WO2015087435A1 - 近視進行診断装置、近視進行判別方法、プログラム及び記憶媒体 - Google Patents

近視進行診断装置、近視進行判別方法、プログラム及び記憶媒体 Download PDF

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WO2015087435A1
WO2015087435A1 PCT/JP2013/083396 JP2013083396W WO2015087435A1 WO 2015087435 A1 WO2015087435 A1 WO 2015087435A1 JP 2013083396 W JP2013083396 W JP 2013083396W WO 2015087435 A1 WO2015087435 A1 WO 2015087435A1
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WO
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myopia
eye
retina
unit
refractive power
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PCT/JP2013/083396
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English (en)
French (fr)
Inventor
山口　剛史
素脩 見川
Original Assignee
株式会社ユニバーサルビュー
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Publication date
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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
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions

Definitions

  • the present invention diagnoses the progression of refractive myopia that continues to progress in adults that are expected to stop the progression of axial myopia in schoolchildhood where the change in the axial length of the eye is remarkable, and the progression of refractive myopia that continues to progress.
  • the present invention relates to a myopia progress diagnosis apparatus, a myopia progress determination method, a program, and a storage medium that can be applied to a myopia progress diagnosis system that determines and treats the above.
  • myopia In Japan, about 50% of the population is myopic, and the use of glasses and contact lenses is required for daily life.
  • Pathologic intensity myopia such as axial myopia, which is one of the causes of myopia progression, leads to blindness due to macular degeneration, retinal hemorrhage, etc., and myopia is the fifth leading cause of blindness. Since myopia is a risk factor for major blindness diseases such as glaucoma and retinal detachment, the rate of myopia as a potential cause of blindness is expected to be higher.
  • peripheral vision blur is related to axial myopia in primates and birds.
  • certain contact lenses suppress axial myopia in children, but details are unknown.
  • many studies have examined only a simple refractive power, which has been a major problem in conventional peripheral vision research.
  • FIG. 32A is a cross-sectional view showing the structure of a human eye (hereinafter referred to as eye 2 to be examined).
  • eye 2 to be examined 41 is a cornea
  • 42 is a crystalline lens
  • 43 is a pupil
  • 44 is a vitreous body
  • 46 is a retina. Note that description of the structure of the eyeball 2 to be examined is omitted. First, a general depth of focus when a near-sighted person looks far and a presbyopic person looks close will be described.
  • the light entering the eyeball forms an image at the correct position on the retina 46, that is, the macular 45, regardless of whether a person with normal vision looks far or near.
  • O is the optical axis (ocular axis)
  • L1 is the axial length of a normal human eye.
  • the axial length L1 refers to a length from the central apex of the cornea 41 to the macular 45 portion of the retina 46.
  • the retina 46 is divided into a central retina which is a peripheral portion of the macular 45 and a peripheral retina which is a peripheral region of the central retina.
  • the axial length L2 extends backward and the shape of the eyeball is distorted when it starts to be myopic, the focus on the central retina shifts forward from the retina 46 (macular 45). The focus on the retina is moved onto the macular 45, and as a result, the axial length L2 further extends backward to match it, and as a result, it is thought that myopia progresses more and more because the focus is not focused on the central retina. .
  • the lens 42 loses its elasticity and becomes hard, so that the image is formed not behind the correct position on the retina 46 but behind the retina 46.
  • peripheral visual field optical characteristics have become measurable due to advances in computer-aided analysis technology and development of diagnostic equipment.
  • facilities around the world that are doing research similar to this patent, but they are analyzing the optical properties of only the most focused part of the peripheral retina. Primates have an adjustment function that allows them to freely manipulate the focal point of the near and far by changing the thickness of the lens during the course of evolution.
  • Patent Document 1 discloses an eye optical characteristic measuring method and an eye optical characteristic measuring apparatus regarding an apparatus and method for measuring eye optical characteristics at high speed.
  • the myopia progression diagnostic apparatus the measurement light is transmitted to the retina in a direction that forms an angle ⁇ with respect to an eye axis that connects the approximate center of the pupil of the eyeball to the macula.
  • a data analysis unit for determining whether or not a hyperopic back focal point exists.
  • the myopia progression diagnostic apparatus According to the myopia progression diagnostic apparatus according to claim 1, it is possible to determine (predict) whether or not the nearsightedness of the eye to be examined will proceed in the future.
  • the myopia progression diagnostic apparatus wherein the data analysis unit is the position of the focus of the measurement light that is most focused on the optical axis at the angle ⁇ , and the focus of the measurement light on the optical axis. Based on the position of the front focal point located on the front side and the point image intensity distribution characteristic of the position of the rear focal point located on the rear side of the focal point on the optical axis, the point image intensity distribution characteristic And a determining unit that determines whether or not a hyperopic back focal point exists in the peripheral visual field of the fundus of the eye to be examined.
  • the myopia progression diagnostic apparatus includes: a refractive power at the focus position of the measurement light; a refractive power at the front focus position; and a refractive power at the rear focus position. Is calculated for each angle ⁇ .
  • the myopia progression diagnosis apparatus displays a point image of the focus position of the measurement light, an astigmatism image of the front focus, and an astigmatism image of the rear focus for each angle ⁇ . It has a part.
  • the myopia progression diagnostic apparatus according to claim 6, wherein the myopia progression diagnosis device according to claim 3, wherein the data analysis unit analyzes the degree of blurring of the point image of the focus position of the measurement light and introduces an addition power for suppressing myopia progression. It is discriminate
  • the myopia progress determination method wherein the myopia progress diagnosis device for diagnosing the progress of myopia of the eye to be examined has an angle ⁇ with respect to an eye axis line connecting the approximate center of the pupil of the eye to be examined and the macula. Irradiating the direction of the retina with measurement light, receiving light reflected from the retina to obtain optical data in the peripheral visual field of the fundus, and analyzing the optical data to analyze the fundus of the eyeball to be examined And determining whether or not there is a hyperopic back focal point in the peripheral visual field.
  • the program according to claim 8 is readable by a computer for executing the myopia progression determination method.
  • the storage medium according to claim 9 describes a computer-readable program for executing the myopia progression determination method.
  • the myopia progress diagnosis apparatus since it is possible to determine (predict) whether or not myopia of the eyeball to be progressed in the future, the change in the axial length is remarkable. It is possible to easily diagnose the progression of refractive myopia that continues to progress in adults who are supposed to stop the progression of axial myopia during schoolchildhood and myopia. This makes it possible to easily prescribe glasses, contact lenses, and the like that match the eyes of children and the like who are in the progressing stage of myopia.
  • the myopia progression diagnostic apparatus when the three refractive powers are positive values, “the rear focal line located on the rear side from the front focal line located on the front side of the focal point on the optical axis line”. It is possible to diagnose that the hyperopic back focal point exists outside the retina.
  • the myopia progression diagnostic apparatus by analyzing the degree of blurring of the point image at the most focused position, the subject eyeball having a large blur of the point image becomes an excluded group that cannot be treated in this intervention test. It will be possible to classify whether this intervention study can be treated.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of a myopia progression diagnostic apparatus 100 as a first embodiment according to the present invention.
  • 3 is a block diagram illustrating a configuration example of a control system of the myopia progression diagnosis apparatus 100.
  • FIG. It is an intraocular sectional view showing a determination example in which the evaluation formulas A, B, and C are positive values. It is an intraocular sectional view showing a determination example in which evaluation formulas A, B, and C are negative values.
  • 4 is a flowchart showing an example of myopia progress determination (main routine) in the myopia progress diagnosis device 100. It is a flowchart which shows the myopia progress determination example (subroutine).
  • a and B are sectional views showing a configuration example of a contact lens 200 for suppressing myopia progression as a second embodiment according to the present invention.
  • 5 is a cross-sectional view showing an example of wearing a contact lens 200.
  • FIG. It is a graph which shows the example of a relationship between visual acuity and the frequency from a fovea.
  • It is a flowchart which shows the prescription example (the 2) of the contact lens 200.
  • It is explanatory drawing which shows the example of a relationship with type Ta, Tb, Tc of axial length Lx 24.0mm and a fundus curvature shape.
  • the present invention makes it possible to easily diagnose the progress of myopia in children, adults, etc., and to predict the future progress of myopia in children, etc.
  • An object is to provide a storage medium.
  • a myopia progression diagnosis apparatus 100 shown in FIG. 1 is an apparatus that acquires and analyzes optical data of a peripheral visual field in an eyeball of a subject 1 such as a child or an adult (hereinafter referred to as an eyeball 2 to be examined).
  • the myopia progression diagnostic apparatus 100 is capable of acquiring a wide range of optical data with a focus of ⁇ 2.5 [D] (D: diopter) from the center of the crystalline lens of the human eye to the peripheral visual field shifted by an angle of 40 °. It is.
  • the myopia progression diagnosis apparatus 100 is a device that devises an existing PSF analyzer (registered trademark). For example, whether myopia of a child or the like progresses in the future, and whether myopia that can progress can be suppressed by treatment. Determining whether or not it is possible to treat myopia suppression by adding a refractive lens to the periphery of a distance lens that can progress, and determining the effect after a certain period of treatment Etc. are applicable.
  • the myopia progression diagnosis apparatus 100 includes an optical data acquisition unit 10 and a data analysis apparatus 20.
  • the optical data acquisition unit 10 includes, for example, a main body unit 11, an XYZ stage 12, and an arcuate track 53.
  • the main body 11 is placed on an XYZ stage 12, and the XYZ stage 12 can move on an arc-shaped track 53 in a clockwise direction or a counterclockwise direction.
  • the XYZ stage 12 can move and adjust the main body 11 in the X direction (left-right direction), Y direction (front-rear direction), and Z direction (up-down direction: a direction perpendicular to the paper surface).
  • the XYZ stage 12 is provided with a setting unit 15, which is the same as the optical axis O described in FIG. 3: FIG. 32A and FIG. 32B that connects the approximate center of the pupil of the eye 2 to be examined and the macula.
  • the setting unit 15 includes an angle indicator 51, an operation lever 52, and the like.
  • a digital display is used as the angle display 51, and the angle ⁇ is displayed.
  • the track 53 is attached to the fixed coordinate system.
  • An XYZ stage 12 is movably engaged with the track 53.
  • the angle indicator 51 is provided on the XYZ stage 12, and when the operator (ophthalmologist) sets the angle ⁇ , if the XYZ stage 12 is moved along the track 53 with the operation lever 52, the angle indicator 51 Display as the value counts up sequentially.
  • a method may be employed in which the angle indicator 51 is provided on the track 53, the base line is provided on the XYZ stage 12, and the base line is aligned with the scale displaying the analog angle.
  • a driving mechanism (not shown) may be provided on the XYZ stage 12, the angle ⁇ may be set with a numeric keypad, etc., and the driving mechanism may be operated to automatically rotate the XYZ stage clockwise or counterclockwise.
  • 16 is an existing lever for XYZ stage operation.
  • Reference numeral 54 denotes a fixation card (Landolt ring having a notch in a horizontal direction, a vertical direction, or the like: C symbol).
  • the optical data acquisition unit 10 uses a PSF analyzer (registered trademark), an autorefractometer, or the like.
  • the auto-refractometer irradiates the subject's eyeball 2 with infrared light, and can automatically analyze the refraction state of the eye, mainly the presence or absence of myopia, hyperopia, and astigmatism, and the degree thereof, and the objective eyeball 2 can be objectively viewed. Can be measured numerically and digitized.
  • the data analysis device 20 includes a keyboard 21, a mouse 22, a control unit 23, and a display unit 24.
  • a personal computer information processing device
  • the mouse 22 is a wired type or a wireless type.
  • a liquid crystal display panel is used for the display unit 24.
  • the main body unit 11 includes a light irradiation unit 13, a light detection unit 14, and a data input / output unit 17, and these constitute a control system of the optical data acquisition unit 10.
  • the light irradiation unit 13 is provided with components of a projection system such as a light source, a focusing lens, a polarization beam splitter, and a quarter wavelength plate (not shown).
  • the irradiation control signal S13 Based on the irradiation control signal S13, the light irradiation unit 13 irradiates the retina 46 (see FIG. 3, FIG. 4, etc.) in the direction of the angle ⁇ with respect to the eye axis L with the measurement light.
  • the irradiation control signal S13 is a signal for controlling the light source, the focusing lens, and the like.
  • the light detection unit 14 receives light reflected from the retina 46 in the angle ⁇ direction and generates a light detection signal S14 in the peripheral visual field of the fundus.
  • the light detection unit 14 includes an imaging device (CCD).
  • CCD imaging device
  • the light detection unit 14 generates a light detection signal S14 serving as optical data D17 in a wide refraction range including the defocus components of the front focal line and the rear focal line.
  • the defocus component refers to a luminance component at a non-focus position that is shifted back and forth on the optical axis (direction) from the imaging position of the crystalline lens 42 (see FIG. 3).
  • This defocus component around the visual field can be the first factor for predicting the presence or absence of myopia progression.
  • the existing PSF analyzer registered trademark
  • the existing PSF analyzer can be used for the individual configurations and functions of the light irradiation unit 13, the light detection unit 14, and the data input / output unit 17, a detailed description thereof will be omitted.
  • the data input / output unit 17 controls the light irradiation unit 13 and the light detection unit 14 by transferring the optical data D17 to the data analysis device 20 or receiving the control data D33 from the data analysis device 20.
  • the data input / output unit 17 performs D / A conversion on the control data D33 to create an irradiation control signal S13, and outputs the irradiation control signal S13 to the light irradiation unit 13.
  • the data input / output unit 17 A / D converts the light detection signal S14 to create optical data D17, writes the angle ⁇ in the header, attaches the optical data D17 to the header, and transfers the optical data D17 to the data analyzer 20.
  • Optical data D17 is a point spread function (PSF image) every 0.25 [D] steps in the range of the optical axis ⁇ 2.0 [D] of the reflected light reflected from the retina 46 of the peripheral visual field at an angle ⁇ . ) Is reproduced (imaged) and constitutes 21 double-pass PSF images.
  • the control data D33 includes data for driving the focusing lens every 0.25 [D] steps in the range of ⁇ 2.0 [D].
  • the data input / output unit 17 is provided with an AD converter that converts the light detection signal S14 into digital optical data D17, and a DA converter that converts the control data D33 into the irradiation control signal S13.
  • the AD converter and the DA converter A local central processing unit (CPU) is also provided for controlling input / output such as.
  • the analyzer When a PSF analyzer (registered trademark) is used for the optical data acquisition unit 10, the analyzer is fixed with the eye to be measured by the child, and the optical data D17 of the center of the fundus and its peripheral visual field is ⁇ 2.0 [D ] In a wide range of 0.25 [D] steps.
  • the measurement light (light beam) incident on the subject's eyeball 2 is changed from convergent to parallel and divergent by driving the focusing lens of the light irradiating unit 13.
  • a double-pass PSF image can be acquired by optically changing the distance to the light source in 0.25 [D] steps.
  • a data analysis device 20 is connected to the optical data acquisition unit 10, and the data analysis device 20 analyzes the optical data D17.
  • a point image intensity distribution characteristic (hereinafter referred to as a PSF characteristic) at a focus position of the measurement light at an angle ⁇ and positions before and after the focus (step 0.25 [D]) is obtained, and based on the PSF characteristic. It is determined whether or not there is a hyperopic post-focal point in the peripheral visual field of the fundus of the optometry ball 2.
  • the back focal point refers to a non-focal point located on the rear focal line when the rear side of the focal point of the measurement light focused most on the optical axis L ′ at the angle ⁇ is defined as the rear focal line.
  • the data analysis apparatus 20 includes a control unit 23, and the control unit 23 includes, for example, a calculation unit 31, a determination unit 32, a data input / output unit 33, and a memory unit 34.
  • a central processing unit (CPU) is used for the calculation unit 31 and the determination unit 32.
  • the calculation unit 31 obtains the position of the focus of the measurement light at the angle ⁇ and the PSF characteristics of the positions before and after the focus from the optical data D17 related to the single pass PSF image. For example, the calculation unit 31 has the position of the focus of the measurement light most focused on the optical axis L ′ at the angle ⁇ , the position of the astigmatism on the front focal line located on the front side of the focus on the optical axis L ′, Then, the PSF characteristic of the position of the astigmatism on the rear focal line located behind the focal point on the optical axis L ′ is obtained.
  • the calculation unit 31 calculates the refractive power of the PSF image at the focal position at the angle ⁇ , the refractive power of the front focal point, and the refractive power of the rear focal point for each angle ⁇ . As a result, it is possible to predict the presence or absence of myopia from the refractive powers of the front focus and the back focus.
  • the calculation unit 31 sets the refractive power of the PSF image at the most focused position at the angle ⁇ as BFR ⁇ , and the same angle ⁇ .
  • the refractive power of the astigmatic image blurred on the front focal line is AFLR ⁇
  • the refractive power of the astigmatic image blurred on the rear focal line is PFLR ⁇
  • the most focused on the eye axis L ( ⁇ 0 °).
  • the discriminating unit 32 discriminates whether or not the hyperopic back focal point exists in the peripheral visual field of the fundus of the eye 2 to be examined based on the calculation results of the above-described equations (1) to (3). For example, the determination unit 32 determines whether the refractive power of the PSF image at the focus position of the measurement light, the refractive power of the astigmatism on the front focal line, and the refractive power of the astigmatism on the rear focal line are both positive values. Determine whether the value is negative.
  • the discriminating unit 32 When all of the three evaluation values A, B, and C are positive values, the discriminating unit 32 “has a far-focused back focal point outside the retina from the front focal line to the rear focal line. It will be possible to diagnose. On the other hand, if any one of the three evaluation values A, B, and C is negative, it is determined that “no hyperfocal rear focus exists at a position from the front focal line to the rear focal line”. become able to.
  • the optical data acquisition unit 10, the keyboard 21, the mouse 22, and the display unit 24 are connected to the data input / output unit 33 described above.
  • the data input / output unit 33 receives the optical data D17 from the optical data acquisition unit 10, and transfers the control data D33 to the optical data acquisition unit 10.
  • the data input / output unit 33 outputs display data D 24 to the display unit 24, inputs key data D 21 from the keyboard 21, and inputs operation data D 22 from the mouse 22.
  • a refractometer can be connected to the data input / output unit 33 instead of the optical data acquisition unit 10, and the fundus of the eyeball 2 to be examined is determined by the determination unit 32 based on the fundus shape data DIN obtained from the refractometer. It may be determined whether or not there is a hyperopic back focal point in the peripheral visual field.
  • the memory unit 34 constitutes an example of a storage medium and describes a computer-readable program for executing the myopia progress determination method.
  • a hard disk device is used for the memory unit 34.
  • the ROM stores program data readable by a computer for executing the myopia progress determination method.
  • the program data includes, for example, a step of irradiating measurement light to the retina 46 in the direction of an angle ⁇ with respect to the eye axis L connecting the approximate center of the crystalline lens of the eyeball 2 to be examined and the macula, and light reflected from the retina 46.
  • a program for a main routine for executing a step (see FIG. 5) for determining whether or not a hyperopic back focus exists in the peripheral visual field of the fundus of the eyeball 2 to be examined based on the PSF characteristics. Is.
  • the refractive power AFLR ⁇ of the astigmatism on the front focal line and the refraction of the focus on the axial length are a subroutine for determining whether or not a hyperopic back focus exists in the peripheral visual field of the fundus of the eye 2 to be examined.
  • the optical data D17 after conversion is developed at the time of frequency transfer function (Modulation Transfer Function: MTF) analysis.
  • MTF Modulation Transfer Function
  • the hard disk device stores optical data D17 before and after conversion, display data D24, control data D33, and the like.
  • the display data D24 is simulation image display data for displaying a thumbnail image for each angle ⁇ .
  • Ds in the figure is S curve data, which is image data for drawing the rear focal contour S of the radius rs, and is used when selecting a contact lens.
  • the display unit 24 displays the PSF image at the most focused position calculated by the calculation unit 31, the astigmatic image on the front focal line, and the astigmatic image on the rear focal line for each angle ⁇ .
  • the display data D24 is received from the data input / output unit 33, and the PSF image at the most focused position, the astigmatic image on the front focal line, and the thumbnail image of the astigmatic image on the rear focal line are displayed on one screen.
  • the display unit 24 may display a schematic section of the eyeball 2 to be superposed with the optical axis L ′ at the angle ⁇ (see FIGS. 3 and 4).
  • a liquid crystal display panel is used for the display unit 24. These constitute the myopia progression diagnostic apparatus 100.
  • 3 and 4 are schematic cross sections of the eyeball 2 to be superposed with the optical axis L ′ at an angle ⁇ , and the position (focus point) on the optical axis L ′ is a 0.25 [D] scale. And unfocused depth).
  • the evaluation formulas A, B, and C shown in FIG. 3 are positive values
  • the determination example in which the evaluation formulas A, B, and C shown in FIG. 3 are positive values
  • the determination example in which the evaluation formulas A, B, and C shown in FIG. 3 are positive values
  • the child whose myopia has progressed is more likely to have the eyeball 2 to be examined compared to the child with normal vision shown in FIG.
  • the axial length Lx extends.
  • the measurement light (light beam) incident on 2 is changed, the positions of the non-focal point and the focal point are described for each 0.25 [D] step.
  • the most focused position (black circle mark) is BFp
  • the position of the astigmatism on the front focal line (black rhombus mark) is AFp
  • the astigmatism on the rear focal line The position BFp and the position RFp straddle the retina 46 and are located on the far vision side when the position (white diamond mark) is set to RFp.
  • the position AFp corresponds to -3.45 [D] shown in FIG. 8E
  • the position BFp corresponds to -1.95 [D] shown in FIG. 8K
  • the position RFp is This corresponds to -0.45 [D] shown in FIG. 9E.
  • the evaluation formulas A, B, and C are positive values, and myopia of the eyeball 2 progresses. It can be determined that
  • the evaluation formulas A, B, and C shown in FIG. 4 are negative values
  • a normal-sighted child has an eye of the eyeball 2 to be examined as compared to a myopic child shown in FIG.
  • the axial length Lx does not extend.
  • the most focused position BFp and the astigmatic position AFp on the front focal line are located on the myopia side without straddling the retina 46.
  • the evaluation formulas A, B, and C are negative, and it is determined that the myopia of the test eyeball 2 is not progressing. can do.
  • the myopia progression diagnosis apparatus 100 shown in FIG. 1 fixes the head of the subject 1 to its chin and causes the fixation card 54 to be fixed with a non-inspection eye. It is assumed that the optical data D17 in the peripheral visual field is measured by the myopia progression diagnostic apparatus 100.
  • the myopia progress diagnosis device 100 executes the following steps ST1 to ST7, and in step ST5, the control unit 23 determines the progress of myopia of the eyeball 2 to be diagnosed to diagnose the progress of myopia of the eyeball 2 to be examined. To take.
  • step ST1 of the flowchart shown in FIG. 5 first, the control unit 23 accepts the setting of the angle ⁇ .
  • the angle ⁇ is an irradiation angle of the measurement light with respect to the eye axis L connecting the approximate center of the crystalline lens 42 of the eyeball 2 to be examined and the macula 45.
  • the ophthalmologist operates the setting unit 15 to set the angle ⁇ .
  • the setting unit 15 notifies the control unit 23 via the data input / output units 17 and 33 of the optical data D17 indicating the angle ⁇ setting.
  • the optical data D17 indicating the angle ⁇ setting may be input to the control unit 23 by operating the keyboard 21 or the mouse 22.
  • step ST2 the control unit 23 controls the light irradiation unit 13 to irradiate the measurement light to the retina 46 in the direction of the angle ⁇ set previously. Based on the irradiation control signal S13 input from the data input / output unit 17, the light irradiation unit 13 irradiates the retina 46 (see FIG. 3, FIG. 4, etc.) in the direction of the angle ⁇ with respect to the eye axis L.
  • step ST3 the control unit 23 controls the data input / output unit 17 so as to acquire the optical data D17.
  • the light detection unit 14 receives light reflected from the retina 46 in the direction of the angle ⁇ and generates a light detection signal S14 having a wide refraction range including defocus components of front focal lines and rear focal lines in the peripheral visual field of the fundus. To do.
  • the data input / output unit 17 receives the photodetection signal S14 from the photodetection unit 14, A / D converts the photodetection signal S14, and has a wide refraction range optical data including defocus components of the front focal line and the rear focal line. D17 is acquired.
  • the optical data D17 is data constituting a double-pass PSF image shown in FIG.
  • the double-pass PSF image is a point image formed on the retina 46 when a point light source is projected onto the eyeball optical system, and includes all the optical information (optical data D17) of the eyeball optical system.
  • optical data D17 By acquiring the optical data D17, it is possible to acquire the optical characteristics of the defocused component not only in the most focused portion in the peripheral portion of the visual field but also in a fine and wide range such as 0.25 [D].
  • step ST4 the control unit 23 analyzes the optical data D17.
  • the control unit 23 obtains the PSF characteristics of the focus position of the measurement light at the angle ⁇ and the positions before and after the focus. Since the measurement light passes through the eyeball optical system twice in the above-described double-pass PSF image, the double-pass PSF image shown in FIG. ) Convert to PSF image.
  • the optical data D17 indicating the double pass PSF image is converted into the optical data D17 indicating the single pass PSF image by the same method as the conventional method.
  • the converted optical data D17 is analyzed and used to determine whether or not a hyperopic back focal point exists in the peripheral visual field of the fundus of the eye 2 to be examined.
  • requires MTF as a function showing the transfer characteristic of a single path
  • optical Transfer Function Optical Transfer Function: OTF
  • OTF optical Transfer Function
  • the calculation unit 31 calculates contrast data (MTF data) reflecting low-order and high-order aberrations from the optical data D17.
  • the unfocused blur of the peripheral visual field is analyzed (MTF analysis) by calculating MTF (fx, fy) in the PSF image at the most focused position.
  • MTF the optical transfer function of the eyeball optical system of the eye 2 to be examined
  • the frequency transfer function is MTF (fx, fy)
  • the luminance signal component of the optical data D17 for non-focus and focus is S. (Fx, fy), S (0, 0)
  • the horizontal spatial frequency is fx
  • the vertical spatial frequency is fy.
  • MTF (fx, fy) is calculated from the above.
  • step ST42 the control unit 23 displays the focus and non-focus images for each 0.25 [D] step as thumbnail images on the display unit 24 in the range of ⁇ 2.0 [D] at the angle ⁇ .
  • the display unit 24 receives the display data D24 from the data input / output unit 33, and displays the PSF image at the most focused position, the astigmatic thumbnail image on the front focal line, and the thumbnail image of the astigmatic image on the rear focal line. It is displayed on the screen (see FIGS. 8A to 8L and FIGS. 9A to 9I).
  • the range of the optical axis ⁇ 2.0 [D] of the reflected light reflected from the retina 46 at the periphery of the visual field at an angle ⁇ 20 °.
  • 21 single-pass PSF images reproduced (captured) every 0.25 [D] steps are constructed, and optical data D17 (contrast) of the single-pass PSF image converted from the double-pass PSF image shown in A of FIG. Data: MTF data)).
  • the refractive powers shown in FIGS. 8A to 8L are ⁇ 4.45 [D], ⁇ 4.20 [D], ⁇ 3.95 [D], ⁇ 3.70 [D], ⁇ 3.45 [D], -3.20 [D], -2.95 [D], -2.70 [D], -2.45 [D], -2.20 [D], -1.95 [D], -1
  • the non-focus images shown in FIGS. 8A to 8J have a long and narrow elliptical shape with a width and a length that are large and small.
  • the non-focus images shown in FIG. 8L and FIGS. 9A to 9I also have large and small widths and lengths, and have a long and narrow elliptical shape.
  • the selection criterion for the non-focus image on the front focal line and the non-focus image on the rear focal line is, for example, a front focus at a position shifted by ⁇ 0.25 [D] before and after the PSF image at the most focused position BFp.
  • the non-focus image on the front focal line and the rear at the symmetrical positions AFp and RFp that become the light intensity of the PSF image is extracted.
  • the other angles ⁇ 10 °, 30 °, and 40 ° are obtained in the same manner.
  • the vertical axis is the MTF of the intraocular lens (the crystalline lens 42), and the contrast reduction corresponding to the spatial frequency (Spatial Frequency) indicating the fineness of the PSF image. Shows the percentage.
  • the horizontal axis is the spatial frequency [c / deg].
  • the broken line is the horizontal MTF vs. spatial frequency characteristic of the PSF image
  • the alternate long and short dash line is the vertical MTF vs. spatial frequency characteristic of the PSF image
  • the MTF (contrast) rapidly decreases as the spatial frequency increases (becomes a fine image). From this MTF characteristic, the optical characteristic of the crystalline lens 42 of the eye 2 to be examined can be grasped.
  • the solid line in the figure is the MTF characteristic of the crystalline eye.
  • step ST53 the calculation unit 31 inputs the refractive power BFR ⁇ at the most focused position and the refractive power BFR0 of the focal point on the axial length.
  • step ST55 the calculation unit 31 inputs the refractive power PFLR ⁇ of the astigmatism on the rear focal line and the refractive power BFR0 of the focal point on the eye axis L.
  • step ST57 the determination unit 32 determines whether the evaluation values A, B, and C are all positive values.
  • A, B, C> 0 is satisfied (YES)
  • the process returns to step ST5 “the peripheral visual field has a hyperopic back focal point”.
  • A, B, C ⁇ 0 NO
  • the process returns to step ST5 “No hyperopic back focus in the peripheral visual field”.
  • the refractive power BFR0 of the focal point on the eye axis L is ⁇ 0.3 [D]
  • the refractive power of the PSF image at the most focused position at an angle ⁇ 20 °.
  • BFR ⁇ is ⁇ 1.5 [D]
  • the refractive power AFLR ⁇ of the astigmatism on the front focal line is 0.0
  • the refractive power PFLR ⁇ of the astigmatism on the rear focal line is ⁇ 3.0
  • the evaluation value A is +3
  • the evaluation value B is +1.5
  • the evaluation value C is 0.0
  • the evaluation values A and B are positive values. Therefore, it can be determined that all hyperopic defocuses from the front focal line to the rear focal line exist.
  • the child who has progressed myopia can expect that the focal point at the angle ⁇ and the astigmatism on the back focal line straddle the retina 46 and be located on the farsighted side.
  • the refractive power BFR0 of the focal point on the eye axis L is 0.0 [D]
  • the refractive power BFR ⁇ of the PSF image at the most focused position at an angle ⁇ 20 °.
  • the refractive power AFLR ⁇ of the astigmatic image on the front focal line is 0.0
  • the refractive power PFLR ⁇ of the astigmatic image on the rear focal line is -2.0
  • evaluation value C is ⁇ 2.0
  • evaluation values B and C are negative values
  • a child who has not progressed myopia can be expected to be positioned on the myopic side of the retina 46 without the front focal line and the rear focal line at the angle ⁇ straddling the retina 46.
  • astigmatism on the myopia side of the retina 46 as shown in FIG. 4 is present on the focal point and the front focal line, and it can be predicted that the eyeball 2 is not subject to myopia progression. .
  • control unit 23 determines that “the myopia 2 does not progress myopia” in step ST5 described above, the control unit 23 informs the display unit 24 of “exclude from addition power introduction treatment” in step ST6. Is displayed.
  • control unit 23 determines in step ST5 that “the eyeball 2 to be examined has a progress of myopia”, in step ST7, the control unit 23 displays “Apply prescription introduction of addition power” on the display unit 24.
  • treatment with spectacles or a contact lens that introduces an addition power for suppressing myopia progression is prescribed from the analysis result of the degree of blurring of the point image of the focal position of the measurement light at the angle ⁇ .
  • this step ST7 it may be determined whether or not the myopia that can be progressed can be suppressed by treatment, and how much refractive correction can be treated in the peripheral portion by adding the refractive correction to the peripheral portion.
  • the addition power for returning the rear focal point outside the retina 46 at the angle ⁇ to the myopia (intraocular) side is set around the far optical part (myopia correction lens).
  • the optical data D17 in the peripheral visual field of the fundus obtained by receiving the light reflected from the retina 46 in the direction of the angle ⁇ is analyzed.
  • the data analysis device 20 is provided, and the data analysis device 20 has a hyperopic back focal point in the peripheral visual field of the fundus of the eye 2 based on the position of the focus of the measurement light at the angle ⁇ and the PSF characteristics of the positions before and after the focus. It will be determined whether or not it exists.
  • the myopia progress diagnosis device 100 it is useful for preventing or suppressing myopia progression, such as periodically performing myopia progression determination and appropriately performing refractive correction while monitoring changes in the optical data D17 in the peripheral visual field. It can. Thereby, in the effect determination performed after a certain period of treatment, the treatment criteria can be clearly defined.
  • the myopia progression determination method in the optical characteristics of the peripheral visual field of the fundus, the refraction of the front focal line and the rear focal line is taken into consideration, and in step ST4, the degree of blur of the point image at the focal position of the measurement light at the angle ⁇ is determined.
  • the subject eyeball 2 in which the point image of the focus position of the measurement light is largely blurred can be identified (classified) as an exclusion group that cannot be treated in this intervention test or can be treated in this intervention test. Become.
  • the IOL eye intraocular lens eye
  • the IOL eye has been subjected to a method (lasik or the like) in which the crystalline lens 42 is removed by cataract surgery and an artificial crystalline lens is inserted (embedded) instead.
  • a method lasik or the like
  • the crystalline lens 42 is removed by cataract surgery and an artificial crystalline lens is inserted (embedded) instead.
  • FIG. 14 shows an example of MTF characteristics of the IOL eye.
  • the solid line in the figure is the MTF characteristic of the IOL eye.
  • the MTF characteristic of the IOL eye is flatter than that of the crystalline eye.
  • the overall image diameter of the PSF image of the IOL eye is larger than that of the lens eye PSF image. It can be seen that the MTF is significantly degraded in the IOL eye.
  • the above-described aberration component can also be identified by performing MTF analysis on the optical data D17. Since myopia progresses in IOL eyes in past reports, the introduction of the discrimination method of the present invention is effective as a method for distinguishing examples that should be excluded from intervention tests.
  • the head of the subject 1 is fixed to the chin stand of the inspection device, and the optical data acquisition unit 10 is trajected while the fixation card 54 is fixed with a non-inspection eye.
  • the angle ⁇ optical axis
  • the present invention is not limited to this.
  • the optical data acquisition unit 10 is fixed with a child's eye to be measured, and an optical system including a point light source, a half mirror, a CCD, or the like inside the optical data acquisition unit 10 is mounted on a stage or the like.
  • the optical system is fixed independently to the rotating coordinate system with respect to the fixed coordinate system in which the subject 1 and the data acquisition unit main body are fixed, and the stage or the like in the rotating coordinate system is set at an angle ⁇ (optical axis).
  • a method may be adopted in which a reflecting mirror is disposed on the optical axis of the optical system, and the angle ⁇ (optical axis) is displaced by rotationally driving the reflecting mirror.
  • accurate optical data D17 including the front focal line and the rear focal line at the angle ⁇ can be acquired.
  • the correction power necessary for myopia suppression can be measured from the hyperopia power obtained from the data analysis device 20 (see step ST7).
  • the axial length Lx extends rearward and the eyeball shape is distorted.
  • the angle ⁇ is set to the eye axis L that connects the approximate center vertex of the crystalline lens 42 of the eyeball 2 to the macular 45.
  • myopia progression suppression theory By pulling back the hyperopic back focus from the outer position straddling the peripheral retina in the direction of formation to the inside (intraocular) of the peripheral retina, it becomes possible to suppress the progression of myopia (hereinafter referred to as myopia progression suppression theory) ).
  • a contact lens 200 for suppressing myopia progression as a second embodiment shown in FIGS. 15A and 15B is an example of a contact lens, and a rear focus control unit (hereinafter referred to as a refractive index for suppressing myopia progression) is set.
  • the rear focal point control area 63 is provided in the peripheral region of the distance optical unit 62.
  • the contact lens 200 according to the present invention is based on the following design basis.
  • the contact lens 200 has a bowl-shaped lens main body 61 having a concave central portion and a convex shape around the concave portion.
  • a member constituting a soft contact lens can be used conventionally.
  • the lens body 61 is provided with a frequency setting area I (additional area: ADD).
  • the diameter D ⁇ 2 of the frequency setting region I is set to about 7.0 mm because the pupil diameter D ⁇ 3 shown in FIG. 16 is 4.6 mm on average.
  • FIG. 16 shows an example in which the contact lens 200 is mounted on the cornea 41.
  • the frequency setting area I includes a distance optical unit 62 and a rear focus control area 63.
  • the distance optical unit 62 is provided in the central region of the lens body 61, and a concave lens having a predetermined minus power for correcting myopia is disposed.
  • the width of the distance optical unit 62 is indicated by OZ and is designed at the center of the lens when viewed from the front, and the width OZ of the distance optical unit 62 is set to about 2.5 mm.
  • the second object is to make the incident angle of light with little influence on the back of the retina 46 even in the vicinity of the macular 45.
  • the remaining area obtained by subtracting the area area with the width OZ of the distance optical unit 62 from the frequency setting area I is referred to as a back focus control area 63.
  • the power of the back focus control area 63 is determined based on the calculation formula created for the retinal curvature and the myopia progression suppression theory, regardless of the power of the myopic eye and how it is viewed.
  • the rear focus control area 63 is set within an angle of 30 ° (see FIG. 16) to control the light incident on the eye at this angle of 30 ° in order to provide power.
  • the angle 30 ° is defined as an angle 0 ° with respect to the eye axis L connecting the substantially central vertex of the crystalline lens 42 of the eyeball 2 shown in FIG. , 24 °, 36 °, 48 ° and 60 °.
  • the rear focus control area 63 is provided around the distance optical unit 62.
  • a convex lens having a predetermined plus power for suppressing myopia progression is arranged, and an eye axis L that connects the approximate center of the pupil 43 of the eyeball 2 to be examined (substantially the central vertex of the crystalline lens 42) and the macular 45.
  • the far-focused back focus is pulled back from the outside position across the peripheral retina in the direction forming the angle ⁇ to the inside (intraocular) of the peripheral retina.
  • the contact lens 200 represents the inner surface shape of the retina 46 including the macular 45 of the eye 2 to be examined by the fundus curvature radius, and the retina eye having the smallest fundus curvature radius and the fundus curvature radius are the smallest. If the retinal eye has a larger radius of curvature of the eyeball than the average retinal eye, based on the average retinal eye obtained by averaging the largest retinal eye, the average retinal eye If the retinal eye has a smaller radius of curvature of the fundus of the eye than the average retinal eye, a refractive power stronger than that of the average retinal eye is set. Is.
  • the area outside the frequency setting area I is an area having no frequency
  • the area between the area having no frequency and the area where the frequency is set is a loose junction (connection part; boundary part). ing.
  • the sudden change in shape and frequency is to cause image jumps and distortions in the peripheral part of the field of view.
  • the design has a zone (transition zone) in which the lens tip (outermost side) is gradually changed.
  • the above-described contact lens 200 for suppressing myopia progression can be manufactured based on the basic data on the optical characteristics of the peripheral visual field of the eyeball 2 to be examined and the calculation formula.
  • the myopia power of the distance optical unit 62 is arranged at the center, and the rear focus control area 63 obtained by the calculation formula is arranged at the periphery thereof.
  • the distance OZ (area) of the distance optical unit 62 is set too wide, a large amount of light that has entered the eye from the distance optical unit 62 reaches the periphery of the retina. In order to prevent this light from reaching the periphery of the retina, it is desirable to make the width OZ of the distance optical unit 62 as narrow (small) as possible.
  • the width OZ is designed based on the data calculated by the calculation formula.
  • the feature of the present invention is that the area of the distance optical unit 62 in which the refractive power for the distance vision is contained is significantly smaller than the conventional contact lens for vision correction.
  • halo refers to the after-effects translated as annulus, accompanied by the symptoms that a ring-like light can be seen around the light.
  • the light itself may appear round and blurred. In any case, it feels dazzling because it is larger than the original light.
  • Glare is a sequelae translated as radiance, and is accompanied by symptoms in which the light is more glaring and dazzling. Some people say that it looks blurred.
  • the refractive index for suppressing myopia progression is set, and the rear focus control area 63 provided in the peripheral region of the distance optical unit 62 is provided.
  • the far-focused back focus is pulled back from the outer position across the peripheral retina in the direction forming the angle ⁇ of the optometry ball 2 to the inner side (intraocular) of the peripheral retina.
  • the contact lens 200 according to the present invention is intended to suppress myopia progression, it is designed so that the light from the distance optical unit 62 is imaged on the macular 45 which is the center of the retina 46 in the distance vision. However, it is not intended to image the focal point of the back focus control area 63 on the macular 45.
  • the refractive power of the rear focus control area 63 is determined by an objective examination by the myopia progression diagnostic apparatus 100, the visual appearance of the distance optical unit 62 is not improved. This is a major difference from the target existing bilateral contact lens.
  • the existing bilateral contact lenses for vision correction aim to improve the perceptual distance and near vision and how clear images can be obtained, preventing ghosts and glare.
  • the distance optical unit 62 ′ and the near optical unit 63 ′ are designed for the purpose of preventing image jump (see FIG. 30).
  • the existing vision correction and far-distance contact lenses must be prescribed a power corresponding to individual differences.
  • the human eyeball has an average size, it is possible to determine the specifications by performing several types of frequency designs based on the average eyeball size. Then, there is a merit that it leads to simplification of manufacturing.
  • the soft contact lens is formed by, for example, injection molding by injecting a lens resin material into a mold that integrally represents the concave lens of the distance optical unit 62, the convex lens of the back focus control area 63, and the surrounding area. It is obtained by doing.
  • the contact lens 200 described above is completely different from a general contact lens for correcting visual acuity, and the power provided in the rear focus control area 63 has nothing to do with the power of the distance optical unit 62 provided in the center. Neither is it related to the correction power required by the user. It is determined only by the difference in retinal curvature. Therefore, even if the eyes have the same myopia power and the same accommodation power, when the retinal curvature is different, the power of the rear focus control area 63 installed in the lens body 61 is different. For this reason, it is not intended to improve the near vision according to the frequency of the rear focus control area 63.
  • the distance optical unit 62 in front view also has a back focal point of the retina 46 around the macular 45 based on the myopia progression suppression theory. It is also characterized in that the distance optical unit 62 is remarkably narrow as compared with a general contact lens for correcting visual acuity in order to obtain a minimum angle with little influence on the back.
  • the frequency provided in the back focus control area 63 must be determined based on the myopia progression suppression theory. If the addition power is determined easily, the back focus cannot be moved to the front of the retina, and the purpose of suppressing the progression of myopia cannot be exhibited.
  • FIG. 17 is a graph showing the relationship between the angle from the macular 45, which is the center of the retina 46, and visual acuity.
  • the vertical axis represents the relative value of visual acuity and indicates visual acuity 0.025 to 1.0.
  • the horizontal axis is the frequency (angle) from the fovea (macular 45), and the position of the macular 45 on the eye axis L is 0 °.
  • the nasal side has a frequency of 0 ° to 70 ° and the ear side has a frequency of 0 ° to 60 °.
  • the visual acuity shows the highest value near the power of 0 °. Since the density of pyramidal cells decreases rapidly when the fovea is off, the visual acuity also decreases.
  • the oblique line near the frequency of 14 ° to 18 ° indicates a blind spot. The image cannot be recognized with this blind spot as a boundary. In other words, the image is not recognized as an image even when focused on the peripheral retina. This phenomenon is applied to the contact lens 200 of the present invention.
  • the contact lens 200 of the present invention is intended to suppress myopia, in the distance vision, the light from the distance optical unit 62 is imaged around the macular 45 where cone cells are densely distributed. Designed to. However, the contact lens 200 does not have an optical area for designing a wide field of view. The reason for this is that, as shown in FIG. 17, the visual acuity is the best in the central fovea of the macular 45, and the visual acuity drops rapidly when it is off the center.
  • the central visual acuity is the most sensitive and worse in the peripheral retina.
  • the visual acuity is about 0.4 when the line of sight is shifted by 2 ° (angle), and is about 0.1 when the line of sight is shifted by 5 °. It is known to decline.
  • myopia is a state in which the focal point f is in front of the macular 45, which is the center of the retina 46.
  • the front focal point a and the rear focal point b that enter the eye from the peripheral part of the cornea 41 and appear in the peripheral part of the retina are both connected to the front of the retina 46.
  • the focal point f is moved to f ′ so as to form an image on the macular 45 of the part, the front focal point a moves to a ′, and the rear focal point b moves to b ′.
  • the back focal point b ′ is connected behind the retina 46.
  • a front focal contour T indicated by a one-dot chain line and a rear focal contour S indicated by a broken line are generated depending on an incident angle (angle ⁇ ; actually a solid angle) of light into the eye.
  • the front focal contour T refers to an arc drawn by sequentially connecting non-focal points having the same PSF characteristic on the front focal line obtained for each angle ⁇ .
  • the rear focal contour S is an arcuate shape in which non-focal points having the same PSF characteristic are connected in order on the rear focal line obtained for each angle ⁇ .
  • the lowest point of each arc of the rear focal contour S and the front focal contour T slides on the eye axis L and moves to the position of the macular 45.
  • rs is the radius of the rear focal contour S, and is the length from the origin Ox on the eye axis to the rear focal contour S.
  • the degree of progress of myopia can be grasped by the difference in the shape of the fundus curvature of the eyeball 2 to be examined, for example, the size of the fundus curvature radius rx.
  • the degree of myopia progression can be determined.
  • the rear focus isoline S may be moved before the retina 46 of the myopic eye after myopia correction.
  • a rear focus control area 63 having a frequency completely irrelevant to the hyperopia correction may be provided in the periphery of the distance optical unit 62.
  • the fundus curvature radius ra is a length from the origin Oa on the eye axis to the retina 46.
  • the prefocus control area 63 for suppressing myopia progression is hardly required. According to this case, even when a mildly convex lens is set in the rear focus control area 63, the rear focus contour S can be easily moved to the front of the retina 46.
  • the fundus curvature radius rc is a length from the origin Oc on the eye axis to the retina 46.
  • prescription of the rear focal point control area 63 for suppressing myopia progression is indispensable.
  • a prescription for setting (inserting) a light lens having a light power is set as type Ta
  • a prescription for setting a convex lens having a power higher than that of type Ta is set as type Tb
  • a prescription for setting a convex lens having a higher power is referred to as type Tc.
  • the refractive power of type Ta is set to +1
  • the refractive power of type Tb is +3
  • the refractive power of type Tb is set to +5, and the like.
  • the fundus curvature radius rx of the eyeball 2 to be examined obtained from the myopia progression diagnosis apparatus 100 it is possible to determine which type Ta, type Tb, or type Tc back focus control area 63 is suitable. It becomes like this.
  • the prescription example of the contact lens 200 of type Ta shown in FIG. 21 the rear focal contour S generated in the peripheral portion of the retina due to the correction of myopia is immediately in front of the retina 46. This is a case of a retinal eye having a large (loose) fundus curvature radius ra compared to the fundus curvature radius rx of the myopic eye shown in FIG.
  • the refractive index provided in the rear focal point control area 63 moves the rear focal contour S forward of the retina 46 even if the degree of refraction is extremely slight. be able to. Accordingly, a contact lens 200 of type Ta is prescribed. In this example, it is also a case that does not require prescription.
  • the rear focal contour S generated in the peripheral portion of the retina due to the correction of myopia is immediately behind the retina 46, and the rear focal contour S and
  • This is the case of a retinal eye that is close to the retina 46 and that has the fundus curvature radius rx and the fundus curvature radius rb of the myopic eye shown in FIG.
  • the refractive power provided in the back focal point control area 63 can be moved to the front of the retina 46 by setting a power higher than that of the retinal eye having a large fundus curvature radius ra. Therefore, a contact lens 200 of type Tb is prescribed.
  • the rear focal contour S generated in the peripheral portion of the retina due to the correction of myopia is located farther from the retina 46, and the rear focus
  • the distance between the contour line S and the retina 46 is long, and the fundus curvature radius rc is smaller (tight) than the fundus curvature radius rx of the myopic eye shown in FIG.
  • the refractive power provided in the back focus control area 63 is set to a higher power than that of the retinal eye having a large fundus curvature radius ra, so that the back focal contour S can be moved in front of the retina 46. Therefore, a contact lens 200 of type Tc is prescribed.
  • the refractive power for correcting myopia corresponding to the visual acuity of the eyeball 2 to be examined is set in the center region of the lens main body 61 to form the distance optical unit 62, and type in the peripheral region of the distance optical unit 62.
  • a plurality of contact lenses 200 having a refractive index for suppressing myopia progression selected from Ta to Tc and set as a back focus control area 63 are prepared in advance. It is assumed that one optimal contact lens 200 is prescribed.
  • types Ta to Tc of the back focus control area 63 are determined based on whether the fundus curvature shape of the eyeball 2 to be examined is on the inside or the outside with reference to the leveled back focal contour S.
  • the inner surface shape of the retina 46 including the macular 45 of the eye 2 to be examined is represented by the fundus curvature radius rx
  • the retinal eye having the smallest fundus curvature radius rx and the retinal eye having the largest fundus curvature radius rx Are obtained to obtain a retinal eye having an average fundus curvature radius rx
  • the average retinal eye obtained here is used as a reference (leveling) (FIG. 22).
  • the posterior focal contour S of the average retinal eye is used as a comparison reference line when selecting types Ta to Tc. It is assumed that the rear focal contour S is reproduced from the leveled S curve data Ds.
  • the S curve data Ds is image data for drawing the rear focal contour S of the radius rs.
  • the control unit 23 is called from step ST7 shown in FIG. 5 and the control unit 23 in step ST71 shown in FIG. 24, the refractive power Rx of the far-field optical unit 62 of the eye 2 to be examined, fundus shape data Input DIN and S curve data Ds.
  • the refractive power Rx, the fundus shape data DIN, and the S curve data Ds are read from, for example, the memory unit 34 and input to the calculation unit 31 and the determination unit 32.
  • the control unit 23 calculates the fundus curvature radius rx of the eyeball 2 to be examined.
  • the calculation unit 31 has at least two or more measurement points (symmetric positions) on the inner peripheral surface of the left and right retinas 46 of the eye axis L connecting the substantially central vertex (see FIG. 2) of the crystalline lens 42 of the eyeball 2 to be examined and the macular 45. )
  • the fundus curvature radius rx is obtained by obtaining an arc (fundus curvature) having an arc length La and an arrow height h shown in FIG. 25A, superposing them using a known arc as a parameter, and matching the two arcs with each other. It is obtained by reading '.
  • step ST73 the control unit 23 determines whether the refractive power type of the back focus control area 63 of the eye 2 to be examined is Ta or other than Ta.
  • the discrimination unit 32 compares the rear focal contour S of the radius rs and the fundus curvature radius rx of the eyeball 2 to be examined. For this comparison, a pattern recognition method may be employed.
  • step ST74 the control unit 23 performs display control for prescribing a contact lens of refractive power Rx + type Ta.
  • the display unit 24 receives the display data D24 from the data input / output unit 33, and based on the display data D24, “the refractive power Rx of the distance optical unit 62 + the refractive power of the rear focus control area 63 is type Ta”. Is displayed. As a result, it is possible to automatically select (prescribe) the contact lens 200 having a refractive power that is weaker than the average refractive power of the retinal eye.
  • the control unit 23 proceeds to step ST75 and the control unit 23 performs the back focal point radius rx of the eyeball 2 to be examined. It is determined whether the type of the control area 63 is Tb or Tc. At this time, as a result of comparing the radius rs of the back focus isoline S and the fundus curvature radius rx of the eyeball 2 to be examined, the radius rs of the back focus isoline S and the fundus curvature radius rx are almost as shown in FIG. If they are equal (average curvature shown in FIG.
  • the determination unit 32 determines that the type of the fundus curvature radius rb is Tb, and the process proceeds to step ST76.
  • the control unit 23 performs display control for prescribing the contact lens 200 of refractive power Rx + type Tb.
  • the display unit 24 displays based on the display data D24 that “the refractive power Rx of the distance optical unit 62 + the refractive power of the rear focus control area 63 is type Tb”. As a result, it is possible to automatically select (prescribe) the contact lens 200 in which the refractive power substantially equal to the refractive power of the average retinal eye is set.
  • the determination unit 32 determines the eyeball to be examined. Since it is determined that the type of the back focus control area 63 of the fundus curvature radius rc of 2 is Tc, the process proceeds to step ST77. In step ST77, the control unit 23 performs display control for prescribing the contact lens 200 of refractive power Rx + type Tc.
  • the display unit 24 displays based on the display data D24 that “the refractive power Rx of the distance optical unit 62 + the refractive power of the rear focus control area 63 is type Tc”.
  • the contact lens 200 having a refractive power higher than the average refractive power of the retinal eye can be easily and automatically selected (prescription). Thereafter, the process returns to step ST7 shown in FIG.
  • ⁇ 40 ° ( ⁇ max)
  • the types Ta to Tc of the rear focus control area 63 are determined based on the optical data D17 (refer to FIG. 2) indicating the position RFp of the focal point b ′) and the optical data D17 indicating the position Mp of the retina 46.
  • the type Ta is used, and when the rear focal point b ′ is located outside the retina b ′, the retina is located.
  • the remaining types Tb and Tc are determined based on the degree of separation of the rear focal point b ′ with respect to the 46 position Mp.
  • the optical data D17 indicating the position RFp and the position Mp of the retina 46 are input.
  • the data of the position RFp and the position Mp is obtained from the optical data D17, and is, for example, information indicating the optical axis length (depth) from the surface apex portion of the crystalline lens 42 to the position RFp, the position Mp, and the like.
  • the optical axis length from the surface apex part to the position RFp is set as the depth Lr
  • the optical axis length from the surface apex part to the position Mp is set as the depth Lm (see FIG. 26).
  • the depth difference ⁇ d means a difference distance between the position Mp of the retina 46 and the position RFp of the back focal point b ′ at the angle ⁇ .
  • step ST73 ' the control unit 23 determines whether the refractive power type of the back focal point control area 63 of the eye 2 to be examined is Ta or other than Ta.
  • the determination unit 32 determines whether the depth difference ⁇ d is plus (+) or minus ( ⁇ ), and the control unit 23 branches the control.
  • the depth difference ⁇ d is plus (+)
  • the rear focal point b ′ exists outside the retina 46
  • the depth difference ⁇ d is minus
  • the rear focal point b ′ does not exist outside the retina 46. Is the case.
  • step ST74 ′ the control unit 23 performs display control for prescribing a contact lens of refractive power Rx + type Ta.
  • the display unit 24 receives the display data D24 from the data input / output unit 33, and based on the display data D24, “the refractive power Rx of the distance optical unit 62 + the refractive power of the rear focus control area 63 is type Ta”. Is displayed. As a result, it is possible to automatically select (prescribe) the contact lens 200 having a refractive power that is weaker than the average refractive power of the retinal eye.
  • step ST75 ′ the control unit 23 determines whether the refractive power R ⁇ type of the rear focus control area 63 is Tb or Tc. .
  • the back focal point b ′ is present outside the retina 46.
  • a value (1/2) of the average retinal eye depth difference ⁇ d is used as a reference (threshold value ⁇ dth). To make a decision.
  • the depth difference ⁇ d of the eye 2 to be examined is compared with the threshold value ⁇ dth, and if it is smaller than the threshold value ⁇ dth, it is set as type Tb, and if the depth difference ⁇ d is larger than the threshold value ⁇ dth, it is set as type Tc.
  • step ST76 ' the control unit 23 performs display control to prescribe a contact lens of refractive power Rx + type Tb. Based on the display data D24, the display unit 24 displays that “the refractive power Rx of the distance optical unit 62 + the refractive power of the rear focus control area 63 is type Tb”. As a result, it is possible to automatically select (prescribe) the contact lens 200 in which the refractive power substantially equal to the refractive power of the average retinal eye is set.
  • step ST75 If the depth difference ⁇ d is larger than the threshold value ⁇ dth in step ST75 'described above, it is determined that the type of the back focus control area 63 is C, and the process proceeds to step ST77'.
  • the control unit 23 performs display control for prescribing the contact lens 200 of refractive power Rx + type Tc.
  • the display unit 24 displays based on the display data D24 that “the refractive power Rx of the distance optical unit 62 + the refractive power of the rear focus control area 63 is type Tc”.
  • the contact lens 200 having a refractive power higher than the refractive power of the average retinal eye can be easily and automatically selected (prescription). Thereafter, the process returns to step ST7 shown in FIG.
  • the axial length based on fundus shape data DIN obtained from a fundus image acquisition apparatus such as a refractometer instead of the optical data acquisition unit 10 or a posterior eye OCT (Optical Coherence Tomography).
  • Lx was measured, and the types Ta, Tb, and Tc of the back focus control area 63 were determined from the axial length Lx and the average fundus curvature shape.
  • type Ta is prescribed. This makes it possible to prescribe the contact lens 200 having a refractive power that is weaker than the refractive power of the average retinal eye.
  • type Tb is prescribed. This makes it possible to prescribe the contact lens 200 having a refractive power that is approximately equal to the refractive power of the average retinal eye.
  • the back focus control area 63 is based on the minimum fundus shape data DIN obtained from the optical data acquisition unit such as a refractometer. Types Ta, Tb, and Tc can be determined.
  • the axial length Lx is about 23.0 mm
  • the diameter of the cornea 41 is about 12.0 mm
  • the thickness of the central part of the cornea 41 is about 0.5 mm
  • the thickness of the peripheral part is about 0.7 mm.
  • the diameter of the crystalline lens 42 is about 9.0 mm, the thickness of the crystalline lens 42 is about 3.6 mm, and the thickness of the anterior chamber 47 is about 3.3 mm.
  • the corneal refractive power is 43.0 [D]
  • the crystalline lens refractive power is 20.0 [D].
  • the myopia progression diagnostic apparatus 100 uses optical data indicating corneal refractive power and refractive power such as myopia (myopia power) based on fundus shape data DIN obtained from a refractometer or the like instead of the optical data acquisition unit 10.
  • the eye axis length Lx is predicted, and the types Ta, Tb, and Tc of the back focus control area 63 corresponding to the fundus curvature described with reference to FIGS. 28A to 28D are further determined from the eye axis length Lx.
  • the corneal refractive power of the eyeball 2 to be examined shown in FIG. 29A is 43.0 [D]
  • type Ta is prescribed.
  • the fundus has a fundus curvature shape C24 as shown by a broken line in FIG. 28D.
  • type Tb is prescribed.
  • the corneal refractive power of the eyeball 2 to be examined shown in FIG. 29C is 40.0 [D]
  • the fundus has a fundus curvature shape C25 as shown by a two-dot chain line in FIG. 28D.
  • type Tc is prescribed.
  • the types Ta, Tb, and Tc of the back focus control area 63 are changed based on the fundus shape data DIN obtained from the refractometer or the like. You can decide.
  • a spectacle lens 300 shown in FIG. 30 is designed based on the myopia progression suppression theory according to the present invention, and has a lens body portion 61 ′ having a distance optical portion 62 ′ and a near optical portion 63 ′. Yes.
  • the spectacle lens 300 when the focal point of light from the center is at the center of the macular 45 when viewed from the front, the front focal point a and the rear focal point b at the periphery of the retina are also in front of the retina 46, and there is no problem. Does not occur.
  • the eyeball is a part having a movement independent of the head, so that only the eyeball is moved to change the line of sight as shown in FIG.
  • the focal point of the light from the area of the distance optical unit 62 ′ provided in the center of the lens is in the vicinity of the retina 46, rather than the back of the retina, It moves quite far away.
  • the spectacle lens 300 when assuming the purpose of suppressing myopia progression due to the extension of the axial length Lx, the spectacle lens 300 not only provides the effect, but also gives an uncomfortable feeling to the appearance such as image distortion and jumping, There are concerns about problems such as eye strain that can cause visual impairment.
  • the contact lens 200 of the present invention even if only the eyeball is moved and the object is changed, such as the contact lens 200, the correction tool that continuously forms light on the macular 45 from the distance optical unit 62 provided at the center. Therefore, the above-mentioned problem does not occur.
  • one contact lens 200 is selected from the plurality of contact lenses 200 corresponding to the fundus curvature shape of the subject 1. Will come to do.
  • This configuration makes it possible to select (prescribe) a contact lens 200 having an optimum refractive power suitable for the progress of myopia. Accordingly, the contact lens 200 having a refractive power weaker than the refractive power of the average retinal eye is easily prescribed for the subject 1 who is a retinal eye having a fundus curvature radius rx larger than that of the average retinal eye.
  • the contact lens 200 having a refractive power stronger than the refractive power of the average retinal eye can be easily prescribed for the subject 1 who is a retinal eye having a fundus curvature radius rx smaller than that of the average retinal eye. It becomes like this.
  • the present invention is a myopia progression diagnostic system for diagnosing the possibility of future progression of myopia in children and adults, determining the therapeutic effect and prospects, and treating them, and particularly for “children who are applied in clinical practice in the future” It is extremely suitable for application to a central system of “diagnosis, measurement, and treatment in myopia suppression therapy”.

Abstract

　児童及び成人の近視の進行を容易に診断できるようにして、児童等の近視の進行の有無を予想できるようにすると共に児童等の眼に合ったコンタクトレンズを処方できるようにした近視進行診断装置は、図１に示すように、被検眼球２の瞳孔の略中心と黄斑とを結ぶ眼軸線に対して角度θを成す方向の網膜に測定光を照射する光照射部１３と、網膜から反射される光を受光して眼底の周辺視野における光学データＤ１７を取得する光検出部１４と、光学データＤ１７を解析して角度θにおける測定光の焦点の位置及び当該焦点の前後の位置のＰＳＦ特性を求め、当該ＰＳＦ特性に基づいて被検眼球２の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するデータ解析装置２０とを備えるものである。本測定システムで得られた遠視度数から近視抑制に必要な矯正度数が測定できる。

Description

近視進行診断装置、近視進行判別方法、プログラム及び記憶媒体
　本発明は、眼軸長の変化が著しい学童期の軸性近視や、本来近視の進行が止まるとされる成人において、引き続き進行し続ける屈折性近視の進行を診断し、その後の治療効果、見通しについて判定し、治療する近視進行診断システムに適用可能な近視進行診断装置、近視進行判別方法、プログラム及び記憶媒体に関するものである。
　我が国において、人口の約50％が近視であり、眼鏡やコンタクトレンズの使用が日常生活に必要とされている。近視進行原因の一つである眼軸長の伸びによる軸性近視等の病的な強度近視は黄斑変性や網膜出血などを起こし失明に至るため、近視は失明原因の第5位を占め、さらに近視は緑内障や網膜剥離など主要な失明疾患のリスクファクターとなるため潜在的な失明原因としての近視の割合はさらに多いと見込まれる。
　近視とその進行との関連因子については、環境・遺伝、生活習慣など解明されつつあるが、その予防の基礎研究はほとんどされず、糖尿病網膜症や緑内障など他の主要失明原因疾患と比較すると研究がほとんど進んでいない。これは近視が眼軸長の延長という、いわゆる遺伝が決定する、通常の「眼の成長」の個人差によるものであり、「個体の身長の差」程度にしか理解されていないことが原因といえる。
　ところが、近年、周辺視野のぼやけと眼軸伸長との関連が明らかになりつつある。その背景に、動物実験において視覚刺激を奪われた部分で眼球のbulge（突出）が起き近視が進行することが示され(Wallman J, Science 1987)、実際の臨床においても未熟児網膜症でレーザー治療を受けた未熟児や先天白内障で眼内レンズを眼内に固定した児童で軸性近視が進行するという現象が確認されている。
　眼内レンズ眼は眼底視野の周辺になるほど、乱視や非点収差の影響から網膜像が劣化する（図１４参照）。すなわち、周辺視のぼやけによる視覚刺激遮断が弱視だけでなく、眼球形態の成長に大きく関与することの示唆している(Connoly, Ophthalmolgy 2004)。つまり、これまで遺伝や環境要因による個体差と考えられてきた近視進行は光学的要因が関係すると考えられ、近年、コンタクトレンズや眼鏡で近視進行を抑制しようという流れがあるが、周辺の光学特性において、しっかりした基礎データに基づく研究がないのが現状であった。
　これは周辺視野の光学データの詳細な解析が、従来の機種で難しいことが原因である。最新のHartmann-Shack波面収差計では最も焦点が合う度数の高次収差しか測定できないが、周辺視は中心視焦点にあわせる調整機能によって常にデフォーカス（Defocus）にさらされている。
　そこで、我々は、２００９年から２０１１年に至る期間に「小児期における近視進行は周辺視野の光学的劣化、主に高次収差が起因する」との仮説のもとに前向き研究を行ったところ、高次収差成分よりも低次収差、特に相対的な遠視が近視進行と眼軸伸長に関与し、その相対的遠視にも個体差があることを見出した。
　これまで霊長類や鳥類で周辺視のぼやけが眼軸近視に関与するという報告はある。近年、ヒトでも、ある種のコンタクトレンズが小児の軸性近視を抑制するという報告があるが詳細はわかっていない。また、ヒトの周辺視野の光学特性の解析は簡易な屈折度数しか検査しない検討が多く、これが従来の周辺視研究の大きな問題点であった。
　図３２Ａはヒトの眼（以下被検眼球２という）の構造を示す断面図である。図３２Ａにおいて、４１は角膜、４２は水晶体、４３は瞳孔、４４は硝子体、４６は網膜である。なお、被検眼球２の構造については、その説明を省略する。まず、近視のヒトが遠くを見る場合と老眼のヒトが近くを見る場合の一般的な焦点深度について説明する。
　図３２Ａに示すように、正視のヒトが遠くを見る場合も近くを見る場合も、眼球内に入ってきた光が、網膜４６上の正しい位置、すなわち、黄斑４５で結像する。図中のＯは、光軸（眼軸）であり、Ｌ１は正視のヒトの眼軸長である。眼軸長Ｌ１は角膜４１の中心頂上部から網膜４６の黄斑４５の部分に至る長さをいう。網膜４６は黄斑４５の周辺部分をいう中心網膜と、当該中心網膜の周囲領域をいう周辺網膜とに分けて論じられる。
　一方、図３２Ｂに示す眼軸長Ｌ２（Ｌ２＞Ｌ１）のように図３２Ａに示した眼軸長Ｌ１に比べて後方に延びると、焦点が網膜４６上に合わなくなる。遠方の物が見え難くなる、いわゆる近視の症状である。近視のヒトが遠くを見る場合には、眼球内に入ってきた光が、網膜４６上の正しい位置ではなく、中心網膜上よりも手前側で結像する。また、焦点深度も浅いため、焦点位置が網膜４６よりも前方となる。
　近視になり始めると眼軸長Ｌ２が後方に延び、眼球形状が歪むため、中心網膜でのピントが網膜４６（黄斑４５）上よりも前方にずれてしまうため、視力補正用具を使用し、中心網膜でのピントを黄斑４５上に移動させるが、そうすると、それに合わせるように眼軸長Ｌ２が更に後方に延びる結果、ますます、中心網膜上に焦点が合わなくなり近視が進行して行くと考えられる。なお、図示せずも、老眼のヒトが近くを見る場合、水晶体４２が弾性を失い硬くなるので、網膜４６上の正しい位置ではなく、網膜４６よりも後方で結像するようになる。
　また、周辺視野の光学解析の歴史は長く、１７００年代英国物理学者であり眼光学の大家であったトーマス・ヤングに遡る。近年、コンピューターを使用した解析技術の進歩と診断機器の発達から、周辺視野光学特性が測定可能となった。世界的にも、本特許と類似した研究を行っている施設はあるが、彼らが行っているのは、周辺網膜の最も焦点があった部分だけの光学特性の解析である。霊長類は進化の過程で水晶体の厚みを変えることによる遠近の焦点を自在に操る調節機能を持つに至っている。
　このような周辺視野の光学解析に当たり、眼光学特性を高速に測定するための装置や方法に関して、特許文献１には眼光学特性測定方法及び眼光学特性測定装置が開示されている。
特開２００６－２６３３００号公報
　ところで、従来例に係る眼光学特性の測定技術によれば、次のような問題がある。 　
　ｉ．近視の進行を予想する技術に関して、これまでの数多くの「近視進行抑制」の試みがされてきた。しかしながら、アトロピン点眼、累進加入度数眼鏡など、大規模の臨床研究がされてきたにも関わらず、若干の効果があるとされるものの、臨床で普及させるには十分といえるレベルには到底達せず、その予測が失敗に終わっている。
　ii．近年、ある種のコンタクトレンズによる近視抑制や、軸外収差抑制眼鏡が近視進行を止めるという臨床報告もあるが、これらはその直後に研究デザインの不備を指摘されている。この原因として、ボランティア児童が介入治療を始める段階で、今後近視が進行する児童なのか、近視が進行しない児童なのかを判定する基準がないことが挙げられる。
　iii．特許文献１に見られるような眼光学特性測定装置によれば、周辺視野の光学解析において十分なデフォーカス成分の詳細な解析を行っていないのが実状である。このため、何らの工夫無しに、当該眼光学特性測定装置を近視進行診断装置に適用しても、近視が進行する児童であるか否かの判定をすることが困難となる。
　上述の課題を解決するために、請求項１に記載の近視進行診断装置は、被検眼球の瞳孔の略中心と黄斑とを結ぶ眼軸線に対して角度θを成す方向の網膜へ測定光を照射する光照射部と、前記網膜から反射される光を受光して眼底の周辺視野における光学データを取得する光検出部と、前記光学データを解析して前記被検眼球の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するデータ解析部とを備えるものである。
　請求項１に係る近視進行診断装置によれば、被検眼球の近視が今後進行するか否かを判別（予想）できるようになる。
　請求項２記載の近視進行診断装置は請求項１において、前記データ解析部は、前記角度θにおける光軸線上で最も焦点が合った前記測定光の焦点の位置、前記光軸線上で前記焦点の前側に位置する前焦点の位置、及び、前記光軸線上で前記焦点の後側に位置する後焦点の位置の点像強度分布特性を求める演算部と、前記点像強度分布特性に基づいて前記被検眼球の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別する判別部とを有するものである。
　請求項３に記載の近視進行診断装置は請求項２において、前記演算部は、前記測定光の焦点の位置の屈折度数、前記前焦点の位置の屈折度数及び、前記後焦点の位置の屈折度数を前記角度θ毎に演算するものである。
　請求項４に記載の近視進行診断装置は請求項２において、前記演算部は、前記測定光の焦点の位置の屈折度数、前記前焦点の位置の屈折度数及び前記後焦点の位置の屈折度数の各々から前記眼軸線（θ＝０°）における前記測定光の焦点の位置の屈折度数を差し引いた各々の差分を演算し、前記判別部は、前記差分が共に正の値であるか負の値であるかを判別するものである。
　請求項５に記載の近視進行診断装置は請求項３において、前記測定光の焦点位置の点像、前記前焦点の非点像及び前記後焦点の非点像を前記角度θ毎に表示する表示部を備えるものである。
　請求項６に記載の近視進行診断装置は請求項３において、前記データ解析部は、前記測定光の焦点位置の点像のぼやけ具合を解析して近視進行抑制用の加入度数を導入したコンタクトレンズによる治療が可能か否かを判別するものである。
　請求項７に記載の近視進行判別方法は、被検眼球の近視の進行を診断する近視進行診断装置が、前記被検眼球の瞳孔の略中心と黄斑とを結ぶ眼軸線に対して角度θの方向の網膜へ測定光を照射するステップと、前記網膜から反射される光を受光して眼底の周辺視野における光学データを取得するステップと、前記光学データを解析して前記被検眼球の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するステップとを実行するものである。
　請求項８に記載のプログラムは、近視進行判別方法を実行するためのコンピューターが読み取り可能なものである。
　請求項９に記載の記憶媒体は、近視進行判別方法を実行するためのコンピューターが読み取り可能なプログラムを記述したものである。
　請求項１に係る近視進行診断装置及び請求項７に係る近視進行判別方法によれば、被検眼球の近視が今後進行するか否かを判別（予想）できるので、眼軸長の変化が著しい学童期の軸性近視や、本来近視の進行が止まるとされる成人において、引き続き進行し続ける屈折性近視の進行を容易に診断できるようになる。これにより、近視の進行段階にある児童等の眼に合った眼鏡やコンタクトレンズ等を容易に処方できるようになる。
　請求項４に係る近視進行診断装置によれば、３つの屈折度数が正の値である場合は、”光軸線上で焦点の前側に位置する前焦線から、その後側に位置する後焦線に至るまですべてに遠視性の後焦点が網膜の外側に存在する”と診断できるようになる。
　請求項６に係る近視進行診断装置によれば、最も焦点が合った位置の点像のぼやけ具合の解析によって、当該点像のぼやけが大きい被検眼球は本介入試験では治療できない除外群になるか、本介入試験で治療が可能となるか等を分類できるようになる。
本発明に係る第１の実施形態としての近視進行診断装置１００の構成例を示すブロック図である。 近視進行診断装置１００の制御系の構成例を示すブロック図である。 評価式Ａ，Ｂ，Ｃが正値となる判定例を示す眼内断面図である。 評価式Ａ，Ｂ，Ｃが負値となる判定例を示す眼内断面図である。 近視進行診断装置１００における近視進行判定例（メインルーチン）を示すフローチャートである。 近視進行判定例（サブルーチン）を示すフローチャートである。 Ａ及びＢはダブルパスＰＳＦ像からシングルパスＰＳＦ像への変換例を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－４．４５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－４．２０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－３．９５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－３．７０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－３．４５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－３．２０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－２．９５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－２．７０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－２．４５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－２．２０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－１．９５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－１．７０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－１．４５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－１．２０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－０．９５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－０．７０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－０．４５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（－０．２０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（０．０５［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（０．３０［Ｄ］）を示す画像図である。 光学データＤ１７の取得例［θ＝２０°］（０．５５［Ｄ］）を示す画像図である。 ＭＴＦ対空間周波数の特性例を示すグラフ図である。 水晶体眼のベストフォーカス時［θ＝－２０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 水晶体眼のベストフォーカス時［θ＝－１０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 水晶体眼のベストフォーカス時［θ＝０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 水晶体眼のベストフォーカス時［θ＝１０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 水晶体眼のベストフォーカス時［θ＝２０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 水晶体眼のベストフォーカス時［θ＝３０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 水晶体眼のベストフォーカス時［θ＝４０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 水晶体眼のＭＴＦ特性例を示すグラフ図である。 ＩＯＬ眼のベストフォーカス時［θ＝－２０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 ＩＯＬ眼のベストフォーカス時［θ＝－１０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 ＩＯＬ眼のベストフォーカス時［θ＝０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 ＩＯＬ眼のベストフォーカス時［θ＝１０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 ＩＯＬ眼のベストフォーカス時［θ＝２０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 ＩＯＬ眼のベストフォーカス時［θ＝３０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 ＩＯＬ眼のベストフォーカス時［θ＝４０°］のＰＳＦ像の取得例を示す画像図である。 ＩＯＬ眼のＭＴＦ特性例を示すグラフ図である。 Ａ及びＢは本発明に係る第２の実施形態としての近視進行抑制用のコンタクトレンズ２００の構成例を示す断面図である。 コンタクトレンズ２００の装着例を示す断面図である。 視力と中心窩からの度数との関係例を示すグラフ図である。 近視眼の矯正例（その１）を示す断面図である。 近視眼の矯正例（その２）を示す断面図である。 近視眼の矯正例（その３）を示す断面図である。 タイプＴａによるコンタクトレンズ２００の処方例を示す断面図である。 タイプＴｂによるコンタクトレンズ２００の処方例を示す断面図である。 タイプＴｃによるコンタクトレンズ２００の処方例を示す断面図である。 コンタクトレンズの処方例（その１）を示すフローチャートである。 眼底曲率半径ｒｘの算出例を示す説明図である。 タイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃの処方例を示す説明図である。 角度θ＝４０°におけるタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃの判定例を示す被検眼球２の眼内断面図である。 コンタクトレンズ２００の処方例（その２）を示すフローチャートである。 眼軸長Ｌｘ＝２３．０ｍｍと眼底曲率形状とのタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃとの関係例を示す説明図である。 眼軸長Ｌｘ＝２４．０ｍｍと眼底曲率形状とのタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃとの関係例を示す説明図である。 眼軸長Ｌｘ＝２５．０ｍｍと眼底曲率形状とのタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃとの関係例を示す説明図である。 眼軸長Ｌｘ＝２３．０，２４．０，２５．０ｍｍと眼底曲率形状Ｃ23～Ｃ25とのタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃとの関係例を示す説明図である。 眼内寸法を示す説明図である。 眼軸長Ｌｘ＝２３．０ｍｍと眼底曲率形状Ｃ23とタイプＴａとの関係例を示す説明図である。 眼軸長Ｌｘ＝２４．０ｍｍと眼底曲率形状Ｃ24とタイプＴｂとの関係例を示す説明図である。 眼軸長Ｌｘ＝２５．０ｍｍと眼底曲率形状Ｃ25とタイプＴｃとの関係例を示す説明図である。 比較例としての近視進行抑制用の眼鏡レンズ３００の装着例を示す断面図である。 比較例としての近視進行抑制用の眼鏡レンズ３００の問題点を示す断面図である。 従来例に係る被検眼球（正視）の症状例を示す断面図である。 近視進行時の被検眼球（近視）の症状例を示す断面図である。
　近年、子供の近視の進行に関する研究が進み、子供の近視の進行は周辺網膜における像のぼけが原因するのではないかと考えられるようになってきた。そこで、本発明者は周辺網膜の焦点のずれを修正すれば、近視の進行が抑えられるとの考えに辿り着き、本発明に至った。
　本発明は、児童や成人等の近視の進行を容易に診断できるようにすると共に、児童等の近視の今後の進行の有無を予想できるようにした近視進行診断装置、近視進行判別方法、プログラム及び記憶媒体を提供することを目的とする。
　以下、図面を参照しながら、本発明に係るコンタクトレンズ及びその選定方法について、その説明をする。図１に示す近視進行診断装置１００は児童や成人等の被検者１の眼球（以下被検眼球２という）における周辺視野の光学データを取得して解析する装置である。近視進行診断装置１００は、ヒトの眼の水晶体の中心から角度４０°の軸ずれした周辺視野まで、焦点が合う度数±2.5［Ｄ］（Ｄ：ジオプター）という広範囲の光学データが取得可能なものである。
　近視進行診断装置１００は、既存のPSFアナライザー（登録商標）に工夫を施したものであり、例えば、児童等の近視が今後進行するか否かの判定、進行しうる近視が治療で抑制できるか否かの判定、進行しうる遠用レンズの周辺部にどのくらいの度数の屈折矯正レンズを加入することで近視抑制の治療ができるか否かの判定、及び、一定期間の治療の後の効果判定等に適用が可能なものである。
　近視進行診断装置１００は、光学データ取得部１０及びデータ解析装置２０を有している。光学データ取得部１０は、例えば、本体部１１、ＸＹＺステージ１２、円弧状の軌道５３を有している。本体部１１はＸＹＺステージ１２上に載置されており、このＸＹＺステージ１２が円弧状の軌道５３上を時計方向又は反時計方向に移動できるようになっている。ＸＹＺステージ１２は、本体部１１をＸ方向（左右方向）、Ｙ方向（前後方向）、Ｚ方向（上下方向：紙面に鉛直な方向）に移動調整可能なものである。
　ＸＹＺステージ１２には、例えば、設定部１５が設けられ、被検眼球２の瞳孔の略中心と黄斑とを結ぶ眼軸線Ｌ（図３参照：図３２Ａ，図３２Ｂで記述した光軸Ｏに同じ）に対する角度θを設定するように操作される。設定部１５は角度表示器５１や操作レバー５２等から構成される。角度表示器５１には例えばデジタル表示器が使用され、角度θが表示される。被検者１は本体部１１とは別の固定座標系に頭部や顎等が固定され、設定部１５で角度θを設定すると、ＸＹＺステージ１２を被検眼球２の瞳孔の中心を原点にして、被検者１の回りを角度θだけ回動する方法が採られる。
　固定座標系には被検者１固定用の枠（図示せず）の他に軌道５３が取り付けられる。軌道５３にはＸＹＺステージ１２が移動自在に係合されている。角度表示器５１はＸＹＺステージ１２に設けられ、操作者（眼科医師）が角度θを設定する際に、操作レバー５２を持ってＸＹＺステージ１２を軌道５３に沿って移動すると、角度表示器５１の値が順次カウントアップするように表示する。もちろん、角度表示器５１を軌道５３に設け、ＸＹＺステージ１２に基線を設けて、アナログ角度表示した目盛りに基線を合わせ込む方法を採ってもよい。
　また、ＸＹＺステージ１２に図示しない駆動機構を設けて、テンキー等で角度θを設定し、駆動機構を動作させてＸＹＺステージを時計方向又は反時計方向に自動的に回転する方法を採ってもよい。なお、図中の１６はＸＹＺステージ操作用の既存のレバーである。５４は固視票（水平方向や垂直方向等に切り欠きを有するランドルト環：Ｃ記号）である。
　光学データ取得部１０にはＰＳＦアナライザー（登録商標）や、オートレフラクトメーター等が使用される。オートレフラクトメーターは被検眼球２に赤外線光を当て、眼の屈折状態、主に近視・遠視・乱視などの有無やその程度を自動的にコンピューターで解析可能で、かつ、被検眼球２を客観的に測定して数値化が可能なものである。
　データ解析装置２０はキーボード２１、マウス２２、制御部２３及び表示部２４を有している。データ解析装置２０には、ノート型やデスクトップ型等のパーソナルコンピューター（情報処理装置）が使用される。マウス２２には有線式や無線式のものが使用される。表示部２４には液晶表示パネルが使用される。
　本体部１１には、図２に示すように光照射部１３、光検出部１４及びデータ入出力部１７が備えられ、これらが光学データ取得部１０の制御系を構成する。光照射部１３は、図示しない光源、フォーカシングレンズ、偏光ビームスプリッタ、１／４波長板等の投影系の構成要素が設けられる。光照射部１３は照射制御信号Ｓ１３に基づいて眼軸線Ｌに対して角度θの方向の網膜４６（図３、図４等を参照）へ測定光を照射する。照射制御信号Ｓ１３は光源やフォーカシングレンズ等を制御する信号である。
　光検出部１４は、角度θ方向の網膜４６から反射される光を受光して眼底の周辺視野における光検出信号Ｓ１４を発生する。光検出部１４は例えば、撮像素子（ＣＣＤ）から構成される。光検出部１４では、前焦線・後焦線のデフォーカス成分を含む広屈折範囲の光学データＤ１７となる光検出信号Ｓ１４を発生する。
　ここにデフォーカス成分（非焦点成分）とは、水晶体４２（図３参照）の結像位置から光軸線（方向）上で前後にズレた非焦点位置の輝度成分をいう。この視野周辺部のデフォーカス成分こそが、近視進行の有無を予想する第一の因子になり得るものである。なお、光照射部１３、光検出部１４及びデータ入出力部１７の個々の構成及びその機能については、既存のＰＳＦアナライザー（登録商標）を利用できるので、その詳細な説明を省略する。
　データ入出力部１７は光学データＤ１７をデータ解析装置２０に転送したり、データ解析装置２０から制御データＤ３３を受信して光照射部１３及び光検出部１４を制御する。例えば、データ入出力部１７は制御データＤ３３をＤ／Ａ変換して照射制御信号Ｓ１３を作成し、照射制御信号Ｓ１３を光照射部１３に出力する。
　また、データ入出力部１７は光検出信号Ｓ１４をＡ／Ｄ変換して光学データＤ１７を作成し、ヘッダに角度θを書き込み、当該ヘッダに光学データＤ１７を添付してデータ解析装置２０に転送する。光学データＤ１７は角度θにおける周辺視野の網膜４６から反射される反射光の光軸±２．０［Ｄ」の範囲について、０．２５［Ｄ］ステップ毎に点像（Point　Spread Function；ＰＳＦ像）を再生（撮像）した２１個のダブルパスＰＳＦ像を構成するデータである。制御データＤ３３には±２．０［Ｄ」の範囲について、０．２５［Ｄ］ステップ毎にフォーカシングレンズを駆動するデータが含まれる。
　データ入出力部１７には光検出信号Ｓ１４をデジタルの光学データＤ１７に変換するＡＤ変換器や、制御データＤ３３を照射制御信号Ｓ１３に変換するＤＡ変換器が設けられ、ＡＤ変換器やＤＡ変換器等の入出力を制御するためのローカルな中央処理装置（ＣＰＵ）も備えられる。
　光学データ取得部１０にＰＳＦアナライザー（登録商標）を使用する場合は、当該アナライザーを児童の被測定眼で固視させて、眼底の中心及びその周辺視野の光学データＤ１７を±２．０［Ｄ］の広範囲で０．２５［Ｄ］ステップで測定する。光学データ取得部１０によれば、光照射部１３のフォーカシングレンズの駆動により被検眼球２に入射する測定光（光束）を収束から平行、発散へと変化させことで、被検眼球２から点光源までの距離を０.２５［Ｄ］ステップで光学的に変えてダブルパスＰＳＦ像を取得できるようになる。
　これにより、児童（小児）等における眼底の中心及びその周辺視野での前焦線及び後焦線を含めた正確な光学データＤ１７を詳細に把握できるようになる。被検眼球２の近視が今後進行するか否かを判別（予想）できるようになる。
　光学データ取得部１０にはデータ解析装置２０が接続され、データ解析装置２０は光学データＤ１７を解析するものである。例えば、角度θにおける測定光の焦点の位置及び当該焦点の前後の位置（０．２５［Ｄ］ステップ）での点像強度分布特性（以下ＰＳＦ特性という）を求め、当該ＰＳＦ特性に基づいて被検眼球２の眼底の周辺視野に遠視性の後非焦点が存在するか否かを判別する。ここに後焦点とは、角度θにおける光軸線Ｌ’上で最も焦点が合った測定光の焦点の後側を後焦線としたとき、この後焦線上に位置する非焦点をいう。
　データ解析装置２０は制御部２３を有しており、制御部２３は例えば演算部３１、判別部３２、データ入出力部３３及びメモリ部３４を有している。演算部３１及び判別部３２には中央処理装置（ＣＰＵ）が使用される。
　演算部３１は、シングルパスＰＳＦ像に関する光学データＤ１７から角度θにおける測定光の焦点の位置及び当該焦点の前後の位置のＰＳＦ特性を求める。例えば、演算部３１は、角度θにおける光軸線Ｌ’上で最も焦点が合った測定光の焦点の位置、光軸線Ｌ’上で焦点の前側に位置する前焦線上の非点像の位置、及び、光軸線Ｌ’上で焦点の後側に位置する後焦線上の非点像の位置のＰＳＦ特性を求める。
　更に、演算部３１は角度θにおける焦点位置のＰＳＦ像の屈折度数、前焦点の屈折度数及び後焦点の屈折度数を角度θ毎に演算する。これにより、前焦点と後焦点の屈折度数から近視の進行の有無を予想できるようになる。
　この例では、更に演算部３１が角度θにおける焦点位置の点像の屈折度数、前焦点の屈折度数及び後焦点の屈折度数の各々から眼軸線Ｌ（θ＝０°）における測定光の焦点位置の点像の屈折度数を差し引いた各々の差分を演算する。この演算は遠視性の後焦点が黄斑を中心とした周辺視野の網膜４６の外側に存在するか否かを判別するためである。
　例えば、遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するための前段階として演算部３１は、角度θにおける最も焦点が合っている位置のＰＳＦ像の屈折度数をBFRθとし、同じ角度θの前焦線上でぼやけている非点像の屈折度数をAFLRθとし、後焦線上でぼやけている非点像の屈折度数をPFLRθとし、眼軸線Ｌ上（θ＝０°）における最も焦点が合っている位置のＰＳＦ像の屈折度数をBFR０とし、それぞれの評価値をＡ，Ｂ，Ｃとして、次の評価式（１）～（３）、すなわち、
　　　　　　Ａ＝AFLRθ－BFR０　　　　　　　・・・・・（１）
　　　　　　Ｂ＝BFLRθ－BFR０    　　　　　・・・・・（２）
　　　　　　Ｃ＝PFLRθ－BFR０  　　　　　　・・・・・（３）
を演算する。
　判別部３２は、上述の（１）～（３）式の演算結果に基づいて被検眼球２の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別する。例えば、判別部３２は、測定光の焦点の位置のＰＳＦ像の屈折度数、前焦線上の非点像の屈折度数、及び後焦線上の非点像の屈折度数が共に正の値であるか負の値であるかを判別する。
　判別部３２は、３つの評価値Ａ，Ｂ，Ｃがいずれも正の値である場合は、”前焦線から後焦線に至るまですべてに遠視性の後焦点が網膜の外側に存在する”旨を診断できるようになる。反対に、３つの評価値Ａ，Ｂ，Ｃの内、１つでも負の値である場合は、”前焦線から後焦線に至る位置に遠視性の後焦点が存在しない”旨を判断できるようになる。
　上述のデータ入出力部３３には、光学データ取得部１０、キーボード２１、マウス２２及び表示部２４が接続される。データ入出力部３３は光学データＤ１７を光学データ取得部１０から受信したり、光学データ取得部１０へ制御データＤ３３を転送する。データ入出力部３３は表示部２４に表示データＤ２４を出力したり、キーボード２１からキーデータＤ２１を入力したり、マウス２２から操作データＤ２２を入力する。
　なお、データ入出力部３３には光学データ取得部１０に代えて、レフラクトメーターが接続可能となされ、レフラクトメーターから得られる眼底形状データＤINに基づいて判別部３２で被検眼球２の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するようにしてもよい。
　メモリ部３４は記憶媒体の一例を構成し、近視進行判別方法を実行するためのコンピューターが読み取り可能なプログラムを記述したものである。メモリ部３４にはＲＯＭ、ＲＡＭ等の他、ハードディスク装置が使用される。例えば、ＲＯＭには近視進行判別方法を実行するためのコンピューターが読み取り可能なプログラムデータが格納される。
　プログラムデータは、例えば、被検眼球２の水晶体の略中央と黄斑とを結ぶ眼軸線Ｌに対して角度θの方向の網膜４６へ測定光を照射するステップと、当該網膜４６から反射される光を受光して眼底の周辺視野における光学データＤ１７を取得するステップと、光学データＤ１７を解析して角度θにおける測定光の焦点の位置及び当該焦点の前後２の位置のＰＳＦ特性を求めるステップと、ＰＳＦ特性に基づいて被検眼球２の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するステップ（図５参照）とを実行するためのメインルーチン用のプログラムを内容とするものである。
　更に、被検眼球２の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かの判別時のサブルーチンとして、前焦線上の非点像の屈折度数AFLRθ及び眼軸長上の焦点の屈折度数BFR０を入力するステップと、評価式Ａ＝AFLRθ－BFR０として評価値Ａを求めるステップと、最も焦点が合っている位置の屈折度数BFRθ及び眼軸長上の焦点の屈折度数BFR０を入力するステップと、評価式Ｂ＝BFLRθ－BFR０として評価値Ｂを求めるステップと、後焦線上の非点像の屈折度数PFLRθ及び眼軸線Ｌ上の焦点の屈折度数BFR０を入力するステップと、評価式Ｃ＝PFLRθ－BFR０として評価値Ｃを求めるステップと、評価値Ａ，Ｂ，Ｃがいずれも正の値であるか否かを判別するステップとを実行するためのプログラムデータも含まれる。
　ＲＡＭには周波数伝達関数（Modulation Transfer Function：MTF）解析時、変換後の光学データＤ１７が展開される。ＭＴＦ解析では、最も焦点が合うＰＳＦ像のぼやけ具合が解析される。ハードディスク装置には変換前及び変換後の光学データＤ１７や、表示データＤ２４、制御データＤ３３等が格納される。表示データＤ２４は角度θ毎にサムネイル画像を表示するためのシミュレーション画像表示用のデータである。これにより、被検眼球２の角度θにおける最も焦点の合う屈折位置での低次及び高次収差の影響を解析できるようになる。図中のＤｓはＳ曲線データであり、半径ｒｓの後焦等線Ｓを描画するための画像データであり、コンタクトレンズの選定時に使用される。
　表示部２４は、演算部３１によって算出された最も焦点が合った位置のＰＳＦ像、前焦線上の非点像及び後焦線上の非点像を角度θ毎に表示するようになる。例えば、データ入出力部３３から表示データＤ２４を受信して、最も焦点が合った位置のＰＳＦ像、前焦線上の非点像及び後焦線上の非点像のサムネイル画像を１画面中に表示する（図８Ａ～図８Ｌ及び図９Ａ～図９Ｉ参照）。もちろん、表示部２４に、被検眼球２の模式的な断面に角度θにおける光軸線Ｌ’を重ね合わせたもの表示してもよい（図３及び図４参照）。表示部２４には液晶表示パネルが使用される。これらにより、近視進行診断装置１００を構成する。
　ここで、図３及び図４を参照して、評価式Ａ，Ｂ，Ｃが正値となる場合及び負値となる場合の判定例について説明する。図３及び図４は、被検眼球２の模式的な断面に角度θにおける光軸線Ｌ’を重ね合わせたものであり、光軸線Ｌ’上には０．２５［Ｄ］スケールで位置（焦点や非焦点の深度）が記述されている。図３に示す評価式Ａ，Ｂ，Ｃが正値となる判定例によれば、眼内断面図において、近視が進行した児童は、図４に示す正視の児童に比べて被検眼球２の眼軸長Ｌｘが延びている。図中、角度θ＝２０°で破線に示す光軸線Ｌ’と直交する複数（２１本）の縦方向の短線は、±２．０［Ｄ」の範囲について、フォーカシングレンズの駆動により被検眼球２に入射する測定光（光束）を変化させたとき、その０．２５［Ｄ］ステップ毎に非焦点及び焦点の位置を記述したものである。
　この破線で示した光軸線Ｌ’において、最も焦点が合った位置（黒丸印）をＢＦｐとし、前焦線上の非点像の位置（黒菱形印）をＡＦｐとし、後焦線上の非点像の位置（白抜き菱形印）をＲＦｐとしたとき、位置ＢＦｐと位置ＲＦｐとが網膜４６を跨いで、その遠視側に位置している。先に説明した例で言うと、位置ＡＦｐが図８Ｅに示した－３．４５［Ｄ］に相当し、位置ＢＦｐが図８Ｋに示した－１．９５［Ｄ］に相当し、位置ＲＦｐが図９Ｅに示した－０．４５［Ｄ］に相当する。
　このような位置ＢＦｐと位置ＲＦｐとが網膜４６を跨いで遠視側に位置している児童の被検眼球２は、評価式Ａ，Ｂ，Ｃが正値となり、被検眼球２の近視が進行していると判断することができる。
　図４に示す評価式Ａ，Ｂ，Ｃが負値となる判定例によれば、眼内断面図において、正視の児童は、図３に示した近視の児童に比べて被検眼球２の眼軸長Ｌｘが延びていない。図中、破線で示した光軸線Ｌ’において、最も焦点が合った位置ＢＦｐ及び前焦線上の非点像の位置ＡＦｐが網膜４６を跨ぐことなく、近視側に位置している。このような位置ＢＦｐと位置ＲＦｐとが近視側に位置している児童の被検眼球２は、評価式Ａ，Ｂ，Ｃが負値となり、被検眼球２の近視は進行していないと判断することができる。
　続いて、図５～図１４を参照して、本発明に係る近視進行判別方法について、当該近視進行診断装置の動作例について説明する。この例では、図１に示した近視進行診断装置１００に被検者１の頭部をその顎台に固定して、非検査眼で固視票５４を固視するようにさせて、検査眼の周辺視野での光学データＤ１７を近視進行診断装置１００によって測定する場合を前提とする。近視進行診断装置１００が次のステップＳＴ１～ＳＴ７を実行し、そのステップＳＴ５で制御部２３が被検眼球２の近視の進行を判定して被検眼球２の近視の進行を診断する場合を例に採る。
　これらを前提にして、図５に示すフローチャートのステップＳＴ１で、まず、制御部２３は角度θの設定を受け付ける。角度θは被検眼球２の水晶体４２の略中央と黄斑４５とを結ぶ眼軸線Ｌに対する測定光の照射角となる。例えば、眼科医師は設定部１５を操作して角度θを設定する。設定部１５はデータ入出力部１７，３３を介して制御部２３に角度θ設定を示す光学データＤ１７を通知する。もちろん、キーボード２１又はマウス２２を操作して制御部２３に角度θ設定を示す光学データＤ１７を入力してもよい。
　次に、ステップＳＴ２で制御部２３は、先に設定された角度θの方向の網膜４６へ測定光を照射するように光照射部１３を制御する。光照射部１３はデータ入出力部１７から入力した照射制御信号Ｓ１３に基づいて眼軸線Ｌに対して角度θの方向の網膜４６（図３、図４等を参照）へ測定光を照射する。
　更に、ステップＳＴ３で制御部２３は、光学データＤ１７を取得するようにデータ入出力部１７を制御する。光検出部１４では、角度θの方向の網膜４６から反射される光を受光して眼底の周辺視野における前焦線・後焦線のデフォーカス成分を含む広屈折範囲の光検出信号Ｓ１４を発生する。
　データ入出力部１７は光検出部１４から光検出信号Ｓ１４を入力し、当該光検出信号Ｓ１４をＡ／Ｄ変換して前焦線・後焦線のデフォーカス成分を含む広屈折範囲の光学データＤ１７を取得する。光学データＤ１７は図７のＡに示すダブルパス（Double-pass）ＰＳＦ像を構成するデータである。
　ダブルパスＰＳＦ像は、眼球光学系に点光源を投影した時に網膜４６上に形成される点像であり、眼球光学系の全ての光学情報（光学データＤ１７）を含んでいる。光学データＤ１７を取得することで、視野周辺部で最も焦点が合う部分だけでなく、０．２５［Ｄ］等、細かく広範囲に渡って、そのデフォーカス成分の光学特性を取得できるようになる。
　次いで、ステップＳＴ４で制御部２３は光学データＤ１７を解析する。例えば、ステップＳＴ４１で制御部２３は、角度θにおける測定光の焦点の位置及び焦点の前後の位置のＰＳＦ特性を求める。上述のダブルパスＰＳＦ像には測定光が眼球光学系を行きと帰りとで２回通過しているので、図７のＡに示したダブルパスＰＳＦ像を図７のＢに示すシングルパス（Single-pass）ＰＳＦ像に変換する。このとき、ダブルパスＰＳＦ像を示す光学データＤ１７が、従来方式と同じ方法でシングルパスＰＳＦ像を示す光学データＤ１７に変換される。
　変換後の光学データＤ１７は解析されて、被検眼球２の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するために用いられる。演算部３１では、シングルパスＰＳＦ像の伝達特性を表す関数としてのＭＴＦと、位相伝達関数（Phase Transfer Function：PTF）とを求める演算が行われる。
　このＭＴＦとＰＴＦの両方の特性を合わせた光学伝達関数（Optical Transfer Function：OTF）を求め、これらの特性によって、被検眼球２のレンズの画像伝達特性、換言すると、被検者１の眼内レンズ（水晶体４２）の結像性能を判断するようになされる。演算部３１は、光学データＤ１７から低次及び高次収差を反映したコントラストデータ（ＭＴＦデータ）を計算するようになる。
　この例では、最も焦点が合った位置のＰＳＦ像におけるＭＴＦ（ｆx，ｆy）を計算することによって、周辺視野の非焦点のぼけ具合を解析（ＭＴＦ解析）する。例えば、被検眼球２の眼球光学系の光学伝達関数をＯＴＦ（ｆx，ｆy）とし、その周波数伝達関数をＭＴＦ（ｆx，ｆy）とし、非焦点や焦点の光学データＤ１７の輝度信号成分をＳ（ｆx，ｆy）、Ｓ（０，０）とし、水平方向の空間周波数をｆｘ、垂直方向の空間周波数をｆｙとして、（４）式、すなわち、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　からＭＴＦ（ｆx，ｆy）を計算する。　
　この（４）式に基づいて、角度θにおける±２．０［Ｄ」の範囲について、０．２５［Ｄ］ステップ毎に非焦点及び焦点の位置（全２１箇所）の点像強度分布特性（ＰＳＦ特性）を算出する（図８Ａ～図８Ｌ及び図９Ａ～図９Ｉ参照）。これにより、最も焦点が合うＰＳＦ像のぼやけ具合をＭＴＦ解析することができる。このＭＴＦ解析によって測定光の焦点位置の点像のぼやけが大きい被検眼球２、例えば、ＰＳＦ像のぼやけが大きい児童は、本介入試験では治療できない除外群になるか、本介入試験で治療が可能かを分類できるようになる。
　そして、ステップＳＴ４２で制御部２３が角度θにおける±２．０［Ｄ」の範囲について、０．２５［Ｄ］ステップ毎の焦点及び非焦点像をサムネイル画像として表示部２４に表示する。例えば、表示部２４はデータ入出力部３３から表示データＤ２４を受信して、最も焦点が合った位置のＰＳＦ像、前焦線上の非点像及び後焦線上の非点像のサムネイル画像を１画面中に表示する（図８Ａ～図８Ｌ及び図９Ａ～図９Ｉ参照）。
　図８Ａ～図８Ｌ及び図９Ａ～図９Ｉに示す画像例によれば、角度θ＝２０°における視野周辺部の網膜４６から反射される反射光の光軸±２．０［Ｄ」の範囲について、０．２５［Ｄ］ステップ毎に再生（撮像）した２１個のシングルパスＰＳＦ像が構成され、図７のＡに示したダブルパスＰＳＦ像から変換されたシングルパスＰＳＦ像の光学データＤ１７（コントラストデータ：ＭＴＦデータ））を構成するようになる。
　図８Ａ～図８Ｌに示す屈折度数が－４．４５［Ｄ］、－４．２０［Ｄ］、－３．９５［Ｄ］、－３．７０［Ｄ］、－３．４５［Ｄ］、－３．２０［Ｄ］、－２．９５［Ｄ］、－２．７０［Ｄ］、－２．４５［Ｄ］、－２．２０［Ｄ］、－１．９５［Ｄ］、－１．７０［Ｄ］の１２個の画像において、－３．４５［Ｄ］が角度θ＝２０°における前焦線上の非焦点像であり、－１．９５［Ｄ］が角度θ＝２０°における最も焦点が合った位置のＰＳＦ像である。
　また、図９Ａ～図９Ｉに示す屈折度数が－１．４５［Ｄ］、－１．２０［Ｄ］、－０．９５［Ｄ］、－０．７０［Ｄ］、－０．４５［Ｄ］、－０．２０［Ｄ］、　０．０５［Ｄ］、　０．３０［Ｄ］、０．５５［Ｄ］の９個の画像において、－０．４５［Ｄ］が角度θ＝２０°における後焦線上の非焦点像である。図８Ａ～図８Ｊに示した非焦点像は幅や長さに大小があるもの右下がりの細長い楕円形状を有している。図８Ｌ及び図９Ａ～図９Ｉに示した非焦点像も幅や長さに大小があるもの、左下がりの細長い楕円形状を有している。
　前焦線上の非焦点像及び後焦線上の非焦点像の選択基準は、例えば、最も焦点が合った位置ＢＦpのＰＳＦ像からその前後に±０．２５［Ｄ］をずれた位置の前焦線上の非焦点像の光強度と後焦線上の非焦点像の光強度を合成したとき、当該ＰＳＦ像の光強度となるような対称位置ＡＦp，ＲＦpにある前焦線上の非焦点像及び後焦線上の非焦点像とを抽出する。他の角度θ＝１０°，３０°及び４０°についても同様に取得される。
　図１０に示すＭＴＦ対空間周波数の特性例によれば、縦軸が眼内レンズ（水晶体４２）のＭＴＦであり、ＰＳＦ像の細かさを示す空間周波数（Spatial Frequency）に対応するコントラストの低下の割合を示している。横軸は空間周波数［c/deg］である。
　図中、破線はＰＳＦ像の水平方向のＭＴＦ対空間周波数特性であり、一点鎖線はＰＳＦ像の垂直方向のＭＴＦ対空間周波数特性であり、実線はこれらの平均値となるＭＴＦ対空間周波数特性である。いずれも特性も、角度θ＝２０°における最も焦点が合った－１．９５［Ｄ］の位置で再生（シミュレーション）されるＰＳＦ像の場合である。ＭＴＦ特性によれば、空間周波数が高くなる（細かい像になる）につれて急激にＭＴＦ（コントラスト）が低下してくる。このＭＴＦ特性から被検眼球２の水晶体４２の光学特性を把握することができる。
　また、図１１Ａ～図１１Ｇに示すＰＳＦ像の取得例によれば、角度θ＝－２０～４０°における水晶体眼のベストフォーカス時の７個のＰＳＦ像である。この例では、眼軸線Ｌ上（角度θ＝０°）における最も焦点が合っている位置のＰＳＦ像の屈折度数BFR０として、図１１Ｃに示す水晶体眼のベストフォーカス時のＰＳＦ像を使用する。
　図１２に示す水晶体眼のＭＴＦ特性例によれば、縦軸が眼内レンズ（水晶体４２）のＭＴＦであり、横軸は測定光照射時に設定された角度θであり、θ＝－２０～４０°である。図中の実線は水晶体眼のＭＴＦ特性である。
　そして、ステップＳＴ５で制御部２３はＭＴＦ特性及びＰＳＦ特性に基づいて被検眼球２の眼底の周辺視野の外側に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別する。例えば、図６に示すサブルーチンをコールして、そのステップＳＴ５１で演算部３１は前焦線上の非点像の屈折度数AFLRθ及び、眼軸長上の焦点の屈折度数BFR０を入力する。次に、ステップＳＴ５２で演算部３１は、
　　　　　　　評価式Ａ＝AFLRθ－BFR０・・・・（１）
　から評価値Ａを求める。その後、ステップＳＴ５７に移行する。
　また、ステップＳＴ５３で演算部３１は最も焦点が合っている位置の屈折度数BFRθ及び、眼軸長上の焦点の屈折度数BFR０を入力する。次に、ステップＳＴ５４で演算部３１は、
　　　　　　　評価式Ｂ＝BFLRθ－BFR０・・・・（２）
　から評価値Ｂを求める。その後、ステップＳＴ５７に移行する。
　更に、ステップＳＴ５５で演算部３１は後焦線上の非点像の屈折度数PFLRθ及び、眼軸線Ｌ上の焦点の屈折度数BFR０を入力する。次に、ステップＳＴ５６で演算部３１は、
　　　　　　　評価式Ｃ＝PFLRθ－BFR０・・・・（３）
から評価値Ｃを求める。その後、ステップＳＴ５７に移行する。
　ステップＳＴ５７で判別部３２は評価値Ａ，Ｂ，Ｃがいずれも正の値であるか否かを判別する。Ａ，Ｂ，Ｃ＞０となる場合（ＹＥＳ）は、ステップＳＴ５の「周辺視野に遠視性の後焦点が有る」にリターンする。反対に、Ａ，Ｂ，Ｃ＜０となる場合（ＮＯ）は、ステップＳＴ５の「周辺視野に遠視性の後焦点が無い」にリターンする。
　ここで、近視の被検眼球２に関して、眼軸線Ｌ上の焦点の屈折度数BFR０が－０．３［Ｄ］で、角度θ＝２０°における最も焦点が合っている位置のＰＳＦ像の屈折度数BFRθが－１．５［Ｄ］で、前焦線上の非点像の屈折度数AFLRθが０．０で、後焦線上の非点像の屈折度数PFLRθが－３．０である場合に、その評価値をＡ，Ｂ，Ｃとして、遠視性の後焦点が存在するか否かを判別する。
　これらの値を（１）～（３）式に代入すると、評価値Ａは＋３で、評価値Ｂは＋１．５で、評価値Ｃが０．０となり、評価値Ａ，Ｂが正の値となるので、前焦線から後焦線に至るすべて遠視性デフォーカスが存在すると判別できるようになる。
　近視が進行した児童は、角度θにおける焦点と後焦線上の非点像が網膜４６を跨いで、その遠視側に位置すると予想できるようになる。角度θは２０°の場合のみならず、θ＝１０°，３０°，４０°について演算し、１つの角度θで遠視性の後焦点が存在すると判別された場合は、他の角度θについて演算を行わなくとも、近視進行傾向にあると判別できる。具体的には、図３に示したような網膜４６の遠視側に焦点位置が存在し、近視進行傾向にある被検眼球２である旨を予測できるようになる。
　また、正視の被検眼球２に関しては、眼軸線Ｌ上の焦点の屈折度数BFR０が０．０［Ｄ］で、角度θ＝２０°における最も焦点が合っている位置のＰＳＦ像の屈折度数BFRθが－１．０［Ｄ］で、前焦線上の非点像の屈折度数AFLRθが０．０で、後焦線上の非点像の屈折度数PFLRθが－２．０である場合に、評価値Ａは０．０で、評価値Ｂは－１．０で、評価値Ｃが－２．０となり、評価値Ｂ，Ｃが負の値となるので、遠視性デフォーカスは存在しないと判別できるようになる。
　近視が進行していない児童は、角度θにおける前焦線と後焦線が網膜４６を跨ぐことなく、網膜４６の近視側に位置すると予想できるようになる。具体的には、図４に示したような網膜４６の近視側に焦点及び前焦線上の非点像が存在し、近視進行傾向には無い被検眼球２である旨を予測できるようになる。
　上述のステップＳＴ５で制御部２３は”被検眼球２に近視の進行が無い”と判別した合は、ステップＳＴ６で制御部２３は「加入度数の導入治療から除外する」旨が表示部２４に表示される。
　ステップＳＴ５で制御部２３は”被検眼球２に近視の進行が有る”と判別した場合は、ステップＳＴ７で制御部２３は「加入度数の導入処方を適用する」旨が表示部２４に表示される。例えば、データ解析装置２０では、角度θにおける測定光の焦点位置の点像のぼやけ具合の解析結果から、近視進行抑制用の加入度数を導入した眼鏡又はコンタクトレンズによる治療が処方される。
　このステップＳＴ７で、進行しうる近視が治療で抑制できるかどうかの判定や、進行しうる近視を周辺部にどれくらいの度数の屈折矯正を加入することで治療できるか等の判定を行ってもよい。例えば、眼鏡又はコンタクトレンズにおいて、角度θにおける網膜４６の外側の後焦点を近視（眼内）側に引き戻すための加入度数を遠方光学部（近視矯正レンズ）の周囲に設定する。
　上述した－０．３［Ｄ］の近視の児童に対して、近視進行抑制用のコンタクトレンズを処方する場合、－０．３［Ｄ］の遠方光学部（凹レンズ）の周囲に＋３°程度の近方光学部（凸レンズ）を設定する。この凸レンズは、角度θにおける網膜４６の外側の後焦点を近視側に引き戻すためのもので、遠近両用のものとは機能が異なっている。
　このように、第１の実施形態としての近視進行診断装置１００によれば、角度θを成す方向の網膜４６から反射される光を受光して得た眼底の周辺視野における光学データＤ１７を解析するデータ解析装置２０を備え、データ解析装置２０が角度θにおける測定光の焦点の位置及び当該焦点の前後の位置のＰＳＦ特性に基づいて被検眼球２の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するようになる。
　この構成によって、被検眼球２の近視の進行を判別（予想）できるので、小児の近視が今後進行するかどうかの判定を含めて、眼軸長の変化が著しい学童期の軸性近視や、本来近視の進行が止まるとされる成人において、引き続き進行し続ける屈折性近視の進行を容易に診断できるようになる。これにより、個々の小児の基礎データに基づくコンタクトレンズや眼鏡の処方が可能となる。近視の進行段階にある児童等の眼に合った眼鏡やコンタクトレンズを提供できるようになる。
　また、近視進行診断装置１００によれば、定期的に近視進行判別を行って周辺視野での光学データＤ１７の変化をモニターしながら適宜屈折矯正を行うといった、近視進行の予防・抑制に役立てることができる。これにより、一定期間の治療後に行われる効果判定において、その治療基準を明確にできるようになる。
　また、近視進行判別方法によれば、眼底の周辺視野の光学特性において、前焦線及び後焦線の屈折を考慮し、ステップＳＴ４で角度θにおける測定光の焦点位置の点像のぼやけ具合のＭＴＦ解析によって、当該測定光の焦点位置の点像のぼやけが大きい被検眼球２は本介入試験では治療できない除外群になるか、本介入試験で治療が可能かを鑑別（分類）できるようになる。
　なお、図１３Ａ～図１３Ｇには、被検者１が眼内レンズ（Intraocular lens：ＩＯＬ）眼である場合であって、角度θ＝－２０～４０°におけるベストフォーカス時の７個のＰＳＦ像を示している。ＩＯＬ眼（眼内レンズ眼）は白内障手術で水晶体４２を摘出し、代わりに人工の水晶体を挿入する（埋め込む）方法（レーシック等）が施されたものである。ＩＯＬ眼によれば大きな収差成分の原因で周辺にしっかり焦点ができなくなる。近視進行の第二の要素になりうる。
　また、図１４にはＩＯＬ眼のＭＴＦ特性例を示している。縦軸は人工レンズ（ＩＯＬ眼）のＭＴＦであり、横軸は測定光照射時に設定された角度θであり、θ＝－２０～４０°である。図中の実線はＩＯＬ眼のＭＴＦ特性である。ＩＯＬ眼のＭＴＦ特性は、水晶体眼のＭＴＦ特性に比べて平坦な特性となっている。
　この例では、水晶体眼のＰＳＦ像よりも、全体的にＩＯＬ眼のＰＳＦ像の方がその像径が大きくなっている。ＩＯＬ眼では有意にＭＴＦが劣化していることが分かる。上述の収差成分も、光学データＤ１７をＭＴＦ解析することで鑑別が可能となる。過去の報告でＩＯＬ眼は近視が進行することから、本発明の判別方法を導入することが、介入試験に無効な除外すべき例を鑑別する方法として有効となる。
　また、上述の実施の形態では、被検者１の頭部を検査機器のあご台に固定して、非検査眼で固視票５４を固視した状態下で、光学データ取得部１０を軌道５３に沿って角度θ（光軸）だけ変位させる場合について説明したが、これに限られるものではない。例えば、光学データ取得部１０を児童の被測定眼で固視させ、当該光学データ取得部１０の内部の点光源や、ハーフミラー、ＣＣＤ等を搭載した光学系をステージ等に搭載する。
　そして、被検者１とデータ取得部本体とが固定された固定座標系に対して光学系を回転座標系に独立して固定し、当該回転座標系でステージ等を角度θ（光軸）だけ変位させる方法を採ってもよい。もちろん、光学系の光軸に反射鏡を配置し、当該反射鏡を回転駆動して角度θ（光軸）を変位させる方法を採ってもよい。これらの構成によっても、角度θにおける前焦線及び後焦線を含めた正確な光学データＤ１７を取得できるようになる。
　なお、今回、被検者１に関して児童の場合について説明したが、これに限らず、成人期での近視進行例でも応用しても同様な効果が得られることは言うまでもない。また、本発明に係る近視進行診断装置１００（近視進行診断システム）では、データ解析装置２０から得られた遠視度数から近視抑制に必要な矯正度数を測定できるようになる（ステップＳＴ７参照）。このように、近視になり始めると眼軸長Ｌｘが後方に延びて眼球形状が歪むが、被検眼球２の水晶体４２の略中心頂点と黄斑４５とを結ぶ眼軸線Ｌに対して角度θを成す方向の周辺網膜を跨いだ外側の位置から当該周辺網膜の内側（眼内）へ遠視性の後焦点を引き戻すことで、近視の進行を抑制できるようになる（以下で、近視進行抑制理論という）。
　＜近視進行抑制用のコンタクトレンズ＞　
　図１５のＡ及びＢに示す第２の実施形態としての近視進行抑制用のコンタクトレンズ２００は、コンタクトレンズの一例を構成し、近視進行抑制用の屈折度数が設定された後焦点制御部（以下で後焦点コントロールエリア６３という）を、遠用光学部６２の周辺領域に設けたものである。本発明に係るコンタクトレンズ２００は次の設計根拠による。
　上述した近視進行抑制理論によって、眼軸長Ｌｘの延長による視力進行は周辺視となる角膜周辺部から眼内に入射し、網膜周辺部に前焦点と後焦点を出現させ、その後焦点が網膜より後ろに結ぶことが原因であることが分かった。その後焦点は網膜曲率の違いによって網膜からの焦点の距離が異なるため、その網膜曲率に応じた後焦点制御領域をレンズ本体部６１に設け、後焦点を網膜前方に結ぶような屈折度数を後焦点コントロールエリア６３に設定してコンタクトレンズを設計したものである。
　この例では、近視進行診断装置１００で計算した光学データＤ１７を基づいて前焦線と後焦線に注目し、被検眼球２の近視進行の抑制を目的としたソフトコンタクトレンズを提供するものである。図１５のＡにおいて、コンタクトレンズ２００は中央部が凹状に窪んでその周りが凸状に盛り上がったお椀形のレンズ本体部６１を有している。レンズ本体部６１の材質は従来からソフトコンタクトレンズを構成する部材が使用できる。
　Ｄφ1は図１５のＢに示すレンズ本体部６１のレンズ径であり、角膜４１（約１２ｍｍ程度）を覆うため、それ以上の大きさとし、Ｄφ１＝１４．０ｍｍ前後である。レンズ本体部６１には度数設定領域Ｉ（付加領域：ＡＤＤ）が設けられている。度数設定領域Ｉの直径Ｄφ２は、図１６に示す瞳孔径Ｄφ３が平均して４．６ｍｍであることから、７．０ｍｍ程度に設定されている。図１６には角膜４１上にコンタクトレンズ２００を装着した例を示している。なお、度数設定領域Ｉは、遠用光学部６２及び後焦点コントロールエリア６３から構成されている。
　遠用光学部６２はレンズ本体部６１の中心領域に設けられ、近視矯正用の所定のマイナス度数の凹レンズが配置される。遠用光学部６２の幅はＯＺで示され、正面視時、レンズ中心部に設計され、遠用光学部６２の幅ＯＺは概ね２．５ｍｍ程度に設定される。幅Ｄｚ＝２．５ｍｍとする理由は、錐体細胞が密に分布する黄斑４５の周辺に結像させることが第１の目的である。
　更に、黄斑４５の周辺であっても結像が網膜４６の後ろとなる影響の少ない光の入射角度とするのが第２の目的である。この例では度数設定領域Ｉから遠用光学部６２の幅ＯＺの面積領域を差し引いた残りの領域を後焦点コントロールエリア６３と称している。後焦点コントロールエリア６３の度数は、近視眼の度数や見え方に左右されず、網膜曲率と近視進行抑制理論のために作成された計算式に基づき決定される。
　上述の度数設定領域Ｉの直径Ｄφ２＝７．０mmとする更なる理由は、黄斑４５の周辺よりもさらに周辺部の網膜４６の外側への結像を網膜４６の手前となるよう行う凸レンズの加入度数を設けるために、後焦点コントロールエリア６３を角度３０°以内（図１６参照）に設定し、この角度３０°で眼内に入射する光をコントロールするためである。角度３０°は、図１６に示す被検眼球２の水晶体４２の略中心頂点と黄斑４５とを結ぶ眼軸線Ｌを角度０°とし、これを基準にして、角度１２°をピッチで角度１２°、２４°、３６°、４８°及び６０°で測定光を照射した際に選択されたものである。
　後焦点コントロールエリア６３は遠用光学部６２の周囲に設けられる。後焦点コントロールエリア６３は近視進行抑制用の所定のプラス度数の凸レンズが配置され、被検眼球２の瞳孔４３の略中心（水晶体４２の略中心頂点）と黄斑４５とを結ぶ眼軸線Ｌに対して角度θを成す方向の周辺網膜を跨いだ外側の位置から当該周辺網膜の内側（眼内）へ遠視性の後焦点を引き戻すようになされる。
　コンタクトレンズ２００は後焦点コントロールエリア６３の屈折度数に関して、被検眼球２の黄斑４５を含む網膜４６の内面形状を眼底曲率半径で表したとき、眼底曲率半径が最も小さい網膜眼と眼底曲率半径が最も大きい網膜眼とを平均して得た眼底曲率半径が平均の網膜眼を基準にして、平均の網膜眼よりも被検眼球の眼底曲率半径が大きい網膜眼である場合は、平均の網膜眼の屈折度数よりも弱い屈折度数が設定され、平均の網膜眼よりも被検眼球の眼底曲率半径が小さい網膜眼である場合は、平均の網膜眼の屈折度数よりも強い屈折度数が設定されるものである。
　この例では、度数設定領域Ｉの外側の領域は度数を持たない領域とされ、度数を持たない領域と、度数が設定された領域との間がゆるやかなジャンクション（接続部位；境界部位）となされている。急激な形状や度数の変化は、視界の周辺部にて像のジャンプや歪み等を発生させるためである。この例では、レンズ先端(最外側)までを段階的に変化させるゾーン(移行ゾーン)を持つデザインとなっている。
　上述した近視進行抑制用のコンタクトレンズ２００は、被検眼球２の周辺視野の光学特性の基礎データと、計算式とに基づき、製造することが可能となる。例えば、コンタクトレンズ２００において、中心に遠用光学部６２の近視度数を配置し、その周辺部に計算式により得られた後焦点コントロールエリア６３を配置する。
　遠用光学部６２の幅ＯＺ(面積)を余り広く設けると、この遠用光学部６２から眼内に入射した光が網膜周辺部に多く届いてしまう。この光が網膜周辺部に届くことを防止するために、遠用光学部６２の幅ＯＺを可能な限り狭く(小さく)することが望ましい。
　幅ＯＺも計算式によって算出されたデータを基づいて設計するようになされる。このように遠用光学部６２の遠方視力用の屈折度数が入っている面積が従来の視力補正用のコンタクトレンズに比べて著しく小さいことが本発明の特徴となっている。
　上述のコンタクトレンズ２００をソフトコンタクトレンズとする理由は、瞬目(瞬き)によってレンズ本体部６１が角膜４１上で大きく動くと、ハロやグレアによって、コントラスト等の見え方の質が低下するため、動きの小さいレンズであることが必要であるためである。ここに、ハロとは光輪症と訳される後遺症をいい、光を見ると光の周りに輪のような光が見える症状を伴う。光の種類によっては、光自体が丸くぼやけて見える場合もある。いずれにせよ、本来の光より大きいので、眩しく感じる。また、グレアとは光輝症と訳される後遺症をいい、光が本来よりもぎらぎらと強く、眩しく見える症状を伴う。「にじんで見える」と言う人もいる。
　このように、第２の実施形態としてのコンタクトレンズ２００によれば、近視進行抑制用の屈折度数が設定されて遠用光学部６２の周辺領域に設けられた後焦点コントロールエリア６３を備え、被検眼球２の角度θを成す方向の周辺網膜を跨いだ外側の位置から当該周辺網膜の内側（眼内）へ遠視性の後焦点を引き戻すようになされる。
　この構成によって、遠近両用レンズの目的である近方の見え方に依存されることなく、又は、近方の見え方に依存することなく、近視状態の被検眼球２に関してそれ以降の近視の進行を抑制できるようになる。本発明に係るコンタクトレンズ２００は近視進行抑制を目的としたものであるため、遠方視力においては遠用光学部６２からの光を網膜４６の中心部である黄斑４５に結像するように設計されているが、後焦点コントロールエリア６３の焦点を黄斑４５に結像することを目的としていない。
　従って、後焦点コントロールエリア６３の屈折度数は、近視進行診断装置１００による他覚的検査により決定されるため、遠用光学部６２の見え方が改善される訳ではないことが、視力補正用を目的とした既存の遠近両用コンタクトレンズとの大きな相違点である。これに対して、既存の視力補正用の遠近両用コンタクトレンズは、自覚的な遠方及び近方の見え方を向上させることを目的とし、かつ、いかに鮮明な像が得られ、ゴーストやグレアが防止されると共に、像のジャンプを生じさせないことを目的として遠用光学部６２’及び近用光学部６３’が設計されている（図３０参照）。
　本発明のコンタクトレンズ２００は、網膜４６の中心部である黄斑４５以外の周辺網膜への結像を網膜４６の手前に移動させるための設計であり、その後焦点コントロールエリア６３の屈折度数の設定は、角膜４１に入射する角度（θ＝３０°）によって決定されるところに大きな違いがある。
　また、遠用光学部６２以外の周辺の度数において、既存の視力補正用及び遠近両用コンタクトレンズは、個人差に応じた度数を処方しなければならない。しかし、ヒトの眼球には平均的な大きさがあるため、その平均的な眼球の大きさに基づいて何タイプかの度数設計を行うことで、仕様を確定させることが可能である。そうすれば製造の簡素化にも繋がるというメリットがある。ソフトコンタクトレンズは、例えば、遠用光学部６２の凹状のレンズ、後焦点コントロールエリア６３の凸レンズ及びその周囲領域を一体的に象った金型に、レンズ樹脂素材を注入して射出金型成形することで得られる。
　上述したコンタクトレンズ２００は、一般的な視力補正用のコンタクトレンズとは全く異なるものであり、後焦点コントロールエリア６３に設ける度数においては、中心に設ける遠用光学部６２の度数とは一切関係がなく、また、使用者の必要とする矯正度数ともいっさい関係しないものである。あくまでも、網膜曲率の違いによって決定されることを特徴とする。従って、同じ近視度数を持ち、同じ調節力を持つ眼でも、網膜曲率が違う場合、レンズ本体部６１に設置する後焦点コントロールエリア６３の度数は異なることを特徴としている。このため、後焦点コントロールエリア６３の度数によって近方の見え方が改善されることを目的としていない。
　加えて、一般的な遠近両用のコンタクトレンズのように、瞬きや視線の変更や移動によって角膜４１上のレンズ本体部６１を動かすことで加入度数の異なる場所に視軸を移動させて近方を見せるものではないことも他の視力補正用のコンタクトレンズとは異なる特徴である。このため、瞬きや視線の変更によって角膜４１上でレンズ本体部６１が動かないように工夫されている点も特徴となっている。
　また、本発明に係るコンタクトレンズは近視抑制用のコンタクトレンズであるため、正面視時の遠用光学部６２においても、近視進行抑制理論に基づき、黄斑４５の周辺での後焦点が網膜４６の後ろとなる影響の少ない最低限の角度とするため、一般的な視力補正用のコンタクトレンズに比べて遠用光学部６２が著しく狭いことも特徴となっている。
　また、後焦点コントロールエリア６３に設ける度数においては、近視進行抑制理論に基づき決定されたものでなければならない。もしも、安易に決められた加入度数であると、後焦点を網膜手前に移動させることができず、近視の進行抑制という目的を発揮できない。
　＜コンタクトレンズの選定方法＞
　続いて、実施例としての近視進行抑制用のレンズの選定例について説明する。これに先立って、まず、図１７～図２３を参照して、近視眼の矯正及びタイプ別のコンタクトレンズ２００について説明する。
　図１７は、網膜４６の中心である黄斑４５からの角度と視力との関係をグラフに示したものである。図１７において、縦軸は視力の相対値であり、視力０．０２５～１．０を示している。横軸は中心窩（黄斑４５）からの度数（角度）であり、眼軸線Ｌの黄斑４５の位置が０°である。鼻側が度数０°～７０°で耳側が度数０°～６０°である。
　図１７に示す視力と度数との関係例によれば、度数０°付近で最も視力が最高値を示している。中心窩を外れると錐体細胞の密度が急激に低下するので、視力も低下する。図中の度数１４°～１８°付近の斜線は盲点を示している。この盲点を境界にして像が認識できなくなる。換言すると、周辺網膜上で焦点を結んでも像として認識されなくなる。この現象を本発明のコンタクトレンズ２００に応用するものである。
　すなわち、本発明のコンタクトレンズ２００は近視抑制を目的としたものであるため、遠方視力においては遠用光学部６２からの光を錐体細胞が密に分布する黄斑４５の周辺に結像するように設計される。しかし、コンタクトレンズ２００は広い視野を確保するための光学エリアを設計の目的としていない。その理由として、図１７に示したように、視力は黄斑４５の中心窩における中心視力（central vision）が最も良く、中心から外れると視力は急激に低下することによる。
　視野の中では、中心視力が最も鋭敏で周辺網膜ほど悪く、中心視力１．０のとき、視線が度数（角度）２°ずれると０．４、度数５°ずれると０．１程度まで視力が低下することが知られている。このことから、本発明に係るコンタクトレンズ２００において、その中心に設ける遠用光学部６２の加入度数（光学）エリアを幅ＯＺ＝２．５ｍｍとした場合、対象とする物を見た際、概ね度数１０°の視野が確保できるようになる。つまり、必要とする視力を得るための視野は２．５ｍｍで十分確保できていることになる。
　ところで、図１８に示す近視眼の矯正例（その１）によれば、近視は焦点ｆが網膜４６の中心部である黄斑４５の手前にある状態である。この近視の状態では、角膜４１の周辺部から眼内に入射し、網膜周辺部に出現する前焦点ａと後焦点ｂは共に網膜４６の手前に結ぶが、これを矯正し、網膜４６の中心部の黄斑４５に結像するように焦点ｆをｆ’に移動させた場合、前焦点ａはａ’に移動し、後焦点ｂはｂ’へと移動する。その結果、後焦点ｂ’は網膜４６よりも後ろに結ぶことになる。
　この例で、眼内への光の入射角（角度θ；実際は立体角）によって、一点鎖線で示す前焦等線Ｔと破線で示す後焦等線Ｓが生じる。ここに前焦等線Ｔとは角度θ毎に得られる前焦線上で等しいＰＳＦ特性を有する非焦点を順に繋いで弧状に描いたものをいう。後焦等線Ｓとは、角度θ毎に得られる後焦線上で等しいＰＳＦ特性を有する非焦点を順に繋いで弧状に描いたものをいう。後焦等線Ｓ及び前焦等線Ｔの各々の弧の最低点は、眼軸線Ｌ上をスライドして黄斑４５の位置に移動する。図中、ｒｓは後焦等線Ｓの半径であり、眼軸線上の原点Ｏｘから後焦等線Ｓに至る長さである。
　近視の進行度合いは、被検眼球２の眼底曲率の形状、例えば、眼底曲率半径ｒｘの大きさの違いによって把握することができる。図中では、ｘ＝ａ，ｂ，ｃで示すｒｘは、近視眼の眼底曲率半径であり、眼軸線上の原点Ｏｘから網膜４６に至る長さである。後焦等線Ｓの位置と網膜４６の位置との間の距離を見出すことで、近視の進行度合いが分かる。この近視の進行を抑制するためには、近視矯正後の近視眼の網膜４６の手前に後焦等線Ｓを移動させればよい。このためには遠用光学部６２の周辺部に遠視矯正とは全く無関係な度数の後焦点コントロールエリア６３を設ければよい。
　また、図１９に示す近視眼の矯正例（その２）によれば、図１８に示した近視眼の眼底曲率半径ｒｘに比べて、眼底曲率半径ｒａが大きい（緩い）網膜４６の場合である。眼底曲率半径ｒａは、眼軸線上の原点Ｏａから網膜４６に至る長さである。この場合は、移動した前焦点ａ’及び後焦点ｂ’が共に網膜４６の手前に移動するようになるので、近視進行抑制用の後焦点コントロールエリア６３の処方がほとんど必要ない症例である。この症例によれば、軽度な度数の凸レンズを後焦点コントロールエリア６３に設定した場合であっても、後焦等線Ｓは網膜４６の手前に容易に移動させることができる。
　これに対して、図２０に示す近視眼の矯正例（その３）によれば、図１８に示した近視眼の眼底曲率半径ｒｘに比べて、眼底曲率半径ｒｃが小さい網膜４６の場合である。眼底曲率半径ｒｃは、眼軸線上の原点Ｏｃから網膜４６に至る長さである。この場合は、移動した後焦点ｂ’はさらに網膜４６よりも後ろ遠方に移動することになるので、近視進行抑制用の後焦点コントロールエリア６３の処方が必須となる症例である。この症例によれば、後焦等線Ｓを網膜４６の手前（眼内）へ引き戻すために、強度な度数の凸レンズを後焦点コントロールエリア６３に設定する必要がある。
　ここで、近視進行抑制用の後焦点コントロールエリア６３に関して、軽い度数の凸レンズを設定（挿入）する処方をタイプＴａとし、タイプＴａよりも強い度数の凸レンズを設定する処方をタイプＴｂとし、更に、これよりも強い度数の凸レンズを設定する処方をタイプＴｃとする。例えば、タイプＴａの屈折度数は＋１、タイプＴｂの屈折度数は＋３、タイプＴｂの屈折度数は＋５等のように設定する。
　この例では、近視進行診断装置１００から得られる被検眼球２の眼底曲率半径ｒｘがわかれば、タイプＴａ、タイプＴｂ、あるいは、タイプＴｃの後焦点コントロールエリア６３のどれが適しているかを判別できるようになる。図２１に示すタイプＴａのコンタクトレンズ２００の処方例によれば、近視の矯正により網膜周辺部に発生した後焦等線Ｓが網膜４６の直ぐ前にあり、後焦等線Ｓと網膜４６との間の距離が近く、図１８に示した近視眼の眼底曲率半径ｒｘに比べて眼底曲率半径ｒａの大きい（緩い）網膜眼の場合である。
　この場合は、網膜周辺部においても矯正後の後焦点ｂによる影響は少ないため、後焦点コントロールエリア６３に設ける屈折度数は、極軽度な度数でも後焦等線Ｓを網膜４６の前方に移動させることができる。従って、タイプＴａのコンタクトレンズ２００を処方する。この例では処方が必要としない症例でもある。
　次に、図２２に示すタイプＴｂのコンタクトレンズ２００の処方例によれば、近視の矯正により網膜周辺部に発生した後焦等線Ｓが網膜４６の直ぐ後ろにあり、後焦等線Ｓと網膜４６との間の距離が近く、図１８に示した近視眼の眼底曲率半径ｒｘと眼底曲率半径ｒｂとがほぼ等しい網膜眼、すなわち、眼底曲率形状が平均的な網膜眼の場合である。この場合は、後焦点コントロールエリア６３に設ける屈折度数は、眼底曲率半径ｒａの大きい網膜眼よりも強い度数を設定することで後焦等線Ｓを網膜４６の前方に移動させることができる。従って、タイプＴｂのコンタクトレンズ２００を処方する。
　最後に、図２３に示すタイプＴｃのコンタクトレンズ２００の処方例によれば、近視の矯正により網膜周辺部に発生した後焦等線Ｓが網膜４６からより遠くに離れた位置にあり、後焦等線Ｓと網膜４６との間の距離が遠く、図１８に示した近視眼の眼底曲率半径ｒｘに比べて、眼底曲率半径ｒｃが小さい（きつい）網膜眼の場合である。この場合は、後焦点コントロールエリア６３に設ける屈折度数は、眼底曲率半径ｒａの大きい網膜眼よりも更に強い度数を設定することで後焦等線Ｓを網膜４６の前方に移動させることができる。従って、タイプＴｃのコンタクトレンズ２００を処方する。
　続いて、図２１～図２９Ｄを参照して、コンタクトレンズ２００の幾つかの処方例について説明をする。これらの処方例では、被検眼球２の視力に対応した近視矯正用の屈折度数をレンズ本体部６１の中心領域に設定して遠用光学部６２とし、遠用光学部６２の周囲領域にタイプＴａ～Ｔｃの中から選定される１つの近視進行抑制用の屈折度数が設定されて後焦点コントロールエリア６３とした複数のコンタクトレンズ２００が予め作成されており、その中から、被検眼球２に対応した最適な１つのコンタクトレンズ２００を処方する場合を前提とする。
　第１実施例では、平準化された後焦等線Ｓを基準にして被検眼球２の眼底曲率形状がその内側にあるか外側に有るかに基づいて後焦点コントロールエリア６３のタイプＴａ～Ｔｃを設定するようにした。この設定のために、被検眼球２の黄斑４５を含む網膜４６の内面形状を眼底曲率半径ｒｘで表したとき、眼底曲率半径ｒｘが最も小さい網膜眼と眼底曲率半径ｒｘが最も大きい網膜眼とを平均して、平均の眼底曲率半径ｒｘを有する網膜眼を求め、ここで得られた平均の網膜眼を基準（平準化）とする（図２２）。この例では、平均の網膜眼の後焦等線ＳをタイプＴａ～Ｔｃの選定時の比較基準線とする。後焦等線Ｓは平準化したＳ曲線データＤｓから再生されるものとする。Ｓ曲線データＤｓは半径ｒｓの後焦等線Ｓを描画するための画像データである。
　これらを選定条件にして、例えば、図５に示したステップＳＴ７からコールされて、図２４に示すステップＳＴ７１で制御部２３は被検眼球２の遠用光学部６２の屈折度数Ｒｘ、眼底形状データＤIN及びＳ曲線データＤｓを入力する。屈折度数Ｒｘ、眼底形状データＤIN及びＳ曲線データＤｓは例えば、メモリ部３４から読み出して演算部３１や判別部３２に入力される。
　次に、ステップＳＴ７２で制御部２３は被検眼球２の眼底曲率半径ｒｘを計算する。例えば、演算部３１は被検眼球２の水晶体４２の略中心頂点（図２参照）と黄斑４５とを結ぶ眼軸線Ｌの左右の網膜４６の周辺内面に少なくとも２点以上の測定点（対称位置）ｐ１～ｐ３を設定し、被検眼球２で測定点ｐ１～ｐ５に至る深度を測定して得た眼軸長Ｌ１等及び各測定点ｐ１～ｐ５の深度の情報から眼底曲率半径ｒｘを演算する。眼底曲率半径ｒｘは、図２５Ａに示す弧長がＬａで、矢高がｈの円弧（眼底曲率）を求め、既知の円弧をパラメータにして重ね合わせ、両者が一致したときの既知の円弧の半径ｒｘ’を読み取ることで得られる。
　次に、ステップＳＴ７３で制御部２３は被検眼球２の後焦点コントロールエリア６３の屈折度数のタイプがＴａか又はＴａ以外であるかを判別する。このとき、判別部３２によって、半径ｒｓの後焦等線Ｓと被検眼球２の眼底曲率半径ｒｘとが比較される。この比較についてはパターン認識による方法を採ってもよい。
　この例で、図２１に示したような平均の網膜眼の後焦等線Ｓの半径ｒｓよりも被検眼球２の眼底曲率半径ｒａが大きい網膜眼である場合（図２５Ｂに示す緩い曲率）は、判別部３２は眼底曲率半径ｒａのタイプがＴａであると判別するので、ステップＳＴ７４に移行する。ステップＳＴ７４で制御部２３は屈折度数Ｒｘ＋タイプＴａのコンタクトレンズを処方する旨の表示制御を行う。
　表示部２４はデータ入出力部３３から表示データＤ２４を入力し、当該表示データＤ２４に基づいて「遠用光学部６２の屈折度数Ｒｘ＋後焦点コントロールエリア６３の屈折度数がタイプＴａである。」旨の表示を行う。これにより、平均の網膜眼の屈折度数よりも弱い屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を自動選定（処方）できるようになる。
　上述のステップＳＴ７３で被検眼球２の後焦点コントロールエリア６３の屈折度数のタイプがＴａ以外である場合は、ステップＳＴ７５に移行して制御部２３は被検眼球２の眼底曲率半径ｒｘの後焦点コントロールエリア６３のタイプがＴｂ又はＴｃであるかを判別する。このとき、後焦等線Ｓの半径ｒｓと被検眼球２の眼底曲率半径ｒｘとを比較した結果、図２２に示したように後焦等線Ｓの半径ｒｓと眼底曲率半径ｒｘとがほぼ等しい場合（図２５Ｂに示す平均的な曲率）は、判別部３２は、眼底曲率半径ｒｂのタイプがＴｂであると判定するので、ステップＳＴ７６に移行する。ステップＳＴ７６で制御部２３は屈折度数Ｒｘ＋タイプＴｂのコンタクトレンズ２００を処方する旨の表示制御を行う。
　表示部２４は表示データＤ２４に基づいて「遠用光学部６２の屈折度数Ｒｘ＋後焦点コントロールエリア６３の屈折度数がタイプＴｂである」旨の表示を行う。これにより、平均の網膜眼の屈折度数とほぼ等しい屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を自動選定（処方）できるようになる。
　また、上述のステップＳＴ７５で後焦等線Ｓの半径ｒｓよりも被検眼球２の眼底曲率半径ｒｘが小さい網膜眼である場合（図２５Ｂに示すきつい曲率）は、判別部３２は被検眼球２の眼底曲率半径ｒｃの後焦点コントロールエリア６３のタイプがＴｃであると判別するので、ステップＳＴ７７に移行する。ステップＳＴ７７で制御部２３は屈折度数Ｒｘ＋タイプＴｃのコンタクトレンズ２００を処方する旨の表示制御を行う。
　表示部２４は表示データＤ２４に基づいて「遠用光学部６２の屈折度数Ｒｘ＋後焦点コントロールエリア６３の屈折度数がタイプＴｃである」旨の表示を行う。これにより、第１実施例では、平均の網膜眼の屈折度数よりも強い屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を簡易に自動選定（処方）できるようになる。その後、図５に示したステップＳＴ７にリターンする。
　第２実施例では、図２６に示す被検眼球２の眼内断面図において、角度θ、例えば、θ＝４０°（θmax）の光軸線上に存在する後焦線上の非焦点（以下単に後焦点ｂ’という）の位置ＲＦｐを示す光学データＤ１７（図２参照）及び、網膜４６の位置Ｍｐを示す光学データＤ１７に基づいて後焦点コントロールエリア６３のタイプＴａ～Ｔｃを決定する場合を例に挙げる。この例では、角度θ＝４０°が後焦点ｂ’の位置ＲＦｐと網膜４６の位置Ｍｐとの間の差が大きく出現する部分である。
　例えば、角度θ＝４０°の光軸線上の網膜４６の内側に後焦点ｂ’（図１９参照）が位置する場合は、タイプＴａとし、その外側に後焦点ｂ’が位置する場合は、網膜４６の位置Ｍｐに対する後焦点ｂ’の離間度合いに基づいて残りのタイプＴｂ，Ｔｃを決定する。もちろん、角度θはθmax＝４０°に限られることはなく、θ＜４０°以下の場合を抽出してそのタイプＴａ～Ｔｃの判別を行ってもよい。
　これらを選定条件にして、例えば、図５に示したステップＳＴ７からコールされて、図２７に示すステップＳＴ７１’で遠用光学部６２の屈折度数Ｒｘ及び、角度θ＝４０°の後焦点ｂ’の位置ＲＦｐ及び網膜４６の位置Ｍｐを示す光学データＤ１７を入力する。位置ＲＦｐ及び位置Ｍｐのデータは光学データＤ１７から得られ、例えば、水晶体４２の表面頂点部位から位置ＲＦｐや位置Ｍｐ等に至る光軸長さ（深度）を示す情報である。ここに当該表面頂点部位から位置ＲＦｐに至る光軸長さを深度Ｌｒとし、当該表面頂点部位から位置Ｍｐに至る光軸長さを深度Ｌｍとする（図２６参照）。
　次に、ステップＳＴ７２’で制御部２３では、演算部３１が深度差Δｄ＝Ｌｒ－Ｌｍを演算する。ここに、深度差Δｄとは、角度θにおける網膜４６の位置Ｍｐと後焦点ｂ’の位置ＲＦｐとの間の差分の距離をいう。
　次に、ステップＳＴ７３’で制御部２３は被検眼球２の後焦点コントロールエリア６３の屈折度数のタイプをＴａとするか又はＴａ以外とするかを判別する。このとき、判別部３２は深度差Δｄがプラス（＋）となるか、マイナス（－）となるかを判別し、制御部２３が制御を分岐する。ここに深度差Δｄがプラス（＋）となる場合は網膜４６の外側に後焦点ｂ’が存在し、深度差Δｄがマイナスとなる場合は、網膜４６の外側には後焦点ｂ’が存在しない場合である。
　この例で、図２１に示したように、平均の網膜眼の後焦等線Ｓよりも被検眼球２の眼底曲率半径ｒｘが大きい網膜眼である場合、すなわち、深度差Δｄがマイナスとなる場合は、網膜４６の外側には後焦点ｂ’が存在しないと判別されるので、ステップＳＴ７４’に移行する。ステップＳＴ７４’で制御部２３は屈折度数Ｒｘ＋タイプＴａのコンタクトレンズを処方する旨の表示制御を行う。
　表示部２４はデータ入出力部３３から表示データＤ２４を入力し、当該表示データＤ２４に基づいて「遠用光学部６２の屈折度数Ｒｘ＋後焦点コントロールエリア６３の屈折度数がタイプＴａである。」旨の表示を行う。これにより、平均の網膜眼の屈折度数よりも弱い屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を自動選定（処方）できるようになる。
　また、上述のステップＳＴ７３’で深度差Δｄがプラス（＋）となる場合は、ステップＳＴ７５’で制御部２３は後焦点コントロールエリア６３の屈折度数ＲθのタイプをＴｂ又はＴｃとするかを判別する。この例では、深度差Δｄがプラスとなる場合、網膜４６の外側に後焦点ｂ’が存在するが、更に、平均の網膜眼の深度差Δｄの１／２の値を基準（閾値Δｄth）にして判別を行う。
　例えば、被検眼球２の深度差Δｄと閾値Δｄthとを比較し、閾値Δｄthよりも小さい場合はタイプＴｂとし、その深度差Δｄが閾値Δｄthよりも大きい場合はタイプＴｃとする。閾値Δｄthは平均の網膜眼の深度差Δｄとして設定するものであり、角度θ＝４０°の光軸線上において、深度差Δｄが最も小さい網膜眼と深度差Δｄが最も大きい網膜眼とを平均して求めたものである。（図２６参照）。
　この例で、図２２に示したように、平均の網膜眼と被検眼球２の眼底曲率半径ｒｘとがほぼ等しい場合、すなわち、被検眼球２の深度差Δｄと閾値Δｄthとを比較したとき、後焦点ｂ’は、網膜４６の外側に位置するものの、後焦点ｂ’の位置ＲＦｐと網膜４６の位置Ｍｐとがほぼ同じ位置で測定される。この場合は、後焦点コントロールエリア６３の屈折度数ＲθのタイプはＴｂであると判別されるので、ステップＳＴ７６’に移行する。
　ステップＳＴ７６’で制御部２３は屈折度数Ｒｘ＋タイプＴｂのコンタクトレンズを処方する旨の表示制御を行う。表示部２４は表示データＤ２４に基づいて「遠用光学部６２の屈折度数Ｒｘ＋後焦点コントロールエリア６３の屈折度数がタイプＴｂである。」旨の表示を行う。これにより、平均の網膜眼の屈折度数とほぼ等しい屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を自動選定（処方）できるようになる。
　また、上述のステップＳＴ７５’で深度差Δｄが閾値Δｄthよりも大きい場合は、後焦点コントロールエリア６３のタイプがＣであると判別されるので、ステップＳＴ７７’に移行する。ステップＳＴ７７’で制御部２３は屈折度数Ｒｘ＋タイプＴｃのコンタクトレンズ２００を処方する旨の表示制御を行う。
　表示部２４は表示データＤ２４に基づいて「遠用光学部６２の屈折度数Ｒｘ＋後焦点コントロールエリア６３の屈折度数がタイプＴｃである」旨の表示を行う。これにより、第２実施例では平均の網膜眼の屈折度数よりも強い屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を簡易に自動選定（処方）できるようになる。その後、図５に示したステップＳＴ７にリターンする。
　続いて、図２８Ａ～図２８Ｄを参照して、眼軸長Ｌｘ及び眼底曲率形状からタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃを決定する例について説明する。この例では、近視進行診断装置１００において、光学データ取得部１０の代わるレフラクトメーターや後眼部ＯＣＴ（Optical Coherence　Tomography）等の眼底画像取得装置から得られる眼底形状データＤINに基づいて眼軸長Ｌｘを測定し、その眼軸長Ｌｘと平均的な眼底曲率形状から後焦点コントロールエリア６３のタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃを決定するようにした。
　例えば、図２８Ａに示す被検眼球２が眼軸長Ｌｘ＝２３ｍｍで、図２８Ｄで実線に示すような平均的な眼底曲率形状Ｃ23を有する場合は、タイプＴａを処方する。これにより、平均の網膜眼の屈折度数よりも弱い屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を処方できるようになる。
　また、図２８Ｂに示す被検眼球２が眼軸長Ｌｘ＝２４ｍｍで、図２８Ｄで破線に示すような平均的な眼底曲率形状Ｃ24を有する場合は、タイプＴｂを処方する。これにより、平均の網膜眼の屈折度数とほぼ等しい屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を処方できるようになる。
　更に、図２８Ｃに示す被検眼球２が眼軸長Ｌｘ＝２５ｍｍで、図２８Ｄで二点鎖線に示すような平均的な眼底曲率形状Ｃ25を有する場合は、タイプＴｃを処方する。これにより、平均の網膜眼の屈折度数よりも強い屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を簡易に処方できるようになる。
　このように第１及び第２実施例で説明したような判別方法が採れない場合に、レフラクトメーター等の光学データ取得部から得られる最低限の眼底形状データＤINに基づいて後焦点コントロールエリア６３のタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃを決定できるようになる。
　続いて、図２９Ａ～図２９Ｄを参照して、予測された眼軸長Ｌｘから眼底曲率形状に対応するタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃを決定する例について説明する。図２９Ａに示す平均的な被検眼球２において、眼軸長Ｌｘは２３．０ｍｍ程度であり、角膜４１の直径は１２．０ｍｍ程度である。角膜４１の中央部の厚みは０．５ｍｍ程度であり、その周縁部の厚みは０．７ｍｍ程度である。
　水晶体４２の直径は９．０ｍｍ程度であり、水晶体４２の厚みは３．６ｍｍ程度であり、前房４７の厚みは３．３ｍｍ程度である。ここで、眼軸長Ｌｘの１ｍｍを３．００［Ｄ］とした場合、角膜屈折力は４３．０［Ｄ］となり、水晶体屈折力は２０．０［Ｄ］である。両者を加算すると、合成値が６３．００［Ｄ］となる。この合成値の屈折度数データから例えば水晶体屈折力＝２０．００［Ｄ］を差し引くと、角膜屈折力＝４３．０［Ｄ］が得られ、４３．０［Ｄ］に基づいて眼軸長Ｌｘを予測できるので、この眼軸長Ｌｘに基づいてタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃを決定する。もちろん、角膜屈折力＝４３．０［Ｄ］が既知であればそれを使用する。
　この例では、近視進行診断装置１００において、光学データ取得部１０の代わるレフラクトメーター等から得られる眼底形状データＤINに基づいて角膜屈折力と近視等の屈折度数（近視度数）を示す光学データから眼軸長Ｌｘを予測し、その眼軸長Ｌｘから更に、図２８Ａ～図２８Ｄで説明した眼底曲率形状に対応する後焦点コントロールエリア６３のタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃを決定するようにした。
　例えば、図２９Ａに示す被検眼球２の角膜屈折力が４３．０［Ｄ］である場合は、眼軸長Ｌｘが平均的なＬｘ＝２３ｍｍであると予測できる。従って、図２８Ｄで実線に示したような平均的な眼底曲率形状Ｃ23を有する場合と予測できる。この場合は、タイプＴａを処方する。
　また、図２９Ｂに示す被検眼球２の角膜屈折力が４３．０［Ｄ］であって、近視度数が－３．００［Ｄ］である場合は、眼軸長ＬｘがＬｘ＝２４ｍｍであると予測できる。従って、図２８Ｄで破線に示したような眼底曲率形状Ｃ24を有する場合と予測できる。この場合は、タイプＴｂを処方する。
　更に、図２９Ｃに示す被検眼球２の角膜屈折力が４０．０［Ｄ］である場合は、眼軸長ＬｘがＬｘ＝２５ｍｍであると予測できる。従って、図２８Ｄで二点鎖線に示したような眼底曲率形状Ｃ25を有する場合と予測できる。この場合は、タイプＴｃを処方する。
　これにより、第１及び第２実施例で説明したような判別方法が採れない場合に、レフラクトメーター等から得られる眼底形状データＤINに基づいて後焦点コントロールエリア６３のタイプＴａ，Ｔｂ，Ｔｃを決定できるようになる。
　ここで、図３０及び図３１を参照して、本発明に係る近視進行抑制用のコンタクトレンズ２００と、比較例としての近視進行抑制用の眼鏡レンズ３００とを比較して効果を考察する。図３０に示す眼鏡レンズ３００は、本発明に係る近視進行抑制理論に基づいて設計されたものであり、レンズ本体部６１’に遠用光学部６２’及び近用光学部６３’を有している。眼鏡レンズ３００によれば、正面視時において中心からの光の焦点が黄斑４５の中心にある時は、網膜周辺部での前焦点ａ及び後焦点ｂも網膜４６の手前にあり、何らの問題は発生しない。
　しかし、眼鏡レンズ３００の場合はコンタクトレンズ２００とは異なって、眼球が頭部とは独立した動きを持つ部位であるため、図３１に示すように眼球のみを動かして視線を変えて近方を見た場合、または、たまたま加入度数エリアで近くが見えた場合、レンズ中心部に設けた遠用光学部６２’の領域からの光の焦点が、網膜４６の周辺では、かえって網膜後方、しかも、かなり遠くに移動してしまう。
　このため、眼軸長Ｌｘの延長による近視進行を抑制するという目的を前提とした場合、眼鏡レンズ３００はその効果が得られないばかりか、像の歪みやジャンプなど、見え方に違和感を与え、眼精疲労など、視力的障害を引き起こす可能性があるという問題が懸念される。この点、本発明のコンタクトレンズ２００であると、コンタクトレンズ２００など眼球のみを動かし対象物を変えても絶えず中心に設けた遠用光学部６２からの光が黄斑４５に結像される矯正用具に設計されているので、上述した問題が生じない。
　このように、第１及び第２実施例としてのコンタクトレンズ２００の選定方法によれば、被検者１の眼底曲率形状に対応して複数のコンタクトレンズ２００の中から１つのコンタクトレンズ２００を選定するようになる。
　この構成によって、近視進行状況に見合った最適な屈折度数のコンタクトレンズ２００を選定（処方）できるようになる。これにより、平均の網膜眼よりも眼底曲率半径ｒｘが大きい網膜眼である被検者１に対して、平均の網膜眼の屈折度数よりも弱い屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を容易に処方でき、平均の網膜眼よりも眼底曲率半径ｒｘが小さい網膜眼である被検者１に対して、平均の網膜眼の屈折度数よりも強い屈折度数が設定されたコンタクトレンズ２００を容易に処方できるようになる。
　本発明は、児童及び成人の近視度数の今後の進行の可能性の有無を診断し、その後の治療効果、見通しについて判定し、治療する近視進行診断システム、特に、将来臨床で応用される「小児の近視抑制治療での診断・測定・治療」の中心的なシステムに適用して極めて好適である。
　１０　光学データ取得部
　１３　光照射部
　１４　光検出部
　２０　データ解析装置（データ解析部）
　２４　表示部
　３１　演算部　
　３２　判別部
　６１　レンズ本体部
　６２　遠用光学部
　６３　後焦点コントロールエリア（後焦点制御部）
　１００　近視進行診断装置
　２００　コンタクトレンズ

Claims (9)

  1. 　被検眼球の瞳孔の略中心と黄斑とを結ぶ眼軸線に対して角度θを成す方向の網膜へ測定光を照射する光照射部と、
    　前記網膜から反射される光を受光して眼底の周辺視野における光学データを取得する光検出部と、
    　前記光学データを解析して前記被検眼球の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するデータ解析部とを備える近視進行診断装置。
  2. 　前記データ解析部は、
    　前記角度θにおける光軸線上で最も焦点が合った前記測定光の焦点の位置、前記光軸線上で前記焦点の前側に位置する前焦点の位置、及び、前記光軸線上で前記焦点の後側に位置する後焦点の位置の点像強度分布特性を求める演算部と、
    　前記点像強度分布特性に基づいて前記被検眼球の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別する判別部とを有する請求項１に記載の近視進行診断装置。
  3. 　前記演算部は、
    　前記測定光の焦点の位置の屈折度数、前記前焦点の位置の屈折度数及び、前記後焦点の位置の屈折度数を前記角度θ毎に演算する請求項２に記載の近視進行診断装置。
  4. 　前記演算部は、
    　前記測定光の焦点の位置の屈折度数、前記前焦点の位置の屈折度数及び前記後焦点の位置の屈折度数の各々から前記眼軸線（θ＝０°）における前記測定光の焦点の位置の屈折度数を差し引いた各々の差分を演算し、
    　前記判別部は、
    　前記差分が共に正の値であるか負の値であるかを判別する請求項２に記載の近視進行診断装置。
  5. 　前記測定光の焦点位置の点像、前記前焦点の非点像及び前記後焦点の非点像を前記角度θ毎に表示する表示部を備える請求項３に記載の近視進行診断装置。
  6. 　前記データ解析部は、
    　前記測定光の焦点位置の点像のぼやけ具合を解析して近視進行抑制用の加入度数を導入したコンタクトレンズによる治療が可能か否かを判別する請求項２に記載の近視進行診断装置。
  7. 　被検眼球の近視の進行を診断する近視進行診断装置が、
    　前記被検眼球の瞳孔の略中心と黄斑とを結ぶ眼軸線に対して角度θの方向の網膜へ測定光を照射するステップと、
    　前記網膜から反射される光を受光して眼底の周辺視野における光学データを取得するステップと、
    　前記光学データを解析して前記被検眼球の眼底の周辺視野に遠視性の後焦点が存在するか否かを判別するステップとを実行する近視進行判別方法。
  8. 　請求項７に記載の近視進行判別方法を実行するためのコンピューターが読み取り可能なプログラム。
  9. 　請求項８に記載のコンピューターが読み取り可能なプログラムを記述した記憶媒体。
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