JP6764745B2 - Ophthalmic equipment - Google Patents
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Description
本発明は、屈折面の形状を可変できるレンズを用いた眼科装置に関する。 The present invention relates to an ophthalmic apparatus using a lens capable of changing the shape of a refracting surface.
眼科装置に焦点距離可変レンズを使用する技術が公知である（例えば、特許文献１〜３を参照）。
Techniques for using a variable focal length lens in an ophthalmic apparatus are known (see, for example,
焦点距離可変レンズとして液体レンズが知られているが、液体レンズは温度その他の影響により特性が変化し易いという問題がある。特許文献２には、焦点距離を可変できるレンズの焦点距離の変化量を検出する校正光学系を別途配置する例が記載されている。校正光学系を別途用意する方法は、コスト増を招き、また装置の複雑化および大型化を招くので好ましくない。
A liquid lens is known as a variable focal length lens, but the liquid lens has a problem that its characteristics are easily changed by the influence of temperature and other factors.
このような背景において、本発明は、屈折面の形状を可変できるレンズを用いた眼科装置において、レンズの校正が可能で、且つ、そのための追加の光学系を必要としない技術の提供を目的とする。 Against this background, it is an object of the present invention to provide an ophthalmic apparatus using a lens capable of changing the shape of a refracting surface, which can calibrate the lens and does not require an additional optical system for that purpose. To do.
請求項１に記載の発明は、測定光を被検眼の眼底に投影する測定光投影系と、前記測定光の前記眼底での反射光を受光し、前記被検眼の屈折特性を測定する眼屈折特性検出系と、前記被検眼の角膜に投影された角膜形状測定用のパターンを検出する角膜形状測定系と、被検眼に視標像を投影し固視及び調節を誘導する視標投影系と、前記測定光投影系、前記眼屈折特性検出系、前記角膜形状測定系および前記視標投影系に共通する光路中に配置された屈折状態を可変できる屈折状態可変レンズとを備え、前記屈折状態可変レンズの屈折状態を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターンの差に基づき、前記屈折状態可変レンズの校正が行われることを特徴とする眼科装置である。
The invention according to
請求項２に記載の発明は、測定光を被検眼の眼底に投影する測定光投影系と、前記測定光の前記眼底での反射光を受光し、前記被検眼の屈折特性を測定する眼屈折特性検出系と、前記被検眼の角膜に投影された角膜形状測定用のパターンを検出する角膜形状測定系と、前記測定光投影系、前記眼屈折特性検出系および前記角膜形状測定系に共通する光路中に配置された屈折状態を可変できる屈折状態可変レンズと、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターンの差に基づき、前記屈折状態可変レンズの校正を行うための補正値を算出する補正値算出部とを備えることを特徴とする眼科装置である。
The invention according to
請求項３に記載の発明は、測定光を被検眼の眼底に投影する測定光投影系と、前記測定光の前記眼底での反射光を受光し、前記被検眼の屈折特性を測定する眼屈折特性検出系と、前記被検眼の角膜に投影された角膜形状測定用のパターンを検出する角膜形状測定系と、前記測定光投影系、前記眼屈折特性検出系および前記角膜形状測定系に共通する光路中に配置された屈折状態を可変できる屈折状態可変レンズと、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターンの差に基づき、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変した後の段階で取得した前記被検眼の屈折特性値を修正することを特徴とする眼科装置である。
The invention according to
請求項４に記載の発明は、請求項１〜３のいずれか一項に記載の発明において、前記屈折状態可変レンズは、液体レンズを含み、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前の段階では、前記液体レンズがレンズとして機能しない状態にあり、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変した後の段階では、前記液体レンズがレンズとして機能する状態にあることを特徴とする。
The invention according to
請求項５に記載の発明は、請求項１〜４のいずれか一項に記載の発明において、前記屈折状態可変レンズは、電圧により制御される液体レンズを含み、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前の段階では、前記液体レンズに電圧が加えられていない状態にあり、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変した後の段階では、前記液体レンズに電圧が加えられている状態にあることを特徴とする。
The invention according to
請求項６に記載の発明は、請求項４または５に記載の発明において、前記屈折状態可変レンズは、少なくとも一方がレンズである一対の光透過性の基板と、前記一対の光透過性の基板の間に封入された屈折率が異なり、且つ、分離する有極性液および無極性液とを有することを特徴とする。請求項７に記載の発明は、請求項４〜６のいずれか一項に記載の発明において、前記被検眼の高次収差を打ち消すように前記液体レンズの形状を変形させることを特徴とする。
The invention according to
請求項８に記載の発明は、請求項１〜７のいずれか一項に記載の発明において、前記屈折状態可変レンズは、前記被検眼の球面屈折力、乱視屈折力、高次収差の内一つ以上を矯正可能であることを特徴とする。
The invention according to
請求項９に記載の発明は、請求項１〜８のいずれか一項に記載の発明において、前記屈折状態可変レンズに対する前記被検眼の位置を調整する際に、前記屈折状態可変レンズの焦点距離を調整することを特徴とする。
The invention according to claim 9 is the invention according to any one of
請求項１０に記載の発明は、請求項１〜９のいずれか一項に記載の発明において、前記被検眼の屈折特性に基づき、前記屈折状態可変レンズの球面屈折力、乱視屈折力、高次収差の一または複数を変更し、前記変更が行われた状態において、前記屈折状態可変レンズを介して被検眼に視標を呈示することを特徴とする。
The invention according to
請求項１１に記載の発明は、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の発明において、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターンに基づき、前記屈折状態可変レンズの屈折状態を可変する前後における前記屈折状態可変レンズの光学特性の変化が算出されることを特徴とする。
The invention according to claim 11 is the pattern for measuring the corneal shape detected before and after changing the refraction state of the refraction state variable lens in the invention according to any one of
請求項１２に記載の発明は、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の発明において、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターン基づき、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前において前記角膜形状測定用のパターンを構成する光束が受けた屈折力と、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変した後において前記角膜形状測定用のパターンを構成する光束が受けた屈折力との差を求め、当該差に基づき、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前後における前記屈折状態可変レンズの光学特性の変化が算出されることを特徴とする。
The invention according to
本発明によれば、屈折面の形状を可変できるレンズを用いた眼科装置において、レンズの校正が可能で、且つ、そのための追加の光学系を必要としない技術が得られる。 According to the present invention, in an ophthalmic apparatus using a lens capable of changing the shape of a refracting surface, it is possible to obtain a technique capable of calibrating the lens and not requiring an additional optical system for that purpose.
（全体の概要）
図１には、眼科装置１００が示されている。眼科装置１００は、被検眼１０１の屈折特性を計測する。被検眼の屈折情報には、被検眼のＳ，Ｃ，Ａ値や波面収差の情報が含まれる。被検眼の屈折情報は、例えば眼鏡やコンタクトレンズの処方、更には眼内レンズを選択する際に利用される。眼科装置１００は、視標投影系１０、角膜形状測定系を兼ねた前眼部観察系２０、測定光投影系３０、眼屈折特性検出系４０を備えている。視標投影系１０、前眼部観察系２０、測定光投影系３０、眼屈折特性検出系４０は、対物レンズ１０３を共有している。
(Overview)
FIG. 1 shows an
対物レンズ１０３は、屈折状態可変レンズの一例である。屈折状態可変レンズは、レンズ形状を制御可能で、透過する光の屈折の状態を可変できる。屈折状態可変レンズは、焦点距離の可変や収差の補正が可能である。対物レンズ１０３は、通常のガラスレンズと液体レンズを複合化した構造を有している。ここでは、１つの液体レンズと２枚のガラスレンズを用いて対物レンズ１０３を構成する場合を説明するが、液体レンズとガラスレンズの数は、ここで説明する数に限定されない。
The
図２には、対物レンズ１０３の断面構造（光軸に垂直な方向から見た断面の構造）が示されている。光軸の方向から見た対物レンズ１０３の形状は、円形の外観を有している。対物レンズ１０３は、一対のガラス基板１２１と１２２により構成されるガラスレンズと、ガラス基板１２１，１２２を基材（基板）として用いて構成された液体レンズ１３５により構成されている。なお、ガラス基板１２１，１２２の一方のみをレンズとし、他方を通常の板状のガラス板により構成することもできる。また、ガラス基板１２１，１２２を通常の板状のガラス板とし、別にガラスレンズを配置する構造も可能である、また、透明な材料としてガラスではなく、プラスチック等の光透過性の材料を用いることも可能である。
FIG. 2 shows the cross-sectional structure of the objective lens 103 (the cross-sectional structure seen from the direction perpendicular to the optical axis). The shape of the
ガラス基板１２１，１２２で構成されるレンズは、液体レンズ１３５がレンズとして機能しない状態（図４（Ａ）の状態）において、正視眼に対応する光学特性（基準状態）に設定されている。具体的には、図１において、被検眼１０１が正視眼である場合に、光源３１と眼底１０１ａが共役な配置となるように、ガラス基板１２１，１２２で構成されるレンズの光学特性が設定されている。
The lens composed of the
液体レンズ１３５は、屈折面の形状の変更が可能である。屈折面の形状を変更することで、レンズ形式の選択や調整、焦点距離の可変、光軸方向の制御等が行える。また、液体レンズ１３５は、２つの経線の度数が異なるレンズとして利用できる。
The shape of the refracting surface of the
液体レンズ１３５は、一対のガラス基板１２１，１２２の間にレンズを構成する光透過性の液体が封入された構造を有している。液体レンズ１３５は、ガラス基板１２１，１２２を基材（基板）として構成されている。下側のガラス基板１２１上には、駆動電極層１２３が設けられている。駆動電極層１２３は、アクティブマトリクス電極の構造を有している。図３は、ガラス基板１２１上に形成された駆動電極層１２３を矩形に切り取った状態の斜視イメージ図である。駆動電極層１２３は、光が透過する構造を有している。駆動電極層１２３は、マトリクス状に配置された透明導電膜（ＩＴＯ膜）で構成された複数の画素電極、各画素電極に配置された薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）、薄膜トランジスタを駆動する周辺駆動回路を備えている。これらの技術は、アクティブマトリクス型の液晶ディスプレイの技術を応用している。駆動電極層１２３と後述の透明電極（ＩＴＯ膜）１２９を入れ替えた構造も可能である。
The
駆動電極層１２３の上には、高誘電フィルム１２４が積層されている。高誘電フィルム１２４としては、例えばPVdF（ポリフッ化ビニリデン）やPTFE（ポリテトラフルオロエチレン）が用いられる。高誘電フィルム１２４に接して撥水膜１２５が配置されている。撥水膜１２５は、撥水性を有する膜で、例えばテフロンAF(登録商標)やサイトップ(登録商標)が用いられる。
A high-
撥水膜１２５に接してリング部材１２６が配置されている。リング部材１２６は、リング状の部材で、撥水膜１２５と高誘電膜１２７に接し、その内側に内部空間１２８が形成されている。上側の高誘電膜１２７は、上側の電極である透明電極（ＩＴＯ膜）１２９に接し、透明電極１２９は上側のガラス基板１２２に接している。透明電極１２９は、駆動電極層１２３に対向する共通電極であり、光学部材として有効に働く領域の全面に一様に設けられている。リング部材１２６の周囲は、封止材１３０により封止され、内部空間１２８を密閉空間としている。駆動電極層１２３と透明電極１２９のどちらを高電位側にするのかは、液体レンズを構成する液体の材質や動作形態、その他の事情に応じて任意に選択可能である。
The
高誘電膜１２７の内部空間１２８の側には、親水膜１３１が配置されている。親水膜１３１は、親水機能を有する膜で、例えばトリシラノールやシリカなどの無機分散体により構成されている。内部空間１２８は、透明な有極性液１３２と、透明な無極性液１３３で満たされている。有極性液１３２の具体的な例としては、水やメタノール等が挙げられる。無極性液１３３としては、炭化水素系合成油、シリコーンオイル等のオイルが挙げられる。有極性液１３２と無極性液１３３は、屈折率に差があり、また水と油のように互い混じり合わずに分離する性質のものが選択される。この例では、有極性液１３２の屈折率よりも無極性液１３３の屈折率の方が大きい設定とされ、無極性液１３３によりレンズが形成される。図２には、無極性液１３３により凸レンズが構成されて一例が示されている。
A
各部の寸法としては、一例であるが、有効面の寸法が直径５ｍｍ〜２０ｍｍ程度の円形、ガラス基板１２１，１２２の厚みは必要とされるレンズ特性を実現するのに必要な寸法、高誘電フィルム１２４の厚みは０．３〜５μｍ、撥水膜１２５の厚みは数〜５００ｎｍ、内部空間の高さ（撥水膜１２５と親水膜１３１との間の距離）が０．１〜５ｍｍ、高誘電膜１２７の厚みが０．３〜５μｍ、親水膜１３１の厚みが数〜５００ｎｍ、透明電極（ＩＴＯ膜）１２９の厚みが１０〜２００ｎｍの場合が挙げられる。
The dimensions of each part are an example, but the dimensions of the effective surface are circular with a diameter of about 5 mm to 20 mm, the thicknesses of the
駆動電極層１２３は、マトリクス状に配置された複数の画素電極のそれぞれにおける電位を独立に制御できる。図２には、駆動電極層１２３と透明電極１２９との間に加える電圧の面内分布を、中央で相対的に低電圧、周辺部で相対的に高電圧とした場合が示されている。この場合、高電圧が加わっている領域（周辺の領域）に有極性液１３２が集まる。この際、有極性液１３２は撥水膜１２５ではじかれ、親水膜１３１に接し易いので、有極性液１３２により、中央部の下側（撥水膜１２５側）に無極性液１３３が押し込まれて集中し、図２に示すように無極性液１３３が凸レンズの形成になる。ここで、電圧分布を調整することで、無極性液１３３により構成される凸レンズの形状を変更し、その光学特性を調整できる。
The
図４（Ａ）には、駆動電極層１２３と透明電極１２９との間に電圧を加えない状態が示されている。この状態では、光軸に垂直な方向から見た断面において、有極性液１３２に電圧が加わらないので、有極性液１３２は親水膜１３１の側に集中し、それに押される形で無極性液１３３が撥水膜１２５の方に集中する。また有極性液１３２と無極性液１３３は分離するので、図示するように２液が上下に分離する。この場合、２液の界面は平面でレンズ効果はない。
FIG. 4A shows a state in which no voltage is applied between the
図４（Ａ）の状態から、中心で相対的に電圧が低く、周辺で相対的に電圧が高くなるように、駆動電極層１２３の各画素電極の電位（透明電極１２９に対する電位）を調整すると、図４（Ｂ）の状態が得られる。この場合、中心から離れた周囲の高電界の部分に有極性液１３２が更に集中し、その結果、中央に無極性液１３３が集まり、図４（Ｂ）に示す無極性液１３３による凸型のレンズ効果をもつ。 From the state of FIG. 4A, the potential of each pixel electrode of the drive electrode layer 123 (potential with respect to the transparent electrode 129) is adjusted so that the voltage is relatively low at the center and relatively high at the periphery. , The state of FIG. 4 (B) is obtained. In this case, the polar liquid 132 is further concentrated in the peripheral high electric field portion away from the center, and as a result, the non-polar liquid 133 is collected in the center, and the convex shape of the non-polar liquid 133 shown in FIG. 4 (B) is formed. Has a lens effect.
図４（Ｂ）の場合とは逆に、中心で相対的に電圧が高く、周辺で相対的に電圧が低くなるように、駆動電極層１２３の各画素電極の電位（透明電極１２９に対する電位）を調整すると、図４（Ｃ）の状態が得られる。この場合、中心付近の高電界の部分に有極性液１３２が集中し、その結果、中央で無極性液１３３の厚みが薄くなり、図４（Ｃ）に示す無極性液１３３による凹型のレンズ効果をもつ。 Contrary to the case of FIG. 4B, the potential of each pixel electrode of the drive electrode layer 123 (potential with respect to the transparent electrode 129) so that the voltage is relatively high at the center and relatively low at the periphery. Is adjusted to obtain the state shown in FIG. 4 (C). In this case, the polar liquid 132 is concentrated in the high electric field portion near the center, and as a result, the thickness of the non-polar liquid 133 becomes thin in the center, and the concave lens effect due to the non-polar liquid 133 shown in FIG. Have.
当然、電圧のかけ方によっては、図４（Ｂ）と（Ｃ）の中間の状態も実現可能であり、無極性液１３３により構成される凸レンズおよび凹レンズの焦点距離の調整が可能である。また、異なる径方向における電圧分布を変えることで、２つの経線における度数が異なるレンズも実現可能である。この場合の一例を図５に示す。図５には、２つの経線における度数が異なるレンズが示されている。図５（Ａ）には、直交する２つの径方向における度数が異なるト―リックレンズが示され、図５（Ｂ）には、直交する２つの径方向における一方で度数を有し、他方で度数が有さないシリンドリカルレンズが示されている。 Of course, depending on how the voltage is applied, the state between FIGS. 4 (B) and 4 (C) can be realized, and the focal lengths of the convex lens and the concave lens composed of the non-polar liquid 133 can be adjusted. Further, by changing the voltage distribution in different radial directions, it is possible to realize a lens having different powers in the two meridians. An example of this case is shown in FIG. FIG. 5 shows lenses having different powers in the two meridians. FIG. 5 (A) shows toric lenses having different dioptric powers in two orthogonal radial directions, and FIG. 5 (B) shows dioptric powers in one of the two orthogonal radial directions and the other. Cylindrical lenses with no power are shown.
図１に戻り、視標投影系１０は、被検眼１０１の収差の情報を取得する際に、被検眼１０１が見つめる視標となる固視標１１を備えている。固視票１１は、遠方の風景などの画像であり、被検眼１０１の眼底共役位置に配置されている。この場合の眼底共役位置は、被検眼１０１が正視眼である場合を想定して位置の設定が行われている。これは、図１中の他の×印（眼底共役位置）についても同じである。固視票１１は、裏面から白色光源で照明される表示パターンやＬＣＤ等の表示装置により構成される。視標投影系１０は、結像レンズ１２、フィールドレンズ１３およびミラー１４を備えている。
Returning to FIG. 1, the
固指標１１からの光は、ミラー１４で反射され、ダイクロイックミラー１０５を透過し、ダイクロイックミラー１０４で反射され、被検眼１０１に向う。ダイクロイックミラー１０４は、視標投影系１０で利用する可視光（波長４００〜７８０ｎｍ）、および眼屈折特性検出系４０で利用する波長８５０ｎｍ近傍の光を反射し、前眼部観察系２０で使用する近赤外光（波長９５０ｎｍ）の光を透過する。ダイクロイックミラー１０５は、視標投影系１０で利用する可視光（波長４００〜７８０ｎｍ）の光を透過し、眼屈折特性検出系で利用する波長８５０ｎｍ近傍の光を反射する。
The light from the fixation index 11 is reflected by the
前眼部観察系２０は、近赤外光（波長９５０ｎｍ）を用いて被検眼１０１の前眼部（例えば、虹彩や瞳孔）を観察する。また、前眼部観察系２０は、被検眼１０１の角膜の形状を測定する角膜形状測定系も兼ねている。
The anterior segment observation system 20 observes the anterior segment of the
前眼部の観察は、以下のようにして行われる。まず、図示しない光源から被検眼１０１に近赤外光（波長９５０ｎｍ）が照射される。この光は、被検眼１０１の前眼部で反射される。この前眼部からの反射光は、対物レンズ（焦点距離可変レンズ）１０３、ダイクロイックミラー１０４、光学絞り２１、ハーフミラー２２、リレーレンズ２３、結像レンズ２４を通ってエリアセンサ２５に入射し、エリアセンサ２５で前眼部の画像の撮像が行われる。エリアセンサ２５は、ＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサであり、被検眼１０１の前眼部の画像を撮像し、その画像データを出力する。
Observation of the anterior segment of the eye is performed as follows. First, near-infrared light (wavelength 950 nm) is irradiated to the
被検眼１０１の角膜の形状の測定は、以下のようにして行われる。対物レンズ１０３の周囲には、多重リングからなるプラチドリング１０２が配置されている。プラチドリング１０２はリング状の開口を有する遮光板で、後方に近赤外光（この例では、波長９５０ｎｍ）を発する図示省略したＬＥＤなどの近赤外光源が配置されている。この近赤外光源を発光させることで、多重リングからなる光源を作り、それが被検眼１０１に照射される。プラチドリング１０２から射出した光束は被検眼１０１の角膜で反射し、リング状のプルキンエ像（プラチドリング像）を作る。このプラチドリング像は、前眼部観察系２０を介してエリアセンサ２５で撮像される。エリアセンサ２５で検出されたプラチドリング像から角膜の形状が求められる。リングの代わりに放射状あるいはマトリックス状などに配置された複数の点状の開口でも良い。プラチドリング像の大きさは角膜の曲率とＺアライメントの状態に依存するため、Ｚアライメントが完了した状態でプラチドリング像の大きさを計測することにより角膜の曲率を求めることができる。なお、角膜の曲率を得るためには一重以上のリングがあればよい。
The shape of the cornea of the
前眼部観察系２０は、アライメント処理（眼科装置１００に対する被検眼１０１の位置合わせ）を行う際に利用されるＸＹ輝点２６およびリレーレンズ２７を有する。ＸＹ輝点２６は、ＬＥＤにより構成されている。ＸＹ輝点２６からの光束は、ハーフミラー２２にて前眼部観察系２０に合成され、対物レンズ１０３を介して略平行光束として被検眼１０１を照明する。被検眼１０１の角膜で反射した光束はプルキンエ像を生じ、プルキンエ像は前眼部観察系２０を経てエリアセンサ２５に結像する。そのプルキンエ像の像位置がエリアセンサ２５上の規定の位置となるように被検眼１０１に対して眼科装置１００の位置が調整される。また、プルキンエ像のピントが合うように被検眼角膜と装置１００の距離を調整する。被検眼角膜と装置の距離調整(Ｚアライメント)は公知である別の方法を用いても良い。光テコやステレオカメラ方式など対物レンズ１０３を介さずに検出可能な方法を用いれば、対物レンズの焦点距離を変更した後であっても、この影響を受けることなくアライメントの確認ができる。
The anterior segment observation system 20 has an XY
測定光投影系３０は、被検眼１０１の屈折の状態を検出するための測定光を被検眼１０１に投影する。測定光投影系３０は、ＳＬＤ（Super luminescent diode）等により構成された光源３１を備えている。光源３１は、眼にほとんど感じない近赤外光（波長８５０ｎｍ程度）を発光する。光源３１は、眼底１０１ａの眼底共役位置に配置されている。光源３１から発せられた波面測定光は、リレーレンズ３２および偏光板３３を介して偏光ビームスプリッター３４に入射する。この例では、偏光板３３はｐ偏光を透過し、偏光ビームスプリッター３４は、ｐ偏光を反射、ｓ偏光を透過する設定となっている。偏光板３３を透過したｐ偏光成分の波面測定光は、偏光ビームスプリッター３４でロータリープリズム３５の方向に反射される。
The measurement light projection system 30 projects the measurement light for detecting the refraction state of the eye to be inspected 101 onto the eye to be inspected 101. The measurement light projection system 30 includes a light source 31 configured by SLD (Super luminescent diode) or the like. The light source 31 emits near-infrared light (wavelength of about 850 nm) that is hardly perceived by the eyes. The light source 31 is arranged at the fundus conjugate position of the fundus 101a. The wave surface measurement light emitted from the light source 31 enters the polarizing beam splitter 34 via the
ロータリープリズム３５は、測定光投影系３０と眼屈折特性検出系４０の共通の光路に配置された回転するプリズムであり、ハルトマン画像の取り込み(１フレーム)中に複数周回転する。回転により眼底上の照射位置がわずかにずれた像を平均化でき、スペックルノイズを低減し、眼底上の部位による反射率のムラによる測定値のバラツキを低減できる。ロータリープリズム３５を通過した波面測定光は、ダイクロイックミラー１０５とダイクロイックミラー１０４で反射されて対物レンズ１０３に入射する。
The rotary prism 35 is a rotating prism arranged in a common optical path of the measurement light projection system 30 and the eye refraction characteristic detection system 40, and rotates a plurality of turns during capture (1 frame) of a Hartmann image. Images with slightly deviated irradiation positions on the fundus due to rotation can be averaged, speckle noise can be reduced, and variations in measured values due to uneven reflectance depending on the part on the fundus can be reduced. The wave surface measurement light that has passed through the rotary prism 35 is reflected by the
対物レンズ１０３を透過した波面測定光は、プラチド板１０２の中心に設けられた孔を通過し、被検眼１０１の眼底１０１ａに集光して照射される。眼底１０１ａに照射される波面測定光は、ｐ偏光であるが、眼底１０１ａで反射される際に散乱反射されるので、偏光が乱れ、その反射光である波面検出光にはｓ偏光が含まれる。また、波面検出光は、被検眼１０１内で屈折し、被検眼１０１内の収差の影響を受ける。
The wave surface measurement light transmitted through the
ｓ偏光を含む波面検出光は、波面測定光と逆の経路をたどり、偏光ビームスプリッター３４に入射する。偏光ビームスプリッター３４は、ｓ偏光を透過する設定なので、波面検出光は、偏光ビームスプリッター３４を透過し、眼屈折特性検出系４０に入射する。 The wave surface detection light including s-polarized light follows a path opposite to that of the wave surface measurement light and is incident on the polarization beam splitter 34. Since the polarization beam splitter 34 is set to transmit s-polarized light, the wave surface detection light passes through the polarization beam splitter 34 and is incident on the refractive error detection system 40.
眼屈折特性検出系４０は、フィールドレンズ３６、ミラー４１、リレーレンズ４２、コリメータレンズ４４、ハルトマン板４５およびエリアセンサ４６を備えている。ハルトマン板４５は、格子状のレンズアレイであり、入射光を６×６や９×９といった格子状に配列した複数の光束に分割する。波面検出光がハルトマン板４５を通過することで、ハルトマン像が得られ、このハルトマン像がエリアセンサ４６で検出される。エリアセンサ４６は、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳイメージセンサにより構成されている。エリアセンサ４６で検出されるハルトマン像を解析することで、被検眼１０１で生じる屈折の状態に関する情報、すなわち被検眼１０１のＳ，Ｃ，Ａ値や波面収差の情報が得られる。
The refractive error detection system 40 includes a field lens 36, a mirror 41, a relay lens 42, a collimator lens 44, a Hartmann plate 45, and an
Ｓ値は、球面度数（−近視，＋遠視）であり、近視または遠視の矯正に用いる凹レンズ・凸レンズの屈折力である。Ｃ値は、乱視度数であり、乱視矯正に用いる円柱レンズの屈折力である。Ａ値は、乱視用円柱レンズの入る角度を１°〜１８０°の間で数値化したものである。 The S value is the spherical power (-myopia, + hyperopia), and is the refractive power of the concave lens / convex lens used for correcting myopia or hyperopia. The C value is the astigmatism power, which is the refractive power of the cylindrical lens used for astigmatism correction. The A value is a numerical value of the angle at which the cylindrical lens for astigmatism enters between 1 ° and 180 °.
エリアセンサ４６は、ハルトマン板４５のアレイレンズの焦点位置に配置される。ハルトマン板４５は被検眼瞳孔と共役な位置に配置される。
The
（制御系の構成）
図６に眼科装置１００の制御系の一例を示す。図６には、制御系２００が示されている。制御系２００は、ＣＰＵ、メモリ、各種のインターフェース、通信機能を有し、マイコンとして機能する。また、制御系２００は、必要に応じて専用のハードウェア（例えば、画像処理用の集積回路）を備えている。
(Control system configuration)
FIG. 6 shows an example of the control system of the
機能部として見て、制御系２００は、アライメント制御部２０１、角膜形状測定部２０２、眼屈折特性算出部２０３、液体レンズ駆動部２０４、液体レンズ補正値算出部２０５を備えている。これらの機能部は、ソフトウェア的に構成されていてもよいし、ＦＰＧＡ等を利用した専用ハードウェアで構成されていてもよい。
As a functional unit, the
アライメント処理部２０１は、以下の処理を行う。アライメント処理部２０１は、前眼部観察系２０のエリアセンサ２５にて撮像した被検眼１０１の瞳孔や投影した指標の像が決められた範囲内に入るように、測定ヘッド（図１の構成全体を収めた可動部）を被検眼１０１に対してＸＹＺ方向に移動させる制御を行う。なお、この測定ヘッドの移動は、図示しないサーボモータや各種アクチュエータによって行われる。
The
アライメントの方法としては、瞳孔アライメントと輝点アライメントとがある。瞳孔アライメントは、前眼部観察系２０で取得した画像から瞳孔を検出し、この瞳孔像の中心位置に対してアライメントを行う。輝点瞳孔アライメントは、被検眼にＸＹ輝点２６からの平行光束を照射し、これが角膜で反射して結像するプルキンエ像に対してアライメントを実施する。この２つの方法の一方または両方を組み合わせてアライメントが行われる。
As the alignment method, there are pupil alignment and bright spot alignment. In the pupil alignment, the pupil is detected from the image acquired by the anterior segment observation system 20, and the pupil is aligned with respect to the center position of the pupil image. In the bright spot pupil alignment, the eye to be inspected is irradiated with a parallel light flux from the XY
角膜形状測定部２０２は、角膜形状の測定を行う。角膜形状測定の際、対物レンズ１０３の焦点距離は基準状態（正視眼に合わせた状態）とする。プラチドリング１０２を介して図示省略した近赤外光源から近赤外光（波長９５０ｎｍ）を被検眼に照射する。この際、リング像の光束が被検眼１０１に照射される。この光は、角膜で反射し、リング状のプルキンエ像（プラチドリング像）を作る。このプラチドリング像を、前眼部観察系２０を介してエリアセンサ２５で撮像し、リング像の変形の状態から角膜の形状を求める。リング像の大きさは角膜の曲率とＺアライメントの状態に依存するため、Ｚアライメントが完了した状態でリング像の大きさを計測することにより角膜の曲率を求めることができる。具体的には、予めリング像の大きさと角膜の曲率の関係は、調べられており、この関係を用いてリング像の大きさから角膜の曲率が求められる。
The corneal
眼屈折特性算出部２０３は、エリアセンサ４６が受像したハルトマン像に基づき、被検眼１０１の屈折特性を算出する。具体的には、エリアセンサ４６が受像したハルトマン像を解析し、Ｓ値，Ｃ値，Ａ値の算出および波面収差の状態を算出する。この技術については、例えばＷＯ２００３/０５３２３０号公報に記載されている。
The eye refraction
液体レンズ駆動部２０４は、対物レンズ１０３を構成する液体レンズ１３５のレンズ特性の調整を行う。この調整には、アライメント時に前眼部観察系２０が取得した前眼部の画像に基づき液体レンズ１３５のピント調整を行うモード、眼屈折特性算出部２０３が算出したＳ，Ｃ，Ａ値に基づき液体レンズ１３５のレンズ特性を調整するモード、取得した角膜形状に基づき液体レンズ補正値算出部２０５が算出した補正値により、液体レンズ１３５の補正（特性のズレの補正）を行うモード（校正モード）が含まれる。
The liquid
液体レンズ補正値算出部２０５は、対物レンズ１０３を構成する液体レンズ１３５の特性のズレを補正する補正値を算出する。液体レンズ１３５は、仮測定時に取得したＳ値，Ｃ値，Ａ値に基づきレンズ特性が調整されているが、温度等の影響により必ずしも制御信号の通りのレンズ形状になっているとは限らず、また光学特性の変化が生じている可能性がある。そこで、以下のようにして角膜形状を利用した液体レンズ１３５の校正を行う。
The liquid lens correction
まず、アライメントが行われた状態において、液体レンズ１３５をレンズとして機能しない状態としてプラチドリング像を用いた被検眼１０１の角膜の形状を測定する（１回目の測定）。次いで、仮測定および本測定を行い、被検眼１０１の屈折特性を取得する。この段階で液体レンズ１３５は、取得したＳ値，Ｃ値，Ａ値に基づきレンズ特性が調整されている。この状態で再度プラチドリング像を用いた角膜の撮像を行い、角膜形状を測定（２回目の測定）する。ここで、１回目の角膜測定は、例えば後述のステップＳ１１２に対応し、２回目の角膜測定は、例えば後述のステップＳ１４１に対応する。
First, in the aligned state, the shape of the cornea of the
一般に、１回目の角膜形状の測定と２回目の角膜形状の測定において、角膜形状が変化することはない。よって、１回目に測定した角膜形状と２回目に測定した角膜形状の違い（プラチドリング像の違い）は、１回目の測定時における液体レンズ１３５の光学特性と、２回目の測定時における液体レンズ１３５の光学特性の差に起因する。
In general, the corneal shape does not change in the first measurement of the corneal shape and the second measurement of the corneal shape. Therefore, the difference between the corneal shape measured the first time and the corneal shape measured the second time (difference in the purachido ring image) is the optical characteristics of the
仮に、液体レンズ１３５が温度等の影響を受けておらず、不確定要因による光学特性の変化が生じていなければ、上記の光学特性の差は、液体レンズ１３５の制御された光学特性の差となる。この場合、不確定要因による光学特性のズレはないので、液体レンズ１３５の校正（光学特性の補償）は必要ない。
If the
他方で、液体レンズ１３５が温度等の影響を受けており、不確定要因による光学特性の変化が生じている場合、上記の光学特性の差には、制御された光学特性の差以外に不確定要因による光学特性のズレが含まれる。
On the other hand, when the
ところで、角膜形状に違いがなければ、１回目の測定時に得られたプラチドリング像と２回目の測定時に得られたプラチドリング像の差は、対物レンズ１０３の光学特性の差に対応する。ここで、対物レンズ１０３で生じた屈折力の差は、２つのプラチドリング像のリングの大きさや間隔の差から計算できる。
By the way, if there is no difference in the corneal shape, the difference between the purachido ring image obtained at the first measurement and the purachido ring image obtained at the second measurement corresponds to the difference in the optical characteristics of the
例えば、特開２００２−２０９８５４号公報には、プラチドリング像から角膜の収差の情報を求め、さらに角膜の収差の情報から角膜の球面度数や乱視度数の算出を行う内容が記載されている。例えば、上記文献の「００２９」には、プラチドリング像のゆがみによる変位量等に基づいてゼルニケ係数を算出し、更にこのゼルニケ係数に基づいて、角膜収差を算出する点が記載され、「００６２」にはゼルニケ係数から球面度数Ｃと乱視度数Ｓが求められる点が記載されている。 For example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2002-209854 describes the content of obtaining information on corneal aberration from a purachido ring image and further calculating the spherical power and astigmatic power of the cornea from the information on corneal aberration. For example, "0029" in the above document describes that the Zernike coefficient is calculated based on the amount of displacement due to the distortion of the placid ring image, and the corneal aberration is calculated based on the Zernike coefficient. Describes that the spherical power C and the astigmatic power S can be obtained from the Zernike coefficient.
上記の特開２００２−２０９８５４号公報に記載された技術を利用して、対物レンズ１０３で生じた屈折力の差を算出できる。すなわち、１回目に得たプラチドリング像と、その後に液体レンズ１０３をレンズとして変形させた状態で得られた２回目のプラチドリング像の比較から、対物レンズ１０３の屈折力の変化分を未知数として算出できる。
The difference in refractive power generated by the
特開２００２−２０９８５４号公報には、プラチドリング像のリングの大きさや間隔から角膜の屈折力を算出する方法が記載されている。この技術は、角膜で反射されたプラチドリング像のリングの大きさや間隔から、当該プラチドリング像の光束が受けた屈折力を算出する技術と捉えることができる。この技術を利用し、液体レンズ１３５の屈折力を角膜で反射されたプラチドリング像の解析から算出する。以下、この技術の要点を説明する。
Japanese Unexamined Patent Publication No. 2002-209854 describes a method for calculating the refractive power of the cornea from the size and spacing of the rings of the purachido ring image. This technique can be regarded as a technique for calculating the refractive power received by the luminous flux of the purachido ring image from the ring size and spacing of the purachido ring image reflected by the cornea. Using this technique, the refractive power of the
まず、１回目のプラチドリング像の取得時における未知数は、角膜の屈折力である。また、この段階において液体レンズ１３５は屈折力を発揮せず、ガラス基板１２１，１２２の屈折力は既知である。よって、対物レンズ１０３の屈折力は既知である。そして、２回目のプラチドリング像の取得時における未知数は、角膜の屈折力と液体レンズ１３５の屈折力である。ここで、１回目と２回目の差分をとると、液体レンズ１３５の屈折力が未知数となる。上記特開２００２−２０９８５４号公報に詳述されているように、プラチドリング像のリングの大きさや間隔から当該プラチドリング像の光束が受けた屈折力が算出できる。勿論、径方向におけるリングの大きさや間隔を調べることで、異なる径方向における屈折力の違いも算出できる。この場合、上記のように未知数となる屈折力は、液体レンズ１３５の屈折力である。よって、１回目と２回目のプラチドリング像を解析することで、液体レンズ１３５の屈折力を求めることができる。求める屈折力としては、Ｓ値，Ｃ値，Ａ値や各種の収差の情報が挙げられる。
First, the unknown at the time of acquiring the first purachido ring image is the refractive power of the cornea. Further, at this stage, the
また、以下のような方法で液体レンズ１３５の屈折力を求めることもできる。まず、１回目のプラチドリング像の取得時における未知数である角膜の屈折力をプラチドリング像の解析から取得する。角膜の屈折力は、１回目と２回目のプラチドリング像の取得時において同じであるので、２回目のプラチドリング像の取得時において、角膜の屈折力は既知となり、未知数は液体レンズ１３５の屈折力となる。よって、２回目に取得したプラチドリング像から液体レンズ１３５の屈折力を算出できる。この場合も径方向におけるリングの大きさや間隔を調べることで、異なる径方向における屈折力の違いも算出できる。
Further, the refractive power of the
そして、液体レンズ１３５の制御パラメータから得られる光学特性（本来、意図していた光学特性）と上記の角膜観察から得られた光学特性の差から、温度等の影響による意図しない液体レンズ１３５の光学特性のズレを知ることができる。例えば、後述するステップＳ１２２（またはステップＳ１３６）におけるＳ，Ｃ，Ａ値と、ステップＳ１４２で算出したＳ，Ｃ，Ａ値との差から、液体レンズ１３５の光学特性の意図しないズレを知ることができる。
Then, from the difference between the optical characteristics obtained from the control parameters of the liquid lens 135 (the originally intended optical characteristics) and the optical characteristics obtained from the above corneal observation, the optics of the
たとえば、簡単に焦点距離で考えた場合に、本体意図していた対物レンズ１０３の焦点距離がＤ＝−２．０であったとする。そして、上記の２回の角膜測定の差から演算した対物レンズ１０３の焦点距離がＤ＝−２．５であるとする。この場合、液体レンズ１３５において温度等の不確定要因により、Ｄ＝０．５のズレが生じたことになる。
For example, it is assumed that the focal length of the
以上のようにして、液体レンズ１３５で生じた光学特性のズレが算出され、更にこのズレを補償する補正値を含む制御信号（液体レンズ１３５の制御信号）の生成が液体レンズ補正値算出部２０５で行われる。そして、この補正値を含む制御信号を液体レンズ１３５に送り、液体レンズ１３５の光学特性の補正が行われる。この補正を行うことで、液体レズ１３５で生じる温度等の影響による光学特性のズレが補償される。そして、補正された液体レンズ１３５を用いて再度の波面収差情報の取得が行われる。こうすることで、波面収差情報の精度を高めることができる。
As described above, the deviation of the optical characteristics caused by the
また、別な方法として、液体レンズ１３５の光学特性の意図した特性からのズレが判ったのであるから、そのズレに対応させて既に取得した被検眼１０１の屈折特性（波面収差情報も含む）の修正を行う方法もある。この方法は、再測定の手間を要しない優位性がある。この場合、図６の制御系２００に眼屈折特性修正部２０６を追加し、眼屈折特性修正部２０６において、上述した被検眼１０１の屈折特性の修正を行う。
Further, as another method, since the deviation from the intended characteristics of the optical characteristics of the
（処理の一例）
以下、眼科装置１００で行われる動作の一例を説明する。図７〜９に処理の手順の一例を示す。図７〜９に示す処理を実行するための動作プログラムは、適当な記憶領域に記憶され、制御部２００において実行される。このプログラムを適当な媒体に記憶させ、そこから提供する形態も可能である。
(Example of processing)
Hereinafter, an example of the operation performed by the
処理に先立ち、光学系の被検眼に対する位置は、初期位置とする。初期位置は、標準的な被検者の頭部および正視眼を対象として予め決めておく。処理が開始されると、まず被検眼１０１の前眼部画像の撮像を行う（図７のステップＳ１０１）。この段階で前眼部画像のコントラストを閾値で判定し（ステップＳ１０２）、規定値以下のコントラストの場合、ステップＳ１０３進み、規定値を超えたコントラストが得られている場合、ステップＳ１０７に進む。
Prior to the treatment, the position of the optical system with respect to the eye to be inspected shall be the initial position. The initial position is predetermined for the standard subject's head and emmetropic eyes. When the process is started, first, an image of the anterior segment of the
ステップＳ１０３では、前眼部画像に合焦するよう、対物レンズ１０３の焦点距離をずらしてピントの合った前眼部像を得る。対物レンズ１０３の焦点距離の可変は、液体レンズ１３５の焦点距離を変化させることで行われる。合焦方法はコントラスト法などカメラなどで用いられる一般的な方法を使用する。この処理を行うことで、合焦状態での対物レンズ１０３の焦点距離の変化量から、アライメントの方向と概略のアライメント移動量が分かり、その値は後に行われるアライメントの作業に利用される。
In step S103, the focal length of the
次に、アライメントを行う（ステップＳ１０４）。この処理では、前眼部観察系２０のエリアセンサ２５が撮像した被検眼１０１に投影した指標（ＸＹ輝点２６）の像が決められた範囲内に入るように、測定ヘッド（図１の構成全体を収めた可動部）を被検眼１０１に対してＸＹＺ方向に移動させる制御が行なわれる。なお、Ｚアライメントの移動量に同期して対物レンズ１０３の焦点距離を変化させればアライメント中、常にコントラストの高い前眼部画像が得られる。逆に常にピントが合っていたのではピントのボケによるアライメントズレの確認ができなくなるといったことも考えられる。この場合は、ある程度アライメントが合ってきたら対物レンズ１０３の焦点距離を基準状態に戻しても良い。アライメントに係る処理の制御は、アライメント制御部２０１で行われる。
Next, alignment is performed (step S104). In this process, the measurement head (configuration of FIG. 1) is such that the image of the index (XY bright spot 26) projected on the eye to be inspected 101 imaged by the
次に、Ｚアライメント（光軸方向におけるアライメント位置）が規定範囲内であるか否か、が判定され（ステップＳ１０５）、Ｚアライメントが規定範囲内であれば、ステップＳ１０６に進み、そうでなければ、ステップＳ１０４の処理を繰り返す。ステップＳ１０６では、対物レンズ１０３の焦点距離を基準状態（正視眼に対応した状態）とする。このように、Ｚアライメントが完了した状態で対物レンズ１０３の焦点距離を基準状態とする。基準状態では、対物レンズ１０３を構成する液体レンズ１３５は、図４（Ａ）の状態であり、レンズとして機能せず屈折力を生じていない。
Next, it is determined whether or not the Z alignment (alignment position in the optical axis direction) is within the specified range (step S105), and if the Z alignment is within the specified range, the process proceeds to step S106, otherwise the process proceeds to step S106. , The process of step S104 is repeated. In step S106, the focal length of the
次に、対物レンズ１０３の焦点距離を基準状態とした状態で再度のアライメントを行う（ステップＳ１０７）。ステップＳ１０７の処理の内容は、ステップＳ１０４と同じである。アライメントがＯＫであれば、ステップＳ１１１（図８）に進み、アライメントがＯＫでなければ、ステップＳ１０７の処理を繰り返す。
Next, realignment is performed with the focal length of the
ステップＳ１１１では、プラチドリング１０２を点灯（背後から照明）し、被検眼１０１の前眼部にプラチドリング像を投影する。そして、被検眼１０１の前眼部（角膜）に映ったプラチドリング像が撮影され（ステップＳ１１２）、撮影されたプラチドリング像に基づき、角膜形状が算出される（ステップＳ１１３）。この処理は、角膜形状測定部２０２で行われる。撮影したプラチドリング像に基づく角膜形状の算出や角膜に係る情報の算出の詳細については、例えば特開２００２−２０９８５４号公報に詳述されている。
In step S111, the purachido ring 102 is turned on (illuminated from behind), and the purachido ring image is projected onto the anterior segment of the
この段階で取得されるプラチドリング像（角膜形状）は、液体レンズ１３５で電圧が印加されていない状態（レンズとして機能していない状態）で得られたもので、後の本測定の後（ステップＳ１４１）で測定されるプラチドリング像を評価する際の基準となる。
The purachido ring image (corneal shape) acquired at this stage was obtained with the
次に仮測定を行う。仮測定では、まず被検眼１０１のハルトマン像を取得し（ステップＳ１２１）、当該ハルトマン像に基づき、被検眼１０１のＳ値，Ｃ値，Ａ値を算出する（ステップＳ１２２）。仮測定の段階では、対物レンズ１０３は基準状態にあり、被検眼１０１に屈折異常がある場合、眼底１０３ａにおける光源像はボケている。この状態では、得られるハルトマン像の各輝点もボケており、ハルトマン像から得られる被検眼１０１の高次収差の測定精度は低い。
Next, a tentative measurement is performed. In the tentative measurement, first, the Hartmann image of the
しかしながら、正視眼の場合のハルトマン像の輝点の間隔との比較により、被検眼１０１のＳ値，Ｃ値，Ａ値はそれなりの精度で得られる。すなわち、正視眼と非正視眼では、ハルトマン像の輝点の間隔が異なる。この輝点の偏移量は、被検眼１０１の屈折力と比例関係にある。よって、ハルトマン像の輝点の間隔とその方向を解析することで、Ｓ値（球面度数（−近視，＋遠視））、Ｃ値（乱視度数であり、乱視矯正に用いる円柱レンズの屈折力）、Ａ値（乱視用円柱レンズの入る角度を１°〜１８０°の間で数値化したもの）を算出できる。
However, the S value, C value, and A value of the
仮測定の後、精度の高い収差測定を行うために本測定を行う。本測定では、ステップＳ１２２で取得したＳ値，Ｃ値，Ａ値に基づき、対物レンズ１０３の光学特性を変更し、鮮明なハルトマン像が得られるようにする（ステップＳ１３１）。すなわち、被検眼１０１の屈折力を矯正するように対物レンズ１０３の焦点距離（乱視も含む）を調整し、エリアセンサ４６が眼底共役位置となり、エリアセンサ４６が検出するハルトマン像を構成する点像がよりシャープに鮮明になるようにする。また、仮測定の状態では固視標像もボケた状態であるため、被検眼の固視状態及び屈折状態は不安定となる。本測定の状態では被検眼の遠点に視標を呈示できるため、はっきりとした像を得ることができるため、安定した固視、屈折状態となる。
After the tentative measurement, the main measurement is performed in order to perform highly accurate aberration measurement. In this measurement, the optical characteristics of the
ステップＳ１３１の後、ステップＳ１３２に進む。ステップＳ１３２では、対物レンズ１０３の焦点距離を被検眼１０１上でさらに−１．５Ｄずらし、被検眼１０１を雲霧状態とする（ステップＳ１３２）。被検眼１０１を雲霧状態とすることで、被検眼１０１は、無調節状態となる。この状態でハルトマン像を取得し（ステップＳ１３４）、当該ハルトマン像に基づき、被検眼１０１における収差を計算する（ステップＳ１３４）。
After step S131, the process proceeds to step S132. In step S132, the focal length of the
この際、対物レンズの焦点距離を変化させることで瞳の共役関係が崩れ（瞳孔とハルトマンプレートが共役ではなくなる）るため、点像の変化量は対物レンズの焦点距離によって変化する。このため、数式やあらかじめ定めたテーブルによって得られた収差の値を補正する。 At this time, by changing the focal length of the objective lens, the conjugate relationship of the pupil is broken (the pupil and the Hartmann plate are no longer conjugated), so that the amount of change in the point image changes depending on the focal length of the objective lens. Therefore, the aberration value obtained by a mathematical formula or a predetermined table is corrected.
ステップＳ１３４で得られた収差の高次収差が規定（閾値）以上ある場合、高次収差が打ち消されるように、対物レンズ１０３（液体レンズ１３５）の形状を変形させ、その光学特性を調整する（ステップＳ１３６）。大きな高次収差があると、眼底上の光源像がボケたり歪んだりし、取得する波面情報の誤差が増大する。高次収差を減らすことで、この誤差を抑えることができる。この際の光学特性の調整は、高次収差が小さくなるように、液体レンズ１３５のレンズ面（有極性液１３２と無極性液１３３の界面）の変形を電気的に制御することで行われる。
When the higher-order aberration of the aberration obtained in step S134 is equal to or higher than the specified (threshold value), the shape of the objective lens 103 (liquid lens 135) is deformed so that the higher-order aberration is canceled, and the optical characteristics thereof are adjusted ( Step S136). When there is a large high-order aberration, the light source image on the fundus is blurred or distorted, and the error of the acquired wave surface information increases. This error can be suppressed by reducing higher-order aberrations. The adjustment of the optical characteristics at this time is performed by electrically controlling the deformation of the lens surface (the interface between the polar liquid 132 and the non-polar liquid 133) of the
ステップＳ１３５において、高次収差が規定値を下回る場合、あるいはステップＳ１３６の後、図９の対物レンズ補償工程におけるステップＳ１４１に進む。ステップＳ１４１では、プラチドリングの撮影を再度行う（ステップＳ１４１）。そして、ステップＳ１１２で撮影したプラチドリング像とステップＳ１４１で撮影したプラチドリング像を比較し、リングの大きさや間隔の変化から、基準状態（液体レンズ１３５が機能していない状態）における対物レンズ１０３の屈折力と、ステップＳ１３１またはステップＳ１３６で液体レンズ１３５が調整された状態における対物レンズ１０３の屈折力の差が算出される（ステップＳ１４３）。
If the higher-order aberration is less than the specified value in step S135, or after step S136, the process proceeds to step S141 in the objective lens compensation step of FIG. In step S141, the purachido ring is photographed again (step S141). Then, the plaid ring image taken in step S112 is compared with the plaid ring image taken in step S141, and the
具体的には、ステップＳ１１２で得られたプラチドリング像とステップＳ１４１で得られたプラチドリング像とを比較することで、基準状態（液体レンズ１３５が機能していない状態）における対物レンズ１０３のＳ値，Ｃ値，Ａ値と、ステップＳ１３１またはステップＳ１３６で液体レンズ１３５が調整された状態における対物レンズ１０３のＳ値，Ｃ値，Ａ値の差が算出される（ステップＳ１４２）。この差が、液体レンズ１０３で生じた不確定要因による光学特性のズレとなる。勿論、Ｓ値，Ｃ値，Ａ値で評価できない光学特性についての差を算出してもよい。
Specifically, by comparing the plaid ring image obtained in step S112 with the plaid ring image obtained in step S141, the S of the
次に、上記のズレを解消するための補正量を算出し（ステップＳ１４３）、対物レンズ１０３（液体レンズ１３５）の光学特性を変更する（ステップＳ１４４）。この状態で再度ハルトマン像を取得し（ステップＳ１４５）、収差の計算を行う（ステップＳ１４６）。 Next, the correction amount for eliminating the above deviation is calculated (step S143), and the optical characteristics of the objective lens 103 (liquid lens 135) are changed (step S144). In this state, the Hartmann image is acquired again (step S145), and the aberration is calculated (step S146).
ステップＳ１４１以下の処理を行うことで、特性の再現性や安定性に問題がある液体レンズの欠点が克服され、高い精度で被検眼１０１の屈折の状態に係る情報を得ることができる。
By performing the process of step S141 or less, the drawbacks of the liquid lens having problems in the reproducibility and stability of the characteristics are overcome, and the information related to the refraction state of the
ステップＳ１４４において、既に得られている収差特性の補正値を算出してもよい。この場合、ステップＳ１３６の後にステップＳ１３３以下の処理を行うフローとする。そして、ステップＳ１３４で得た収差の情報をステップＳ１４２で得た対物レンズ１０３における光学特性のズレ（Ｓ値，Ｃ値，Ａ値等のズレ）に基づき補正する。
In step S144, the correction value of the aberration characteristic already obtained may be calculated. In this case, the flow is such that the processing of step S133 or less is performed after step S136. Then, the aberration information obtained in step S134 is corrected based on the deviation of the optical characteristics (deviation of S value, C value, A value, etc.) in the
すなわち、対物レンズ１０３の光学特性のズレが判れば、それが収差の情報にどのような影響を与えるのかが予測できるので、ステップＳ１３４で得た収差の情報を修正できる。
That is, if the deviation of the optical characteristics of the
対物レンズ１０３における光学特性のズレの程度が小さければ、上記のステップＳ１３４で得た収差の情報の修正で十分対応できる。この方法は、再度のハルトマン像の測定を行わない点で簡便である。
If the degree of deviation of the optical characteristics of the
別の方法として、対物レンズ１０３における光学特性のズレの程度が閾値よりも大きい場合に、図９に示すステップＳ１４４以下の処理を実行し、当該ズレが閾値以下である場合に上記の測定値の補正による対応を行ってもよい。
As another method, when the degree of deviation of the optical characteristics of the
ステップＳ１４６の後、演算結果を表示（あるいはデータ出力）する（ステップＳ１５１）。そして最後に、視力検査用の文字や視標を用いて被検者がこれら文字や視標を良好な状態で見ることができるかの確認が行われる（ステップ１５２）。眼科装置１００において、対物レンズ１０３は固視光学系においても共通に用いられる。このため、固視標を呈示する際、本測定結果から被検眼の度数のみではなく、乱視や高次収差を補正して呈示することで、被検者に光学的に達成しうる良好な像を呈示することができる。また視標を視力検査用の記号や文字などの視標とすることで、最良視力値の測定も可能となる。対物レンズの焦点距離を変更することにより、固視標の視角が変化するため、テーブルなどを準備し、焦点距離に応じて呈示する視標の大きさを変更する必要がある。
After step S146, the calculation result is displayed (or data output) (step S151). Finally, it is confirmed whether the subject can see these characters and targets in good condition by using the characters and targets for the visual acuity test (step 152). In the
（優位性）
以上述べたように、図１には、測定光を被検眼１０１の眼底１０１ａに投影する測定光投影系３０と、前記測定光の眼底１０１ａでの反射光を受光し、被検眼１０１の屈折特性を測定する眼屈折特性検出系４０と、被検眼１０１の角膜に投影された角膜形状測定用のパターンを検出する角膜形状測定系２０と、測定光投影系３０、眼屈折特性検出系４０および角膜形状測定系２０に共通する光路中に配置された焦点距離を可変できる対物レンズ１０３とを備え、対物レンズ１０３の焦点距離を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターンの差に基づき、対物レンズ１０３の校正が行われることを特徴とする眼科装置１００が示されている。
(Superiority)
As described above, FIG. 1 shows the measurement light projection system 30 that projects the measurement light onto the corneal 101a of the eye 101a, and the refraction characteristics of the
この構成において、対物レンズ１０３を構成する液体レンズ１３５は、電極に印加する電圧によって焦点距離を変えることができる。また電極の形状や配置を工夫することでシリンダーや更に複雑な状態とすることができる。しかしながら周囲温度などの外的要因などにより電圧に対する再現性が不充分である場合がある。この問題への対応として、光学特性を変更後、所望の光学特性になっていることを確認、もしくは光学特性のズレを検出して、電圧を制御したり、ズレを考慮して測定値の補正を行ったりする。
In this configuration, the
特開2014-108310号公報 では校正用の光学系を配して電圧と焦点距離の関係をフィードバックする方法を開示している。この方法では焦点距離可変レンズよりも被検眼側の光路中に校正光学系を配置する必要がある。また、調整時や点検時など特定のタイミングであれば対物レンズ前にアタッチメントなどを取り付けて校正することは可能であるが、温度など常に変化するものに対しては効果がない。 Japanese Unexamined Patent Publication No. 2014-108310 discloses a method of arranging an optical system for calibration and feeding back the relationship between voltage and focal length. In this method, it is necessary to arrange the calibration optical system in the optical path on the side to be inspected rather than the variable focal length lens. In addition, it is possible to calibrate by attaching an attachment in front of the objective lens at a specific timing such as during adjustment or inspection, but it is not effective for things that constantly change, such as temperature.
これに対して、本実施形態では、被検眼１０１の角膜形状の測定機能を用いて上述した温度等の影響を受けた液体レンズ１３５の校正を行うので、対物レンズ１０３の被検眼側に別途光学系を配置する必要がない。また、本実施形態では、機械的な可動部が減らせるので、調整の手間や経時変化の問題で有利となる。
On the other hand, in the present embodiment, the
また、被検者は額当て、顎受けに顔を固定した状態でアライメントを開始するため、顔の大きさや眼の位置などの個人差のためアライメント状態は大きくずれている可能性が高い。これは、ピント方向（Ｚ方向）についても同様である。ピントがずれた不明瞭な画像では輝点や瞳孔を検出することが困難であり、アライメントが開始できない場合がある。本実施形態では、アライメント開示時に前眼部画像に合焦するよう、対物レンズの焦点距離をずらしてピントの合った前眼部像を得ることにより、アライメントを開始することが可能となる。なお、この際、測定系や固視系のピントがずれてしまうが、アライメントスタート時なので影響はない。 In addition, since the subject starts the alignment with the face fixed to the forehead and the chin rest, there is a high possibility that the alignment state is significantly deviated due to individual differences such as the size of the face and the position of the eyes. This also applies to the focus direction (Z direction). It is difficult to detect bright spots and pupils in an unclear image that is out of focus, and alignment may not be started. In the present embodiment, the alignment can be started by shifting the focal length of the objective lens to obtain an in-focus anterior segment image so as to focus on the anterior segment image when the alignment is disclosed. At this time, the measurement system and the fixation system will be out of focus, but this will not affect the alignment start.
従来の技術では、図１０に示すように、アライメントを行うのにエリアセンサを可動させる必要があり、また、補償用のレンズの挿入／退避を行う機構等が必要であり、煩雑で高コストであった。これに対して、眼科装置１００では、対物レンズの焦点距離の調整によりアライメントに係る構造および動作か簡素化され、装置の低コスト化が図れる。
In the conventional technique, as shown in FIG. 10, it is necessary to move the area sensor for alignment, and a mechanism for inserting / retracting a compensation lens is required, which is complicated and costly. there were. On the other hand, in the
１０…固視指標投影系、１１…固視票、１２…結像レンズ、１３…フィールドレンズ、１４…ミラー、２０…前眼部観察系、２１…光学絞り、２２…ハーフミラー、２３…リレーレンズ、２４…結像レンズ、２５…エリアセンサ、２６…ＸＹ輝点、２７…リレーレンズ、３０…測定光投影系、３１…光源、３２…リレーレンズ、３３…偏光板、３４…偏光ビームスプリッター、３５…ロータリープリズム、３６…フィールドレンズ、４０…眼屈折特性検出系、４１…ミラー、４２…リレーレンズ、４４…コリメータレンズ、４５…ハルトマン板、４６…エリアセンサ、１００…眼科装置、１０１…被検眼、１０１ａ…眼底、１０２…プラチド板、１０３…対物レンズ、１０４…ダイクロイックミラー、１０５…ダイクロイックミラー、１２１…凸レンズとしても機能するガラス基板、１２２…凸レンズとしても機能するガラス基板、１２３…駆動電極層、１２４…高誘電フィルム、１２５…撥水膜、１２６…リング部材、１２７…高誘電膜、１２８…内部空間、１２９…透明電極、１３０…封止材、１３１…親水膜、１３２…透明な有極性液、１３３…透明な無極性液。 10 ... fixation index projection system, 11 ... fixation slip, 12 ... imaging lens, 13 ... field lens, 14 ... mirror, 20 ... anterior segment observation system, 21 ... optical aperture, 22 ... half mirror, 23 ... relay Lens, 24 ... Imaging lens, 25 ... Area sensor, 26 ... XY bright spot, 27 ... Relay lens, 30 ... Measurement light projection system, 31 ... Light source, 32 ... Relay lens, 33 ... Plate plate, 34 ... Polarized beam splitter , 35 ... rotary prism, 36 ... field lens, 40 ... ocular refraction characteristic detection system, 41 ... mirror, 42 ... relay lens, 44 ... collimeter lens, 45 ... Hartmann plate, 46 ... area sensor, 100 ... ophthalmic device, 101 ... Eye to be inspected, 101a ... fundus, 102 ... plated plate, 103 ... objective lens, 104 ... dichroic mirror, 105 ... dichroic mirror, 121 ... glass substrate that also functions as a convex lens, 122 ... glass substrate that also functions as a convex lens, 123 ... drive Electrode layer, 124 ... High dielectric film, 125 ... Water repellent film, 126 ... Ring member, 127 ... High dielectric film, 128 ... Internal space, 129 ... Transparent electrode, 130 ... Encapsulant, 131 ... Hydrophilic film, 132 ... Transparent Polarized liquid, 133 ... Transparent non-polar liquid.
Claims (12)
前記測定光の前記眼底での反射光を受光し、前記被検眼の屈折特性を測定する眼屈折特性検出系と、
前記被検眼の角膜に投影された角膜形状測定用のパターンを検出する角膜形状測定系と、
被検眼に視標像を投影し固視及び調節を誘導する視標投影系と、
前記測定光投影系、前記眼屈折特性検出系、前記角膜形状測定系および前記視標投影系に共通する光路中に配置された屈折状態を可変できる屈折状態可変レンズと
を備え、
前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターンの差に基づき、前記屈折状態可変レンズの校正が行われることを特徴とする眼科装置。 A measurement light projection system that projects the measurement light onto the fundus of the eye to be inspected,
An ocular refraction characteristic detection system that receives the reflected light of the measurement light at the fundus and measures the refraction characteristics of the eye to be inspected.
A corneal shape measuring system that detects a pattern for measuring the corneal shape projected on the cornea of the eye to be inspected, and a corneal shape measuring system.
An optotype projection system that projects an optotype image onto the eye to be inspected to induce fixation and adjustment,
A refraction state variable lens arranged in an optical path common to the measurement light projection system, the ocular refraction characteristic detection system, the corneal shape measurement system, and the optotype projection system is provided.
An ophthalmic apparatus, characterized in that the variable refraction state lens is calibrated based on the difference in the patterns for measuring the shape of the cornea detected before and after the variable refraction state is changed.
前記測定光の前記眼底での反射光を受光し、前記被検眼の屈折特性を測定する眼屈折特性検出系と、
前記被検眼の角膜に投影された角膜形状測定用のパターンを検出する角膜形状測定系と、
前記測定光投影系、前記眼屈折特性検出系および前記角膜形状測定系に共通する光路中に配置された屈折状態を可変できる屈折状態可変レンズと、
前記屈折状態可変レンズの屈折状態を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターンの差に基づき、前記屈折状態可変レンズの校正を行うための補正値を算出する補正値算出部と
を備えることを特徴とする眼科装置。 A measurement light projection system that projects the measurement light onto the fundus of the eye to be inspected,
An ocular refraction characteristic detection system that receives the reflected light of the measurement light at the fundus and measures the refraction characteristics of the eye to be inspected.
A corneal shape measuring system that detects a pattern for measuring the corneal shape projected on the cornea of the eye to be inspected, and a corneal shape measuring system.
A refraction state variable lens arranged in an optical path common to the measurement light projection system, the ocular refraction characteristic detection system, and the corneal shape measurement system, and a refraction state variable lens capable of changing the refraction state.
A correction value calculation unit that calculates a correction value for calibrating the refraction state variable lens based on the difference in the pattern for measuring the corneal shape detected before and after changing the refraction state of the refraction state variable lens. An ophthalmic device characterized by being provided.
前記測定光の前記眼底での反射光を受光し、前記被検眼の屈折特性を測定する眼屈折特性検出系と、
前記被検眼の角膜に投影された角膜形状測定用のパターンを検出する角膜形状測定系と、
前記測定光投影系、前記眼屈折特性検出系および前記角膜形状測定系に共通する光路中に配置された屈折状態を可変できる屈折状態可変レンズと、
前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前後において検出された前記角膜形状測定用のパターンの差に基づき、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変した後の段階で取得した前記被検眼の屈折特性値を修正することを特徴とする眼科装置。 A measurement light projection system that projects the measurement light onto the fundus of the eye to be inspected,
An ocular refraction characteristic detection system that receives the reflected light of the measurement light at the fundus and measures the refraction characteristics of the eye to be inspected.
A corneal shape measuring system that detects a pattern for measuring the corneal shape projected on the cornea of the eye to be inspected, and a corneal shape measuring system.
A refraction state variable lens arranged in an optical path common to the measurement light projection system, the ocular refraction characteristic detection system, and the corneal shape measurement system, and a refraction state variable lens capable of changing the refraction state.
Based on the difference in the pattern for measuring the corneal shape detected before and after changing the refraction state of the variable refraction state lens, the eye to be inspected obtained at a stage after changing the refraction state of the variable refraction state lens. An optometry device characterized by modifying the refractive property value of.
前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前の段階では、前記液体レンズがレンズとして機能しない状態にあり、
前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変した後の段階では、前記液体レンズがレンズとして機能する状態にあることを特徴とする請求項１〜３のいずれか一項に記載の眼科装置。 The variable refraction state lens includes a liquid lens.
At the stage before the refraction state of the variable refraction state is changed, the liquid lens is in a state where it does not function as a lens.
The ophthalmic apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the liquid lens is in a state of functioning as a lens at a stage after the refraction state of the variable refraction state is changed.
前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前の段階では、前記液体レンズに電圧が加えられていない状態にあり、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変した後の段階では、前記液体レンズに電圧が加えられている状態にあることを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載の眼科装置。 The variable refraction state lens includes a liquid lens controlled by a voltage.
In the stage before changing the refraction state of the variable refraction state lens, no voltage is applied to the liquid lens, and in the stage after changing the refraction state of the variable refraction state lens, the liquid. The ophthalmic apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein a voltage is applied to the lens.
少なくとも一方がレンズである一対の光透過性の基板と、
前記一対の光透過性の基板の間に封入された屈折率が異なり、且つ、分離する有極性液および無極性液と
を有することを特徴とする請求項４または５に記載の眼科装置。 The refraction state variable lens is
A pair of light-transmitting substrates, one of which is a lens,
The ophthalmic apparatus according to claim 4 or 5, wherein the pair of light-transmitting substrates have different refractive indexes and separate polar and non-polar liquids.
前記変更が行われた状態において、前記屈折状態可変レンズを介して被検眼に視標を呈示することを特徴とする請求項１〜９のいずれか一項に記載の眼科装置。 Based on the refractive characteristics of the eye to be inspected, one or more of the spherical refractive power, astigmatic refractive power, and higher-order aberration of the variable refraction state lens are changed.
The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 1 to 9, wherein an optotype is presented to an eye to be inspected through the variable refraction state lens in the changed state.
当該差に基づき、前記屈折状態可変レンズの前記屈折状態を可変する前後における前記屈折状態可変レンズの光学特性の変化が算出されることを特徴とする請求項１〜１１のいずれか一項に記載の眼科装置。 Based on the pattern for measuring the corneal shape detected before and after changing the refraction state of the variable refraction state lens, the pattern for measuring the shape of the cornea is formed before changing the refraction state of the variable refraction state lens. The difference between the refractive power received by the light beam to be applied and the refractive power received by the light beam constituting the pattern for measuring the corneal shape after changing the refractive state of the variable refraction state lens was obtained.
The invention according to any one of claims 1 to 11, wherein the change in the optical characteristics of the variable refraction state lens before and after changing the refraction state of the variable refraction state lens is calculated based on the difference. Ophthalmic equipment.
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