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JP3693493B2 - Ophthalmic equipment - Google Patents

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JP3693493B2
JP3693493B2 JP12544598A JP12544598A JP3693493B2 JP 3693493 B2 JP3693493 B2 JP 3693493B2 JP 12544598 A JP12544598 A JP 12544598A JP 12544598 A JP12544598 A JP 12544598A JP 3693493 B2 JP3693493 B2 JP 3693493B2
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Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検眼が持つ屈折力と角膜形状とに関係する眼情報を得る眼科装置に関する。
【0002】
【従来技術】
被検眼の屈折力は他覚式眼屈折力測定装置により得ることができる。この装置としては、被検眼眼底に測定指標を投影し、眼底からの反射指標像を検出することにより、眼屈折力を得るものが知られている。この眼屈折力値は、角膜の中心領域3mm弱の情報を反映するものとして得られる。
【0003】
また、被検眼の角膜表面形状は角膜曲率測定装置や角膜形状解析装置により得られる。角膜曲率測定装置としては、角膜に投影した測定指標の位置を検出することにより、角膜形状をトーリック面と仮定して、角膜の強主経線及び弱主経線方向の曲率を得るものが知られている。この曲率値も角膜の中心領域約3mmの情報のみである。
【0004】
角膜形状解析装置としては、角膜表面に投影された多数のプラチドリング指標等を画像処理して、角膜の広い範囲にわたる曲率の分布を求めるものが知られている。さらに角膜曲率は角膜屈折力として表現される。この算出には、一般に次の式が使用されている。
D=(ne−1)/r ・・・・・・(式1)
ここで、rは角膜曲率、Dは屈折力、neは角膜の換算屈折率である。一般にne=1.3375が広く使用されている。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、眼屈折力測定装置により測定される値は、被検眼を正視の状態にするに必要な屈折量(補正量)を示しており、上記の角膜曲率から換算される屈折力の値とは、その意味合いが全く異なっている。このため、各測定装置で測定された値は別個のものとして扱われており、相互の関係は分かり難いものであった。
【0006】
本発明は、上記従来技術に鑑み、眼屈折力と角膜形状との関係を分かりやすい形式で得ることができる眼科装置を提供することを技術課題とする。
【0007】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。
【0008】
(1) 被検眼の検眼情報を求める眼科装置において、被検眼の角膜形状データを屈折力の形式に変換した角膜表面屈折力データ及び他覚的に測定された被検眼を正視にするのに必要な屈折量である他覚的眼屈折力データを得る屈折力データ入力手段と、前記角膜表面屈折力データ及び前記他覚的眼屈折力データに基づいて、被検眼を正視とするに必要な屈折力を角膜表面屈折力の形式で表した等価正視角膜表面屈折力データを求める等価正視角膜表面屈折力演算手段と、該等価正視角膜表面屈折力データ,又は等価正視角膜表面屈折力を角膜形状の形式に変換した等価正視角膜表面形状データを表示する表示手段と、を備えることを特徴とする。
【0009】
(2) (1)の眼科装置において、前記表示手段は、等価正視角膜表面屈折力データと角膜表面屈折力データ又は他覚的眼屈折力データの少なくとも一方とを同一の画面に表示することを特徴とする。
【0010】
(3) (1)の眼科装置において、前記表示手段は、等価正視角膜表面屈折力を角膜形状の形式に変換した等価正視角膜表面形状データと前記角膜形状データとを同一の画面に表示することを特徴とする。
【0015】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。図1は本発明に係る装置の光学系概略配置図である。光学系は、眼屈折力測定光学系、固視標光学系及び角膜曲率測定光学系に大別される。
【0016】
(眼屈折力測定光学系)
眼屈折力測定光学系100は、スリット投影光学系1とスリット像検出光学系10から構成される。スリット投影光学系1の光源2を発した赤外の光は、ミラ−3に反射されて回転セクタ−4のスリット開口4aを照明する。回転セクタ−4はモータ5により回転される。回転セクタ−4の回転により走査されたスリット光束は、投影レンズ6、制限絞り7を経た後にビ−ムスプリッタ8で反射される。その後、固視標光学系及び観察光学系の光軸を同軸にするビ−ムスプリッタ9を透過して被検眼Eの角膜近傍で集光した後、眼底に投影される。なお、光源2は投影レンズ6に関して被検眼角膜近傍と共役な位置に位置する
【0017】
スリット像検出光学系10は、主光軸L1 上に設けられた受光レンズ11及びミラ−12と、ミラ−12により反射される光軸L3 上に設けられた絞り13及び受光部14を備える。絞り13はミラ−12を介して受光レンズ11の後ろ側焦点位置に配置される(即ち、正視眼の被検眼眼底と共役な位置に位置する)。受光部14はその受光面に、図2に示すように、受光レンズ11に関して被検眼角膜と略共役な位置に位置する8個の受光素子15a〜15hを有している。この内の受光素子15a〜15fは受光面の中心(光軸L3 )を通る直線上に位置し、受光素子15aと15b、受光素子15cと15d、受光素子15eと15fがそれぞれ受光面の中心に対して対称になるように設けられている。この3対の受光素子は、角膜の経線方向の各位置に対応した屈折力を検出できるように、その配置距離が設定されている(図2上では、角膜上における等価サイズとして示している)。一方、受光素子15gと15hは、光軸L3 を中心にして受光素子15a〜15fと直交する直線上で対称になるように設けられている。
【0018】
このような構成の眼屈折力測定光学系100は、モ−タ20とギヤ等から構成される回転機構21により、スリット投影光学系1のスリット照明光源2〜モ−タ5が光軸L2 を中心に、受光部14が光軸L3 を中心にして同期して回転するようになっている。本形態では、乱視を持たない遠視または近視の被検眼眼底上でスリット開口4aによるスリット光束が走査されたとき、受光素子15a〜15fの配置方向が受光部14上で受光されるスリットの長手方向と直交する方向となるように設定している。
【0019】
(固視標光学系)
30は固視標光学系であり、31は可視光源、32は固視標、33は投光レンズである。投光レンズ33は光軸方向に移動することによって被検眼の雲霧を行う。34は観察光学系の光軸を同軸にするビ−ムスプリッタである。光源31は固視標32を照明し、固視標32からの光束は投光レンズ33、ビ−ムスプリッタ34を経た後、ビ−ムスプリッタ9で反射して被検眼Eに向かい、被検眼Eは固視標32を固視する。
【0020】
(角膜曲率測定光学系)
角膜曲率測定光学系は曲率測定用指標投影光学系25と曲率測定用指標検出光学系35とから成る。曲率測定用指標投影光学系25は次の構成を有する。26は中央部に開口を持つ円錐状のプラチド板であり、プラチド板26には光軸L1 を中心にした同心円状に多数の透光部と遮光部を持つリングパタ−ンが形成されている。27はLED等の複数の照明光源であり、照明光源27から発した照明光は反射板28で反射され、プラチド板26を背後からほぼ均一に照明する。プラチド板26の透光部を透過したリングパタ−ンの光束は被検眼角膜に投影される。
【0021】
曲率測定用指標検出光学系35は、ビ−ムスプリッタ9、ビ−ムスプリッタ34、撮影レンズ37及びCCDカメラ38を備える。曲率測定用指標投影光学系25により投影されたリングパタ−ンの角膜反射光束は、ビ−ムスプリッタ9及びビ−ムスプリッタ34で反射された後、撮影レンズ37によりCCDカメラ38の撮像素子面にリングパタ−ンの角膜反射像を形成する。また、この曲率測定用指標検出光学系は観察光学系を兼ね、図示なき前眼部照明光源に照明された被検眼Eの前眼部像はCCDカメラ38の撮像素子面に結像し、TVモニタ39に映出される。
【0022】
次に、装置の動作を図3に示す制御系のブロック構成図を使用して説明する。まず、眼屈折力と角膜曲率の測定について説明する。
【0023】
角膜曲率を測定する場合は、モード切換スイッチ40により角膜曲率測定モードを選択する。検者は照明光源(図示せず)に照明された被検眼Eの前眼部像をTVモニタ39により観察してアライメントを行う(アライメントは位置合わせ用の指標を角膜に投影し、その角膜反射輝点とレチクルとが所定の関係になるようにする周知のものが使用できる)。アライメントが完了したら、図示なき測定開始スイッチによりトリガ信号を発生させて測定を開始する。
【0024】
角膜形状演算部53は、CCDカメラ38で撮影された像を画像処理して、プラチドリング像のエッジ検出を行う。そして、所定の角度(1度)ステップ毎に角膜中心に対する各エッジ位置を得ることより角膜曲率を求める。角膜曲率の演算は次のように行うことができる。図4に示すように、角膜から光軸上距離D、高さHにある光源Pの角膜凸面による像iが、レンズLにより2次元検出面上に結像したときの検出像高さをh´とし、装置の光学系の倍率をmとすると、角膜曲率半径Rは、次式により求めることができる。
R=(2D/H)mh´
【0025】
また、角膜曲率の次のような算出方法を採用することができる。j番目のリングが角膜に投影される領域の曲率半径をRj、j番目のリング高さと被検眼までの距離及び撮影倍率で決定される比例定数をKj、撮像面上での像高さをhjとすると、前述の関係式は、
Rj=Kj・hj
と表される。ここで、測定レンジをカバ−する複数の既知の曲率を持つ模型眼を予め測定することで、比例定数Kjを装置固有の値として得ることができ、測定時にこれを読みだして演算するようにすると、極めて短時間で曲率分布を得ることができる(角膜曲率の算出についての詳細は、特開平7−124113号公報等を参照されたい)。得られた角膜曲率のデータは、メモリ55bに記憶する。
【0026】
眼屈折力(以下、これを他覚眼屈折力という)を測定する場合は、測定モードを眼屈折力測定モードに切換え(連続測定モードとした場合は、自動的に眼屈折力測定モードに切り換る)、眼屈折力測定光学系100により測定を行う。眼屈折力演算部52は、受光部14が持つ各受光素子からの出力信号の位相差に基づいて他覚眼屈折力分布を得る。まず、従来の位相差法の屈折力と同様に予備測定を行い、その結果に基づいて固視標光学系30の投光レンズ33を移動して被検眼の雲霧を行う。その後、受光部14上でのスリット像の光の移動に伴って変化する受光素子15gと15hの出力信号から、受光素子15a〜15fが位置する経線方向の角膜中心を求める。次に、その中心に対する各受光素子15a〜15fの出力信号の位相差から、各受光素子に対応する角膜部位での屈折力を求める。スリット投影光学系1と受光部14を所定の角度(1度)ステップで光軸回りに180度回転させながら、各角度ステップの経線毎にこの屈折力の演算を行うことにより、経線方向で変化する屈折力の分布を求める(この詳細については、本出願人による特願平8−283281号を参照)。ここでの眼屈折力値は角膜頂点基準の値である(装置としては、眼鏡レンズ装用位置基準の屈折力値も出力できる)。得られた他覚眼屈折力のデータは、HDD55a又はメモリ55bに記憶する。
【0027】
以上のようにして他覚眼屈折力と角膜曲率の測定データが得られたら、制御部50に接続されたカラーディスプレイ56に表示される指示に従って、キーボード58又はマウス57を操作することにより解析をスタートする。制御部50が備える解析部54は、角膜曲率を角膜表面屈折力に変換した後、これに対する他覚眼屈折力の関係を表すための解析プログラムを実行する。
【0028】
角膜曲率を角膜表面屈折力(Refractive Power)に変換する方法を説明する。角膜表面屈折力は、角膜頂点の法線と平行な光束が角膜により屈折をしたときのPowerであり、角膜曲率からの変換にはスネル(snell )の法則を用いる。角膜曲率を角膜表面屈折力に変換する際、測定光軸付近(角膜中心付近)については、前述の(式1)を用いてもその誤差は少ない。しかし、これは測定光軸付近について議論できるのみであり、それ以上の角膜周辺まで適用するとその信頼度は乏しくなる。すなわち、角膜周辺領域をも扱うには、角膜に入射する光がスネルの法則を基本とした屈折に従うとし、これにより求まる屈折力が、他覚眼屈折力と同じ尺度で比較できる屈折力となる。なお、周知のようにスネルの法則(屈折の法則とも呼ばれている)は、屈折面に光線が入射するとき、その光線の入射点での法線及びこの点で屈折した屈折光線は同一平面にあり、更に、法線と入射光線との間の角度の正弦に対する法線と屈折光線との間の正弦との比が一定であることを示した法則である。すなわち、屈折面のそれぞれの側の屈折率をN、N´とし、入射光線及び屈折光線が法線とのなす角度をi、i´とすると、スネルの法則は、
Nsini=N´sini´
であることを示す。
【0029】
スネルの法則を用いた角膜表面屈折力の算出について説明する。いま、図5において、角膜頂点Tと曲率中心Oaを通る直線と平行な光が、角膜頂点からX離れた角膜上の点Pで屈折し、点fにて直線TOaと交わるとし、
Ra:点Pでの角膜曲率
Rr:点Pと点fの距離
θ :点Pでの法線方向と入射光とがなす角度
γ :点Pでの法線方向と屈折光とがなす角度
とする(距離はメートルである)。この時の点Pでの屈折力は次の式により求めることができる。まず、図から、θは、
【数1】

Figure 0003693493
となる。また、γはsnell の法則により、
【数2】
Figure 0003693493
が成り立つ。これから、図に示す角度α(線分hPと線分Pfが成す角度)、Rr、及び線分hfの距離は、
【数3】
Figure 0003693493
となる。別に、線分Thの距離は
【数4】
Figure 0003693493
であるので、角膜頂点から点fまでの距離は
【数5】
Figure 0003693493
となる。角膜屈折率n(=1.376)とする角膜中での屈折力は、
【数6】
Figure 0003693493
となるが、空気中での屈折力は、
【数7】
Figure 0003693493
となる。以上の演算を、全測定領域で適用することにより角膜表面屈折力が得られる(この算出は角膜形状演算部53が行っても良い)。
【0030】
次に、上記のように算出される角膜表面屈折力に対して、他覚眼屈折力を角膜表面と等価な屈折力に換算して表す。すなわち、これは被検眼を正視とするに必要な屈折力を角膜表面屈折力の形式で表した値となる(本明細書ではこれを「等価正視角膜表面屈折力」という)。
【0031】
ここで、他覚眼屈折力と角膜形状から得られる角膜表面屈折力との関係を確認しておく。他覚眼屈折力の値と角膜形状から得られる屈折力の値との意味は、図6で示すように全く異なる。角膜形状から得られる屈折力の値は、焦点距離を求め、それを屈折力に変換している。これに対して他覚眼屈折力は、その目を正視の状態にするのに必要な屈折力(補正量)を測定している。例えば、他覚眼屈折力の測定領域と同じ領域の角膜形状から求まる角膜表面屈折力が、 43.50Dであり、他覚眼屈折力の測定値が0 Dである場合、この眼においては角膜表面屈折力が 43.50Dの時に、ちょうど網膜上に結像する光学系を持っているということになる。また、角膜形状から求まる角膜表面屈折力が 43.50Dであり、他覚眼屈折力が− 2Dである場合には、この眼においては角膜表面屈折力を− 2D分補正( 41.50Dに)すれば、網膜上に結像することを示している。
【0032】
即ち、上記のように他覚眼屈折力はその目が正視のときを0として正視の状態にするのに必要な相対的な屈折力(補正量)であるので、他覚眼屈折力の測定領域においては、角膜形状の測定から求まる角膜表面屈折力に他覚眼屈折力の測定値を符号を含めた加えた値が、正視状態になるための角膜表面屈折力となる。つまり、これが等価正視角膜表面屈折力であり、等価正視角膜表面屈折力=角膜表面屈折力+他覚眼屈折力で表される。
【0033】
さらに、等価正視角膜表面屈折力はスネルの法則を用いて角膜曲率に変換する。この変換は、図5を引用すると、前述と同様な考え方によって導かれる次の2つの式より求められる。
【数8】
Figure 0003693493
ここで、Dが等価正視角膜表面屈折力であり、Raが求める角膜曲率となる。
【0034】
以上のようにして求まる等価正視角膜表面屈折力及びこれを変換した角膜曲率により、他覚屈折力の値と角膜形状の測定による値との関係を角膜表面の形式で表すことができるので、角膜表面形状の評価につなげることができる。すなわち、眼の全屈折力は、主に角膜屈折力と水晶体屈折力との和と言われているが、水晶体の屈折力を知ることは容易ではない。さらに、屈折異常の要素には眼軸長も加わる。これに対して、眼が持つ屈折力を上記のような形式で表すことにより、水晶体屈折力や眼軸等の未知数を知らなくても、屈折異常を角膜表面形状に置き換えることで現実の角膜表面形状との関係を知ることができる。
【0035】
以上のようにして等価正視角膜表面屈折力(及びこれを変換した角膜曲率)が得られると、これと他覚眼屈折力、角膜表面屈折力とを視覚的に比較しやすいようにカラーディスプレイ56に図形表示される。図7は、カラーマップの表示画面例である。画面右上方の表示部61には角膜形状測定から得られた角膜表面屈折力の分布が、画面左上方の表示部62には他覚眼屈折力の分布が、画面下段の表示部63には正視等価角膜表面屈折力の分布が、それぞれカラーマップとして表示されている。また、画面右下にある表示切換キー60により表示を切換えることができる。表示としては、角膜形状の測定結果による角膜曲率及び等価正視角膜表面屈折力から変換した角膜曲率のそれぞれを、カラーマップ表示、三次元形状表示、あるいは三次元形状をある経線方向の断面形状として重ねて表示したりすることができる。
【0036】
このように他覚眼屈折力の測定結果と角膜形状の測定結果、及びこれらから求まる等価正視角膜表面屈折力の関係が図形表示されるので、例えば、被検眼を正視状態にする角膜矯正手術では、手術前の角膜屈折力及び角膜形状が手術後にどのように変化するかを、視覚的に捉えることができる。
【0037】
さらにマウス等の操作により、角膜矯正手術のための解析プログラムの実行を指令すると、解析部54は等価正視角膜表面屈折力を変換した角膜曲率と角膜形状測定による角膜曲率とから角膜切除量を算出する。以下、この算出方法を説明する。
【0038】
図8、図9に示すように(説明を簡単にするために、図は角膜形状を円とし、ある経線方向の断面として表している)、切除領域を示すオプチカルゾーン70の範囲にて、等価正視角膜表面屈折力より変換される角膜曲率から三次元形状を算出する。この形状と角膜形状測定による角膜曲率から算出される三次元形状とにより、角膜頂点を基準にしてオプチカルゾーン70の領域内の高さの差の分布を算出する。
【0039】
近視矯正の場合は、図8(b)に示すように、角膜の中心部を深く切除して、角膜曲率を大きくする。したがって、オプチカルゾーン70の全領域内における2つの三次元形状の差の最大量分だけ、等価正視角膜表面屈折力より算出した三次元形状を下方へ平行移動する。この移動後の三次元形状が正視にするための角膜矯正形状表面となり、角膜形状測定により算出した三次元形状から等価正視角膜表面屈折力より算出した移動後の三次元形状の差の分布が、切除量の情報となる。(切除後の眼軸長変化が屈折力誤差に与える量は最大でも約0.25Dであり無視できるものである。)
【0040】
一方、遠視矯正の場合は、図9に示すように、角膜周辺部分を深く切除して、角膜曲率を小さくする。この場合には、オプチカルゾーン70の全領域内における2つの三次元形状の差の分布が、そのまま切除量の情報となる。
【0041】
なお、両者の何れの場合も、オプチカルゾーン70の全領域について最大切除量が角膜切除の許容量を超えるときは、許容量内に収まるようにオプチカルゾーン70の領域を狭くして、切除量を補正する。また、角膜形状の凹凸により切除量が負になるときは、全体の切除を調節する。
【0042】
切除量の算出に当たっては、上記のように両三次元形状の差からそのまま切除量の分布を求めるほか、他覚眼屈折力の分布情報を使用して、種々の方法により角膜切除量の情報を得ることができる。
【0043】
例えば、角膜形状測定による曲率分布、及び等価正視角膜表面屈折力から算出される曲率分布に対して、それぞれオプチカルゾーン内における中心領域から周辺領域にかけて同心円の領域を複数設定し、各領域毎に近似する曲率を算出する。これから三次元形状を求めて角膜切除量の分布を求める(各境界は、滑らかに繋がるように調整しておくと良い)。こうすると、オプチカルゾーンの切除領域全体を一様な球面又はトーリック面として切除する場合に比べて、比較的簡単なレーザビームの制御で、周辺領域での矯正精度を向上できる。
【0044】
また、角膜形状測定から算出される角膜形状、及び等価正視角膜表面屈折力から算出される角膜形状のそれぞれを複数の領域に分割して、演算式で表現できる非球面形状として、切除量情報を求めるようにすることも可能である。
【0045】
解析部54により算出された角膜切除量のデータはHDD55a又はメモリ55bに記憶される。このデータはキーボード58等を操作することにより、フロッピドライブ59aによるFDや通信ポート59bと接続される通信ケーブルを介して、エキシマレーザ光により角膜をアブレーションする角膜手術装置90に転送入力する。角膜手術装置90側では、入力された角膜切除量データに基づいて手術眼角膜の各座標上のレーザ照射パルス数、照射パワーを決定し、これに従ってレーザ照射を制御することにより角膜手術を行う。
【0046】
以上、他覚眼屈折力分布の情報と角膜表面屈折力分布(角膜曲率分布)の情報を角膜矯正手術へ利用する例を示したが、さらに次のように利用することができる。
【0047】
被検眼の診断として、他覚眼屈折力分布の情報と角膜表面屈折力分布の情報を比較することで、被検眼が持つ乱視成分が角膜形状に起因するものか、角膜表面より後ろから網膜に至る眼内の要素に起因するものかを区別して、定量的かつ定性的に把握することができる。つまり、前述した等価正視角膜表面屈折力の任意の位置のpower から中心のpower を減算することにより、角膜表面を除いて網膜に至る眼内での乱視成分(残余乱視)の分布が算出する。この結果は、図7に示したようなカラーマップでディスプレイ56に表示される。これから、屈折矯正に使用するコンタクトレンズの適否を判断できる。例えば、不正乱視の被検眼の場合(これは他覚眼屈折力分布の情報から分かる)、眼鏡やソフトコンタクトレンズの処方では視力矯正が十分にできないが、この不正乱視が主に角膜表面形状に起因するものであると分かれば、ハードコンタクトレンズでの矯正を勧めることができる。さらに、白内障を治療するための眼内レンズの挿入においては、眼内レンズを挿入したときの傾きによる乱視誘発を防ぐ情報として利用することができる。
【0048】
以上説明した形態は種々の変容が可能である。例えば、他覚眼屈折力を得るための測定手段及び角膜形状を得るための測定手段は、それぞれ別個の測定装置として構成し、各測定データを通信手段を介してパーソナルコンピュータに入力し、パーソナルコンピュータ側で解析及びその結果の表示をしても良い。また、別個に構成した何れか一方の測定装置側で解析を行うようにすることもできる。
【0049】
また、本形態ではプラチドリング投影による角膜形状測定で説明したが、角膜曲率、および角膜の三次元形状が得られる全ての角膜形状測定装置、および他覚眼屈折力分布が得られる全ての原理、方式の他覚眼屈折力測定装置に適用できるものである。
【0050】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、眼屈折力と角膜形状との関係を分かりやすい形式で得ることができる。これにより、適切な診断や屈折矯正を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本形態の装置の光学系概略配置を示す図である。
【図2】受光部が有する受光素子の配置を示す図である。
【図3】本形態の装置の制御系概略構成を示す図である。
【図4】角膜曲率の演算の方法を説明する図である。
【図5】角膜表面屈折力を算出する方法を示す図である。
【図6】角膜形状測定で得られる屈折力の算出値と他覚眼屈折力で得られる測定値との違いを示す図である。
【図7】カラーマップの表示画面例である。
【図8】近視矯正の場合の角膜切除量を説明する図である。
【図9】遠視矯正の場合の角膜切除量を説明する図である。
【符号の説明】
25 曲率測定用指標投影光学系
35 曲率測定用指標検出光学系
50 制御部
52 眼屈折力演算部
53 角膜形状演算部
54 解析部
56 カラーディスプレイ
100 眼屈折力測定光学系[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ophthalmologic apparatus that obtains eye information related to the refractive power and corneal shape of an eye to be examined.
[0002]
[Prior art]
The refractive power of the eye to be examined can be obtained by an objective eye refractive power measuring device. As this apparatus, an apparatus that obtains eye refractive power by projecting a measurement index onto the fundus of a subject's eye and detecting a reflection index image from the fundus is known. This eye refractive power value is obtained as reflecting information of the central region of the cornea of less than 3 mm.
[0003]
The corneal surface shape of the eye to be examined can be obtained by a corneal curvature measuring device or a corneal shape analyzing device. As a corneal curvature measuring device, a device that obtains the curvature of the corneal strong main meridian and the weak main meridian direction by assuming the corneal shape as a toric surface by detecting the position of the measurement index projected on the cornea is known. Yes. This curvature value is also only information about the central region of the cornea of about 3 mm.
[0004]
As a corneal shape analyzing apparatus, an apparatus that obtains a distribution of curvature over a wide range of the cornea by performing image processing on a large number of placido ring indexes projected on the corneal surface is known. Furthermore, the corneal curvature is expressed as corneal refractive power . In general, the following formula is used for this calculation.
D = (ne−1) / r (Formula 1)
Here, r is the corneal curvature, D is the refractive power, and ne is the converted refractive index of the cornea. In general, ne = 1.3375 is widely used.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, the value measured by the eye refractive power measurement device indicates the amount of refraction (correction amount) necessary for making the subject's eye to be in a normal vision state. What is the value of the refractive power converted from the above corneal curvature? The meaning is completely different. For this reason, the values measured by each measuring apparatus are handled as separate ones, and the mutual relationship is difficult to understand.
[0006]
In view of the above prior art, an object of the present invention is to provide an ophthalmologic apparatus capable of obtaining the relationship between eye refractive power and corneal shape in an easily understandable format.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the present invention is characterized by having the following configuration.
[0008]
(1) Necessary to make the corneal surface refractive power data obtained by converting the corneal shape data of the subject eye into a refractive power format and the objective eye measured objectively in an ophthalmologic apparatus that obtains optometry information of the subject eye and power data input means for obtaining objective eye refractive power data Do is the refractive weight, based on the corneal surface refractive power data and the objective eye refractive power data, required to make the emmetropic eye to be examined refraction An equivalent normal corneal surface refractive power calculating means for obtaining equivalent normal visual corneal surface refractive power data in which the force is expressed in the form of corneal surface refractive power; and the equivalent normal corneal surface refractive power data or the equivalent normal corneal surface refractive power data. And display means for displaying equivalent orthoscopic cornea surface shape data converted into a format .
[0009]
(2) In the ophthalmologic apparatus according to (1), the display means displays the equivalent normal corneal surface refractive power data and at least one of the corneal surface refractive power data or the objective eye refractive power data on the same screen. Features.
[0010]
(3) In the ophthalmologic apparatus according to (1), the display means displays the equivalent normal corneal surface shape data obtained by converting the equivalent normal corneal surface refractive power into a corneal shape and the corneal shape data on the same screen. It is characterized by.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic arrangement diagram of an optical system of an apparatus according to the present invention. The optical system is roughly classified into an eye refractive power measurement optical system, a fixation target optical system, and a corneal curvature measurement optical system.
[0016]
(Eye refractive power measurement optical system)
The eye refractive power measurement optical system 100 includes a slit projection optical system 1 and a slit image detection optical system 10. The infrared light emitted from the light source 2 of the slit projection optical system 1 is reflected by the mirror-3 and illuminates the slit opening 4a of the rotating sector-4. The rotating sector-4 is rotated by the motor 5. The slit light beam scanned by the rotation of the rotating sector 4 is reflected by the beam splitter 8 after passing through the projection lens 6 and the limiting diaphragm 7. Thereafter, the light passes through a beam splitter 9 whose optical axes of the fixation target optical system and the observation optical system are coaxial, and is condensed near the cornea of the eye E to be examined, and then projected onto the fundus. The light source 2 is located at a position conjugate with the vicinity of the eye cornea to be examined with respect to the projection lens 6.
The slit image detection optical system 10 includes a light receiving lens 11 and a mirror 12 provided on the main optical axis L1, and a diaphragm 13 and a light receiving unit 14 provided on the optical axis L3 reflected by the mirror 12. The diaphragm 13 is disposed at the back focal position of the light receiving lens 11 via the mirror 12 (that is, located at a position conjugate with the fundus of the eye to be examined). As shown in FIG. 2, the light receiving unit 14 has eight light receiving elements 15 a to 15 h located on a position substantially conjugate with the eye cornea with respect to the light receiving lens 11 on the light receiving surface. Among these, the light receiving elements 15a to 15f are positioned on a straight line passing through the center (optical axis L3) of the light receiving surface, and the light receiving elements 15a and 15b, the light receiving elements 15c and 15d, and the light receiving elements 15e and 15f are respectively located at the center of the light receiving surface. It is provided so as to be symmetrical. The three pairs of light receiving elements have their arrangement distances set so as to detect the refractive power corresponding to each position in the meridian direction of the cornea (shown as an equivalent size on the cornea in FIG. 2). . On the other hand, the light receiving elements 15g and 15h are provided so as to be symmetrical on a straight line orthogonal to the light receiving elements 15a to 15f with the optical axis L3 as the center.
[0018]
In the eye refractive power measuring optical system 100 having such a configuration, the slit illumination light source 2 to the motor 5 of the slit projection optical system 1 have the optical axis L2 by the rotating mechanism 21 including the motor 20 and gears. At the center, the light receiving section 14 rotates synchronously about the optical axis L3. In the present embodiment, when the slit light flux by the slit opening 4a is scanned on the fundus of the subject's eye that has no astigmatism or farsightedness, the arrangement direction of the light receiving elements 15a to 15f is the longitudinal direction of the slit that is received on the light receiving unit 14. The direction is set to be orthogonal to the direction.
[0019]
(Fixed target optical system)
30 is a fixation target optical system, 31 is a visible light source, 32 is a fixation target, and 33 is a light projection lens. The light projection lens 33 moves in the direction of the optical axis to fog the eye to be examined. Reference numeral 34 denotes a beam splitter that coaxially aligns the optical axis of the observation optical system. The light source 31 illuminates the fixation target 32, and the light flux from the fixation target 32 passes through the light projection lens 33 and the beam splitter 34, and then is reflected by the beam splitter 9 toward the eye E to be examined. E stares at the fixation target 32.
[0020]
(Cornea curvature measurement optical system)
The corneal curvature measurement optical system includes a curvature measurement index projection optical system 25 and a curvature measurement index detection optical system 35. The curvature measuring index projection optical system 25 has the following configuration. Reference numeral 26 denotes a conical platide plate having an opening at the center, and the platide plate 26 is formed with a ring pattern having a large number of light transmitting portions and light shielding portions concentrically around the optical axis L1. Reference numeral 27 denotes a plurality of illumination light sources such as LEDs. Illumination light emitted from the illumination light source 27 is reflected by the reflecting plate 28 and illuminates the platide plate 26 from the back substantially uniformly. The light flux of the ring pattern that has passed through the light transmitting portion of the platide plate 26 is projected onto the eye cornea to be examined.
[0021]
The curvature measuring index detection optical system 35 includes a beam splitter 9, a beam splitter 34, a photographing lens 37, and a CCD camera 38. The corneal reflected light flux of the ring pattern projected by the curvature measuring index projection optical system 25 is reflected by the beam splitter 9 and the beam splitter 34, and then is reflected on the image sensor surface of the CCD camera 38 by the photographing lens 37. A corneal reflection image of a ring pattern is formed. The curvature measuring index detection optical system also serves as an observation optical system, and an anterior ocular segment image of an eye E to be examined illuminated by an anterior ocular segment illumination light source (not shown) is formed on the image sensor surface of the CCD camera 38. The image is displayed on the monitor 39.
[0022]
Next, the operation of the apparatus will be described using the block diagram of the control system shown in FIG. First, measurement of eye refractive power and corneal curvature will be described.
[0023]
When measuring the corneal curvature, the mode switch 40 selects the corneal curvature measurement mode. The examiner observes the anterior segment image of the eye E illuminated by an illumination light source (not shown) by the TV monitor 39 and performs alignment (alignment projects an alignment index onto the cornea and reflects the cornea) A well-known one can be used so that the bright spot and the reticle have a predetermined relationship). When alignment is complete, a trigger signal is generated by a measurement start switch (not shown) to start measurement.
[0024]
The corneal shape calculation unit 53 performs image processing on the image photographed by the CCD camera 38 and performs edge detection of the placido ring image. Then, the corneal curvature is obtained by obtaining each edge position with respect to the cornea center at every predetermined angle (1 degree) step. The calculation of the corneal curvature can be performed as follows. As shown in FIG. 4, the detected image height when the image i formed by the corneal convex surface of the light source P at the distance D and the height H from the cornea is imaged on the two-dimensional detection surface by the lens L is h. When ′ is assumed and the magnification of the optical system of the apparatus is m, the corneal curvature radius R can be obtained by the following equation.
R = (2D / H) mh ′
[0025]
Further, the following calculation method for the corneal curvature can be employed. The radius of curvature of the region where the j-th ring is projected onto the cornea is Rj, the proportionality constant determined by the j-th ring height and the distance to the eye to be examined and the imaging magnification is Kj, and the image height on the imaging surface is hj. Then, the above relational expression is
Rj = Kj · hj
It is expressed. Here, by measuring in advance a model eye having a plurality of known curvatures covering the measurement range, the proportionality constant Kj can be obtained as a device-specific value, and this is read and calculated during measurement. Then, a curvature distribution can be obtained in an extremely short time (refer to Japanese Patent Application Laid-Open No. 7-124113 for details on the calculation of the corneal curvature). The obtained corneal curvature data is stored in the memory 55b .
[0026]
When measuring eye refractive power (hereinafter referred to as objective eye refractive power), the measurement mode is switched to the eye refractive power measurement mode (in continuous measurement mode, it is automatically switched to the eye refractive power measurement mode). In other words, the eye refractive power measurement optical system 100 performs the measurement. The eye refractive power calculation unit 52 obtains the objective eye refractive power distribution based on the phase difference of the output signals from the respective light receiving elements of the light receiving unit 14. First, preliminary measurement is performed in the same manner as the refractive power of the conventional phase difference method, and based on the result, the projection lens 33 of the fixation target optical system 30 is moved to cloud the eye to be examined. After that, the meridian direction cornea center where the light receiving elements 15a to 15f are located is obtained from the output signals of the light receiving elements 15g and 15h which change with the movement of the light of the slit image on the light receiving unit 14. Next, the refractive power at the cornea portion corresponding to each light receiving element is obtained from the phase difference of the output signals of each light receiving element 15a to 15f with respect to the center. While the slit projection optical system 1 and the light receiving unit 14 are rotated 180 degrees around the optical axis at a predetermined angle (1 degree) step, the refractive power is calculated for each meridian at each angle step, thereby changing in the meridian direction. (Refer to Japanese Patent Application No. 8-283281 filed by the present applicant for details). The eye refractive power value here is a value based on the corneal apex (the apparatus can also output a refractive power value based on the spectacle lens wearing position). The obtained objective eye refractive power data is stored in the HDD 55a or the memory 55b.
[0027]
When the measurement data of the objective eye refractive power and the corneal curvature is obtained as described above, the analysis is performed by operating the keyboard 58 or the mouse 57 in accordance with the instructions displayed on the color display 56 connected to the control unit 50. Start. The analysis unit 54 included in the control unit 50 converts the corneal curvature into the corneal surface refractive power, and then executes an analysis program for expressing the relationship of the objective eye refractive power to the corneal surface refractive power.
[0028]
A method for converting corneal curvature into corneal surface refractive power will be described. The corneal surface refractive power is the power when a light beam parallel to the normal of the corneal vertex is refracted by the cornea, and Snell's law is used for conversion from the corneal curvature. When the corneal curvature is converted into the corneal surface refractive power, the error is small even in the vicinity of the measurement optical axis (near the center of the cornea) even if the above (Equation 1) is used. However, this can only be discussed about the vicinity of the measurement optical axis, and the reliability becomes poor when applied to the periphery of the cornea beyond that. In other words, in order to handle the cornea peripheral region, light incident on the cornea is subject to refraction based on Snell's law, and the refractive power obtained by this is a refractive power that can be compared on the same scale as the objective eye refractive power. . As is well known, Snell's law (also called the law of refraction) is such that when a light ray is incident on a refracting surface, the normal at the point of incidence of the light ray and the refracted light beam refracted at this point are coplanar. Furthermore, the law shows that the ratio of the sine between the normal and the refracted ray to the sine of the angle between the normal and the incident ray is constant. That is, assuming that the refractive index on each side of the refracting surface is N and N ′, and the angles formed by the incident light and the refracted light with the normal are i and i ′, Snell's law is
Nsini = N'sini '
Indicates that
[0029]
The calculation of the corneal surface refractive power using Snell's law will be described. In FIG. 5, it is assumed that light parallel to a straight line passing through the corneal apex T and the center of curvature Oa is refracted at a point P on the cornea X away from the apex of the cornea and intersects the straight line TOa at the point f.
Ra: corneal curvature at point P Rr: distance θ between point P and point f: angle between normal direction at point P and incident light γ: angle between normal direction at point P and refracted light Yes (distance is in meters). The refractive power at the point P at this time can be obtained by the following equation. First, from the figure, θ is
[Expression 1]
Figure 0003693493
It becomes. Γ is in accordance with snell's law.
[Expression 2]
Figure 0003693493
Holds. From this, the angle α shown in the drawing (the angle formed by the line segment hP and the line segment Pf), Rr, and the distance between the line segment hf are:
[Equation 3]
Figure 0003693493
It becomes. Separately, the distance of the line segment Th is
Figure 0003693493
Therefore, the distance from the top of the cornea to the point f is
Figure 0003693493
It becomes. The refractive power in the cornea with the corneal refractive index n (= 1.376) is
[Formula 6]
Figure 0003693493
However, the refractive power in air is
[Expression 7]
Figure 0003693493
It becomes. The corneal surface refractive power can be obtained by applying the above calculation to the entire measurement region (this calculation may be performed by the corneal shape calculation unit 53).
[0030]
Next, with respect to the corneal surface refractive power calculated as described above, the objective eye refractive power is converted into a refractive power equivalent to the corneal surface. In other words, this is a value representing the refractive power necessary for making the subject's eye to be normal in the form of corneal surface refractive power (this is referred to as “equivalent normal corneal surface refractive power” in this specification).
[0031]
Here, the relationship between the objective eye refractive power and the corneal surface refractive power obtained from the corneal shape is confirmed. The meanings of the objective eye refractive power value and the refractive power value obtained from the corneal shape are completely different as shown in FIG. The refractive power value obtained from the corneal shape obtains the focal length and converts it to refractive power. On the other hand, the refractive power of the objective eye measures the refractive power (correction amount) necessary to bring the eye into a normal vision state. For example, when the corneal surface refractive power obtained from the corneal shape in the same region as the objective eye refractive power measurement region is 43.50D, and the measured value of the objective eye refractive power is 0D, When the refractive power is 43.50D, we have an optical system that forms an image on the retina. In addition, when the corneal surface refractive power obtained from the corneal shape is 43.50D and the objective eye refractive power is −2D, in this eye, the corneal surface refractive power is corrected by −2D (to 41.50D). , The image is formed on the retina.
[0032]
That is, as described above, the objective eye refractive power is a relative refractive power (correction amount) necessary to make the eye normal when the eye is normal. In the region, the value obtained by adding the measurement value of the objective eye refractive power including the sign to the corneal surface refractive power obtained from the measurement of the corneal shape becomes the corneal surface refractive power for achieving the normal vision state. That is, this is the equivalent normal corneal surface refractive power, and is expressed by equivalent normal visual corneal surface refractive power = corneal surface refractive power + objective eye refractive power.
[0033]
Further, the equivalent normal vision corneal surface refractive power is converted into a corneal curvature using Snell's law. This conversion can be obtained from the following two expressions derived from the same concept as described above, with reference to FIG.
[Equation 8]
Figure 0003693493
Here, D is the equivalent normal viewing corneal surface refractive power, and Ra is the corneal curvature to be obtained.
[0034]
The relationship between the value of the objective refractive power and the value obtained by measuring the corneal shape can be expressed in the form of the corneal surface by the equivalent normal vision corneal surface refractive power obtained as described above and the corneal curvature obtained by converting the same. It can be connected to the evaluation of the surface shape. That is, the total refractive power of the eye is mainly said to be the sum of the corneal refractive power and the crystalline lens refractive power, but it is not easy to know the refractive power of the crystalline lens. Furthermore, the axial length is also added to the element of refractive error. On the other hand, by expressing the refractive power of the eye in the above format, the actual corneal surface can be replaced by replacing the refractive error with the corneal surface shape without knowing unknowns such as the refractive power of the lens and the eye axis. You can know the relationship with the shape.
[0035]
When the equivalent normal vision corneal surface refractive power (and the corneal curvature obtained by converting this) is obtained as described above, the color display 56 facilitates visual comparison of this with the objective eye refractive power and corneal surface refractive power. Is displayed as a graphic. FIG. 7 is an example of a color map display screen. The display unit 61 at the upper right of the screen shows the distribution of corneal surface refractive power obtained from corneal shape measurement, the display unit 62 at the upper left of the screen shows the distribution of objective eye refractive power, and the display unit 63 at the lower part of the screen shows The distribution of the refractive power of the normal corneal surface is displayed as a color map. The display can be switched by a display switching key 60 at the lower right of the screen. As the display, each of the corneal curvature converted from the corneal curvature based on the measurement result of the corneal shape and the equivalent orthoscopic corneal surface refractive power is overlaid as a color map display, a three-dimensional shape display, or a three-dimensional shape as a cross-sectional shape in a meridian direction. Can be displayed.
[0036]
Thus, the objective eye refractive power measurement result and the corneal shape measurement result, and the relationship between the equivalent normal vision corneal surface refractive power obtained from these are graphically displayed. It is possible to visually grasp how the corneal refractive power and the corneal shape before the operation change after the operation.
[0037]
Further, when the execution of an analysis program for corneal correction surgery is instructed by operating a mouse or the like, the analysis unit 54 calculates the corneal resection amount from the corneal curvature obtained by converting the equivalent normal corneal surface refractive power and the corneal curvature obtained by measuring the corneal shape. To do. Hereinafter, this calculation method will be described.
[0038]
As shown in FIG. 8 and FIG. 9 (for the sake of simplicity, the figure shows the corneal shape as a circle and a cross-section in a meridian direction), equivalent to the optical zone 70 showing the ablation region. A three-dimensional shape is calculated from the corneal curvature converted from the normal corneal surface refractive power. Based on this shape and the three-dimensional shape calculated from the corneal curvature obtained by measuring the corneal shape, the distribution of the height difference in the region of the optical zone 70 is calculated based on the corneal apex.
[0039]
In the case of myopia correction, as shown in FIG. 8B, the central portion of the cornea is deeply cut to increase the corneal curvature. Accordingly, the three-dimensional shape calculated from the equivalent normal viewing cornea surface refractive power is translated downward by the maximum amount of the difference between the two three-dimensional shapes in the entire area of the optical zone 70. The three-dimensional shape after the movement becomes the corneal correction shape surface for making it normal, and the distribution of the difference in the three-dimensional shape after the movement calculated from the three-dimensional shape calculated by the corneal shape measurement from the equivalent normal corneal surface refractive power, Information on the amount of excision. (The amount that the change in the axial length after resection gives to the refractive power error is about 0.25D at the maximum and can be ignored.)
[0040]
On the other hand, in the case of hyperopia correction, as shown in FIG. 9, the peripheral portion of the cornea is deeply cut to reduce the corneal curvature. In this case, the distribution of the difference between the two three-dimensional shapes in the entire area of the optical zone 70 becomes the information on the amount of resection as it is.
[0041]
In both cases, when the maximum resection amount exceeds the allowable amount of corneal resection for the entire region of the optical zone 70, the region of the optical zone 70 is narrowed so that the resection amount is within the allowable amount. to correct. When the amount of excision becomes negative due to the cornea-shaped irregularities, the entire excision is adjusted.
[0042]
In calculating the amount of resection, the distribution of the amount of resection is obtained directly from the difference between the three-dimensional shapes as described above, and the information on the amount of corneal resection is obtained by various methods using the distribution information of the objective eye refractive power. Obtainable.
[0043]
For example, with respect to the curvature distribution calculated from the corneal shape measurement and the curvature distribution calculated from the equivalent normal corneal surface refractive power, multiple concentric regions are set from the central region to the peripheral region in the optical zone, and approximated for each region. The curvature to be calculated is calculated. From this, a three-dimensional shape is obtained to obtain the distribution of the amount of corneal ablation (each boundary may be adjusted so as to be connected smoothly). In this way, the correction accuracy in the peripheral region can be improved by relatively simple laser beam control as compared with the case where the entire ablated region of the optical zone is excised as a uniform spherical surface or toric surface.
[0044]
In addition, each of the corneal shape calculated from the corneal shape measurement and the corneal shape calculated from the equivalent normal corneal surface refractive power is divided into a plurality of regions, and the ablation shape information is represented as an aspheric shape that can be expressed by an arithmetic expression. It is also possible to ask for it.
[0045]
The data of the corneal resection amount calculated by the analysis unit 54 is stored in the HDD 55a or the memory 55b. This data is transferred and input to the corneal surgery apparatus 90 for ablating the cornea with excimer laser light via the FD by the floppy drive 59a and the communication cable connected to the communication port 59b by operating the keyboard 58 and the like. On the corneal surgery apparatus 90 side, the number of laser irradiation pulses and the irradiation power on each coordinate of the surgical eye cornea are determined based on the input corneal resection amount data, and the corneal surgery is performed by controlling the laser irradiation in accordance with this.
[0046]
As described above, the example of using the information on the objective eye refractive power distribution and the information on the corneal surface refractive power distribution (corneal curvature distribution) has been shown, but it can be used as follows.
[0047]
As a diagnosis of the eye to be examined, by comparing the information on the objective eye refractive power distribution and the information on the corneal surface refractive power distribution, the astigmatism component of the eye to be examined is caused by the corneal shape, or from the back of the corneal surface to the retina. It is possible to distinguish quantitatively and qualitatively by distinguishing whether or not it is caused by intraocular elements. That is, the distribution of the astigmatism component (residual astigmatism) in the eye reaching the retina excluding the cornea surface is calculated by subtracting the center power from the power at an arbitrary position of the above-mentioned equivalent normal vision corneal surface refractive power. The result is displayed on the display 56 in a color map as shown in FIG. From this, the suitability of the contact lens used for refractive correction can be determined. For example, in the case of an irregular astigmatism eye (this can be seen from the information on the objective eye refractive power distribution), eyeglasses and soft contact lens prescriptions cannot sufficiently correct vision, but this irregular astigmatism is mainly caused by the corneal surface shape. If the cause is known, correction with a hard contact lens can be recommended. Furthermore, in the insertion of an intraocular lens for treating cataract, it can be used as information for preventing astigmatism induced by tilt when the intraocular lens is inserted.
[0048]
Various modifications can be made to the embodiment described above. For example, the measurement means for obtaining the objective eye refractive power and the measurement means for obtaining the corneal shape are configured as separate measurement devices, respectively, and each measurement data is input to the personal computer via the communication means. Analysis and display of the result may be performed on the side. Further, the analysis can be performed on either one of the separately configured measuring apparatuses.
[0049]
Further, in this embodiment, the corneal shape measurement by the placido ring projection has been described, but all the corneal shape measurement devices that can obtain the corneal curvature and the three-dimensional shape of the cornea, and all the principles that can provide the objective eye refractive power distribution, The present invention can be applied to an objective eye refractive power measuring apparatus.
[0050]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the relationship between the eye refractive power and the corneal shape can be obtained in an easy-to-understand format. Thereby, an appropriate diagnosis and refractive correction can be performed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a schematic arrangement of an optical system of an apparatus according to the present embodiment.
FIG. 2 is a diagram illustrating an arrangement of light receiving elements included in a light receiving unit.
FIG. 3 is a diagram showing a schematic configuration of a control system of the apparatus according to the present embodiment.
FIG. 4 is a diagram for explaining a method of calculating a corneal curvature.
FIG. 5 is a diagram showing a method for calculating a corneal surface refractive power.
FIG. 6 is a diagram showing a difference between a calculated value of refractive power obtained by corneal shape measurement and a measured value obtained by objective eye refractive power.
FIG. 7 is an example of a color map display screen.
FIG. 8 is a diagram for explaining the amount of corneal resection in the case of myopia correction.
FIG. 9 is a diagram for explaining a corneal resection amount in the case of hyperopia correction.
[Explanation of symbols]
25 Index measurement optical system for curvature measurement 35 Index detection optical system for curvature measurement 50 Control unit 52 Eye refractive power calculation unit 53 Corneal shape calculation unit 54 Analysis unit 56 Color display 100 Eye refractive power measurement optical system

Claims (3)

被検眼の検眼情報を求める眼科装置において、被検眼の角膜形状データを屈折力の形式に変換した角膜表面屈折力データ及び他覚的に測定された被検眼を正視にするのに必要な屈折量である他覚的眼屈折力データを得る屈折力データ入力手段と、前記角膜表面屈折力データ及び前記他覚的眼屈折力データに基づいて、被検眼を正視とするに必要な屈折力を角膜表面屈折力の形式で表した等価正視角膜表面屈折力データを求める等価正視角膜表面屈折力演算手段と、該等価正視角膜表面屈折力データ,又は等価正視角膜表面屈折力を角膜形状の形式に変換した等価正視角膜表面形状データを表示する表示手段と、を備えることを特徴とする眼科装置。In an ophthalmologic apparatus for obtaining optometry information of an eye to be examined, the corneal surface refractive power data obtained by converting the corneal shape data of the eye to be examined into a refractive power format and the amount of refraction necessary for making the objective eye measured objectively. corneal refractive power data input means, the corneal surface refractive power data and based on the objective eye refractive power data, a power required to make the emmetropic eye to be examined to obtain the objective eye refractive power data is Equivalent normal corneal surface refractive power calculating means for obtaining equivalent normal corneal surface refractive power data expressed in the form of surface refractive power, and converting the equivalent normal corneal surface refractive power data or equivalent normal corneal surface refractive power data into a corneal shape An ophthalmologic apparatus comprising: display means for displaying the equivalent normal corneal surface shape data . 請求項1の眼科装置において、前記表示手段は、等価正視角膜表面屈折力データと角膜表面屈折力データ又は他覚的眼屈折力データの少なくとも一方とを同一の画面に表示することを特徴とする眼科装置。2. The ophthalmologic apparatus according to claim 1 , wherein the display means displays the equivalent normal corneal surface refractive power data and at least one of the corneal surface refractive power data or the objective eye refractive power data on the same screen. Ophthalmic equipment. 請求項1の眼科装置において、前記表示手段は、等価正視角膜表面屈折力を角膜形状の形式に変換した等価正視角膜表面形状データと前記角膜形状データとを同一の画面に表示することを特徴とする眼科装置。2. The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the display means displays the equivalent normal corneal surface shape data obtained by converting the equivalent normal corneal surface refractive power into a corneal shape format and the corneal shape data on the same screen. Ophthalmic device.
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