JP2023514489A - Ｏｃｔによる眼の空間分解透過計測 - Google Patents

Abstract

角膜と網膜との間の光の伝播に影響する吸収又は散乱構造に関する情報及び／又は視像の質例えば眼の点像分布関数（ＰＳＦ）に関する情報など、眼３０の光透過の質を表す少なくとも１つのパラメータを計測するための方法について説明する。方法は、光干渉断層撮影機器１０～１８及びスキャナ２４ａ～２４ｂによって眼３０の様々な角膜位置ｘｉ，ｙｉについて複数の光干渉断層撮影Ａスキャンを記録することを含む。各Ａスキャンについて、眼の網膜における反射値が測定される。反射値は、その後、例えば、ｘｉ，ｙｉの関数として眼の透過の質の画像を表示するために、又はフーリエ分析によって眼の点像分布関数ＰＳＦを測定するために、結合できる。

Description

本発明は、角膜と網膜との間の光の伝播に影響を与える吸収又は散乱構造に関する情報及び／又は例えば眼の点像分布関数（ＰＳＦ）などの視像の質に関する情報など、眼の光透過の質を表す少なくとも１つのパラメータを計測する方法に関する。

欧州特許第２７１０９５０号は、眼の中へ環状又は円形の光線を当てて網膜からのその反射を計測することによって、眼内散乱特に眼の点像分布関数（ＰＳＦ）を計測する方法を説明する。

このような方法においては、眼の前部からの反射効果を排除して眼のＰＳＦを導くために、複雑な計測を必要とする。

本発明が解決しようとする問題は、眼の光透過の質を表す少なくとも１つのパラメータを確実に計測できるこの種の方法を提供することである。

この問題は、独立クレームに記載の方法及びデバイスによって解決される。

したがって、方法は、少なくとも下記のステップを含む：
－眼の様々な角膜側方位置ｘｉ、ｙｉについて複数のＯＣＴ Ａスキャンを記録する。言い換えると、複数の光干渉断層撮影計測が、異なる角膜位置を通過して送られる光線によって実行される。
－前記Ａスキャンの各々について、眼の網膜における反射値ｒｉを識別する。この反射値は、網膜から反射されＯＣＴ計測システムへ戻される光の量を表す。
－前記反射値ｒｉ及び前記位置ｘｉ、ｙｉを使用してパラメータを測定する。言い換えると、反射値ｒｉ及びその座標ｘｉ、ｙｉが、パラメータ測定のために処理される。

したがって、光干渉断層撮影データは、Ａスキャンごとに記録できる。これによって、眼の前部から及び網膜から発する反射値を容易に区別でき、網膜からの反射値ｒｉを分離できるようにする。反射値ｒｉは、位置ｘｉ、ｙｉにおけるそれぞれのＡスキャンに沿った眼の透過特性に依存し、眼がＡスキャンｉのプローブ光に沿ってどれだけ光を透過できるかについて空間分解表示を得られるようにする。

この情報は、多様なパラメータを測定するために使用できる。例として下記のものがある：
－パラメータは、眼の点像分布関数ＰＳＦの少なくとも１つの形態を説明できる。例えば、方法は、反射値ｒｉを使用して、点像分布関数の１次元又は２次元表現を測定するステップを含むことができる。かつ／又は、１つ又は複数の方向に沿ったその半値幅など、その特性を伝えることができる。
－パラメータは、眼の前区の吸収及び／又は散乱構造を説明できる。例えば、方法は、反射値ｒｉを使用して、例えばｘｉ-ｙｉ空間における画像として反射値ｒｉを表すことによって、眼の前区における吸収及び／又は散乱構造の位置及び／又は空間範囲特にｘｉ及び／又はｙｉに沿った位置を測定するステップを含むことができる。

好ましくは、複数のＡスキャンは、平行の入射方向を有する第１の複数のＡスキャン、好ましくは少なくとも１０のＡスキャン、特に少なくとも１００のＡスキャンを含む。言い換えると、Ａスキャンは、その位置ｘｉ、ｙｉは異なるが、角膜に衝突するときの眼の外部での光線の方向に違いはない。これによって、所与の方向から眼に入射する光の透過特性を記録できる。更に、無限に順応する眼の場合、全てのこのようなＡスキャンは、実質的に網膜の共通位置へ入射し、それによって空間的に変動する網膜反射に対してより確実な計測値を与える。

特に、「平行の入射方向」は、眼の視軸線に対して平行とすることができ、これによって、患者の自然な視線方向に沿った透過特性を記録できる。

この文脈において、「平行」は、５°、特に１°の範囲内の平行度を含むと解釈される。

好ましくは、Ａスキャンは、角膜において重ならない複数のＡスキャン、好ましくは少なくとも１０のＡスキャン、特に少なくとも１００のＡスキャンを含む。言い換えると、これらのＡスキャンは、異なる位置ｘｉ、ｙｉにおいて眼へ入射し、優れた空間分解の情報を記録できるようにする。

この文脈において、好ましくは、角膜上でのその中心距離がその半値幅直径より大きければ、２つのＡスキャンは重ならない。「半値幅直径」は、眼の外部におけるＡスキャンの方向に対して直交するｘ-ｙ平面における直径であり、これを超えると、Ａスキャンに使用される光の強度は５０％低下する。

別の重要な実施形態において、Ａスキャンの少なくとも一部のプローブ光は、眼の前部に焦点が当てられる。即ち、プローブ光は、この前部において最小直径を有する。これによって、眼のこの部分における散乱構造を空間的に分解できる。

この文脈において、Ａスキャンは、そのプローブ光の最小直径が角膜前１ｍｍ、水晶体後５ｍｍ以内のどこかに在る場合眼の前部に焦点があると見なされる。

あるいは又はこれに加えて、焦点は、プローブ光の少なくとも一部に関して、水晶体の後面と網膜との間とすることができる。これは、例えば硝子体フロータの検出のために役立つ場合がある。

１つの実施形態において、本発明は、位置ｘｉ、ｙｉの関数として反射値ｒｉを表示するステップを含む。したがって、ｘｉ及びｙの関数として反射値ｒｉを表す画像が表示される。例えば、画像は、ピクセルを含むことができ、ピクセル座標は座標ｘｉ、ｙｉにマッピングされ、ピクセルカラー及び／又は輝度は反射値ｒｉの関数である。このような画像によって、光線が、例えば散乱及び／又は吸収によってあまり眼を透過しない領域を突き止めることができる。

これによって、例えば、眼の前部の吸収構造を突き止めることができる。この場合にも眼の前部は、例えば角膜と水晶体の後５ｍｍの位置との間の区分とすることができる。

硝子体における吸収又は散乱構造に関して優れた横方向分解能を得るために、焦点を水晶体後面と網膜との間に当てるのが好ましい。

別の実施形態において、本発明は、データセットｒｉ（ｘｉ，ｙｉ）のフーリエ分析を含む。フーリエ分析は、少なくとも下記のステップを含む。
－反射値ｒｉに基づいてデータセットのフーリエ変換を行う。このデータセットは、例えばデータセットｒｉ（ｘｉ，ｙｉ）であり、フーリエ変換は，ｘｉ-ｙｉ空間の少なくとも１つの次元に沿って実行される。これは、又、例えばｒｉ（θｘｉ，θｙｉ）であり、θｘｉ及びθｙｉは、ｘｉ、ｙｉにおいて眼へ入射するプローブ光の眼の光軸又は視軸線に対する水晶体の後面における伝播方向の水平及び垂直角度である。
－フーリエ変換の結果から前記の少なくとも１つのパラメータを導く。例えば、結果は、少なくとも１つの方向に沿った眼の点像分布関数を説明するフーリエ成分であるか、又は幅（例えば半値幅）又は少なくとも１つの方向のＰＳＦのコントラスト（例えばピーク振幅とノイズフロアの比率）などのフーリエ成分から導かれたパラメータとすることができる。

好ましくは、２つの次元でＰＳＦ（又はそのパラメータ）を評価できるようにする２次元フーリエ変換が使用される。

フーリエ変換を使用する代わりに又はこれに加えて、ＰＳＦを計算するためにレイトレーシングを使用できる。これは、例えばＯＣＴ計測によって測定できるので、眼の屈折構造特にその収差を考慮に入れることができるようにする。

方法は、更に、下記のステップの少なくとも１つを含むことができる：
－光干渉断層撮影によってＡスキャンから瞳孔と網膜との間の眼の軸方向長さを測定する。このデータは、Ａスキャンから容易に導くことができる。
－瞳孔の直径を測定する。このデータも、Ａスキャンから又は較正された顕微鏡によって容易に導くことができる。

更に、Ａスキャンからのデータは、眼の少なくとも１つの構造のトポロジーを抽出するために使用できる。この構造は、例えば、
－角膜
－虹彩
－水晶体の前面、及び／又は
－水晶体の後面
の少なくとも１つである。

この場合、方法は、更に、反射値ｒｉ及び構造のトポロジーを使用して例えばレイトレーシング計算を使用して少なくとも１つのパラメータを測定するステップを含むことができる。

本発明は、又、下記のものを備える眼科機器に関する：
－光干渉断層撮影干渉計。このＯＣＴ干渉計は、Ａスキャンを記録するために使用される。
－本明細書において説明する方法を実行するように構成された制御ユニット。この制御ユニットは、本発明のステップを実行するために適するソフトウェアおよびハードウェアを備える。又、本発明の技法によって測定されたデータを表示し、記憶しかつ／又は伝送するためのディスプレイ、記憶装置及び／又はデータインターフェイスも備えることができる。

本発明は、下記の詳細な説明を検証すればより良く理解でき、上記以外の目的が明らかになる。前記の説明は、下記の添付図面を参照する。

眼科機器の１つの実施形態の概略的構成を示す図である。 スキャンパターンの１つの実施形態を示す図である。 Ａスキャンにおいて得られる反射値を示す図である。 ２つのＡスキャンの入射光トレースを含む眼の断面図である。 ４つの異なる眼Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤについてｘｉ，ｙｉの関数として角膜の反射値ｒｉを示す図である。 眼Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤについて図５の反射値ｒｉから得られたＰＳＦ（点像分布関数）を示す図である。 眼Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤについて水平（ＰＳＦ Ｈ，ｕ）及び垂直（ＰＳＦ Ｖ，ｖ）方向に沿った図６のＰＳＦの強度値を示す図である。 （注：図面の全てのグレイスケール画像は、再現精度を良くするためにハーフトーンにしてある。ハーフトーンは、電子ディスプレイ上に画像を表示する場合には典型的には使用されない）

デバイスの概要
図１の眼科機器は、例えば、ＯＣＴ機能を持つ眼科用顕微鏡である。

眼科機器は、光干渉断層撮影干渉計１０～２６を備える。

干渉計は光源１０を有し、本実施形態において、光源は波長掃引光源である。即ち、波長を調節できる狭帯域光を発生する。

光源１０からの光は、ビームスプリッタ１２特にファイバビームスプリッタを通過して、２つの干渉計アーム１４、１６の中へ送られる。

第１アームは、基準アーム１４であり、コリメートレンズ１７と、一方の端にミラー１８とを備える。ミラー１８に衝突する光は、ビームスプリッタ１２へ、更にここから少なくとも部分的に光検出器２０へ送り返される。

第２アームは、サンプルアーム１６である。これは、ビームスプリッタ１２から入射するプローブ光を平行にするための視準オプティクス２２を備える。光は、その後、プローブ光２８を生成するために２つのスキャナミラー２４ａ、２４ｂ及び対物レンズ２６を通過して供給される。スキャナミラー２４ａ、２４ｂの位置に応じて、プローブ光２８は、機器の光軸線に対して直交するｘ-ｙ平面において側方のオフセットできる。

本実施形態において、テレセントリックプローブ光２８を生成する干渉計が使用される。即ち、様々なｘ及びｙ座標についてのプローブ光２８（図１のビーム２８及びビーム２８’）は、相互に対して平行である。これは、ほぼレンズ２６のバックフォーカス面においてスキャンシステムの回動点を配置することによって実現できる。テレセントリックスキャンジオメトリは、下に説明する技法における分析を単純化する。

図示する実施形態において、プローブ光は、角膜の前面に焦点が当てられるが、特に関心のある眼３０の他の場所に焦点を当てることができる。上述の理由で、プローブ光の焦点は、眼の前区に当てられることが好ましい。

焦点合わせオプティクス例えばレンズ２２及び／又は２６の位置及び／又はパワーは、ｚ方向に沿って焦点の位置を変動するために調節可能にすることができる。

プローブ光２８は眼３０に入り、眼において光は眼の構造によって反射又は散乱される。このような構造から返された光は、ビームスプリッタ１２へ返されて、ここで、基準アーム１４からの光に干渉し、ここから少なくとも一部は光検出器２０へ返される。

図１に示す機器は、複数のＡスキャンを記録することによって作動される。このようなＡスキャンｉの各々について、プローブ光２８は、スキャナミラー２４ａ、２４ｂによって所望のｘｉ-、ｙｉ-位置にされる。その後、光源１０の中心波長は、所与の波長範囲に調整される。波長範囲は、典型的に、光源１０からの光のスペクトル幅よりずっと広い。光検出器２０における光は、中心波長の関数として計測される。

光検出器２０からの信号のスペクトル分析特にフーリエ変換は、その後、所与のＡスキャンについてのｚ軸線に沿った眼３０の反射値を生成するために使用できる。反射値は、上述のように反射され散乱する光に関係する。ＯＣＴ画像化において慣例通りに、反射値は、反射強度に比例する値によって又は反射強度の対数に比例する値によって又は例えば他の範囲圧縮値によって表すことができる。より概略的には、「反射値」は、Ａスキャンに沿った特定の位置から返された光の量を表す。好ましくは、これは、光の量に比例するか又はその対数又はその他のその関数とすることができる。

このタイプのＯＣＴ計測は、当業者には知られており、例えば、欧州特許第３５７２７６５号に及びこれに引用される参照文献において説明されている。

機器は、更に、制御ユニット３２を備え、制御ユニットは、例えばマイクロプロセッサ３４ａ及びメモリ３４ｂ並びにディスプレイ３４ｃを備える。メモリ３４ｂは、本方法のステップを実行するために必要とされるデータ及びプログラム命令を保存できる。ディスプレイ３４ｃは、例えば、機器よって測定されたデータを示すために、特に下に説明するようにプロット又は画像を表示するために使用できる。

好ましくは、ＯＣＴ干渉計１０～２６の計測範囲（単一のＡスキャンの場合）は、少なくとも典型的な眼の角膜から網膜まで延びる。言い換えると、単一のＳスキャン（即ち光源の単一掃引によるＳＳ－ＯＣＴ）によって、少なくとも４０ｍｍ（空中における）の奥行分解情報（depth-resolved information）を得ることができる。これによって、例えば様々な計測を組み合わせるために繋ぎ合わせ（stitching）を応用する必要なく、軸方向の眼の長さ全体に使用するために下に述べる技法を応用できる。

図２は、計測に使用されるスキャンパターンの例である。即ち、様々なＡスキャン時のｘ-ｙ平面におけるプローブ光２８の位置を示す。このタイプのパターンは、欧州特許第３０２１０７１号において説明されている。他のスキャンパターン、例えば欧州特許第３２１７１４４号又は米国特許第８７０５０４８号において説明されるスキャンパターンも使用できる。

Ａスキャン分析
図３は、角膜３６の頂点の位置における平面Ｐにおいて位置ｘ＝ｘｉ、ｙ＝ｙｉにある単一Ａスキャン２８（図４）についてＯＣＴ分析によって得られる反射値を示す。

当業者には分かるように、眼の様々な構造は、様々な奥行ｚ１，ｚ２，ｚ３．．．に対応する反射値の様々なピークを生じる。奥行ｚ１における主要な第１ピークは、例えば、角膜３６（の前面）に対応し、ｚ２における第２ピークは、水晶体３８の前面４０に対応し、ｚ３における次のピークは、水晶体３８の後面４２に対応し、ｚ４における最後のピークは、網膜４４に対応する。

この方法で記録されたＡスキャンは、任意に、少なくとも下記のステップを使用することによって眼の運動について補正できる：
１．Ａスキャンにおける少なくとも１つの所与の眼の構造（角膜前面など）の反射を識別する
２．構造の形状及び構造の運動を説明するモデルを識別された反射の位置にフィッティングする。このモデルは、例えば構造の幾何学的パラメータ（曲率など）並びに運動パラメータ（ｘ、ｙ、ｚ座標における３次元位置及び速度など）を持つことができる。

フィッティングステップ２において得られたパラメータは、その後、ＯＣＴ計測及び特に入射座標ｘｉ、ｙｉ並びにＡスキャンから得られたｚ座標を眼のフレームで固定される座標系へ変換するために使用できる。

適切な運動補正法は、例えばＰＣＴ出願第２０１３/１０７６４９号又は米国特許７４５２０７７号において説明される。

これらのステップによって、角膜３６、水晶体３８の前面及び／又は後面４０、４２及び／又は虹彩４６の前面などの眼の様々な構造の位置を測定すること、及びその反射値を識別することができるようにする。

透過分析
上述のように、特に関心の対象となる反射値は、網膜４４におけるＡスキャンのプローブ光の反射に対応する反射値ｒｉである。

この反射値ｒｉは、例えば下記の方法の１つによって得ることができる：
－網膜の予想ｚ位置の周りの領域Ｒにおける反射値の最大値を測定する
－網膜の予想又は測定ｚ位置ｚ４の周りの所与の領域Ｒの反射値を積分する（網膜のｚ位置は、例えば網膜の予測ｚ位置範囲Ｒにおける最大反射値のｚ位置から測定できる）
－典型的な網膜反射モデルを網膜の予測ｚ位置範囲Ｒにおける反射値にフィッティングする

より確実な反射値ｒ’ｉは、例えばｒｉ、ｒｉ２、．．．ｒｉｎの平均値、中央値又は加重平均値を計算することによって、例えばｄ＜１ｍｍ、＜０.５ｍｍ、又は＜０.２５ｍｍの閾値ｄより小さい相互距離を有する点ｘｉ１/ｙｉ１、ｘｉ２/ｙｉ２、．．．ｘｉｎ/ｙｉｎにおけるｎ個のＡスキャンｉの値ｒｉ１、ｒｉ２、．．．ｒｉｎを結合することによって得ることができる。

このように得られた反射値ｒｉは、単に網膜の反射度の関数であるだけでなく、プローブ光２８の経路に沿った眼の透過関数でもある。

したがって、眼がプローブ光２８の経路に沿って散乱及び／又は吸収構造を持つ場合、反射値ｒｉは減少する。

典型的な計測において、ｉ＝１．．．Ｎ（Ｎは少なくとも１０、特に少なくとも１００、好ましくは少なくとも１０００）の複数のＡスキャンｉが実施される。図４は、このような２つのＡスキャンのプローブ光２８、２８’を示す。

好ましくは、眼の外部におけるプローブ光の入射方向Ｄは、相互に対して平行であり、好ましくは、眼の視軸線Ａに対して平行である。

プローブ光２８、２８’が平行であり、眼が無限に順応すると、プローブ光は、全て共通位置４８（眼の外部におけるＡスキャンの入射方向が眼の視軸線Ａに合致する場合には中心窩に合致する）において網膜４４に衝突する。

したがって、２つのＡスキャンについて網膜における反射値ｒｉの間の差は、主に２つのプローブ光２８、２８’の透過度が異なることに起因する。

言い換えれば、網膜の反射値ｒｉは、Ａスキャンの位置ｘｉ、ｙｉの関数として眼の透過度がどれだけ変動するかを表す。

例えば、眼の前部に局部的な散乱又は吸収構造５０ａ～５０ｆがある場合、スキャン位置ｘｉ、ｙｉの関数として反射値ｒｉを検証することによって、これを検出し空間的に分解できる（必ずしもｚ方向には沿わないが少なくともｘ及びｙ方向に）。

例えば、これらの構造は、水晶体の後面の散乱又は吸収構造５０ａ～５０ｃを含み、かつ／又は水晶体の背後の眼の前半分に散乱及び／又は吸収構造５０ｄ～５０ｆを含むことができる。

これを図５に示す。図５は、座標ｘｉ、ｙｉの関数として様々な眼の反射値ｒｉを示し、図の黒または濃い領域は、高い反射値ｒｉを示し、図の白い又は明るい領域は、網膜からの反射値ｒｉが低い領域を示す。

各画像において、瞳孔は、容易に認識できる。Ａスキャンが虹彩に衝突する位置は、網膜からの反射値ｒｉが低いので、白い。

図５の眼Ｃは、一貫して瞳孔内での網膜からの反射値ｒｉが高く、一貫して眼が優れた透過度を持つことを示す。

眼Ａ、ＢおよびＤは、いくつかの位置ｘｉ、ｙｉにおいて透過が阻害されている眼を示し、これは眼の前部において欠陥があることを示す。

本発明の技法は、散乱構造だけでなく吸収構造も検出できるようにすることが分かるはずである。吸収構造は、他の方法によっては検出が難しいことが知られている。

ＰＳＦ分析
ｘｉ，ｙｉの関数として反射値ｒｉを分析することによって、眼のＰＳＦの推定値が得られる。

関連する技法は、例えばGoodman J.W.の”Introduction to Fourier optics” 第２版（１９９６）において説明されている。

特に、水晶体及び角膜が眼の前部における欠陥５０ａ～５０ｆによって損なわれるだけの完璧な画像を与えると想定すると、ＰＳＦは、眼の前部の変調伝達関数（ＭＴＦ）のフーリエ変換ＦＴによって計算できる。即ち、
ＰＳＦ＝ＦＴ（ＭＴＦ） （１）

変調伝達関数は、上記の「ＰＳＦ分析」の節において説明する計測によって得られる反射値ｒｉ（ｘｉ，ｙｉ）から推定できる。好ましくは、ＭＴＦは、ＦＴを実施するために効率の良いＦＦＴアルゴリズムを使用できるようにするので、規則的２Ｄグリッドに補間される。

特に、好ましい概算において、
ＰＳＦ（ｕ，ｖ）＝ＦＴ（ｒｉ（θｘｉ，θｙｉ）） （２）
θｘｉ、θｙｉは、水晶体後面におけるＡスキャンｉのプローブ光の伝播角度であり、ｕ、ｖは、網膜座標である。角度θｘｉ、θｙｉは、眼の軸線Ａに対して計測される。

図６は、図５の眼の反射値ｒｉ（ｘｉ，ｙｉ）から計算されたＰＳＦ（ｕ，ｖ）の例を示す。図から分かるように、眼Ｃは、広い瞳孔と優れた等質の透過度を持ち、最良のＰＳＦ即ち散乱が最も少ないＰＳＦを与えるのに対して、眼Ａ、Ｂ及びＤは、これに劣る視像特性を持つ。

図７は、この場合にも図５の眼Ａ～Ｄについての水平及び垂直方向のＰＳＦ（ｕ）及びＰＳＦ（ｖ）のプロフィルを示す。

数量分析のために、値θｘｉ、θｙｉは、眼の軸方向長さＬを使用してｘｉ、ｙｉから計算できる。この文脈において、この軸方向長さＬは軸線Ａに沿った水晶体３８の中心と網膜４４との間の距離として定義できる。あるいは、例えば軸線Ａに沿った水晶体３８の他の部分と網膜４４との間の距離又は角膜３６の頂点と網膜４４との間の距離として定義できる。

特に、値θｘｉ、θｙｉは、レイトレーシング法を使用して計算できる。

眼の軸方向長さＬは、Ａスキャンスペクトルにおけるそれぞれのピークの位置を測定することによってＯＣＴ Ａスキャンから容易に測定できる。図３の例において、Ｌは、例えば、ｚ４－（ｚ２＋ｚ３）/２から算定できる。

したがって、本発明の方法は、水平及び／又は垂直方向におけるＰＳＦの半値幅などＰＳＦの絶対サイズを説明するパラメータを推定するために、軸方向長さＬを使用するステップを含むと有利である。

更に、数量分析のために、ｘｉ、ｙｉの絶対値は、例えば下記のソースの１つ又はそれ以上から既知である必要がある：
－スキャンオプティクス２４ａ、２４ｂは、システムの軸線に対して既知の変位を生じるように較正できる。この場合、ｘｉ、ｙｉの絶対値は、所与のＡスキャンｉについてのスキャンオプティクス２４ａ、２４ｂの設定から導くことができる。
－ＯＣＴ計測において、虹彩からの反射を識別でき、これによって、座標ｘｉ、ｙｉにおいて虹彩の直径（例えば、図５、眼Ｃ）を計測できるようにする。このパラメータは、較正された顕微鏡で撮られた眼の画像と比較できる。これによって座標ｘｉ、ｙｉを絶対座標に変換できる。

ｒｉ（ｘｉ，ｙｉ）から導かれたデータセットのフーリエ変換を計算する代わりに、レイトレーシングを、眼のＰＳＦを説明する１つ又は複数のパラメータなどの眼の少なくとも１つのパラメータを測定するために、使用できる。

このようなレイトレーシングは、例えば下記のステップに基づくことができる：
－ＯＣＴによって、眼の屈折構造の少なくともいくつかのジオメトリを計測する。好ましくは、これは、角膜３６の前面及び後面、水晶体前面４０及び水晶体後面４２のジオメトリの計測を含む。
－レイトレーシングを使用して、Ｄ方向に対して平行の複数の理想的な光線を重ねることによって生成された網膜４４の位置における強度分布を計算するために、前のステップによって計測されたジオメトリを考慮に入れる。レイトレーシングシミュレーションにおいては、計測対象の眼の角膜を被覆する１組の水平の均等に分布する光線を想定できる。各光線の軌跡は、スネルの法則及び文献（例えばLe Grandのアイモデル、値は、Atchison D A及びSmith G ”Optics of Human Eye”に示される）から分かる屈折率を使用して、各光学的インターフェイス（角膜前面及び後面、水晶体前面及び後面）における新たな光軸起因の屈折を計算することによって、網膜に光線が達するまでに眼を通過するときの各光線の軌跡が計算される。充分な光線がこのシミュレーションにおいて使用される場合、これらの光線が網膜面と交差する点の密度分布は、シミュレートされる光線の入射軸について眼のＰＳＦの優れた概算となる。

各シミュレート光線について、反射値ｒｉが例えば点ｘｉ、ｙｉにおける透過度に比例し、ｘｉ、ｙｉがシムレート光線の座標付近に在る（例えば、１０スポットサイズ未満の距離）と想定して、反射値ｒｉの１つ又はそれ以上に基づいて測定される。この透過値ｒｉ（又は複合値ｒ’ ｉ）は、特定のシミュレート光線についての加重因数として使用できる。このようなシミュレーションから得られるＰＳＦは、収差及び阻害（散乱及び／又は吸収）の効果を含めて眼の視像の質を表す。

シミュレーションは、網膜に対する各光線の入射角度を考慮に入れ、スタイルズクロフォード効果（Stiles＆Crawford 1933）即ち、網膜感度の角度依存に従って各光線を比較考量することによって、更に改良できる。

このようなレイトレーシング計算を実施するための技法は、例えば下記のものにおいて説明される：
１）Spencer G, Murty M, “General ay-Tracing Procedure, Journal of the Optical Society of America, Vol. 5, Issue 6, Page 672 (1962), DOI: 10.1364/JOSA.52.000672
２）Einighammer J, “The Individual Virtual Eye”, Dissertation at Univ. Tuebingen (2008), Chapter 3.2.3, http://hdl.handle.net/10900/49149, 及びこの中の参考文献。
３）Einighammer J et al., “The individual virtual eye: a computer model for advanced intraocular lens calculation”, J Optom 2009;2:70-82 https://doi.org/10.3921/joptom.2009.70, 及びこの中の参考文献。

眼のＰＳＦは、例えば図６又は７に示すようなグラフを使用してオペレータに直接表示できる。あるいは又はこれに加えて、所与の画像が眼にどのように見えるかを視覚化するために、ＰＳＦに所与の画像を数学的に畳み込んで（convolution）計算して、表示できる。

注記
好ましくは、パラメータの計測に使用されるＡスキャンは、角膜において相互に少なくとも１ｍｍの距離を有する複数のＡスキャン、好ましくは少なくとも１０のＡスキャン、特に少なくとも１００のＡスキャンを含む。即ち、眼の巨視的領域が検査される。

特に、複数のＡスキャンは、眼の瞳孔全体に分布し、これによって瞳孔全体における透過度を計測できるようにする。分布は、均等又は不規則とすることができる。好ましくは、水平方向（即ちｘに沿って）にも垂直方向（ｙに沿って）にも少なくとも１０ポイントの分解能を持つ。

上記の実施形態において、Ａスキャンｉは全て、同じ入射方向を有する。即ち、角膜へ入射する前に方向Ｄに対して平行であり、好ましくは、眼の光軸線又は視軸線Ａに対して平行である。

別の実施形態において、異なる入射方向を有するプローブ光を使用できる。

例えば、第１方向（例えばＤ）に沿って相互に平行な入射方向を有するプローブ光についての第１の複数のＡスキャンを記録できる。更に、第２方向（例えば、図４のＤ’）に沿って相互に平行な入射方向を有するプローブ光についての第２の複数のＡスキャンを記録できる。このような計測は、例えば下記の目的の少なくとも１つのために使用できる：
－様々な入射角度について眼のＰＳＦを計測できる
－値ｒｉ（ｘｉ，ｙｉ）における構造がどれだけ２つのセットの間でオフセットするかを計測することによって、欠陥のｚ座標に関する情報を得ることができる。この場合にも、例えば、レイトレーシングを、２つの計測セットの間の視差効果をシミュレートするために使用できる。

更に別の実施形態において、プローブ光の焦点位置は、Ａスキャンを記録しながら変動できる。例えば、所与の位置ｘｉ、ｙｉについて、異なる焦点位置を持つ少なくとも２つのＡスキャンを記録できる。欠陥５０ａ～５０ｆの空間分解能は、プローブ光の焦点平面において最良なので、これによって例えば、計測を眼の固有の領域に集中させかつ／又は所与の欠陥のｚ-位置に関するより多くの情報を得られる。

本発明の技法は、任意の種類のＯＣＴに、特に時間領域並びに周波数領域ＯＣＴのために使用できる。但し、周波数領域ＯＣＴ及び特に掃引光源ＯＣＴは、Ａスキャンを速やかに取得する能力があるので好ましい。

本明細書において本発明の好ましい実施形態を示しこれについて説明するが、本発明はこれに限定されず、下記の請求項の範囲内で様々に実現し実施できることが分かるはずである。

本明細書において本発明の好ましい実施形態を示しこれについて説明するが、本発明はこれに限定されず、下記の請求項の範囲内で様々に実現し実施できることが分かるはずである。本発明の態様の一部を以下記載する。
［態様１］
眼の光透過の質を表す少なくとも１つのパラメータを計測する方法であって、前記方法が、
前記眼の様々な角膜位置ｘｉ、ｙｉについて複数の光干渉断層撮影Ａスキャンを記録するステップと、
前記Ａスキャンの各々について、前記眼の網膜における反射値ｒｉを識別するステップと、
前記反射値ｒｉ及び前記位置ｘｉ、ｙｉを使用して前記パラメータを測定するステップと、
を含む、方法。
［態様２］
前記複数のＡスキャンが、相互に平行の入射方向（Ｄ）を有する第１の複数のＡスキャンを含む、態様１に記載の方法。
［態様３］
前記平行の入射方向（Ｄ）が眼の視軸線（Ａ）に対して平行である、態様２に記載の方法。
［態様４］
相互に平行の入射方向（Ｄ’）を有する第２の複数のＡスキャンを含み、前記第１の複数のＡスキャンの前記入射方向（Ｄ）が、前記第２の複数のＡスキャンの前記入射方向（Ｄ’）とは異なる、態様２又は３に記載の方法。
［態様５］
前記複数のＡスキャンが、前記眼の角膜（３６）において重ならない複数のＡスキャンを含む、態様１～４のいずれかに記載の方法。
［態様６］
前記Ａスキャンの少なくとも一部のためにプローブ光の焦点を前記眼の前部に当てるステップを含む、態様１～５のいずれかに記載の方法。
［態様７］
前記Ａスキャンの少なくとも一部のためにプローブ光の焦点を前記眼の水晶体の後面と前記眼の網膜との間の位置に当てるステップを含む、態様１～６のいずれかに記載の方法。
［態様８］
プローブ光によって前記複数のＡスキャンを記録しながら、前記プローブ光の焦点位置を変動させるステップを含み、特に、所与の位置ｘｉ，ｙｉについて異なる焦点位置を持つの少なくとも２つのＡスキャンが記録される、態様１～７のいずれかに記載の方法。
［態様９］
前記位置ｘｉ，ｙｉの関数として前記反射値ｒｉを表示するステップを含む、態様１～８のいずれかに記載の方法。
［態様１０］
－前記反射値ｒｉに基づきデータセットについてフーリエ変換を実施するステップと、
－前記フーリエ変換の結果から前記パラメータを導くステップと、
を含む、態様１～９のいずれかに記載の方法。
［態様１１］
前記フーリエ変換が２次元フーリエ変換である、態様１０に記載の方法。
［態様１２］
少なくとも、
－光干渉断層撮影による前記Ａスキャンから前記眼の軸方向長さ（Ｌ）を測定するステップ、及び／又は
－光干渉断層撮影による前記Ａスキャンから前記瞳孔の直径（ｄ）を測定するステップ、
を含む、態様１～１１のいずれかに記載の方法。
［態様１３］
前記眼の点像分布関数の絶対サイズを推定するために少なくとも前記軸方向長さ（Ｌ）及び／又は前記直径（ｄ）を使用するステップを含む、態様１２及び態様１０又は１１のいずれかに記載の方法。
［態様１４］
前記Ａスキャンから、前記眼の少なくとも１つの構造特に角膜（３６）、虹彩（４６）、水晶体（３８）の前面（４０）及び／又は前記水晶体（３８）の後面（４２）のトポロジーを測定するステップを含む、態様１～１３のいずれかに記載の方法。
［態様１５］
レイトレーシング計算において前記反射値ｒｉ及び前記構造の前記トポロジーを使用して前記少なくとも１つのパラメータを測定するステップを含む、態様１４に記載の方法。
［態様１６］
前記光干渉断層撮影が周波数領域ＯＣＴ、特に掃引電源ＯＣＴである、態様１～１５のいずれかに記載の方法。
［態様１７］
前記反射値ｒｉを使用して、前記眼の点像分布関数の１次元又は２次元表現を測定するステップを含む、態様１～１６のいずれかに記載の方法。
［態様１８］
例えばｘｉ-ｙｉ空間における画像として表わすことによって、前記眼の前区における吸収及び／又は散乱構造の位置及び／又は空間範囲を、前記反射値ｒｉを使用して、特にｘｉ及び／又はｙｉの関数として測定するステップを含む、態様１～１７のいずれかに記載の方法。
［態様１９］
－光干渉断層撮影干渉計（１０～２６）と、
－態様１～１８のいずれかに記載の方法を実行するように構成された制御ユニット（３２）と、
を備える眼科機器。

Claims (19)

1. 眼の光透過の質を表す少なくとも１つのパラメータを計測する方法であって、前記方法が、
   前記眼の様々な角膜位置ｘｉ、ｙｉについて複数の光干渉断層撮影Ａスキャンを記録するステップと、
   前記Ａスキャンの各々について、前記眼の網膜における反射値ｒｉを識別するステップと、
   前記反射値ｒｉ及び前記位置ｘｉ、ｙｉを使用して前記パラメータを測定するステップと、
   を含む、方法。
2. 前記複数のＡスキャンが、相互に平行の入射方向（Ｄ）を有する第１の複数のＡスキャンを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記平行の入射方向（Ｄ）が眼の視軸線（Ａ）に対して平行である、請求項２に記載の方法。
4. 相互に平行の入射方向（Ｄ’）を有する第２の複数のＡスキャンを含み、前記第１の複数のＡスキャンの前記入射方向（Ｄ）が、前記第２の複数のＡスキャンの前記入射方向（Ｄ’）とは異なる、請求項２又は３に記載の方法。
5. 前記複数のＡスキャンが、前記眼の角膜（３６）において重ならない複数のＡスキャンを含む、請求項１～４のいずれか１項に記載の方法。
6. 前記Ａスキャンの少なくとも一部のためにプローブ光の焦点を前記眼の前部に当てるステップを含む、請求項１～５のいずれか１項に記載の方法。
7. 前記Ａスキャンの少なくとも一部のためにプローブ光の焦点を前記眼の水晶体の後面と前記眼の網膜との間の位置に当てるステップを含む、請求項１～６のいずれか１項に記載の方法。
8. プローブ光によって前記複数のＡスキャンを記録しながら、前記プローブ光の焦点位置を変動させるステップを含み、特に、所与の位置ｘｉ，ｙｉについて異なる焦点位置を持つ少なくとも２つのＡスキャンが記録される、請求項１～７のいずれか１項に記載の方法。
9. 前記位置ｘｉ，ｙｉの関数として前記反射値ｒｉを表示するステップを含む、請求項１～８のいずれか１項に記載の方法。
10. －前記反射値ｒｉに基づきデータセットについてフーリエ変換を実施するステップと、
    －前記フーリエ変換の結果から前記パラメータを導くステップと、
    を含む、請求項１～９のいずれか１項に記載の方法。
11. 前記フーリエ変換が２次元フーリエ変換である、請求項１０に記載の方法。
12. 少なくとも、
    －光干渉断層撮影による前記Ａスキャンから前記眼の軸方向長さ（Ｌ）を測定するステップ、及び／又は
    －光干渉断層撮影による前記Ａスキャンから前記瞳孔の直径（ｄ）を測定するステップ、
    を含む、請求項１～１１のいずれか１項に記載の方法。
13. 前記眼の点像分布関数の絶対サイズを推定するために少なくとも前記軸方向長さ（Ｌ）及び／又は前記直径（ｄ）を使用するステップを含む、請求項１２及び請求項１０又は１１に記載の方法。
14. 前記Ａスキャンから、前記眼の少なくとも１つの構造特に角膜（３６）、虹彩（４６）、水晶体（３８）の前面（４０）及び／又は前記水晶体（３８）の後面（４２）のトポロジーを測定するステップを含む、請求項１～１３のいずれか１項に記載の方法。
15. レイトレーシング計算において前記反射値ｒｉ及び前記構造の前記トポロジーを使用して前記少なくとも１つのパラメータを測定するステップを含む、請求項１４に記載の方法。
16. 前記光干渉断層撮影が周波数領域ＯＣＴ、特に掃引電源ＯＣＴである、請求項１～１５のいずれか１項に記載の方法。
17. 前記反射値ｒｉを使用して、前記眼の点像分布関数の１次元又は２次元表現を測定するステップを含む、請求項１～１６のいずれか１項に記載の方法。
18. 例えばｘｉ-ｙｉ空間における画像として表わすことによって、前記眼の前区における吸収及び／又は散乱構造の位置及び／又は空間範囲を、前記反射値ｒｉを使用して、特にｘｉ及び／又はｙｉの関数として測定するステップを含む、請求項１～１７のいずれか１項に記載の方法。
19. －光干渉断層撮影干渉計（１０～２６）と、
    －請求項１～１８のいずれか１項に記載の方法を実行するように構成された制御ユニット（３２）と、
    を備える眼科機器。

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