WO2023162809A1 - 光学特性表示装置及び光学特性表示方法 - Google Patents

光学特性表示装置及び光学特性表示方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2023162809A1
WO2023162809A1 PCT/JP2023/005146 JP2023005146W WO2023162809A1 WO 2023162809 A1 WO2023162809 A1 WO 2023162809A1 JP 2023005146 W JP2023005146 W JP 2023005146W WO 2023162809 A1 WO2023162809 A1 WO 2023162809A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
aberration
internal
intraocular
unit
patient
Prior art date
Application number
PCT/JP2023/005146
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
史哉 猪川
睦隆 石原
明宏 原田
Original Assignee
株式会社トプコン
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社トプコン filed Critical 株式会社トプコン
Publication of WO2023162809A1 publication Critical patent/WO2023162809A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/103—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining refraction, e.g. refractometers, skiascopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/107—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining the shape or measuring the curvature of the cornea

Definitions

  • the present invention relates to an optical characteristic display device and an optical characteristic display method for displaying the optical characteristic of a patient's eye on a monitor based on the aberration of the patient's eye.
  • An ophthalmologic apparatus acquires a Hartmann image of a patient's eye by imaging light returning from the fundus of the patient's eye using a wavefront sensor (see Patent Documents 1 to 3).
  • This ophthalmic apparatus analyzes the wavefront aberration of the patient's eye based on the Hartmann image of the patient's eye, further performs, for example, Zernike analysis of the wavefront aberration, and calculates the intraocular aberration of the patient's eye represented by Zernike polynomials (Zernike coefficients). do.
  • the ophthalmologic apparatus obtains an anterior segment image of the patient's eye by imaging return light from the anterior segment of the patient's eye onto which the platyd ring is projected, analyzes the anterior segment image, and expresses it with a Zernike polynomial. Compute the corneal aberration of the cornea of the patient's eye. Further, the ophthalmologic apparatus calculates the internal aberration of the patient's eye based on the intraocular aberration calculation result and the corneal aberration calculation result (see Patent Document 1).
  • the ophthalmologic apparatus generates an optical characteristic screen that graphically represents the optical characteristics of the patient's eye based on the calculation result of each aberration of the patient's eye described above, and displays this optical characteristic screen on the monitor.
  • This optical characteristic screen includes aberration maps of each aberration (spherical aberration map, high-order aberration map), modulation transfer function (MTF), and how the Landolt's ring is seen by the patient's eyes (see Patent Document 2). is included.
  • the ophthalmologic apparatus described in Patent Document 3 calculates low-order aberrations (aberrations that can be corrected with spectacles, etc.) and high-order aberrations of the patient's eye based on the intraocular aberration of the patient's eye represented by Zernike polynomials. Then, the ophthalmic apparatus described in Patent Document 3 calculates the Strehl definition while changing the low-order term (low-order Zernike coefficient) of the Zernike polynomial when the high-order aberration is equal to or greater than the threshold value. A condition for maximizing the Strehl ratio is determined, and the amount of low-order aberration at that time is determined as the correction value for the patient's eye.
  • a toric IOL intraocular lens
  • the axial angle of the toric IOL to be inserted into the patient's eye is determined before the cataract surgery, and the patient's eye is adjusted so that the axial angle of the toric IOL does not deviate from the astigmatic axis of the patient's eye during the cataract surgery. It projects a guide light.
  • Patent Document 3 discloses changing the low-order terms of the Zernike polynomials representing the aberrations of the patient's eye. Since no toric IOL or the like is inserted into the patient's eye described in Patent Document 3, the ophthalmologic apparatus described in Patent Document 3 can change all low-order terms of the Zernike polynomials. However, in a patient eye that has an intraocular lens such as a toric IOL implanted, the parameters that can be varied when simulating the optical properties of the patient's eye are the toric IOL's axial angle, power, and position. Limited to parameters corresponding to the inner lens.
  • Patent Document 3 which does not assume a patient's eye into which an intraocular lens such as a toric IOL is inserted, has the optical characteristics of the patient's eye when the parameter corresponding to the intraocular lens is changed. cannot be simulated, and the results of the simulation cannot be presented to a doctor or the like.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an optical characteristic display device and an optical characteristic display method capable of simulating the optical characteristics of a patient's eye corresponding to a patient's eye into which an intraocular lens is inserted. intended to provide
  • An optical characteristic display device for achieving the object of the present invention comprises an aberration acquisition unit that acquires intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration of a patient's eye into which an intraocular lens is inserted; a display controller for displaying optical characteristics of the patient's eye on a monitor based on at least the intraocular aberration and the internal aberration among the intraocular aberration, the corneal aberration, and the internal aberration; and one or more parameters of the internal aberration in the patient's eye an internal aberration prediction unit that predicts the internal aberration after the parameter is changed according to the change operation on the first operation unit; and the internal aberration predicted by the internal aberration prediction unit.
  • a re-calculation unit that re-calculates the intraocular aberration based on the corneal aberration acquired by the aberration acquisition unit, the display control unit calculating the internal aberration predicted by the internal aberration prediction unit, and the re-calculation unit Based on the recalculated intraocular aberration, update processing is performed to update the optical characteristics displayed on the monitor.
  • optical characteristic display device it is possible to predict (simulate) the optical characteristic of the patient's eye when the parameters of the intraocular lens are changed, and display the result on the monitor.
  • the display control unit causes the monitor to display an operation icon indicating the first operation unit in addition to the optical characteristics.
  • the internal aberration prediction unit predicts the internal aberration and the recalculation unit predicts the intraocular aberration each time the parameter change operation is repeatedly performed by the first operation unit. Recalculation and update processing by the display control unit are repeatedly executed. This makes it possible to determine the optimum values of the parameters.
  • the second operation unit receives an optimization operation for optimizing the parameters, and changes the parameters when the optimization operation is performed in the second operation unit.
  • the internal aberration prediction unit repeats the prediction of the internal aberration and the recalculation unit recalculates the intraocular aberration;
  • an evaluation value calculation unit that calculates an evaluation value that serves as an index for parameter optimization;
  • an optimum value determination unit that determines the optimum value of the parameter based on the calculation result of the evaluation value for each parameter by the evaluation value calculation unit; Prepare.
  • the evaluation value is the modulation transfer function or the Strehl ratio.
  • the display control unit controls the internal aberration and intraocular aberration corresponding to the optimum value determined by the optimum value determining unit from among the internal aberration and intraocular aberration for each parameter. and perform an update process based on the internal and intraocular aberrations corresponding to the optimum values.
  • the prediction result (simulation result) of the optical characteristics of the patient's eye corresponding to the optimum value can be displayed on the monitor.
  • the display control unit displays the parameter values on the monitor, and the display mode of the parameter values displayed on the monitor before and after the change operation is performed by the first operation unit. change.
  • the examiner can recognize the value of the parameter after the change operation, and can recognize that the optical characteristics of the patient's eye corresponding to this parameter are displayed on the monitor.
  • the aberration acquisition unit calculates intraocular aberration based on a first imaging system that captures a Hartmann image of the patient's eye and the Hartmann image captured by the first imaging system. a second imaging system that captures an anterior segment image of the patient's eye onto which a predetermined pattern of light is projected; and a corneal aberration based on the anterior segment image captured by the second imaging system. and an internal aberration calculator for calculating internal aberration based on the result of calculation of intraocular aberration by the intraocular aberration calculator and the result of calculation of corneal aberration by the corneal aberration calculator. .
  • An optical characteristic display device includes a first storage unit for storing pre-measured intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration, wherein the aberration acquisition unit receives intraocular aberration from the first storage unit. Acquire aberrations, corneal aberrations, and internal aberrations. This can reduce the labor of the examiner and the burden on the patient.
  • intraocular aberration, corneal aberration, and a second storage unit storing information necessary for calculating the internal aberration
  • the aberration acquisition unit calculates the intraocular aberration based on the information stored in the second storage unit; 2, a corneal aberration calculator that calculates corneal aberration based on the information stored in the storage unit; and an internal aberration calculator that calculates internal aberration based on the information stored in the second storage unit.
  • the parameter includes at least one of axial angle, power, and position of the intraocular lens.
  • An optical characteristic display method for achieving the object of the present invention is an intraocular aberration, a corneal aberration, and an internal aberration of a patient's eye into which an intraocular lens is inserted. and an aberration acquisition step of acquiring an internal aberration, and monitoring the optical characteristics of the patient's eye based on at least the intraocular aberration and the internal aberration among the intraocular aberration, the corneal aberration, and the internal aberration acquired in the aberration acquisition step.
  • the present invention can simulate the optical characteristics of a patient's eye corresponding to a patient's eye into which an intraocular lens is inserted.
  • FIG. 1 is a block diagram of an ophthalmologic apparatus according to a first embodiment
  • FIG. It is the figure which showed an example of the optical characteristic screen displayed on a monitor.
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing an example of an optical characteristic screen when a check operation is performed on a check box;
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing an example of an optical characteristic screen after an operation to change an axial angle of internal aberration with respect to an operation icon;
  • 4 is a flow chart showing the flow of simulation display of optical characteristics of a patient's eye by the ophthalmologic apparatus of the first embodiment.
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing an example of an optical characteristic screen when a check operation is performed on a check box
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing an example of an optical characteristic screen after an operation to change an axial angle of internal aberration with respect to an operation icon
  • 4 is a flow chart showing the flow of simulation display of optical characteristics of a patient's eye by the ophthalmologic apparatus
  • FIG. 11 is a block diagram of an ophthalmologic apparatus according to a second embodiment; 10 is a flow chart showing the flow of simulation display of optical characteristics of a patient's eye by the ophthalmologic apparatus of the second embodiment.
  • FIG. 11 is a block diagram of an ophthalmologic apparatus according to a third embodiment; 10 is a flow chart showing the flow of simulation display of the optical characteristics of a patient's eye by the ophthalmologic apparatus of the third embodiment.
  • FIG. 11 is a block diagram showing an ophthalmologic apparatus according to a fourth embodiment;
  • FIG. 12 is a diagram showing an example of an optical characteristic screen of the fifth embodiment, which allows an operation to change the power of the IOL as a parameter of internal aberration;
  • FIG. 12 is a diagram showing an example of an optical characteristic screen of the fifth embodiment, which allows an operation to change the position of the IOL as a parameter of internal aberration;
  • FIG. 1 is a block diagram of an ophthalmologic apparatus 10 of the first embodiment, which corresponds to the optical characteristic display apparatus of the present invention.
  • an ophthalmologic apparatus 10 measures intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration of a patient's eye into which, for example, a toric IOL (hereinafter abbreviated as IOL) is inserted as an intraocular lens.
  • IOL toric IOL
  • An optical characteristic screen 40 graphically displaying the optical characteristics of the patient's eye is generated based on the results, and the optical characteristic screen 40 is displayed on the monitor 14 .
  • intraocular aberration means aberration of the entire eye (whole eyeball), and internal aberration means aberration of the IOL excluding the cornea.
  • the ophthalmologic apparatus 10 performs a simulation for predicting the optical characteristics of the patient's eye after the re-operation before performing the re-operation for changing the parameters of the internal aberration of the patient's eye into which the IOL is inserted. It has a function of updating the display in the optical characteristic screen 40 based on the result.
  • the parameters of this internal aberration include, for example, the axial angle, power, and position of the IOL.
  • the present embodiment will be described by exemplifying a case where the optical characteristics of the patient's eye are simulated before reoperation in which the axial angle is changed as a parameter of internal aberration.
  • the ophthalmologic apparatus 10 has a known corneal topography function, and can measure the corneal shape of the patient's eye.
  • the corneal shape includes, for example, a corneal axial power map 50 representing the curvature of the cornea of the patient's eye in diopters, and K value information 52 (corneal refractive power), etc., as shown in FIG. is mentioned.
  • the ophthalmic device 10 includes a wavefront sensor 12 , a monitor 14 and a control device 16 .
  • the wavefront sensor 12 constitutes an aberration acquisition section of the present invention together with an aberration calculation section 32 of the control device 16 which will be described later.
  • the wavefront sensor 12 includes an illumination system 20 and a first imaging system 22 , a projection system 24 and a second imaging system 26 .
  • the illumination system 20 and the first imaging system 22 are used to measure (acquire) the intraocular aberration of the patient's eye.
  • the illumination system 20 illuminates the fundus of the patient's eye with illumination light (for example, infrared light).
  • the first imaging system 22 captures, through a Hartmann plate (not shown), light returning from the fundus illuminated by illumination light from the illumination system 20 , and outputs a Hartmann image 23 of the patient's eye to the control device 16 .
  • the configurations of the illumination system 20 and the first imaging system 22 used to capture the Hartmann image 23 are well-known techniques (see Patent Documents 1 to 3 above), and therefore a detailed description thereof will be omitted here.
  • the projection system 24 and the second imaging system 26 are used to measure (acquire) the corneal aberration of the patient's eye.
  • the projection system 24 projects placido ring light (or keratizing light) corresponding to the predetermined pattern light of the present invention onto the cornea of the patient's eye.
  • the second imaging system 26 captures the return light from the cornea on which the Placid ring light is projected by the projection system 24 and outputs a corneal Meyer image 27 that is an anterior segment image of the patient's eye to the control device 16 . Since the configurations of the projection system 24 and the second imaging system 26 used to capture the corneal-Meyer image 27 are also well-known techniques (see Patent Documents 1 and 2 above), a detailed description thereof will be omitted here. Also, the projection system 24 and the second imaging system 26 may be provided separately from the wavefront sensor 12 .
  • the monitor 14 displays an optical characteristic screen 40 under the control of the control device 16 .
  • the monitor 14 is of a so-called touch panel type, and also functions as an operation unit that receives various input operations by the examiner. Examples of this input operation include an operation for starting measurement of intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration of the patient's eye, an operation for starting simulation of optical characteristics of the patient's eye, and an operation for changing internal aberration parameters (axis angle, etc.). It is mentioned as. Note that an operation unit for performing these operations may be provided separately from the monitor 14 .
  • the control device 16 comprises an arithmetic circuit composed of various processors and memories.
  • processors include CPU (Central Processing Unit), GPU (Graphics Processing Unit), ASIC (Application Specific Integrated Circuit), and programmable logic devices [e.g. SPLD (Simple Programmable Logic Devices), CPLD (Complex Programmable Logic Device), and FPGA (Field Programmable Gate Arrays)].
  • SPLD Simple Programmable Logic Devices
  • CPLD Complex Programmable Logic Device
  • FPGA Field Programmable Gate Arrays
  • Various functions of the control device 16 may be realized by one processor, or may be realized by a plurality of processors of the same type or different types.
  • the control device 16 integrally controls the operation of the wavefront sensor 12 and the monitor 14 based on the input operation input to the monitor 14 by touch operation. Specifically, the control device 16 controls the imaging of the Hartmann image 23 and the cornea-Meier image 27 by the wavefront sensor 12 and the display of the optical characteristic screen 40 by the monitor 14 .
  • the controller 16 functions as a measurement controller 30, an aberration calculator 32, a display controller 34, an internal aberration predictor 35, and a recalculator 36 by executing a control program (not shown).
  • the measurement control unit 30 causes the wavefront sensor 12 to capture the Hartmann image 23 and the cornea-Meier image 27 based on the measurement start operation input to the monitor 14 . As a result, the Hartmann image 23 and the cornea-Meier image 27 are input to the aberration calculator 32 .
  • the aberration calculator 32 includes an intraocular aberration calculator 32a that calculates the intraocular aberration of the patient's eye, a corneal aberration calculator 32b that calculates the corneal aberration of the patient's eye, and an internal aberration calculator that calculates the internal aberration of the patient's eye. 32c and
  • the intraocular aberration calculator 32a analyzes the Hartmann image 23 input from the first imaging system 22 and calculates the intraocular aberration of the patient's eye. Specifically, the intraocular aberration calculator 32a analyzes the Hartmann image 23, calculates the wavefront aberration of the patient's eye (eyeball), and expresses the wavefront aberration with a mathematical descriptor. For example, the intraocular aberration calculator 32a performs Zernike analysis for expanding the wavefront aberration of the patient's eye into Zernike polynomials. Thereby, the intraocular aberration calculator 32a calculates intraocular aberration of the patient's eye represented by Zernike polynomials (Zernike coefficients).
  • the corneal aberration calculation unit 32b analyzes the corneal Meyer image 27 input from the second imaging system 26, and expresses it with a Zernike polynomial (Zernike coefficient) based on the distortion of the Platyd ring image caused by the corneal aberration of the patient's eye. Computes the corneal aberrations to be applied.
  • the internal aberration calculator 32c calculates the intraocular aberration calculated by the intraocular aberration calculator 32a and the corneal aberration calculated by the corneal aberration calculator 32b. Calculate the internal aberration of
  • the display control unit 34 controls the display of the monitor 14.
  • the display control unit 34 controls the optical characteristic screen based on the calculation result of each aberration by the aberration calculation unit 32, the Hartmann image 23 and the corneal Meyer image 27, and the corneal axial power map 50 and the K value information 52 obtained in advance. 40 is generated and this optical characteristic screen 40 is displayed on the monitor 14 .
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of an optical characteristic screen 40 displayed on the monitor 14.
  • This optical characteristic screen 40 includes a left/right eye switching button 42 , a layout switching button 44 , and a display field 46 .
  • the left/right eye switching button 42 is used to switch between the left and right eyes of the patient's eye whose optical characteristics are to be displayed.
  • the display control unit 34 switches the display of the optical characteristics of the left and right eyes displayed on the optical characteristic screen 40 according to the left/right eye switching operation of the left/right eye switching button 42 by the examiner.
  • the layout switching button 44 is used to switch the layout of the optical characteristics of the patient's eye displayed on the optical characteristics screen 40 .
  • the types of layouts include an "ocular aberration map” that displays an ocular aberration map, a “corneal aberration map” that displays a corneal aberration map, and an "IOL selection map” that is used to simulate the optical characteristics of a patient's eye before reoperation. and so on.
  • the display control unit 34 causes the display column 46 to display the optical characteristics of the patient's eye corresponding to the selection operation on the layout switching button 44 .
  • the display control unit 34 generates a graphic showing the optical characteristics of the patient's eye based on the calculation results of the intraocular aberration (wavefront aberration), corneal aberration, and internal aberration of the patient's eye by the aberration calculation unit 32, and calls this graphic "IOL "Selection Map” is displayed in the display column 46.
  • the display control unit 34 also controls the Hartmann image 23 and the corneal Meyer image 27 used in the calculation (analysis) by the aberration calculation unit 32 and the corneal axial power map 50 previously acquired by the corneal topography function of the ophthalmologic apparatus 10 . and K value information 52 are displayed in the display column 46 of the "IOL selection map".
  • the display field 46 of the "IOL selection map” as graphics showing the optical characteristics of the patient's eye, there are a “total ocular aberration map 54", an "astigmatism map 56", a “spherical aberration map 58", and a “higher order aberration map.
  • a map 60 "corneal high-order aberration information 62”, “corneal spherical aberration information 64”, “corneal astigmatism information 66", and "Landolt ring simulation image 68" are displayed.
  • a “check box 70” is displayed in the display field 46 .
  • the ocular total aberration map 54 displays the total refractive state of the patient's eye.
  • the astigmatism map 56 is a map of astigmatism of the patient's eye, showing corneal astigmatism, ocular astigmatism, and internal astigmatism in order from the top.
  • the spherical aberration map 58 is a map of spherical aberration of the patient's eye, and indicates corneal spherical aberration, ocular spherical aberration, and internal spherical aberration in order from the top.
  • the high-order aberration map 60 is a map of high-order aberrations of the patient's eye, showing corneal high-order aberrations, ocular high-order aberrations, and internal high-order aberrations in this order from the top.
  • the display control unit 34 generates an ocular total aberration map 54, an astigmatism map 56, and a spherical aberration map 58 using a known method (see, for example, Patent Document 1) based on the results of computation of intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration of the patient's eye. , and a high-order aberration map 60 are generated and displayed in the display field 46 .
  • the corneal high-order aberration information 62 displays the value of the high-order aberration of the cornea of the patient's eye.
  • the corneal spherical aberration information 64 displays the value of the corneal spherical aberration of the patient's eye.
  • the corneal astigmatism information 66 displays the degree of astigmatism of the cornea of the patient's eye.
  • the display control unit 34 calculates corneal high-order aberration, corneal spherical aberration, and corneal astigmatism by a known method based on the calculation result of the corneal aberration of the patient's eye, and displays corneal high-order aberration information 62 which is the calculation result. , corneal spherical aberration information 64 , and corneal astigmatism information 66 are displayed in the display field 46 .
  • the Landolt's ring simulation image 68 is an image representing how the Landolt's ring is seen by the patient's eye.
  • the display control unit 34 generates a Landolt's ring simulation image 68 by a known method (see, for example, Patent Documents 1 and 2) based on the wavefront aberration of the patient's eye calculated from the Hartmann image 23 by the intraocular aberration calculation unit 32a. It is displayed in the display column 46 .
  • the check box 70 accepts a start operation, specifically a check operation, for starting simulation display of the optical characteristics of the patient's eye when the axial angle of the internal aberration corresponding to the axial angle of the IOL in the patient's eye is changed. .
  • FIG. 3 is an explanatory diagram showing an example of the optical characteristic screen 40 when the checkbox 70 is checked.
  • the display control unit 34 displays the operation icon 72 and the axis angle information 74 on the optical characteristic screen 40 , for example, the display column 46 . displayed inside (or outside the display column 46).
  • the operation icon 72 corresponds to the first operation section of the present invention, and accepts a change operation for changing parameters of internal aberrations corresponding to IOL aberrations, here an operation for changing the axis angle of internal aberrations.
  • the operation for changing the shaft angle includes a rotation operation for rotating the shaft angle in the clockwise direction and a rotation operation for rotating the shaft angle in the counterclockwise direction.
  • the number, shape, and display mode of the operation icons 72 are not particularly limited as long as the operation to change the axial angle of the internal aberration is possible. may pop up. Further, the input method of the axis angle for the operation icon 72 is not particularly limited, and includes touch operation, motion operation, drag operation, and direct input using a keyboard or the like.
  • the axial angle information 74 displays the axial angle value of the internal aberration (corresponding to the parameter value of the present invention).
  • the axial angle of the internal aberration (IOL in the patient's eye) at present (before the reoperation) is assumed to be 0 degrees, and the axial angle is rotated clockwise from 0 degrees by an operation to change the axial angle with the operation icon 72.
  • the shaft angle is rotated from 0 degrees to the counterclockwise direction by ⁇ degrees, it is - ⁇ degrees.
  • the internal aberration prediction unit 35 performs a simulation for predicting the internal aberration after this change operation.
  • the internal aberration prediction unit 35 refers to Zernike polynomials representing internal aberrations calculated by the internal aberration calculation unit 32c.
  • the internal aberration prediction unit 35 changes the second order term corresponding to the axial angle of the internal aberration in the Zernike polynomial representing the internal aberration.
  • the internal aberration prediction unit 35 can simulate (predict) the internal aberration after the axial angle of the internal aberration is changed.
  • the internal aberration prediction unit 35 repeatedly executes the internal aberration simulation each time the operation icon 72 is operated to change the axial angle of the internal aberration.
  • the re-calculation unit 36 calculates the internal aberration of the patient's eye simulated by the internal aberration prediction unit 35 and the corneal aberration calculated by the corneal aberration calculation unit 32b. , to recalculate the intraocular aberration of the patient's eye. This simulates the intraocular aberration after changing the axial angle of the internal aberration. Thereafter, the recalculation unit 36 performs intraocular aberration recalculation processing, ie, intraocular aberration simulation, every time the internal aberration prediction unit 35 performs a new internal aberration simulation.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram showing an example of the optical characteristic screen 40 after the operation icon 72 is operated to change the axial angle of the internal aberration.
  • the display control unit 34 performs , update processing for updating the display of the optical characteristics of the patient's eye corresponding to the internal and intraocular aberrations in the display field 46 is performed, and the simulation display of the internal and intraocular aberrations is performed.
  • the optical characteristics of the patient's eye corresponding to internal and intraocular aberrations are various maps, images, and measured values generated or calculated based on at least one of internal and intraocular aberrations.
  • the ocular total aberration map 54, the astigmatism map 56 excluding corneal aberration, the spherical aberration map 58, the high-order aberration map 60, and the Landolt's ring simulation image 68 are updated (simulated display). .
  • the display control unit 34 changes the display mode of the axial angle information 74 before and after the operation of changing the axial angle of the internal aberration. For example, if the difference between the axis angle information 74 before the axis angle change operation, such as changing the display color of the axis angle information 74, changing the font, or changing the size before and after the change operation, becomes clear. Not limited.
  • FIG. 5 is a flow chart showing the flow of simulation display of the optical characteristics of the patient's eye by the ophthalmologic apparatus 10 of the first embodiment having the above configuration according to the optical characteristic display method of the present invention.
  • the measurement control unit 30 controls each part of the wavefront sensor 12 to perform imaging of the Hartmann image 23 of the patient's eye (step S1) and imaging of the cornea-Meier image 27 (step S2). As a result, the Hartmann image 23 and the cornea-Meier image 27 are input from the wavefront sensor 12 to the aberration calculator 32 .
  • the intraocular aberration calculator 32a analyzes the Hartmann image 23 and calculates the intraocular aberration of the patient's eye represented by Zernike polynomials (step S3), and the corneal aberration calculator 32b analyzes the corneal Meyer image 27.
  • the corneal aberration of the patient's eye expressed by Zernike polynomials is calculated (step S4).
  • the internal aberration calculator 32c calculates the inside of the patient's eye represented by the Zernike polynomial based on the calculation result of the intraocular aberration by the intraocular aberration calculator 32a and the calculation result of the corneal aberration by the corneal aberration calculator 32b.
  • Aberration is calculated (step S5). Note that steps S1 to S5 correspond to the aberration acquisition steps of the present invention.
  • the display control unit 34 displays the calculation result of each aberration, the Hartmann image 23 and the corneal Meyer image 27, the corneal axial power map 50 and the K value information 52 obtained in advance, 2, the optical characteristic screen 40 shown in FIG. 2 is generated and displayed on the monitor 14 (step S6, corresponding to the display control step of the present invention).
  • the examiner When performing a simulation display of the optical characteristics of the patient's eye when the axial angle is changed as a parameter of the internal aberration in the patient's eye, the examiner displays the optical characteristics screen 40 as shown in FIG. A check operation is performed on the check box 70 in the column 46 . Thereby, the display control unit 34 displays the operation icon 72 and the axis angle information 74 in the display field 46 .
  • the internal aberration prediction section 35 operates.
  • the internal aberration prediction unit 35 changes the second order term corresponding to the axial angle of the internal aberration in the Zernike polynomial representing the internal aberration calculated by the internal aberration calculation unit 32c.
  • a simulation for predicting the internal aberration of the patient's eye is performed (step S8, which corresponds to the prediction step of the present invention).
  • the recalculation unit 36 recalculates the intraocular aberration of the patient's eye based on the simulation result (prediction result) of the internal aberration by the internal aberration prediction unit 35 and the corneal aberration calculated by the corneal aberration calculation unit 32b.
  • the intraocular aberration of the patient's eye when the axial angle of the internal aberration is changed is simulated (step S9, corresponding to the recalculation step of the present invention).
  • step S10 corresponds to the update step of the present invention. This allows the examiner (physician) and the patient to confirm how the patient's eye view changes when the axial angle of the internal aberration is changed.
  • the display control unit 34 changes the display mode of the axial angle information 74 according to the operation to change the axial angle of the internal aberration with respect to the operation icon 72 .
  • the examiner can recognize the axial angle of the internal aberration after the changing operation, and can recognize that the optical characteristics of the patient's eye corresponding to this axial angle are being simulated and displayed.
  • step S11 the doctor can determine the optimum value of the axial angle of the internal aberration by referring to the simulated display of the optical characteristics of the patient's eye, which is updated on the display field 46 for each change operation.
  • the ophthalmologic apparatus 10 of the first embodiment simulates the internal aberration and intraocular aberration of the patient's eye when the axial angle of the internal aberration is changed, and simulates the optical characteristics of the patient's eye based on the simulation results.
  • the doctor and the patient decide whether or not to perform the reoperation, or, in the case of performing the reoperation, the doctor determines how much the axial angle of the internal aberration (IOL) should be rotated. It is possible to provide judgment materials when going.
  • FIG. 6 is a block diagram of the ophthalmologic apparatus 10 of the second embodiment of the invention.
  • the doctor determines the optimum value of the axial angle of the internal aberration while changing the axial angle of the internal aberration.
  • the ophthalmologic apparatus 10 of the second embodiment has a function of optimizing the axial angle of internal aberration, and can automatically determine this optimum value.
  • the display control unit 34 causes the optimization icon 71 to be displayed in the optical characteristic screen 40, and the control unit 16 further causes the repeat control unit 37 to calculate the evaluation value.
  • the configuration is basically the same as that of the ophthalmologic apparatus 10 of the first embodiment except that it functions as the unit 38 and the optimum value determination unit 39 . For this reason, the same reference numerals are given to the same functions or configurations as those of the first embodiment, and the description thereof will be omitted.
  • the optimization icon 71 corresponds to the second operation section of the present invention, and receives an optimization operation for optimizing the axial angle of internal aberration. As a result, the repetition control section 37, the evaluation value calculation section 38, and the optimum value determination section 39 of the control device 16 are activated.
  • the repetition control unit 37 repeatedly performs internal aberration simulation by the internal aberration prediction unit 35 and intraocular aberration recalculation processing by the recalculation unit 36 while changing the setting of the axial angle of the internal aberration. I do. Thereby, the internal aberration and the intraocular aberration are simulated for each axial angle of the internal aberration.
  • the evaluation value calculation unit 38 optimizes the axial angle of the internal aberration for each axial angle of the internal aberration based on the intraocular aberration recalculated for each axial angle of the internal aberration by the recalculating unit 36 in the above-described repeated control. Calculates an evaluation value that is an index of Examples of this evaluation value include a modulation transfer function (MTF), which is an index of resolving power, and a Strehl ratio known as a point image evaluation method. Since the method of calculating the MTF or Strehl ratio from the intraocular aberration (wavefront aberration) of the patient's eye is a known technique (see Patent Documents 1 to 3 above), a detailed description thereof will be omitted here.
  • MTF modulation transfer function
  • the optimum value determination unit 39 determines the axial angle of the internal aberration that maximizes the evaluation value as the optimum value based on the evaluation value calculation result for each axial angle of the internal aberration by the evaluation value calculation unit 38, and determines the optimum value. The result is output to the display control section 34 .
  • the display control unit 34 of the second embodiment performs the internal aberration and intraocular Among the aberrations, the internal aberration and the intraocular aberration corresponding to the optimum values are selected. Then, the display control unit 34 performs simulation display for updating the display of the corresponding optical characteristics in the display field 46 based on the internal aberration and intraocular aberration corresponding to the optimum values.
  • the internal aberration prediction unit 35 simulates the internal aberration corresponding to the optimum value
  • the recalculation unit 36 recalculates the intraocular aberration. processing may be performed.
  • FIG. 7 is a flow chart showing the flow of simulation display of the optical characteristics of the patient's eye by the ophthalmologic apparatus 10 of the second embodiment. Note that the processing from step S1 to step S6 is the same as that of the first embodiment described above with reference to FIG. 5, so description thereof will be omitted here.
  • the examiner When optimizing the axial angle of the internal aberration, the examiner performs an optimization operation by touching the optimization icon 71 in the optical characteristic screen 40 (step S7A). When this optimization operation is performed, the repetition control section 37, the evaluation value calculation section 38, and the optimum value determination section 39 of the control device 16 are activated.
  • the repeat control unit 37 starts repeat control to change the axial angle of the internal aberration (step S7B), simulate the internal aberration by the internal aberration prediction unit 35 (step S7C), and Recalculation processing of internal aberration (step S7D) and are repeatedly executed (step S7E). This simulates the internal and intraocular aberrations of the patient's eye for each axial angle of the internal aberration.
  • the evaluation value calculation unit 38 calculates the evaluation value for each axial angle of the internal aberration based on the intraocular aberration recalculated for each axial angle of the internal aberration by the recalculation unit 36 .
  • the calculation of the evaluation value by the evaluation value calculation unit 38 may be performed after completion of the above-described repetitive control as shown in FIG. may be executed each time is recalculated.
  • the optimum value determination unit 39 determines the optimum value of the axial angle of the internal aberration based on the calculation result of each evaluation value, The determination result of this optimum value is output to the display control unit 34 (step S7G).
  • step S10 A simulation display for updating the display of the optical characteristics to be performed is performed (step S10).
  • the ophthalmologic apparatus 10 of the second embodiment can automatically optimize the axial angle of the internal aberration, so this optimization can be performed easily and in a short time.
  • FIG. 8 is a block diagram of the ophthalmologic apparatus 10 of the third embodiment.
  • FIG. 9 is a flow chart showing the flow of simulation display of the optical characteristics of the patient's eye by the ophthalmologic apparatus 10 of the third embodiment.
  • the wavefront sensor 12 captures the Hartmann image 23 and the corneal Meyer image 27 of the patient's eye
  • the aberration calculator 32 analyzes the Hartmann image 23 and the corneal Meyer image 27 to obtain the patient's eye. to obtain intraocular, corneal, and internal aberrations.
  • the ophthalmologic apparatus 10 of the third embodiment acquires the measurement results of the patient's intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration that have been measured in the past.
  • the ophthalmologic apparatus 10 of the third embodiment is basically the same as the ophthalmologic apparatus 10 of the above-described embodiments, except that the control device 16 is provided with a storage unit 80 and a search unit 82 . They have the same configuration. Therefore, the same reference numerals are assigned to the same functions or configurations as those of the above-described embodiments, and the description thereof will be omitted.
  • the control device 16 alone functions as the optical characteristic display device of the present invention.
  • the storage unit 80 corresponds to the first storage unit of the present invention, and stores past data 81 including measurement results of intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration measured for each patient in the past. .
  • past data 81 for example, patient IDs (identifications), which are unique identification information of a plurality of patients, and intraocular aberrations, corneal aberrations, and internal aberrations for each patient are associated.
  • the storage unit 80 may be provided outside the control device 16 (for example, an external server).
  • the search unit 82 corresponds to the aberration acquisition unit of the present invention, and acquires intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration corresponding to the patient ID from the past data 81 in the storage unit 80 .
  • the optical characteristic screen 40 is provided with an ID input field (not shown) for inputting a patient ID, and as shown in FIG. , the search unit 82 refers to the past data 81 in the storage unit 80 and acquires intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration corresponding to the patient ID (steps S1B and S1C).
  • the intraocular aberration, the corneal aberration, and the internal aberration are acquired from the past data 81 in the storage unit 80, so that the wavefront sensor 12 captures the Hartmann image 23 and the corneal Meyer image 27.
  • a simulation of the internal and intraocular aberrations of the patient's eye and a simulated display of the optical properties of the patient's eye can be performed without performing the simulation. As a result, the labor of the examiner and the burden on the patient can be reduced.
  • the above-described simulation and simulation display can be performed at a location different from the location where each aberration of the patient's eye is measured.
  • FIG. 10 is a block diagram showing the ophthalmologic apparatus 10 of the fourth embodiment.
  • the past data 81 indicating the measurement results of intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration of the patient are stored in the storage unit 80.
  • past data 81A different from the past data 81 is stored in the storage unit 80 .
  • the ophthalmologic apparatus 10 of the fourth embodiment has basically the same configuration as the ophthalmologic apparatus 10 of the third embodiment except that the past data 81A is stored in the storage unit 80. Therefore, The same reference numerals are given to the same functions or configurations as those of the above-described embodiments, and the description thereof will be omitted. Note that the storage section 80 of the fourth embodiment corresponds to the second storage section of the present invention.
  • the past data 81A corresponds to a patient ID for each patient and information necessary for calculating each aberration (intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration) for each patient (hereinafter referred to as calculation information). attached.
  • the calculation information includes, for example, the Hartmann image 23 of the patient's eye, the corneal Meyer image 27, the Hartmann image 23, the barycentric position of the Platyd ring, and the analysis center of the aberration calculation.
  • the search unit 82 of the fourth embodiment constitutes the aberration acquisition unit of the present invention together with the aberration calculation unit 32.
  • the search unit 82 refers to the past data 81A of the storage unit 80 and acquires information for calculation corresponding to the patient ID.
  • the search unit 82 then outputs the acquired information for calculation to the aberration calculation unit 32 .
  • the aberration calculation unit 32 (the intraocular aberration calculation unit 32a, the corneal aberration calculation unit 32b, and the internal aberration calculation unit 32c) of the fourth embodiment, based on the calculation information input from the search unit 82, And, similarly to the second embodiment, the intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration of the patient's eye are calculated.
  • the process after step S6 shown in FIG. 5 of the first embodiment is executed, or the process after step S6 shown in FIG. 7 of the second embodiment is executed. can be executed.
  • the patient's eye can be detected without imaging the Hartmann image 23 and the cornea-Meyer image 27 by the wavefront sensor 12 . and a simulated display of the optical properties of the patient's eye. As a result, an effect similar to that of the third embodiment can be obtained.
  • FIG. 11 is a diagram showing an example of the optical characteristic screen 40 of the fifth embodiment, in which the power of the IOL can be changed as a parameter of internal aberration.
  • FIG. 12 is a diagram showing an example of an optical characteristic screen 40 according to the fifth embodiment in which the position of the IOL can be changed as a parameter of internal aberration.
  • simulation display of the optical characteristics of the patient's eye is performed when the axial angle of the internal aberration is changed as a parameter of the internal aberration.
  • the display control unit 34 of the fifth embodiment performs a simulation display of the optical characteristics of the patient's eye when the power of the IOL in the patient's eye is changed (that is, the IOL is replaced).
  • a check box 70A is displayed on the characteristic screen 40. - ⁇
  • the check box 70A accepts a start operation (check operation) for starting simulation display of the optical characteristics of the patient's eye when the power of the IOL in the patient's eye is changed.
  • the display control unit 34 displays the operation icon 72A and the power information 74A within the optical property screen 40.
  • the operation icon 72A (corresponding to the first operation unit) accepts a change operation for changing the power of the IOL.
  • the operation of changing the power of the IOL includes an operation of increasing the power of the IOL and an operation of decreasing the power of the IOL.
  • the power information 74A displays the power value of the IOL (corresponding to the parameter value of the present invention). Note that the display control unit 34 changes the display mode of the power information 74A before and after the operation to change the power of the IOL, as in the above embodiments.
  • the display control unit 34 of the fifth embodiment displays an optical characteristic screen 40 in a mode for displaying a simulation of the optical characteristic of the patient's eye when the position of the IOL in the patient's eye is changed. display.
  • the check box 70B accepts a start operation (check operation) for starting simulation display of the optical characteristics of the patient's eye when the position of the IOL inside the patient's eye is changed.
  • the display control unit 34 displays the operation icon 72B and the position information 74B within the optical characteristic screen 40.
  • the operation icon 72B (corresponding to the first operation unit) accepts a change operation for changing the position of the IOL (eccentricity).
  • This operation of changing the position of the IOL includes an operation of individually changing the XY positions of the IOL in the patient's eye.
  • the position information 74B displays the XY position (XY coordinates) of the IOL within the patient's eye. Note that the display control unit 34 changes the display mode of the position information 74B before and after the operation to change the position of the IOL, as in each of the above-described embodiments.
  • the internal aberration prediction unit 35 of the fifth embodiment predicts the A simulation is performed to predict the internal aberration.
  • the internal aberration prediction unit 35 changes the second-order term corresponding to the power of the IOL in the Zernike polynomial representing the internal aberration. Simulate later internal aberrations. Further, when the IOL position is changed, the internal aberration prediction unit 35 recalculates the internal aberration, thereby simulating the internal aberration after the change of the IOL position.
  • the intraocular aberration is recalculated by the recalculation unit 36 and the optical characteristics of the patient's eye are simulated and displayed by the display control unit 34 in the same manner as in the above embodiments.
  • a plurality of parameters of the internal aberration are changed in parallel, and the internal aberration after changing the parameters is simulated.
  • a recalculation of intraocular aberrations and a simulated display of the optical properties of the patient's eye can also be performed.
  • the doctor and the patient determine whether or not to perform reoperation on the patient's eye, or whether or not to change the power and position of the IOL when performing reoperation. It is possible to provide judgment materials when making a judgment.
  • the operation icons 72, 72A, and 72B displayed on the optical characteristic screen 40 are used to change various parameters of internal aberration, or the optimization icon 71 displayed on the optical characteristic screen 40 is changed.
  • the method of inputting the change operation and the optimization operation is not particularly limited, and various known operation units may be used.
  • the wavefront sensor 12 (the first imaging system 22 and the second imaging system 26) is used to acquire intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration of the patient's eye.
  • the acquisition method is not particularly limited, and other known methods may be used for acquisition.
  • the optical characteristics corresponding to the corneal aberration of the patient's eye are optically Although it is displayed on the characteristic screen 40, the display of the optical characteristic corresponding to the corneal aberration may be omitted.
  • each aberration of the patient's eye (intraocular aberration, corneal aberration, and internal aberration) is represented by a Zernike polynomial
  • each aberration is expressed by a Taylor expansion polynomial or a spherical harmonic function It may be represented by other functions such as
  • the simulation display of the optical characteristics of the patient's eye into which the toric IOL is inserted has been described as an example.
  • the present invention can also be applied to the case of performing simulation display of characteristics.
  • ophthalmic device 12 wavefront sensor 14 monitor 16 control device 20 illumination system 22 first imaging system 23 Hartmann image 24 projection system 26 second imaging system 27 corneal Meyer image 30 measurement controller 32 aberration calculator 32a intraocular aberration calculator 32b cornea Aberration calculation unit 32c Internal aberration calculation unit 34 Display control unit 35 Internal aberration prediction unit 36 Recalculation unit 37 Repetition control unit 38 Evaluation value calculation unit 39 Optimal value determination unit 40 Optical property screen 42 Left/right eye switching button 44 Layout switching button 46 Display Field 50 Corneal axial power map 52 K value information 54 Ocular total aberration map 56 Astigmatism map 58 Spherical aberration map 60 Higher order aberration map 62 Corneal higher order aberration information 64 Corneal spherical aberration information 66 Corneal astigmatism information 68 Landolt's ring simulation images 70 and 70A , 70B Check box 71 Optimization icons 72, 72A, 72B Operation icon 74 Axis angle information 74A Degree information 74B Position information 80 Storage units 81, 81A Past

Landscapes

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

Abstract

眼内レンズが挿入されている患者眼に対応した患者眼の光学特性のシミュレーションを行うことができる光学特性表示装置及び光学特性表示方法を提供する。眼内レンズが挿入された患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する収差取得部と、少なくとも眼内収差及び内部収差に基づき、患者眼の光学特性をモニタに表示させる表示制御部と、患者眼内の内部収差の１又は複数のパラメータのみを変更する変更操作を受け付ける第１操作部と、第１操作部に対する変更操作に応じて、パラメータの変更後の内部収差を予測する内部収差予測部と、内部収差予測部が予測した内部収差と、収差取得部が取得した角膜収差と、に基づき眼内収差の再演算を行う再演算部と、を備え、表示制御部が、内部収差予測部が予測した内部収差と、再演算部が再演算した眼内収差と、に基づきモニタに表示する光学特性を更新する更新処理を行う。

Description

光学特性表示装置及び光学特性表示方法
　本発明は、患者眼の収差に基づき患者眼の光学特性をモニタに表示させる光学特性表示装置及び光学特性表示方法に関する。
　波面センサを用いて患者眼の眼底からの戻り光を撮像して患者眼のハルトマン像を取得する眼科装置が知られている（特許文献１から３参照）。この眼科装置は、患者眼のハルトマン像に基づき患者眼の波面収差を解析し、さらにこの波面収差を例えばゼルニケ解析して、ゼルニケ多項式（ゼルニケ係数）で表される患者眼の眼内収差を演算する。また、眼科装置は、プラチドリングが投影された患者眼の前眼部からの戻り光を撮像して患者眼の前眼部像を取得し、この前眼部像を解析してゼルニケ多項式で表される患者眼の角膜の角膜収差を演算する。さらに、眼科装置は、眼内収差の演算結果と角膜収差の演算結果とに基づき、患者眼の内部収差を演算する（特許文献１参照）。
　眼科装置は、上述の患者眼の各収差の演算結果に基づき、患者眼の光学特性をグラフィックで表した光学特性画面を生成し、この光学特性画面をモニタに表示させる。この光学特性画面には、各収差の収差マップ（球面収差マップ、高次収差マップ）、変調伝達関数（Modulation Transfer Function：ＭＴＦ）、及び患者眼によるランドルト環の見え方（特許文献２参照）などが含まれる。
　さらに特許文献３に記載の眼科装置は、ゼルニケ多項式で表される患者眼の眼内収差に基づき患者眼の低次収差（眼鏡等で矯正可能な収差）と高次収差とを演算する。そして、特許文献３に記載の眼科装置は、高次収差が閾値以上である場合には、ゼルニケ多項式の低次項（低次ゼルニケ係数）を変化させながらストレール比（Strehl definition）を演算してこのストレール比が極大値になる条件を求め、そのときの低次収差量を患者眼の矯正値として決定する。
特開２００２－２０４７８４号公報 特開２００２－２０９８５４号公報 特開２００４－０８９２７８号公報
　患者が角膜に乱視がある白内障患者である場合には、白内障手術の際に角膜の乱視を打ち消すために、眼内レンズとしてトーリックＩＯＬ（intraocular lens）を患者眼に挿入する場合がある。この場合には、白内障手術の術前に患者眼に挿入するトーリックＩＯＬの軸角度を決定し、白内障手術の術中にはトーリックＩＯＬの軸角度が患者眼の乱視軸からずれないように患者眼にガイド光を投影している。しかしながら、術中の患者眼の切開による惹起乱視の影響、及び術後に患者眼に挿入したトーリックＩＯＬの軸角度がずれる、などの影響により患者眼の再手術が必要になる場合がある。
　患者眼の再手術を行う前には、患者眼の内部収差（トーリックＩＯＬの収差）のパラメータ、例えば軸角度を変更すると上述の患者眼の光学特性（特に患者眼による見え方）がどのように変化するのかをシミュレーションし、この光学特性のシミュレーション結果を医師及び患者等に呈示することが好ましい。しかしながら、上記特許文献１及び特許文献２に記載の眼科装置では患者眼の光学特性のシミュレーションを行うことができない。
　一方、特許文献３には患者眼の収差を表すゼルニケ多項式の低次項を変化させることが開示されている。そして、特許文献３に記載の患者眼にはトーリックＩＯＬ等が挿入されていないので、特許文献３に記載の眼科装置ではゼルニケ多項式の低次項を全て変化させることができる。しかしながら、トーリックＩＯＬなどの眼内レンズが挿入されている患者眼では、患者眼の光学特性のシミュレーションを行う場合に変化させることができるパラメータが、トーリックＩＯＬの軸角度、度数、及び位置などの眼内レンズに対応したパラメータに限られる。このため、トーリックＩＯＬなどの眼内レンズが挿入されている患者眼を想定していない特許文献３に記載の眼科装置は、眼内レンズに対応したパラメータを変化させた場合の患者眼の光学特性のシミュレーションを行うことができず、そのシミュレーション結果を医師などに呈示することができない。
　本発明はこのような事情に鑑みてなされたものであり、眼内レンズが挿入されている患者眼に対応した患者眼の光学特性のシミュレーションを行うことができる光学特性表示装置及び光学特性表示方法を提供することを目的とする。
　本発明の目的を達成するための光学特性表示装置は、眼内レンズが挿入された患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する収差取得部と、収差取得部が取得した眼内収差、角膜収差、及び内部収差の中で、少なくとも眼内収差及び内部収差に基づき、患者眼の光学特性をモニタに表示させる表示制御部と、患者眼内の内部収差の１又は複数のパラメータのみを変更する変更操作を受け付ける第１操作部と、第１操作部に対する変更操作に応じて、パラメータの変更後の内部収差を予測する内部収差予測部と、内部収差予測部が予測した内部収差と、収差取得部が取得した角膜収差と、に基づき眼内収差の再演算を行う再演算部と、を備え、表示制御部が、内部収差予測部が予測した内部収差と、再演算部が再演算した眼内収差と、に基づきモニタに表示する光学特性を更新する更新処理を行う。
　この光学特性表示装置によれば、眼内レンズのパラメータを変更した場合の患者眼の光学特性を予測（シミュレーション）して、その結果をモニタに表示させることができる。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、表示制御部が、光学特性の他に、第１操作部を示す操作アイコンをモニタに表示させる。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、第１操作部でパラメータの変更操作が繰り返し実行されるごとに、内部収差予測部による内部収差の予測と、再演算部による眼内収差の再演算と、表示制御部による更新処理と、が繰り返し実行される。これにより、パラメータの最適値を決定することができる。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、パラメータの最適化を行う最適化操作を受け付ける第２操作部と、第２操作部で最適化操作が行われた場合に、パラメータを変更しながら内部収差予測部による内部収差の予測と、再演算部による眼内収差の再演算とを繰り返し実行する繰り返し制御部と、再演算部がパラメータごとに再演算した眼内収差に基づき、パラメータごとに、パラメータの最適化の指標となる評価値を演算する評価値演算部と、評価値演算部によるパラメータごとの評価値の演算結果に基づき、パラメータの最適値を決定する最適値決定部と、を備える。これにより、パラメータの最適値の決定を自動で行うことができるため、この最適化を簡単かつ短時間で実行することができる。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、評価値が、変調伝達関数又はストレール比である。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、表示制御部が、パラメータごとの内部収差及び眼内収差の中から、最適値決定部が決定した最適値に対応する内部収差及び眼内収差を選択し、最適値に対応する内部収差及び眼内収差に基づき更新処理を実行する。これにより、最適値に対応した患者眼の光学特性の予測結果（シミュレーション結果）をモニタに表示させることができる。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、表示制御部が、パラメータの値をモニタに表示し、且つ第１操作部での変更操作の前後でモニタに表示するパラメータの値の表示態様を変える。検者は、変更操作後のパラメータの値を認識すると共に、このパラメータに対応する患者眼の光学特性がモニタに表示されていることを認識可能である。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、収差取得部が、患者眼のハルトマン像を撮像する第１撮像系と、第１撮像系が撮像したハルトマン像に基づき、眼内収差を演算する眼内収差演算部と、予め定められたパターン光が投影された患者眼の前眼部像を撮像する第２撮像系と、第２撮像系が撮像した前眼部像に基づき、角膜収差を演算する角膜収差演算部と、眼内収差演算部による眼内収差の演算結果と、角膜収差演算部による角膜収差の演算結果とに基づき、内部収差を演算する内部収差演算部と、を備える。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、予め測定された眼内収差、角膜収差、及び内部収差を記憶する第１記憶部を備え、収差取得部が、第１記憶部から眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する。これにより、検者の手間及び患者の負担を減らすことができる。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、患者眼のハルトマン像、及び予め定められたパターン光が投影された患者眼の前眼部像を含む患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差の演算に必要な情報を記憶した第２記憶部を備え、収差取得部が、第２記憶部に記憶されている情報に基づき眼内収差を演算する眼内収差演算部と、第２記憶部に記憶されている情報に基づき角膜収差を演算する角膜収差演算部と、第２記憶部に記憶されている情報に基づき内部収差を演算する内部収差演算部と、を備える。これにより、検者の手間及び患者の負担を減らすことができる。
　本発明の他の態様に係る光学特性表示装置において、パラメータが、眼内レンズの軸角度、度数、及び位置の少なくともいずれか１つを含む。
　本発明の目的を達成するための光学特性表示方法は、眼内レンズが挿入された患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差であって且つ関数で表される眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する収差取得ステップと、収差取得ステップで取得した眼内収差、角膜収差、及び内部収差の中で、少なくとも眼内収差及び内部収差に基づき、患者眼の光学特性をモニタに表示させる表示制御ステップと、患者眼内の内部収差のパラメータのみを変更する変更操作を受け付ける操作ステップと、操作ステップでの変更操作に応じて、パラメータの変更後の内部収差を予測する予測ステップと、予測ステップで予測した内部収差と、収差取得ステップで取得した角膜収差とに基づき、眼内収差の再演算処理を行う再演算ステップと、予測ステップで予測した内部収差と、再演算ステップで再演算処理した眼内収差と、に基づき、モニタに表示する光学特性を更新する更新処理を行う更新ステップと、を有する。
　本発明は、眼内レンズが挿入されている患者眼に対応した患者眼の光学特性のシミュレーションを行うことができる。
第１実施形態の眼科装置のブロック図である。 モニタに表示される光学特性画面の一例を示した図である。 チェックボックスに対してチェック操作がなされた場合の光学特性画面の一例を示した説明図である。 操作アイコンに対する内部収差の軸角度の変更操作後の光学特性画面の一例を示した説明図である。 第１実施形態の眼科装置による患者眼の光学特性のシミュレーション表示の流れを示したフローチャートである。 第２実施形態の眼科装置のブロック図である。 第２実施形態の眼科装置による患者眼の光学特性のシミュレーション表示の流れを示したフローチャートである。 第３実施形態の眼科装置のブロック図である。 第３実施形態の眼科装置による患者眼の光学特性のシミュレーション表示の流れを示したフローチャートである。 第４実施形態の眼科装置を示したブロック図である。 内部収差のパラメータとしてＩＯＬの度数の変更操作が可能な第５実施形態の光学特性画面の一例を示した図である。 内部収差のパラメータとしてＩＯＬの位置の変更操作が可能な第５実施形態の光学特性画面の一例を示した図である。
　［第１実施形態］
　図１は、本発明の光学特性表示装置に相当する第１実施形態の眼科装置１０のブロック図である。
　図１に示すように、眼科装置１０は、眼内レンズとして例えばトーリックＩＯＬ（以下、ＩＯＬと略す）が挿入されている患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差を測定し、その測定結果に基づき患者眼の光学特性をグラフィック表示した光学特性画面４０を生成して、この光学特性画面４０をモニタ１４に表示させる。なお、患者には被検者が含まれ、患者眼には被検眼が含まれるものとする。また、本明細書において眼内収差とは眼全体（眼球全体）の収差であり、内部収差とは角膜を除いたＩＯＬの収差である。
　また、眼科装置１０は、ＩＯＬが挿入されている患者眼の内部収差のパラメータを変更する再手術が行われる前に、この再手術後の患者眼の光学特性を予測するシミュレーションを行い、このシミュレーション結果に基づき光学特性画面４０内の表示を更新する機能を有する。この内部収差のパラメータとしてはＩＯＬの軸角度、度数、位置などが例として挙げられる。以下、本実施形態では、内部収差のパラメータとして軸角度を変更する再手術前において、患者眼の光学特性のシミュレーションを行う場合を例に挙げて説明を行う。
　なお、眼科装置１０は、公知の角膜トポグラフィー機能を有しており、患者眼の角膜形状を測定することができる。この角膜形状としては、例えば、後述の図２に示すように、患者眼の角膜の曲率をディオプターで表した角膜アキシャルパワーマップ（Axial Power Map）５０、及びＫ値情報５２（角膜屈折力）等が挙げられる。
　眼科装置１０は、波面センサ１２とモニタ１４と制御装置１６とを備える。波面センサ１２は、後述の制御装置１６の収差演算部３２と共に本発明の収差取得部を構成する。波面センサ１２は、照明系２０及び第１撮像系２２と、投影系２４及び第２撮像系２６とを備える。
　照明系２０及び第１撮像系２２は、患者眼の眼内収差の測定（取得）に用いられる。照明系２０は、患者眼の眼底に照明光（例えば赤外光）を照射する。第１撮像系２２は、照明系２０により照明光が照射されている眼底からの戻り光を不図示のハルトマン板を通して撮像して、患者眼のハルトマン像２３を制御装置１６へ出力する。なお、ハルトマン像２３の撮像に用いられる照明系２０及び第１撮像系２２の構成については公知技術（上記特許文献１から３参照）であるので、ここでは具体的な説明は省略する。
　投影系２４及び第２撮像系２６は、患者眼の角膜収差の測定（取得）に用いられる。投影系２４は、患者眼の角膜に対して、本発明の予め定められたパターン光に相当するプラチドリング光（ケラトリング光でも可）を投影する。第２撮像系２６は、投影系２４によりプラチドリング光が投影されている角膜からの戻り光を撮像して、患者眼の前眼部像である角膜マイヤー像２７を制御装置１６へ出力する。なお、角膜マイヤー像２７の撮像に用いられる投影系２４及び第２撮像系２６の構成についても公知技術（上記特許文献１から２参照）であるので、ここでは具体的な説明は省略する。また、投影系２４及び第２撮像系２６が波面センサ１２とは別体に設けられていてもよい。
　モニタ１４は、制御装置１６の制御の下、光学特性画面４０の表示を行う。また、モニタ１４は、所謂タッチパネル式であり、検者による各種の入力操作を受け付ける操作部としても機能する。この入力操作としては、患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差の測定開始操作、患者眼の光学特性のシミュレーション開始操作、及び内部収差のパラメータ（軸角度等）の変更操作などが例として挙げられる。なお、これらの操作を行う操作部をモニタ１４とは別体に設けてもよい。
　制御装置１６は、各種のプロセッサ（Processor）及びメモリ等から構成された演算回路を備える。各種のプロセッサには、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、及びプログラマブル論理デバイス［例えばＳＰＬＤ（Simple Programmable Logic Devices）、ＣＰＬＤ（Complex Programmable Logic Device）、及びＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Arrays）］等が含まれる。なお、制御装置１６の各種機能は、１つのプロセッサにより実現されてもよいし、同種または異種の複数のプロセッサで実現されてもよい。
　制御装置１６には、モニタ１４に対してタッチ操作で入力された入力操作に基づき、波面センサ１２及びモニタ１４の動作を統括制御する。具体的には制御装置１６は、波面センサ１２によるハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７の撮像と、モニタ１４による光学特性画面４０の表示と、を制御する。この制御装置１６は、不図示の制御プログラムを実行することで、測定制御部３０、収差演算部３２、表示制御部３４、内部収差予測部３５、及び再演算部３６として機能する。
　測定制御部３０は、モニタ１４に対して入力された測定開始操作に基づき、波面センサ１２によるハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７の撮像を実行させる。これにより、収差演算部３２にハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７が入力される。
　収差演算部３２は、患者眼の眼内収差を演算する眼内収差演算部３２ａと、患者眼の角膜収差を演算する角膜収差演算部３２ｂと、患者眼の内部収差を演算する内部収差演算部３２ｃと、を含む。
　眼内収差演算部３２ａは、第１撮像系２２から入力されたハルトマン像２３を解析して患者眼の眼内収差を演算する。具体的には眼内収差演算部３２ａは、ハルトマン像２３を解析して患者眼（眼球）の波面収差を演算し、さらにこの波面収差を数学的な記述子で表す。例えば眼内収差演算部３２ａは、患者眼の波面収差をゼルニケ多項式に展開するゼルニケ解析を行う。これにより、眼内収差演算部３２ａは、ゼルニケ多項式（ゼルニケ係数）で表される患者眼の眼内収差を演算する。
　角膜収差演算部３２ｂは、第２撮像系２６から入力された角膜マイヤー像２７を解析して、患者眼の角膜の収差によって発生するプラチドリング像の歪みに基づき、ゼルニケ多項式（ゼルニケ係数）で表される角膜収差を演算する。
　内部収差演算部３２ｃは、眼内収差演算部３２ａによる眼内収差の演算結果と、角膜収差演算部３２ｂによる角膜収差の演算結果と、に基づき、ゼルニケ多項式（ゼルニケ係数）で表される患者眼の内部収差を演算する。
　なお、眼内収差、角膜収差、及び内部収差の具体的な演算方法は、公知技術［上記特許文献１～３（特に特許文献１）、特開２０２０－８１４５０号公報参照］であるので、ここでは具体的な説明は省略する。
　表示制御部３４は、モニタ１４の表示を制御する。この表示制御部３４は、収差演算部３２による各収差の演算結果と、ハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７と、予め取得された角膜アキシャルパワーマップ５０及びＫ値情報５２と、に基づき光学特性画面４０を生成し、この光学特性画面４０をモニタ１４に表示させる。
　図２は、モニタ１４に表示される光学特性画面４０の一例を示した図である。この光学特性画面４０は、左右眼切替ボタン４２と、レイアウト切替ボタン４４と、表示欄４６と、を含む。
　左右眼切替ボタン４２は、光学特性を表示する患者眼の左右眼の切替操作に用いられる。表示制御部３４は、検者による左右眼切替ボタン４２に対する左右眼切替操作に応じて光学特性画面４０に表示する左右眼の光学特性の表示切替を行う。
　レイアウト切替ボタン４４は、光学特性画面４０に表示する患者眼の光学特性のレイアウトの切替操作に用いられる。レイアウトの種類としては、眼球収差マップを表示する「眼球収差マップ」、角膜収差マップを表示する「角膜収差マップ」、再手術前の患者眼の光学特性のシミュレーション表示に用いられる「ＩＯＬセレクションマップ」などが例として挙げられる。表示制御部３４は、レイアウト切替ボタン４４に対する選択操作に応じて、この選択操作に対応した患者眼の光学特性を表示欄４６に表示させる。
　なお、本実施形態では、「ＩＯＬセレクションマップ」が選択されているものとして説明を行う。表示制御部３４は、収差演算部３２による患者眼の眼内収差（波面収差）、角膜収差、及び内部収差の演算結果に基づき患者眼の光学特性を示すグラフィックを生成し、このグラフィックを「ＩＯＬセレクションマップ」の表示欄４６に表示させる。また、表示制御部３４は、収差演算部３２での演算（解析）に用いられたハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７と、眼科装置１０の角膜トポグラフィー機能により予め取得された角膜アキシャルパワーマップ５０及びＫ値情報５２と、を「ＩＯＬセレクションマップ」の表示欄４６に表示させる。
　「ＩＯＬセレクションマップ」の表示欄４６には、患者眼の光学特性を示すグラフィックとして、「眼球全収差マップ５４」と、「乱視マップ５６」と、「球面収差マップ５８」と、「高次収差マップ６０」と、「角膜高次収差情報６２」と、「角膜球面収差情報６４」と、「角膜乱視情報６６」と、「ランドルト環シミュレーション画像６８」と、が表示される。また、表示欄４６には「チェックボックス７０」が表示される。
　眼球全収差マップ５４は、患者眼の全屈折状態を表示する。乱視マップ５６は、患者眼の乱視のマップであり、上から順に角膜乱視、眼球乱視、内部乱視を示す。球面収差マップ５８は、患者眼の球面収差のマップであり、上から順に角膜球面収差、眼球球面収差、内部球面収差を示す。高次収差マップ６０は、患者眼の高次収差のマップであり、上から順に角膜高次収差、眼球高次収差、内部高次収差を示す。表示制御部３４は、患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差の演算結果に基づき、公知の方法（例えば特許文献１参照）で眼球全収差マップ５４、乱視マップ５６、球面収差マップ５８、及び高次収差マップ６０を生成して、表示欄４６に表示させる。
　角膜高次収差情報６２は、患者眼の角膜の高次収差の値を表示する。角膜球面収差情報６４は、患者眼の角膜の球面収差の値を表示する。角膜乱視情報６６は、患者眼の角膜の乱視度の値を表示する。表示制御部３４は、患者眼の角膜収差の演算結果に基づき、公知の方法で角膜高次収差、角膜球面収差、及び角膜乱視度を演算して、その演算結果である角膜高次収差情報６２、角膜球面収差情報６４、及び角膜乱視情報６６を表示欄４６に表示させる。
　ランドルト環シミュレーション画像６８は、患者眼によるランドルト環の見え方を表した画像である。表示制御部３４は、眼内収差演算部３２ａがハルトマン像２３から演算した患者眼の波面収差に基づき、公知の方法（例えば上記特許文献１及び２参照）でランドルト環シミュレーション画像６８を生成して表示欄４６に表示させる。
　チェックボックス７０は、患者眼内のＩＯＬの軸角度に相当する内部収差の軸角度を変更した場合の患者眼の光学特性のシミュレーション表示を開始するための開始操作、具体的にはチェック操作を受け付ける。
　図３は、チェックボックス７０に対してチェック操作がなされた場合の光学特性画面４０の一例を示した説明図である。図３に示すように、表示制御部３４は、検者によりチェックボックス７０に対してチェック操作がなされると、操作アイコン７２と、軸角度情報７４と、を光学特性画面４０の例えば表示欄４６内（表示欄４６外でも可）に表示させる。
　操作アイコン７２は、本発明の第１操作部に相当するものであり、ＩＯＬの収差に相当する内部収差のパラメータを変更する変更操作、ここでは内部収差の軸角度の変更操作を受け付ける。この軸角度の変更操作には、軸角度を時計回り方向に回転させる回転操作と、反時計回り方向に回転させる回転操作と、が含まれる。
　なお、操作アイコン７２は、内部収差の軸角度の変更操作が可能であれば、数、形状、及び表示態様は特に限定されず、例えば、光学特性画面４０（表示欄４６）上に操作アイコン７２をポップアップ表示してもよい。また、操作アイコン７２に対する軸角度の入力方法は、タッチ操作、モーション操作、ドラック操作、及びキーボードなどによる直接入力など特に限定はされない。
　軸角度情報７４は、内部収差の軸角度の値（本発明のパラメータの値に相当）を表示する。ここでは、現在（再術前）の内部収差（患者眼内のＩＯＬ）の軸角度を０度とし、操作アイコン７２に対する軸角度の変更操作によって軸角度を０度から時計回り方向にα度回転させた場合には＋α度とし、逆に軸角度を０度から反時計回り方向にα度回転させた場合には－α度とする。
　図１に戻って、内部収差予測部３５は、操作アイコン７２に対する内部収差の軸角度の変更操作がなされた場合に、この変更操作後の内部収差を予測するシミュレーションを行う。具体的には内部収差予測部３５は、内部収差演算部３２ｃが演算した内部収差を表すゼルニケ多項式を参照する。次いで、内部収差予測部３５は、内部収差を表すゼルニケ多項式の中で内部収差の軸角度に対応する２次の項を変更する。これにより、内部収差予測部３５は、内部収差の軸角度の変更後の内部収差をシミュレーション（予測）可能である。以下、内部収差予測部３５は、操作アイコン７２に対する内部収差の軸角度の変更操作がなされるごとに、内部収差のシミュレーションを繰り返し実行する。
　再演算部３６は、内部収差予測部３５による内部収差のシミュレーションが行われると、内部収差予測部３５がシミュレーションした患者眼の内部収差と、角膜収差演算部３２ｂにより演算された角膜収差とに基づき、患者眼の眼内収差の再演算処理を行う。これにより、内部収差の軸角度の変更後の眼内収差がシミュレーションされる。以下、再演算部３６は、内部収差予測部３５による新たな内部収差のシミュレーションが行われるごとに、眼内収差の再演算処理、すなわち眼内収差のシミュレーションを行う。
　図４は、操作アイコン７２に対する内部収差の軸角度の変更操作後の光学特性画面４０の一例を示した説明図である。図４に示すように、表示制御部３４は、内部収差予測部３５による内部収差のシミュレーションと、再演算部３６による眼内収差の再演算処理と、が実行されると、これらの結果に基づき、表示欄４６内の内部収差及び眼内収差に対応する患者眼の光学特性の表示を更新する更新処理を実行して、内部収差及び眼内収差のシミュレーション表示を行う。ここで内部収差及び眼内収差に対応する患者眼の光学特性とは、内部収差及び眼内収差の少なくとも一方に基づき生成又は演算された各種マップ、画像、及び測定値などである。例えば本実施形態では、眼球全収差マップ５４と、角膜収差を除いた乱視マップ５６、球面収差マップ５８、及び高次収差マップ６０と、ランドルト環シミュレーション画像６８と、が更新（シミュレーション表示）される。
　また、表示制御部３４は、内部収差の軸角度の変更操作前後での軸角度情報７４の表示態様を変更する。例えば、変更操作前後で軸角度情報７４の表示色を変えたり、フォントを変えたり、或いは大きさを変えたりなどの軸角度の変更操作前の軸角度情報７４との違いが明確になれば特に限定はされない。
　［第１実施形態の作用］
　図５は、本発明の光学特性表示方法に係る、上記構成の第１実施形態の眼科装置１０による患者眼の光学特性のシミュレーション表示の流れを示したフローチャートである。
　図５に示すように、ＩＯＬの挿入手術を受けた患者の顔が不図示の顔支持部に支持されている状態で検者がモニタ１４に対して測定開始操作を行うと、公知のアライメントが実行された後、測定制御部３０が作動する。そして、測定制御部３０が、波面センサ１２の各部を制御して、患者眼のハルトマン像２３の撮像（ステップＳ１）と角膜マイヤー像２７の撮像（ステップＳ２）とを実行させる。これにより、波面センサ１２から収差演算部３２に対して、ハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７が入力される。
　次いで、眼内収差演算部３２ａがハルトマン像２３を解析してゼルニケ多項式で表される患者眼の眼内収差を演算し（ステップＳ３）、角膜収差演算部３２ｂが角膜マイヤー像２７を解析してゼルニケ多項式で表される患者眼の角膜収差を演算する（ステップＳ４）。そして、内部収差演算部３２ｃが、眼内収差演算部３２ａによる眼内収差の演算結果と、角膜収差演算部３２ｂによる角膜収差の演算結果と、に基づき、ゼルニケ多項式で表される患者眼の内部収差を演算する（ステップＳ５）。なお、ステップＳ１からステップＳ５までが本発明の収差取得ステップに相当する。
　患者眼の各種収差の演算が完了すると、表示制御部３４が、各収差の演算結果と、ハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７と、予め取得された角膜アキシャルパワーマップ５０及びＫ値情報５２と、に基づき、既述の図２に示したような光学特性画面４０を生成してモニタ１４に表示させる（ステップＳ６、本発明の表示制御ステップに相当）。
　患者眼内の内部収差のパラメータとして軸角度を変更した場合の患者眼の光学特性のシミュレーション表示を行う場合には、既述の図３に示したように、検者が光学特性画面４０の表示欄４６内のチェックボックス７０に対してチェック操作を行う。これにより、表示制御部３４が表示欄４６内に操作アイコン７２と軸角度情報７４とを表示させる。
　次いで、検者が操作アイコン７２に対する内部収差の軸角度の変更操作を開始すると（ステップＳ７、本発明の操作ステップに相当）、内部収差予測部３５が作動する。内部収差予測部３５は、内部収差演算部３２ｃにより演算された内部収差を表すゼルニケ多項式の中で内部収差の軸角度に対応する２次の項を変更することで、この軸角度を変更した場合の患者眼の内部収差を予測するシミュレーションを行う（ステップＳ８、本発明の予測ステップに相当）。
　そして、再演算部３６が、内部収差予測部３５による内部収差のシミュレーション結果（予測結果）と、角膜収差演算部３２ｂにより演算された角膜収差とに基づき、患者眼の眼内収差の再演算処理を行うことで、内部収差の軸角度を変更した場合の患者眼の眼内収差をシミュレーションする（ステップＳ９、本発明の再演算ステップに相当）。
　再演算部３６による眼内収差の再演算処理が完了すると、表示制御部３４が、既述の図４に示したように、内部収差予測部３５による内部収差のシミュレーション結果と、再演算部３６による眼内収差の再演算結果と、に基づき、表示欄４６内の対応する光学特性の表示を更新するシミュレーション表示を行う（ステップＳ１０）。なお、ステップＳ１０は、本発明の更新ステップに相当する。これにより、検者（医師）及び患者は、内部収差の軸角度を変更した場合に患者眼による見え方がどのように変化するのかを確認可能である。
　また同時に、表示制御部３４は、操作アイコン７２に対する内部収差の軸角度の変更操作に応じて軸角度情報７４の表示態様を変更する。これにより、検者は、変更操作後の内部収差の軸角度を認識すると共に、この軸角度に対応する患者眼の光学特性のシミュレーション表示が行われていることを認識可能である。
　以下、操作アイコン７２に対する内部収差の軸角度の変更操作が行われるごとに、上述のステップＳ８からステップＳ１０までの処理が繰り返し実行される（ステップＳ１１）。これにより、医師は、変更操作ごとに表示欄４６上で更新される患者眼の光学特性のシミュレーション表示を参照することで、内部収差の軸角度の最適値を決定可能である。
　以上のように第１実施形態の眼科装置１０では、内部収差の軸角度を変更した場合の患者眼の内部収差及び眼内収差のシミュレーションと、このシミュレーション結果に基づいた患者眼の光学特性のシミュレーション表示と、を行うことができる。これにより、内部収差の軸角度等の内部収差のパラメータ変更に対応した患者眼の光学特性のシミュレーションが可能になる。その結果、医師及び患者が再手術を行うか否かの判断を行ったり、或いは再手術を行う場合には医師が内部収差（ＩＯＬ）の軸角度をどの程度回転させればよいのかの判断を行ったりする際の判断材料を提供することができる。
　［第２実施形態］
　図６は、本発明の第２実施形態の眼科装置１０のブロック図である。上記第１実施形態では、医師が、内部収差の軸角度の変更操作を行いながら内部収差の軸角度の最適値を決定している。これに対して第２実施形態の眼科装置１０は、内部収差の軸角度の最適化を行う機能を有しており、この最適値を自動で決定することができる。
　図６に示すように、第２実施形態の眼科装置１０は、表示制御部３４が光学特性画面４０内に最適化アイコン７１を表示させ、且つ制御装置１６がさらに繰り返し制御部３７、評価値演算部３８、及び最適値決定部３９として機能する点を除けば上記第１実施形態の眼科装置１０と基本的に同じ構成である。このため、上記第１実施形態と機能又は構成上同一のものについては、同一符号を付してその説明は省略する。
　最適化アイコン７１は、本発明の第２操作部に相当するものであり、内部収差の軸角度の最適化を行うための最適化操作を受け付ける。これにより、制御装置１６の繰り返し制御部３７、評価値演算部３８、及び最適値決定部３９が作動する。
　繰り返し制御部３７は、内部収差の軸角度の設定を変更しながら、内部収差予測部３５による内部収差のシミュレーションと、再演算部３６による眼内収差の再演算処理と、を繰り返し実行させる繰り返し制御を行う。これにより、内部収差の軸角度ごとに内部収差及び眼内収差がシミュレーションされる。
　評価値演算部３８は、上述の繰り返し制御において再演算部３６が内部収差の軸角度ごとに再演算処理した眼内収差に基づき、内部収差の軸角度ごとに、内部収差の軸角度の最適化の指標となる評価値を演算する。この評価値としては、解像力の指標となる変調伝達関数（ＭＴＦ）、又は点像の評価法として知られているストレール比などが挙げられる。なお、患者眼の眼内収差（波面収差）からＭＴＦ又はストレール比を演算する方法は公知技術（上記特許文献１から３参照）であるので、ここでは具体的な説明は省略する。
　最適値決定部３９は、評価値演算部３８による内部収差の軸角度ごとの評価値演算結果に基づき、評価値が最大になる内部収差の軸角度を最適値として決定し、この最適値の決定結果を表示制御部３４へ出力する。
　第２実施形態の表示制御部３４は、最適値決定部３９が決定した内部収差の軸角度の最適値に基づき、上述の繰り返し制御において求められた内部収差の軸角度ごとの内部収差及び眼内収差の中から、最適値に対応した内部収差及び眼内収差を選択する。そして、表示制御部３４は、最適値に対応する内部収差及び眼内収差に基づき、表示欄４６内の対応する光学特性の表示を更新するシミュレーション表示を行う。
　なお、最適値決定部３９が内部収差の軸角度の最適値を決定した場合に、内部収差予測部３５による最適値に対応した内部収差のシミュレーションと、再演算部３６による眼内収差の再演算処理とを実行してもよい。
　図７は、第２実施形態の眼科装置１０による患者眼の光学特性のシミュレーション表示の流れを示したフローチャートである。なお、ステップＳ１からステップＳ６までの処理は、既述の図５で説明した第１実施形態と同じであるので、ここでは説明を省略する。
　検者は、内部収差の軸角度の最適化を行う場合には、光学特性画面４０内の最適化アイコン７１に対してタッチ操作による最適化操作を行う（ステップＳ７Ａ）。この最適化操作が行われると、制御装置１６の繰り返し制御部３７、評価値演算部３８、及び最適値決定部３９が作動する。
　次いで、繰り返し制御部３７が、繰り返し制御を開始して、内部収差の軸角度の変更（ステップＳ７Ｂ）と、内部収差予測部３５による内部収差のシミュレーション（ステップＳ７Ｃ）と、再演算部３６による眼内収差の再演算処理（ステップＳ７Ｄ）と、を繰り返し実行させる（ステップＳ７Ｅ）。これにより、内部収差の軸角度ごとに患者眼の内部収差及び眼内収差がシミュレーションされる。
　また、評価値演算部３８が、再演算部３６により内部収差の軸角度ごとに再演算処理された眼内収差に基づき、内部収差の軸角度ごとに評価値の演算を行う。なお、評価値演算部３８による評価値の演算は、図７に示したように上述の繰り返し制御の完了後に実行してもよいし、或いは繰り返し制御の実行中に再演算部３６が眼内収差を再演算するごとに実行してもよい。
　評価値演算部３８による内部収差の軸角度ごとの全ての評価値の演算が完了すると、最適値決定部３９が、各評価値の演算結果に基づき内部収差の軸角度の最適値を決定し、この最適値の決定結果を表示制御部３４へ出力する（ステップＳ７Ｇ）。
　そして、表示制御部３４が、最適値決定部３９が決定した内部収差の軸角度の最適値に対応した内部収差及び眼内収差に基づき、上記第１実施形態と同様に表示欄４６内の対応する光学特性の表示を更新するシミュレーション表示を行う（ステップＳ１０）。
　以上のように第２実施形態の眼科装置１０では、内部収差の軸角度の最適化を自動で行うことができるため、この最適化を簡単かつ短時間で実行することができる。
　［第３実施形態］
　図８は、第３実施形態の眼科装置１０のブロック図である。図９は、第３実施形態の眼科装置１０による患者眼の光学特性のシミュレーション表示の流れを示したフローチャートである。
　上記各実施形態の眼科装置１０では、波面センサ１２により患者眼のハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７を撮像し、これらハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７を収差演算部３２で解析することで患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する。これに対して、第３実施形態の眼科装置１０は、過去に測定された患者の眼内収差、角膜収差、及び内部収差の測定結果を取得する。
　図８に示すように、第３実施形態の眼科装置１０は、制御装置１６に記憶部８０及び検索部８２が設けられている点を除けば、上記各実施形態の眼科装置１０と基本的に同じ構成である。このため、上記各実施形態と機能又は構成上同一のものについては、同一符号を付してその説明は省略する。なお、第３実施形態（後述の第４実施形態も同様）では、制御装置１６が単体で本発明の光学特性表示装置として機能する。
　記憶部８０は、本発明の第１記憶部に相当するものであり、過去に測定された患者ごとの眼内収差、角膜収差、及び内部収差の測定結果を含む過去データ８１を記憶している。この過去データ８１には、例えば、複数の患者の固有識別情報である患者ＩＤ（identification）と、患者ごとの眼内収差、角膜収差、及び内部収差と、が対応付けられている。なお、記憶部８０は、制御装置１６の外部（例えば外部サーバ）に設けられていてもよい。
　検索部８２は、本発明の収差取得部に相当するものであり、記憶部８０内の過去データ８１から患者ＩＤに対応した眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する。
　例えば光学特性画面４０には患者ＩＤを入力するＩＤ入力欄（図示は省略）が設けられており、図９に示すように、このＩＤ入力欄に検者が患者ＩＤを入力すると（ステップＳ１Ａ）、検索部８２が、記憶部８０内の過去データ８１を参照して、患者ＩＤに対応する眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する（ステップＳ１Ｂ，Ｓ１Ｃ）。
　このように検索部８２が眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得することで、上記第１実施形態の図５に示したステップＳ６以降の処理を実行したり、或いは上記第２実施形態の図７に示したステップＳ６以降の処理を実行したりすることができる。
　以上のように第３実施形態では、記憶部８０内の過去データ８１から眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得することで、波面センサ１２によるハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７の撮像を行うことなく、患者眼の内部収差及び眼内収差のシミュレーションと、患者眼の光学特性のシミュレーション表示と、を行うことができる。その結果、検者の手間及び患者の負担を減らすことができる。また、患者眼の各収差の測定を行う場所とは異なる場所で、上述のシミュレーション及びシミュレーション表示を行うことができる。
　［第４実施形態］
　図１０は、第４実施形態の眼科装置１０を示したブロック図である。上記第３実施形態の眼科装置１０では、患者の眼内収差、角膜収差、及び内部収差の測定結果を示す過去データ８１を記憶部８０に記憶させているが、図１０に示すように第４実施形態の眼科装置１０では、過去データ８１とは異なる過去データ８１Ａを記憶部８０内に記憶させている。
　第４実施形態の眼科装置１０は、記憶部８０内に過去データ８１Ａを記憶している点を除けば、上記第３実施形態の眼科装置１０と基本的に同じ構成であるので、このため、上記各実施形態と機能又は構成上同一のものについては、同一符号を付してその説明は省略する。なお、第４実施形態の記憶部８０は本発明の第２記憶部に相当する。
　過去データ８１Ａには、例えば、患者ごとの患者ＩＤと、患者ごとの各収差（眼内収差、角膜収差、及び内部収差）の演算に必要な情報（以下、演算用情報という）と、が対応付けられている。演算用情報としては、例えば、患者眼のハルトマン像２３、角膜マイヤー像２７、ハルトマン像２３及びプラチドリングの重心位置、及び収差演算の解析中心などが挙げられる。
　第４実施形態の検索部８２は、収差演算部３２と共に、本発明の収差取得部を構成する。この検索部８２は、検者が光学特性画面４０のＩＤ入力欄に患者ＩＤを入力した場合に、記憶部８０の過去データ８１Ａを参照して、患者ＩＤに対応する演算用情報を取得する。そして、検索部８２は、取得した演算用情報を収差演算部３２へ出力する。
　第４実施形態の収差演算部３２（眼内収差演算部３２ａ、角膜収差演算部３２ｂ、及び内部収差演算部３２ｃ）は、検索部８２から入力された演算用情報に基づき、上記第１実施形態及び第２実施形態と同様に、患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差を演算する。これにより、上記第３実施形態と同様に、上記第１実施形態の図５に示したステップＳ６以降の処理を実行したり、或いは上記第２実施形態の図７に示したステップＳ６以降の処理を実行したりすることができる。
　以上のように第４実施形態においても、記憶部８０（過去データ８１Ａ）から演算用情報を取得することで、波面センサ１２によるハルトマン像２３及び角膜マイヤー像２７の撮像を行うことなく、患者眼の内部収差及び眼内収差のシミュレーションと、患者眼の光学特性のシミュレーション表示と、を行うことができる。その結果、上記第３実施形態と同様の効果が得られる。
　［第５実施形態］
　図１１は、内部収差のパラメータとしてＩＯＬの度数の変更操作が可能な第５実施形態の光学特性画面４０の一例を示した図である。図１２は、内部収差のパラメータとしてＩＯＬの位置の変更操作が可能な第５実施形態の光学特性画面４０の一例を示した図である。
　上記各実施形態では、内部収差のパラメータとして内部収差の軸角度を変更した場合の患者眼の光学特性のシミュレーション表示を行っているが、第５実施形態の眼科装置１０では、軸角度以外のパラメータ、例えばＩＯＬの度数及び位置などを変更した場合の患者眼の光学特性のシミュレーション表示を行う。なお、第５実施形態の眼科装置１０は、上記各実施形態の眼科装置１０と基本的に同じ構成であるので、上記各実施形態と機能又は構成上同一のものについては同一符号を付してその説明は省略する。
　図１１に示すように、第５実施形態の表示制御部３４は、患者眼内のＩＯＬの度数を変更（すなわちＩＯＬを交換）した場合の患者眼の光学特性のシミュレーション表示を行うモードでは、光学特性画面４０にチェックボックス７０Ａを表示させる。
　チェックボックス７０Ａは、患者眼内のＩＯＬの度数を変更した場合の患者眼の光学特性のシミュレーション表示を開始するための開始操作（チェック操作）を受け付ける。表示制御部３４は、検者によりチェックボックス７０Ａに対してチェック操作がなされると、操作アイコン７２Ａ及び度数情報７４Ａを光学特性画面４０内に表示させる。
　操作アイコン７２Ａ（第１操作部に相当）は、ＩＯＬの度数を変更する変更操作を受け付ける。このＩＯＬの度数の変更操作には、ＩＯＬの度数を上げる操作と度数を下げる操作と、が含まれる。
　度数情報７４Ａは、ＩＯＬの度数の値（本発明のパラメータの値に相当）を表示する。なお、表示制御部３４は、上記各実施形態と同様に、ＩＯＬの度数の変更操作前後での度数情報７４Ａの表示態様を変更する。
　また、図１２に示すように、第５実施形態の表示制御部３４は、患者眼内のＩＯＬの位置を変更した場合の患者眼の光学特性のシミュレーション表示を行うモードでは、光学特性画面４０を表示させる。
　チェックボックス７０Ｂは、患者眼内のＩＯＬの位置を変更した場合の患者眼の光学特性のシミュレーション表示を開始するための開始操作（チェック操作）を受け付ける。表示制御部３４は、検者によりチェックボックス７０Ｂに対してチェック操作がなされると、操作アイコン７２Ｂ及び位置情報７４Ｂを光学特性画面４０内に表示させる。
　操作アイコン７２Ｂ（第１操作部に相当）は、ＩＯＬの位置を変更（偏心）する変更操作を受け付ける。このＩＯＬの位置の変更操作には、患者眼内でのＩＯＬのＸＹ位置をそれぞれ個別に変更する操作が含まれる。
　位置情報７４Ｂは、患者眼内でのＩＯＬのＸＹ位置（ＸＹ座標）を表示する。なお、表示制御部３４は、上記各実施形態と同様に、ＩＯＬの位置の変更操作前後での位置情報７４Ｂの表示態様を変更する。
　第５実施形態の内部収差予測部３５は、操作アイコン７２Ａに対するＩＯＬの度数の変更操作がなされた場合、或いは操作アイコン７２Ｂに対するＩＯＬの位置の変更操作がなされた場合には、この変更操作後の内部収差を予測するシミュレーションを行う。
　例えば内部収差予測部３５は、ＩＯＬの度数の変更操作がなされた場合には内部収差を表すゼルニケ多項式の中でＩＯＬの度数に対応する２次の項を変更することで、ＩＯＬの度数の変更後の内部収差をシミュレーションする。また、内部収差予測部３５は、ＩＯＬの位置の変更操作がなされた場合には内部収差の再演算を行うことで、ＩＯＬの位置の変更後の内部収差をシミュレーションする。
　以下、上記各実施形態と同様に、再演算部３６による眼内収差の再演算と、表示制御部３４による患者眼の光学特性のシミュレーション表示と、が行われる。
　なお、軸角度、度数、及び位置以外の内部収差のパラメータの変更操作も同様に可能であり、この場合にも内部収差予測部３５による内部収差のシミュレーションと、再演算部３６による眼内収差の再演算と、表示制御部３４による患者眼の光学特性のシミュレーション表示と、が行われる。
　また、例えば光学特性画面４０に各操作アイコン７２，７２Ａ，７２Ｂを同時に表示することで、内部収差の複数のパラメータの変更操作を並行して行い、複数のパラメータ変更後の内部収差のシミュレーションと、眼内収差の再演算と、患者眼の光学特性のシミュレーション表示と、を行うこともできる。
　以上のように第５実施形態においても、医師及び患者が患者眼の再手術を行うか否かの判断を行ったり、或いは再手術を行う場合にはＩＯＬの度数及び位置の変更を行うか否かの判断を行ったりする際の判断材料を提供することができる。
　［その他］
　上記各実施形態では、光学特性画面４０に表示された操作アイコン７２，７２Ａ，７２Ｂを用いて内部収差の各種パラメータの変更操作を行ったり、或いは光学特性画面４０に表示された最適化アイコン７１を用いて各種パラメータの最適化操作を行ったりしているが、変更操作及び最適化操作の入力方法は特に限定されず、公知の各種操作部を用いてよい。
　上記各実施形態では波面センサ１２（第１撮像系２２、第２撮像系２６）を用いて患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得しているが、患者眼の各種収差を取得する方法は特に限定されず、他の公知の方法を用いて取得してもよい。
　上記各実施形態では、患者眼の角膜収差に対応する光学特性（角膜アキシャルパワーマップ５０、Ｋ値情報５２、角膜高次収差情報６２、角膜球面収差情報６４、及び角膜乱視情報６６など）を光学特性画面４０に表示させているが、角膜収差に対応する光学特性の表示は省略してもよい。
　上記各実施形態では、患者眼の各収差（眼内収差、角膜収差、及び内部収差）がゼルニケ多項式で表される場合を例に挙げて説明したが、各収差がテイラー展開多項式或いは球面調和関数などの他の関数で表されていてもよい。
　上記各実施形態では、トーリックＩＯＬが挿入された患者眼の光学特性のシミュレーション表示を行う場合を例に挙げて説明したが、トーリックＩＯＬ以外の公知の眼内レンズが挿入されている患者眼の光学特性のシミュレーション表示を行う場合にも本発明を適用可能である。
１０　眼科装置
１２　波面センサ
１４　モニタ
１６　制御装置
２０　照明系
２２　第１撮像系
２３　ハルトマン像
２４　投影系
２６　第２撮像系
２７　角膜マイヤー像
３０　測定制御部
３２　収差演算部
３２ａ　眼内収差演算部
３２ｂ　角膜収差演算部
３２ｃ　内部収差演算部
３４　表示制御部
３５　内部収差予測部
３６　再演算部
３７　繰り返し制御部
３８　評価値演算部
３９　最適値決定部
４０　光学特性画面
４２　左右眼切替ボタン
４４　レイアウト切替ボタン
４６　表示欄
５０　角膜アキシャルパワーマップ
５２　Ｋ値情報
５４　眼球全収差マップ
５６　乱視マップ
５８　球面収差マップ
６０　高次収差マップ
６２　角膜高次収差情報
６４　角膜球面収差情報
６６　角膜乱視情報
６８　ランドルト環シミュレーション画像
７０，７０Ａ，７０Ｂ　チェックボックス
７１　最適化アイコン
７２，７２Ａ，７２Ｂ　操作アイコン
７４　軸角度情報
７４Ａ　度数情報
７４Ｂ　位置情報
８０　記憶部
８１，８１Ａ　過去データ
８２　検索部

Claims (12)

  1. 　眼内レンズが挿入された患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する収差取得部と、
    　前記収差取得部が取得した前記眼内収差、前記角膜収差、及び前記内部収差の中で、少なくとも前記眼内収差及び前記内部収差に基づき、前記患者眼の光学特性をモニタに表示させる表示制御部と、
    　前記患者眼内の前記内部収差の１又は複数のパラメータのみを変更する変更操作を受け付ける第１操作部と、
    　前記第１操作部に対する前記変更操作に応じて、前記パラメータの変更後の前記内部収差を予測する内部収差予測部と、
    　前記内部収差予測部が予測した前記内部収差と、前記収差取得部が取得した前記角膜収差と、に基づき前記眼内収差の再演算を行う再演算部と、
    　を備え、
    　前記表示制御部が、前記内部収差予測部が予測した前記内部収差と、前記再演算部が再演算した前記眼内収差と、に基づき前記モニタに表示する前記光学特性を更新する更新処理を行う光学特性表示装置。
  2. 　前記表示制御部が、前記光学特性の他に、前記第１操作部を示す操作アイコンを前記モニタに表示させる請求項１に記載の光学特性表示装置。
  3. 　前記第１操作部で前記パラメータの変更操作が繰り返し実行されるごとに、前記内部収差予測部による前記内部収差の予測と、前記再演算部による前記眼内収差の再演算と、前記表示制御部による前記更新処理と、が繰り返し実行される請求項１又は２に記載の光学特性表示装置。
  4. 　前記パラメータの最適化を行う最適化操作を受け付ける第２操作部と、
    　前記第２操作部で前記最適化操作が行われた場合に、前記パラメータを変更しながら前記内部収差予測部による前記内部収差の予測と、前記再演算部による前記眼内収差の再演算とを繰り返し実行する繰り返し制御部と、
    　前記再演算部が前記パラメータごとに前記再演算した前記眼内収差に基づき、前記パラメータごとに、前記パラメータの最適化の指標となる評価値を演算する評価値演算部と、
    　前記評価値演算部による前記パラメータごとの前記評価値の演算結果に基づき、前記パラメータの最適値を決定する最適値決定部と、
    　を備える請求項１から３のいずれか１項に記載の光学特性表示装置。
  5. 　前記評価値が、変調伝達関数又はストレール比である請求項４に記載の光学特性表示装置。
  6. 　前記表示制御部が、前記パラメータごとの前記内部収差及び前記眼内収差の中から、前記最適値決定部が決定した前記最適値に対応する前記内部収差及び前記眼内収差を選択し、前記最適値に対応する前記内部収差及び前記眼内収差に基づき前記更新処理を実行する請求項４又は５に記載の光学特性表示装置。
  7. 　前記表示制御部が、前記パラメータの値を前記モニタに表示し、且つ前記第１操作部での前記変更操作の前後で前記モニタに表示する前記パラメータの値の表示態様を変える請求項１から６のいずれか１項に記載の光学特性表示装置。
  8. 　前記収差取得部が、
    　前記患者眼のハルトマン像を撮像する第１撮像系と、
    　前記第１撮像系が撮像した前記ハルトマン像に基づき、前記眼内収差を演算する眼内収差演算部と、
    　予め定められたパターン光が投影された前記患者眼の前眼部像を撮像する第２撮像系と、
    　前記第２撮像系が撮像した前記前眼部像に基づき、前記角膜収差を演算する角膜収差演算部と、
    　前記眼内収差演算部による前記眼内収差の演算結果と、前記角膜収差演算部による前記角膜収差の演算結果とに基づき、前記内部収差を演算する内部収差演算部と、
    　を備える請求項１から７のいずれか１項に記載の光学特性表示装置。
  9. 　予め測定された前記眼内収差、前記角膜収差、及び前記内部収差を記憶する第１記憶部を備え、
    　前記収差取得部が、前記第１記憶部から前記眼内収差、前記角膜収差、及び前記内部収差を取得する請求項１から７のいずれか１項に記載の光学特性表示装置。
  10. 　前記患者眼のハルトマン像、及び予め定められたパターン光が投影された前記患者眼の前眼部像を含む前記患者眼の前記眼内収差、前記角膜収差、及び前記内部収差の演算に必要な情報を記憶した第２記憶部を備え、
    　前記収差取得部が、
    　前記第２記憶部に記憶されている前記情報に基づき前記眼内収差を演算する眼内収差演算部と、
    　前記第２記憶部に記憶されている前記情報に基づき前記角膜収差を演算する角膜収差演算部と、
    　前記第２記憶部に記憶されている前記情報に基づき前記内部収差を演算する内部収差演算部と、
    　を備える請求項１から７のいずれか１項に記載の光学特性表示装置。
  11. 　前記パラメータが、前記眼内レンズの軸角度、度数、及び位置の少なくともいずれか１つを含む請求項１から１０のいずれか１項に記載の光学特性表示装置。
  12. 　眼内レンズが挿入された患者眼の眼内収差、角膜収差、及び内部収差であって且つ関数で表される眼内収差、角膜収差、及び内部収差を取得する収差取得ステップと、
    　前記収差取得ステップで取得した前記眼内収差、前記角膜収差、及び前記内部収差の中で、少なくとも前記眼内収差及び前記内部収差に基づき、前記患者眼の光学特性をモニタに表示させる表示制御ステップと、
    　前記患者眼内の前記内部収差のパラメータのみを変更する変更操作を受け付ける操作ステップと、
    　前記操作ステップでの前記変更操作に応じて、前記パラメータの変更後の前記内部収差を予測する予測ステップと、
    　前記予測ステップで予測した前記内部収差と、前記収差取得ステップで取得した前記角膜収差と、に基づき前記眼内収差の再演算処理を行う再演算ステップと、
    　前記予測ステップで予測した前記内部収差と、前記再演算ステップで再演算処理した前記眼内収差と、に基づき、前記モニタに表示する前記光学特性を更新する更新処理を行う更新ステップと、
    　を有する光学特性表示方法。
PCT/JP2023/005146 2022-02-22 2023-02-15 光学特性表示装置及び光学特性表示方法 WO2023162809A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2022026028A JP2023122361A (ja) 2022-02-22 2022-02-22 光学特性表示装置及び光学特性表示方法
JP2022-026028 2022-02-22

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2023162809A1 true WO2023162809A1 (ja) 2023-08-31

Family

ID=87765914

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2023/005146 WO2023162809A1 (ja) 2022-02-22 2023-02-15 光学特性表示装置及び光学特性表示方法

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP2023122361A (ja)
WO (1) WO2023162809A1 (ja)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002119470A (ja) * 2000-10-17 2002-04-23 Menicon Co Ltd 眼用レンズ選択装置
JP2005143708A (ja) * 2003-11-13 2005-06-09 Topcon Corp 眼科手術シミュレーション方法及びその装置
US20200315849A1 (en) * 2019-04-05 2020-10-08 Amo Groningen B.V. Systems and methods for improving vision from an intraocular lens in an incorrect position and using refractive index writing

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002119470A (ja) * 2000-10-17 2002-04-23 Menicon Co Ltd 眼用レンズ選択装置
JP2005143708A (ja) * 2003-11-13 2005-06-09 Topcon Corp 眼科手術シミュレーション方法及びその装置
US20200315849A1 (en) * 2019-04-05 2020-10-08 Amo Groningen B.V. Systems and methods for improving vision from an intraocular lens in an incorrect position and using refractive index writing

Also Published As

Publication number Publication date
JP2023122361A (ja) 2023-09-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5042740B2 (ja) 眼内レンズ選択装置及びプログラム
KR101143745B1 (ko) 예측 눈 교정 시스템
CA2733654C (en) System and method for prescription of visual aids
Ariza-Gracia et al. Automatized patient-specific methodology for numerical determination of biomechanical corneal response
US9519830B2 (en) Ophthalmologic image processing method and storage medium storing program for executing the method
RU2640950C2 (ru) Устройство, система и бизнес-способ производства конфигурации индивидуальной линзы на основе свободного формования
US9560958B2 (en) Method and apparatus for selecting an intraocular lens (IOL) and/or surgical parameters within the framework of IOL implantations
JP6057062B2 (ja) 眼科測定プログラム
JP2011250822A (ja) 眼科装置
US7273277B2 (en) Advanced vision intervention algorithm
Cavas-Martínez et al. Study and characterization of morphogeometric parameters to assist diagnosis of keratoconus
JP4653437B2 (ja) オルソケラトロジー処方支援システム
JP6515478B2 (ja) 眼科装置、および、眼科測定プログラム
JP6422655B2 (ja) 眼科手術システム
WO2023162809A1 (ja) 光学特性表示装置及び光学特性表示方法
US7987077B2 (en) System and method for simulating an LIOB protocol to establish a treatment plan for a patient
WO2022080307A1 (ja) 近視進行分析装置、近視進行分析システム、近視進行分析方法、及び近視進行分析プログラム
Businaro et al. Gaussian process prediction of the stress-free configuration of pre-deformed soft tissues: Application to the human cornea
JP4478434B2 (ja) 眼科手術シミュレーション方法
JP2010201072A (ja) 眼科装置
JP6708955B2 (ja) 眼鏡処方補助装置，および，眼鏡処方補助プログラム
JP6693240B2 (ja) 眼鏡処方補助装置
Cavas-Martínez et al. Geometric Modelling of the Human Cornea: A New Approach for the Study of Corneal Ectatic Disease. A Pilot Investigation

Legal Events

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

Ref document number: 23759810

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1