WO2013151171A1 - 眼科測定装置、及び眼科測定装置を備える眼科測定システム - Google Patents

眼科測定装置、及び眼科測定装置を備える眼科測定システム Download PDF

Info

Publication number
WO2013151171A1
WO2013151171A1 PCT/JP2013/060538 JP2013060538W WO2013151171A1 WO 2013151171 A1 WO2013151171 A1 WO 2013151171A1 JP 2013060538 W JP2013060538 W JP 2013060538W WO 2013151171 A1 WO2013151171 A1 WO 2013151171A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
value
eye
subjective
data
simulation image
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/060538
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
清水一成
Original Assignee
株式会社ニデック
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社ニデック filed Critical 株式会社ニデック
Priority to EP13772229.4A priority Critical patent/EP2835098B1/en
Priority to JP2014509227A priority patent/JP6206399B2/ja
Priority to US14/390,279 priority patent/US9498115B2/en
Publication of WO2013151171A1 publication Critical patent/WO2013151171A1/ja

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61B3/0016—Operational features thereof
    • A61B3/0025—Operational features thereof characterised by electronic signal processing, e.g. eye models
    • 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
    • A61B3/0016—Operational features thereof
    • A61B3/0041—Operational features thereof characterised by display arrangements
    • A61B3/0058—Operational features thereof characterised by display arrangements for multiple images
    • 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
    • A61B3/02—Subjective types, i.e. testing apparatus requiring the active assistance of the patient
    • A61B3/028—Subjective types, i.e. testing apparatus requiring the active assistance of the patient for testing visual acuity; for determination of refraction, e.g. phoropters
    • A61B3/04—Trial frames; Sets of lenses for use therewith
    • 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
    • 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
    • A61B3/103—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining refraction, e.g. refractometers, skiascopes
    • 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
    • A61B3/12—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes
    • F—MECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
    • F04—POSITIVE - DISPLACEMENT MACHINES FOR LIQUIDS; PUMPS FOR LIQUIDS OR ELASTIC FLUIDS
    • F04C—ROTARY-PISTON, OR OSCILLATING-PISTON, POSITIVE-DISPLACEMENT MACHINES FOR LIQUIDS; ROTARY-PISTON, OR OSCILLATING-PISTON, POSITIVE-DISPLACEMENT PUMPS
    • F04C2270/00—Control; Monitoring or safety arrangements
    • F04C2270/04—Force
    • F04C2270/041—Controlled or regulated

Definitions

  • the present invention relates to an ophthalmic measurement apparatus for simulating a retinal image of an eye to be examined, and an ophthalmic measurement system including the ophthalmic measurement apparatus
  • a device that measures a wavefront aberration (particularly higher-order aberration component) of a subject's eye by projecting a spot-like light flux on the fundus of the subject's eye and detecting wavefront information of the reflected light flux from the fundus using a wavefront sensor It is known (see, for example, Patent Document 1).
  • an ophthalmologic apparatus that projects a slit light flux on the fundus of the eye to be examined and measures the wavefront aberration of the eye to be examined from a phase difference signal when the reflected light flux is detected by a light receiving element (for example, see Patent Document 2) ).
  • the simulation of the retinal image based on the wavefront aberration data acquired in this way is performed.
  • a point image intensity distribution (PSF) is obtained from the objective wavefront aberration of the eye to be examined, and a simulation image of a predetermined index image is obtained based on the obtained point image intensity distribution. Display on the monitor.
  • the conventional subjective examination is not necessarily performed in an environment in which glasses are actually worn, and the subject did not know how the index could be seen when wearing glasses.
  • the conventional simulation of the retinal image is based on objective data, and the subject or the examiner did not know how the index can be seen in the actual spectacle prescription value.
  • an object of the present invention is to provide an ophthalmic measurement apparatus capable of performing a good simulation and an ophthalmic measurement system including the ophthalmic measurement apparatus.
  • the present invention is characterized by having the following configuration.
  • An ophthalmologic measurement device for simulating a retinal image of a subject eye,
  • An ocular aberrometer for measuring the aberration of the eye to be examined;
  • An arithmetic control unit for analyzing and processing aberration data of the naked eye of the eye to be examined obtained by the ophthalmic aberration meter,
  • the calculation control unit obtains a difference in each meridian direction between the reflex value in the aberration data and the new subjective value of the eye to be examined obtained by the subjective optometry apparatus, thereby prescribing the subjective value.
  • the data is calculated backward, and a simulation image is created based on the calculated aberration data.
  • the arithmetic control unit further includes: By calculating the difference in each meridian direction between the reflex value and the power value of the glasses obtained by the lens meter, the eyeglass correction data assuming the wearing of the glasses is calculated, A third polynomial is obtained by replacing a coefficient representing the reflex value with a coefficient corresponding to the spectacle correction data with respect to the coefficient of the first polynomial approximating the aberration data, and using the third polynomial, aberration is obtained.
  • the ophthalmic measurement apparatus according to (1) wherein data is calculated backward and a simulation image is created based on the calculated aberration data.
  • the ophthalmic measurement apparatus acquires a daytime awareness value and a nighttime awareness value as the awareness value, respectively.
  • the arithmetic control unit stores the awareness value or the power value of the glasses in the storage unit in association with the identification information of the eye to be examined, and enables reading from the storage unit (1) to The ophthalmic measurement apparatus according to any one of (3).
  • the ophthalmic measurement apparatus according to any one of (1) to (4), wherein the arithmetic control unit is capable of displaying the created simulation image on a monitor.
  • the arithmetic control unit is An operation input signal for selecting a simulation image to be displayed on the monitor from one of the simulation image based on the subjective value, the simulation image based on the power value of the glasses, and the simulation image based on aberration data with the naked eye is received.
  • the ophthalmologic measurement apparatus according to (5) wherein a simulation image is displayed on the monitor based on the received operation input signal.
  • the arithmetic control unit includes a first awareness value that is the awareness value calculated in steps smaller than 0.25D, and a second awareness value that is the awareness value calculated in steps of 0.25D or more.
  • the ophthalmic measurement device according to any one of (1) to (7), wherein the ophthalmic measurement device is acquired as a subjective value.
  • the arithmetic control unit displays the simulation image based on the first subjective value and the simulation image based on the second subjective value on a monitor selectively or in parallel, according to (8).
  • any of the ophthalmic measuring devices An optical element disposed in front of the eye of the subject to be examined; and a switching unit for switching the optical characteristics of the optical element; and a subjective optometry apparatus for measuring a new subjective value of the eye to be examined; A data communication unit for transferring optometry data, The arithmetic control unit acquires the subjective value obtained by the subjective optometry apparatus via the data communication unit.
  • the ophthalmic measurement system according to (10) In addition, it has a lens meter for measuring the power value of glasses, The said arithmetic control part acquires the present numerical value of the spectacles obtained by the said lens meter via a data communication part, The ophthalmic measurement system characterized by the above-mentioned.
  • a good simulation can be performed.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating an overall configuration of a simulation apparatus (ophthalmic measurement apparatus) including an ophthalmic measurement program according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a flowchart showing an example of the flow of simulation according to the present embodiment.
  • the simulation apparatus 1 is mainly used for simulating a retinal image of the eye E to be examined.
  • the simulation apparatus 1 includes a CPU (arithmetic control unit) 30, a memory 35, an operation input unit (hereinafter referred to as an input unit) 40, a printer 43, a monitor 50, an image processing unit 31, and the like. Connected through.
  • the CPU 30 controls the operation of each unit based on a retinal image simulation program and various control programs.
  • the input unit 40 is an input device operated by an examiner.
  • a pointing device such as a switch, a keyboard, a mouse, and a touch panel is used.
  • the image processing unit 31 controls the display screen of the monitor 50 that displays various data, simulation images, and the like.
  • the memory 35 is a storage unit and stores, for example, various programs executed by the CPU 30 (various control programs for operating the apparatus, retinal image simulation program), and the like.
  • the memory 35 is used as a storage device, and for example, a semiconductor memory, a magnetic storage device, an optical storage device, or the like is used.
  • the monitor 50 is used as an output device and is controlled by the CPU 30.
  • the monitor 50 of the present embodiment is a touch panel that can be input by an examiner, and also serves as at least a part of the input unit 40.
  • the printer 43 prints the simulation result.
  • a commercially available PC personal computer
  • the input unit 40 the memory 35, the monitor 50, and the image processing unit 31, and the retinal image simulation program may be installed.
  • the structure integrated with at least any one of the following wavefront aberration measuring apparatus 100, the optometry apparatus 200, and the lens meter 300 may be sufficient.
  • the simulation apparatus 1 is connected with a wavefront aberration measuring apparatus (also referred to as an ocular aberration meter) 100 for measuring the wavefront aberration of the eye E.
  • a wavefront aberration measuring apparatus (hereinafter referred to as a measuring apparatus) 100 projects a measurement index on the fundus of the eye E and has a measurement optical system that receives reflected light from the fundus of the measurement index, and measures the wavefront aberration.
  • the measuring apparatus 100 has a measuring optical system 10 and measures the wavefront aberration of the eye.
  • the measurement optical system 10 includes a light projecting optical system 10a and a light receiving optical system 10b.
  • the light projecting optical system 10a projects, for example, a spot-like light beam from the measurement light source onto the fundus of the eye E.
  • the light receiving optical system 10b divides a light beam reflected from the fundus and emitted from the eye E into a plurality of light beams and causes the two-dimensional light receiving element to receive the light beam.
  • the measuring apparatus 100 measures the wavefront aberration of the eye E based on the output from the two-dimensional light receiving element.
  • the light projecting optical system 10 a includes a relay lens 12 and an objective lens 14 in order from the measurement light source 11.
  • the measurement light source 11 is disposed at a position conjugate with the fundus of the eye E.
  • the light receiving optical system 10b includes an objective lens 14, a half mirror 13, a relay lens 16, a total reflection mirror 17, a collimator lens 19, a micro lens array 20, and a two-dimensional light receiving element 22 from the front of the eye E.
  • the light receiving optical system 10b is configured such that the pupil of the eye E and the lens array 20 are in an optically conjugate relationship.
  • the microlens array 20 includes a minute lens and a light shielding plate that are two-dimensionally arranged on a plane orthogonal to the measurement optical axis, and divides the fundus reflection light into a plurality of light beams (Japanese Patent Laid-Open No. 10-216092).
  • the above configuration uses a so-called Shack-Hartmann wavefront sensor.
  • a mask on an orthogonal grating is arranged at the pupil conjugate position, and the light transmitted through the mask is received by the two-dimensional light receiving element.
  • a so-called Talbot wavefront sensor may be used (for details, refer to Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-149871 by the present applicant).
  • the light beam emitted from the measurement light source 11 is projected onto the fundus of the eye E through the relay lens 12, the objective lens 14, and the pupil of the eye E. Thereby, a point light source image is formed on the fundus of the eye E.
  • the light reflected by the half mirror 13 is once condensed by the relay lens 16 and then reflected by the total reflection mirror 17.
  • the light beam reflected by the total reflection mirror 17 is split into a plurality of light beams by the lens array 20 via the collimator lens 19 and then received by the two-dimensional light receiving element 22.
  • the pattern image received by the two-dimensional light receiving element 22 is stored in the memory 35 as image data.
  • the pattern image changes due to the influence of the aberration (low-order aberration, high-order aberration) of the eye E.
  • the wavefront aberration of the eye is measured by analyzing the pattern image generated by the reflected light from the eye E with respect to the reference pattern image when non-aberration light passes. That is, the measuring apparatus 100 calculates the wavefront aberration W ( ⁇ , ⁇ ) based on the amount of deviation of each dot image in the pattern image.
  • the measuring apparatus 100 is not limited to the above configuration, and a known configuration is used.
  • the measuring apparatus 100 may project the slit light flux on the fundus of the eye E and measure the eye wavefront aberration from the phase difference signal when the reflected light flux is detected by the light receiving element (Japanese Patent Laid-Open 10-108837).
  • the simulation apparatus 1 and the measurement apparatus 100 are configured as a fixed apparatus or a separate casing.
  • the CPU 30 controls the measurement optical system 10 and measures the wavefront aberration of the eye based on the data obtained by the measurement optical system 10.
  • the CPU 30 is also used for control / arithmetic processing in the measurement apparatus 100.
  • the simulation apparatus 1 and the measurement apparatus 100 are connected in a state where optometry data can be transmitted and received (transferred) via a LAN or the like.
  • Various data (for example, wavefront aberration data of the eye E) obtained by the measuring apparatus 100 is stored in the memory 35.
  • the simulation apparatus 1 is connected with a subjective optometry apparatus (hereinafter referred to as an optometry apparatus) 200.
  • the optometry apparatus 200 is mainly used for subjectively measuring the refractive power of the eye E. In the subjective examination, the subjective eye refractive power is examined based on whether or not the test subject can visually recognize the visual target presented by the visual target presentation device or the visual acuity table.
  • the optometry apparatus 200 can transmit and receive (deliver) optometry data between the simulation apparatus 1 and the measurement apparatus 100.
  • the optometry apparatus 200 obtains a reflex value (an objective value: expressed by, for example, spherical power (S), cylindrical power (C), or astigmatic axis angle (A)) based on the wavefront aberration measured by the measuring apparatus 100. get.
  • the optometry apparatus 200 performs a subjective examination as a result of switching the optical characteristics of the optical elements (spherical lens, cylindrical lens, etc.) arranged in front of the eye based on the obtained reflex value.
  • the optometry apparatus 200 stores the reflex value obtained by the measurement apparatus 100 in the memory 220.
  • the optometry apparatus 200 stores the power of the glasses obtained by the lens meter 300 in the memory 220.
  • the optometry apparatus 200 obtains the complete correction power for obtaining the highest visual acuity of the subject. Thereafter, the optometry apparatus 200 determines a final awareness value (glasses prescription value) from the complete correction power according to the experience of the examiner or a predetermined method. Note that the optometry apparatus 200 may measure the awareness value in the photopic vision state and the awareness value in the twilight vision state, respectively.
  • the optometry apparatus 200 includes, for example, a pair of left and right lens units 201 disposed in front of the eye E.
  • Each lens unit 210 includes a lens disk in which various optical elements (spherical lens, cylindrical lens, etc.) are arranged on the same circumference, and a rotation drive unit that rotates the lens disk.
  • the optometry apparatus 200 is not limited to the above configuration.
  • the temporary frame glasses are included in one of the optometry apparatuses 200.
  • the temporary frame glasses are configured such that the optical elements arranged on the temporary frame can be switched by the examiner's hand.
  • the optometry apparatus 200 can perform a subjective examination as a result of switching the optical characteristics of the optical elements (spherical lens, cylindrical lens, etc.) disposed in front of the eye based on the obtained spectacle power.
  • a lens meter 300 is connected to the simulation apparatus 1.
  • the lens meter 300 is used to measure the power of the glasses used by the subject.
  • the examiner inspects the power of the glasses worn by the subject using the lens meter 300.
  • the lens meter 300 can transmit and receive (deliver) optometry data to and from the simulation apparatus 1.
  • the lens meter 300 includes a light projecting optical system that projects an inspection light beam toward the spectacle lens, and a light receiving optical system that receives the inspection light beam that has passed through the spectacle lens by the light receiving element, and a light reception signal from the light receiving element. Measure the power of the glasses based on
  • the lens meter 300 may be a lens meter capable of mapping and measuring the frequency distribution of the glasses. In addition, the lens meter 300 may measure the frequency of daytime and nighttime spectacles held by the subject.
  • the power (S, C, A) of the glasses measured in advance by the lens meter 300 is transferred to the simulation apparatus 1 and used for creating a simulation image.
  • the data transfer may be directly transferred from the lens meter 300 to the simulation apparatus 1 or may be transferred from the lens meter 300 to the simulation apparatus 1 via the optometry apparatus 200.
  • FIG. 2 is a flowchart showing an example of the appearance simulation according to the present embodiment.
  • the simulation apparatus 1 performs a visual appearance simulation based on the wavefront aberration data of the eye E measured by the measurement apparatus 100 and the subjective values measured by the optometric apparatus 200.
  • step 1 the measuring apparatus 100 measures the wavefront aberration of the eye E.
  • the measuring device 100 is disposed in an examination room, for example.
  • step 2 the simulation apparatus 1 acquires naked eye wavefront aberration data of the eye E measured by the measurement apparatus 100.
  • the simulation apparatus 1 is arranged in an optometry room.
  • the simulation apparatus 1 stores the acquired wavefront aberration data in the memory 35.
  • the CPU 30 analyzes the wavefront aberration data obtained by the measuring apparatus 100.
  • the CPU 30 calculates the spherical power (S), the astigmatic power (C), and the astigmatic axis angle (A) based on the obtained wavefront aberration W ( ⁇ , ⁇ ).
  • the CPU 30 obtains wavefront aberration data of the eye E corresponding to a region having a predetermined pupil diameter.
  • the reflex value (SCA (REF)) of the eye E is obtained based on the low-order aberration component calculated from the obtained wavefront aberration data.
  • the CPU 30 sets predetermined pupil diameters for daytime (light vision) and nighttime (dusk vision), and outputs the daytime and nighttime values.
  • the wavefront aberration W ( ⁇ , ⁇ ) is quantified by applying a well-known Zernike polynomial expansion, which is one of the polynomials that approximates the wavefront aberration data.
  • Zi is the i-th Zernike term
  • Ci is its coefficient
  • ⁇ represents a relative position (range 0 to 1) with respect to the pupil diameter
  • ⁇ is an angle (0 to 2 ⁇ ) measured counterclockwise with respect to the X axis.
  • the spherical power (S), astigmatism power (C), and astigmatic axis angle (A) are expressed by terms of a polynomial order of second order or lower.
  • R is the radius (mm) of the pupil diameter to be analyzed.
  • the higher-order aberration component is obtained with a polynomial order of 3rd order or higher.
  • the CPU 30 outputs the obtained reflex value (SCA (REF)) of the eye E on the monitor 50.
  • the simulation apparatus 1 transmits the obtained reflex value (SCA (REF)) of the eye E to the optometry apparatus 200.
  • the configuration may be such that the reflex value of the eye E based on the wavefront aberration is calculated by the arithmetic processing unit of the measurement apparatus 100 and transferred to the optometry apparatus 200.
  • step 3 the power value of the current glasses is measured by the lens meter 300.
  • the optometry apparatus 200 measures the subjective value using the reflex value.
  • the optometry apparatus 200 determines the conscious values for the day and night by the conscious optometry based on the day / night reflex values received from the simulation apparatus 1 or the measurement apparatus 100.
  • the optometry apparatus 200 transmits the current eyeglass power value and day / night awareness values to the simulation apparatus 1.
  • the measurement result of the lens meter 300 is stored in the memory 220 of the optometry apparatus 200 via the operation input unit of the optometry apparatus 200.
  • a prescription value for which a visual appearance simulation is to be performed is selected from the received three prescription values. For example, a simulation reflecting spherical correction and astigmatism correction for prescription values is performed for dusk vision and photopic vision, respectively.
  • the simulation apparatus 1 acquires a new awareness value of the eye E measured by the optometry apparatus 200.
  • the CPU 30 acquires the awareness value measured by the optometry apparatus 200 via the communication line.
  • the communication line may be wired communication or wireless communication.
  • the CPU 30 may acquire the awareness value that is input from the input unit 40 by the examiner.
  • the CPU 30 acquires a daytime awareness value and a nighttime awareness value.
  • the CPU 30 stores the acquired awareness value in the memory 35 in association with the identification information of the eye E and enables reading from the memory 35.
  • the simulation apparatus 1 calculates wavefront aberration data assuming correction based on the subjective value based on the naked eye wavefront aberration data measured by the measuring apparatus 100 and the subjective value measured by the optometric apparatus 200.
  • a typical Zernike polynomial is a polynomial that approximates wavefront aberration data. Of course, any equation that approximates the wavefront aberration may be used, and the present invention is not limited to this.
  • the CPU 30 converts the ref value and the subjective value into approximate curves (approximate curves indicating the distribution of eye refractive power (D) in each meridian direction ( ⁇ )), and the approximated ref value curve and the subjective value. Find the difference between the approximate curves.
  • the CPU 30 calculates awareness correction data (SCA correction) based on the obtained difference between the approximate curves. Note that the approximate curve is expressed as a sin curve, for example.
  • CPU 30 substitutes the correction data (SCA correction) based on the awareness value into the SCA in the quadratic expression of the Zernike polynomial.
  • the CPU 30 calculates a quadratic coefficient based on correction data (SCA correction) based on the awareness value.
  • the CPU 30 replaces the coefficient of the quadratic expression with the naked eye with the coefficient of the quadratic expression based on the correction data based on the subjective value (SCA correction) with respect to the Zernike coefficient of the naked eye. Then, the CPU 30 reversely calculates the wavefront aberration data using the replaced Zernike coefficient.
  • the CPU 30 obtains point image intensity characteristics (point spread function; PSF) using wavefront aberration data calculated by back calculation.
  • the CPU 30 obtains the point image intensity distribution assuming the daytime in the prescription based on the daytime awareness value by using the wavefront aberration data of the naked eye corresponding to the daytime pupil diameter and the daytime awareness value.
  • CPU30 calculates
  • the CPU 30 uses the wavefront aberration data of the naked eye corresponding to the daytime pupil diameter and the nighttime awareness value to obtain a point image intensity distribution assuming the daytime in the prescription based on the nighttime awareness value.
  • the CPU 30 obtains a point image intensity distribution assuming nighttime in the prescription based on the nighttime awareness value using the wavefront aberration data of the naked eye corresponding to the pupil diameter for nighttime and the nighttime awareness value.
  • the desired point image intensity distribution can be set arbitrarily.
  • the CPU 30 performs image processing (convolution integration) on the obtained PSF and a predetermined index (for example, ETDRS target, resolution chart, landscape chart). Thereby, CPU30 can obtain a simulation image.
  • the simulation image shows how a predetermined visual target is formed on the retina surface of the eye E when the eye E is prescribed with a subjective value. That is, the CPU 30 acquires a simulation image regarding the awareness value measured by the optometry apparatus 200.
  • the CPU 30 performs image processing for constructing, as a simulation image, how the predetermined target looks in photopic vision and twilight vision when the eye E is prescribed with a subjective value. More specifically, the CPU 30 simulates the photopic vision and twilight vision when the eye E is prescribed with the daytime awareness value, and the photopic vision and twilight when the eye E is prescribed with the nighttime awareness value. A visual simulation image is acquired. In addition, the CPU 30 acquires a photopic simulation image when the eye E is prescribed with the daytime awareness value and a dusk vision simulation image when the eye E is prescribed with the night awareness value, respectively. You may do it.
  • the CPU 30 displays the simulation image acquired as described above on the monitor 50 via the image processing unit 31.
  • the CPU 30 displays a PSF image, an ETDRS target, and a resolution chart in parallel.
  • the awareness value is calculated in 0.25D steps, and glasses corresponding to the 0.25D steps are prescribed.
  • spectacle lenses corresponding to steps finer than 0.25D for example, 0.12 steps and 0.01 steps
  • more detailed spectacle prescriptions are required.
  • a spectacle lens for example, a free-form lens capable of setting the power in 0.01 steps has been proposed.
  • the awareness value is calculated in steps smaller than 0.25D, and a lens corresponding to the calculated awareness value is prescribed.
  • the CPU 30 prescribes the eye E with the first simulation image when the eye E is prescribed with the first subjective value calculated in steps smaller than 0.25D and the second subjective value calculated with the step of 0.25D or more.
  • the second simulation image may be acquired.
  • the CPU 30 acquires the second awareness value by converting the first awareness value into steps of 0.25D or more, for example.
  • the optometry apparatus 200 may perform the conversion process to the second subjective value in advance.
  • the first awareness value and the second awareness value may be calculated by the awareness test. Note that the method for acquiring the simulation image after the awareness value is obtained is the same as the method described above, and thus the description thereof is omitted.
  • the CPU 30 displays the simulation image acquired as described above on the monitor 50 via the image processing unit 31.
  • the CPU 30 displays the first simulation image and the second simulation image in parallel.
  • the CPU 30 selectively displays the first simulation image and the second simulation image.
  • the examiner and the subject can easily compare the result of prescription with a spectacle lens corresponding to a finer step than 0.25D and the result of prescription with a normal lens. In this way, the examiner can make the subject easily recognize the merit of wearing the spectacle lens corresponding to a step finer than 0.25D.
  • CPU 30 is a simulation image based on a subjective value calculated in steps finer than 0.25D only for S value, a simulation image based on a subjective value calculated only in C value smaller than 0.25D, S value, C value Both of them can appropriately acquire a simulation image based on the awareness value calculated in steps smaller than 0.25D.
  • the CPU 30 displays these simulation images on the monitor 50 selectively or in parallel.
  • the simulation apparatus 1 performs appearance simulation based on the wavefront aberration data of the eye E objectively measured by the measurement apparatus 100 and the lens power value of the glasses measured by the lens meter 300.
  • the simulation apparatus 1 acquires the current lens power value of the eyeglasses measured by the lens meter 300.
  • the simulation apparatus 1 stores the acquired lens power in the memory 35.
  • CPU30 acquires the lens power value of the spectacles measured with the lens meter 300 via a communication line, for example.
  • the communication line may be wired communication or wireless communication.
  • CPU30 may acquire the lens power numerical value of the spectacles input from the input part 40 by the examiner.
  • the CPU 30 stores the acquired eyeglass power value in the memory 220 in association with the identification information of the eye E, and enables reading from the memory 220.
  • the simulation apparatus 1 generates wavefront aberration data assuming correction based on the lens power value based on the wavefront aberration data measured by the measuring device 100 and the lens power value of the glasses measured by the lens meter 300. calculate.
  • glasses correction data SCA glasses
  • the CPU 30 converts the reflex value and the lens power value into approximate curves (approximate curves indicating the distribution of eye refractive power (D) for each meridian direction ( ⁇ )), and the reflex value approximate curve and the lens. Find the difference between approximate curves of frequency values.
  • the CPU 30 calculates correction data (SCA correction) based on the obtained difference between the approximate curves. Note that the approximate curve is expressed as a sin curve, for example.
  • the CPU 30 substitutes the correction data (SCA glasses) based on the lens prescription value into the SCA of the quadratic expression of the Zernike polynomial.
  • the CPU 30 calculates a quadratic coefficient based on correction data (SCA glasses) based on the lens power value.
  • the CPU 30 replaces the coefficient of the quadratic equation with the naked eye with the coefficient based on the correction data (SCA glasses) based on the lens power value with respect to the Zernike coefficient of the naked eye.
  • the CPU 20 calculates the wavefront aberration data by using the replaced Zernike coefficient.
  • the CPU 30 obtains point image intensity characteristics (point spread function; PSF) using wavefront aberration data calculated by back calculation.
  • point spread function point spread function
  • the CPU 30 obtains a point image intensity distribution assuming daytime wearing with spectacles using the wavefront aberration data of the naked eye corresponding to the pupil diameter for daytime and the lens power value of the spectacles.
  • the CPU 30 obtains a point image intensity distribution assuming wearing at night with current glasses using the wavefront aberration data of the naked eye corresponding to the pupil diameter for night and the lens power value of the glasses.
  • the CPU 30 performs image processing (convolution integration) on the obtained PSF and a predetermined index (for example, ETDRS target, resolution chart, landscape chart). Thereby, CPU30 can obtain a simulation image.
  • the simulation image is a simulation image about how a predetermined visual target is formed on the retina surface of the eye E when the eye E is prescribed with a lens power value.
  • the CPU 30 acquires a simulation image regarding the lens power value measured by the lens meter 300.
  • the CPU 30 performs image processing for constructing, as a simulation image, the appearance of a predetermined target in photopic vision and dusk vision when the eye E is prescribed with the lens power value of glasses.
  • the CPU 30 displays the simulation image acquired as described above on the monitor 50 via the image processing unit 31.
  • the CPU 30 displays a PSF image, an ETDRS target, and a resolution chart in parallel.
  • the spatial frequency characteristic MTF may be displayed (for example, a graph display in which the horizontal axis is the spatial frequency and the vertical axis is the contrast sensitivity).
  • the MTF can be obtained by Fourier transforming the point image intensity characteristic PSF obtained from the wavefront aberration of the eye E. As a result, more accurate visual simulation is possible.
  • the CPU 30 displays a simulation image to be displayed on the monitor as one of a daily simulation image based on a daytime awareness value, a daytime simulation image based on a daytime awareness value, a glasses simulation image based on a spectacle degree value, and a naked eye simulation image based on a naked eye wave aberration
  • An operation input signal for selecting from is received (selection step).
  • the CPU 30 displays the selected simulation image on the monitor 50.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a connection form and a data flow between devices when performing a simulation according to the present embodiment, and an example of a display screen for displaying an acquired simulation image.
  • the CPU 30 displays a list of prescription values acquired by the optometry apparatus 200, and displays a simulation image regarding the selected prescription value. In the list, non-prescription naked eye data, daytime awareness values, nighttime awareness values, and eyeglass power values are selectively displayed. Then, the CPU 30 displays the dusk vision simulation image and the photopic vision simulation image at the selected prescription value in parallel. For example, when the daytime awareness value is selected, the photopic vision simulation image is clearly visible, and the twilight vision simulation image is blurred.
  • the subject who sees this can easily recognize the necessity of night prescription. Furthermore, when the nighttime awareness value is selected, the dusk vision simulation image is clearly visible, and the photopic vision simulation image is blurred. A subject who sees this can further recognize the need for a nighttime prescription. Further, when the power value of the glasses is selected, the photopic vision simulation image and the twilight vision simulation image may appear blurred. A subject who sees this can easily recognize the need for new glasses.
  • the CPU 30 displays in parallel at least two simulation images of each prescription value (naked eye data without prescription, daytime awareness value, nighttime awareness value, spectacle power value (glasses prescription value)). May be.
  • the subject can easily recognize the difference between the naked eye state and the subjective prescription image. Therefore, in particular, it is possible to easily recognize the necessity of wearing spectacles for a subject who has not been wearing spectacle lenses until now.
  • the subject can easily recognize the difference between the state of the currently used glasses and the image of the awareness prescription. For this reason, in particular, the subject can easily recognize the necessity of wearing new glasses.
  • the difference in images under twilight vision between the daytime prescription and the nighttime prescription can be easily recognized. For this reason, in particular, the subject can easily recognize the necessity of wearing night-time spectacles.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)
  • Testing Of Optical Devices Or Fibers (AREA)

Abstract

【課題】　良好なシミュレーションを行うことができる。 【解決手段】　被検眼の網膜像のシミュレーションを行うための眼科測定装置であって、被検眼の収差を測定するための眼収差計と、前記眼収差計によって得られた前記被検眼の裸眼での収差データを解析処理する演算制御部と、を備え、前記演算制御部は、前記収差データにおけるレフ値と、自覚式検眼装置によって得られた前記被検眼の新たな自覚値と、の間の各経線方向における差分を求めることによって、自覚値での処方を想定した自覚矯正データを演算し、前記収差データを近似する第１の多項式の係数に対し、前記レフ値を表す係数を、前記自覚矯正データに対応する係数に置き換えた第２の多項式を求め、前記第２の多項式を用いて収差データを逆算し、逆算された収差データに基づいてシミュレーション画像を作成する。

Description

眼科測定装置、及び眼科測定装置を備える眼科測定システム
　本発明は、被検眼の網膜像のシミュレーションを行うための眼科測定装置、及び眼科測定装置を備える眼科測定システム
　被検眼の眼底にスポット状の光束を投光し、眼底からの反射光束の波面情報を波面センサによって検出することにより、被検眼の波面収差（特に、高次の収差成分）を測定する装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。また、被検眼の眼底にスリット光束を投影し、その反射光束を受光素子によって検出したときの位相差信号から被検眼の波面収差を測定する眼科装置も知られている（例えば、特許文献２参照）。
　このようにして取得された波面収差データに基づく網膜像のシミュレーションが行われている。しかしながら、従来の網膜像のシミュレーションは、被検眼の他覚的な波面収差から点像強度分布（ＰＳＦ）を求め、求められた点像強度分布に基づいて所定の指標像のシミュレーション画像を取得し、モニタに表示する。
　被検眼の前眼に球面レンズや円柱レンズの光学素子を組み合わせて切換配置し、前方に呈示する指標を見せながら被検眼の眼屈折力を自覚的に検査する検眼装置が知られている（特許文献３参照）。
特開平１０－２１６０９２号公報 特開平１０－１０８８３７号公報 特開２００５－２１１４２３号公報
　ところで、従来の自覚検査において、必ずしも実際に眼鏡を装用する環境で行うわけではなく、眼鏡を装用した状態において、どのように指標が見えるかどうか被検者は分からなかった。また、従来の網膜像のシミュレーションは、他覚的なデータによるものであり、実際の眼鏡処方値においてどのように指標が見えるかどうか、被検者又は検者は分からなかった。
　本発明は、上記従来技術を鑑み、良好なシミュレーションを行うことができる眼科測定装置、及び眼科測定装置を備える眼科測定システムを提供することを技術課題とする。
　上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。
　（１）　
　被検眼の網膜像のシミュレーションを行うための眼科測定装置であって、
　被検眼の収差を測定するための眼収差計と、
　前記眼収差計によって得られた前記被検眼の裸眼での収差データを解析処理する演算制御部と、を備え、
　前記演算制御部は、前記収差データにおけるレフ値と、自覚式検眼装置によって得られた前記被検眼の新たな自覚値と、の間の各経線方向における差分を求めることによって、自覚値での処方を想定した自覚矯正データを演算し、
　前記収差データを近似する第１の多項式の係数に対し、前記レフ値を表す係数を、前記自覚矯正データに対応する係数に置き換えた第２の多項式を求め、前記第２の多項式を用いて収差データを逆算し、逆算された収差データに基づいてシミュレーション画像を作成することを特徴とする。
　（２）
　前記演算制御部は、さらに、
　前記レフ値と、レンズメータによって得られた眼鏡の度数値と、の間の各経線方向における差分を求めることによって、前記眼鏡の装用を想定した眼鏡矯正データを演算し、
　前記収差データを近似する第１の多項式の係数に対し、前記レフ値を表す係数を、前記眼鏡矯正データに対応する係数に置き換えた第３の多項式を求め、前記第３の多項式を用いて収差データを逆算し、逆算された収差データに基づいてシミュレーション画像を作成することを特徴とする（１）の眼科測定装置。
　（３）
　前記演算制御部は、昼間用の自覚値と夜間用の自覚値を前記自覚値としてそれぞれ取得することを特徴とする（１）～（２）のいずれかの眼科測定装置。
　（４）
　前記演算制御部は、前記自覚値又は前記眼鏡の度数値を、被検眼の識別情報に関連付けて記憶部に記憶すると共に、記憶部からの読み出しを可能とすることを特徴とする（１）～（３）のいずれかの眼科測定装置。
　（５）
　前記演算制御部は、作成されたシミュレーション画像をモニタに表示可能であることを特徴とする（１）～（４）のいずれかの眼科測定装置。
　（６）
　前記演算制御部は、
　前記モニタに表示するシミュレーション画像を、前記自覚値に基づくシミュレーション画像、前記眼鏡の度数値に基づくシミュレーション画像、前記裸眼での収差データに基づくシミュレーション画像のいずれかから選択するための操作入力信号を受け取り、
　受け取られた操作入力信号に基づいて、シミュレーション画像を前記モニタに表示する（５）の眼科測定装置。
　（７）
　前記演算制御部は、前記自覚値に基づくシミュレーション画像と、前記眼鏡の度数値に基づくシミュレーション画像と、をモニタ上に並列して表示することを特徴とする（５）の眼科測定装置。
　（８）
　前記演算制御部は、０．２５Ｄより細かいステップで算出された前記自覚値である第１自覚値と、０．２５Ｄ以上のステップで算出された前記自覚値である第２自覚値と、を前記自覚値としてそれぞれ取得することを特徴とする（１）～（７）のいずれかの眼科測定装置。
　（９）
　前記演算制御部は、前記第１自覚値に基づくシミュレーション画像、前記第２自覚値に基づくシミュレーション画像を選択的又は並列的にモニタ上に表示することを特徴とする（８）の眼科測定装置。
　（１０）
　（１）～（９）のいずれかの眼科測定装置と、
　被検眼の眼前に配置される光学素子と、前記光学素子の光学特性を切換える切換ユニットと、を有し、被検眼の新たな自覚値を測定するための自覚式検眼装置と、
　検眼データを受け渡しするためのデータ通信部と、を備え、
　前記演算制御部は、前記自覚式検眼装置によって得られた前記自覚値を、前記データ通信部を介して取得することを特徴とする眼科測定システム。
　（１１）
　（１０）の眼科測定システムにおいて、
　さらに、眼鏡の度数値を測定するためのレンズメータを備え、
　前記演算制御部は、前記レンズメータによって得られた現在の眼鏡の度数値を、データ通信部を介して取得することを特徴とする眼科測定システム。
　本発明によれば、良好なシミュレーションを行うことができる。
　以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。図１は、本実施形態に係る眼科測定プログラムを備えるシミュレーション装置（眼科測定装置）の全体構成について説明するブロック図である。図２は、本実施形態に係るシミュレーションの流れの一例を示すフローチャートである。
　シミュレーション装置１は、主に、被検眼Ｅの網膜像をシミュレーションするために用いられる。シミュレーション装置１は、ＣＰＵ（演算制御部）３０、メモリ３５、操作入力部（以下、入力部）４０、プリンタ４３、モニタ５０、画像処理部３１等、から構成されており、各部はバス等を介して接続されている。
　ＣＰＵ３０は、網膜像シミュレーションプログラム、各種制御プログラムに基づいて各部の動作を制御する。入力部４０は、検者によって操作される入力装置である。入力部４０としては、スイッチ、キーボード、マウス、タッチパネル等のポインティングデバイスなどが用いられる。画像処理部３１は、各種データやシミュレーション画像等を表示するモニタ５０の表示画面を制御する。メモリ３５は、記憶部であり、例えば、ＣＰＵ３０で実行される各種プログラム（装置動作のための各種制御プログラム、網膜像シミュレーションプログラム）等を記憶する。メモリ３５は、記憶装置として用いられ、例えば、半導体メモリ、磁気記憶装置、光学記憶装置などが用いられる。モニタ５０は、出力装置として用いられ、ＣＰＵ３０によって制御される。本実施例のモニタ５０は、検者による入力操作が可能なタッチパネルであり、入力部４０の少なくとも一部を兼用する。プリンタ４３は、シミュレーションの結果を印刷する。
　なお、本実施形態は、例えば、ＣＰＵ３０、入力部４０、メモリ３５、モニタ５０、画像処理部３１として、市販のＰＣ（パーソナルコンピュータ）を用い、網膜像シミュレーションプログラムをインストールするようにしてもよい。また、下記の波面収差測定装置１００、検眼装置２００、レンズメータ３００の少なくともいずれかと一体化された構成であってもよい。
　シミュレーション装置１には、眼Ｅの波面収差を測定するための波面収差測定装置（眼収差計とも言われる。）１００が接続されている。波面収差測定装置（以下、測定装置）１００は、眼Ｅの眼底に測定指標を投影し、測定指標の眼底からの反射光を受光する測定光学系を持ち、の波面収差を測定する。
　測定装置１００は、測定光学系１０を持ち、眼の波面収差を測定する。測定光学系１０は、投光光学系１０ａと、受光光学系１０ｂと、を含む。
　投光光学系１０ａは、例えば、測定光源からスポット状の光束を眼Ｅの眼底に投光する。受光光学系１０ｂは、例えば、眼底で反射され眼Ｅから射出された光束を複数に分割して二次元受光素子に受光させる。測定装置１００は、二次元受光素子からの出力に基づいて眼Ｅの波面収差を測定する。
　より具体的には、投光光学系１０ａは、測定光源１１から順に、リレーレンズ１２、対物レンズ１４を有する。測定光源１１は、眼Ｅの眼底と共役な位置に配置される。受光光学系１０ｂは、眼Ｅ前方から、対物レンズ１４、ハーフミラー１３、リレーレンズ１６、全反射ミラー１７、コリメータレンズ１９、マイクロレンズアレイ２０、二次元受光素子２２を有する。受光光学系１０ｂは、眼Ｅの瞳孔とレンズアレイ２０とが光学的に略共役な関係となるように構成されている。マイクロレンズアレイ２０は、測定光軸と直交する面に二次元的に配置された微小レンズと遮光板からなり、眼底反射光を複数の光束に分割する（特開平１０－２１６０９２号公報）。なお、上記の構成は、いわゆるシャックハルトマン方式の波面センサを用いたものであるが、瞳孔共役位置に直交格子上のマスクを配置し、マスクを透過した光を二次元受光素子により受光するようないわゆるタルボット式波面センサを用いるようにしてもよい（詳しくは、本出願人による特開２００６－１４９８７１号公報参照）。
　測定光源１１から出射された光束は、リレーレンズ１２、対物レンズ１４、眼Ｅの瞳孔を介して眼Ｅの眼底に投光される。これにより、眼Ｅの眼底上に点光源像が形成される。
　そして、眼Ｅの眼底に投光された点光源像は、反射光束として眼Ｅを射出し、対物レンズ１４で集光された後、ハーフミラー１３で反射される。ハーフミラー１３で反射された光は、リレーレンズ１６にて一旦集光された後、全反射ミラー１７で反射される。そして、全反射ミラー１７で反射された光束は、コリメータレンズ１９を介して、レンズアレイ２０によって複数の光束に分割された後、二次元受光素子２２に受光される。そして、二次元受光素子２２に受光されたパターン像は画像データとしてメモリ３５に記憶される。
　パターン像は、眼Ｅの収差（低次収差、高次収差）の影響によって変化する。無収差の光が通過するときの基準パターン像に対して、眼Ｅからの反射光により生じるパターン像を解析することにより、眼の波面収差が測定される。すなわち、測定装置１００は、パターン像における各ドット像の偏位量に基づいて波面収差Ｗ（ρ、θ）を求める。
　なお、測定装置１００は、上記構成に限定されず、周知の構成が用いられる。他の構成としては、測定装置１００は、眼Ｅの眼底にスリット光束を投影し、その反射光束を受光素子によって検出したときの位相差信号から眼の波面収差を測定してもよい（特開平１０－１０８８３７号公報参照）。
　シミュレーション装置１と測定装置１００は、一定化された装置、又は別筐体として構成される。一定化された装置の場合、ＣＰＵ３０は、測定光学系１０を制御し、測定光学系１０にて得られたデータに基づいて眼の波面収差を測定する。ＣＰＵ３０は、測定装置１００での制御・演算処理を兼用する。別筐体の場合、シミュレーション装置１と測定装置１００は、ＬＡＮ等によって検眼データの送受信（受け渡し）が可能な状態で接続される。測定装置１００で得られた各種データ（例えば、眼Ｅの波面収差データ）は、メモリ３５に記憶される。
　＜自覚式検眼装置との接続＞
　シミュレーション装置１には、自覚式検眼装置（以下、検眼装置）２００が接続されている。検眼装置２００は、主に、眼Ｅの屈折力を自覚的に測定するために用いられる。自覚検査は、視標呈示装置又は視力表によって呈示された視標を、被験者が視認できるか否かによって自覚的な眼屈折力を検査する。
　検眼装置２００は、シミュレーション装置１及び測定装置１００との間で検眼データの送受信（受け渡し）が可能である。検眼装置２００は、測定装置１００にて測定された波面収差に基づくレフ値（他覚値：例えば、球面度数（Ｓ）、円柱度数（Ｃ）、乱視軸角度（Ａ）で表現される）を取得する。検眼装置２００は、得られたレフ値を基にして眼前に配置される光学素子（球面レンズ、円柱レンズ等）の光学特性を切り換えた結果として、自覚検査を行う。検眼装置２００は、測定装置１００によって得られたレフ値をメモリ２２０に記憶する。検眼装置２００は、レンズメータ３００によって得られた眼鏡の度数をメモリ２２０に記憶する。
　自覚検査において、検眼装置２００は、被検者の最高の視力を得るための完全矯正度数を求める。その後、検眼装置２００は、この完全矯正度数から、検者の経験又は所定の手法にしたがって、最終的な自覚値（眼鏡処方値）を決定する。なお、検眼装置２００は、明所視状態での自覚値と、薄暮視状態での自覚値をそれぞれ測定してもよい。
　検眼装置２００は、例えば、眼Ｅの眼前に配置される左右一対のレンズユニット２０１を備える。各レンズユニット２１０は、様々の光学素子（球面レンズ、円柱レンズ等）が同一円周上に配置されたレンズディスクと、レンズディスクを回転する回転駆動部と、を有する。
　なお、検眼装置２００としては、上記構成に限定されない。例えば、仮枠眼鏡は、検眼装置２００の一つに含まれる。仮枠眼鏡は、仮枠に配置される光学素子が検者の手によって切り換えられる構成となっている。
　検眼装置２００は、得られた眼鏡の度数を基にして眼前に配置される光学素子（球面レンズ、円柱レンズ等）の光学特性を切り換えた結果として、自覚検査を行うことができる。
　＜レンズメータとの接続＞
　シミュレーション装置１には、レンズメータ３００が接続されている。レンズメータ３００は、被検者が使用している眼鏡の度数を測定するために用いられる。検者は、レンズメータ３００を用いて被検者が装用している眼鏡の度数を検査する。
　レンズメータ３００は、シミュレーション装置１との間で検眼データの送受信（受け渡し）が可能である。レンズメータ３００は、眼鏡レンズに向けて検査光束を投光する投光光学系と、眼鏡レンズを通過した検査光束を受光素子により受光する受光光学系と、を有し、受光素子からの受光信号に基づいて眼鏡の度数を測定する。なお、レンズメータ３００は、眼鏡の度数分布をマッピング測定可能なレンズメータであってもよい。また、レンズメータ３００は、被検者が持つ昼間用と夜間用の眼鏡の度数をそれぞれ測定するようにしてもよい。
　レンズメータ３００により予め測定された眼鏡の度数（Ｓ、Ｃ、Ａ）は、シミュレーション装置１に転送され、シミュレーション画像の作成に用いられる。データの転送は、レンズメータ３００からシミュレーション装置１へ直接転送されてもよいし、検眼装置２００を介してレンズメータ３００からシミュレーション装置１へ転送されてもよい。
　図２は、本実施形態に係る見え方シミュレーションの例について示すフローチャートである。
　概して、シミュレーション装置１は、測定装置１００によって測定された眼Ｅの波面収差データと、検眼装置２００によって自覚的に測定された自覚値とに基づいて見え方シミュレーションを行う。
　ステップ１において、測定装置１００は、眼Ｅの波面収差を測定する。測定装置１００は、例えば、検査室に配置される。
　ステップ２において、シミュレーション装置１は、測定装置１００によって測定された眼Ｅの裸眼波面収差データを取得する。シミュレーション装置１は、例えば、検眼ルームに配置される。シミュレーション装置１は、取得された波面収差データをメモリ３５に記憶する。
　ＣＰＵ３０は、測定装置１００によって得られた波面収差データを解析する。ＣＰＵ３０は、得られた波面収差Ｗ（ρ、θ）に基づいて球面度数（Ｓ）、乱視度数（Ｃ）、乱視軸角度（Ａ）を算出する。例えば、ＣＰＵ３０は、所定瞳孔径の領域に対応する眼Ｅの波面収差データを求める。そして、求められた波面収差データから算出される低次収差成分に基づいて眼Ｅのレフ値（ＳＣＡ（ＲＥＦ））を求める。
　本実施形態では、ＣＰＵ３０は、昼間（明所視）用と夜間（薄暮視）用の所定瞳孔径をそれぞれ設定し、昼レフ値と夜レフ値を出力する。例えば、ＣＰＵ３０は、昼間用の瞳孔径の所定値とてφ＝４ｍｍを採用し、夜間用の瞳孔径の所定値とてφ＝６ｍｍを採用する。
　以下に、波面収差Ｗ（ρ、θ）からの他覚値（ＳＣＡ）の算出手法について、簡単に説明する。波面収差Ｗ（ρ、θ）は、波面収差データを近似する多項式の１つである周知のゼルニケ（Zernike）多項式の展開を適用することによって定量化される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 ここで、Ｚｉはｉ番目のZernike項、Ｃｉはその係数である。ρは瞳孔径に対する相対的な位置（０～１の範囲）を示し、θはＸ軸に対して反時計回りに計測した角度（０～２π）である。また、標準化した表示方式では、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 正規化の定数は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 で表される。
　そして、球面度数（Ｓ）、乱視度数（Ｃ）、乱視軸角度（Ａ）は多項式次数２次以下の項で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 ここで、Ｒは解析する瞳孔径の半径（ｍｍ）である。なお、高次収差成分は多項式次数３次以上で求められる。
　例えば、所定瞳孔径Ｐの値を用いて波面収差Ｗ（ρ、θ）を求め、他覚値（Ｓ、Ｃ、Ａ）を求める場合に、Ｒ＝Ｐ／２を用いる。ＣＰＵ３０は、求められた眼Ｅのレフ値（ＳＣＡ（ＲＥＦ））をモニタ５０上に出力する。
　そして、シミュレーション装置１は、求められた眼Ｅのレフ値（ＳＣＡ（ＲＥＦ））を検眼装置２００に送信する。なお、波面収差に基づく眼Ｅのレフ値が測定装置１００の演算処理部によって算出され、検眼装置２００に転送される構成であってもよい。
　ステップ３では、レンズメータ３００により現在の眼鏡の度数値を測定する。検眼装置２００は、レフ値を用いて自覚値を測定する。
　検眼装置２００は、シミュレーション装置１又は測定装置１００、から受信した昼・夜レフ値を基に、昼・夜それぞれの自覚値を自覚検眼で決定する。検眼装置２００は、現在の眼鏡の度数値、昼・夜の自覚値をシミュレーション装置１に送信する。レンズメータ３００の測定結果は、検眼装置２００の操作入力部を介して検眼装置２００のメモリ２２０に記憶される。
　ステップ４において、受信した３つの処方値から見え方シミュレーションを行いたい処方値を選択する。例えば、薄暮視、明所視それぞれに対して処方値分の球面矯正、乱視矯正を反映したシミュレーションを実施する。
　＜自覚値に基づくシミュレーション＞
　シミュレーション装置１は、検眼装置２００によって測定された眼Ｅの新たな自覚値を取得する。ＣＰＵ３０は、例えば、検眼装置２００にて測定された自覚値を、通信回線を介して取得する。通信回線は、有線通信であってもよいし、無線通信であってもよい。また、ＣＰＵ３０は、検者によって入力部４０から操作入力された自覚値を取得してもよい。ＣＰＵ３０は、例えば、昼間用自覚値と夜間用自覚値をそれぞれ取得する。ＣＰＵ３０は、取得された自覚値を、眼Ｅの識別情報に関連付けてメモリ３５に記憶すると共に、メモリ３５からの読み出しを可能とする。
　シミュレーション装置１は、測定装置１００によって測定された裸眼波面収差データと、検眼装置２００によって測定された自覚値と、に基づいて自覚値に基づく矯正を想定した波面収差データを算出する。
　ＣＰＵ３０は、裸眼波面収差データにおけるレフ値と自覚値と間の各経線方向における差分を求めることによって、自覚値での処方を想定した自覚矯正データ（ＳＣＡ矯正）を演算する（矯正データ＝波面収差に基づくレフ値―自覚値）。そして、ＣＰＵ３０は、裸眼波面収差データを近似する多項式の係数に対し、裸眼でのレフ値を表す係数を、自覚矯正データに対応する係数に置き換える。そして、ＣＰＵ３０は、置き換えられた多項式を用いて波面収差データを逆算する。ＣＰＵ３０は、逆算された波面収差データに基づいて自覚シミュレーション画像を作成する。波面収差データを近似する多項式としては、ゼルニケ多項式が代表的である。もちろん、波面収差を近似する式であればよく、これに限定されない。
　具体的には、ＣＰＵ３０は、レフ値、自覚値をそれぞれ近似曲線（経線方向（θ）毎の眼屈折力（Ｄ）の分布を示す近似曲線）に変換し、レフ値の近似曲線と自覚値の近似曲線の差分を求める。ＣＰＵ３０は、求められた近似曲線の差分に基づいて自覚矯正データ（ＳＣＡ矯正）を算出する。なお、近似曲線は、例えば、ｓｉｎカーブとして表現される。
　ＣＰＵ３０は、自覚値に基づく矯正データ（ＳＣＡ矯正）を、ゼルニケ多項式の２次式におけるＳＣＡに代入する。ＣＰＵ３０は、自覚値に基づく矯正データ（ＳＣＡ矯正）に基づく２次式の係数を算出する。
　ＣＰＵ３０は、裸眼のＺｅｒｎｉｋｅ係数に対し、裸眼での２次式の係数を、自覚値に基づく矯正データ（ＳＣＡ矯正）に基づく２次式の係数に置き換える。そして、ＣＰＵ３０は、置き換えられたＺｅｒｎｉｋｅ係数を用いて波面収差データを逆算する。ＣＰＵ３０は、逆算により算出された波面収差データを利用して点像強度特性（point spread function；ＰＳＦ）を求める。
　本実施形態では、ＣＰＵ３０は、昼間用の瞳孔径に対応する裸眼の波面収差データと昼間の自覚値、を用いて昼間用自覚値による処方での昼間を想定した点像強度分布を求める。ＣＰＵ３０は、夜間用の瞳孔径に対応する裸眼の波面収差データと昼間用の自覚値を用いて昼間用自覚値による処方での夜間を想定した点像強度分布を求める。ＣＰＵ３０は、昼間用の瞳孔径に対応する裸眼の波面収差データと夜間用の自覚値を用いて、夜間用自覚値による処方での昼間を想定した点像強度分布を求める。ＣＰＵ３０は、夜間用の瞳孔径に対応する裸眼の波面収差データと夜間用の自覚値を用いて、夜間用自覚値による処方での夜間を想定した点像強度分布を求める。なお、求める点像強度分布は、任意に設定されうる。
　ＣＰＵ３０は、得られたＰＳＦと所定の指標（例えば、ＥＴＤＲＳ視標、解像度チャート、風景チャート）とを画像処理（コンボリューション積分）する。これにより、ＣＰＵ３０は、シミュレーション画像を得ることができる。シミュレーション画像は、自覚値で眼Ｅを処方した際に所定の視標がどのように眼Ｅ網膜面に形成されるかを示す。すなわち、ＣＰＵ３０は、検眼装置２００で測定された自覚値に関してシミュレーション画像を取得する。
　本実施形態では、ＣＰＵ３０は、自覚値で眼Ｅを処方した場合の明所視と薄暮視での所定視標の見え方をシミュレーション画像として構築する、画像処理を行う。より具体的には、ＣＰＵ３０は、昼間用自覚値で眼Ｅを処方した場合の明所視と薄暮視でのシミュレーション画像と、夜間用自覚値で眼Ｅを処方した場合の明所視と薄暮視でのシミュレーション画像とそれぞれ取得する。また、ＣＰＵ３０は、昼間用自覚値で眼Ｅを処方した場合の明所視でのシミュレーション画像と、夜間用自覚値で眼Ｅを処方した場合の薄暮視でのシミュレーション画像と、をそれぞれ取得するようにしてもよい。
　ＣＰＵ３０は、上記のように取得されたシミュレーション画像を、画像処理部３１を介してモニタ５０上に表示する。図２においては、ＣＰＵ３０は、ＰＳＦ画像、ＥＴＤＲＳ視標、解像度チャートを並列して表示する。
　　＜カスタムレンズに対応するシミュレーション＞
　従来の眼鏡処方は、０．２５Ｄステップで自覚値が算出され、０．２５Ｄステップに対応する眼鏡が処方されている。近年、０．２５Ｄより細かいステップ（例えば、０．１２ステップ、０．０１ステップ）に対応する眼鏡レンズが提案され、さらに詳細な眼鏡処方が求められている。このような眼鏡レンズとしては、例えば、度数を０．０１ステップで設定可能なフリーフォームレンズが提案されている。この場合、０．２５Ｄより細かいステップで自覚値が算出され、算出された自覚値に対応するレンズが処方される。
　ＣＰＵ３０は、０．２５Ｄより細かいステップで算出された第１自覚値で眼Ｅを処方した場合の第１シミュレーション画像と、０．２５Ｄ以上のステップで算出された第２自覚値で眼Ｅを処方した場合の第２シミュレーション画像と、をそれぞれ取得するようにしてもよい。なお、ＣＰＵ３０は、例えば、第１自覚値を０．２５Ｄ以上のステップに変換することにより第２自覚値を取得する。検眼装置２００は、第２自覚値への変換処理を予め行うようにしてもよい。第１自覚値、第２自覚値は、自覚検査によってそれぞれ算出されてもよい。なお、自覚値が得られた後のシミュレーション画像の取得手法については、上記手法と同様であるため、説明を省略する。
　ＣＰＵ３０は、上記のように取得されたシミュレーション画像を、画像処理部３１を介してモニタ５０上に表示する。ＣＰＵ３０は、例えば、第１シミュレーション画像と第２シミュレーション画像を並列表示する。あるいは、ＣＰＵ３０は、第１シミュレーション画像と第２シミュレーション画像を選択的に表示する。
　このようにすれば、検者、被検者は、０．２５Ｄより細かいステップに対応する眼鏡レンズでの処方の結果と、通常のレンズでの処方の結果が容易に比較できる。このようにすれば、検者は、０．２５Ｄより細かいステップに対応する眼鏡レンズの装用のメリットを被検者に容易に認識させることができる。
　なお、第１自覚値としては、Ｓ値、Ｃ値の少なくともいずれかが、０．２５Ｄより細かいステップで算出された自覚値であればよい。ＣＰＵ３０は、Ｓ値のみが０．２５Ｄより細かいステップで算出された自覚値に基づくシミュレーション画像、Ｃ値のみが０．２５Ｄより細かいステップで算出された自覚値に基づくシミュレーション画像、Ｓ値、Ｃ値の両方が、０．２５Ｄより細かいステップで算出された自覚値に基づくシミュレーション画像、を、適宜取得できる。ＣＰＵ３０は、これらのシミュレーション画像を選択的或いは並列的にモニタ５０上に表示する。
　＜前眼鏡データに基づくシミュレーション＞
　概して、シミュレーション装置１は、測定装置１００によって他覚的に測定された眼Ｅの波面収差データと、レンズメータ３００によって測定された眼鏡のレンズ度数値と、に基づいて見え方シミュレーションを行う。
　シミュレーション装置１は、レンズメータ３００にて測定された被検者の現在の眼鏡のレンズ度数値を取得する。シミュレーション装置１は、取得されたレンズ度数はメモリ３５に記憶する。
　ＣＰＵ３０は、例えば、レンズメータ３００にて測定された眼鏡のレンズ度数値を、通信回線を介して取得する。通信回線は、有線通信であってもよいし、無線通信であってもよい。また、ＣＰＵ３０は、検者によって入力部４０から操作入力された眼鏡のレンズ度数値を取得してもよい。ＣＰＵ３０は、取得された眼鏡の度数値を、眼Ｅの識別情報に関連付けてメモリ２２０に記憶すると共に、メモリ２２０からの読み出しを可能とする。
　次に、シミュレーション装置１は、測定装置１００によって測定された波面収差データと、レンズメータ３００にて測定された眼鏡のレンズ度数値とに基づいてレンズ度数値に基づく矯正を想定した波面収差データを算出する。
　ＣＰＵ３０は、眼Ｅの裸眼波面収差データにおけるレフ値と眼鏡の度数値との間の各経線方向における差分を求める。そして、ＣＰＵ３０は、差分を求めることによって、現在の眼鏡の装用を想定した眼鏡矯正データ（ＳＣＡ眼鏡）を演算する（矯正データ＝他覚値―レンズ度数値）。そして、ＣＰＵ３０は、眼Ｅの裸眼波面収差データを近似する多項式の係数に対し、裸眼でのレフ値を表す係数を、眼鏡矯正データに対応する係数に置き換える。ＣＰＵ２０は、置き換えられた多項式を用いて波面収差データを逆算し、逆算された波面収差データに基づいて眼鏡シミュレーション画像を作成する。
　具体的には、ＣＰＵ３０は、レフ値、レンズ度数値をそれぞれ近似曲線（経線方向（θ）毎の眼屈折力（Ｄ）の分布を示す近似曲線）に変換し、レフ値の近似曲線とレンズ度数値の近似曲線の差分を求める。ＣＰＵ３０は、求められた近似曲線の差分に基づいて矯正データ（ＳＣＡ矯正）を算出する。なお、近似曲線は、例えば、ｓｉｎカーブとして表現される。
　ＣＰＵ３０は、レンズ処方値に基づく矯正データ（ＳＣＡ眼鏡）を、ゼルニケ多項式の２次式のＳＣＡに代入する。ＣＰＵ３０は、レンズ度数値に基づく矯正データ（ＳＣＡ眼鏡）に基づく２次式の係数を算出する。
　ＣＰＵ３０は、裸眼のＺｅｒｎｉｋｅ係数に対し、裸眼での二次式の係数を、レンズ度数値に基づく矯正データ（ＳＣＡ眼鏡）に基づく係数に置き換える。ＣＰＵ２０は、置き換えられたＺｅｒｎｉｋｅ係数を用いて波面収差データを逆算する。ＣＰＵ３０は、逆算により算出された波面収差データを利用して点像強度特性（point spread function；ＰＳＦ）を求める。
　本実施形態では、ＣＰＵ３０は、昼間用の瞳孔径に対応する裸眼の波面収差データと眼鏡のレンズ度数値を用いて、現在の眼鏡での昼間での装用を想定した点像強度分布を求める。一方、ＣＰＵ３０は、夜間用の瞳孔径に対応する裸眼の波面収差データと眼鏡のレンズ度数値を用いて、現在の眼鏡での夜間での装用を想定した点像強度分布を求める。
　次に、ＣＰＵ３０は、得られたＰＳＦと所定の指標（例えば、ＥＴＤＲＳ視標、解像度チャート、風景チャート）とを画像処理（コンボリューション積分）する。これにより、ＣＰＵ３０は、シミュレーション画像を得ることができる。シミュレーション画像は、レンズ度数値で眼Ｅを処方した際に所定の視標がどのように眼Ｅ網膜面に形成されるかについてのシミュレーション画像である。
　ＣＰＵ３０は、レンズメータ３００で測定されたレンズ度数値に関してシミュレーション画像を取得する。本実施形態では、ＣＰＵ３０は、眼鏡のレンズ度数値で眼Ｅを処方した場合の明所視と薄暮視での所定視標の見え方をシミュレーション画像として構築する画像処理を行う。
　ＣＰＵ３０は、上記のように取得されたシミュレーション画像を、画像処理部３１を介してモニタ５０上に表示する。図２においては、ＣＰＵ３０は、ＰＳＦ画像、ＥＴＤＲＳ視標、解像度チャートを並列して表示する。
　なお、上記見え方シミュレーションにおいて、空間周波数特性ＭＴＦを表示（例えば、横軸を空間周波数、縦軸をコントラスト感度としたグラフ表示）するようにしてもよい。なお、ＭＴＦは、眼Ｅの波面収差から求められる点像強度特性ＰＳＦを、フーリエ変換することによって求めることができる。これにより、より精密な見え方シュミレーションが可能となる。
　＜自覚値に基づくシミュレーション画像と、前眼鏡データに基づくシミュレーション画像の選択的表示、及び並列表示＞
　ＣＰＵ３０は、モニタに表示するシミュレーション画像を、昼間用自覚値に基づく自覚シミュレーション画像、昼間用自覚値に基づく自覚シミュレーション画像、眼鏡度数値に基づく眼鏡シミュレーション画像、裸眼波面収差に基づく裸眼シミュレーション画像のいずれかから選択するための操作入力信号を受け取る（選択ステップ）。ＣＰＵ３０は、選択されたシミュレーション画像をモニタ５０に表示する。
　図３は、本実施形態に係るシミュレーションを行う際の各装置間での接続形態及びデータの流れの一例を示す図であると共に、取得されたシミュレーション画像を表示する表示画面の一例を示す。モニタ５０上に表示されたＣｏｒｒｅｃｔｉｏｎボタンが押されると、ＣＰＵ３０は、検眼装置２００で取得した処方値をリストにて表示し、選択された処方値に関してシミュレーション画像を表示する。リストには、処方なしの裸眼データ、昼間用自覚値、夜間用自覚値、眼鏡の度数値が表示され、が選択的に表示される。そして、ＣＰＵ３０は、選択された処方値における薄暮視シミュレーション画像と明所視シミュレーション画像を並列して表示する。例えば、昼間用自覚値が選択された場合、明所視シミュレーション画像がはっきり見え、薄暮視シミュレーション画像はぼけて見える。これを見た被検者は、夜間用処方の必要性を容易に認識できる。さらに、夜間用自覚値が選択された場合、薄暮視シミュレーション画像がはっきり見え、明所視シミュレーション画像はぼけて見える。これを見た被検者は、夜間用処方の必要性をさらに認識できる。また、眼鏡の度数値が選択された場合、明所視シミュレーション画像と薄暮視シミュレーション画像はぼけて見える場合がありうる。これを見た被検者は、新しい眼鏡の必要性を容易に認識できる。
　また、ＣＰＵ３０は、各処方値（処方なしの裸眼データ、昼間用自覚値、夜間用自覚値、眼鏡の度数値（眼鏡処方値））のシミュレーション画像の少なくとも２つを並列して表示するようにしてもよい。裸眼データと自覚値（昼間・夜間）のシミュレーション画像の並列表示において、被検者は、裸眼の状態と自覚処方での画像の違いを容易に認識できる。このため、特に、これまで眼鏡レンズを装用していなかった被検者に対し、眼鏡装用の必要性を容易に認識させることができる。
　また、眼鏡の度数値データと、自覚値（昼間・夜間）のシミュレーション画像の並列表示において、被験者は、現在使用している眼鏡の状態と自覚処方での画像の違いを容易に認識できる。このため、特に、被検者に対し、新しい眼鏡を装用する必要性を容易に認識させることができる。
　また、昼間用自覚値と夜間用自覚値における薄暮視シミュレーション画像の並列表示において、昼間用処方と夜間用処方との間の薄暮視下での画像の違いを容易に認識できる。このため、特に、被検者に対し、夜間用の眼鏡を装用する必要性を容易に認識させることができる。
本実施形態に係る眼科測定装置の光学系及び制御系の構成について説明するための概略構成図である。 本実施形態にかかる眼科測定装置におけるＳＣＡの出力手法について説明する図である。 本実施形態に係るシミュレーションを行う際の各装置間での接続形態及びデータの流れの一例を示す図であると共に、取得されたシミュレーション画像を表示する表示画面の一例を示す。
　７　表示モニタ
　１０　波面収差測定光学系
　３０　観察光学系
　３２　二次元撮像素子
　７０　制御部
 
 
 
 

Claims (11)

  1. 　被検眼の網膜像のシミュレーションを行うための眼科測定装置であって、
    　被検眼の収差を測定するための眼収差計と、
    　前記眼収差計によって得られた前記被検眼の裸眼での収差データを解析処理する演算制御部と、を備え、
    　前記演算制御部は、前記収差データにおけるレフ値と、自覚式検眼装置によって得られた前記被検眼の新たな自覚値と、の間の各経線方向における差分を求めることによって、自覚値での処方を想定した自覚矯正データを演算し、
    　前記収差データを近似する第１の多項式の係数に対し、前記レフ値を表す係数を、前記自覚矯正データに対応する係数に置き換えた第２の多項式を求め、前記第２の多項式を用いて収差データを逆算し、逆算された収差データに基づいてシミュレーション画像を作成することを特徴とする眼科測定装置。
  2. 　前記演算制御部は、さらに、
    　前記レフ値と、レンズメータによって得られた眼鏡の度数値と、の間の各経線方向における差分を求めることによって、前記眼鏡の装用を想定した眼鏡矯正データを演算し、
    　前記収差データを近似する第１の多項式の係数に対し、前記レフ値を表す係数を、前記眼鏡矯正データに対応する係数に置き換えた第３の多項式を求め、前記第３の多項式を用いて収差データを逆算し、逆算された収差データに基づいてシミュレーション画像を作成することを特徴とする請求項１の眼科測定装置。
  3. 　前記演算制御部は、昼間用の自覚値と夜間用の自覚値を前記自覚値としてそれぞれ取得することを特徴とする請求項１～２のいずれかの眼科測定装置。
  4. 　前記演算制御部は、前記自覚値又は前記眼鏡の度数値を、被検眼の識別情報に関連付けて記憶部に記憶すると共に、記憶部からの読み出しを可能とすることを特徴とする請求項１～３のいずれかの眼科測定装置。
  5. 　前記演算制御部は、作成されたシミュレーション画像をモニタに表示可能であることを特徴とする請求項１～４のいずれかの眼科測定装置。
  6. 　前記演算制御部は、
    　前記モニタに表示するシミュレーション画像を、前記自覚値に基づくシミュレーション画像、前記眼鏡の度数値に基づくシミュレーション画像、前記裸眼での収差データに基づくシミュレーション画像のいずれかから選択するための操作入力信号を受け取り、
    　受け取られた操作入力信号に基づいて、シミュレーション画像を前記モニタに表示する請求項５の眼科測定装置。
  7. 　前記演算制御部は、前記自覚値に基づくシミュレーション画像と、前記眼鏡の度数値に基づくシミュレーション画像と、をモニタ上に並列して表示することを特徴とする請求項５の眼科測定装置。
  8. 　前記演算制御部は、０．２５Ｄより細かいステップで算出された前記自覚値である第１自覚値と、０．２５Ｄ以上のステップで算出された前記自覚値である第２自覚値と、を前記自覚値としてそれぞれ取得することを特徴とする請求項１～７のいずれかの眼科測定装置。
  9. 　前記演算制御部は、前記第１自覚値に基づくシミュレーション画像、前記第２自覚値に基づくシミュレーション画像を選択的又は並列的にモニタ上に表示することを特徴とする請求項８の眼科測定装置。
  10. 　請求項１～９のいずれかの眼科測定装置と、
    　被検眼の眼前に配置される光学素子と、前記光学素子の光学特性を切換える切換ユニットと、を有し、被検眼の新たな自覚値を測定するための自覚式検眼装置と、
    　検眼データを受け渡しするためのデータ通信部と、を備え、
    　前記演算制御部は、前記自覚式検眼装置によって得られた前記自覚値を、前記データ通信部を介して取得することを特徴とする眼科測定システム。
  11. 　請求項１０の眼科測定システムにおいて、
    　さらに、眼鏡の度数値を測定するためのレンズメータを備え、
    　前記演算制御部は、前記レンズメータによって得られた現在の眼鏡の度数値を、データ通信部を介して取得することを特徴とする眼科測定システム。
     
     
PCT/JP2013/060538 2012-04-06 2013-04-05 眼科測定装置、及び眼科測定装置を備える眼科測定システム WO2013151171A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP13772229.4A EP2835098B1 (en) 2012-04-06 2013-04-05 Ophthalmic measurement device, and ophthalmic measurement system equipped with ophthalmic measurement device
JP2014509227A JP6206399B2 (ja) 2012-04-06 2013-04-05 眼科測定装置、眼科測定装置を備える眼科測定システム、及び眼科測定プログラム。
US14/390,279 US9498115B2 (en) 2012-04-06 2013-04-05 Ophthalmic measurement device, and ophthalmic measurement system equipped with ophthalmic measurement device

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012087715 2012-04-06
JP2012-087715 2012-04-06

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2013151171A1 true WO2013151171A1 (ja) 2013-10-10

Family

ID=49300647

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2013/060538 WO2013151171A1 (ja) 2012-04-06 2013-04-05 眼科測定装置、及び眼科測定装置を備える眼科測定システム

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9498115B2 (ja)
EP (1) EP2835098B1 (ja)
JP (1) JP6206399B2 (ja)
WO (1) WO2013151171A1 (ja)

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015144730A (ja) * 2014-02-03 2015-08-13 株式会社ニデック 眼科用情報処理装置および眼科用情報処理プログラム
TWI509584B (zh) * 2014-09-23 2015-11-21 Universal Vision Biotechnology Co Ltd Eye Surgery Training Simulator
JP2016073477A (ja) * 2014-10-07 2016-05-12 株式会社ニデック 眼科装置及び眼科測定プログラム
JP2017184790A (ja) * 2016-03-31 2017-10-12 株式会社ニデック 眼鏡処方補助装置，および，眼鏡処方補助プログラム
JP2018038497A (ja) * 2016-09-05 2018-03-15 株式会社ニデック レンズ処方補助装置およびレンズ処方補助プログラム
JP2018038498A (ja) * 2016-09-05 2018-03-15 株式会社ニデック レンズ処方補助装置およびレンズ処方補助プログラム
JP2020103715A (ja) * 2018-12-28 2020-07-09 株式会社トプコン 眼科装置

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20180074344A1 (en) * 2016-09-05 2018-03-15 Nidek Co., Ltd. Method for generating information for assisting lens prescription
EP4084669A1 (en) 2019-12-30 2022-11-09 AMO Development, LLC Optical measurement systems and processes with fixation target having bokeh compensation
JP2022056239A (ja) * 2020-09-29 2022-04-08 株式会社ニデック 自覚式検眼システム

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10108837A (ja) 1996-10-03 1998-04-28 Nidek Co Ltd 眼科測定装置
JPH10216092A (ja) 1997-02-12 1998-08-18 Topcon Corp 光学特性測定装置
JP2003047594A (ja) * 2002-07-26 2003-02-18 Topcon Corp 検眼装置
JP2004510525A (ja) * 2000-10-10 2004-04-08 ユニバーシティー　オブ　ロチェスター 波面収差データに基づく眼球屈折度の測定方法
JP2004105236A (ja) * 2002-09-13 2004-04-08 Topcon Corp 矯正要素判定装置及び方法
JP2005516717A (ja) * 2002-02-13 2005-06-09 オフソニックス・インコーポレーテッド 波面検知により視覚を他覚的に特徴付けることにより自覚的応答を検出するための装置および方法
JP2005211423A (ja) 2004-01-30 2005-08-11 Nidek Co Ltd 検眼装置
JP2006149871A (ja) 2004-11-30 2006-06-15 Nidek Co Ltd 眼科測定装置

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3953557B2 (ja) * 1996-09-12 2007-08-08 株式会社ニデック 検眼装置
US6688745B2 (en) 2001-10-25 2004-02-10 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Subjective refinement of wavefront measurements
WO2004096014A2 (en) * 2003-04-28 2004-11-11 University Of Rochester Metrics to predict subjective impact of eye's wave aberration
JP4464726B2 (ja) 2004-03-30 2010-05-19 株式会社トプコン 眼科装置
BR112014019222A8 (pt) * 2012-02-03 2017-07-11 Digital Vision Llc Refratômetro com um simulador comparativo de correção de visão

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10108837A (ja) 1996-10-03 1998-04-28 Nidek Co Ltd 眼科測定装置
JPH10216092A (ja) 1997-02-12 1998-08-18 Topcon Corp 光学特性測定装置
JP2004510525A (ja) * 2000-10-10 2004-04-08 ユニバーシティー　オブ　ロチェスター 波面収差データに基づく眼球屈折度の測定方法
JP2005516717A (ja) * 2002-02-13 2005-06-09 オフソニックス・インコーポレーテッド 波面検知により視覚を他覚的に特徴付けることにより自覚的応答を検出するための装置および方法
JP2003047594A (ja) * 2002-07-26 2003-02-18 Topcon Corp 検眼装置
JP2004105236A (ja) * 2002-09-13 2004-04-08 Topcon Corp 矯正要素判定装置及び方法
JP2005211423A (ja) 2004-01-30 2005-08-11 Nidek Co Ltd 検眼装置
JP2006149871A (ja) 2004-11-30 2006-06-15 Nidek Co Ltd 眼科測定装置

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015144730A (ja) * 2014-02-03 2015-08-13 株式会社ニデック 眼科用情報処理装置および眼科用情報処理プログラム
TWI509584B (zh) * 2014-09-23 2015-11-21 Universal Vision Biotechnology Co Ltd Eye Surgery Training Simulator
JP2016073477A (ja) * 2014-10-07 2016-05-12 株式会社ニデック 眼科装置及び眼科測定プログラム
JP2017184790A (ja) * 2016-03-31 2017-10-12 株式会社ニデック 眼鏡処方補助装置，および，眼鏡処方補助プログラム
JP2018038497A (ja) * 2016-09-05 2018-03-15 株式会社ニデック レンズ処方補助装置およびレンズ処方補助プログラム
JP2018038498A (ja) * 2016-09-05 2018-03-15 株式会社ニデック レンズ処方補助装置およびレンズ処方補助プログラム
JP2020103715A (ja) * 2018-12-28 2020-07-09 株式会社トプコン 眼科装置
JP7292032B2 (ja) 2018-12-28 2023-06-16 株式会社トプコン 眼科装置

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2013151171A1 (ja) 2015-12-17
US20150055088A1 (en) 2015-02-26
EP2835098B1 (en) 2016-07-20
EP2835098A4 (en) 2015-12-09
JP6206399B2 (ja) 2017-10-04
EP2835098A1 (en) 2015-02-11
US9498115B2 (en) 2016-11-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6206399B2 (ja) 眼科測定装置、眼科測定装置を備える眼科測定システム、及び眼科測定プログラム。
CN110573061B (zh) 眼科检查方法及仪器
JP4308669B2 (ja) 波面検知により視覚を他覚的に特徴付けることにより自覚的応答を検出するための装置および方法
EP2079355B1 (en) Eyeglass prescription method and system
US10085631B2 (en) Method for generating eyeglass-prescription assisting information
DK2733648T3 (en) Systems and methods for ordering lenses
US10168549B2 (en) Optical visual aid with additional astigmatism
AU2008274298A1 (en) Apparatus and method for determining the necessary correction of defective vision of an eye
CN109996483B (zh) 用于确定眼睛屈光的装置、方法和计算机程序
CN101732029A (zh) 基于波前像差的视力检测仪
JP6515478B2 (ja) 眼科装置、および、眼科測定プログラム
US20180074344A1 (en) Method for generating information for assisting lens prescription
JP4121881B2 (ja) 三次元観察状態測定装置及び方法
EP3928683A1 (en) Device and method for determining at least one ocular aberration
JP7437402B2 (ja) コンピュータ支援光学系を利用するシステム及び方法
JP6708955B2 (ja) 眼鏡処方補助装置，および，眼鏡処方補助プログラム
JP6693240B2 (ja) 眼鏡処方補助装置
JP6911301B2 (ja) レンズ処方補助プログラム
JP6753228B2 (ja) レンズ処方補助プログラム
JP2018038497A5 (ja)
KR20230059330A (ko) Vr을 이용한 머신러닝 기반 안경 주문 장치 및 방법

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 13772229

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2014509227

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

REEP Request for entry into the european phase

Ref document number: 2013772229

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2013772229

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 14390279

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE