 according to the present invention.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram showing a schematic block circuit of the electrical control system of the ophthalmologic apparatus 10.
  • FIG. 3 is an explanatory view schematically showing a placido ring pattern 51 viewed from the front from the eye E side.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram for explaining a projected image by the placido ring pattern 51 viewed on the area sensor 61 (its light receiving surface), and
  • FIG. 6A shows a state in which the pupil Ep is wide open
  • FIG. 6B shows a state in which the pupil Ep is contracted. And its estimated state.
  • FIG. 7 is an explanatory diagram for explaining the state of wavefront aberration measurement for the eye E with the pupil Ep reduced.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram for explaining the state of wavefront aberration measurement for the eye E with the pupil Ep wide open.
  • FIG. 6B for easy understanding, the displacement of the center position and the change of the shape of the pupil when the pupil is reduced are emphasized and are not consistent with the actual change of the eye E. Absent.
  • the ophthalmologic apparatus 10 is a wavefront aberration measuring apparatus that measures wavefront aberration in order to measure the eye characteristics of the eye E in Example 1.
  • FIG. 1 shows a retina (fundus) Ef, a cornea (anterior eye portion) Ec, and a crystalline lens Eg.
  • the ophthalmologic apparatus 10 includes, as an optical system, a measurement illumination system 20, a light receiving optical system 30, an optical system moving unit 40, an anterior ocular segment illumination system 50, an alignment observation optical system 60, An XY alignment optical system 70 and a fixation optical system 80 are provided.
  • the ophthalmologic apparatus 10 includes a control calculation unit 11, an input unit 12, a display unit 13, and a drive unit 14 as an electric control system.
  • the measurement illumination system 20 is used to irradiate the fundus oculi Ef of the eye E with spot light as an illumination light beam (see FIGS. 7 and 8).
  • the measurement illumination system 20 includes a measurement light source 21, a lens 22, a polarization beam splitter 23, a dichroic mirror 24, a dichroic mirror 25, and an objective lens 26.
  • a polarizing beam splitter 23 and dichroic mirrors 24 and 25 are disposed between the lens 22 and the objective lens 26.
  • the polarization beam splitter 23 includes a dichroic mirror that reflects the P-polarized component of the illumination light beam and transmits the S-polarized component of the reflected light beam from the fundus oculi Ef, which will be described later.
  • the dichroic mirror 24 is configured by a wavelength selective mirror that reflects an illumination light beam and a reflected light beam and transmits a fixation light beam described later.
  • the dichroic mirror 25 is configured by a dichroic mirror that reflects an illumination light beam, a reflected light beam, and a fixation light beam and transmits an observation light beam, which will be described later.
  • the optical elements from the eye E to the dichroic mirror 25 are common in the measurement illumination system 20, the light receiving optical system 30, the alignment observation optical system 60, the XY alignment optical system 70, and the fixation optical system 80, and the dichroic mirror.
  • the optical elements from 25 to the dichroic mirror 24 are common to the measurement illumination system 20, the light receiving optical system 30, and the fixation optical system 80, and the optical elements from the dichroic mirror 24 to the polarization beam splitter 23 are the measurement illumination system 20 and the light receiving element. This is common for the optical system 30.
  • the measurement light source 21 is an SLD (super luminescence diode) that emits near infrared rays. Note that the measurement light source 21 may be a laser, an LED, or the like.
  • the measurement light source 21 is controlled by a control signal S1 from the control calculation unit 11 (see FIG. 2).
  • the measurement illumination system 20 reflects the light beam emitted from the measurement light source 21 and transmitted through the lens 22 by the polarization beam splitter 23, the dichroic mirror 24, and the dichroic mirror 25, and guides it onto the optical axis of the objective lens 26.
  • the retina (fundus) Ef of the eye E is illuminated through the lens 26.
  • the light receiving optical system 30 plays a role of guiding the reflected light beam from the fundus oculi Ef by the illumination of the measurement illumination system 20 to the area sensor 31.
  • the light receiving optical system 30 includes an area sensor 31, a Hartmann plate 32, a lens 33, a lens 34, and a reflecting mirror 35.
  • the optical system from the eye E to the polarization beam splitter 23 is the same as the optical system of the measurement illumination system 20.
  • the reflecting mirror 35 plays a role of making the optical axis of the reflected light beam from the fundus oculi Ef parallel to the direction of the optical axis of the illumination light beam emitted from the measurement light source 21. That is, in the light receiving optical system 30, the reflected light beam from the retina (fundus) Ef of the eye E to be examined illuminated by the measurement illumination system 20 is reflected by the dichroic mirror 24 and the dichroic mirror 25 through the objective lens 26, and is polarized beam splitter.
  • the light is reflected by the reflecting mirror 35 and guided to the measurement optical axis on which the lens 33, the lens 34, and the Hartmann plate 32 are disposed.
  • the lens 33 converts the reflected light beam that has passed through the lens 34 into a parallel light beam and guides it to the Hartmann plate 32.
  • the Hartmann plate 32 has a function of dividing a light beam into a plurality of divided light beams.
  • the reflected light beam from the fundus oculi Ef is divided into a plurality of divided light beams by the Hartmann plate 32, and each divided light beam is collected on the light receiving surface of the area sensor 31.
  • the area sensor 31 receives a plurality of divided light beams and photoelectrically converts them, thereby receiving the plurality of divided light beams divided by the Hartmann plate 32, and outputs a light reception signal S4 corresponding to the received light amount of each divided light beam.
  • a wavefront aberration is obtained based on the light reception signal S4 from the area sensor 31.
  • Analysis based on the change of the wavefront aberration (the amount of movement of each bright spot on the light receiving surface of the area sensor 31 with respect to the ideal wavefront) (Zernike analysis is performed based on the tilt angle of the light beam obtained by the area sensor 31).
  • the optical characteristics (the refraction state, the aberration amount, etc.) of the eye E can be calculated.
  • the light receiving optical system 30 functions as a measurement optical system capable of measuring a specific optical distribution within the pupil diameter of the eye E.
  • the received light signal S4 is output to the control calculation unit 11 (see FIG. 2).
  • the area sensor 31 is an area CCD.
  • the area sensor 31 may be a CMOS sensor or the like.
  • the Hartmann plate 32 used in the light receiving optical system 30 is a member that divides a light beam into a plurality of divided light beams.
  • a micro lens such as a plurality of micro Fresnel lenses disposed in a plane orthogonal to the optical axis.
  • the optical system moving unit 40 includes a light source moving unit 41 for moving the measurement light source 21, a sensor moving unit 42 for moving the sensor unit 36, and a target moving unit for moving a target unit 87 described later. 43.
  • the light source moving means 41 has a function of moving the measurement light source 21 along the measurement optical axis of the measurement illumination system 20.
  • the sensor moving unit 42 has a function of moving the sensor unit 36 along the measurement optical axis of the light receiving optical system 30.
  • the target moving means 43 will be described later.
  • the measurement light source 21, the retina (fundus) Ef of the eye E to be examined and the area sensor 31 (its light receiving surface) are substantially conjugated according to the refractive power of the eye E to be examined.
  • Each is driven so as to have a positional relationship.
  • the interval between bright spots on the area sensor 31 when the eye E of the “0” diopter (hereinafter referred to as “0” D) is measured in advance is stored and actually measured. What is necessary is just to move to the position where the bright spot interval on the area sensor 31 at the time of measuring the eye E to be examined substantially coincides with the stored interval.
  • the measurement illumination system 20 and the light receiving optical system 30 are optically configured so that the movement amount of the measurement light source 21 and the movement amount of the sensor unit 36 are equal, and the measurement light source 21, the sensor unit 36, Are linked, and the light source moving means 41 and the sensor moving means 42 are configured as a single optical system moving means 40 driven by a single drive source (for example, a motor). Further, as will be described later, the target moving means 43 is also configured as a single optical system moving means 40.
  • the optical system moving unit 40 is driven and controlled by a movement control signal S3 from the drive unit 14 (see FIG. 2).
  • the anterior ocular segment illumination system 50 has a role of illuminating the anterior segment (cornea) Ec with a predetermined pattern of illumination light, measures the curvature of the cornea Ec of the eye E, and keeps the distance between the eye E and the device constant. Used to maintain the Z alignment.
  • the anterior segment illumination system 50 includes a placido ring pattern 51, a light source LED 52, and a collimator lens 53.
  • the placido ring pattern 51 includes multiple ring patterns 54, 55, and 56 that transmit light, and a pair of openings 57.
  • the ring patterns 54, 55, and 56 are concentrically surrounding the objective lens 26 (centering on the optical axis of the objective lens 26).
  • the pair of openings 57 are provided on the ring pattern 55 on a straight line passing through the center of the ring pattern 55 (perpendicular to the optical axis of the objective lens 26). The interval between the center positions is set to be equal.
  • the placido ring pattern 51 is illuminated by an LED (not shown) arranged on the back surface, and the cornea Ec of the eye E to be examined is illuminated with a ring-shaped light emission pattern by a light beam transmitted through the ring patterns 54, 55, 56. .
  • the LED provided on the back surface of the placido ring pattern 51 is controlled by a control signal S6 from the control calculation unit 11 (see FIG. 2).
  • the light source LED 52 is provided on the back side of the placido ring pattern 51 (on the objective lens 26 side when viewed from the eye E) corresponding to each opening 57.
  • the collimator lens 53 is provided between the light source LED 52 and the placido ring pattern 51 so that the focal position is the emission position of the corresponding light source LED 52.
  • the collimator lens 53 emits the light beam emitted from the light source LED 52 toward the back surface of the placido ring pattern 51. Let it be a parallel beam. Each parallel light beam passes through the corresponding opening 57 and illuminates the cornea Ec of the eye E to be examined.
  • the light source LED 52 is controlled by a control signal S2 from the control calculation unit 11 (see FIG. 2).
  • the anterior segment illumination system 50 illuminates the cornea Ec as a ring-shaped light emission pattern that has passed through the ring patterns 54, 55, and 56 with the platide ring pattern 51, and illuminates the cornea Ec with a parallel light beam from the light source LED 52. To do. These light beams are reflected by the cornea Ec (the surface thereof), and the reflected light beam (hereinafter referred to as an observation light beam) passes through the objective lens 26 and the dichroic mirror 25, and passes through the alignment observation optical system 60 described later to the area.
  • a ring-shaped projection image 54 ′, 55 ′, 56 ′ by the ring patterns 54, 55, 56 of the placido ring pattern 51 is formed on the sensor 61, and a pair of bright spots by each light source LED 52 that has passed through the pair of openings 57.
  • An image 57 ′ is formed (see FIGS. 4 and 5).
  • a bright spot image 71 for XY alignment described later. 'Is also formed (see FIGS. 4 and 5).
  • the ring diameters of the projected images 54 ′, 55 ′, and 56 ′ formed on the area sensor 61 depend on the curvature of the cornea Ec of the eye E, the light reception signal (on the area sensor 61) ), The curvature of the cornea Ec can be measured. Further, by increasing the number of rings (ring patterns 54, 55, 56) in the platide ring pattern 51 or by increasing the interval between the rings, not only the curvature of the cornea Ec but also the detailed shape of the cornea Ec can be obtained. Can be measured.
  • the ring diameters of the projected images 54 ′, 55 ′ and 56 ′ formed on the area sensor 61 are the working distance of the apparatus main body with respect to the eye E (optical distance from the corneal apex to the objective lens 26), that is, the object to be measured. Since the measurement illumination system 20, the light receiving optical system 30, and the alignment observation optical system 60 with respect to the optometric eye E are affected by the position in the optical axis direction, it is necessary to keep the distance (positional relationship) constant, which is called Z alignment. . This Z alignment is necessary not only when measuring the shape of the cornea Ec but also when measuring wavefront aberration. Z alignment is performed as follows.
  • the anterior segment illumination system 50 illuminates the cornea Ec as a bright spot by the pair of light source LEDs 52 in addition to the ring-shaped light emission pattern.
  • This light beam is reflected by the cornea Ec (the surface thereof), and the reflected observation light beam passes through the objective lens 26 and the dichroic mirror 25, passes through the alignment observation optical system 60 described later, and is placed on the area sensor 61 on the ring sensor 61.
  • a pair of bright spot images 57 ′ is formed by the pair of light source LEDs 52 (see FIG. 4).
  • the pair of openings 57 are provided on the ring pattern 55, and the diameter dimension of the ring pattern 55 and the interval between the center positions of both openings 57 are set to be equal.
  • the illumination direction with respect to the cornea Ec is inclined with respect to the optical axis direction of the objective lens 26, and the LEDs provided on the back surface of the placido ring pattern 51 viewed in the optical axis direction.
  • the emission position of the light source LED 52 are set differently.
  • the diameter dimension RL of the ring-shaped projection image 55 ′ is paired with the diameter dimension RL.
  • the distance DL between the center positions of the bright spot images 57 ′ becomes equal (see FIG. 4).
  • the distance DL between the center positions of the pair of bright spot images 57 ′ changes regardless of the change in the Z alignment.
  • the diameter dimension RL of the ring-shaped projection image 55 ′ changes according to the change in the Z alignment.
  • the alignment observation optical system 60 has a role of observing the anterior segment Ec using the illumination beam irradiated from the anterior segment illumination system 50 and reflected by the anterior segment Ec of the eye E to be examined.
  • the alignment observation optical system 60 includes an area sensor 61, a lens 62, a lens 63, and a half mirror 64. Further, in the alignment observation optical system 60, as described above, the optical system from the eye E to the dichroic mirror 25 is common to the optical system of the measurement illumination system 20.
  • the half mirror 64 is disposed between the dichroic mirror 25 and the lens 63, transmits the observation light beam reflected by the cornea Ec toward the area sensor 61, and is adjusted light beam emitted from an XY alignment optical system 70 described later.
  • the lens 62 converts the reflected light beam into a condensed light beam and guides it to the area sensor 61.
  • the area sensor 61 is constituted by a CCD, for example.
  • the area sensor 61 transmits the light reception signal S7 to the control calculation unit 11 (see FIG. 2).
  • the XY alignment optical system 70 plays a role of adjusting the alignment of the eye E in the XY direction (in the plane perpendicular to the optical axis of the measurement illumination system 20 and the light receiving optical system 30 in the vicinity of the eye E).
  • the XY alignment optical system 70 includes an alignment light source 71, a lens 72, and a reflecting mirror 73.
  • the optical system from the eye E to the half mirror 64 is common to the alignment observation optical system 60.
  • the alignment light source 71 is controlled by a control signal S5 from the control calculation unit 11 (see FIG. 2).
  • the light beam emitted from the alignment light source 71 and reflected by the reflecting mirror 73 through the lens 72 is reflected by the half mirror 64, thereby passing through the dichroic mirror 25 and the objective lens 26, and the cornea of the eye E to be examined.
  • Illuminate Ec the light beam emitted from the alignment light source 71 and reflected by the reflecting mirror 73 through the lens 72 is reflected by the half mirror 64, thereby passing through the dichroic mirror 25 and the objective lens 26, and the cornea of the eye E to be examined.
  • the area sensor 61 is disposed so as to be substantially conjugate with a virtual image (Purkinje image) formed by the curvature of the cornea Ec, and by illuminating the cornea Ec from the XY alignment optical system 70, the cornea Ec (that The light beam reflected on the surface) (hereinafter referred to as the adjustment light beam) passes through the objective lens 26 and the dichroic mirror 25, and is condensed on the area sensor 61 through the alignment observation optical system 60, and the bright spot image for XY alignment. 71 'is formed (see FIG. 4).
  • the XY alignment optical system 70 as shown in FIG.
  • the bright spot image 71 ′ for XY alignment is displayed as an area sensor.
  • 61 its light receiving surface
  • the area sensor 61 its light reception Plane
  • the fixation optical system 80 has a role of projecting a target for fixation or cloud fog on the eye E to be examined.
  • the fixation optical system 80 is an optical system that projects a fixation target image on the eye E, and includes a light source 81, a lens 82, a fixation target 83, a lens 84, a lens 85, a reflecting mirror 86,
  • the optical system from the eye E to the dichroic mirror 24 is common to the measurement illumination system 20.
  • the reflecting mirror 86 emits a light beam emitted from the light source 81 and transmitted through the lens 82, the fixation target 83, the lens 84, and the lens 85 (hereinafter referred to as a fixation light beam) from the measurement light source 21 in the measurement illumination system 20. And the direction of the optical axis of the reflected light beam toward the area sensor 31 in the light receiving optical system 30.
  • the light source 81 is a light source that emits light having a wavelength in the visible region (hereinafter simply referred to as visible light), and a tungsten lamp or LED is used.
  • the light source 81 has a variable amount of light.
  • the fixation optical system 80 functions as a visible light illuminating unit that illuminates the eye E with visible light along the optical axis of the measurement optical system.
  • the light source 81 has four levels of brightness ranging from the amount of light that can irradiate with brightness equivalent to that in a nighttime environment to the amount of light that can irradiate with brightness equivalent to that in a daytime environment. And is controlled by a control signal S8 from the control calculation unit 11 (see FIG. 2) according to the operation of the input unit 12 to the light quantity changeover switch 12a.
  • the fixation target 83 includes a landscape or a radiation pattern, and is illuminated from behind by a light beam emitted from the light source 81.
  • this fixation optical system 80 visible light (hereinafter referred to as fixation light flux) emitted from a light source 81 and transmitted through a fixation target 83 is transmitted through a lens 84 and a lens 85, reflected by a reflecting mirror 86, and dichroic mirrored. 24, reflected by the dichroic mirror 25, and incident on the eye E through the objective lens 26, thereby causing the fixation target 83 to be projected onto the retina (fundus) Ef and the fixation target image on the eye E to be examined. To observe. Thereby, the line of sight of the eye E can be fixed to the fixation target 83.
  • the target unit 87 including the light source 81, the lens 82, and the fixation target 83 in the fixation optical system 80 can be moved along the fixation optical axis of the fixation optical system 80 by the target moving means 43. Yes.
  • the target moving means 43 is driven so as to move the fixation optical system 80 to a position where the image of the fixation target 83 can be formed on the retina (fundus) Ef (position where the focus is in focus).
  • the target moving means 43 performs cloud fog that moves to a position where the focus cannot be achieved in order to eliminate the influence of the adjustment of the eye E.
  • the target moving unit 43 is configured by linking the measurement light source 21 and the sensor unit 36 to form the sensor moving unit 42, the light source moving unit 41, and the single optical system moving unit 40. , Driven by a single drive source (for example, a motor). For this reason, the target unit 87 is driven and controlled by a movement control signal S3 to the target moving means 43, that is, the optical system moving means 40. (Electric circuit configuration) As described above, the ophthalmologic apparatus 10 includes the control calculation unit 11, the input unit 12, the display unit 13, and the drive unit 14 as an electric control system as illustrated in FIG. 2.
  • the control calculation unit 11 receives a light reception signal S4 from the area sensor 31 of the light reception optical system 30 and a light reception signal S7 from the area sensor 61 of the alignment observation optical system 60.
  • An operation signal from the input unit 12 is input to the control calculation unit 11.
  • the control calculation unit 11 includes an input information processing unit 11a, a drive control unit 11b, an analysis processing unit 11c, an image display control unit 11d, and a storage unit 11e.
  • the input information processing unit 11a appropriately processes the received light reception signal S4, the light reception signal S7, and the operation signal from the input unit 12 to appropriately process the drive control unit 11b, the analysis processing unit 11c, the image display control unit 11d, and the storage unit. 11e.
  • the drive control unit 11b controls driving (turns on and off) the measurement light source 21 of the measurement illumination system 20 based on a signal from the input information processing unit 11a (such as an operation signal from the input unit 12) or moves the optical system.
  • the drive control part 11b performs control based on the signal according to the calculation result of the analysis process part 11c.
  • control signals S1 and S2 are sent to the measurement light source 21 of the measurement illumination system 20, the placido ring pattern 51 and the light source LED 52 of the anterior segment illumination system 50, the alignment light source 71 of the XY alignment optical system 70, and the light source 81 of the fixation optical system 80.
  • S5, S6, and S8 are transmitted and controlled, or the drive unit 14 is driven to transmit the movement control signal S3 to the optical system moving unit 40.
  • the drive control unit 11b performs various controls for causing the functions of the ophthalmologic apparatus 10 to be performed.
  • automatic control may be performed regarding adjustment of the amount of light emitted from the measurement light source 21 using a control program stored in the storage unit 11e.
  • the analysis processing unit 11c based on the signals from the input information processing unit 11a (the light reception signal S4 from the light reception optical system 30 and the light reception signal S7 from the alignment observation optical system 60), the wavefront aberration, refractive power, etc. of the eye E to be examined. Is calculated. In addition, the analysis processing unit 11c uses the measured wavefront aberration and other measurement data to determine various optical characteristics related to the eye E, for example, point spread coefficient (PSF), MTF (Modulation Transfer Function) indicating the transfer characteristics of the eye. ), Pupil diameter size, contrast sensitivity, and the like are calculated. For this reason, the analysis processing unit 11c functions as a pupil diameter dimension measuring unit. Further, the analysis processing unit 11c outputs signals or other signals / data corresponding to the calculation results to a drive control unit 11b that controls the optical system and the electric control system, an image display control unit 11d, and a storage unit 11e. Output as appropriate.
  • PSF point spread coefficient
  • MTF Modulation Transfer Function
  • the image display control part 11d is based on signals from the input information processing part 11a (light reception signal S4 from the light reception optical system 30, light reception signal S7 from the alignment observation optical system 60, etc.), and the anterior eye part Ec of the eye E to be examined.
  • a signal for displaying the image or the image indicating the wavefront is output to the display unit 13. Further, the image display control unit 11d outputs to the display unit 13 a measurement result, a calculation result, an analysis result, and a signal for displaying a window for an operator to input and instruct data.
  • the storage unit 11e stores data relating to the eye E, data used for wavefront aberration calculation, setting data for measurement, and the like. That is, information transmitted from the input information processing unit 11a, the drive control unit 11b, and the analysis processing unit 11c is stored as appropriate, and the stored information is stored in the input information processing unit 11a, the drive control unit 11b, the analysis processing unit 11c, and the image. It is appropriately pulled out in response to a request from the display control unit 11d. In addition, the storage unit 11e stores a control program for performing measurement automatically.
  • the input unit 12 is a switch, button, keyboard, or the like for an operator to input various input signals such as predetermined settings, instructions, and data.
  • a pointing device or the like for supporting buttons, icons, positions, areas, and the like displayed on the display unit 13 is included.
  • the input unit 12 outputs an operation signal corresponding to the operation performed by itself to the control calculation unit 11.
  • the input unit 12 includes a light amount changeover switch 12a and a measurement start switch 12b.
  • the light amount changeover switch 12a changes the light amount of the light source 81 from a light amount that can irradiate a brightness equivalent to that in a set nighttime environment to a light amount that can irradiate a brightness equivalent to that in a daytime environment. It is for switching to four levels of brightness, and the measurement start switch 12b is for executing various measurements.
  • the display unit 13 displays a measurement result, a calculation result, an analysis result, a window for an operator to input and instruct data, an image of the eye E to be examined, and the like.
  • the display unit 13 performs display as appropriate under the control of the control calculation unit 11.
  • the drive unit 14 is based on the light reception signal S4 from the area sensor 31 input to the control calculation unit 11 and the measurement light source 21 (light source moving means 41) of the measurement illumination system 20 and the sensor unit 36 of the light reception optical system 30. (Sensor moving means 42) and optical system moving means 40 for moving the target unit 87 (target moving means 43) of the fixation optical system 80 in the direction of the optical axis are driven.
  • the drive unit 14 drives the optical system moving unit 40 by outputting a movement control signal S3 to the optical system moving unit 40. (Outline of wavefront aberration measurement) In this ophthalmologic apparatus 10, when measuring wavefront aberration, as shown in FIG.
  • the light source 81 of the fixation optical system 80 is turned on to cause the eye E to observe the fixation target image.
  • the corneal apex of the eye E to be examined and the measurement optical axis of the apparatus main body are made to coincide with each other by XY alignment, and the distance from the corneal apex of the eye E to the apparatus main body is made by Z alignment. Keep constant.
  • the measurement light source 21 of the measurement illumination system 20 is moved to the reference position by the optical system moving means 40, and the measurement light source 21 is turned on.
  • the sensor unit 36 of the light receiving optical system 30 and the target unit 87 of the fixation optical system 80 are also moved integrally by the optical system moving means 40, and thus are set to the reference position.
  • a temporary measurement of the refractive state of the eye E is performed, and the measurement light source 21 of the measurement illumination system 20 and the light receiving optical system 30 are positioned at positions where the refractive power of the eye E is canceled based on the result of the temporary measurement.
  • the sensor unit 36 and the target unit 87 of the fixation optical system 80 are moved, and the refractive state of the eye E is measured again at that position.
  • the light beam emitted from the measurement light source 21 and transmitted through the lens 22 is reflected by the polarization beam splitter 23, the dichroic mirror 24, and the dichroic mirror 25 to be guided onto the optical axis of the objective lens 26. Then, the fundus oculi Ef of the eye E is illuminated through the objective lens 26. If this is an illumination light beam Li, as shown in FIGS. 7 and 8, the light beam enters the eye E through the objective lens 26 as a light beam having an extremely small diameter, and illuminates a minute region (spot light) of the fundus oculi Ef. .
  • the illumination light beam Li is reflected, and the light beam that has passed through the pupil Ep (inward of the iris Ei) of the reflected light beam is directed toward the objective lens 26.
  • the reflected light beam Lr is guided to the light receiving optical system 30 through the objective lens 26 as shown in FIG. That is, the reflected light beam Lr is reflected by the light receiving optical system 30 through the objective lens 26, the dichroic mirror 24 and the dichroic mirror 25, and transmitted through the polarization beam splitter 23 and reflected by the reflecting mirror 35.
  • the area sensor 31 receives each divided light beam and photoelectrically converts it, and outputs a received light signal S4 corresponding to the received light amount of each divided light beam to the control calculation unit 11.
  • the control calculation unit 11 can obtain the wavefront aberration from the data acquired by the light reception signal S4 in the analysis processing unit 11c, and the change of the wavefront aberration (the amount of movement of each bright spot on the light reception surface of the area sensor 31 with respect to the ideal wavefront). ), The optical characteristics (the refraction state, the amount of aberration, etc.) of the eye E can be calculated.
  • the calculated refraction state is obtained by transmitting the reflected light beam Lr in the eye E (the hatched region (reference symbol Ar) in FIG. 7) and the hatched in FIG. All of the actual optical elements in the region (see reference numeral Ae) marked with are included.
  • the pupil diameter is different in the daytime environment (light place) (hereinafter also simply referred to as “daytime”) and in the nighttime environment (dark place) (hereinafter also simply referred to as “nighttime”). Therefore, in order to obtain a more accurate refraction state in each environment, it is required to measure the refraction state at each pupil diameter.
  • the total of the actual optical elements in the region (see the symbol Ar in FIG. 7 and the symbol Ae in FIG. 8) through which the reflected light beam Lr has passed through the eye E is examined. Therefore, conventionally, the refractive state of the eye to be examined during the daytime and at night is measured as follows.
  • the illumination light Li is irradiated to the eye E to be reflected.
  • the calculated refraction state is calculated.
  • the refractive state at this time is the refractive state at night.
  • the refraction state for the estimated pupil Ep2 is calculated. This is because, in the eye E actually, a region corresponding to the estimated pupil Ep2 (a region in which the reflected light beam is transmitted through the estimated pupil Ep2) is cut out from the region Ae through which the reflected light beam Lr is transmitted through the pupil Ep1. Therefore, it is considered that the same analysis result (refractive state) as when wavefront analysis is performed based on the light reception result of the reflected light beam from the eye E in the state of the estimated pupil Ep2 can be obtained.
  • the estimated pupil Ep2 reduced in the daytime is obtained in advance by obtaining the diameter dimension d of the pupil Ep in the daytime and estimating it as a circle having a diameter dimension d centered on the center position c of the widened pupil Ep1. Can be sought.
  • the diameter dimension d a measurement result of the eye E under brightness that can be regarded as daytime (in a daytime environment) may be used, or an average diameter dimension of a pupil in a daytime environment may be used.
  • the center position of the pupil is displaced or the shape of the pupil is changed.
  • FIG. 6B it is assumed that the center position of the eye E to be examined is substantially circular and opened widely (see the symbol Ep1 in FIG. 6A).
  • the pupil is reduced, the pupil is distorted from a substantially circular shape as indicated by symbol Ep3, and the center position c ′ is also displaced from the center position c.
  • the calculated refraction state is different from the refraction state in the pupil reduced in actual daytime.
  • the estimated pupil Ep2 reduced in the daytime as the estimation result is reduced in the actual daytime. It is difficult to match with the pupil Ep3.
  • the light source 81 of the fixation optical system 80 that emits visible light to cause the eye E to observe the fixation target image is supplied to the light amount changeover switch 12a of the input unit 12.
  • the amount of light is variable under the control of the control calculation unit 11 based on the above operation, and the eye E can be irradiated with the brightness equivalent to that at night and with the same brightness as in the daytime. be able to.
  • the light source 81 of the fixation optical system 80 is used as a light amount that irradiates the eye E with a brightness equivalent to that in a nighttime environment.
  • the measurement start switch 12b by measuring the wavefront aberration by operating the measurement start switch 12b, as shown in FIG. 8, the state where the pupil Ep of the eye E is opened wide (see the symbol Ep1 in FIG. 6A).
  • the refraction state including all of the actual optical elements in the area Ae through which the reflected light beam Lr is transmitted can be calculated.
  • measurement is performed while illuminating the eye E with the light source 81 of the fixation optical system 80 as the amount of light that irradiates the eye E with the same brightness as in the daytime environment by operating the light amount switch 12a.
  • the region where the reflected light beam Lr is transmitted with respect to the state in which the pupil of the eye E is reduced see symbol Ep3 in FIG. 6B
  • a refraction state can be computed that encompasses all of the actual optical elements at Ar.
  • the center position (see symbols c and c ′ in FIG. 6B) of the pupil Ep1 that is wide open and the pupil Ep3 that is contracted is shifted from each other.
  • the fixation direction of the eye E is adjusted by observing the fixation target image with the fixation optical system 80, the eyeball is rotated around the rotation point in the eye E (reference numeral in FIG. 6B).
  • c and c ′) are positioned on the measurement optical axis, so that the wavefront aberration can be appropriately measured without changing the measurement optical axis (see FIG. 7).
  • the refraction state including all the actual optical elements in the region Ae (see FIG. 8) through which the reflected light beam Lr is transmitted can be calculated with respect to the widely opened pupil Ep1 (see FIG. 6A).
  • all of the actual optical elements in the region Ar see FIG.
  • the refraction state can be calculated. Therefore, regardless of the displacement of the center position of the pupil Ep or the change of the shape of the pupil Ep caused by the pupil Ep being greatly opened or shrunk, the actual eye E under an environment with different brightness is used. Each refraction state can be measured appropriately. In particular, in Example 1, the actual refraction state of the eye E under the nighttime environment and the actual refraction state of the eye E under the daytime environment can be appropriately measured. It is possible to greatly contribute to the appropriate prescriptions of the optimal spectacles and contact lenses intended for use in Japan and the optimal spectacles and contact lenses intended for use in the daytime.
  • the analysis processing unit 11c when the wavefront aberration is measured while illuminating the eye E with the visible light having the brightness in the nighttime environment, the analysis processing unit 11c outputs from the alignment observation optical system 60. Based on the received light signal S7, the center position c (see FIG. 6A) of the widely opened pupil Ep1 is calculated, and the wavefront aberration is measured while illuminating the eye E with bright visible light in the daytime environment. At this time, the analysis processing unit 11c calculates the reduced center position c ′ (see FIG. 6B) of the pupil Ep3 based on the light reception signal S7 from the alignment observation optical system 60.
  • the calculation result can be appropriately stored in the storage unit 11e and can be appropriately displayed on the display unit 13 under the control of the image display control unit 11d.
  • the analysis processing unit 11c analyzes the light reception signal S7 from the area sensor 61 of the alignment observation optical system 60, whereby the shape of the pupil Ep of the eye E can be acquired, and image display control is performed. It can be appropriately displayed on the display unit 13 under the control of the unit 11d. For this reason, the ophthalmologic apparatus 10 can acquire information on the center position and shape of the pupil Ep in which the pupil Ep is greatly opened or contracted.
  • the light source 81 is used to illuminate the eye E with visible light having a brightness in a nighttime environment, and to the eye E with a visible light having a brightness in a daytime environment.
  • it has been configured so that it can be switched to four levels of brightness including the one to be illuminated (operation to the light quantity switch 12a), it is intentionally caused by two or more different values (due to changes in the pupil diameter)
  • the actual refraction state of the eye E can be measured under different brightness environments, so long as the optical characteristics of the eye E can be changed.
  • the invention is not limited to the first embodiment described above.
  • the ophthalmologic apparatus 101 (see FIG. 9) of Modification 1 is different in the content of display control on the display unit 131 by the image display control unit 111d of the control calculation unit 111 and accordingly the configuration of the input unit 121 is different. Except for this, the basic configuration is the same as that of the ophthalmologic apparatus 10 of the first embodiment. Therefore, the same reference numerals as those in the first embodiment are given to the same functional parts, and the detailed description thereof is omitted.
  • FIG. 9 is an explanatory view similar to FIG. 2 showing an electric control system of the ophthalmologic apparatus 101 of the first modification.
  • FIG. 9 is an explanatory view similar to FIG. 2 showing an electric control system of the ophthalmologic apparatus 101 of the first modification.
  • the pupil diameter dimension Pd the size of the pupil diameter (the pupil diameter dimension, hereinafter referred to as the pupil diameter dimension Pd) is displayed on the display unit 131 in real time. It is explanatory drawing which shows the other example which displays the pupil diameter dimension Pd on the part 131 in real time.
  • the input unit 121 is provided with a light amount adjustment switch 12c in addition to a light amount changeover switch 12a and a measurement start switch 12b.
  • the light amount adjustment switch 12c is an operation switch for continuously changing the light amount of the light source 81. For this reason, the light quantity adjustment switch 12c functions as an adjustment operation unit for adjusting the light quantity of the visible light illumination means.
  • the image display control unit 111d of the control calculation unit 111 causes the display unit 131 to display the image of the eye E to be examined in real time (immediately) as shown in FIG.
  • the pupil diameter dimension Pd is displayed.
  • the pupil diameter dimension Pd can be calculated by analyzing the light reception signal S7 from the area sensor 61 of the alignment observation optical system 60 by the analysis processing unit 111c, and the image display control unit 111d is based on the calculation result. Is displayed on the display unit 131.
  • the examiner when measuring wavefront aberration, illuminates the eye E with the light source 81 of the fixation optical system 80 and operates the light amount adjustment switch 12 c of the input unit 121 while viewing the display unit 131.
  • the diameter dimension (pupil diameter dimension Pd) of the pupil Ep of the eye E can be adjusted, and at the time when the desired pupil diameter dimension Pd is reached, the measurement start switch 12b is operated to obtain a desired diameter. It is possible to calculate a refraction state including all of the actual optical elements in the region where the reflected light beam is transmitted to the eye E having the pupil diameter Pd.
  • the diameter dimension of the pupil Ep of the eye E (pupil diameter dimension Pd). Therefore, by using the same calculation function of the center position of the pupil Ep as in the first embodiment, it is possible to measure the center position of the pupil Ep at the desired pupil diameter dimension Pd.
  • the pupil diameter dimension Pd is calculated based on the light reception signal S7 from the area sensor 61 of the alignment observation optical system 60, and the pupil diameter dimension Pd is added to the image of the eye E based on the light reception signal S7.
  • the present invention is not limited to the first modification as long as the information on the pupil diameter Pd is displayed on the display unit 13 so that the examiner can easily recognize it.
  • the pupil diameter Pd is calculated based on the light reception signal S4 from the area sensor 31 of the light receiving optical system 30, and the pupil diameter Pd is displayed on the Hartmann image based on the light reception signal S4 as shown in FIG. It may be allowed.
  • the Hartmann plate 32 of the light receiving optical system 30 and the pupil Ep of the eye E to be examined are in a conjugate positional relationship, so that the pupil diameter dimension Pd and the division through the Hartmann plate 32 are performed.
  • the range of the Hartmann image (point image) projected onto the area sensor 31 by the luminous flux has a constant correlation regardless of the power of the eye E, so the pupil diameter dimension Pd is determined from the circumscribed circle of the Hartmann image. It depends on what you can ask for.
  • Modification 2 of Embodiment 1 Next, an ophthalmologic apparatus according to Modification 2 of Embodiment 1 will be described.
  • the ophthalmologic apparatus 102 see FIG.
  • FIG. 12 is an explanatory view similar to FIG. 2 showing an electric control system of the ophthalmologic apparatus 102 of the second modification.
  • a pupil diameter setting switch 12d is provided in the input unit 122 in addition to the light quantity changeover switch 12a, the measurement start switch 12b, and the light quantity adjustment switch 12c.
  • the pupil diameter setting switch 12d is an operation for inputting a pupil diameter dimension Pd (see FIG. 10 and FIG. 11) that serves as a reference for executing automatic wavefront aberration measurement under the control of the control calculation unit 112. Switch.
  • the pupil diameter setting value set by operating the pupil diameter setting switch 12d is appropriately processed by the input information processing unit 112a of the control calculation unit 112 and stored in the storage unit 112e.
  • control processing unit 112 is provided with a determination processing unit 112f in addition to the input information processing unit 112a, the drive control unit 112b, the analysis processing unit 112c, the image display control unit 112d, and the storage unit 112e. .
  • This determination processing unit 112f has the current pupil diameter size calculated based on the pupil diameter setting value stored in the storage unit 112e and the light reception signal S7 from the area sensor 61 of the alignment observation optical system 60 by the analysis processing unit 112c.
  • the information indicating that the information can be acquired is acquired, and a signal corresponding to the comparison result between the pupil diameter setting value and the current pupil diameter dimension is transmitted to the drive control unit 112b.
  • This comparison result indicates that the current pupil diameter size is smaller than the pupil diameter setting value, the current pupil diameter size is larger than the pupil diameter setting value, and the pupil diameter setting value and the current pupil diameter size. If they are equal, there are three types.
  • the drive control unit 112b that has received the signal from the determination processing unit 112f transmits a control signal S8 for reducing the light amount of the light source 81 to the light source 81 when the current pupil diameter size is smaller than the pupil diameter setting value.
  • a control signal S8 for increasing the light amount of the light source 81 is transmitted to the light source 81.
  • the pupil diameter setting value is equal to the current pupil diameter dimension, the wavefront aberration Run the measurement.
  • the examiner when the wavefront aberration is measured, the examiner operates the pupil diameter setting switch 12d of the input unit 122 to set a desired pupil diameter, so that the eye E to be examined has a desired pupil diameter.
  • the refractive state including all of the actual optical elements in the region where the reflected light flux is transmitted can be calculated.
  • the pupil diameter setting switch 12d of the input unit 122 is operated to set a desired pupil diameter dimension, and by causing the eye E to observe the fixation target image, the diameter dimension of the pupil Ep of the eye E is set. Therefore, by using the same function for calculating the center position of the pupil Ep as in the first embodiment, the center position of the pupil Ep having a desired pupil diameter can be measured.
  • the light receiving optical system 30 that measures wavefront aberration is used as the measurement optical system that measures the distribution of the optical characteristics within the pupil diameter of the eye E. Any method may be used as long as it measures the distribution of optical characteristics of the eye E by illuminating the fundus Ef with spot light and receiving the light beam reflected by the fundus Ef and passing through the pupil Ep of the eye E.
  • the configuration is not limited to one.
  • the fixation optical system 80 (its light source 81) is used as the visible light illuminating means.
  • the eye E is illuminated with visible light along the optical axis of the measurement optical system.
  • the structure provided separately from the fixation optical system 80 may be sufficient, and it is not limited to the structure of Example 1.

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Abstract

　被検眼に対し瞳孔径寸法の異なる状態における屈折状態を測定することのできる眼科装置であって、被検眼Ｅの瞳孔径内の光学特性の分布を測定可能な測定光学系(３０)を備え、測定光学系(３０)の光軸に沿って可視光により被検眼Ｅを照明する可視光照明手段(８０)を有し、可視光照明手段(８０)は、少なくとも、被検眼Ｅに対して、夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までを含む範囲で、照明する光量が可変とされており、測定光学系(３０)は、可視光照明手段(８０)により夜間の環境下と同等の明るさで照明された被検眼Ｅの光学特性の分布を測定可能であるとともに、可視光照明手段(８０)により昼間の環境下と同等の明るさで照明された被検眼Ｅの光学特性の分布を測定可能である眼科装置が提供される。

Description

眼科装置
　本発明は、被検眼の瞳孔径内の光学特性の分布の測定が可能な眼科装置に関する。
　従来、被検眼の眼特性の屈折状態の測定が可能な眼科装置が知られている。このような眼科装置に、被検眼の瞳孔径内の光学特性の分布の測定が可能な測定光学系を備え、被検眼の眼底に測定光線を照射し、その反射光束のうち瞳孔を通過した光束の受光結果に基づいて波面解析を行う（以下、波面収差の測定という）ことにより、当該被検眼の屈折力（屈折状態）を多面的に解析することのできるものがある（例えば、特許文献１参照）。
　ここで、被検眼では、昼間の環境下（明所）と夜間の環境下（暗所）とで瞳孔径が変化することから、それぞれの瞳孔径での屈折状態を測定することが求められる。このため、昼間における瞳孔径の大きさ（以下、昼間瞳孔径寸法という）を取得し、上記した眼科装置を用いて、夜間における大きく開いた状態の瞳孔の被検眼に対して波面収差の測定を行い、その波面解析を行うことにより被検眼の夜間の屈折状態を測定するとともに、大きく開いた状態の瞳孔と同心上の昼間瞳孔径寸法の領域での波面解析を行うことにより被検眼の昼間の屈折状態を測定することが考えられている。
特開２００４－１３５８１５号公報
　しかしながら、実際の被検眼では、瞳孔が大きく開かされたり小さく萎められたりする際、瞳孔の中心位置が変位したり瞳孔の形状が変化したりすることから、上記した特許文献１（本願と同一出願人による）に記載の方法による被検眼の昼間の環境下での屈折状態の測定結果には改善の余地がある。
　本発明は、上記の事情に鑑みて為されたもので、被検眼に対し瞳孔径寸法の異なる状態における屈折状態を測定することのできる眼科装置を提供することを目的とする。
　本発明の一実施態様によれば、被検眼の瞳孔径内の光学特性の分布を測定可能な測定光学系を備える眼科装置であって、前記測定光学系の光軸に沿って可視光により前記被検眼を照明する可視光照明手段を有し、該可視光照明手段は、少なくとも、前記被検眼に対して、夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までを含む範囲で、照明する光量が可変とされており、前記測定光学系は、前記可視光照明手段により夜間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の光学特性の分布を測定可能であるとともに、前記可視光照明手段により昼間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の光学特性の分布を測定可能であることを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の別の実施態様によれば、上記眼科装置において、前記可視光照明手段が、前記被検眼に固視標像を投影する固視光学系であることを特徴とする。
　本発明の別の実施態様によれば、上記に記載の眼科装置において、前記可視光照明手段では、前記被検眼に対して夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量と、該被検眼に対して昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量と、を含み、意図的に異なる２つ以上の予め設定された値で、光量が切り換え可能とされていることを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の別の実施態様によれば、上記に記載の眼科装置において、前記被検眼の測定情報を表示可能な表示部と、前記可視光照明手段の光量の調整のための調整操作部と、前記被検眼の瞳孔径寸法を測定する瞳孔径寸法計測手段と、をさらに有し、前記表示部には、前記瞳孔径寸法が即時的に表示されることを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の別の実施態様によれば、上記記載の眼科装置において、前記被検眼の瞳孔径寸法を測定する瞳孔径寸法計測手段と、前記測定光学系および前記可視光照明手段を制御する制御部と、をさらに有し、該制御部は、前記可視光照明手段の光量を変更して前記瞳孔径寸法が所定の大きさとなると、前記測定光学系による前記被検眼の光学特性の分布の測定を実行させることを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の別の実施態様によれば、上記に記載の眼科装置において、前記測定光学系が、前記被検眼の眼底をスポット光で照明し、該眼底により反射されて前記被検眼の瞳孔を通過した光束を受光することにより、前記被検眼の光学特性の分布を測定することを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の別の実施態様によれば、上記に記載の眼科装置において、前記測定光学系が、波面収差を測定することにより、前記被検眼の光学特性の分布を測定することを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の別の実施態様によれば、上記に記載の眼科装置において、前記被検眼の光学特性は、少なくとも屈折状態を含むことを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の別の実施態様によれば、上記に記載の眼科装置において、前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定する中心位置測定手段を有することを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の別の実施態様によれば、被検眼の瞳孔径内の光学特性の分布を測定可能な測定光学系を備える眼科装置であって、前記測定光学系の光軸に沿って可視光により前記被検眼を照明する可視光照明手段と、前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定する中心位置測定手段と、を有し、前記可視光照明手段が、少なくとも、前記被検眼に対して、夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までを含む範囲で、照明する光量が可変とされており、前記中心位置測定手段が、前記可視光照明手段により夜間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定可能であるとともに、前記可視光照明手段により昼間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定可能であることを特徴とする眼科装置が提供される。
　本発明の眼科装置の一態様によれば、被検眼に対し瞳孔径寸法の異なる状態における光学特性を測定することができる。
　上記した構成に加えて、前記可視光照明手段は、前記被検眼に固視標像を投影する固視光学系であることとすると、新たな光源を設ける必要がないことから簡易な構成とすることができるとともに、測定の際に被検者は固視標像を観察するだけでよいことから、被検者に違和感を覚えさせることなく瞳孔径を変化させることができる。
　上記した構成に加えて、前記可視光照明手段では、前記被検眼に対して夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量と、該被検眼に対して昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量と、を含み、意図的に異なる２つ以上の予め設定された値で、光量が切り換え可能とされていることとすると、容易に昼間の環境下での瞳孔径寸法での光学特性と、夜間の瞳孔径寸法での光学特性と、を測定することができる。
　上記した構成に加えて、前記被検眼の測定情報を表示可能な表示部と、前記可視光照明手段の光量の調整のための調整操作部と、前記被検眼の瞳孔径寸法を測定する瞳孔径寸法計測手段と、をさらに有し、前記表示部には、前記瞳孔径寸法が即時的に表示されることとすると、表示部に表示された瞳孔径寸法を見ながら調整操作部を操作することにより、所望の瞳孔径寸法での光学特性を測定することができる。
　上記した構成に加えて、前記被検眼の瞳孔径寸法を測定する瞳孔径寸法計測手段と、前記測定光学系および前記可視光照明手段を制御する制御部と、をさらに有し、該制御部は、前記可視光照明手段の光量を変更して前記瞳孔径寸法が所定の大きさとなると、前記測定光学系による前記被検眼の光学特性の分布の測定を実行させることとすると、自動的に所定の瞳孔径寸法での光学特性を測定することができる。
　上記した構成に加えて、前記測定光学系は、前記被検眼の眼底をスポット光で照明し、該眼底により反射されて前記被検眼の瞳孔を通過した光束を受光することにより、前記被検眼の光学特性の分布を測定することとすると、被検眼における反射光束が透過する瞳孔径に応じた領域での実際の光学的な要素の総てを包含した光学特性を得ることができる。
　上記した構成に加えて、前記測定光学系は、波面収差を測定することにより、前記被検眼の光学特性の分布を測定することとすると、被検眼における反射光束が透過する瞳孔径に応じた領域での実際の光学的な要素の総てを包含した光学特性を得ることができる。
　上記した構成に加えて、前記被検眼の光学特性は、少なくとも屈折状態を含むこととすると、被検眼に対し瞳孔径寸法の異なる状態における実際の屈折状態を測定することができる。
　上記した構成に加えて、前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定する中心位置測定手段を有することとすると、瞳孔が大きく開かされたり小さく萎められたりすることに伴って変位する瞳孔の中心位置を適切に得ることができる。
　本発明の眼科装置の別の態様によれば、被検眼の瞳孔径内の光学特性の分布を測定可能な測定光学系を備える眼科装置であって、前記測定光学系の光軸に沿って可視光により前記被検眼を照明する可視光照明手段と、前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定する中心位置測定手段と、を有し、前記可視光照明手段が、少なくとも、前記被検眼に対して、夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までを含む範囲で、照明する光量が可変とされており、前記中心位置測定手段が、前記可視光照明手段により夜間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定可能であるとともに、前記可視光照明手段により昼間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定可能であることとすると、瞳孔が大きく開かされたり小さく萎められたりすることに伴って変位する瞳孔の中心位置を適切に得ることができる。
本発明に係る眼科装置の光学系を模式的に示す説明図である。 眼科装置の電気制御系を模式的なブロック回路で示す説明図である。 被検眼側から正面視したプラチドリングパターンを模式的に示す説明図である。 エリアセンサ（その受光面）上で見た、プラチドリングパターンによる投影像を説明するための説明図である。 Ｚアライメントがずれた状態を説明するための図４と同様の説明図である。 被検眼の瞳孔の変化の様子を説明するための説明図であり、瞳孔が大きく開かれた状態を示している図である。 被検眼の瞳孔の変化の様子を説明するための説明図であり、瞳孔が縮小した状態とその推定状態とを示している図である。 瞳孔が縮小した被検眼に対する波面収差の測定の様子を説明するための説明図である。 瞳孔が大きく開かれた被検眼に対する波面収差の測定の様子を説明するための説明図である。 変形例１の眼科装置の電気制御系を示す図２と同様の説明図である。 変形例１の眼科装置において表示部に瞳孔径寸法をリアルタイムで表示させる一例を示す説明図である。 変形例１の眼科装置において表示部に瞳孔径寸法をリアルタイムで表示させる他の例を示す説明図である。 変形例２の眼科装置の電気制御系を示す図２と同様の説明図である。
　以下に、本発明に係る眼科装置の発明の実施の形態を図面を参照しつつ説明する。
　図１は、本発明に係る眼科装置１０の光学系を模式的に示す説明図である。図２は、眼科装置１０の電気制御系を模式的なブロック回路で示す説明図である。図３は、被検眼Ｅ側から正面視したプラチドリングパターン５１を模式的に示す説明図である。図４は、エリアセンサ６１（その受光面）上で見た、プラチドリングパターン５１による投影像を説明するための説明図であり、図５は、Ｚアライメントがずれた状態を説明するための図４と同様の説明図である。図６Ａ及び図６Ｂは、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐの変化の様子を説明するための説明図であり、図６Ａは瞳孔Ｅｐが大きく開かれた状態を示し、図６Ｂは瞳孔Ｅｐが縮小した状態とその推定状態とを示している。図７は、瞳孔Ｅｐが縮小した被検眼Ｅに対する波面収差の測定の様子を説明するための説明図である。図８は、瞳孔Ｅｐが大きく開かれた被検眼Ｅに対する波面収差の測定の様子を説明するための説明図である。なお、図６Ｂでは、理解容易のために、瞳孔が縮小する際の中心位置の変位や瞳孔の形状の変化を強調して示しており、実際の被検眼Ｅにおける変化の態様と合致するものではない。
　眼科装置１０は、実施例１では、被検眼Ｅの眼特性測定を行うべく波面収差を測定する波面収差測定装置である。この被検眼Ｅについては、図１では、網膜（眼底）Ｅｆ、角膜（前眼部）Ｅｃおよび水晶体Ｅｇを示している。
　眼科装置１０は、図１に示すように、光学系として、測定照明系２０と、受光光学系３０と、光学系移動手段４０と、前眼部照明系５０と、アライメント観察光学系６０と、ＸＹアライメント光学系７０と、固視光学系８０と、を備える。また、眼科装置１０は、図２に示すように、電気制御系として、制御演算部１１と、入力部１２と、表示部１３と、駆動部１４と、を備える。
　以下、本発明に係る模型眼が適用される眼科装置１０の光学系の大略構成、ブロック回路図の大略構成、この眼科装置の作用の概略を説明する。
（測定照明系２０の構成）
　測定照明系２０は、図１に示すように、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに照明光束としてのスポット光を照射する（図７および図８参照）のに用いられる。この測定照明系２０は、測定光源２１と、レンズ２２と、偏光ビームスプリッタ２３と、ダイクロイックミラー２４と、ダイクロイックミラー２５と、対物レンズ２６と、を有する。測定照明系２０では、レンズ２２と対物レンズ２６との間に偏光ビームスプリッタ２３およびダイクロイックミラー２４、２５が配置されている。偏光ビームスプリッタ２３は、照明光束のＰ偏光成分を反射し、後述する眼底Ｅｆからの反射光束のＳ偏光成分を透過するダイクロイックミラーにより構成される。ダイクロイックミラー２４は、照明光束および反射光束を反射し、後述する固視光束を透過する波長選択性ミラーにより構成されている。ダイクロイックミラー２５は、照明光束、反射光束および固視光束を反射し、後述する観察光束を透過させるダイクロイックミラーにより構成される。
　なお、被検眼Ｅからダイクロイックミラー２５までの光学要素は、測定照明系２０、受光光学系３０、アライメント観察光学系６０、ＸＹアライメント光学系７０、および固視光学系８０において共通であり、ダイクロイックミラー２５からダイクロイックミラー２４までの光学要素は測定照明系２０、受光光学系３０および固視光学系８０について共通であり、ダイクロイックミラー２４から偏光ビームスプリッタ２３までの光学要素は、測定照明系２０および受光光学系３０について共通である。
　測定光源２１は、実施例１では、近赤外線を発光するＳＬＤ（スーパールミネッセンスダイオード）が用いられている。なお、測定光源２１は、レーザーやＬＥＤ等を用いることもできる。この測定光源２１は、制御演算部１１（図２参照）からの制御信号Ｓ１によって制御される。
　この測定照明系２０は、測定光源２１から出射されレンズ２２を透過した光束を、偏光ビームスプリッタ２３、ダイクロイックミラー２４およびダイクロイックミラー２５で反射して対物レンズ２６の光軸上へと導き、その対物レンズ２６を経て被検眼Ｅの網膜（眼底）Ｅｆを照明する。
（受光光学系３０の構成）
　受光光学系３０は、測定照明系２０の照明による眼底Ｅｆからの反射光束をエリアセンサ３１に導く役割を果たす。この受光光学系３０は、エリアセンサ３１と、ハルトマン板３２と、レンズ３３と、レンズ３４と、反射鏡３５と、を有する。また、受光光学系３０は、上述したように、被検眼Ｅから偏光ビームスプリッタ２３までの光学系は測定照明系２０の光学系と共通とされている。反射鏡３５は、眼底Ｅｆからの反射光束の光軸を、測定光源２１から出射される照明光束の光軸の方向と平行にする役割を果たす。すなわち、受光光学系３０では、測定照明系２０により照明された被検眼Ｅの網膜（眼底）Ｅｆからの反射光束を、対物レンズ２６を経てダイクロイックミラー２４およびダイクロイックミラー２５で反射し、偏光ビームスプリッタ２３を透過させて反射鏡３５で反射することにより、レンズ３３、レンズ３４およびハルトマン板３２が配置された測定光軸上へと導く。レンズ３３は、レンズ３４を通過した反射光束を平行光束に変換してハルトマン板３２に導く。ハルトマン板３２は、光束を複数の分割光束に分割する機能を有する。眼底Ｅｆからの反射光束は、ハルトマン板３２によって複数の分割光束に分割され、各分割光束は、エリアセンサ３１の受光面上に集光される。エリアセンサ３１は、複数の分割光束を受光して光電変換することにより、ハルトマン板３２によって分割された複数の分割光束を受光し、各分割光束の受光光量に応じた受光信号Ｓ４を出力する。このエリアセンサ３１からの受光信号Ｓ４に基づいて波面収差が求められる。この波面収差の変化（エリアセンサ３１の受光面上の各輝点の理想波面に対する移動量）に基づき、解析する（エリアセンサ３１で得られた光束の傾き角度に基づいてゼルニケ解析を行う）ことにより、被検眼Ｅの光学特性（屈折状態や収差量等）を演算することができる。このため、受光光学系３０は、被検眼Ｅの瞳孔径内の光学特定の分布を測定可能な測定光学系として機能する。その受光信号Ｓ４は制御演算部１１（図２参照）に出力される。このエリアセンサ３１は、実施例１では、エリアＣＣＤが用いられている。なお、エリアセンサ３１は、ＣＭＯＳセンサ等を用いてもよい。
　受光光学系３０に用いられるハルトマン板３２は、光束を複数の分割光束に分割する部材であり、実施例１では、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等のマイクロレンズが用いられている。
（光学系移動手段４０の構成）
　光学系移動手段４０は、測定光源２１の移動のための光源移動手段４１と、センサユニット３６の移動のためのセンサ移動手段４２と、後述する視標ユニット８７の移動のための視標移動手段４３と、を有する。光源移動手段４１は、測定光源２１を測定照明系２０の測定光軸に沿って移動させる機能を有する。センサ移動手段４２は、センサユニット３６を、受光光学系３０の測定光軸に沿って移動させる機能を有する。視標移動手段４３については、後述する。
　この光源移動手段４１とセンサ移動手段４２とは、被検眼Ｅの屈折度数に応じて、測定光源２１と被検眼Ｅの網膜（眼底）Ｅｆとエリアセンサ３１（その受光面）とが略共役な位置関係となるように、それぞれ駆動される。このような移動の方法としては、あらかじめ「０」ディオプタ（以下、「０」Ｄと記載する）の被検眼Ｅを測定した時のエリアセンサ３１上の輝点の間隔を記憶し、実際に測定する被検眼Ｅを測定した際のエリアセンサ３１上の輝点間隔が、記憶している間隔と略一致する位置まで移動すればよい。実施例１では、測定光源２１の移動量とセンサユニット３６の移動量とが等しくなるように、測定照明系２０および受光光学系３０が光学的に構成され、測定光源２１とセンサユニット３６と、がリンクされており、光源移動手段４１とセンサ移動手段４２とが単一の駆動源（例えばモータ）で駆動される単一の光学系移動手段４０として構成とされている。また、後述するように、視標移動手段４３も単一の光学系移動手段４０として構成とされている。この光学系移動手段４０は、駆動部１４（図２参照）からの移動制御信号Ｓ３によって駆動制御される。
（前眼部照明系５０の構成）
　前眼部照明系５０は、前眼部（角膜）Ｅｃを所定パターンの照明光によって照明する役割を有し、被検眼Ｅの角膜Ｅｃの曲率の測定と、被検眼Ｅと装置の距離を一定に保つＺアライメントと、に用いられる。前眼部照明系５０は、プラチドリングパターン５１と、光源ＬＥＤ５２と、コリメータレンズ５３と、を有する。プラチドリングパターン５１は、図３に示すように、光を透過する多重のリングパターン５４、５５、５６と一対の開口５７と、を有する。リングパターン５４、５５、５６は、対物レンズ２６を取り囲む（対物レンズ２６の光軸を中心とする）同心円状とされている。一対の開口５７は、リングパターン５５の中心を通る（対物レンズ２６の光軸に直交する）直線上であってリングパターン５５上に設けられており、リングパターン５５の直径寸法と両開口５７の中心位置の間隔と、が等しい設定とされている。プラチドリングパターン５１は、裏面に配置されたＬＥＤ（図示せず）により照明されて、リングパターン５４、５５、５６を透過した光束により、被検眼Ｅの角膜Ｅｃをリング状の発光パターンで照明する。このプラチドリングパターン５１の裏面に設けられたＬＥＤは、制御演算部１１（図２参照）からの制御信号Ｓ６によって制御される。
　光源ＬＥＤ５２は、各開口５７に対応して、プラチドリングパターン５１の裏面側（被検眼Ｅから見て対物レンズ２６側）に設けられている。コリメータレンズ５３は、焦点位置が対応する光源ＬＥＤ５２の出射位置となるように光源ＬＥＤ５２とプラチドリングパターン５１との間に設けられており、光源ＬＥＤ５２から出射されプラチドリングパターン５１の裏面に向かう光束を平行光束とする。この各平行光束は、対応する開口５７を通過して、被検眼Ｅの角膜Ｅｃを照明する。この光源ＬＥＤ５２は、制御演算部１１（図２参照）からの制御信号Ｓ２によって制御される。
　この前眼部照明系５０は、プラチドリングパターン５１により、そのリングパターン５４、５５、５６を透過したリング状の発光パターンとして角膜Ｅｃを照明するとともに、光源ＬＥＤ５２からの平行光束で角膜Ｅｃを照明する。これらの光束は、角膜Ｅｃ（その表面）で反射され、この反射された光束（以下、観察光束という）が対物レンズ２６およびダイクロイックミラー２５を透過し、後述するアライメント観察光学系６０を経てそのエリアセンサ６１上にプラチドリングパターン５１のリングパターン５４、５５、５６によるリング状の投影像５４´、５５´、５６´を形成するとともに、一対の開口５７を通過した各光源ＬＥＤ５２による一対の輝点像５７´を形成する（図４および図５参照）。なお、実施例１では、エリアセンサ６１上には、リング状の投影像５４´、５５´、５６´、および一対の輝点像５７´の他に、後述するＸＹアライメント用の輝点像７１´も形成される（図４および図５参照）。このエリアセンサ６１上に結像する投影像５４´、５５´、５６´のリング径は、被検眼Ｅの角膜Ｅｃの曲率に依存することから、エリアセンサ６１からの受光信号（エリアセンサ６１上でのリング径）に基づいて、角膜Ｅｃの曲率を測定することができる。また、プラチドリングパターン５１におけるリング（リングパターン５４、５５、５６）の本数を多くしたり当該リングの間隔を密としたりすることにより、角膜Ｅｃの曲率だけではなく、角膜Ｅｃの詳細な形状を測定することができる。
　ここで、エリアセンサ６１上に結像する投影像５４´、５５´、５６´のリング径は、被検眼Ｅに対する装置本体の作動距離（角膜頂点から対物レンズ２６までの光学距離）、すなわち被検眼Ｅに対する測定照明系２０、受光光学系３０およびアライメント観察光学系６０の光軸方向の位置の影響を受けることから、当該距離（位置関係）を一定に保つ必要があり、これをＺアライメントという。このＺアライメントは、角膜Ｅｃの形状の測定のみならず、波面収差の測定の際にも必要である。Ｚアライメントは、以下のように行う。
　前眼部照明系５０は、上述したように、リング状の発光パターンに加えて一対の光源ＬＥＤ５２による輝点として角膜Ｅｃを照明する。この光束は、角膜Ｅｃ（その表面）で反射され、この反射された観察光束が対物レンズ２６およびダイクロイックミラー２５を透過し、後述するアライメント観察光学系６０を経て、そのエリアセンサ６１上に、リング状の投影像５４´、５５´、５６´に加えて一対の光源ＬＥＤ５２による一対の輝点像５７´を形成する（図４参照）。上述したように、プラチドリングパターン５１では、一対の開口５７がリングパターン５５上に設けられ、リングパターン５５の直径寸法と両開口５７の中心位置の間隔と、が等しく設定されている。また、前眼部照明系５０では、角膜Ｅｃに対する照明方向が対物レンズ２６の光軸方向に対して傾斜されているとともに、その光軸方向で見たプラチドリングパターン５１の裏面に設けられたＬＥＤの出射位置と光源ＬＥＤ５２の出射位置と、が異なって設定されている。このため、前眼部照明系５０によりエリアセンサ６１（その受光面）上に形成される像で見ると、Ｚアライメントが合致している場合、リング状の投影像５５´の直径寸法ＲＬと一対の輝点像５７´の中心位置の間隔ＤＬとが等しくなる（図４参照）。また、前眼部照明系５０によりエリアセンサ６１（その受光面）上に形成される像で見ると、Ｚアライメントの変化に拘らず、一対の輝点像５７´の中心位置の間隔ＤＬが変化することはないが、Ｚアライメントの変化に応じて、リング状の投影像５５´の直径寸法ＲＬが変化する。このことから、エリアセンサ６１（その受光面）上では、Ｚアライメントが合致していない場合、リング状の投影像５５´の直径寸法ＲＬと一対の輝点像５７´の中心位置の間隔ＤＬとに差異が生じる（図５参照）。このため、前眼部照明系５０によりエリアセンサ６１（その受光面）上に形成されるリング状の投影像５５´の直径寸法ＲＬと、一対の輝点像５７´の中心位置の間隔ＤＬとが等しくなるように、被検眼Ｅに対する装置の位置を前後させることにより、被検眼Ｅと装置との距離を一定に保つＺアライメントを実行することができる。
（アライメント観察光学系６０の構成）
　アライメント観察光学系６０は、前眼部照明系５０から照射された照明光束でかつ被検眼Ｅの前眼部Ｅｃにおいて反射された観察光束を用いて前眼部Ｅｃを観察する役割を有する。このアライメント観察光学系６０は、エリアセンサ６１と、レンズ６２と、レンズ６３と、ハーフミラー６４と、を有する。また、アライメント観察光学系６０は、上述したように、被検眼Ｅからダイクロイックミラー２５までの光学系が測定照明系２０の光学系と共通とされている。ハーフミラー６４は、ダイクロイックミラー２５とレンズ６３との間に配設され、角膜Ｅｃにおいて反射された観察光束をエリアセンサ６１に向けて透過し、後述するＸＹアライメント光学系７０から出射された調整光束を対物レンズ２６へ向けて反射する。レンズ６２は、反射光束を集光光束に変換してエリアセンサ６１に導く。エリアセンサ６１は、例えばＣＣＤによって構成されている。このエリアセンサ６１（ＣＣＤ）の受光面には、上述したように、前眼部照明系５０によるリング状の投影像５４´、５５´、５６´、および一対の輝点像５７´と、後述するＸＹアライメント光学系７０によるＸＹアライメント用の輝点像７１´と、が形成される。このエリアセンサ６１は、受光信号Ｓ７を制御演算部１１（図２参照）に送信する。
（ＸＹアライメント光学系７０の構成）
　ＸＹアライメント光学系７０は、被検眼ＥのＸＹ方向（被検眼Ｅの近傍における測定照明系２０および受光光学系３０等の光軸と垂直な面内）のアライメント調整を行う役割を果たす。ＸＹアライメント光学系７０は、アライメント光源７１と、レンズ７２と、反射鏡７３と、を有する。また、ＸＹアライメント光学系７０は、上述したように、被検眼Ｅからハーフミラー６４までの光学系はアライメント観察光学系６０と共通とされている。アライメント光源７１は、制御演算部１１（図２参照）からの制御信号Ｓ５によって制御される。ＸＹアライメント光学系７０では、アライメント光源７１から出射しレンズ７２を経て反射鏡７３で反射した光束を、ハーフミラー６４で反射させることにより、ダイクロイックミラー２５および対物レンズ２６を経て、被検眼Ｅの角膜Ｅｃを照明させる。ここで、エリアセンサ６１が、角膜Ｅｃの曲率によってできる虚像（プルキンエ像）と略共役となるように配置されており、ＸＹアライメント光学系７０から角膜Ｅｃを照明することにより、その角膜Ｅｃ（その表面）で反射された光束（以下、調整光束という）は、対物レンズ２６およびダイクロイックミラー２５を透過し、アライメント観察光学系６０を経てそのエリアセンサ６１上に集光したＸＹアライメント用の輝点像７１´を形成する（図４参照）。このＸＹアライメント光学系７０では、図４に示すように、被検眼Ｅの角膜頂点がアライメント観察光学系６０の光軸と一致しているとき、ＸＹアライメント用の輝点像７１´が、エリアセンサ６１（その受光面）上の中心に位置するように設定されている。ここで、ＸＹアライメント用の輝点像７１´は、被検眼Ｅの角膜頂点がアライメント観察光学系６０の光軸と直交する平面内で移動すると、その移動量に応じてエリアセンサ６１（その受光面）上を移動する。このことから、ＸＹアライメント用の輝点像７１´がエリアセンサ６１（その受光面）上の中心に位置するように、被検眼Ｅに対して装置本体を移動させることにより、ＸＹアライメントを実行することができる。
（固視光学系８０の構成）
　固視光学系８０は、例えば、被検眼Ｅに、固視や雲霧のための視標を投影する役割を有する。固視光学系８０は、被検眼Ｅに固視標像を投影する光学系であり、光源８１と、レンズ８２と、固視標８３と、レンズ８４と、レンズ８５と、反射鏡８６と、を有する。また、固視光学系８０は、上述したように、被検眼Ｅからダイクロイックミラー２４までの光学系は測定照明系２０と共通とされている。反射鏡８６は、光源８１から出射され、レンズ８２、固視標８３、レンズ８４およびレンズ８５を透過した光束（以下、固視光束という）を、測定照明系２０における測定光源２１からの照明光束の光軸の方向、および受光光学系３０におけるエリアセンサ３１に向かう反射光束の光軸の方向と一致させる役割を有する。光源８１は、可視領域の波長の光（以下、単に可視光という）を出射する光源であり、タングステンランプやＬＥＤが用いられている。また、光源８１は、光量が可変とされている。この可変な範囲としては、少なくとも、固視標像を観察させる被検眼Ｅに対して、夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までを含むものとされている。このため、固視光学系８０（その光源８１）は、測定光学系の光軸に沿って可視光により被検眼Ｅを照明する可視光照明手段として機能する。この実施例１では、光源８１は、夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までの４段階の明るさに切り換え可能な設定とされ、入力部１２の光量切換スイッチ１２ａへの操作に応じた制御演算部１１（図２参照）からの制御信号Ｓ８によって制御される。
　固視標８３は、図示は略すが風景や放射線のパターンからなり、光源８１から出射された光束により後方から照明される。この固視光学系８０では、光源８１から出射され固視標８３を透過した可視光（以下、固視光束という）を、レンズ８４およびレンズ８５を透過させ、反射鏡８６により反射させ、ダイクロイックミラー２４を透過させ、ダイクロイックミラー２５で反射して対物レンズ２６を経て被検眼Ｅに入射させることにより、その網膜（眼底）Ｅｆに固視標８３を投影させ、被検眼Ｅにその固視標像を観察させる。これにより、被検眼Ｅの視線を固視標８３に固定することができる。
　この固視光学系８０における光源８１、レンズ８２および固視標８３からなる視標ユニット８７は、視標移動手段４３により、固視光学系８０の固視光軸に沿って移動可能とされている。視標移動手段４３は、網膜（眼底）Ｅｆ上に固視標８３の像を形成できる位置（ピントの合う位置）まで、固視光学系８０を移動させるように駆動される。また、視標移動手段４３は、被検眼Ｅの度数を測定する場面では、被検眼Ｅの調節の影響をなくすために、ピントが合わなくなる位置まで移動する雲霧を行う。なお、視標移動手段４３は、実施例１では、測定光源２１とセンサユニット３６とがリンクされ、センサ移動手段４２および光源移動手段４１と単一の光学系移動手段４０として構成とされており、単一の駆動源（例えばモータ）で駆動される。このため、視標ユニット８７は、視標移動手段４３すなわち光学系移動手段４０への移動制御信号Ｓ３によって駆動制御される。
（電気回路の構成）
　上述したように、眼科装置１０は、図２に示すように、電気制御系として、制御演算部１１と、入力部１２と、表示部１３と、駆動部１４と、を備える。
　制御演算部１１には、受光光学系３０のエリアセンサ３１からの受光信号Ｓ４と、アライメント観察光学系６０のエリアセンサ６１からの受光信号Ｓ７と、が入力される。また、制御演算部１１には、入力部１２からの操作信号が入力される。この制御演算部１１は、入力情報処理部１１ａと、駆動制御部１１ｂと、解析処理部１１ｃと、画像表示制御部１１ｄと、記憶部１１ｅと、を有する。
　入力情報処理部１１ａは、入力される受光信号Ｓ４、受光信号Ｓ７、および入力部１２からの操作信号を適宜処理して駆動制御部１１ｂ、解析処理部１１ｃ、画像表示制御部１１ｄ、および記憶部１１ｅへと送信する。
　駆動制御部１１ｂは、入力情報処理部１１ａからの信号（入力部１２からの操作信号等）に基づいて、測定照明系２０の測定光源２１を駆動制御（点灯および消灯）したり、光学系移動手段４０を駆動制御したり、前眼部照明系５０のプラチドリングパターン５１と光源ＬＥＤ５２、ＸＹアライメント光学系７０のアライメント光源７１、固視光学系８０の光源８１、および駆動部１４を駆動制御する。また、駆動制御部１１ｂは、解析処理部１１ｃの演算結果に応じた信号に基づいて制御を行う。すなわち、測定照明系２０の測定光源２１、前眼部照明系５０のプラチドリングパターン５１と光源ＬＥＤ５２、ＸＹアライメント光学系７０のアライメント光源７１、固視光学系８０の光源８１に制御信号Ｓ１、Ｓ２、Ｓ５、Ｓ６、Ｓ８を送信して制御したり、駆動部１４を駆動して移動制御信号Ｓ３を光学系移動手段４０へと送信させる。さらに、駆動制御部１１ｂは、眼科装置１０の機能を発揮させるための諸制御を行う。ついで、記憶部１１ｅに格納した制御用プログラムを用いて測定光源２１から射出される光の光量の調整等に関して自動制御を行っても良い。
　解析処理部１１ｃは、入力情報処理部１１ａからの信号（受光光学系３０からの受光信号Ｓ４、およびアライメント観察光学系６０からの受光信号Ｓ７）に基づいて被検眼Ｅの波面収差、屈折力等を演算する。また、解析処理部１１ｃは、測定された波面収差およびその他の測定データから被検眼Ｅに関する種々の光学特性、例えば、点像分布係数（ＰＳＦ）、被検眼の伝達特性を示すＭＴＦ（Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ　Ｔｒａｎｓｆｅｒ　Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）、瞳孔径寸法、コントラスト感度等を演算する。このため、解析処理部１１ｃは、瞳孔径寸法計測手段として機能する。さらに、解析処理部１１ｃは、これら演算結果に応じた信号又は他の信号・データを、光学系および電気制御系の制御を行う駆動制御部１１ｂと、画像表示制御部１１ｄと、記憶部１１ｅとに適宜出力する。
　画像表示制御部１１ｄは、入力情報処理部１１ａからの信号（受光光学系３０からの受光信号Ｓ４およびアライメント観察光学系６０からの受光信号Ｓ７等）に基づいて、被検眼Ｅの前眼部Ｅｃの画像または波面を示す画像等を表示させるための信号を表示部１３へと出力する。また、画像表示制御部１１ｄは、測定結果、演算結果、解析結果や操作者がデータを入力、指示するためのウインドウ等を表示させるための信号を表示部１３へと出力する。
　記憶部１１ｅは、被検眼Ｅに関するデータ、波面収差の演算に用いるデータ、測定における設定データ等を格納する。すなわち、入力情報処理部１１ａや駆動制御部１１ｂや解析処理部１１ｃから送信された情報を適宜格納し、当該格納した情報を、入力情報処理部１１ａや駆動制御部１１ｂや解析処理部１１ｃや画像表示制御部１１ｄからの求めに応じて適宜引き出させる。また、記憶部１１ｅは、測定を自動的に行う場合等の制御用プログラムを記憶する。
　入力部１２は、操作者が、所定の設定、指示、データ等の各種入力信号を入力するための、スイッチ、ボタン、キーボード等である。ここでは、表示部１３に表示されたボタン、アイコン、位置、領域等を支持するためのポインティングデバイス等も含むものとする。入力部１２は、自らに為された操作に応じた操作信号を制御演算部１１に出力する。入力部１２は、実施例１では、光量切換スイッチ１２ａと測定開始スイッチ１２ｂとを有する。光量切換スイッチ１２ａは、光源８１の光量を、設定された夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までの４段階の明るさに切り換えるためのものであり、測定開始スイッチ１２ｂは、各種測定を実行させるためのものである。
　表示部１３は、測定結果、演算結果、解析結果や操作者がデータを入力、指示するためのウインドウ、被検眼Ｅの画像等を表示する。表示部１３は、制御演算部１１の制御下で、適宜表示を行う。
　駆動部１４は、例えば、制御演算部１１に入力されたエリアセンサ３１からの受光信号Ｓ４に基づいて、測定照明系２０の測定光源２１（光源移動手段４１）、受光光学系３０のセンサユニット３６（センサ移動手段４２）、および固視光学系８０の視標ユニット８７（視標移動手段４３）を一体的に光軸方向に移動させる光学系移動手段４０を駆動する。この駆動部１４は、光学系移動手段４０に対して移動制御信号Ｓ３を出力することにより、当該光学系移動手段４０を駆動する。
（波面収差の測定の概要）
　この眼科装置１０では、波面収差の測定を行う際、図１に示すように、固視光学系８０の光源８１を点灯し、被検眼Ｅに固視標像を観察させる。この状態において、ＸＹアライメントにより被検眼Ｅの角膜頂点と装置本体の測定光軸（対物レンズ２６の光軸）とを一致させるとともに、Ｚアライメントにより被検眼Ｅの角膜頂点から装置本体までの距離を一定に保つ。その後、測定照明系２０の測定光源２１を光学系移動手段４０により基準位置に移動して、その測定光源２１を点灯する。このとき、受光光学系３０のセンサユニット３６および固視光学系８０の視標ユニット８７も光学系移動手段４０により一体的に移動されることから、基準位置とされる。この基準位置において、被検眼Ｅの屈折状態の仮測定を行い、この仮測定の結果に基づいて被検眼Ｅの屈折力を打ち消す位置に、測定照明系２０の測定光源２１、受光光学系３０のセンサユニット３６および固視光学系８０の視標ユニット８７を移動させ、その位置で再度被検眼Ｅの屈折状態を測定する。この再度の測定の結果、受光光学系３０のセンサユニット３６が被検眼Ｅの屈折力を略打ち消す位置となっていた場合、固視光学系８０の視標ユニット８７をプラス側へと移動して固視標像を雲霧させる。この状態で、被検眼Ｅの屈折状態および収差の測定を行う。
　この測定では、測定照明系２０において、測定光源２１から出射されレンズ２２を透過した光束を、偏光ビームスプリッタ２３、ダイクロイックミラー２４およびダイクロイックミラー２５で反射して対物レンズ２６の光軸上へと導き、その対物レンズ２６を経て被検眼Ｅの眼底Ｅｆを照明する。これを照明光束Ｌｉとすると、図７および図８に示すように、極めて小さな径の光束として対物レンズ２６を経て被検眼Ｅへと入射し、眼底Ｅｆの微小な領域（スポット光）を照明する。すると、眼底Ｅｆでは、照明光束Ｌｉが反射され、その反射された光束のうち瞳孔Ｅｐ（虹彩Ｅｉの内方）を通過した光束が、対物レンズ２６へ向かう。これを反射光束Ｌｒとすると、反射光束Ｌｒは、図１に示すように、対物レンズ２６を経て受光光学系３０へと導かれる。すなわち、反射光束Ｌｒは、受光光学系３０において、対物レンズ２６を経てダイクロイックミラー２４およびダイクロイックミラー２５で反射され、偏光ビームスプリッタ２３を透過して反射鏡３５で反射され、レンズ３３、レンズ３４およびハルトマン板３２へ向かい、このハルトマン板３２を経て複数の分割光束に分割されてエリアセンサ３１の受光面上に集光される。エリアセンサ３１は、各分割光束を受光して光電変換することにより、各分割光束の受光光量に応じた受光信号Ｓ４を制御演算部１１へと出力する。制御演算部１１は、解析処理部１１ｃにおいて受光信号Ｓ４により取得したデータから波面収差を得ることができ、この波面収差の変化（エリアセンサ３１の受光面上の各輝点の理想波面に対する移動量）に基づき解析することにより、被検眼Ｅの光学特性（屈折状態や収差量等）を演算することができる。ここで、この演算された屈折状態は、図７および図８に示すように、被検眼Ｅにおける反射光束Ｌｒが透過した領域（図７でハッチを付した領域（符号Ａｒ）および図８でハッチを付した領域（符号Ａｅ）参照）での実際の光学的な要素の総てを包含したものとなる。
（従来技術の問題点）
　被検眼では、昼間の環境下（明所）（以下では、単に「昼間の」ともいう）と夜間の環境下（暗所）（以下では、単に「夜間の」ともいう）とでは瞳孔径が変化することから、それぞれの環境下でのより正確な屈折状態を得るために、それぞれの瞳孔径での屈折状態を測定することが求められている。ここで、上述したように、波面収差の測定においては、被検眼Ｅにおける反射光束Ｌｒが透過した領域（図７の符号Ａｒおよび図８の符号Ａｅ参照）での実際の光学的な要素の総てを包含した屈折状態を得ることができることから、従来では、以下のように、昼間と夜間との被検眼の屈折状態を測定している。
　先ず、図８に示すように、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐを大きく開かせた状態（散瞳）で（図６Ａの符号瞳孔Ｅｐ１参照）、その被検眼Ｅに照明光束Ｌｉを照射し、その反射光束Ｌｒの受光結果に基づいて波面解析を行うことにより、被検眼Ｅにおいて、大きく開かれた瞳孔Ｅｐ１に対して反射光束Ｌｒが透過した領域Ａｅでの実際の光学的な要素の総てを包含した屈折状態を演算する。例えば、このときの屈折状態を夜間における屈折状態とする。
　次に、図６Ｂに示すように、大きく開かれた瞳孔Ｅｐ１に対する反射光束Ｌｒの受光結果のうち、昼間における縮小した推定瞳孔Ｅｐ２に相当する領域のみの受光結果に基づいて波面解析を行うことにより、推定瞳孔Ｅｐ２に対する屈折状態を演算する。これは、実際に被検眼Ｅにおいて、瞳孔Ｅｐ１に対して反射光束Ｌｒが透過した領域Ａｅから、推定瞳孔Ｅｐ２に対応する領域（推定瞳孔Ｅｐ２に対して反射光束が透過した領域）を切り出したこととなるので、実際に推定瞳孔Ｅｐ２の状態での被検眼Ｅからの反射光束の受光結果に基づいて波面解析を行った場合と同様の解析結果（屈折状態）を得ることができるものと考えられる。ここで、昼間における縮小した推定瞳孔Ｅｐ２は、昼間における瞳孔Ｅｐの径寸法ｄを予め取得し、大きく開かれた瞳孔Ｅｐ１の中心位置ｃを中心とする径寸法ｄの円と推定することにより、求めることができる。この径寸法ｄは、昼間と見なせる明るさ（昼間の環境下）での被検眼Ｅの測定結果を用いてもよく、昼間の環境下における瞳孔の平均的な径寸法を用いてもよい。
　ところが、実際の被検眼では、瞳孔が大きく開かされたり小さく萎められたりする際、瞳孔の中心位置が変位したり瞳孔の形状が変化したりする。これは、例えば、図６Ｂに示すように、被検眼Ｅにおいて、瞳孔が略円形で大きく開かれた状態（図６Ａの符号Ｅｐ１参照）における中心位置が符号ｃで示す位置であったとして、実際に瞳孔が縮小すると符号Ｅｐ３で示すように、瞳孔が略円形から歪むとともに、その中心位置ｃ´も中心位置ｃから変位する。このため、上記した従来の方法では、演算した屈折状態は、実際の昼間において縮小した瞳孔における屈折状態とは異なるものとなってしまう。ここで、上記したような瞳孔の中心位置の変位や瞳孔の形状の変化の態様は、被検眼毎に異なることから、推定結果としての昼間における縮小した推定瞳孔Ｅｐ２を、実際の昼間における縮小した瞳孔Ｅｐ３に合致させることは困難である。
（本願発明の眼科装置の作用）
　本願発明の眼科装置１０では、上述したように、被検眼Ｅに固視標像を観察させるために可視光を出射する固視光学系８０の光源８１が、入力部１２の光量切換スイッチ１２ａへの操作に基づく制御演算部１１の制御下において光量が可変とされており、被検眼Ｅに対して、夜間と同等の明るさで照射することができ、かつ昼間と同等の明るさで照射することができる。
　このため、眼科装置１０では、光量切換スイッチ１２ａへの操作により、固視光学系８０の光源８１を夜間の環境下と同等の明るさで被検眼Ｅを照射する光量として、被検眼Ｅを照明しつつ、例えば、測定開始スイッチ１２ｂの操作で波面収差の測定を行うことにより、図８に示すように、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐを大きく開かせた状態（図６Ａの符号Ｅｐ１参照）に対して反射光束Ｌｒが透過した領域Ａｅでの実際の光学的な要素の総てを包含した屈折状態を演算することができる。
　また、光量切換スイッチ１２ａへの操作により、固視光学系８０の光源８１を昼間の環境下と同等の明るさで被検眼Ｅを照射する光量として、被検眼Ｅを照明しつつ、例えば、測定開始スイッチ１２ｂの操作で波面収差の測定を行うことにより、図７に示すように、被検眼Ｅの瞳孔を縮小させた状態（図６Ｂの符号Ｅｐ３参照）に対して反射光束Ｌｒが透過した領域Ａｒでの実際の光学的な要素の総てを包含した屈折状態を演算することができる。ここで、上述したように、大きく開かれた瞳孔Ｅｐ１と縮小した瞳孔Ｅｐ３とでは、中心位置（図６Ｂの符号ｃおよび符号ｃ´参照）が互いにズレているが、波面収差の測定の際には固視光学系８０による固視標像の観察により被検眼Ｅの固視方向を調整していることから、被検眼Ｅでは眼球が回旋点を中心に旋回されて中心位置（図６Ｂの符号ｃおよび符号ｃ´参照）が測定光軸上に位置されることとなるので、当該測定光軸を変更しなくても波面収差を適切に測定することができる（図７参照）。
　このように、本願発明の眼科装置１０では、固視光学系８０の光源８１の光量を意図的に変更しつつ波面収差の測定を行うことにより、詳細には、夜間の環境下の明るさの可視光で被検眼Ｅを照明しつつ波面収差の測定を行うとともに昼間の環境下の明るさの可視光で被検眼Ｅを照明しつつ波面収差の測定を行うことにより、夜間の明るさに対応する大きく開かれた瞳孔Ｅｐ１（図６Ａ参照）に対して反射光束Ｌｒが透過した領域Ａｅ（図８参照）での実際の光学的な要素の総てを包含した屈折状態を演算することができるとともに、実際の昼間の明るさに対応する縮小した瞳孔Ｅｐ３（図６Ｂ参照）に対して反射光束Ｌｒが透過した領域Ａｒ（図７参照）での実際の光学的な要素の総てを包含した屈折状態を演算することができる。このため、瞳孔Ｅｐが大きく開かされたり小さく萎められたりすることに伴う瞳孔Ｅｐの中心位置の変位や瞳孔Ｅｐの形状の変化に拘らず、異なる明るさの環境下における実際の被検眼Ｅの屈折状態をそれぞれ適切に測定することができる。特に、実施例１では、夜間の環境下での実際の被検眼Ｅの屈折状態と、昼間の環境下での実際の被検眼Ｅの屈折状態と、を適切に測定することができるので、夜間での使用を目的とする最適な眼鏡やコンタクトレンズと、昼間での使用を目的とする最適な眼鏡やコンタクトレンズと、のそれぞれの適切な処方に大きく貢献することができる。
　加えて、本願発明の眼科装置１０では、夜間の環境下の明るさの可視光で被検眼Ｅを照明しつつ波面収差の測定を行った際、解析処理部１１ｃがアライメント観察光学系６０からの受光信号Ｓ７に基づいて大きく開かれた瞳孔Ｅｐ１の中心位置ｃ（図６Ａ参照）を演算するとともに、昼間の環境下の明るさの可視光で被検眼Ｅを照明しつつ波面収差の測定を行った際、解析処理部１１ｃがアライメント観察光学系６０からの受光信号Ｓ７に基づいて縮小した瞳孔Ｅｐ３の中心位置ｃ´（図６Ｂ参照）を演算する。この演算結果は、適宜記憶部１１ｅに格納するとともに、画像表示制御部１１ｄの制御下で表示部１３に適宜表示させることができる。また、眼科装置１０では、アライメント観察光学系６０のエリアセンサ６１からの受光信号Ｓ７を解析処理部１１ｃが解析することにより、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐの形状を取得することができ、画像表示制御部１１ｄの制御下で表示部１３に適宜表示させることができる。このため、眼科装置１０では、瞳孔Ｅｐが大きく開いたり小さく縮んだりした瞳孔Ｅｐの中心位置や形状の情報を取得することができる。
　なお、上記した実施例１では、光源８１の光量を、夜間の環境下の明るさの可視光で被検眼Ｅを照明するものと、昼間の環境下の明るさの可視光で被検眼Ｅを照明するものとを含む、４段階の明るさに切り換え可能な構成（光量切換スイッチ１２ａへの操作）とされていたが、意図的に異なる２つ以上の値（瞳孔径寸法の変化に起因して実質的な被検眼Ｅの光学特性の変化が生じ得る観点で異なる値）に切り換えるものであれば、異なる明るさの環境下における実際の被検眼Ｅの屈折状態をそれぞれ測定することができるので、上記した実施例１に限定されるものではない。
[実施例１の変形例１]
　次に、実施例１の変形例１の眼科装置１０１について説明する。この変形例１の眼科装置１０１（図９参照）は、制御演算部１１１の画像表示制御部１１１ｄによる表示部１３１への表示制御の内容が異なること、およびそれに伴って入力部１２１の構成が異なることを除くと、その基本的な構成は実施例１の眼科装置１０と同様であるので、同一機能部分には実施例１と同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。なお、図９は、変形例１の眼科装置１０１の電気制御系を示す図２と同様の説明図である。また、図１０は、表示部１３１に瞳孔径の大きさ寸法（瞳孔の直径寸法であり、以下、瞳孔径寸法Ｐｄという）をリアルタイムで表示させる一例を示す説明図であり、図１１は、表示部１３１に瞳孔径寸法Ｐｄをリアルタイムで表示させる他の例を示す説明図である。
　眼科装置１０１では、図９に示すように、入力部１２１に、光量切換スイッチ１２ａと測定開始スイッチ１２ｂと、に加えて、光量調整スイッチ１２ｃが設けられている。この光量調整スイッチ１２ｃは、光源８１の光量を連続的に変化させるための操作スイッチである。このため、光量調整スイッチ１２ｃは、可視光照明手段の光量の調整のための調整操作部として機能する。
　眼科装置１０１では、制御演算部１１１の画像表示制御部１１１ｄが表示部１３１に、図１０に示すように、被検眼Ｅの画像をリアルタイムで（即時的に）表示させるとともに、その画像に重ねて瞳孔径寸法Ｐｄを表示させる。この瞳孔径寸法Ｐｄは、アライメント観察光学系６０のエリアセンサ６１からの受光信号Ｓ７を、解析処理部１１１ｃが解析することにより、演算することができ、この演算結果に基づいて画像表示制御部１１１ｄが表示部１３１に表示させる。
　この眼科装置１０１では、検者は、波面収差の測定を行う際、固視光学系８０の光源８１で被検眼Ｅを照明し、表示部１３１を見つつ入力部１２１の光量調整スイッチ１２ｃを操作することにより、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐの径寸法（瞳孔径寸法Ｐｄ）を調節することができるとともに、所望の瞳孔径寸法Ｐｄとなった時点で測定開始スイッチ１２ｂを操作することにより、所望の瞳孔径寸法Ｐｄとした被検眼Ｅに対して反射光束が透過した領域での実際の光学的な要素の総てを包含した屈折状態を演算することができる。
　また、被検眼Ｅに固視標像を観察させて、表示部１３１を見つつ入力部１２１の光量調整スイッチ１２ｃを操作することにより、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐの径寸法（瞳孔径寸法Ｐｄ）を調節することができるので、実施例１と同様の瞳孔Ｅｐの中心位置の演算機能を利用することにより、所望の瞳孔径寸法Ｐｄである際の瞳孔Ｅｐの中心位置を測定することができる。
　なお、この変形例１では、アライメント観察光学系６０のエリアセンサ６１からの受光信号Ｓ７に基づいて瞳孔径寸法Ｐｄを演算するとともに、その受光信号Ｓ７に基づく被検眼Ｅの画像に瞳孔径寸法Ｐｄを重ねて表示させるものであったが、検者に容易に認識させるべく瞳孔径寸法Ｐｄの情報を表示部１３に表示させるものであればよく、変形例１に限定されるものではない。例えば、受光光学系３０のエリアセンサ３１からの受光信号Ｓ４に基づいて瞳孔径寸法Ｐｄを演算するとともに、図１１に示すように、受光信号Ｓ４に基づくハルトマン像に瞳孔径寸法Ｐｄを重ねて表示させるものであってもよい。これは、眼科装置１０１の光学系では、受光光学系３０のハルトマン板３２と被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐとが共役な位置関係とされていることから、瞳孔径寸法Ｐｄとハルトマン板３２を経た分割光束によりエリアセンサ３１上に投影されるハルトマン像（点像）の範囲とには、被検眼Ｅの度数に拘らず一定の相関関係があることから、ハルトマン像の外接円から瞳孔径寸法Ｐｄを求めることができることによる。
[実施例１の変形例２]
　次に、実施例１の変形例２の眼科装置について説明する。この変形例２の眼科装置１０２（図１２参照）は、制御演算部１１２の制御下で自動的に波面収差の測定を実行する例である。この変形例２の眼科装置１０２は、その基本的な構成は実施例１の眼科装置１０と同様であるので、同一機能部分には実施例１と同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。なお、図１２は、変形例２の眼科装置１０２の電気制御系を示す図２と同様の説明図である。
　眼科装置１０２では、図１２に示すように、入力部１２２に、光量切換スイッチ１２ａと測定開始スイッチ１２ｂと光量調整スイッチ１２ｃとに加えて、瞳孔径設定スイッチ１２ｄが設けられている。この瞳孔径設定スイッチ１２ｄは、制御演算部１１２の制御下での自動的な波面収差の測定の実行のための基準となる瞳孔径寸法Ｐｄ（図１０および図１１参照）を入力するための操作スイッチである。瞳孔径設定スイッチ１２ｄへの操作により設定された瞳孔径設定値は、制御演算部１１２の入力情報処理部１１２ａにより適宜処理されて記憶部１１２ｅに格納される。
　眼科装置１０２では、制御演算部１１２に、入力情報処理部１１２ａと駆動制御部１１２ｂと解析処理部１１２ｃと画像表示制御部１１２ｄと記憶部１１２ｅとに加えて、判断処理部１１２ｆが設けられている。
　この判断処理部１１２ｆは、記憶部１１２ｅに格納された瞳孔径設定値と、解析処理部１１２ｃがアライメント観察光学系６０のエリアセンサ６１からの受光信号Ｓ７に基づいて演算した現状の瞳孔径寸法の情報を取得可能と、を取得して、瞳孔径設定値と現状の瞳孔径寸法との比較結果に応じた信号を駆動制御部１１２ｂに送信する。この比較結果とは、瞳孔径設定値よりも現状の瞳孔径寸法が小さい場合と、瞳孔径設定値よりも現状の瞳孔径寸法が大きい場合と、瞳孔径設定値と現状の瞳孔径寸法とが等しいと、の３種類である。
　判断処理部１１２ｆからの信号を受けた駆動制御部１１２ｂは、瞳孔径設定値よりも現状の瞳孔径寸法が小さい場合、光源８１の光量を低減させる制御信号Ｓ８を光源８１へと送信し、瞳孔径設定値よりも現状の瞳孔径寸法が大きい場合、光源８１の光量を増加させる制御信号Ｓ８を光源８１へと送信し、瞳孔径設定値と現状の瞳孔径寸法とが等しい場合、波面収差の測定を実行させる。
　この眼科装置１０２では、検者は、波面収差の測定を行う際、入力部１２２の瞳孔径設定スイッチ１２ｄを操作して所望の瞳孔径を設定することにより、所望の瞳孔径とした被検眼Ｅに対して反射光束が透過した領域での実際の光学的な要素の総てを包含した屈折状態を演算することができる。
　また、入力部１２２の瞳孔径設定スイッチ１２ｄを操作して所望の瞳孔径寸法を設定し、被検眼Ｅに固視標像を観察させることにより、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐの径寸法を設定した値とすることができるので、実施例１と同様の瞳孔Ｅｐの中心位置の演算機能を利用することにより、所望の瞳孔径寸法である瞳孔Ｅｐの中心位置を測定することができる。
　以上、本発明による眼科装置を実施するための形態について説明してきたが、本発明は上記の本発明を実施するための形態に限定されるものではなく、その趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更可能である。
　なお、例えば、上記した実施例１では、被検眼Ｅの瞳孔径内の光学特性の分布を測定する測定光学系として波面収差を測定する受光光学系３０が用いられていたが、被検眼Ｅの眼底Ｅｆをスポット光で照明し、眼底Ｅｆにより反射されて被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐを通過した光束を受光することにより、被検眼Ｅの光学特性の分布を測定するものであればよく、実施例１の構成に限定されるものではない。
　また、例えば、上記した実施例１では、可視光照明手段として固視光学系８０（その光源８１）を利用していたが、測定光学系の光軸に沿って可視光により被検眼Ｅを照明するものであれば、固視光学系８０とは別に設ける構成であってもよく、実施例１の構成に限定されるものではない。
[関連出願への相互参照］
　本出願は、2009年4月24日に日本国特許庁に出願された特願2009－105753に基づく優先権を主張し、その全ての開示事項を本願明細書に参考文献として援用する。

Claims (10)

  1. 　被検眼の瞳孔径内の光学特性の分布を測定可能な測定光学系を備える眼科装置であって、
    　前記測定光学系の光軸に沿って可視光により前記被検眼を照明する可視光照明手段を有し、
    　該可視光照明手段は、少なくとも、前記被検眼に対して、夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までを含む範囲で、照明する光量が可変とされており、
    　前記測定光学系は、前記可視光照明手段により夜間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の光学特性の分布を測定可能であるとともに、前記可視光照明手段により昼間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の光学特性の分布を測定可能であることを特徴とする眼科装置。
  2. 　前記可視光照明手段は、前記被検眼に固視標像を投影する固視光学系であることを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
  3. 　前記可視光照明手段では、前記被検眼に対して夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量と、該被検眼に対して昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量と、を含み、意図的に異なる２つ以上の予め設定された値で、光量が切り換え可能とされていることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の眼科装置。
  4. 　請求項１または請求項２に記載の眼科装置であって、
    　前記被検眼の測定情報を表示可能な表示部と、
    　前記可視光照明手段の光量の調整のための調整操作部と、
    　前記被検眼の瞳孔径寸法を測定する瞳孔径寸法計測手段と、をさらに有し、
    　前記表示部には、前記瞳孔径寸法が即時的に表示されることを特徴とする眼科装置。
  5. 　請求項１または請求項２に記載の眼科装置であって、
    　前記被検眼の瞳孔径寸法を測定する瞳孔径寸法計測手段と、前記測定光学系および前記可視光照明手段を制御する制御部と、をさらに有し、
    　該制御部は、前記可視光照明手段の光量を変更して前記瞳孔径寸法が所定の大きさとなると、前記測定光学系による前記被検眼の光学特性の分布の測定を実行させることを特徴とする眼科装置。
  6. 　前記測定光学系は、前記被検眼の眼底をスポット光で照明し、該眼底により反射されて前記被検眼の瞳孔を通過した光束を受光することにより、前記被検眼の光学特性の分布を測定することを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれか１項に記載の眼科装置。
  7. 　前記測定光学系は、波面収差を測定することにより、前記被検眼の光学特性の分布を測定することを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれか１項に記載の眼科装置。
  8. 　前記被検眼の光学特性は、少なくとも屈折状態を含むことを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか１項に記載の眼科装置。
  9. 　請求項１ないし請求項７のいずれか１項に記載の眼科装置であって、
    　前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定する中心位置測定手段を有することを特徴とする眼科装置。
  10. 　被検眼の瞳孔径内の光学特性の分布を測定可能な測定光学系を備える眼科装置であって、
    　前記測定光学系の光軸に沿って可視光により前記被検眼を照明する可視光照明手段と、前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定する中心位置測定手段と、を有し、
    　前記可視光照明手段は、少なくとも、前記被検眼に対して、夜間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量から昼間の環境下と同等の明るさを照射することのできる光量までを含む範囲で、照明する光量が可変とされており、
    　前記中心位置測定手段は、前記可視光照明手段により夜間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定可能であるとともに、前記可視光照明手段により昼間の環境下と同等の明るさで照明された前記被検眼の瞳孔の中心位置を測定可能であることを特徴とする眼科装置。
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