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WO2002032299A1 - Dispositif de mesure de caracteristiques optiques - Google Patents

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Publication number
WO2002032299A1
WO2002032299A1 PCT/JP2001/009084 JP0109084W WO0232299A1 WO 2002032299 A1 WO2002032299 A1 WO 2002032299A1 JP 0109084 W JP0109084 W JP 0109084W WO 0232299 A1 WO0232299 A1 WO 0232299A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
eye
aberration
display
measured
light
Prior art date
Application number
PCT/JP2001/009084
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Toshifumi Mihashi
Yoko Hirohara
Naoyuki Maeda
Original Assignee
Kabushiki Kaisha Topcon
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
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Priority claimed from JP2001119086A external-priority patent/JP2002209854A/ja
Application filed by Kabushiki Kaisha Topcon filed Critical Kabushiki Kaisha Topcon
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Priority to AU2001294271A priority patent/AU2001294271A1/en
Priority to EP01974885A priority patent/EP1334691A4/en
Publication of WO2002032299A1 publication Critical patent/WO2002032299A1/ja

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/1015—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for wavefront analysis
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • 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 measuring device, and more particularly to an optical characteristic measuring device that graphically displays various data obtained by measurement under a plurality of conditions.
  • optical devices used for medical use have been extremely diverse.
  • this optical instrument is widely used as an optical characteristic measuring device for inspecting the refractive power of the eye, eye functions such as accommodation, and the inside of the eyeball.
  • the measurement results of these various tests are important, for example, under what measurement conditions the subject's eye to be tested was placed.
  • the pupil of the eye is small in bright places and large in dark places. Therefore, it is necessary to consider the illuminance as a measurement condition, and the measurement range of the eye to be measured is also important.
  • the shape of the retina, cornea, and other parts contained in the eye is often unique to each patient, so that an ophthalmologist or the like can quickly diagnose the patient's eye to be measured. It is desirable that various data such as aberrations regarding each part of the eye to be measured be displayed collectively or by selecting desired data. Thus, the ophthalmologist and the like can explain the various diagnoses (findings) to the patient in an easily understandable manner.
  • the various data correspond to the optical characteristics of the eye. For example, the various data are classified into numerical data and image data (graphic data), and the numerical data and the graphic data are captured by an imaging device of an optical device. It is necessary to process or combine various images taken by a CCD (for example, a CCD) so that they can be visually viewed. Furthermore, measurement results of various data, measurement data, and numerical data corresponding to the measurement results need to be displayed under multiple conditions. Disclosure of the invention
  • the conventional optical characteristic measuring apparatus collectively displays various data obtained under a plurality of conditions, such as measurement data (measurement results) and image data and numerical data corresponding to the measurement results, or It is assumed that it is difficult to selectively display each of them to make them visually easy to see.
  • the present invention provides an optical property measurement that collectively or selectively displays measurement data (measurement results) obtained under a plurality of conditions, image data and Z or numerical data corresponding to the measurement results. It is intended to provide a device.
  • the present invention provides a method of sealing measurement data (measurement results), image data and image data or numerical data corresponding to the measurement results together or selectively, by sealing the whole eye to be measured, the cornea, the eye, or the like. It is an object of the present invention to provide an optical characteristic measuring device for displaying by using a graphic display or the like.
  • An irradiation optical system including a light source unit that irradiates a light beam of a predetermined pattern to the eye to be measured, and a light receiving optical system including a light receiving unit that receives light reflected from the eye to be measured,
  • an optical characteristic measuring device comprising: a display unit that graphically displays measurement data based on the light reception signal and a measurement result obtained by the calculation unit.
  • An irradiation optical system including a light source unit that irradiates a light beam of a predetermined pattern to the eye to be measured, and a light receiving optical system including a light receiving unit that receives light reflected from the eye to be measured,
  • a display unit for graphically displaying an optical refractive power distribution or a power map according to the measurement data obtained by the calculation unit;
  • an optical characteristic measuring device provided with: BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic optical system of an optical characteristic measuring apparatus 100 according to the present invention.
  • FIG. 2 is an electric system block diagram showing an electric configuration of the optical property measuring apparatus 100 according to the present invention.
  • FIG. 3 is a flowchart of the optical property measuring apparatus 100 according to the present invention.
  • Figure 4 is a flow chart for displaying the rundle ring.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing a first display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIGS. 6A and 6B are explanatory views (1) and (2) showing modified examples of the first display example.
  • FIG. 7F is an explanatory view (3) showing a modification of the first display example.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram showing a second display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram showing a third display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram showing a fourth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 11 is an explanatory view showing a modified example of the fourth display example.
  • FIG. 12 is a flowchart showing corneal aberration measurement.
  • FIG. 13 is an explanatory view showing a fifth display example graphically displayed on the display unit 23 °.
  • FIG. 14 is an explanatory diagram showing a sixth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 15 is an explanatory diagram showing a modification of the sixth display example.
  • FIG. 16 is an explanatory diagram showing a seventh display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 17 is an explanatory diagram showing an eighth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 18 is a diagram showing an expression form 600 of each aberration by a Zernike coefficient G ij.
  • FIG. 19 is a diagram showing classification of aberrations by polar representation of Zernike polynomials Z ij.
  • FIG. 20 is a diagram showing the classification of Zernike polynomials Z ij into aberrations by XY coordinate display.
  • FIG. 21 is an explanatory diagram of calculation of a shape and Power.
  • FIG. 22 is an explanatory diagram showing a ninth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 23 is an explanatory diagram showing a first display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 24 is an explanatory view showing a first display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 25 is an explanatory view showing a first display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 26 is an explanatory diagram showing a thirteenth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 27 is an explanatory diagram showing a 14th display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 28 is an explanatory diagram showing a fifteenth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic optical system of an optical characteristic measuring apparatus 100 according to the present invention.
  • the optical characteristic measuring device 100 is, for example, a device for measuring the optical characteristics of the eye 60 to be measured, which is an object, and includes a first illumination optical system 10 and a first light receiving optical system 20.
  • a light receiving optical system 30, a common optical system 40, and an adjusting optical system 50 are provided.
  • the retina 61 and the cornea 62 are shown in the figure.
  • the first illumination optical system 10 includes, for example, a first light source unit 11 for emitting a light beam of a first wavelength, and a condensing lens 12, and an eye to be measured is provided by a light beam from the first light source unit 11. This is for illuminating a minute area on the retina (fundus) 61 of 60 so that its illumination conditions can be appropriately set.
  • the first wavelength of the illumination light beam emitted from the first light source unit 11 is a wavelength in the infrared region (for example, 80 nm).
  • the first light source unit 11 has a large spatial coherence and a small temporal coherence.
  • the first light source unit 11 is, for example, a super luminescence diode (sLD), and can obtain a point light source with high luminance.
  • the first light source unit 11 is not limited to the SLD.
  • a first diffused plate or the like is inserted to appropriately reduce the time coherence. It can be used.
  • LEDs with small spatial coherence and temporal coherence can be used by inserting a pinhole or the like at the position of the light source in the optical path, as long as the light quantity is sufficient.
  • the first light receiving optical system 20 is, for example, a collimating lens 21 and a part of a light beam (first light beam) reflected and returned from the retina 61 of the eye 60 to be measured, by at least one beam.
  • a Hartmann plate 22 which is a conversion member for converting the beam into a beam, and a first light receiving portion 23 for receiving the plurality of beams converted by the Hartmann plate 22, and receives the first light beam as a first light beam It is for guiding to part 23.
  • the first light receiving section 23 is a power CCD employing a CCD with low readout noise.
  • An appropriate type such as a CCD for cooling the element can be applied.
  • the transmission / reception optical system 30 mainly performs, for example, an alignment adjustment described later, and includes a second light source unit 31 for emitting a light beam of a second wavelength, condenser lenses 32, 34, and A beam splitter 13 and a second light receiving portion 35 are provided for guiding a light beam (second light beam) reflected from the cornea 62 of the eye 60 to be measured and returned to the second light receiving portion. And mainly to make alignment adjustments. Further, the second wavelength of the light beam emitted from the second light source unit 31 is different from, for example, the first wavelength (here, 780 nm), and a longer wavelength can be selected (for example, 940 nm).
  • the common optical system 40 is disposed on the optical axis of the light beam emitted from the first illumination optical system 10 and is common to the first illumination optical system 10, the first light receiving optical system 20, and the light transmitting and receiving optical system 30. And includes, for example, a brachid ring 41, an afocal lens 42, a beam splitter 43, 45, and a condenser lens 44. After the alignment adjustment described later is completed, the brachid ring 41 projects an index of a pattern including a plurality of concentric annular zones.
  • the beam splitter 43 transmits (reflects) the wavelength of the second light source unit 31 to the eye 60 to be measured, and reflects the second light flux returning from the cornea 62 of the eye 60 to be measured.
  • the beam splitter 45 transmits (reflects) the wavelength of the first light source unit 11 to the eye 60 to be measured, and reflects the first light flux reflected from the retina 61 of the measured eye 60 and returned. It is formed of a transmitting mirror (for example, a polarizing beam splitter). By the beam splitters 43 and 45, the first and second light beams do not enter each other's optical system and cause noise.
  • the adjustment optical system 50 mainly performs, for example, a working distance adjustment described later, and includes a third light source unit 51, a fourth light source unit 55, and condenser lenses 52, 53.
  • a third light receiving section 54 is provided to mainly adjust the working distance.
  • the alignment adjustment is mainly performed by the transmission / reception optical system 30.
  • the luminous flux from the second light source unit 31 passes through the condenser lens 32, the beam splitters 33, 43, and the afocal lens 42, and is substantially parallel to the eye to be measured 60, which is the object. Illuminate with a luminous flux.
  • the reflected light beam reflected by the cornea 62 of the eye 60 to be measured is emitted as a divergent light beam as if it were emitted from a point of 1/2 of the radius of curvature of the cornea 62. 2.
  • the light is received as a spot image by the second light receiving section 35 via the beam splitters 43, 33 and the condenser lens 34.
  • the optical characteristic measuring device 100 is moved up and down, left and right to adjust the spot image to be on the optical axis. Let it match.
  • the alignment adjustment is completed.
  • the cornea 62 of the eye 60 to be measured is illuminated by the third light source unit 51, and an image of the eye 60 to be measured obtained by this illumination is formed on the second light receiving unit 35. Therefore, this image may be used to make the center of the pupil coincide with the optical axis.
  • adjustment of the working distance will be described.
  • the working distance adjustment is mainly performed by the adjusting optical system 50.
  • a parallel light flux near the optical axis emitted from the fourth light source unit 55 is irradiated toward the eye to be measured 60 and is reflected from the eye to be measured 60.
  • the received light is received by the third light receiving unit 54 via the condenser lenses 52 and 53.
  • a spot image from the fourth light source unit 55 is formed on the optical axis of the third light receiving unit 54.
  • the spot image from the fourth light source unit 55 is formed above or below the optical axis of the third light receiving unit 54.
  • the third light receiving unit 54 only needs to be able to detect a change in the light beam position in a plane including the fourth light source unit 55, the optical axis, and the third light receiving unit 54.
  • One-dimensional CCD, position sensing device (PSD), etc. can be applied.
  • a beam splitter 45 is inserted in the first light receiving optical system 20.
  • the light from the first illumination optical system 10 is transmitted to the eye to be measured 60 by the muscle splitter 45, and the reflected light from the eye to be measured 60 is transmitted.
  • the first light receiving section 23 included in the first light receiving optical system 20 receives light that has passed through the Hartmann plate 22 that is a conversion member, and generates a light receiving signal.
  • the first light source unit 11 and the retina 61 of the eye 60 to be measured form a conjugate relationship.
  • the retina 61 of the eye 60 to be measured and the first light receiving section 23 are conjugate.
  • the Hartmann plate 22 and the pupil of the eye 60 to be measured form a conjugate relationship.
  • the first light receiving optical system 20 forms a substantially conjugate relationship with the Hartmann plate 22 with the cornea 62 and the pupil, which are the anterior segment of the eye 60 to be measured.
  • the anterior focal point of the afocal lens 42 substantially coincides with the cornea 62 and the pupil, which are the anterior segment of the eye 60 to be measured.
  • the first illumination optical system 10 and the first light receiving optical system 20 assume that the light beam from the first light source unit 11 is reflected at the point where the light is condensed, and that the light reflected by the first light receiving unit 23 is It moves in conjunction with each other so that the signal peak due to is maximized. Specifically, the first illumination optical system 10 and the first light receiving optical system 20 move in the direction in which the signal peak at the first light receiving unit 23 increases, and stop at the position where the signal peak becomes maximum. . Thereby, the light beam from the first light source unit 11 is focused on the retina 61 of the eye to be measured.
  • the lens 12 converts the diffused light of the light source 11 into parallel light.
  • the aperture 14 is located at a position optically conjugate with the pupil of the eye or the Hartmann plate 2.
  • the aperture 14 has a diameter smaller than the effective range of the Hartmann plate 21 so that so-called single-pass aberration measurement (a method in which the eye aberration affects only the light receiving side) is established.
  • the lens 13 sets the fundus conjugate point of the real ray at the front focal position, and further, the rear focal position coincides with the aperture 14 to satisfy the conjugate relationship with the pupil of the eye.
  • the beam diameter of the ray 24 may be about 1 mm, and the beam diameter of the ray 24 may be about 7 mm.
  • the Hartmann plate 22 included in the first light receiving optical system 20 is a wavefront conversion member that converts a reflected light beam into a plurality of beams.
  • a plurality of micro Fresnel lenses arranged in a plane perpendicular to the optical axis are applied to the Hartmann plate 22.
  • the spherical component of the eye 60 to be measured, third-order astigmatism, and third- and fourth-order aberrations of Zer ⁇ ⁇ ke for the measurement target part (eye to be measured 60) are generally obtained. To measure, it is necessary to measure with at least 17 beams through the eye 60 to be measured.
  • the micro Fresnel lens is an optical element, and includes, for example, an annular zone having a height pitch for each wavelength, and a blaze optimized for emission parallel to the focal point.
  • the micro-Fresnel lens here achieves a high light-gathering rate (eg, 98%) by applying, for example, an eight-level optical path difference by applying semiconductor microfabrication technology.
  • the reflected light from the retina 61 of the eye 60 to be measured passes through the afocal lens 42 and the collimating lens 21, passes through the Hartmann plate 22, and becomes the first light as the primary light. Light is collected on the light receiving section 23.
  • the Hartmann plate 22 may include a microlens portion that performs a converging operation and an opening that performs a transmitting operation for each of at least 17 regions. Therefore, the Hartmann plate 22 includes a wavefront conversion member that converts the reflected light beam into at least 17 or more beams.
  • FIG. 2 is an electric block diagram showing an electric configuration of the optical property measuring apparatus 100 according to the present invention.
  • the electric drive system relating to the optical property measuring device 100 includes, for example, a calculation unit 210, a control unit 220, a display unit 230, a memory 240, and a first drive unit 250. And a second driving unit 260.
  • the calculation unit 210 receives the light reception signal 4 obtained from the first light reception unit 23, the light reception signal ⁇ ⁇ obtained from the second light reception unit 35, and the light reception signal (10) obtained from the third light reception unit 54. At the same time, it calculates the total wavefront aberration, corneal wavefront aberration, Zernike coefficient, aberration coefficient, Streh I ratio, white light MTF, Landolt's ring pattern, etc. (details will be described later).
  • the control unit 220 controls the lighting and extinguishing of the first light source unit 11 based on the control signal from the arithmetic unit 210, and controls the first drive unit 250 and the second drive unit 26.
  • a signal ⁇ is output to the first light source unit 1 based on a signal corresponding to a calculation result in the calculation unit 210, and a signal 5 is output to the Placido ring 41.
  • the first drive unit 250 moves the entire first illumination optical system 10 in the optical axis direction based on, for example, a light reception signal ⁇ ⁇ from the first light reception unit 23 input to the calculation unit. Yes, not shown
  • the signal 2 is output to an appropriate lens moving means, and the lens moving means is driven.
  • the first driving section 250 can move and adjust the first illumination optical system 10.
  • the second driving unit 260 moves the entire first light receiving optical system 20 in the optical axis direction based on, for example, a light receiving signal ⁇ ⁇ from the first light receiving unit 23 input to the arithmetic unit. Yes, outputs signal (3) to appropriate lens moving means (not shown) and drives this lens moving means.
  • the second driving section 260 can move and adjust the first light receiving optical system 20.
  • FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the optical property measuring apparatus 100 according to the present invention. Note that, for convenience of explanation, the description of the flowchart here is a schematic one, and a specific description will be given later.
  • the measurement of the eye to be measured 60 is started by the measurer, and an image (for example, a Hartmann image or an anterior eye image) from the first light receiving unit 23 or the second light receiving unit 35 is acquired. Yes (S101).
  • Zernike is based on the distance and coordinates of the Hartmann plate 22 and the first light receiving unit 23, which are numerical data on the Hartmann image in step S101.
  • the Zernike coefficient is calculated based on the displacement due to the distortion of the Placido ring image, etc.
  • step S103 Based on the Zernike coefficients, the wavefront or corneal difference of the eye 60 to be measured is calculated (S105).
  • a display mode selection is made as to how the various data obtained from step S101-105 are displayed on the display section 230 (S107). These various data are collectively or selectively displayed as measurement data (measurement results) obtained under a plurality of conditions, image data and / or numerical data corresponding to the measurement results. Can be displayed graphically (see below for details). Further, various images and data or data are displayed on the display section 230 according to the display mode selected in step S107 (S109).
  • step S109 When a display example different from the display example in step S109 is displayed on the display unit 230, the display mode is changed again to change the display mode selection selected in step S110. Mode selection is performed (S111). On the other hand, if the display mode selection selected in step S107 is not changed, it is determined whether or not to end the measurement (S113). If the measurement is not completed in step S113, an image is acquired again. On the other hand, when the measurement ends, the measurement ends.
  • This image is, for example, a so-called Hartmann image obtained by passing through an opening formed on the Hartmann plate 22, and is also captured by the first light receiving unit 23 to which a CCD as an imaging unit is applied.
  • This is the raw image that has been created.
  • a plurality of beams converted by the Hartmann plate 22 are used. The irradiation position changes (corresponding to the arrow shown on the Hartmann image included in the display example described later).
  • the Zernike coefficient is an important parameter for understanding the optical characteristics of the eye to be measured.
  • This parameter is the operating principle of the calculation unit 210 that determines the optical characteristics of the eye 60 to be measured based on, for example, the inclination angle of the light beam obtained by the first light receiving unit 23 via the Hartmann plate 22.
  • the optical property measuring apparatus 100 measures the wavefront aberration (W (X, Y)) of the eye 60 to be measured. For this reason, if the vertical and horizontal coordinates of the Hartmann plate 22, which is a conversion member, are (X, Y), and the vertical and horizontal coordinates of the first light receiving unit 23 are (X, y), generally, the following expression 3 is used. Similarly, the wavefront aberration W (X, Y) obtained has the relationship of the following Expression 1 and Expression 2. That is,
  • f is the distance between the Hartmann plate 22 and the first light receiving unit 23 (
  • the Zernike coefficient C tj is obtained by partially differentiating both sides of Expression 3 with the coordinates (X, Y) on the Hartmann plate 22.
  • the measurer can select a desired display example from first to thirteen display examples described later.
  • the measurer can also selectively display each element included in the first to thirteenth display examples.
  • each element included in the first to thirteenth display examples will be described respectively.
  • S 1 means tilt
  • S 3, S 5, S (3 + 5) become coma-like aberrations
  • S 2, S 4, S 6, S (4 +6) is a spherical-like aberration Note that, except for S2, aberrations higher than S3 are usually referred to as higher-order aberrations.
  • symmetric aberration means fourth-order aberration + sixth-order aberration
  • asymmetric aberration means third-order aberration + fifth-order aberration.
  • the order of the higher-order aberrations is determined according to necessity, and is not limited to the sixth order.
  • third-order + fifth-order + seventh-order is coma-like aberration
  • fourth-order + sixth-order + 8th-order spherical aberration Meaning is coma-like aberration
  • FIG. 18 is a diagram showing the expression form 60 ° of each aberration by the Zernike coefficient i.
  • each item is divided into a name of each aberration, a Zernike aberration coefficient, a direction A x (for example, counterclockwise from the X axis), and the above-described RMS.
  • the expression form 600 of each aberration includes an item 601 indicating third-order spherical aberration, an item 602 indicating fifth-order spherical aberration, an item 603 indicating seventh-order spherical aberration, and an item indicating third-order coma aberration.
  • each of these aberrations is mainly or collectively or selectively displayed on the display unit 230 as an eye and cornea aberration display in fifth to eighth display examples described later.
  • the position of the target wavefront is indicated by X and Y, and at the cross-section including the optical axis, the point where the normal of the wavefront at that position intersects the optical axis, Let L P be the distance to the wavefront position.
  • the power P at this time is 1 / L P + 1 / L eye .
  • L eye is the average axial length of the eye (for example, 0.017 (m)).
  • the eye axis length may be configured to input a value measured by another device.
  • the power distribution at each position (t) of the wavefront is represented by P (r, t).
  • the power distribution P ( r , t) corresponds to an eye refractive power distribution (Ocular Refractive Power) described later.
  • the wavefront aberration W (X, Y) in Equation 3 above is replaced with a power distribution P (r, t), and the same processing as described above is performed to obtain a Zernike coefficient Ci corresponding to the power distribution.
  • the Zernike polynomials used are those of the polar coordinate system shown in FIG.
  • spherical aberration, coma Obtain each aberration such as astigmatism.
  • the power distribution Zernike polynomials Z;; case of approximating the type of aberrations is displayed classified as follows. Specifically, in the 0th-order, for terms without average power, sin or cos, spherical aberration, for sin (t) or GOS (t), coma, for sin (2t) or cos (2t), Astigmatism, sin (3t) or GOS (3t), is classified as sagittal, respectively.
  • the power map of the anterior cornea is calculated from the reflection image of the Brachid ring from the anterior cornea.
  • the reference center position is determined.
  • the center position of the innermost Brachid ring image is obtained, and is associated with each ring.
  • the center position of the innermost Brachid ring image is calculated by, for example, assuming that the ring is an ellipse, approximating each point on the ring by a function of least squares to an equation such as an ellipse, and calculating the center at that time.
  • the distance r from the obtained center position of each ring to the position of each point on each ring is calculated. Next, the shape and power calculation will be described.
  • the surface shape is a certain model curve f (r) at a distance "
  • the cross-sectional shape is calculated.
  • the model curve is, for example, an aspherical surface.
  • Figure 21 (a) is an explanatory diagram (1) for shape and power calculations.
  • df (r) / dr is approximated by the least-squares method as a function of the first derivative equation, and the coefficients A2, A4, ... are obtained.
  • n corneal refractive power
  • Figure 21 (b) is an explanatory diagram (2) for shape and power calculation.
  • Refractive Power P r (r) is
  • the power in one section is required.
  • t means the radial r direction on the XY plane.
  • the wavefront aberration W (X, Y) in Equation 3 is replaced with a power distribution P (t), and the same processing as described above is performed to obtain a Zernike coefficient corresponding to the power distribution.
  • MTF is an index that indicates the transfer characteristics of spatial frequency, and is widely used to express the performance of optical systems. This MTF can be predicted by, for example, obtaining transfer characteristics of 0 to 100 sinusoidal density grids per degree.
  • the monochromatic MTF is calculated from the wavefront aberration W (X, y).
  • W (X, y) is an input value (measured value)
  • corneal aberration may be corneal wavefront aberration obtained from the corneal shape.
  • the pupil function f (X, y) is obtained from the wavefront aberration as follows.
  • i is the imaginary number
  • k is the wave number vector (27 ⁇ ).
  • the white light MTF is calculated based on the monochromatic MTF obtained as described above.
  • the MTF at each wavelength is weighted and added.
  • I is expressed as MT “ ⁇ ,
  • the visible light is weighted a lot and the calculation is performed.
  • red, green, and blue are, for example, 656.2 nm, 587, 56 nm: 2, and 486.13 nm: 1, ,
  • the white light MTF is measured at only one wavelength (840 nm), It may be obtained by calibrating other wavelengths based on the fixed result and correcting to white.
  • MT F at each wavelength in the case of the aberration of the eye measuring the wavelength of the eye optical characteristic measuring apparatus, for example, when it is 840 nm, by the model eye Li respective wavelengths 84 0 n m Wavefront aberration of W84 .
  • the chromatic aberration ⁇ ⁇ / ⁇ (x, y) corresponding to the amount of deviation from (X, y) is measured, and the chromatic aberration W A (x, y) is W 84 . It can be obtained by adding (x, y) and calculating the MTF from this wavefront aberration. That is,
  • W A (x, y) W 840 (x, y) + W A (x, y)
  • the measured corneal shape does not depend on the wavelength, but the refractive index of the cornea used when converting the shape into wavefront aberration depends on the wavelength.
  • the MTF will again depend on the wavelength.
  • the S treh I ratio (here, S) is calculated by dividing the center intensity I (0, 0) of the PSF, which is the intensity distribution of the point image obtained as described above, by the center of the PSF obtained in the case of an aberration-free optical system.
  • Strength I It can be obtained by dividing by (0, 0). That is,
  • Figure 4 is a flow chart showing the Landolt ring.
  • a measurer for example, an ophthalmologist selects a predetermined one from a Landolt ring having a size corresponding to an appropriate visual acuity in order to examine a patient's visual acuity (S201).
  • the luminance distribution function L and (x, y) indicating the pattern of the selected Randle ring may be obtained or may be stored in advance and read out (S203).
  • the luminance distribution function L and (x, y) is expressed by the Hartmann plate 22 and the first light receiving unit 23.
  • the XY coordinates between them the values of the lengths of the arrows given on the raw image taken above in the X and Y directions, respectively).
  • F R (u, V) is obtained by performing a two-dimensional Fourier transform on the luminance distribution function L an d (x, y) (S205).
  • OR (u, v) which is the frequency distribution after passing through the optical system of the eye, is obtained ( S 207).
  • LandImage (X, Y) is obtained (S209).
  • the Land Image (X, Y) obtained in step S209 is graphically displayed on the display screen of the display unit 230 (S211).
  • the pupil size is displayed as “the visual appearance of the 0.7 eye Landolt ring” in both 03 (bright field) and 07 (dark field).
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing a first display example graphically displayed on the display unit 230.
  • the display unit 230 includes, for example, a Hartmann image 300 which is a photographed raw image, an eye aberration map 310, An eye aberration display section 320, a white light MTF display 330, and a rundle ring appearance display 340 are displayed.
  • the display section 230 includes, for example, the patient's name (here, Tokyo Mitsuko), measurement time (here, March 2, 200 ⁇ , 8:04 am), multiple measurement conditions (here, Wavefront measurement, which is the type of measurement, non-mydriatic, which is the type of the eye 60 to be measured, 840 nm, which is the measurement wavelength, and the measurement range of the eye to be measured, which is 6 ° (99 mm) are displayed.
  • the patient's name here, Tokyo Mitsuko
  • measurement time here, March 2, 200 ⁇ , 8:04 am
  • multiple measurement conditions here, Wavefront measurement, which is the type of measurement, non-mydriatic, which is the type of the eye 60 to be measured, 840 nm, which is the measurement wavelength, and the measurement range of the eye to be measured, which is 6 ° (99 mm) are displayed.
  • the Hartmann image 300 is, for example, an image based on the reflected light from the retina 61 of the eye 60 to be measured of the patient.
  • the eyelid 301 of the patient is also displayed.
  • the Hartmann image 300 includes a plurality of substantially parallel light fluxes through the Hartmann plate 22.
  • the image point 302 assuming that the light is received on the light receiving unit 23 and the reflected light from the retina 61 of the eye 60 to be measured are substantially outwardly transmitted through the transmitting portion or the opening formed in the Hartmann plate 22.
  • the area point 303 when the light beam is received on the first light receiving unit 23 as a spread light beam is included.
  • the solid line 304 (the starting point is the image point 302 and the ending point is the center of gravity of the area point 303) displayed in the Hartmann image 300 is vector-decomposed along the vertical and horizontal coordinate axes of the first light receiving unit 23.
  • the value obtained in this case is a numerical value of the displacement of the luminous flux, and corresponds to ⁇ x and Ay required for obtaining the above Zernike coefficients.
  • the solid line 304 which is the difference between the image point 302 and the area point 304, corresponds to the wavefront aberration of the subject's eye 60.
  • the eye aberration map 3 10 includes, for example, a concentric circle 3 1 1 indicating the pupil in the bright field (here, 3 mm), a concentric circle 3 1 2 indicating the pupil in the dark field (here, 07 mm), It includes a plurality of substantially elliptical rings 3 13 in which the wavefront aberration calculated from the Zernike coefficients in consideration of the light beam deviation is shown by contour lines.
  • a scale (0-360) at every 10 ° is displayed on the outer peripheral edge of the eye aberration map 310 so as to make it easy to visually recognize.
  • a scale corresponding to the measurement range of the eye 60 to be measured for example, every 1.0 m, a scale of -5.0 to 5.0) 3 1 4 is displayed.
  • the wavefront aberration all aberrations including low-order aberrations of the eye to be measured or higher-order (third-order and higher) aberrations are displayed as necessary.
  • the wavefront aberration is displayed graphically by changing the color, density, etc., as necessary.
  • second-order or higher order aberrations are displayed as initial values, but it is also possible to select to display first-order or higher order aberrations as total aberrations.
  • Various numerical data in a bright field (here, 03 mm) and a dark field (here, 07 mm) are displayed on the eye aberration display section 320.
  • the aberration components of the eye 60 to be measured for example, coma-like aberration and spherical-like aberration
  • the diopter here, displayed as C, unit D
  • the astigmatic axis here, displayed as A, unit.
  • the visual acuity here, PVA
  • the spherical power and the astigmatic power are obtained from the second order (S 2) of the Zernike coefficients.
  • S 2 the second order of the Zernike coefficients.
  • the plurality of substantially elliptical rings 3 13 displayed on the above-described eye aberration map 310 take these aberration coefficients into consideration.
  • the white light MTF display 330 is an index indicating the appearance of a sine wave grid or the like.
  • the horizontal axis is a spatial frequency (cycle / deg) (for example, 0 to 1 °).
  • a value corresponding to 100 black lines) is displayed as a graph in which the vertical axis represents the degree of appearance of a black and white pattern (0 to 1).
  • the visual acuity is 0.9 in a bright field (here, 03 mm)
  • the diagonal lines on the graph indicate the normal range.
  • the rundle ring appearance display 340 indicates, as described above, how the mark for visual acuity examination looks on the retina 61 of the patient.
  • the appearance display 340 of the Randle ring is, for example, in a bright field (here, 03 mm). If this is the result of the measurement, the Randle ring corresponding to a visual acuity of 0.7 can be seen finely and finely without blurring. In the dark field (here, 07 mm), this measurement result indicates that the image looks thick because it is slightly blurred.
  • FIG. 6A is an explanatory view (1) showing a modification of the first display example.
  • the center of gravity of the image point used to measure the wavefront aberration is plotted on the Hartmann image 300, which is a raw image taken, with a black triangle 35 1
  • a black triangle 351 corresponds to a grid point (small hole, opening or transmission part) provided on the Hartmann plate and a measured irradiation area point. It is arranged at the position of the center of gravity in the irradiation area. It shows that the center of gravity can be obtained by a method such as the so-called moment method based on the irradiation intensity and the irradiation position.
  • the display unit 230 in the first display example (in addition to the eye aberration map 310), correspondence is taken, and the grid points provided on the Hartmann plate from which the measurement results are obtained.
  • 5 shows an example of displaying an eye aberration map 360 in which is overlaid.
  • FIG. 6 (b) is an explanatory view (2) showing a modification of the first display example.
  • FIG. 7 is an explanatory view (3) showing a modification of the first display example.
  • a bird's-eye view map 37 ° showing the three-dimensional shape in the measurement range of the eye 60 to be measured is displayed on the display unit 230 in the first display example, instead of the eye aberration map 310.
  • the bird's-eye view map 370 includes, for example, a plane scale (here, 4.5-4.5) having the origin at the center point of the pupil and a body scale (here, according to the measurement range of 9 mm). (5.0 to +5.0 m) to indicate the three-dimensional shape.
  • an appropriate display pattern can be selected and created using the Hartmann images 300 and 350 described above, the eye aberration maps 310 and 360, and the bird's-eye view map 370. .
  • the display example described above by displaying the aberration coefficient in a bright place (small diameter, for example, 03 mm) and in a dark place (large pupil, for example, ⁇ ) mm, Both can be compared. Also, for example, ophthalmologists, laboratory technicians, etc. may use valuable numerical data that indicates that the value of the displayed aberration coefficient is large and that it is necessary to take some measure (for example, treatment by going to a hospital or hospitalization). Depending on the degree of attention, for example, the display may be such that the color changes as blue-light-blue ⁇ yellow-yellow-red as the distance from the normal value increases.
  • the white light MTF display 330 can perform both the bright field and the dark field display.
  • the corrected visual acuity may be displayed from the coefficient obtained by the measurement.
  • a display in which the appearance of the Landolt's ring is estimated based on the corrected visual acuity may be displayed.
  • the unit of the aberration may be any one of m, nm, ⁇ , etc. Further, selection of binocular display may be performed.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram showing a second display example graphically displayed on the display unit 230.
  • the display unit 230 includes, for example, a display 380 of Bratide measurement, a corneal aberration map 390, a corneal aberration display unit 400, a display 330 of white light MTF (03, 07 mm), and a view of a rundle ring. And 340 are displayed.
  • the measurement range of the eye 60 to be measured is, for example, 012 mm.
  • the display of the Bratide measurement 380 uses the luminous flux from the third light source 51 using the placido ring 41 that projects the index of the pattern composed of the plurality of concentric zones 38 1. Is irradiated onto the cornea 62 of the eye 60 to be measured, and the reflected light from the cornea 62 with the plurality of concentric rings 38 1 is displayed based on the light receiving signal received on the second light receiving unit 35. . Further, by removing or adjusting the Hartmann plate 22, it is also possible to perform measurement with the light receiving unit 23.
  • the deviation from the concentric circle at each coordinate of the measured Placido ring 41 is defined as ⁇ X, A y, and the Zernike coefficient is calculated in the same manner as described above, and further, the corneal aberration can be obtained by calculating the wavefront.
  • the corneal aberration map 390 is composed of a concentric circle 3 1 1 showing the pupil in the bright field (here, 03 mm), a concentric circle 3 1 2 showing the pupil in the dark field (here, 07 mm), and a light flux shift. And a contour line 39 1 indicating the corneal aberration calculated from the Zernike coefficient in consideration of the above. Note that, for example, a scale (0 to 360) every 10 ° is displayed on the outer peripheral edge of the corneal aberration map 390, so that it is easy to visually recognize.
  • a scale for example, every 1.0 ⁇ m, a scale of -5.0-5.0 corresponding to the measurement range (here, 012 mm) of the eye 60 to be measured. 3 1 4 is displayed.
  • the corneal aberration display unit 400 provides, instead of the spherical aberration map 310 described above, a spherical power S, an astigmatic power C, and an astigmatic axis A of 1 (focal length (unit: meter) of the eye) instead of the cornea.
  • a spherical power S a spherical power S
  • an astigmatic power C an astigmatic axis A of 1 (focal length (unit: meter) of the eye
  • the corneal aberration indicated here by D, unit D
  • the radius of curvature mm the radius of curvature mm
  • the axial direction indicated by A, unit
  • the maximum H indicating the radius of curvature and V indicating the minimum radius of curvature
  • the eye aberration display unit 230 is calculated based on the entire eye (that is, the retina 61), whereas the corneal aberration display unit 400 is calculated based on only the cornea 62. Therefore, the eye aberration display section 320, and corneal aberration The specific numerical data displayed on the display unit 400 is different as shown in the figure.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram showing a third display example graphically displayed on the display unit 230.
  • the axial power map 410 based on the corneal shape and the refractive power map 420 instead of the brachid measurement display 380 are shown.
  • Or Instantaneous Power Map 430 are displayed together or selectively.
  • the measurement range here is, for example, 0.9 mm, and the measurement range of the above-mentioned corneal aberration map 390 is also displayed in the same manner.
  • a scale for example, 0.5D
  • the measurement range here, 09 mm
  • FIG. 10 is an explanatory diagram showing a fourth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • the display unit 230 includes, for example, an eye aberration map 310, a corneal aberration map 390, and an intraocular map calculated based on the eye and corneal aberration maps 310, 390.
  • An (internal) aberration map 440 and an intraocular (internal) aberration display section 450 are displayed.
  • the intraocular (internal) aberration map 440 is displayed based on, for example, the intraocular aberration coefficient displayed in the intraocular (internal) aberration map 440.
  • the intraocular aberration coefficient is calculated by, for example, subtracting a corneal aberration coefficient for displaying the corneal aberration map 390 from an entire eye aberration coefficient for displaying the eye aberration map 310. Data.
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing a modification of the fourth display example.
  • the eye aberration map 3 1 ⁇ In addition to the corneal aberration map 390 and the intraocular (internal) aberration map 440, the grid points provided on the Hartmann plate for which the corresponding measurement results were obtained can be overlaid on the color map of each aberration.
  • An example is shown in which an eye aberration map 460, a corneal aberration map 470, and an intraocular (internal) aberration map 480, respectively, are displayed in a ray display.
  • FIG. 12 is a flowchart showing corneal aberration measurement.
  • the corneal vertex is used as a reference, and a corneal shape map (Hight Map) showing the height of the corneal shape according to the light receiving position of the brachydrilling is shown. It is calculated (S301).
  • the shape of the reference spherical surface that fits as much as possible to the corneal shape determined in step S301 is calculated (S302). Thereby, the calculation accuracy of the Zernike coefficient can be improved. It suffices to find the required location according to the measurement range (for example, 03, ⁇ 7).
  • the component of the reference spherical surface is subtracted from the component of the corneal shape (S303).
  • a residual component having only a difference from the reference spherical surface is obtained.
  • the spherical aberration of the reference spherical surface is calculated (S304).
  • the wavefront aberration of the residual component obtained in step S303 is calculated (S305).
  • a selection is made between the second measurement mode to be combined (S306).
  • the process proceeds to step S307, and when the second measurement mode is selected, the process proceeds to step S309.
  • the wavefront difference between them is calculated. Obtained as corneal wavefront aberration (S307). Further, a Zernike coefficient of the corneal wavefront aberration obtained in step S307 is calculated (S308). The Zernike coefficient indicates corneal aberration.
  • step S306 when the second measurement mode is selected, the reference spherical surface The Zernike coefficient is calculated from the wavefront aberration of (S309).
  • a Zernike coefficient is calculated from the wavefront aberration of the residual component obtained in step S305 (S310).
  • the corneal aberration is obtained by combining the Zernike coefficients obtained in steps S309 and S310 (S311).
  • FIG. 13 is an explanatory diagram showing a fifth display example graphically displayed on the display unit 230. As shown in FIG. 13
  • the display unit 230 displays, for example, the aberration of the eye and the aberration of the cornea collectively.
  • the display of the aberration of the eye is the raw image taken in the first display example described above.
  • Lutmann image 300 (displayed here as Image, and detailed images are omitted), all aberrations of the subject's eye including at least second-order aberrations, and third- and third-order aberrations
  • a Bratide image 3800 here, denoted as Image
  • the axial power map 410 shown in the third display example and the corneal higher order aberration map 395.
  • an eye and corneal aberration display section 490 including numerical data corresponding to eye aberration and corneal aberration is displayed on the display section 23 °.
  • the display form of the total aberration 3 15 and the higher-order aberration 3 16 is substantially the same as the eye aberration map 3 10 described in detail in the first display example. Omitted.
  • the display form of the corneal higher order aberration map 395 is described in detail in the second display example, and is substantially the same as the corneal aberration map 390, and the detailed display is omitted here.
  • the scales 3 14 displayed near the respective maps here are the same as the scales described in detail in the first display example.
  • the unit of the scale 314 scale can be changed as appropriate.
  • the scale unit of the total aberration 315 is not limited to 1.5, 0 to 5.0 ⁇ m, but is 11.0. It may be set to ⁇ 10.0 ⁇ m, or 15.0 to 15.0 ⁇ m.
  • a scale 3 19 indicating the diopter value (D) is displayed near the Axial Power map 4 10.
  • the scale 3 19 displayed near each map is the same as the scale described in detail in the second display example.
  • the scale unit of the scale 319 can be changed as appropriate, and is not limited to 35.5 to 52.0 (D).
  • the Axial Power Map 410 is displayed as the power map of the cornea, but instead of this Axial Power Map 410, for example, the Refractive Power 420, Instantaneous Power 430, and the Zernike coefficient, the coefficient C 21 of the term corresponding to the spherical component of the total aberration of the cornea, which will be described later, is replaced by the coefficient C 21 of the term corresponding to the spherical component of the Zernike coefficient representing the total aberration of the eye. All aberrations of the first order or higher (selectable) may be selectively displayed.
  • the display area of each aberration map may display an aberration map calculated based on a pupil diameter in a dark place (for example, 06) or a pupil diameter of a mydriatic pupil (for example, 08).
  • the display area of the power map of the cornea can be changed.
  • the eye and corneal aberration display unit 490 corresponds to, for example, the eye aberration display unit 320 shown in the first display example for the eye aberration display, and similarly, the eye and the cornea aberration display unit 490 shows the second for the corneal aberration display.
  • the corneal display section 400 shown in the display example corresponds to the corneal display section 400 shown in the display example.
  • numerical data on the mydriasis described later are also displayed.
  • the eye and cornea aberration display unit 490 displays numerical data classified into, for example, a bright place, a dark place, and a mydriasis according to the diameter of the pupil.
  • specific numerical values are omitted.
  • the photoperiod is a so-called photopic vision, in which a relatively high level of brightness is observed at a brightness of several cd / m 2 or more. It just means looking at things.
  • the mydriasis is a so-called dilate, which means a state in which the diameter is further enlarged as compared with general scotopic vision. This means that the subject's pupil naturally expands more than in a dark place when the subject spends a long time in. Note that The pupil diameters corresponding to the time, the darkness, and the mydriasis can be respectively changed.
  • display Z non-display can also be selected.
  • the total aberration map 3 15 has at least second-order aberrations here, it includes a first-order aberration (tilt) so that a special shape such as a keratoconus can be displayed. Since a case may be assumed, the first-order aberration or more may be displayed as the total aberration.
  • FIG. 14 is an explanatory diagram showing a sixth display example graphically displayed on the display unit 230. As shown in FIG.
  • the display unit 230 selectively displays, for example, eye aberrations and corneal aberrations.
  • eye aberration display a Hartmann image 300, which is a raw image taken in the first display example described above (here, displayed as Image 385, detailed images are omitted)
  • Coma-like aberration map 3 1 showing the higher-order aberrations including third-order and higher-order aberrations 3 16 and the higher-order aberrations included in the higher-order aberrations 3 16 as asymmetric and symmetric aberrations, respectively.
  • 7. Includes a spherical-like aberration map 318, a wavefront aberration S map 50,000 corresponding to the spherical component, and a wavefront aberration C map 510 corresponding to the astigmatism (the L component).
  • a placid image 380 (displayed as Image 385 here), which is a display of the placid measurement shown in the second display example. , Detailed image is omitted), and the description is omitted because it is almost the same as the eye aberration display.
  • the eye and cornea aberration display unit 495 includes an eye and cornea aberration display unit 490 that collectively displays the eye and cornea aberrations shown in the fifth display example. , Or Cornea aberrations are selectively displayed.
  • the map 500 of the wavefront aberration S corresponding to the spherical component is, for example, a diopter value (S m) corresponding to the amount of movement of the first light receiving optical system 20 by the second drive unit 260.
  • t is calculated based on J and the value obtained by converting the Zernike coefficient corresponding to the spherical component obtained from the obtained Hartmann image 300 into a diopter value. That is,
  • the first light receiving optical system 2 When displaying the map 500 of this wavefront aberration S, the first light receiving optical system 2
  • the diopter value (S m .t. R ) corresponding to the amount of movement of 0 is converted to a Zernike coefficient, and the Zernike coefficient corresponding to the spherical component obtained from the Hartmann image 300 is added to this. calculate.
  • FIG. 15 is an explanatory diagram showing a modification of the sixth display example.
  • a map 500 of the wavefront aberration S corresponding to the spherical component, and a map of the wavefront aberration C corresponding to the astigmatism (the L-vision component) instead of the map 5110, the total aberration map 315 shown in the fifth display example and the higher-order aberration map 316 shown in the total aberration map 315 and the sixth display example were calculated.
  • the point image intensity distribution (PSF) 520 is displayed, and the display positions of the high-order aberration map 316, the coma-like aberration map 317, and the spherical-like aberration map 318 are changed and displayed. The example shown is shown.
  • the point image intensity distribution (PSF) 520 is displayed in a mode that displays the point image intensity distribution (PSF) affected by third-order and higher-order aberrations, and a point for all aberrations including second-order and higher.
  • a mode for displaying the image intensity distribution (PSF) can be selected.
  • the eye and cornea aberration display sections 495 are the same as those in the sixth display example, and a description thereof will be omitted.
  • FIG. 16 is an explanatory diagram showing a seventh display example graphically displayed on the display unit 230. As shown in FIG.
  • the display unit 230 individually displays the aberration of the eye and the aberration of the cornea.
  • the aberration is represented by, for example, a spherical component, an astigmatism component, a coma aberration, They are displayed as sagittal aberration and residual aberration, respectively.
  • the display section 230 has a map 500 of the wavefront aberration S corresponding to the spherical component shown in the sixth display example, and a map of the wavefront aberration C corresponding to the astigmatism (astigmatic component).
  • each wavefront aberration here is the same form as the eye aberration map shown in the first display example, and the detailed display is omitted.
  • the map 510 of the wavefront aberration C corresponds to the item 607 of the third-order astigmatism.
  • the coma aberration map 525 corresponds to the item 604 of the third-order coma aberration.
  • the sagittal aberration map 530 corresponds to the item 605 of sagittal aberration.
  • the third-order spherical aberration map 540 corresponds to the item 601 of the third-order spherical aberration.
  • the fifth-order astigmatism map 550 corresponds to the fifth-order astigmatism item 608.
  • the fifth-order spherical aberration map 560 corresponds to the item 602 of the fifth-order spherical aberration.
  • the value described in item 602 is displayed in the mean square error (RMS2) of the aberration coefficient displayed near the fifth-order spherical aberration map 560.
  • the residual aberration map 570 includes terms other than the terms of the Zernike polynomials used as higher-order aberrations (specifically, Z 4 , Z 44 , Z 5 , Z 51 , Z 52 , Z 53 , Z 54
  • FIG. 17 is an explanatory diagram showing an eighth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • the display unit 230 selectively displays the aberrations of the eye and the respective aberrations of the cornea.
  • the upper part of the display unit 230 includes a No, a Rutman image 300, a total aberration map 3 15 Astigmatism + higher-order aberration map 580, higher-order aberration map 3 16 are displayed.
  • spherical aberration (including each order) 585, coma (including each order) 5 9 0, higher order astigmatism (excluding astigmatism component) 5 95, sagittal aberration map 5 30 is displayed.
  • the astigmatism + high-order aberration map 580 is, for example, a high-order aberration map 316 shown in the fifth display example and a wavefront aberration map 5 1 corresponding to the astigmatism component shown in the sixth display example. Displayed based on 0.
  • the spherical aberration 585 is displayed based on, for example, each spherical aberration of the order described above.
  • the coma aberration 590 is displayed based on, for example, each of the above-mentioned order frame differences.
  • the high-order astigmatism 595 is displayed, for example, based on each of the above-mentioned high-order astigmatisms (except for the third-order astigmatism corresponding to the random number component).
  • FIG. 22 is an explanatory diagram showing a ninth display example that is graphically displayed on the display unit 230.
  • a corneal refractive power map (Ref ract ive Power Map) 610 and an eye refractive power distribution (OGUThat Ref ract ive Power Map) 6 20
  • Numerical data display section 630 relating to the display of is displayed.
  • the display elements of the numerical data display section 630 include, for example, average power in bright places and dark places, spherical aberration, coma aberration, astigmatism, sagittal aberration, residual aberration, and total. It is.
  • the display form of the corneal refractive power 6 10 and the eye refractive power distribution 6 20 is the same as that of the eye aberration map described in detail in the first display example. Is omitted.
  • the unit is D (diopter).
  • these displays can be monochrome or color code maps as required.
  • FIG. 23 is an explanatory diagram showing a tenth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • the display unit 230 includes, for example, an ocular refractive power distribution (Ocular Refractive Power Map) 61 O, an eye aberration map (higher-order aberration) 64 0, and numerical data relating to these displays.
  • Display section 650 is displayed.
  • the display elements of this numerical data display section 650 include, for example, average power in a bright place and in a dark place, spherical aberration, coma, astigmatism, sagittal aberration, residual aberration, and total. included.
  • the display form of the eye refractive power distribution (OGU lar Refractive Power Map) 610 and the eye aberration map (high-order aberration) 640 are shown in the first display example of the eye. This is the same form as the aberration map, and a detailed display example is omitted.
  • these displays can be a monochrome or color code map as required.
  • FIG. 24 is an explanatory diagram showing a first display example graphically displayed on the display unit 230. As shown in FIG.
  • an optical system refractive power distribution (Ocu l ar I nterna l Opt i cs Refract i ve Power Map) 660 inside the eyeball and a numerical data display section 670 associated with this display are displayed.
  • the display elements of the numerical data display section 6 are, for example, average power in a bright place and in a dark place, spherical aberration, coma, astigmatism, sagittal aberration, residual aberration, and total.
  • the display form of the optical system refractive power distribution 660 inside the eyeball is the same form as the eye aberration map shown in the first display example, and the display example is omitted.
  • the optical system refractive power distribution 660 inside the eyeball can be obtained, for example, as the difference from the eye refractive power distribution 62 ° shown in the ninth display example to the corneal refractive power map 610. it can.
  • the display here can be a monochrome or color code map, if necessary.
  • FIG. 25 is an explanatory diagram showing a 12th display example graphically displayed on the display unit 230.
  • the display unit 230 includes, for example, an optical system refractive power distribution (Ocular Internal Optics Refractive Power Map) 660 inside the eyeball, an aberration distribution (Ocular Internal Optics Aberration Map) 675 inside the eyeball, and a numerical data display unit 680 related to this display. indicate.
  • the numerical data display section 680 includes various display elements as shown in the figure.
  • the display form of the distribution here is the same as that of the eye aberration map shown in the first display example, and the display example is omitted.
  • the optical system refractive power distribution 660 inside the eyeball is the same as the distribution shown in the first display example.
  • the aberration distribution inside the eyeball (Ocular Internal Optics Aberration Map) is the same as the intraocular aberration 440 shown in the fourth display example.
  • the display here may be a monochrome or color code map, if necessary.
  • FIG. 26 is an explanatory diagram showing a thirteenth display example that is graphically displayed on the display unit 230.
  • the display unit 230 displays, for example, an axial power map (Axial Power Map) 685 of the cornea, an instantaneous power map (690), and a numerical data display unit 695 relating to this display.
  • the display elements of the numerical data display section 695 include, for example, average power, spherical aberration, coma, astigmatism, astigmatism, sagittal aberration, residual aberration, and including.
  • the display forms of the corneal axial power map (Axial Power Map) 685 and the instantaneous power map (Instantaneous Power Map) 690 are the same as the eye aberration map shown in the first display example.
  • the display example is omitted.
  • the display here can be a monochrome or color code map, if necessary.
  • ⁇ which is displayed in the above-described numerical data display sections in the light place, in the dark place, and for analyzing the entire cornea, can be set as appropriate.
  • the measurement data (measurement result) obtained under a plurality of conditions, the image data and / or numerical data corresponding to the measurement result are converted as necessary. Collectively or selectively, it can be graphically displayed on the display unit 23 ⁇ .
  • the Hartma shown in each of the above display examples In the image-aberration diagram, the anterior eye image, the spot barycenter position used for analysis, and the reference grid point corresponding to the spot barycenter position can also be displayed in a superimposed manner. (Example of 14th display)
  • FIG. 27 is an explanatory diagram showing a fourteenth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 9 shows a display mode that can be displayed instead of or in addition to the MTF display in FIG. 5 shown as the first display example or FIG. 8 shown as the second display example.
  • Fig. 27 On the left side, a figure showing the PSF showing the optical characteristics of the eye 60 to be measured on a plane by contour lines is arranged, and on the right side, a figure showing the MTF in a planar view by contour lines is arranged. . Next to them, numerical data of the so-called StrehI ratio is displayed. The PSF diagram on the plane shown here is shown normalized by the Strehl ratio.
  • FIG. 28 is an explanatory diagram showing a fifteenth display example graphically displayed on the display unit 230.
  • FIG. 11 shows a display mode that can be displayed instead of or in addition to the MTF display in FIG. 5 shown as the first display example or FIG. 8 shown as the second display example.
  • a diagram in which the PSF indicating the optical characteristics of the eye 60 to be measured is shown on a plane by contour lines is arranged in the lower stage, and a diagram in which the PSF is displayed in three dimensions is arranged in the upper stage.
  • the PSF figure on the plane shown here is displayed as normalized by the Streh I ratio.
  • the MTF indicating the optical characteristics of the eye 60 to be measured is cross-sectioned in a two-dimensional or predetermined axial direction, or in one or more of the X direction, the y direction, and the average thereof (eg, For example, the figure shown in section 3) is placed in the upper row, and the figure shown in a plane by contour lines is placed in the lower row.
  • the optical characteristic measuring apparatus 100 needs, for example, measurement data (measurement results) obtained under a plurality of conditions, image data and / or numerical data corresponding to the measurement results. According to the above, it is possible to collectively or selectively display a graphic on the display unit 230.
  • the anterior eye image, the spot centroid position that could be used for analysis, and the reference grid point corresponding to this spot centroid position are all superimposed. They can also be displayed together.
  • measurement data obtained under a plurality of conditions
  • image data and / or numerical data corresponding to the measurement results can be displayed together or selectively.
  • measurement data (measurement results), image data and / or numerical data corresponding to the measurement results are collectively or selectively displayed on the entire eye to be measured, the cornea, and the eye. can do.

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Description

明 細 書
光学特性測定装置 技術分野
本発明は、 光学特性測定装置に係り、 特に、 複数の条件下での測定による各種 データをグラフィック表示する光学特性測定装置に関する。 背景技術
近年、医学用に用いられる光学機器は、極めて多種多様な広がりを見せている。 この光学機器は、 特に、 眼科では、 眼の屈折力、 調節等の眼機能、 眼球内部の検 査を行う光学特性測定装置として普及している。 また、 これらの各種検査の測定 結果は、 例えば、 検査対象となる患者の被測定眼がどのような測定条件下に置か れていたかが重要となる。 例えば、 眼の瞳孔は、 明るい所では小さく、 暗い所で は大きくなるため、 測定条件として、 照度も考慮する必要があり、 さらに、 被測 定眼の測定範囲も重要である。
また、 眼に含まれる網膜、 角膜、 それ以外の部位の形状は、 患者によってそれ ぞれ特有なものである場合が多く、 眼科医等が患者の被測定眼に対する診断等を 迅速に行うためには、 被測定眼の各部位に関する収差等の各種データを、 まとめ て、 又は、 所望のデータを選択して表示することが望ましい。 これにより、 眼科 医等は、 各種診断 （所見） を患者に対してわかり易く説明することもできる。 また、 この各種データは、 眼の光学特性に相当し、 例えば、 数値データとィメ ージデータ （グラフィックデータ） とに区分すると共に、 これらの数値データと グラフィックデータとに対して、 光学機器の撮像手段 （例えば、 C C D ) によつ て撮影された各種画像を処理又は合成して視覚的に見易い状態にすることが必要 である。 さらに、 各種データの測定結果、 測定データ、 測定結果に対応する数値 データは、 複数の条件下で表示が行われる必要がある。 発明の開示
しかしながら、 従来の光学特性測定装置では、 測定データ （測定結果） 及び測 定結果に対応する画像データや数値データ等、 複数の条件下で求められた各種デ 〜タを、 まとめて表示し、 又は、 選択的にそれぞれ表示し、 視覚的に見易くする ことは困難である場合が想定される。
本発明は、 以上の点に鑑み、 複数の条件下で求めた測定データ （測定結果） 、 測定結果に対応する画像データ及び Z又は数値データをまとめて、 又は、 選択的 に表示する光学特性測定装置を提供することを目的とする。
また、 本発明は、 被測定眼の全体、 角膜、 眼内等に封して、 測定データ （測定 結果） 、測定結果に対応する画像データ及びノ又は数値データをまとめて、又は、 選択的にグラフィック表示等を用いて表示する光学特性測定装置を提供すること を目的とする。
本発明の第 1の解決手段によると、
被測定眼に所定パターンの光束を照射する光源部を含む照射光学系と、 被測定眼からの反射光を受光する受光部を含む受光光学系と、
上記受光部からの測定データを示す受光信号に基づき、 測定結果をグラフイツ ク表示となるように演算する演算部と、
上記受光信号に基づいた測定データと、 上記演算部で求められた測定結果とを、 グラフィック表示する表示部とを備えた光学特性測定装置を提供する。
本発明の第 2の解決手段によると、
被測定眼に所定パターンの光束を照射する光源部を含む照射光学系と、 被測定眼からの反射光を受光する受光部を含む受光光学系と、
上記受光部からの測定データを示す受光信号に基づき、 測定データとして屈折 力又はパワーの形式で被測定眼の光学特性を演算する演算部と、
上記演算部により得られた測定データに応じて、 光学屈折力分布又はパワーマ ップをグラフィック表示する表示部と
を備えた光学特性測定装置を提供する。 図面の簡単な説明
図 1は、 本発明に関する光学特性測定装置 1 0 0の概略光学系を示す図。
図 2は、 本発明に関する光学特性測定装置 1 0 0の電気的構成を示す電気系プロ ック図。
図 3は、 本発明に関する光学特性測定装置 1 0 0のフローチャート。
図 4は、 ランドル卜環の表示に関するフローチャート。
図 5は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1の表示例を示す説明図。 図 6は、 第 1の表示例に対する変形例を示す説明図 （1 ) 、 （2 ) 。
図フは、 第 1の表示例に対する変形例を示す説明図 （3 ) 。
図 8は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 2の表示例を示す説明図。 図 9は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 3の表示例を示す説明図。 図 1 0は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 4の表示例を示す説明図。 図 1 1は、 第 4の表示例に対する変形例を示す説明図。
図 1 2は、 角膜収差測定を示すフロ一チャート。
図 1 3は、 表示部 2 3◦にグラフィック表示される第 5の表示例を示す説明図。 図 1 4は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 6の表示例を示す説明図。 図 1 5は、 第 6の表示例に対する変形例を示す説明図。
図 1 6は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 7の表示例を示す説明図。 図 1 7は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 8の表示例を示す説明図。 図 1 8は、 ゼルニケ係数 G i j による各収差の表現形式 6 0 0を示す図。
図 1 9は、 ゼルニケの多項式 Z i jの極座標表示による収差への分類を示す図。 図 2 0は、 ゼルニケの多項式 Z i jの X Y座標表示による収差への分類を示す図。 図 2 1は、 形状、 P o w e r算出についての説明図。
図 2 2は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 9の表示例を示す説明図。 図 2 3は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 0の表示例を示す説明図。 図 2 4は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 1の表示例を示す説明図。 図 2 5は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 2の表示例を示す説明図。 図 2 6は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 3の表示例を示す説明図。 図 2 7は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 4の表示例を示す説明図。 図 2 8は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 5の表示例を示す説明図。
発明を実施するための最良の形態
以下、 図面を用いて本発明の実施の形態を詳細に説明する。
図 1は、 本発明に関する光学特性測定装置 1 0 0の概略光学系を示す図である。 光学特性測定装置 1 0 0は、 例えば、 対象物である被測定眼 6 0の光学特性を 測定する装置であって、 第 1照明光学系 1 0と、 第 1受光光学系 2 0と、 送受光光 学系 3 0と、 共通光学系 4 0と、 調整用光学系 5 0とを備える。 なお、 被測定眼 6 0については、 図中、 網膜 6 1、 角膜 6 2が示されている。
第 1照明光学系 1 0は、 例えば、 第 1波長の光束を発するための第 1光源部 1 1 と、集光レンズ 1 2とを備え、第 1光源部 1 1からの光束で被測定眼 6 0の網膜（眼 底） 6 1上の微小な領域を、 その照明条件を適宜設定できるように照明するため のものである。 なお、 ここでは、 一例として、 第 1光源部 1 1から発せられる照明 用の光束の第 1波長は、 赤外域の波長 （例えば、 フ 8 0 n m) である。
また、 第 1光源部 1 1は、 空間コヒ一レンスが大きく、 時間コヒーレンスが小さ いものが望ましい。 ここでは、 第 1光源部 1 1は、 例えば、 スーパ一ルミネッセン スダイオード （s L D ) であって、輝度の高い点光源を得ることができる。なお、 第 1光源部 1 1は、 S L Dに限られるものではなく、 例えば、 空間コヒ一レンス、 時間コヒーレンスが大きいレーザー等であっても、 回転拡散板等を挿入し、 適度 に時間コヒーレンスを下げることで、 利用することができる。 さらに、 空間コヒ 一レンス、時間コヒーレンスが小さい L E Dであっても、光量さえ十分であれば、 例えば、 光路の光源の位置にピンホール等を挿入することで、 利用することがで きる。 回転 Dプリズムを装置内の人眼瞳共役位置に挿入することにより、 眼底の 照明微小領域を走査することにより、 コヒーレンス眼底の反射特性によるハルト マン像への悪影響を取り除くことができる。
第 1受光光学系 2 0は、 例えば、 コリメートレンズ 2 1 と、 被測定眼 6 0の網膜 6 1から反射して戻ってくる光束 （第 1光束） の一部を、 少なくとも 1 フ本のビー 厶に変換する変換部材であるハルトマン板 2 2と、 このハル卜マン板 2 2で変換 された複数のビームを受光するための第 1受光部 2 3とを備え、 第 1光束を第 1受光 部 2 3に導くためのものである。 また、 ここでは、 第 1受光部 2 3は、 リードァゥ 卜ノイズの少ない C C Dが採用されている力 C C Dとしては、 例えば、 一般的 な低ノイズタイプ、 測定用の 2 0 Q 0 * 2 0 0 0素子の冷却 C C D等、 適宜のタ イブのものを適用することができる。
送受光光学系 3 0は、 例えば、 後述するァライメント調整を主に行うものであ つて、 第 2波長の光束を発するための第 2光源部 3 1 と、 集光レンズ 3 2、 3 4 と、 ビームスプリッタ一 3 3と、 第 2受光部 3 5とを備え、 被測定眼 6 0の角膜 6 2から反射して戻ってくる光束 （第 2光束） を、 第 2受光部に導くためのもの であって、 主にァライメント調整を行う。 また、 第 2光源部 3 1から発せられる 光束の第 2波長は、 例えば、 第 1波長 （ここでは、 7 8 0 n m ) と異なると共に、 長い波長を選択できる （例えば、 9 4 0 n m ) 。
共通光学系 4 0は、 第 1照明光学系 1 0から発せられる光束の光軸上に配され、 第 1照明光学系 1 0、 第 1受光光学系 2 0及び送受光光学系 3 0に共通に含まれ得 るものであり、 例えば、 ブラチドリング 4 1 と、 ァフォーカルレンズ 4 2と、 ビ —ムスプリッタ一 4 3、 4 5と、 集光レンズ 4 4とを備える。 ブラチドリング 4 1は、 後述するァライメント調整が完了した後、 複数の同心輪帯からなるパター ンの指標を投影する。 また、 ビームスプリツター 4 3は、 第 2光源部 3 1の波長 を被測定眼 6 0に送光 （反射） し、 被測定眼 6 0の角膜 6 2から反射して戻って くる第 2光束を反射し、一方、第 1光源部 1 1の波長を透過するようなミラ一（例 えば、 ダイクロイツクミラ一） で形成される。 ビームスプリツター 4 5は、 第 1 光源部 1 1の波長を被測定眼 6 0に送光 （反射） し、 被測定眼 6 0の網膜 6 1か ら反射して戻ってくる第 1光束を、 透過するようなミラ一 （例えば、 偏光ビーム スプリツタ一） で形成される。 このビームスプリツター 4 3、 4 5によって、 第 1及び 2光束が、 互いに他方の光学系に入リノイズとなることがない。
調整用光学系 5 0は、例えば、後述する作動距離調整を主に行うものであって、 第 3光源部 5 1 と、 第 4光源部 5 5と、 集光レンズ 5 2、 5 3と、 第 3受光部 5 4を備え、 主に作動距離調整を行うものである。 ここで、 ァライメント調整について説明する。 ァライメン卜調整は、 主に、 送 受光光学系 3 0により実施される。
まず、 第 2光源部 3 1からの光束は、 集光レンズ 3 2、 ビー厶スプリツター 3 3、 4 3、 ァフォーカルレンズ 4 2を介して、 対象物である被測定眼 6 0を略平 行な光束で照明する。 被測定眼 6 0の角膜 6 2で反射した反射光束は、 あたかも 角膜 6 2の曲率半径の 1 / 2の点から射出したような発散光束として射出される, この発散光束は、 ァフォーカルレンズ 4 2、 ビ一ムスプリッター 4 3、 3 3及び 集光レンズ 3 4を介して、 第 2受光部 3 5にスポット像として受光される。
ここで、 この第 2受光部 3 5上のスポット像が光軸上から外れている場合、 光 学特性測定装置 1 0 0本体を、 上下左右に移動調整し、 スポット像を光軸上と一 致させる。 このように、 スポット像が光軸上と一致すると、 ァライメント調整は 完了する。 なお、 ァライメン卜調整は、 被測定眼 6 0の角膜 6 2を第 3光源部 5 1により照明し、 この照明により得られた被測定眼 6 0の像が第 2受光部 3 5上 に形成されるので、 この像を利用して瞳中心が光軸と一致するようにしてもよし、。 つぎに、 作動距離調整について説明する。 作動距離調整は、 主に、 調整用光学 系 5 0により実施される。
まず、 作動距離調整は、 例えば、 第 4光源部 5 5から射出された光軸付近の平 行な光束を、 被測定眼 6 0に向けて照射すると共に、 この被測定眼 6 0から反射 された光を、 集光レンズ 5 2、 5 3を介して第 3受光部 5 4で受光することによ リ行われる。 また、 被測定眼 6 0が適正な作動距離にある場合、 第 3受光部 5 4 の光軸上に、 第 4光源部 5 5からのスポット像が形成される。 一方、 被測定眼 6 0が適正な作動距離から前後に外れた場合、 第 4光源部 5 5からのスポッ卜像は、 第 3受光部 5 4の光軸より上又は下に形成される。 なお、 第 3受光部 5 4は、 第 4光源部 5 5、 光軸、 第 3受光部 5 4を含む面内での光束位置の変化を検出でき ればいいので、 例えば、 この面内に配された 1次元 C C D、 ポジションセンシン グデバイス （P S D ) 等を適用できる。
つぎに、 第 1照明光学系 1 0と第 1受光光学系 2◦との位置関係を概略的に説明 する。
第 1受光光学系 2 0には、 ビー厶スプリツター 4 5が挿入されており、 このビー ムスプリッター 4 5によって、 第 1照明光学系 1 0からの光は、 被測定眼 6 0に送 光されると共に、 被測定眼 6 0からの反射光は、 透過される。 第 1受光光学系 2 0 に含まれる第 1受光部 2 3は、 変換部材であるハルトマン板 2 2を通過した光を 受光し、 受光信号を生成する。
また、 第 1光源部 1 1 と被測定眼 6 0の網膜 6 1とは、 共役な関係を形成して いる。 被測定眼 6 0の網膜 6 1と第 1受光部 2 3とは、 共役である。 また、 ハル トマン板 2 2と被測定眼 6 0の瞳孔とは、 共役な関係を形成している。 さらに、 第 1受光光学系 2 0は、 被測定眼 6 0の前眼部である角膜 6 2、 及び瞳孔と、 ハル 卜マン板 2 2と略共役な関係を形成している。 すなわち、 ァフォ一カルレンズ 4 2の前側焦点は、 被測定眼 6 0の前眼部である角膜 6 2及び瞳孔と略一致してい る。
また、 第 1照明光学系 1 0と第 1受光光学系 2 0は、 第 1光源部 1 1からの光束 が、 集光する点で反射されたとして、 第 1受光部 2 3での反射光による信号ピ一 クが最大となるように、 連動して移動する。 具体的には、 第 1照明光学系 1 0と第 1受光光学系 2 0は、 第 1受光部 2 3での信号ピークが大きくなる方向に移動し、 信号ピークが最大となる位置で停止する。 これにより、 第 1光源部 1 1からの光 束は、 被測定眼の網膜 6 1上で集光する。
また、 レンズ 1 2は、 光源 1 1の拡散光を平行光に変換する。 絞り 1 4は、 眼 の瞳、 あるいはハルトマンプレート 2 と光学的に共役の位置にある。 絞り 1 4 は、 径がハルトマンプレート 2 1の有効範囲より小さく、 いわゆるシングルパス の収差計測（受光側だけに目の収差が影響する方法）が成り立つ様になつている。 レンズ 1 3は、 上記を満たすために、 実光線の眼底共役点を前側焦点位置に、 さ らに、 眼の瞳との共役関係を満たすために、 後側焦点位置が絞り 1 4と一致する ように配置されている。
また、 光線"！ 5は、 光線 2 4とビ一ムスプリッタ一 4 5で共通光路になった後 は、 近軸的には、 光線 2 4と同じ進み方をする。 但し、 シングルパス測定のとき は、 それぞれの光線の径は違い、 光線 1 5のビーム径は、 光線2 4に比べ、 かな り細く設定される。 具体的には、 光線 1 5のビー厶径は、 例えば、 眼の瞳位置で 1 m m程度、光線 2 4のビーム径は、 7 m m程度になることもある （なお、 図中、 光線 1 5のビー厶スプリツター 4 5から眼底 6 1までは省略している） 。
つぎに、 変換部材であるハル卜マン板 2 2について説明する。
第 1受光光学系 2 0に含まれるハル卜マン板 2 2は、 反射光束を複数のビームに 変換する波面変換部材である。 ここでは、 ハルトマン板 2 2には、 光軸と直交す る面内に配された複数のマイクロフレネルレンズが適用されている。 また、 一般 に、 測定対象部 （被測定眼 6 0 ) について、 被測定眼 6 0の球面成分、 3次の非 点収差、 Z e r η ί k eの 3次と 4次の高次収差までも測定するには、 被測定眼 6 0を介した少なくとも 1 7本のビームで測定する必要がある。
また、 マイクロフレネルレンズは、 光学素子であって、 例えば、 波長ごとの高 さピッチの輪帯と、 集光点と平行な出射に最適化されたブレーズとを備える。 こ こでのマイクロフレネルレンズは、 例えば、 半導体微細加工技術を応用した 8レ ベルの光路長差を施したもので、高い集光率 （例えば、 9 8 %) を達成している。 また、 被測定眼 6 0の網膜 6 1からの反射光は、 ァフォーカルレンズ 4 2、 コ リメ一トレンズ 2 1を通過し、 ハル卜マン板 2 2を介して、 その 1次光として第 1 受光部 2 3上に集光する。 ま 、 ハルトマン板 2 2は、 少なくとも 1 7の領域に 区分された各領域ごとに、 収束作用を行うマイクロレンズ部と、 透過作用を行う 開口部とを備えるようにしてもよい。 したがって、 ハルトマン板 2 2は、 反射光 束を少なくとも 1 7本以上のビームに変換する波面変換部材を備える。
図 2は、 本発明に関する光学特性測定装置 1 0 0の電気的構成を示す電気系ブ ロック図である。
光学特性測定装置 1 0 0に関する電気駆動系は、 例えば、 演算部 2 1 0と、 制 御部 2 2 0と、 表示部 2 3 0と、 メモリ 2 4 0と、 第 1駆動部 2 5 0及び第 2駆動 部 2 6 0とを備える。演算部 2 1 0は、第 1受光部 2 3から得られる受光信号④、 第 2受光部 3 5から得られる受光信号⑦、 第 3受光部 5 4から得られる受光信号 (10)を入力すると共に、 全波面収差、 角膜波面収差、 ゼルニケ係数、 収差係数、 S t r e h I比、 白色光 M T F、 ランドルト環パターン等 （詳細は後述する。 ) を演算し、 この演算結果に応じた信号を、 電気駆動系の全体の制御を行う制御部 2 2 0と、 表示部 2 3 0 (各種の表示例については、 後述する。 ) と、 メモリ 2 4 0とにそれぞれ出力する。 制御部 2 2 0は、 演算部 2 1 0からの制御信号に基づいて、 第 1光源部 1 1の点 灯、 消灯を制御したり、 第 1駆動部 2 5 0及び第 2駆動部 2 6◦を制御するもので あり、 例えば、 演算部 2 1 0での演算結果に応じた信号に基づいて、 第 1光源部 1に対して信号①を出力し、 プラチドリング 4 1に対して信号⑤を出力し、 第 2光源部 3 1に対して信号⑥を出力し、 第 3光源部 5 1に対して信号⑧を出力し、 第 4光源部 5 5に対して信号⑨を出力し、 さらに、 第 1駆動部 2 5 0及び第 2駆動 部 2 6 0に対して信号を出力する。
第 1駆動部 2 5 0は、 例えば、 演算部に入力された第 1受光部 2 3からの受光信 号④に基づいて、 第 1照明光学系 1 0全体を光軸方向に移動させるものであり、 図 示しない
適宜のレンズ移動手段に対して信号②を出力すると共に、 このレンズ移動手段を 駆動する。 これにより、 第 1駆動部 2 5 0は、 第 1照明光学系 1 0の移動、 調節を 行うことができる。
第 2駆動部 2 6 0は、 例えば、 演算部に入力された第 1受光部 2 3からの受光信 号④に基づいて、 第 1受光光学系 2 0全体を光軸方向に移動させるものであり、 図 示しない適宜のレンズ移動手段に対して信号③を出力すると共に、 このレンズ移 動手段を駆動する。これにより、第 2駆動部 2 6 0は、第 1受光光学系 2 0の移動、 調節を行うことができる。
図 3は、 本発明に関する光学特性測定装置 1 0 0の動作を示すフローチャート である。 なお、 説明の便宜上、 ここでのフローチャートの説明は、 概略的なもの とし、 具体的な説明は後述する。
まず、 測定者により測定対象物である被測定眼 6 0の測定が開始され、 第 1受光 部 2 3又は第 2受光部 3 5からの像 （例えば、 ハルトマン像、 前眼部像） を取得 する （S 1 0 1 ) 。 つぎに、 眼の収差測定に関しては、 ステップ S 1 0 1でのハ ルトマン像に関する数値データである、 ハルトマン板 2 2と第 1受光部 2 3との距 離及び、 座標等に基づいて、 ゼルニケ係数を算出し、 角膜収差測定に関しては、 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する
( S 1 0 3 ) 。 このゼルニケ係数に基づいて、 被測定眼 6 0の波面または角膜収 差を算出する （S 1 0 5 ) 。 つぎに、 ステップ S 1 0 1 - 1 0 5から得られた各種データを、 表示部 2 3 0 にどのように表示するか表示モード選択を行う （S 1 0 7 ) 。 なお、 この各種デ ータは、 複数の条件下で求めた測定データ （測定結果） 、 測定結果に対応する画 像データ及び 又は数値データとして、 まとめて、 又は、 選択的に表示部 2 3 0 にグラフィック表示することができる （詳細は、 後述） 。 また、 ステップ S 1 0 7で選択された表示モードに応じて、 各種画像及びノ又はデータを表示部 2 3 0 に表示する （S 1 0 9 ) 。
また、 ステップ S 1 0 9での表示例とは別の表示例を、 表示部 2 3 0に表示さ せる場合、ステップ S 1 0フで選択した表示モード選択を変更するために、再度、 表示モード選択を行う （S 1 1 1 ) 。 一方、 ステップ S 1 0 7で選択した表示モ ード選択を変更しない場合、 測定を終了するか否かを判定する （S 1 1 3 ) 。 ス テツプ S 1 1 3で測定を終了しない場合には、 再度、 像の取得を行う。 一方、 測 定を終了する場合には、 測定を終了する。
以下、 上述の各ステップの処理について詳細に説明する。
(ステツプ S 1 0 1について）
(表示部 2 3 0に表示される被測定眼 6 0の像について）
この像は、 例えば、 ハルトマン板 2 2上に開けられた開口部を通過したことに より得られる、 いわゆるハルトマン像であると共に、 撮像手段である C C Dを適 用した第 1受光部 2 3によって撮像された生画像である。 また、 例えば、 患者の被 測定眼 6 0に対して第 1受光光学系 2 0の調整のずれ及び被測定眼の波面収差成 分に応じて、 ハルトマン板 2 2で変換された複数のビームの照射位置は変化する (後述する表示例に含まれるハル卜マン像上に示した矢印に対応） 。 (ステップ S 1 0 3、 1 0 5について）
(眼の収差マップ、 角膜収差マップ、 俯瞰図と、 数値データである眼の収差表示 部、 角膜収差表示部とを、 表示部 2 3 0に表示する際、 必要とされるゼルニケ係 数について）
ここで、 一般に知られているゼルニケの多項式 Z ( , (対象物で変化しない固定 値であって、 ここでは、 既知である） を用いてゼルニケ係数 G( jを算出する方法に ついて説明する。
まず、 ゼルニケ係数 は、被測定眼の光学特性を把握するための重要なパラメ —タである。 このパラメータは、 例えば、 ハルトマン板 22を介して第 1受光部 2 3で得られた光束の傾き角に基づいて、 被測定眼 60の光学特性を求める演算部 21 0の動作原理となる。
光学特性測定装置 1 00は、 被測定眼 60の波面収差 （W (X, Y) とする） を測定する。 このため、 変換部材であるハルトマン板 22の縦横の座標を （X, Y) とし、 さらに、 第 1受光部 23の縦横の座標を （X , y) とすると、 一般に、 以下の数式 3で表される波面収差 W (X, Y) は、 同じく、 以下の数式 1及び数 式 2の関係が成り立つ。 すなわち、
dW(X ) Ax
dX f
(1 )
Figure imgf000013_0001
(2) で、 f ：ハルトマン板 22と第 1受光部 23との距離である (
Figure imgf000014_0001
(3)
また、 数式 3の両辺を、 ハルトマン板 22上の座標 （X, Y) で偏微分するこ とにより、 ゼルニケ係数 Ct jを得る。
ここで、 ゼルニケの多項式 Z； )は、 以下の数式 4及び数式 5で表され、 具体的 には、 図 1 9、 20に示される。
Figure imgf000014_0002
"一 2m >0のとき sin
/7— 2 <0のとき cos
(4)
( 二
Figure imgf000014_0003
(5) ここでは絶対値で規格化された Z e r n i k e多項式を示したが、 OS A (Optical Society of America)で標準としてし、る RMS (root mean square)で規 格化された多項式も係数のスカラー倍の違いのみで、 利用できる。
また、 ゼルニケ係数 Guは、 以下の数式 6の自乗誤差を最小にすることにより、 具体的な値を得ることができる。
aa
Figure imgf000015_0001
(6)
(ステップ S I 07、 1 09について）
ここで、 複数の条件下で求めた測定データ （測定結果） 、 測定結果に対応する 画像データ及び 又は数値データを、 まとめて、 又は、 選択的に、 表示部 230 上に表示する場合の表示例について説明する。
まず、 ステップ S 1 0フによる表示モード選択では、 例えば、 測定者が後述す る第 1 ~ 1 3の表示例のうち所望の表示例を選択することができる。 なお、 測定 者は、 第 1〜 1 3の表示例に含まれる各要素を選択的に表示することもできる。 ここで、 説明の便宜上、 第 1〜 1 3の表示例に含まれる各要素についてそれぞ れ説明する。
(表示部 230に表示される眼の収差表示部に含まれる収差係数について） 被測定眼の収差成分を、 例えば、 収差係数 （ここでは、 単位： m) として数 値化する場合、 ゼルニケ係数 （n = 1、 2、 3、 4、 5、 6) であるとき、 収差 係数の RMS値 （平均 2乗誤差） をそれぞれ S 1、 S 2、 S 3、 S 4、 S 5、 S 6とすると、 S3 -+ ,2+c„ +c.
2V2
Figure imgf000016_0001
S5: c +
2V3 ノ
1
S6 =
V14 ,c +c +C62 2 + 2CS3 2+C +c +c
Figure imgf000016_0002
S(4 + 6) = VS 2+S62' 一
Figure imgf000016_0003
(7 となる。 ここで、 S 1は、 チルトを意味し、 S 3、 S 5、 S (3 + 5) は、 コマ 様収差となり、 同じく、 S 2、 S 4、 S 6、 S (4 + 6) は、 球面様収差となる。 なお、 通常、 S 2を除き S 3以上の収差を高次収差と呼ぶ。
つぎに、 この高次収差の分類について説明する。
高次収差は、 例えば、 ゼルニケ係数 中の s i n (n S) 、 C o S (n e) の nの値により分類される （ゼルニケ係数 Guは、上述の数式3及び数式4に示すよ うに、 正弦及び余弦関数を含んでいる） 。 具体的には、 n = 0 (fold) であれば、 球面収差となり、 n = 1 (fold)であれば、コマ収差となり、同じく、 n = 2 (fold) であれば、 非点収差となり、 さらに、 n二 3 (fold) であれば、 矢状収差とそれ ぞれ分類される。
また、 対称収差 （コマ様収差） は、 4次収差 + 6次収差を意味し、 同じく、 非 対称収差 （球面様収差） は、 3次収差 +5次収差を意味する。 なお、 高次収差の 次数は、 必要に応じて決められるものであって、 6次までに限らず、 例えば、 8 次では 3次 + 5次 + 7次がコマ様収差、 4次 + 6次 + 8次が球面様収差をそれぞ れ意味する。
つぎに、 ゼルニケ係数 を用いて、 上述の各収差を表現する場合について説明 する。
図 1 8は、 ゼルニケ係数 iによる各収差の表現形式 60◦を示す図である。 各収差の表現形式 600としては、例えば、各収差の名称、ゼルニケ収差係数、 方向 A x (例えば、 X軸から反時計回り） 、 及び上述の RMSにそれぞれ項目分 けされる。 また、 各収差の表現形式 600は、 図示のように、 3次球面収差を示 す項目 601、 5次球面収差を示す項目 602、 7次球面収差を示す項目 603、 3次コマ収差を示す項目 604、 矢状収差を示す項目 605、 5次コマ収差を示 す項目 606、 3次非点収差を示す項目 607、 及び 5次非点収差を示す項目 6 08を含む。 なお、 これらの各収差は、 主に、 後述する第 5〜 8表示例において、 眼及び角膜の収差表示として、 一括、 又は、 選択的に表示部 230上に表示され る。
つぎに、 Power Map計算方法について説明する。
まず、 求められた波面収差 W (X, Y) をパワー表示に変換する場合について 説明する。 なお、 このパワー表示は、 主に後述する第 9〜 1 3表示例において示 される。
ここでは、 対象とする波面の位置を X, Yで表示するものとし、 光軸を含む断 面において、 その位置での波面の法線が光軸と交わる点と、 その時に光軸上での 波面の位置までの距離を LPとする。
このときのパワー Pを 1/LP+1/Leyeとする。 ここで、 Leyeは、 眼の平均眼軸長 （例 えば 0. 01 7 (m) ) である。 なお、 この眼軸長は別の装置で測定された値を 入力するよう構成してもよい。
また、波面の各位置（ t)でのパワー分布を P(r, t)で表す。このパワー分布 P(r, t)は、 後述する眼の屈折力分布（Ocular Refractive Power)に相当する。 つぎに、 上述の数式 3での波面収差 W (X, Y) をパワー分布 P(r， t)に置き換えて、 上述 と同様の処理を行い、 パワー分布に相当するゼルニケ係数 Ci ,を求める。 なお、 こ こでは、 ゼルニケ多項式 は、 図 1 9で示した極座標系のものを用いる。 ここ で、求めたゼルニケ係数を利用して、パワー分布に相当する球面収差、 コマ収差、 非点収差などの各収差を求める。
また、 パワー分布をゼルニケ多項式 Z； ;近似した場合、 収差の種類は、 下記の ように分類して表示される。 具体的には、 0次では、 平均パワー、 s i n又は cosが 無い項では、 球面収差、 s i n ( t )又は GOS ( t )では、 コマ収差、 s i n (2 t )又は cos (2 t )では、非点収差、 s i n (3 t )又は GOS (3 t )では、矢状収差とそれぞれ分類される。 つぎに、 ブラチドリングの角膜前面からの反射像から角膜前面の Power Mapを算 出する。
ここで、 各リングの中心位置を検出する場合は、 基準となる中心位置を決定す る。 例えば、 最も内側のブラチドリング像の中心位置を求め、 各リングに対応さ せる。 最も内側のブラチドリング像の中心位置は、 例えば、 リングを楕円である と仮定し、 リング上の各点を楕円等の式に最小 2乗法により関数近似し、 その時 の中心を算出する。 また、 各リング上の各点の位置を検出する場合は、 求められ た各リングの中心位置から各リング上の各点の位置までの距離 rを算出する。 つぎに、 形状、 Power算出について説明する。
まず、 面形状を距離「においてあるモデルカーブ f (r)と仮定し、 断面形状を算出 する。 なお、 モデルカーブは、 例えば、 非球面などが用いられる。 このとき求め られたリングの中心位置を原点とすると、
Figure imgf000018_0001
( 8 ) となる。 ここで、 p ： コ一ニック係数、 c :中心位置における曲率である, また、 この式の 1次微分は、 df{r) cr
+ 2A2r + 4A4r +■
dr pc r1
(9) となる。
図 21 (a) は、 形状、 power算出についての説明図 （1 ) である。
ここで、 反射点における傾きは、 例えば、 df(r)/dr=tan(l/2)=tan0 となり、 各点での曲率半径に依存しない値となる。 また、 1次微分の式に df(r)/dr を最 小 2乗法により関数近似し、 各係数 A2、 A4、 …を求める。 こうして f(x)を決める ことにより、 断面上の各点における曲率半径 Ri(r)を求めることができる。 すなわ ち、
Figure imgf000019_0001
(1 0) となる。 ここで、 f (r) =d(fr)/dr、 f" (r) 二 d2f (r)/dr2である。
また、 数式 1 0より、 Instantaneous Power Piは、
Pi(r)=n-1/Ri(r)
となる。 ここで、 n：角膜屈折力である。
また、このとき断面上の各点と、各点の法線と角膜光軸との交点までの距離 Ra(r) は、
Figure imgf000020_0001
(1 1 ) となる。 また、 数式 1 1より、 Axial Power Pa(r)は、
Pa(r) ： n-t/Ra(r)
により求められる。
図 21 (b) は、 形状、 power算出についての説明図 （2) である。
ここで、 断面上の各点に角膜光軸に平行な光線が入射してきたときスネルの法 則によって、
sin Θ = n s\na → a = sin_1(1/n s in θ ) (Θ二 1/2)
となる。
また、断面上の各点と、光線と角膜光軸との交点の距離の x成分 (光軸方向） Qは、 Q = L/tanU = tan(0-a)
となる。 これにより、 中心位置から光線と角膜光軸との交点間の距離 Rr(r)は、 Rr(r) = f (r) + Q
により求められる。 この Rr(r)から、 Refractive Power Pr(r)は、
Pr(r)=n/Rr(r)
となる。
このように、 これら 3種類のパワーでは、 1断面におけるパワーが求められて いる。 動径 rの方位 t、 全ての方位 tでのそれぞれのパワー P ( t)を求める。 な お、 tは、 XY平面上での動径 r方位を意味する。 また、 上述の数式 3における 波面収差 W (X, Y) を、 パワー分布 P ( t)に置き換えて、 上述と同様の処理を 行い、 パワー分布に相当するゼルニケ係数を求める。
(表示部 230に表示される白色光 MT Fについて） つぎに、 白色光 MT F (Modulation transfer function) の算出について説明 する。
まず、 MT Fは、 空間周波数の伝達特性を示す指標であって、 光学系の性能を 表現するために広く使われている。 この MT Fは、 例えば、 1度当たり、 0〜 1 00本の正弦波状の濃淡格子に対しての伝達特性を求めることで見え方を予測す ることが可能である。
まず、 単色 MT Fを波面収差 W ( X , y ) から算出する。 なお、 W ( X , y ) は、 入力値 （測定値） であって、 角膜収差に関しては、 角膜形状から求めた角膜 波面収差を用いることもできる。
瞳関数 f ( X , y ) は、 波面収差から以下のように求まる。
f (x, y) = e ' k > y)
ここで、 i ：虚数、 k ：波数ベク トル （27Γノ λ ) である。
また、 この曈関数 f (x, y) をフ一リエ変換することにより、 点像の振幅分 布 U (u, v) が求まる。
U(u,v): lex (ux + vy dxdv
R λ >
(1 2) ここで、 λ ： 波長、 R :瞳から像点 （網膜） までの距離、 （u, ν) ：網膜上 の像点 Οを原点とし、 光軸に直行する面内での網膜の座標値、 （X , y) ：光学 系の瞳面内の座標値である。
また、 点像の振幅分布 U (u, v) とその複素共役を掛けることにより、 点像 の強度分布 （PS F) I (u, V ) が求まる。
I ( u , V ) =U ( u , v) U* ( u , v)
さらに、 点像の強度分布 I (u, v) をフーリエ変換すると共に、 いわゆる空 間周波数変換である （R ( r, s) ) 規格化を行うことにより、 OT F (Optical Transfer Function) が求 る 0
Figure imgf000022_0001
(1 3 ここで、 s ：空間周波数領域の変数である。
O T F ( u , V ) = R ( r , s) Z | R (0, 0) |
また、 OT Fの大きさが MT Fであるため、
MT F ( r , s ) = I O T F (u, v) |
が成り立つ。
つぎに、 上述のように求められた単色 MT Fに基づいて、 白色光 MT Fを算出 する。
白色光 MT Fを求めるには、 まず、 各波長での MT Fに重み付けをし、 足し合 わせる。 ここで、 上述の MT Fは、 波長ごとに値が異なるため、 波長; Iでの MT Fを MT「λと表すと、
Figure imgf000022_0002
ここでは、 可視光に多く重み付けをし、 計算を行う。
具体的には、 色の 3原色 （RGB) である赤、 緑、 青が、 例えば、 656. 2 フ nm : 1、 587, 56 nm : 2、 及び 486. 1 3 nm : 1であるとすると、
MT F ( r , s ) = ( 1 X MT F 656 27 + 2 xMT F 587 56 + 1 M T F 48 6 13) / (1 +2+ 1 )
となる。
また、 白色光 MT Fは、 一波長 （840 nm) のみで測定されるので、 この測 定結果に基づいて他の波長について校正を行い、 白色に補正することによリ求め てもよい。 具体的には、 各波長での MT Fは、 眼の収差の場合、 眼光学特性測定 装置での測定波長が、 例えば、 840 n mであるとき、 模型眼によリ各波長 84 0 n mでの波面収差 W84。 （X , y ) からのずれ量に相当する色収差 \Λ/Δ ( x , y ) を測定し、 この色収差 WA (x, y) に W84。 （x, y) を足し合わせ、 この波面 収差により MT Fを算出することにより求められる。 すなわち、
WA (x, y ) =W840 (x, y ) +WA ( x, y )
となる。
さらに、 角膜波面収差の場合、 測定された角膜形状は波長に依存しないが、 形 状を波面収差に変換するときに使用する角膜の屈折率が波長に依存すること、 瞳 関数の式に波長がパラメータのひとつであることから、 MT Fがこの場合も波長 に依存することになる。
(表示部 230に表示される眼の収差表示部及び角膜収差表示部に含まれる S t r e h I比について）
S t r e h I比 （ここでは、 S) は、 上述のように求められた点像の強度分布 である P S Fの中心強度 I (0, 0) を、 無収差光学系の場合に得られる P S F の中心強度 I。 （0, 0) で割ることにより、 求められる。 すなわち、
S= I (0, 0) / I 0 (0, 0)
となる。
(表示部 230に表示されるランドル卜環、例えば、視力検査用のマークの表示、 見え方について）
図 4は、 ランドルト環の表示に関するフローチヤ一トである。
まず、 測定者 （例えば、 眼科医等） は、 患者の視力を検査するために適宜の視 力に応じた大きさを有するランドルト環から、所定のものを選択する（S 20 1 )。 この選択されたランドル環のパターンを示す輝度分布関数 L a n d (x, y) を 求めるか、 また予め記憶しておき、 これを読み出しても構わない （S 203) 。 ここで、 輝度分布関数 L a n d ( x , y) は、 ハルトマン板 22と第 1受光部 23 との間での X Y座標のずれ （上述の撮影した生画像上に付与した矢印の長さを X 方向、 Y方向にそれぞれベク トル分解した値） に *づいて求められる。
つぎに、 この輝度分布関数 L a n d (x , y ) に対して 2次元フーリエ変換を 行うことにより、 F R ( u , V ) を求める （S 205) 。 この F R (u, v ) と、 既に求めた上述の OT F ( u , V ) とをコンボリューシヨンすることにより、 眼 の光学系通過後の周波数分布である OR (u, v) を求める （S 207) 。 この OR (u, v) に対して 2次元逆フーリエ変換を行うことにより、 L a n d I ma g e (X, Y) を求める （S 209) 。
このステップ S 209で求められた L a n d I ma g e (X, Y) は、 表示 部 230の表示画面上にグラフィック表示される （S 2 1 1 ) 。 なお、 ここでは、 瞳孔の大きさが 03 (明視野） 、 及び 07 (暗視野） 両方での 「視力 0. 7ラン ドルト環の見え方」 として表示されている。
以下、 上述の各要素を、 まとめて、 又は選択的に表示した第 1〜 1 3表示例に ついて説明する。但し、表示部 230に表示される同一要素には同一符号を付し、 重複する説明を省略する。
(第 1の表示例）
図 5は、 表示部 230にグラフィック表示される第 1の表示例を示す説明図で 表示部 230には、 例えば、 撮影した生画像であるハルトマン像 300と、 眼 の収差マップ 3 1 0と、 眼の収差表示部 320と、 白色光 MT F表示 330と、 ランドル環の見え方表示 340とが表示される。 なお、 この表示部 230には、 例えば、 患者の名前 （ここでは、 東京 光子） 、 測定時刻 （ここでは、 200〇 年 3月 2曰 午前 8時 4分） 、 複数の測定条件 （ここでは、 測定の種類である波 面測定、 被測定眼 60の種類である無散瞳、 測定波長である 840 n m、 被測定 眼 6◦の測定範囲である^ 9mm) 等が表示される。
ハル卜マン像 300は、 例えば、 患者の被測定眼 60の網膜 6 1からの反射光 に基づいた画像であって、 ここでは、 患者のまぶた 30 1も表示されている。 ま た、 ハルトマン像 300は、 ハルトマン板 22を介して複数の略平行な光束が第 1 受光部 23上に受光されたと仮定した場合の像点 302と、 被測定眼 60の網膜 6 1からの反射光が、 ハルトマン板 22に開けられた透過部又は開口部を介して、 概ね外側に広がった光束として第 1受光部 23上に受光された場合での領域点 3 03とを含む。 また、 このハルトマン像 300に表示されている実線 304 (始 点を像点 302、 終点を領域点 303の重心とする） を第 1受光部 23の縦横の座 標軸に沿って、 ベク トル分解した場合に得られる値は、 光束の変位を数値化した ものであって、 上述のゼルニケ係数を求める際に必要とされる△ x、 Ayに相当 する。 なお、 像点 302と領域点 304との差である実線 304が被検眼 60の 波面収差に対応する。
眼の収差マップ 3 1 0は、 例えば、 明視野での瞳孔 （ここでは、 3mm) を 示す同心円 3 1 1 と、 暗視野での瞳孔 （ここでは、 07 mm) を示す同心円 3 1 2と、 光束のずれを考慮したゼルニケ係数から算出された波面収差を等高線で表 示した複数の略楕円状の環 3 1 3とを含む。 なお、 この眼の収差マップ 3 1 0の 外周縁には、 例えば、 1 0° 毎の目盛り (0-360) が表示され、 視覚的にも 見易いようになつている。 また、 眼の収差マップ 3 1 0の近傍には、 被測定眼 6 0の測定範囲に応じたスケール （例えば、 1. 0〃m毎、 —5. 0〜5. 0の目 盛り） 3 1 4が表示される。
ここで、 波面収差として、 被測定眼の低次収差を含めた全ての収差、 又は、 高 次 （3次以上） の収差が必要に応じて表示される。 この波面収差の表示は、 必要 に応じて、 色彩や、 濃度などを変えてグラフィック表示が行われる。 また、 全て の収差は、 2次以上の収差を初期値として表示するが、 1次以上の収差を全収差 として表示するよう選択することもできる。
眼の収差表示部 3 20には、 明視野 （ここでは、 03mm) 及び暗視野 （ここ では、 07mm) での各種の数値データが表示される。 具体的には、 上述したゼ ルニケ係数を用いて算出された被測定眼 60の収差成分 （例えば、 コマ様収差、 球面様収差） であって、 数値データである収差係数 S 3、 S 4、 S 5、 S 6、 S 3 +S 5、 S 4 + S 6、 S 3 +S 4 + S 5 + S 6と、 上述の見易さの指標として 使用される、 いわゆる S t r e h I比の数値データと、 1ノ眼の焦点距離である 球面度数 （ここでは、 Sで表示され、 単位 D ： いわゆるディオプター値） と、 舌し 視度数 （ここでは、 Cで表示され、 単位 D) と、 乱視軸 （ここでは、 Aで表示さ れ、 単位。 ） と、 視力 （ここでは、 PVA) とがそれぞれ表示される。 ここで、 球面度数と乱視度数はゼルニケ係数の 2次項 （S 2) から求められる。 なお、 上 述した眼の収差マップ 3 1 0上に表示される複数の略楕円状の環 3 1 3は、 これ らの収差係数を考慮している。
白色光 MT F表示 330は、 上述したように、 正弦波格子などの見え方を示す 指標であって、 ここでは、 横軸を空間周波数 （cycle/deg) とし （例えば、 1 ° 当 たり 0〜 1 00本の黒線を施した場合に相当する値） 、 縦軸を白黒パターンの見 え方の程度 （0~ 1 ) とするグラフとして表示される。 具体的には、 ここでは、 明視野 （ここでは、 03 mm) で視力 0. 9である場合でのグラフと、 暗視野 （こ こでは、 φ 醒) で視力 0. フである場合でのグラフとが比較できるように、 まとめて表示されている。 なお、 グラフ上での斜線は、 正常範囲を示している。 ランドル環の見え方表示 340は、 上述したように、 視力検査用のマークが患 者の網膜 6 1上でどのように見えているのかを示している。 ここでのランドル環 の見え方表示 340は、 例えば、 明視野 （ここでは、 03mm) で、 この測定結 果である場合、 視力 0. 7に対応するランドル環は、 ぼやけることなく細く良く 見えており、 暗視野 （ここでは、 07mm) で、 この測定結果である場合、 多少 ぼやけるために太く見えていることを示している。
図 6 (a) は、 第 1の表示例に対する変形例を示す説明図 （1 ) である。
ここでは、 第 1の表示例での表示部 230に対して、 撮影した生画像であるハル トマン像 300に、 波面収差を測定するのに使用した像点の重心位置を、 黒塗り 三角形 35 1 として示したハルトマン像 350を表示した例を示している。 この ハルトマン像 350における図中、 黒塗り三角形 35 1は、 ハルトマン板に設け られた格子点 （小さな穴、 開口又は透過部分） と測定された照射領域点の対応が とれているものであって、照射領域での重心位置に配置される。その重心位置は、 照射強度と照射位置に基づき、 いわゆるモ一メン卜法などの手法によって求める ことができることを示す。
また、 ここでは、 第 1の表示例での表示部 230(こ対して、 眼の収差マップ 3 1 0に加えて、 対応がとれ、 測定結果の得られたハルトマン板に設けられた格子点 をオーバ一レイ表示した眼の収差マップ 360を表示した例を示している。
図 6 (b) は、 第 1の表示例に対する変形例を示す説明図 （2) である。
ここでは、 第 1の表示例での表示部 230に対して、 撮影した生画像であるハ ルトマン像 300それ自体 355を表示した例を示している。
図 7は、 第 1の表示例に対する変形例を示す説明図 （3) である。
ここでは、 第 1の表示例での表示部 230に対して、 眼の収差マップ 3 1 0の代 わリに、 被測定眼 60の測定範囲での 3次元形状を示す俯瞰マップ 37◦を表示 した例を示している。俯瞰マップ 370は、例えば、測定範囲 ø 9 mmに応じて、 瞳の中心点を原点とした平面用スケール （ここでは、 一4. 5-4. 5) と、 立 体用スケール （ここでは、 一5. 0~+ 5. 0 m) とを用いて 3次元形状を表 示している。 なお、表示部 2309では、上述のハルトマン像 300、 3 50と、 眼の収差マップ 3 1 0、 360と、 俯瞰マップ 370とを用いて、 適宜の表示パ ターンを選択して作成することができる。
また、 上述の表示例によれば、 明所時 （曈径小、 例えば、 03 mm) 、 及び暗 所時 （瞳径大、 例えば <)フ mm) での収差係数の表示を行うことで、 両者を比較 することができる。 また、 例えば、 眼科医、 検査技師等が、 表示された収差係数 の値が大きく、 何らかの対策 （例えば、 通院、 入院等による治療） が必要である と判断する貴重なデータとなり得る数値データについては、 注意度合いに応じて、 例えば、 正常値から離れていくにつれて、 青—水色→黄綠—黄色—赤等のように 色が変化するように表示することもできる。
また、 白色光 MT F表示 330についても、 明視野及び暗視野での両方の表示 を行うことができる。 また、 測定によって得られた係数から矯正視力の表示を行 つてもよい。 さらに、 この矯正視力に基づいてランドルト環の見え具合を推測し たものを表示してもよい。 また、 収差の単位は、 m、 nm、 λ等のいずれかを 選択できるようにしてもよし、。また、両眼表示の選択を行えるようにしても良い。
(第 2の表示例）
図 8は、 表示部 230にグラフィック表示される第 2の表示例を示す説明図で ある。 表示部 230には、 例えば、 ブラチド測定の表示 380と、 角膜収差マップ 3 90と、 角膜収差表示部 400と、 白色光 MT F (03、 07 mm) の表示 33 0と、 ランドル環の見え方の表示 340とが表示されている。 なお、 ここでの被 測定眼 60の測定範囲は、 例えば、 01 2mmである。
ブラチド測定の表示 380は、 上述したように、 ァライメント調整が完了した 後、 複数の同心輪帯 38 1からなるパターンの指標を投影するプラチドリング 4 1を用いて、 第 3光源 5 1からの光束を、 被測定眼 60の角膜 62上に照射する と共に、 この複数の同心輪帯 38 1を伴った角膜 62からの反射光を、 第 2受光 部 35上で受光した受光信号に基づく表示である。 また、 ハルトマン板 22を取 り除くか調整することにより、 受光部 23で測定することも可能である。 測定さ れたプラチドリング 41の各座標における同心円からのずれを△ X , A yとして、 前述と同様にゼルニケ係数を算出し、 さらに波面を算出することにより角膜収差 を求めることができる。
角膜収差マップ 390は、 明視野での瞳孔 （ここでは、 03mm) を示す同心 円 3 1 1と、 暗視野での瞳孔 （ここでは、 07 mm) を示す同心円 3 1 2と、 光 束のずれを考慮したゼルニケ係数から算出された角膜収差を表示した等高線 39 1 とを含む。 なお、 この角膜収差マップ 390の外周縁には、 例えば、 1 0° 毎 の目盛り （0〜360) が表示され、視覚的にも見易いようになつている。 また、 角膜収差マップ 390の近傍には、 被測定眼 60の測定範囲 （ここでは、 012 mm) に応じたスケール （例えば、 1. 0 μ m毎、 —5. 0-5. 0の目盛り） 3 1 4が表示される。
角膜収差表示部 400は、 上述の眼の収差マップ 3 1 0に対して、 1 （眼の 焦点距離 （単位メートル） ） である球面度数 S、 乱視度数 C、 及び乱視軸 Aの代 わりに、 角膜のみを光学系としたときの度数である角膜収差 （ここでは、 Dで表 示され、単位 D) と、 曲率半径 mmと、軸方向 （ここでは、 Aで表示され、単位。 ) と、 最大曲率半径となるところを示す Hと、 最小曲率半径となるところを示す V とが表示される。 なお、 眼の収差表示部 230が眼全体 （すなわち、 網膜 6 1 ) に基づいて算出されたものであるのに対し、 角膜収差表示部 400は角膜 62だ けに基づいて算出されたものであるので、 眼の収差表示部 320、 及び角膜収差 表示部 4 0 0に表示される具体的な数値データは、 図示のように異なっている。
(第 3の表示例）
図 9は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 3の表示例を示す説明図で ある。
ここでは、 第 2の表示例での表示部 2 3 0に対して、 ブラチド測定の表示 3 8 0の代わりに、 角膜形状による Ax i a l Powerマップ 4 1 0、 Refract i ve Powerマツ プ 4 2 0、 I nstantaneous Powerマップ 4 3 0のうちいずれかを、まとめて、又は、 選択的に表示させる。 但し、 ここでの測定範囲は、 例えば、 0 9 m mであって、 上述の角膜収差マップ 3 9 0の測定範囲もこれと同等にして表示する。
また、 角膜形状による Powerマップ 4 1 0、 4 2 0、 4 3 0の近傍には、 被測定 眼 6 0の測定範囲 （ここでは、 0 9 m m ) に応じたスケール （例えば、 0 . 5 D 毎、 3 5 . 5〜5 2 . 0 ( D ) の目盛り） を表示してもよい （後述） 。 (第 4の表示例）
図 1 0は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 4の表示例を示す説明図 である。
この表示部 2 3 0には、 例えば、 眼の収差マップ 3 1 0と、 角膜収差マップ 3 9 0と、 この眼及び角膜の収差マップ 3 1 0、 3 9 0に基づいて算出された眼内 (内部） 収差マップ 4 4 0と、 眼内 （内部） 収差表示部 4 5 0とが表示されてい る。 また、 眼内 （内部） 収差マップ 4 4 0は、 例えば、 眼内 （内部） 収差マップ 4 4 0に表示される眼内収差係数に基づいて表示される。 この眼内収差係数は、 例えば、 眼の収差マップ 3 1 0を表示させるための眼全体の収差係数から、 角膜 収差マップ 3 9 0を表示させるための角膜収差係数を引くことにより算出される 数値データである。
この表示例によれば、 眼内 （内部） 収差を表示することにより、 眼の収差に与 える角膜収差以外の影響を考慮することができる。
図 1 1は、 第 4の表示例に対する変形例を示す説明図である。
ここでは、 第 4の表示例での表示部 2 3◦に対して、 眼の収差マップ 3 1 〇、 角膜収差マップ 3 9 0、 眼内 （内部） 収差マップ 4 4 0に加えて、 対応がとれ測 定結果の得られたハルトマン板に設けられた格子点を各収差のカラーマップにォ ーバ一レイ表示した、 眼の収差マップ 4 6 0、 角膜収差マップ 4 7 0、 眼内 （内 部） 収差マップ 4 8 0をそれぞれ表示した例を示している。
図 1 2は、 角膜収差測定を示すフローチャートである。
ここでは、 特に、 角膜収差測定の場合におけるゼルニケ係数の算出 （S 1 0 3 ) 及びゼルニケ係数から波面算出 （S 1 0 5 ) について詳細に説明する。
まず、 第 2受光部 3 5からの信号に基づき、 角膜頂点を基準とし、 ブラチドリ ングの受光位置に応じて角膜形状の高さを示す角膜形状のマップ (H i ght Map)のデ 一夕を算出する （S 3 0 1 ) 。 ステップ S 3 0 1で求めた角膜形状になるべくフ イツ 卜する参照球面の形状を算出する （S 3 0 2 ) 。 これにより、 ゼルニケ係数 の算出精度の向上が図れる。 測定範囲 （例えば、 0 3、 φ 7 ) に応じて必要な個 所を求めれば足りる。
つぎに、 角膜形状の成分から参照球面の成分を減算する （S 3 0 3 ) 。 これに より、 参照球面との相違のみの残差成分が求められる。 ここで、 参照球面の球面 収差を算出する （S 3 0 4 ) 。 ステップ S 3 0 3で求めた残差成分の波面収差を 算出する （S 3 0 5 ) 。 また、 測定波面と参照球面の波面収差を合成したのちに ゼルニケ係数を算出する第 1測定モードと、 ゼルニケ係数を測定波面と参照球面 の波面収差のそれぞれの収差に対して求めて、 ゼルニケ係数を合成する第 2測定 モードとの間で選択が行われる （S 3 0 6 ) 。 ここで、 第 1測定モードの選択が されるとステップ S 3 0 7に進み、 第 2測定モ一ドが選択されるとステップ S 3 0 9に進む。
第 1測定モ一ドでは、 ステップ S 3 0 4で求められた参照球面の波面収差と、 ステップ S 3 0 5で求められた残差成分の波面収差を加えた後、 それらの波面収 差を角膜波面収差として求める （S 3 0 7 ) 。 さらに、 ステップ S 3 0 7で求め られた角膜波面収差のゼルニケ係数を算出する （S 3 0 8 ) 。 なお、 このゼルニ ケ係数は、 角膜収差を示している。 これが終了すると、 図3のステップ S 1 0 7 に進み、 表示モ一ドが選択されその後の処理に進む。
—方、 ステップ S 3 0 6において、 第 2測定モードが選択されると、 参照球面 の波面収差からゼルニケ係数を算出する （S 3 0 9 ) 。 つぎに、 ステップ S 3 0 5で求められた残差成分の波面収差からゼルニケ係数を算出する （S 3 1 0 ) 。 ステップ S 3 0 9、 S 3 1 0で求められたゼルニケ係数を合成して、 角膜収差を 求める （S 3 1 1 ) 。 これが終了すると、 図 3のステップ S 1 0 7に進み、 表示 モードが選択されその後の処理に進む。
(第 5の表示例）
図 1 3は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 5の表示例を示す説明図 である。
表示部 2 3 0は、 例えば、 眼の収差と角膜の収差とを一括表示したものであつ て、 眼の収差表示としては、 上述の第 1の表示例で示した撮影した生画像であるハ ル卜マン像 3 0 0 (ここでは、 I m a g eと表示し、 詳細な画像は、 省略する） と、 少なくとも 2次以上の収差を含む被検眼の全収差 3 1 5と、 3次以上の収差 を含む高次収差 3 1 6とを含み、 さらに、 角膜の収差表示としては、 上述の第 2 の表示例で示したブラチド測定の表示であるブラチド像 3 8 0 (ここでは、 I m a g eと表示し、詳細な画像は、省略する） と、上述の第 3の表示例で示した Ax i a l Power マップ 4 1 0と、 角膜高次収差マップ 3 9 5とを含む。 さらに、 表示部 2 3◦には、 眼の収差と角膜の収差に対応した数値データを含む眼及び角膜の収差 表示部 4 9 0が表示される。
また、 全収差 3 1 5、 及び高次収差 3 1 6の表示形態は、 第 1の表示例で詳述 した眼の収差マップ 3 1 0と略同様であり、 ここでは、 その詳細な表示を省略す る。 また、 角膜高次収差マップ 3 9 5の表示形態は、 第 2の表示例で詳述し 角 膜収差マップ 3 9 0と略同様であり、 ここでは、 その詳細な表示を省略する。 また、 ここでの各マップの近傍に表示されているスケール 3 1 4は、 第 1の表 示例で詳述したスケールと同一である。なお、スケール 3 1 4スケールの単位は、 適宜変更可能であって、 例えば、 全収差 3 1 5のスケール単位としては、 一5 , 0〜 5 . 0 μ mだけでなく、 一 1 0 . 0〜1 0 . 0〃m、 又は、 一 1 5 . 0〜 1 5 . 0〃 mに設定してもよい。 このように、 スケール単位を変更することで、 球 面度数が大きいときの変化をわかりやすく表示することもできる。 また、 Axial Power マップ 4 1 0の近傍には、 ディオプター値 （D) を示すス ケール 3 1 9が表示される。各マップの近傍に表示されているスケール 3 1 9は、 ここでは、 第 2の表示例で詳述したスケールと同一である。 なお、 スケール 3 1 9のスケールの単位は、 適宜変更可能であって、 35. 5〜52. 0 (D) に限 らない。
また、 ここでは、 角膜の Power mapとして、 Axial Power マップ 4 1 0を表示し ているが、 この Axial Power マップ 4 1 0の代わりに、 例えば、 第 3の表示例で 示した Refractive Power 420、 Instantaneous Power 430、 及びゼルニケ係数 から求めた後述する角膜の全収差の球面成分にあたる項の係数 C21を眼の全収差 を表すゼルニケ係数のうち球面成分にあたる項の係数 C21に置き換えた 2次以上 もしくは 1次以上 （選択可） の全収差を、 選択的に表示するようにしてもよい。 また、 各収差マップの表示領域は、 暗所時の瞳径 （例えば 06) 又は、 散瞳の瞳 径 （例えば 08) で算出された収差マップを表示するようにしてもよい。 なお、 角膜の Power mapの表示領域は、 変更することができる。
また、 眼及び角膜の収差表示部 490は、 例えば、 眼の収差表示については、 第 1の表示例で示した眼の収差表示部 320に対応し、 同じく、 角膜の収差表示 については、 第 2の表示例で示した角膜表示部 400に対応している。 但し、 こ こでは、 後述する散瞳についての数値データも表示される。 眼及び角膜の収差表 示部 490は、 例えば、 瞳の径に応じて、 明所時、 暗所時、 散瞳として区分した 数値データを表示する。 なお、 ここでは、 適宜の数値データが表示されるため、 具体的な数値は省略した。
ここで、 明所時とは、 いわゆる明所視 (photopic vision)であって、 比較的高い レベルの輝度数 cd/m2以上の明るさで観察している状態、 生理学的には、 錐体だけ でものを見ている状態を意味する。 暗所時とは、 いわゆる暗所視 （sGotopic) で あって、 暗く低い輝度レベル輝度数 （例えば、 10—2cd/m2 ) で観察している状態、 生理学的には、主に棹体だけでものを見ている状態を意味する。また、散瞳とは、 いわゆるダイレイ ト（di late)であって、 一般の暗所視よりも曈径が更に拡大した 状態を意味しており、 例えば、 被験者が暗所時よりもさらに暗い所で長時間過ご した場合、 被験者の瞳が自然に暗所時よりも拡大する状態を意味する。 なお、 明 所時、暗所時及び散瞳に対応する瞳径は、それぞれ変更することができる。また、 散瞳の表示については、 表示 Z非表示を選択することもできる。
また、 全収差マップ 3 1 5は、 ここでは、 少なくとも 2次以上の収差としたが 、 1次収差 （チルト） を含むことで、 例えば、 円錐角膜等、 特殊な形状を表示す ることができる場合も想定されるので、 1次収差以上を全収差として表示しても よい。
(第 6の表示例）
図 1 4は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 6の表示例を示す説明図 である。
表示部 2 3 0は、 例えば、 眼の収差と角膜の収差とを選択的に表示したもので あって、 ここでは、 説明の便宜上、 眼の収差と角膜の収差表示の 2つのパターン を兼用して示している。 眼の収差表示としては、 上述の第 1の表示例で示した撮 影した生画像であるハルトマン像 3 0 0 (ここでは、 I m a g e 3 8 5と表示し 、 詳細な画像は、 省略する） と、 3次以上の収差を含む高次収差 3 1 6と、 高次 収差 3 1 6に含まれる各高次収差を非対称収差と対称収差とにそれぞれ分けて表 示したコマ様収差マップ 3 1 7、 球面様収差マップ 3 1 8と、 球面成分に対応す る波面収差 Sのマップ 5 0 0と、 非点収差 ほ L視成分） に対応する波面収差 Cの マップ 5 1 0とを含む。
また、 角膜の収差としては、 上述のハルトマン像 3 0 0の代わりに、 第 2の表 示例で示したプラチド測定の表示であるプラチド像 3 8 0 (ここでは、 I m a g e 3 8 5と表示し、 詳細な画像は、 省略する） を表示する以外は、 眼の収差表示 と略同一であるため説明を省略する。 なお、 眼及び角膜の収差表示部 4 9 5には 、 第 5の表示例で示した眼及び角膜の収差をまとめて表示する眼及び角膜の収差 表示部 4 9 0に対して、 眼の収差、 又は、 角膜の収差が選択的に表示される。 ここで、 球面成分に相当する波面収差 Sのマップ 5 0 0は、 例えば、 第 2駆動 部 2 6 0により第 1受光光学系 2 0が移動された移動量に対応するディオプター 値 （S m。t。J と、 得られたハルトマン像 3 0 0から求めた球面成分に対応 するゼルニケ係数をディオプター値に換算した値とに基づいて、 算出される。 す なわち、
S = S m。t。r— 2 C 2ノ ( r c ) 2
となる。 ここで、 S m。t。 第 1及び 2駆動部 2 5 0、 2 6 0の移動量に対 応ずるディオプター値、 r c ：解析してマップに表示する瞳径である。
—方、 この波面収差 Sのマップ 5 0 0を表示する場合には、 第 1受光光学系 2
0が移動された移動量に対応するディオプタ一値 （S m。t。r ) をゼルニケ係 数に換算し、 これにハルトマン像 3 0 0から求めた球面成分に対応するゼルニケ 係数を加えることで算出する。
図 1 5は、 第 6の表示例に対する変形例を示す説明図である。
ここでは、 第 6の表示例での表示部 2 3 0に対して、 球面成分に対応する波面 収差 Sのマップ 5 0 0、 及び非点収差 ほ L視成分） に対応する波面収差 Cのマツ プ 5 1 0の代わりに、 第 5の表示例で示した全収差マップ 3 1 5と、 全収差マツ プ 3 1 5及び第 6の表示例で示した高次収差マップ 3 1 6から算出した点像強度 分布 （P S F ) 5 2 0とを表示させると共に、 高次収差マップ 3 1 6、 コマ様収 差マップ 3 1 7、 及び球面様収差マップ 3 1 8の表示位置を変更してそれぞれ表 示した例を示している。
また、 点像強度分布 （P S F ) 5 2 0の表示は、 3次以上の高次収差の影響を 受けた点像強度分布 （P S F ) を表示するモードと、 2次以上を含む全収差の点 像強度分布 （P S F ) を表示するモードとを選択することができる。 なお、 眼及 び角膜の収差表示部 4 9 5は、 第 6の表示例と同一であり、 説明を省略する。
(第 7の表示例）
図 1 6は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 7の表示例を示す説明図 である。
表示部 2 3 0は、 眼の収差と角膜の各収差を個別に表示するものであって、 眼 及び角膜の収差に関しては、 その各収差を、 例えば、 球面成分、 非点成分、 コマ 収差、 矢状収差、 残余収差としてそれぞれ表示させる。 表示部 2 3 0には、 具体 的には、 第 6の表示例で示した球面成分に対応する波面収差 Sのマップ 5 0 0、 非点収差 （乱視成分） に対応する波面収差 Cのマップ 5 1 0、 コマ収差マップ 5 25、 矢状収差マップ 530、 3次球面収差マップ 540、 5次非点収差マップ 550、 5次球面収差マップ 560、 残余収差マップ 5フ 0がそれぞれ表示され る。 なお、 ここでの各波面収差の表示形態は、 第 1の表示例で示した眼の収差マ ップと同じ形態であり、 その詳細な表示は、 省略する。
ここで、 図 1 8に戻って説明すると、 波面収差 Cのマップ 5 1 0は、 3次非点 収差の項目 607に対応している。 この波面収差マップ 5 1 0の近傍に表示され ている、 ゼルニケ収差係数 （C=) 、 方向 （A x =) には、 項目 607に記述さ れているそれぞれの値が表示される。 コマ収差マップ 525は、 3次コマ収差の 項目 604に対応している。 このコマ収差マップ 525の近傍に表示されている 、 収差係数の平均 2乗誤差 （RMS=) 、 方向 （A x =) には、 項目 604に記 述されているそれぞれの値が表示される。
矢状収差マップ 530は、 矢状収差の項目 605に対応している。 この矢状収 差マップ 530の近傍に表示されている、 収差係数の平均 2乗誤差 （RMS二） 、 方向 （A x =) には、 項目 605に記述されているそれぞれの値が表示される 。 3次球面収差マップ 540は、 3次球面収差の項目 60 1に対応している。 こ の 3次球面収差マップ 540の近傍に表示されている、 収差係数の平均 2乗誤差 (RMS=) には、 項目 60 1に記述されている値が表示される。
5次非点収差マップ 550は、 5次非点収差の項目 608に対応している。 こ の 5次非点収差マップ 550の近傍に表示されている、 収差係数の平均 2乗誤差 (RMS二） 、 方向 （A x =) には、 項目 608に記述されているそれぞれの値 が表示される。 5次球面収差マップ 560は、 5次球面収差の項目 602に対応 している。 この 5次球面収差マップ 560の近傍に表示されている、 収差係数の 平均 2乗誤差 （RMS二） には、 項目 602に記述されている値が表示される。 残余収差マップ 570は、 高次収差として利用したゼルニケ多項式の各項以外 の項 （具体的には、 Z4。、 Z44、 Z5。、 Z51、 Z52、 Z53、 Z54
、 Z55 6 o 6 1 62、 ^~ 64、 65、 δ 6等) 【^"よ ^^又 の
総和を意味する。
(第 8の表示例） 図 1 7は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 8の表示例を示す説明図 である。
表示部 2 3 0は、 眼の収差と角膜の各収差を選択的に表示するものであって、 例えば、 表示部 2 3 0の上段には、 ノ、ルトマン像 3 0 0、 全収差マップ 3 1 5、 乱視 +高次収差マップ 5 8 0、 高次収差マップ 3 1 6が表示され、 下段には、 球 面収差 （各次数を含む） 5 8 5、 コマ収差 （各次数を含む） 5 9 0、 高次非点収 差 （但し、 乱視成分を除く） 5 9 5、 矢状収差マップ 5 3 0が表示される。
乱視 +高次収差マップ 5 8 0は、 例えば、 第 5の表示例で示した高次収差マツ プ 3 1 6と、 第 6の表示例で示した乱視成分に対応する波面収差のマップ 5 1 0 とに基づいて表示される。 球面収差 5 8 5は、 例えば、 上述した次数の各球面収 差に基づいて表示される。 コマ収差 5 9 0は、 例えば、 上述した次数の各コマ収 差に基づいて表示される。 高次非点収差 5 9 5は、 例えば、 上述した次数の各高 次非点収差に基づいて表示される （但し、 乱数成分に対応する 3次非点収差は除 < ) 。
(第 9の表示例）
図 2 2は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 9の表示例を示す説明図 である。
表示部 2 3 0では、 例えば、 角膜のレフラクティブパワーマップ（Ref ract i ve Power Map) 6 1 0と、 眼の屈折力分布（OGU I ar Ref ract i ve Power Map) 6 2 0と、 これらの表示に関する数値データ表示部 6 3 0とを表示する。 この数値データ表 示部 6 3 0の表示要素としては、例えば、明所時、暗所時についての平均パワー、 球面収差、 コマ収差、 非点収差、 矢状収差、 残差収差、 総計が含まれる。 なお、 角膜のレフラクティブパワー 6 1 0と、 眼の屈折力分布 6 2 0の表示形態として は、 第 1の表示例で詳述した眼の収差マップと同じ形態であり、 その詳細な表示 例は省略する。 なお、 単位は、 D (ディオプター） である。 また、 これらの表示 は、 必要に応じて、 モノクロ、 又は、 カラ一コードマップとすることもできる。
(第 1 0の表示例） 図 2 3は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 0の表示例を示す説明 図である。
表示部 2 3 0では、 例えば、 眼の屈折力分布（Ocu l ar Refract i ve Power Map) 6 1 Oと、 眼の収差マップ （高次収差） 6 4 0と、 これらの表示に関する数値デー タ表示部 6 5 0とを表示する。 このこの数値データ表示部 6 5 0の表示要素とし ては、 例えば、 明所時、 暗所時についての平均パワー、 球面収差、 コマ収差、 非 点収差、 矢状収差、 残差収差、 総計が含まれる。 なお、 眼の屈折力分布 (OGU l a r Refract i ve Power Map) 6 1 0と、 眼の収差マップ （高次収差） 6 4 0との表示 形態としては、 第 1の表示例で示した眼の収差マップと同じ形態であり、 その詳 細な表示例は省略する。 また、 これらの表示は、 必要に応じて、 モノクロ又は力 ラ一コ一ドマップとすることもできる。
(第 1 1の表示例）
図 2 4は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 1の表示例を示す説明 図である。
表示部 2 3 0では、 例えば、 眼球内部の光学系屈折力分布 (Ocu l ar I nterna l Opt i cs Refract i ve Power Map) 6 6 0と、 この表示に関する数値データ表示部 6 7 0を表示する。 この数値デ一タ表示部 6フ 0の表示要素としては、 例えば、 明 所時、 暗所時についての平均パワー、 球面収差、 コマ収差、 非点収差、 矢状収差、 残差収差、 総計を含む。 なお、 ここでの眼球内部の光学系屈折力分布 6 6 0の表 示形態としては、 第 1の表示例で示した眼の収差マップと同じ形態であり、 その 表示例は省略する。 また、 眼球内部の光学系屈折力分布 6 6 0は、 例えば、 第 9 の表示例で示した眼の屈折力分布 6 2◦から角膜のレフラクティブパワーマップ 6 1 0との差として求めることができる。なお、 ここでの表示は、必要に応じて、 モノクロ又はカラ一コードマップとすることもできる。
(第 1 2の表示例）
図 2 5は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 2の表示例を示す説明 図である。 表示部 230では、 例えば、 眼球内部の光学系屈折力分布 (Ocular Internal Optics Refractive Power Map) 660と、 眼球内部の収差分布（Ocular Internal Optics Aberration Map) 675と、 この表示に関する数値データ表示部 680を 表示する。 この数値データ表示部 680には、 図中に示すように、 各種の表示要 素を含む。 また、 ここでの分布の表示形態としては、 第 1の表示例で示した眼の 収差マップと同じ形態であり、 その表示例は省略する。
また、 眼球内部の光学系屈折力分布 660は、 第 1 1の表示例で示した分布と 同様である。また、眼球内部の収差分布（Ocular Internal Optics Aberration Map) は、第 4の表示例で示した眼内収差 440と同様である。なお、 ここでの表示は、 必要に応じて、 モノクロ又はカラ一コードマップとすることもできる。
(第 1 3の表示例）
図 26は、 表示部 230にグラフィック表示される第 1 3の表示例を示す説明 図である。
表示部 230では、 例えば、 角膜のアキシャルパワーマップ (Axial Power Map) 68 5と、 ィンスタンテ一ニァスパワーマップ（Instantaneous Power Map) 690 と、 この表示に関する数値データ表示部 695とを表示する。 この数値データ表 示部 695の表示要素としては、 明所時、 暗所時、 角膜全体として、 例えば、 平 均パワー、 球面収差、 コマ収差、 非点収差、 矢状収差、 残差収差、 総計を含む。 また、 ここでの角膜のアキシャルパワーマップ（Axial Power Map) 685と、 ィ ンスタンテ一ニァスパワーマップ（Instantaneous Power Map) 690の表示形態は、 第 1の表示例で示した眼の収差マップと同じ形態であり、 その表示例は省略する。 また、 ここでの表示は、 必要に応じて、 モノクロ又はカラ一コードマップとする こともできる。 なお、 上述の各数値データ表示部に表示される明所時、 暗所時、 角膜全体を解析する øの値は、 適宜設定することができる。
このように、 本実施の形態による光学特性測定装置 1 00では、 例えば、 複数 の条件下で求めた測定データ （測定結果） 、 測定結果に対応する画像データ及び 又は数値データを、 必要に応じてまとめて、 又は、 選択的に、 表示部 23〇上 にグラフィック表示することができる。 なお、 上述の各表示例で示したハルトマ ン像ゃ収差図には、 すべて前眼部像、 解析に用いることのできたスポット重心位 置、 このスポット重心位置に対応する参照格子点を、 それぞれ重ね合わせて表示 することもできる。 (第 1 4の表示例）
図 2 7は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 4の表示例を示す説明 図である。
第 1表示例として示した図 5又は第 2表示例として示した図 8中の M T F表示 などの代わりに、 又はこれに追加して表示することができる表示態様を示す。 図 2 7左側には、 被測定眼 6 0の光学特性を示す P S Fを等高線により平面上 に示した図を配置し、 右側には、 M T Fを等高線により平面的に示した図を配置 している。 それらの横には、 いわゆる S t r e h I比の数値データが表示されて いる。 ここで示した平面上の P S Fの図は、 S t r e h I比で規格化して表示さ れている。
さらにその下側には、 測定した光学特性により観察されると推定される異なる 数種類の視力に対応したランドルト環の見え方が、 視力値の数字とともに表示さ れる。 これら 3種類の表示形態を同時に観察できるため、 迅速かつ的確な判断が 可能となる。 (第 1 5の表示例）
図 2 8は、 表示部 2 3 0にグラフィック表示される第 1 5の表示例を示す説明 図である。
第 1表示例として示した図 5又は第 2表示例として示した図 8中の M T F表示 などの代わりに、 又はこれに追加して表示することができる表示態様を示す。 図 2 8左側には、 被測定眼 6 0の光学特性を示す P S Fを等高線によリ平面上 に示した図を下段にその P S Fを立体的に表示した図を上段に配置している。 こ こで示した平面上の P S Fの図は、 S t r e h I比で規格化して表示されている 。 さらに、 その右側には、 被測定眼 6 0の光学特性を示す M T Fを二次元又は所 定の軸方向の断面、 又は、 X方向、 y方向及びその平均のいずれか又は複数 （例 えば、 3つ） の断面で示した図、 を上段に、 等高線により平面的に示した図を下 段に配置している。
それらの横には、 いわゆる S t r e h I比の数値データが表示されている。 一 番右側には、 測定した光学特性により観察されると推定される異なる数種類の視 力に対応したランドルト環の見え方が視力値の数字とともに表示される。 これら 3種類の表示形態を同時に観察できるため、 迅速かつ的確な判断が可能となる。 このように、 本実施の形態による光学特性測定装置 1 0 0では、 例えば、 複数 の条件下で求めた測定データ （測定結果） 、 測定結果に対応する画像データ及び 又は数値デ一タを、 必要に応じてまとめて、 又は、 選択的に、 表示部 2 3 0上 にグラフィック表示することができる。 なお、 上述の各表示例で示したハルトマ ン像ゃ収差図には、 すべて前眼部像、 解析に用いることのできたスポット重心位 置、 このスポット重心位置に対応する参照格子点を、 それぞれ重ね合わせて表示 することもできる。 産業上の利用可能性
本発明によると、 以上説明した通り、 複数の条件下で求めた測定データ （測定 結果） 、 測定結果に対応する画像データ及び 又は数値データをまとめて、 又は 、 選択的に表示することができる。
また、 本発明によると、 被測定眼の全体、 角膜、 眼内に対して、 測定データ （ 測定結果） 、 測定結果に対応する画像データ及び 又は数値データをまとめて、 又は、 選択的にそれぞれ表示することができる。

Claims

請求の範囲
1 . 被測定眼に所定パターンの光束を照射する光源部を含む照射光学系と、 被測定眼からの反射光を受光する受光部を含む受光光学系と、
上記受光部からの測定データを示す受光信号に基づき、 測定結果をグラフイツ ク表示となるように演算する演算部と、
上記受光信号に基づいた測定データと、 上記演算部で求められた測定結果とを、 グラフィック表示する表示部とを備えた光学特性測定装置。
2 . 上記演算部は、 上記受光信号に基づき、 複数の条件下での測定結果をグラ フィック表示となるように演算し、
上記表示部は、 複数の測定条件下での受光信号に基づいた測定データと、 該演 算部で求められた測定結果とを、 グラフィック表示するようにした請求項 1に記 載の光学特性測定装置。
3 . 上記表示部は、 測定者の操作に応じて、 複数の測定条件下での受光信号に 基づいた測定データ、 及び、 上記演算部で求められた測定結果のグラフィック表 示を選択的に表示するようにした請求項 1又は 2に記載の光学特性測定装置。
4 . 測定者が操作を行うためのマウス等のポインティングデ/くイスをさらに備 え、
上記演算部は、 複数の条件下での測定結果を示す数値データをさらに演算し、 上記表示部は、 複数の条件下での該数値データを一覧としてさらに表示し、 上記測定者が、 上記表示部の表示上で、 いずれかの測定条件の数値データを選 択した場合、 選択された数値データに対応した測定デ一タ、 及び、 該測定データ に基づいた測定結果をグラフィック表示するようにした請求項 1乃至 3のいずれ かに記載の光学特性測定装置。
5 . 上記演算部は、 複数の条件として明所時又は暗所時とし、 被測定眼に含ま れる測定領域を明所時又は暗所時における瞳孔の大きさに対応した領域として、 測定結果をグラフィック表示となるように演算するようにした請求項 1乃至 4の いずれかに記載の光学特性測定装置。
6 . 上記グラフィック表示は、 収差を平面又は立体的に表した収差図、 M T F を二次元又は所定の軸方向の断面、 又は、 X方向 ' y方向 'その平均のうちいず れかひとつ又は複数の断面で示した図、 P S Fを平面又は立体として示した図及 び数種類の視力に対応したランドルト環のいずれか一つであるようにした請求項 1乃至 5のいずれかに記載の光学特性測定装置。
7 . 上記複数の測定条件は、 少なくとも上記受光信号が被測定眼での測定範囲 を変更することにより決定され、
上記表示部は、 測定者の操作に応じて、 複数の測定条件下における測定範囲に 対応させて、 受光信号に基づく測定デ一タ及び演算部で求められた測定結果につ いてグラフィック表示を行うようにした請求項 1乃至 6のいずれかに記載の光学 特性測定装置。
8 . 上記照明光学系は、 被測定眼の眼底に点光源を形成し、
上記受光光学系は、 被測定眼からの反射光を複数の光束に分割するハル卜マン 板を含み、 上記受光部からの受光信号は、 ハルトマン像を示し、
上記測定結果をグラフィック表示したものは、 被測定眼の光学特性であるよう にした請求項 1乃至フのいずれかに記載の光学特性測定装置。 9 . 上記ハルトマン像に含まれる点の参照格子点を、 収差図にオーバーレイ表 示するようにした請求項 8に記載の光学特性測定装置。
1 0 . 上記照明光学系は、 被測定眼の角膜に対して異なる径のリング状光束を 照射し、 上記受光光学系は、 被測定眼の角膜からの反射光を受光し、
上記受光部からの受光信号は、 プラチドリング像を示し、
上記測定結果をグラフィック表示したものは、 被測定眼の角膜の形状であるよ うにした請求項 1乃至 9のいずれかに記載の光学特性測定装置。
1 1 . 上記受光光学系は、 被測定眼の前眼部の像を受光する第 2受光部をさら に含み、
上記表示部は、 前眼部の像に重畳して、 上記測定結果をグラフィック表示する ようにした請求項 1乃至 1 0のいずれかに記載の光学特性測定装置。
1 2 . 上記表示部は、 ハルトマン像の測定結果の基礎となる重心位置又はその 変位を示すようにした請求項 1乃至 1 0のいずれかに記載の光学特性測定装置。
1 3 . 上記表示部は、 参照格子点とハルトマン像の重ね合わせを表示するよう にした請求項 1乃至 1 0のいずれかに記載の光学特性測定装置。
1 4 . 上記演算部は、 被検眼の光学特性と角膜の光学特性に基づき、 眼内収差 を演算し、
上記表示部は、 眼内収差を表示するようにした請求項 1乃至 1 0のいずれかに 記載の光学特性測定装置。
1 5 . 上記演算部は、 角膜収差を演算し、
上記表示部は、 角膜収差を表示するようにした請求項 1乃至 1 0のいずれかに 記載の光学特性測定装置。
1 6 . 上記演算部は、 ゼルニケ係数を演算し、 これに基づき被測定眼の全収差 又は高次収差を演算し、
上記表示部は、 演算部で求められた被測定眼の全収差又は高次収差を表示する ようにした請求項 1乃至 1 0のいずれかに記載の光学特性測定装置。 1 フ. 上記グラフィック表示は、 撮影した生画像であるハルトマン像と、 少な くとも 2次以上の収差を含む被検眼の全収差と、 3次以上の収差を含む高次収差 とを表示するようにした請求項 1乃至 1 0のいずれかに記載の光学特性測定装置。
1 8 . 上記グラフィック表示は、 ハルトマン像と、 3次以上の複数の収差を含 む全高次収差と、 全高次収差に含まれる各高次収差を対称収差と非対称収差とに 分けて表示するようにした請求項 1乃至 1 0、 1 7のいずれかに記載の光学特性測
1 9 . 上記グラフィック表示は、 ハルトマン像と、 3次以上の複数の収差を含 む全高次収差と、 全高次収差に含まれる各高次収差をそれぞれ個別に表示するよ うにした請求項 1乃至 1 0、 1 7のいずれかに記載の光学特性測定装置。
2 0 . 上記グラフィック表示には、 さらに高次収差、 又は、 少なくとも 2次以 上の全収差から算出した点像強度分布を表示するようにした請求項 1 7乃至 1 9 のいずれかに記載の光学特性測定装置。
2 1 . 上記グラフィック表示は、 ブラチド像と、 少なくとも 2次以上の収差を 含む被検眼の全収差と、 3次以上の収差を含む高次収差とを表示するようにした 請求項 1乃至 1 0のいずれかに記載の光学特性測定装置。
2 2 . 被測定眼に所定パターンの光束を照射する光源部を含む照射光学系と、 被測定眼からの反射光を受光する受光部を含む受光光学系と、
上記受光部からの測定データを示す受光信号に基づき、 測定データとして屈折 力又はパワーの形式で被測定眼の光学特性を演算する演算部と、
上記演算部により得られた測定データに応じて、 光学屈折力分布又はパワーマ ップをグラフィック表示する表示部と
を備えた光学特性測定装置。
2 3 . 上記照射光学系は、 被測定眼の眼底に所定パターンとして略点光源を形 成し、
上記受光光学系は、 被測定眼からの反射光を複数の光束に分割するハルトマン 板を含み、
上記受光部からの受光信号は、 ハルトマン像に対応し、
上記表示部は、 被測定眼の眼球の屈折力分布又はパヮ一マップをグラフィック 表示するようにした請求項 1に記載の光学特性測定装置。
2 4 . 上記照明光学系は、 被測定眼角膜に対して異なる径のリング状光束を照 射し、
上記受光光学系は、 被測定眼角膜からの反射光を受光し、
上記受光部からの受光信号は、 プラチドリング像を示し、
上記表示部は、 被測定眼の角膜の屈折力分布又はパワーマップをグラフィック 表示するようにした請求項 1又は 2に記載の光学特性測定装置。
2 5 . 上記表示部は、 被測定眼の眼球の屈折力分布又はパワーマップと、 被測 定眼の角膜の屈折力分布又はパワーマップとを、 同一画面でグラフィック表示す るようにした請求項 3に記載の光学特性測定装置。
2 6 . 上記表示部は、 グラフィック表示された、 被測定眼の眼球の屈折力分布 又はパワーマップと、 被測定眼の角膜の屈折力分布又はパワーマップとを、 同一 画面で切換えて表示するようにした請求項 3に記載の光学特性測定装置。 2 7 . 上記演算部は、 さらに測定デ一タとして収差形式で眼の光学特性を演算 し、
上記表示部は、 被測定眼の眼球の屈折力分布又はパワーの数値形式と、 収差係 数形式とで表示するようにした請求項 1乃至 5のいずれかに記載の光学特性測定
2 8 . 上記演算部は、 さらに測定データとして収差形式で眼の光学特性を演算 し、
上記表示部は、 被測定眼の眼球の屈折力分布マップ又はパヮ一マップ形式と、 収差マップ形式でグラフィック表示するようにした請求項 1乃至 6のいずれかに 記載の光学特性測定装置。
2 9 . 上記複数の屈折力分布又はパワー形式は、 角膜のパワー形式であって、 角膜のアキシャルパワーマップ、 インスタン亍一ニァスパワーマップ、 レフラク ティブパワーマップのいずれかであることを特徴とする請求項 7に記載の光学特 性測定装置。
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