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▶ ザ・トラスティーズ・オブ・インディアナ・ユニバーシティーの特許一覧
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公表特許公報(A)
(11)【公表番号】
(43)【公表日】2024-12-26
(54)【発明の名称】視覚検査のための方法、システム、及びデバイス
(51)【国際特許分類】
A61B 3/12 20060101AFI20241219BHJP
【ＦＩ】
A61B3/12
【審査請求】有
【予備審査請求】有
(21)【出願番号】P 2024536313
(86)(22)【出願日】2022-05-02
(85)【翻訳文提出日】2024-07-22
(86)【国際出願番号】 US2022027284
(87)【国際公開番号】W WO2023113854
(87)【国際公開日】2023-06-22
(31)【優先権主張番号】17/554,703
(32)【優先日】2021-12-17
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(81)【指定国・地域】
(71)【出願人】
【識別番号】520477485
【氏名又は名称】ザ・トラスティーズ・オブ・インディアナ・ユニバーシティー
(74)【代理人】
【識別番号】110001519
【氏名又は名称】弁理士法人太陽国際特許事務所
(72)【発明者】
【氏名】エルスナー、アン、イー．
【テーマコード（参考）】
4C316
【Ｆターム（参考）】
4C316AA09
4C316AA13
4C316AB09
4C316AB11
4C316AB16
4C316FA04
4C316FB21
4C316FY07
(57)【要約】
視覚機能の評価を改善し、所与の眼球が潜在的に到達し得る視覚機能を識別するための現在の方法の制限を克服するための方法、システム、及びデバイス。視覚刺激及び光学測定構成要素を含む複数の眼球検査、及びその結果を組み合わせて、網膜源とは区別される水晶体及び角膜などの光学源に起因する視力低下の原因を特定及び定量化する方法。視力低下の潜在的で矯正可能な光学的原因を特定し、眼球の瞳孔の大きさなどの生理学的限界を克服することによって、白内障又は角膜手術などによる治療の視覚上の利点は、医学的介入を必要とする網膜病変とは区別される。デバイス及び方法は、視覚機能の予測値及び光学的構成要素及び神経的構成要素の両方を含む変動源を含むメトリクスを提供し、治療をガイドし、臨床試験を改善する。
【選択図】図１
【選択図】図１
【特許請求の範囲】
【請求項1】
視覚に悪影響を及ぼす一方で、網膜の状態とは無関係な因子を定量化又は最小化しながら、瞳孔を有する眼球の視覚機能を測定するシステムであって、（ａ）前記眼球の前記瞳孔を通して前記網膜に光を投射し、前記瞳孔を通して前記光の大部分を通過させて、高い空間周波数又は低いコントラストを含む視覚刺激を正確に送信しながら前記網膜に到達する光の量の個人差を排除することができる光学設計を有する視覚ディスプレイと、
（ｂ）前記網膜及び網膜下構造を撮像し、前記網膜の状態及び網膜構造の位置に関する詳細を提供するためのＮＩＲ又は長可視波長撮像デバイスと、
（ｃ）前記視覚ディスプレイからの前記視覚刺激と網膜像とを比較して、固視点の軌跡として既知であり、他の分野では、偏心視域として既知である、前記網膜の標的の前記軌跡を提供するプロセッサと、を備え、
（ｄ）前記プロセッサが、前記ＮＩＲ又は長可視波長撮像デバイスによって提供される一連の網膜像から、経時的な前記固視点の軌跡の前記ばらつきを判定し、
（ｅ）前記プロセッサが、画像処理に基づいて前記網膜像を分析し、撮像パラメータに従って前記固視点の軌跡における前記網膜及び網膜下構造の状態を報告し、
（ｆ）前記視覚刺激の前記位置で前記網膜に到達する前記光の波面の前記眼球の前記瞳孔の面での偏差に基づいて、検査されている視覚機能を評価する波面測定システムを備え、
（ｇ）前記プロセッサが、波面測定値から前記眼球の光学系から生じる波面誤差を判定し、
（ｈ）前記視覚ディスプレイの前記波面誤差を矯正し、前記網膜の前記視覚刺激の焦点の改善を実現するように１又は複数の適応光学系部を制御する制御機構を備え、
（ｉ）前記プロセッサが、前記波面測定値に基づいて前記網膜の前記視覚刺激の前記焦点を調整し、矯正済み及び矯正不可能な波面収差を評価し、
（ｊ）前記視覚刺激に関する判定を記録する応答機構を備え、
（ｋ）前記制御機構が、可視波長ディスプレイの前記視覚刺激の１又は複数のパラメータを制御し、
（ｌ）前記プロセッサが、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｇ、ｉ、及びｊの結果に従って、前記視覚ディスプレイ又は最終出力で使用される前記パラメータを計算する、
システム。
【請求項2】
前記視覚ディスプレイの前記光が、直径約３ｍｍの瞳孔を通して投射され、高空間周波数刺激を送信するのに十分な開口数を提供する、請求項１に記載のシステム。
【請求項3】
撮像デバイスが、前記網膜を横切って照明を走査することにより、又は一連の照明領域を前記網膜に投射することにより前記網膜を照明し、前記網膜からの光が同期して検出される、請求項１に記載のシステム。
【請求項4】
撮像デバイスが、共焦点撮像を提供し、代替的に、照明ビーム及び検出読み出しが、空間的又は時間的に変位している状態で、多重散乱光撮像を提供する、請求項１に記載のシステム。
【請求項5】
前記プロセッサが、画像内又は経時的に２つ以上の方向の照明に対して検出オフセットを有する画像を分析する、請求項１に記載のシステム。
【請求項6】
前記プロセッサが、ＮＩＲ又は長波長可視照明以外の異なる照明波長の画像を分析する、請求項１に記載のシステム。
【請求項7】
前記プロセッサが、前記眼球から戻る前記光の強度以外の特性、蛍光、コヒーレンス、又は偏光などを、各位置で又はより広い領域のいずれかにわたって集合的に分析する、請求項１に記載のシステム。
【請求項8】
前記波面についての測定デバイスが、シャックハルトマンセンサシステムである、請求項１に記載のシステム。
【請求項9】
前記波面についての測定デバイスが、長波長可視照明又はＮＩＲ照明を使用する、請求項１に記載のシステム。
【請求項10】
前記波面についての測定デバイスが、球面及び円柱のみに限定されない視覚に影響を与える収差の仕様を可能にするのに十分な解像度を有するが、回折限界撮像を生成するために必要な適応光学系を制御するために必要なものよりも低コスト又は低解像度であるように考案されている、請求項１に記載のシステム。
【請求項11】
前記波面測定システムが、信号対雑音比を改善するためにセンサと同期した照明を変調することを含むがこれに限定されず、波面収差の前記測定に必要な前記光を減少させるように時間的に変調される、請求項１に記載のシステム。
【請求項13】
前記波面測定システムが、前記視覚ディスプレイとは別個の照明源を有する、請求項１に記載のシステム。
【請求項14】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告する、請求項１に記載のシステム。
【請求項15】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告し、球面収差、円柱収差、及び特定の他の低次収差について矯正された量を報告する、請求項１に記載のシステム。
【請求項16】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告し、球面収差、円柱収差、その他の低次収差、及び高次収差について適応光学系によって矯正された量を報告する、請求項１に記載のシステム。
【請求項17】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告し、涙液層及び水晶体などの前眼部の健康に関する臨床データ又は他のデータと関連して、球面収差、円柱収差、その他の低次収差、及び高次収差について適応光学系によって矯正された量を報告する、請求項１に記載のシステム。
【請求項18】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告し、涙液層及び水晶体などの前眼部の健康に関する臨床データ又は他のデータと関連して、球面収差、円柱収差、その他の低次収差、及び高次収差の適応光学系によって矯正された量を報告し、測定された前記視覚機能の前記中心的傾向及びばらつきを精緻化する、請求項１に記載のシステム。
【請求項19】
前記視覚ディスプレイからの前記網膜への前記焦点は、適応光学系によって改善され、前記改善は、前記波面測定システムの前記測定値によって定量化される、請求項１に記載のシステム。
【請求項20】
前記視覚ディスプレイからの前記網膜への前記焦点は、適応光学系によって改善され、前記適応光学系の制御パラメータは、補助測定によって指定される、請求項１に記載のシステム。
【請求項21】
撮像デバイスが、偏心固視及び網膜ランドマークの決定を可能にするために、視野角度８度～６０度の広視野を有する、請求項１に記載のシステム。
【請求項22】
撮像デバイスが、８度未満の視野角度の拡大視野を有する、請求項１に記載のシステム。
【請求項23】
前記視覚機能の測定値が、矯正することができない前記波面収差の前記視覚機能への影響のデータベース又はモデルを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項24】
前記波面測定システムの照明が、前記視覚ディスプレイによって実施される、請求項１に記載のシステム。
【請求項25】
請求項１に記載のシステムであって、しかし、前記視覚機能の測定値が、入力測定値のいずれもが、同時様式で、同じデバイス内で測定されず、又は代替測定値又は補助測定値が入力され、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｇ、ｉ、若しくはｊ、画像内若しくは経時的に２つ以上の方向の照明に対する検出オフセット、及びＮＩＲ若しくは長波長可視照明以外の異なる照明波長の画像のセットに制約される場合、視覚機能測定値中央的傾向及びばらつきに与える影響のデータベース又はモデルを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項26】
視覚に悪影響を及ぼす一方で、網膜の状態とは無関係な因子を定量化又は最小化しながら、視覚機能を測定する方法であって、（ａ）眼球の瞳孔を通して前記網膜に光を投射し、前記瞳孔を通して前記光の大部分を通過させて、高い空間周波数又は低いコントラストを含む視覚刺激を正確に送信しながら個人差を排除することと、
（ｂ）前記網膜及び網膜下構造をＮＩＲ又は長可視波長光で撮像して、前記網膜の健康状態及び網膜構造の位置に関する詳細を提供することと、
（ｃ）視覚ディスプレイから受信した前記視覚刺激と網膜像とを比較して、固視点の軌跡として既知であり、他の分野では、偏心視域として既知である、前記網膜の標的の前記軌跡を提供することと、
（ｄ）一連の網膜像から、凝視安定性として既知である、経時的な前記固視点の軌跡のばらつきを判定することと、
（ｅ）前記網膜像を分析し、撮像パラメータに従って前記固視点の軌跡における前記網膜及び網膜下構造の状態を報告することと、
（ｆ）波面収差を測定して、前記視覚刺激の前記位置で前記網膜に到達する前記光について波面の前記眼球の前記瞳孔の面での偏差を評価することと、
（ｇ）波面測定値から前記眼球の光学系の前記網膜の焦点を判定することと、
（ｈ）前記視覚刺激の前記網膜でのより良好な焦点を実現するために前記視覚ディスプレイの波面誤差を矯正することと、
（ｉ）矯正済み及び矯正不可能な波面収差をオペレータに報告し、視覚機能測定値を解釈するためにこの情報を使用することと、
（ｊ）前記視覚刺激についての患者による判定を記録することと、
（ｋ）前記患者の応答又は所定のシーケンスに基づいて前記視覚刺激の１又は複数のパラメータを制御することと、
（ｌ）ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｇ、ｉ、及びｊの結果と、事前データを含む、測定されている前記視覚機能のモデルとに従って、前記視覚ディスプレイ又は最終出力で使用される前記パラメータを計算し、すべてが協働して、所与の眼球が潜在的に到達し得る前記視覚機能を特定し、前記測定は、網膜の状態とは無関係である視覚に悪影響を及ぼす因子を定量化し、前記網膜の状態及び潜在的状態を記述する中心的傾向及びばらつきのメトリクスを生成するように最適化されていることと、
を含む、方法。
【請求項27】
前記視覚機能が、網膜治療が成功した場合又は水晶体混濁などの無関係な因子の除去が実現された場合の視力に対する予測値を含み、前記視覚機能のメトリクスは、中心的傾向及びばらつきの測定値を含み、網膜の状態が改善されていると結論付けるために超えなければならない上限を特定し、前記視覚機能のメトリクスは、網膜の状態が悪化していないと結論付けるために超えなければならない下限を含む、請求項２６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
連邦政府資金による研究開発の記載
本発明は、国立衛生研究所によって授与されたＥＹ０３０８２９の下で政府の支援を受けてなされた。政府は、本発明に一定の権利を有する。
本発明は、国立衛生研究所によって授与されたＥＹ０３０８２９の下で政府の支援を受けてなされた。政府は、本発明に一定の権利を有する。
【0002】
関連出願
本出願は、２０２１年１２月１７日に出願された「視覚検査のための方法、システム、及びデバイス」と題する米国特許出願第１７／５５４７０３号の優先権を主張し、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
本出願は、２０２１年１２月１７日に出願された「視覚検査のための方法、システム、及びデバイス」と題する米国特許出願第１７／５５４７０３号の優先権を主張し、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
【背景技術】
【0003】
視力やその他の視覚機能は、網膜疾患や症状のある患者の管理の指針となる。このような視覚機能の検査は、治療法を検討するための臨床試験のエンドポイントとしても役立つ。視力又は他の視覚機能を測定するために印刷された検査表や電子検査表は、標準化されており、使いやすく、広く配布することができるため、一般的に使用されているが、網膜の状態を評価する目的においては不正確である。このような検査表は、迷光、透過率の不十分さ、涙液層、角膜、又は水晶体の問題による鮮明な焦点の欠如など、光学的要因によって眼球の性能を低下させる要因を最小限に抑えたり、定量化したりすることができない。
【0004】
追加の光学的要因には、特に屈折誤差の矯正が視覚機能検査表を使用した測定と同時でない場合や、網膜下液などによって標的位置の網膜の平面が変化するために誤っている場合など、適切な屈折の欠如が含まれるが、これらに限定されない。さらに、視力検査表を用いた方法では、瞳孔の大きさを制御することができない。瞳孔の大きさは個人によって大きく異なり、加齢とともに瞳孔が小さくなることが多いため、網膜を透過する光の量が大幅に減少する可能性がある。光学的劣化の原因が１又は複数存在する場合、光が眼球に入り得る角度と光を透過できる瞳孔の断面を最小にするためにピンホールを設けるという一般的な臨床的治療法は、光の透過率にさらに大きなばらつきをもたらす可能性がある。検査表を使用する方法は、視覚刺激を網膜に位置合わせする眼球の固視位置を制御又は指定せず、視覚機能測定に役立つ網膜の領域に関する情報の欠如につながる。さらに、検査表は、凝視安定性が欠如している場合に視覚に影響を与える固視の安定性を指定していない。
【0005】
多数の光学デバイスは、視覚ディスプレイに１又は複数の設計特徴を提供して、これらのディスプレイ特徴から、眼球の機能の評価に影響を与える情報を制御又は特定する。網膜機能と密接に関連する視力については、高解像度ディスプレイ及び情報を組み合わせるモデルを含むこれらのディスプレイ因子のすべてが網膜機能の判定に関連する。正確な刺激及び文字の数などの因子は、視力検査を含む視覚検査の性能に影響を及ぼす。読み取り能力を推定する上では重要である可能性はあるが、網膜の状態を評価する際には、このような検査では精度を損なう可能性がある。視力及び他の視覚機能の精度及び検査効率を改善するために使用されるモデルには、手順の詳細及び刺激パラメータが含まれている。しかしながら、これらのモデルは、モデル内の視覚機能の測定値に対する光学及び性能因子の中心的傾向及びばらつきに対する影響を適切に最小化又は特定していない。上記の非網膜因子の測定及びモデルは、網膜の視覚機能及び治療で実現し得る潜在的な視覚を特定するために必要である。
【0006】
本発明は、関連技術におけるこれらの既知の欠陥のいくつかを改善及び解決することを意図している。
【発明の概要】
【0007】
本発明は、眼球の視覚機能及び治療による改善の可能性をより正確に特定するために、臨床試験において眼科医療従事者や研究者が診断用に使用するために設計された方法、システム、及びデバイスに関する。方法、システム、及びデバイスは、操作の簡単さ、患者の快適さ、及び効率性を実現する。方法、システム、及びデバイスは、視力低下の原因を特定するために必要な広範囲の情報を提供するのに適しており、これは処置の決定に影響を及ぼす。本システムは、いくつかのサブシステムを有し、それらを合わせることで向上した精度を提供し、サブシステムの機能の一部のみを実施するシステムよりも大幅に低いコストで製造することができ、又はより良好な精度及び効率を提供することができる。デバイス及びシステムは、最新のコンピュータ技術と容易にインターフェースして、意思決定に使用されるデータベースを増強し、又は処置決定のための意思決定のために外部データベースに情報を送信することができる。
【0008】
本開示の技術は、特に老眼に関連する問題を顕著にする典型的な壁掛け用の検査表又はコンピュータスクリーンよりもはるかに高度なデバイス及び方法を提供する。誤差及びばらつきは、これらのアーチファクトの直接的な結果であり、ソフトウェア又はアルゴリズムだけでは克服することができず、その多くは、特定の刺激や視標、刺激提示のアルゴリズム、又は患者の疲労、患者が使用する基準、若しくは認知障害などの検査因子など、特定の刺激又は視力表に対処することが提案されている。例えば、Ｌｅｓｍｅｓの米国特許第１０７５８１２０号明細書を参照されたい。本開示の技術革新は、以下の特徴のうちの１又は複数を組み合わせることによって、これらの問題の多くを改善する。
【0009】
本発明は、１）ビデオレート及び患者には見えない近赤外網膜撮像を使用した固視点位置の評価を提供する。固視させ、視覚機能検査を実施するために使用される網膜の部分が位置特定される。人間の眼球は頻繁に動くため、ほぼビデオレートか、それより速い網膜撮像を行わなければ、網膜の状態に対する視覚刺激の位置を知ることはできない。壁掛け検査表やコンピュータスクリーンでは、この関連性を証明できない。したがって、治療のために考慮されている網膜の部分が実際に測定された性能の根拠となる位置にあるかどうかは分からない。ビデオレート網膜撮像では、この位置が決定される。さらに、眼球運動に対して比較的速い網膜撮像がなければ、眼球に動揺があるかどうか、及び視覚標的が網膜にわたって不鮮明であるかどうか、又は眼球が視覚標的の検出又は認識を可能にするのに十分な長さの位置にあるかどうかを判定することはできない。本明細書で使用される場合、ビデオレートは、少なくとも毎秒１０フレームの画像キャプチャ又は表示レートを含む。
【0010】
他の波長又はカラー画像の代わりに、網膜ランドマーク及び構造を視覚化する網膜像を提供するための照明源としての近赤外光の広範な使用は、Ｅｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．らによるＩｎｆｒａｒｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ Ｓｕｂ－ｒｅｔｉｎａｌ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ ｉｎ ｔｈｅ Ｈｕｍａｎ Ｏｃｕｌａｒ Ｆｕｎｄｕｓ，Ｖｉｓｉｏｎ Ｒｅｓ、第３６巻第１号（１９９６）、１９１～２０５項（Ｅｌｓｎｅｒらによる、１９９６）で広く論じられている。いくつかの実装形態が発明者Ａ．Ｅ．Ｅｌｓｎｅｒによって実証されている。例えば：Ｅｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．、Ｂｕｒｎｓ，Ｓ．Ａ．、Ｈｕｇｈｅｓ，Ｇ．Ｗ．、及びＷｅｂｂ，Ｒ．Ｈ．（１９９２）．Ｒｅｆｌｅｃｔｏｍｅｔｒｙ ｗｉｔｈ ａ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ．Ａｐｐｌｉｅｄ ｏｐｔｉｃｓ，３１（１９）、３６９７～３７１０．（Ｅｌｓｎｅｒらによる、１９９２）及びＥｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．らによる、Ｍｕｌｔｉｐｌｙ ｓｃａｔｔｅｒｅｄ ｌｉｇｈｔ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：Ｖｅｒｔｉｃａｌ ｃａｖｉｔｙ ｓｕｒｆａｃｅ ｅｍｉｔｔｉｎｇ ｌａｓｅｒ ａｒｒａｙ ｕｓｅｄ ｆｏｒ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｕｂｒｅｔｉｎａｌ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ，Ｌａｓｅｒｓ ａｎｄ Ｌｉｇｈｔ ｉｎ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ，１９９８（Ｅｌｓｎｅｒらによる、１９９８ａ）を参照されたい。
【0011】
各実施態様は固有の特徴を有するが、多数の方法によって得られた網膜の高品質画像は、眼疾患における網膜の状態に関する情報を提供しながら、網膜上への視覚刺激の投射と組み合わせるのに適しており、例えば、光点で走査し、網膜から戻ってくる光を一度に１か所ずつ同期して検出する：Ｈａｒｔｎｅｔｔ，Ｍ．Ｅ．及びＥｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ、Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｏｆ Ｅｘｕｄａｔｉｖｅ Ａｇｅ－ｒｅｌａｔｅｄ Ｍａｃｕｌａｒ Ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｅｄ Ｉｎ Ｖｉｖｏ ｗｉｔｈ Ｃｏｎｆｏｃａｌ ａｎｄ Ｉｎｄｉｒｅｃｔ Ｉｎｆｒａｒｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ，１０３巻第１号（１９９６年１月），５８～７１項（Ｈａｒｔｎｅｔｔらによる、１９９６ａ）；及びＨａｒｔｎｅｔｔ，Ｍ．Ｅらによる、Ｄｅｅｐ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ａｎｏｍａｌｏｕｓ Ｃｏｍｐｌｅｘｅｓ ｉｎ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ａｇｅ－ｒｅｌａｔｅｄ Ｍａｃｕｌａｒ Ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ，Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ，第１０３巻第１２号（１９９６年１２月）、２０４２～２０５３項（Ｈａｒｔｎｅｔｔらによる、１９９６ｂ）。固視及び視覚刺激の患者の網膜上の位置は、発明者Ａ．Ｅ．Ｅｌｓｎｅｒ及び共同研究者：Ｒｅｍｋｙ，Ａ．、Ｅｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．、Ｍｏｒａｎｄｉ，Ａ．Ｊ．、Ｂｅａｕｓｅｎｃｏｕｒｔ，Ｅ．、及びＴｒｅｍｐｅ，Ｃ．Ｌ．（２００１）によって、よく視覚化されている。Ｂｌｕｅ－ｏｎ－ｙｅｌｌｏｗ ｐｅｒｉｍｅｔｒｙ ｗｉｔｈ ａ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ：ｓｍａｌｌ ａｌｔｅｒａｔｉｏｎｓ ｉｎ ｔｈｅ ｃｅｎｔｒａｌ ｍａｃｕｌａ ｗｉｔｈ ａｇｉｎｇ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ａｍｅｒｉｃａ．Ａ，Ｏｐｔｉｃｓ，ｉｍａｇｅ ｓｃｉｅｎｃｅ，ａｎｄ ｖｉｓｉｏｎ，１８（７）、１４２５～１４３６；（Ｒｅｍｋｙらによる、２００１）；．Ｒｅｍｋｙ，Ａ．、及びＥｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．（２００５）．Ｂｌｕｅ ｏｎ ｙｅｌｌｏｗ ｐｅｒｉｍｅｔｒｙ ｗｉｔｈ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｙ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ａｇｅ ｒｅｌａｔｅｄ ｍａｃｕｌａｒ ｄｉｓｅａｓｅ．Ｔｈｅ Ｂｒｉｔｉｓｈ ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ，８９（４）、４６４～４６９（Ｒｅｍｋｙらによる、２００５）；及びＭｏｒａｅｓ，Ｌ．、Ｅｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．、Ｋｕｎｚｅ，Ｃ．、Ｓｕｚｕｋｉ，Ｈ．、Ｎｅｈｅｍｙ，Ｍ．Ｂ．、Ｓｏｒｉａｎｏ，Ｄ．Ｓ．、及びＫａｒａ－Ｊｏｓe、Ｎ．（２００７）．Ａｖａｌｉａcaｏ ｄａ ｐｅｒｉｍｅｔｒｉａ ｍａｃｕｌａｒ ｅｍ ｐａｃｉｅｎｔｅｓ ｃｏｍ ｄｅｇｅｎｅｒａcaｏ ｍａｃｕｌａｒ ｒｅｌａｃｉｏｎａｄａ a ｉｄａｄｅ ｐｏｒ ｍｅｉｏ ｄｏ ｏｆｔａｌｍｏｓｃoｐｉｏ ｄｅ ｒａｓｔｒｅａｍｅｎｔｏ ａ ｌａｓｅｒ－Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｍａｃｕｌａｒ ｐｅｒｉｍｅｔｒｙ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ａｇｅ－ｒｅｌａｔｅｄ ｍａｃｕｌａｒ ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｕｓｉｎｇ ｔｈｅ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ．Ａｒｑｕｉｖｏｓ ｂｒａｓｉｌｅｉｒｏｓ ｄｅ ｏｆｔａｌｍｏｌｏｇｉａ，７０（５），８４４～８５０（Ｍｏｒａｅｓらによる、２００７）．
【0012】
走査された光ストリップと、一次元又は二次元アレイのいずれかと同期した検出とからなる近赤外照明使用して網膜を撮像するために、本発明者によって同様の方法が使用されている：例えば、米国特許第７３３１６６９号明細書、米国特許第７８３１１０６号明細書、米国特許第８２３７８３５号明細書、及び米国特許第８４８８８９５号明細書を参照されたい。網膜の近赤外画像は、本明細書に記載されるように、網膜上の固視点の軌跡及び刺激の位置が、Ｅｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．、Ｐｅｔｒｉｇ，Ｂ．Ｌ．、Ｐａｐａｙ，Ｊ．Ａ．、Ｋｏｌｌｂａｕｍ，Ｅ．Ｊ．、Ｃｌａｒｋ，Ｃ．Ａ．、及びＭｕｌｌｅｒ，Ｍ．Ｓ．（２０１３）によって示される近赤外又は長波長可視照明を使用して明確に記録されるように、視覚ディスプレイと組み合わされる。Ｆｉｘａｔｉｏｎ ｓｔａｂｉｌｉｔｙ ａｎｄ ｓｃｏｔｏｍａ ｍａｐｐｉｎｇ ｆｏｒ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｌｏｗ ｖｉｓｉｏｎ．Ｏｐｔｏｍｅｔｒｙ ａｎｄ ｖｉｓｉｏｎ ｓｃｉｅｎｃｅ：ｏｆｆｉｃｉａｌ ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ａｃａｄｅｍｙ ｏｆ Ｏｐｔｏｍｅｔｒｙ，９０（２）、１６４～１７３（Ｅｌｓｎｅｒらによる、２０１３）及びＥｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．、Ｐａｐａｙ，Ｊ．Ａ．、Ｊｏｈｎｓｔｏｎ，Ｋ．Ｄ．、Ｓａｗｉｄｅｓ，Ｌ．、ｄｅ Ｃａｓｔｒｏ，Ａ．、Ｋｉｎｇ，Ｂ．Ｊ．、Ｊｏｎｅｓ，Ｄ．Ｗ．、Ｃｌａｒｋ，Ｃ．Ａ．、Ｇａｓｔ，Ｔ．Ｊ．、及びＢｕｒｎｓ，Ｓ．Ａ．（Ｅｌｓｎｅｒらによる、２０２０）、Ｃｏｎｅｓ ｉｎ ａｇｅｉｎｇ ａｎｄ ｈａｒｓｈ ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔｓ：ｔｈｅ ｎｅｕｒａｌ ｅｃｏｎｏｍｙ ｈｙｐｏｔｈｅｓｉｓ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ＆ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｏｐｔｉｃｓ：Ｔｈｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｂｒｉｔｉｓｈ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ Ｏｐｔｉｃｉａｎｓ（Ｏｐｔｏｍｅｔｒｉｓｔｓ），４０（２），８８～１１６（Ｅｌｓｎｅｒらによる、２０２０）．
【0013】
本発明は、２）同じビデオレート近赤外網膜撮像を使用した凝視安定性の評価を提供する。患者の眼球運動は、経時的に取得された網膜像を位置合わせすることによって分析される。
【0014】
本発明３）は、網膜から戻る光の波面センサ測定によって収集された角膜、水晶体、又は瞳孔に見られる病的状態又は加齢状態に起因するものを含む、球面及び円柱に限定されないが、他の光学的誤差を含む、患者の眼球の光学的誤差を識別する。これらの誤差は、網膜上の複雑なぼけの原因となる波面収差から生じ、視力低下が網膜疾患によるものか、白内障又は涙液層の不良などの前眼部の問題によるものかを判定することを困難にする。加齢は、患者の網膜上の視覚刺激をぼかすこれらの光学誤差を増加させることが長い間周知であり、眼鏡に見られるような球面又は円柱矯正を単に追加するだけではぼやけを容易に改善することはできない。例えば、ＭｃＬｅｌｌａｎ，Ｊ．Ｓ．、Ｍａｒｃｏｓ，Ｓ．、及びＢｕｒｎｓ，Ｓ．Ａ．（２００１）；Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｖｅ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ＆ｖｉｓｕａｌ ｓｃｉｅｎｃｅ，４２（６）、１３９０～１３９５によって報告されているように、人間の眼球の単色波収差の加齢に伴う変化をどのように測定できるかを参照されたい。したがって、本開示は、コストを削減し、眼球の状態を分析する精度を改善する、老化した眼球の視覚的性能又は機能の根底にある要因の特性評価の改善を強調する方法及び／又は装置を含む１又は複数の実施形態を提供する。
【0015】
本発明４）は、上記項目３で上述した波面測定値を使用して、球面及び円柱に限定されない、患者の眼球の主な光学誤差の視覚機能の測定中に、適応光学系を用いた対物矯正を提供する。本発明はまた、矯正につながる測定値の精度の推定値及び予測される矯正の成功を提供する。これにより、網膜上に正確に集束された指向性光ビームを使用して視覚機能検査を実施することが可能になり、これによりただの標準的な球面と円柱の矯正や、滲出性眼疾患の結果として網膜が隆起している場合にしばしば著しい誤差を生じる習慣的屈折で実現され得るものよりも優れた完全な結果を提供する。この特徴は、本質的に、球面及び円柱のみを含む自動屈折器ではなく、自動屈折器にはない他の特徴と組み合わせて使用された場合にさらに高い精度を提供する。
【0016】
高次収差の矯正を提供するために必要な光学矯正、またそれゆえに、高空間解像度での高コントラストに依存する視覚機能の測定を改善するために必要な光学矯正は、著者及び同僚のＢｕｒｎｓ，Ｓ．Ａ．、Ｍａｒｃｏｓ，Ｓ．、Ｅｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．、及びＢａｒａ，Ｓ．（２００２）による眼底の波面矯正撮像の使用前には不可能であった。Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｉｍｐｒｏｖｅｍｅｎｔ ｏｆ ｃｏｎｆｏｃａｌ ｒｅｔｉｎａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｂｙ ｕｓｅ ｏｆ ｐｈａｓｅ－ｃｏｒｒｅｃｔｉｎｇ ｐｌａｔｅｓ．Ｏｐｔｉｃｓ ｌｅｔｔｅｒｓ，２７（６），４００～４０２．以前の機器は、眼底画像及び視覚刺激を提供したが、視力を検査するのに十分な空間解像度を欠いていたことが、Ｔｉｍｂｅｒｌａｋｅ及び同僚のＴｉｍｂｅｒｌａｋｅ，Ｇ．Ｔ．、Ｍａｉｎｓｔｅｒ，Ｍ．Ａ．、Ｐｅｌｉ，Ｅ．、Ａｕｇｌｉｅｒｅ，Ｒ．Ａ．、Ｅｓｓｏｃｋ，Ｅ．Ａ．、及びＡｒｅｎｄ，Ｌ．Ｅ．によって最初に示された（１９８６）。Ｒｅａｄｉｎｇ ｗｉｔｈ ａ ｍａｃｕｌａｒ ｓｃｏｔｏｍａ．Ｉ．Ｒｅｔｉｎａｌ ｌｏｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｃｏｔｏｍａ ａｎｄ ｆｉｘａｔｉｏｎ ａｒｅａ．Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｖｅ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ＆ｖｉｓｕａｌ ｓｃｉｅｎｃｅ，２７（７）、１１３７～１１４７．
【0017】
上述及び引用した球面及び円柱を超える屈折矯正のための上記の既知の従来の方法では、網膜像と組み合わせて波面測定デバイスが使用されている。構成要素のコスト及び複雑さを低減するための実施形態では、画像内の情報を使用して眼球の光学的品質を定量化することが可能である。これは、球面構成要素の屈折誤差を調べるために行われてきた。Ｃｌａｒｋ ＣＡ、Ｍｕｅｌｌｅｒ Ｍ、Ｐｅｔｒｉｇ Ｂ、Ｅｌｓｎｅｒ ＡＥ、Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ Ｅｒｒｏｒ Ａｃｒｏｓｓ ｔｈｅ Ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ Ｐｏｌｅ Ｕｓｉｎｇ ａ Ｎｏｖｅｌ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ．Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ｉｎ Ｖｉｓｉｏｎ ａｎｄ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ，１００７／Ａ５７０，２０１０（Ｃｌａｒｋらによる、２０１０）；Ｃｌａｒｋ ＣＡ、Ｅｌｓｎｅｒ ＡＥ、Ｍｕｌｌｅｒ ＭＳ、Ｐｅｔｒｉｇ ＢＬ．Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ Ｒｅｆｒａｃｔｉｏｎ Ａｃｒｏｓｓ Ｔｈｅ Ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ Ｐｏｌｅ Ｕｓｉｎｇ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｄ Ｉｌｌｕｍｉｎａｔｉｏｎ．ＡＲＶＯ Ａｎｎｕａｌ Ｍｅｅｔｉｎｇ，Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｖｅ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ＆Ｖｉｓｕａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅ ５２（１４），２７１７～２７１７，２０１１（Ｃｌａｒｋらによる、２０１１）；Ｅｌｓｎｅｒ ＡＥ，Ｍｕｌｌｅｒ ＭＳ，Ｐｅｔｒｉｇ ＢＬ，Ｐａｐａｙ ＪＡ，Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈｅｒ ＣＡ，Ｊｏｖａｎ Ａ，Ｈａｇｇｅｒｔｙ ＢＰ．Ｔｏｗａｒｄ Ｌｏｗ Ｃｏｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ：Ａ Ｌａｓｅｒ Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃａｍｅｒａ．Ｂｉｏ－Ｏｐｔｉｃｓ：Ｄｅｓｉｇｎ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ（ＢＯＤＡ）２０１１ ｐａｐｅｒ：ＢＷＡ１（Ｅｌｓｎｅｒ ｅｔらによる、２０１１）．
【0018】
さらに、眼底画像内の情報は、網膜カメラのオートフォーカスを提供する。この技術は、Ｂｕｒｎｓ，Ｓ．Ａ．、Ｅｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅ．、Ｓａｐｏｚｎｉｋ，Ｋ．Ａ．、Ｗａｒｎｅｒ，Ｒ．Ｌ．、及びＧａｓｔ，Ｔ．Ｊ．（２０１９）に記載されているセンサレス適応光学系（ＡＯ）として既知である。Ａｄａｐｔｉｖｅ ｏｐｔｉｃｓ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｒｅｔｉｎａ Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｉｎ ｒｅｔｉｎａｌ ａｎｄ ｅｙｅ ｒｅｓｅａｒｃｈ，６８，１～３０（Ｂｕｒｎｓらによる、２０１９）．場合によっては、網膜像はセンサとして機能する。黒及び白の縞などの空間パターンを照明に注入することによって、上記のＣｌａｒｋの参考文献に記載されている眼底画像のコントラストが改善される。したがって、実際にはセンサ、すなわち網膜像及び計算が存在する。網膜上へのパターンの投射は、点走査及び線走査の両方で実現されてきたが、広視野画像の使用や、固視点との既知の空間的関係を有する網膜像の特定の部分に基づく波面誤差の計算はされてこなかった。適応光学系で矯正される網膜上の領域は、中心窩又は固視点に位置する場合もあれば、そうでない場合もあり、すなわち、視覚刺激は偏心的に視認されるか、又は周辺視野が検査される。この計算の品質は、眼球の光学的品質の尺度であり、その結果が、潜在的な視覚性能のばらつきや評価に使用され得る。適応光学系による矯正後の眼底画像の計算に基づいて、眼球に動きがあっても、繰り返し測定することで、この光学的品質を定量化する。次いで、フィードバックループは、眼底画像、画像からの計算、及び適応光学系からなる。例えば、Ｃｌａｒｋ、２０１０；Ｃｌａｒｋ、２０１１；Ｅｌｓｎｅｒ、２０１１を参照されたい。
【0019】
中心窩からの距離である網膜偏心度及びコントラストを含む視覚刺激の要因を考慮すると、特定のアルゴリズムと共に、視覚機能検査の感度を改善できることは周知である（Ｈａｈｎ，Ｇ．Ａ．、Ｍｅｓｓｉａｓ，Ａ．、Ｍａｃｋｅｂｅｎ，Ｍ．、Ｄｉｅｔｚ，Ｋ．、Ｈｏｒｗａｔｈ，Ｋ．、Ｈｙｖaｒｉｎｅｎ，Ｌ．、Ｌｅｉｎｏｎｅｎ，Ｍ．、及びＴｒａｕｚｅｔｔｅｌ－Ｋｌｏｓｉｎｓｋｉ，Ｓ．（２００９）。Ｐａｒａｆｏｖｅａｌ ｌｅｔｔｅｒ ｒｅｃｏｇｎｉｔｉｏｎ ａｔ ｒｅｄｕｃｅｄ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｉｎ ｎｏｒｍａｌ ａｇｉｎｇ ａｎｄ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｒｉｓｋ ｆａｃｔｏｒｓ ｆｏｒ ＡＭＤ．Ｇｒａｅｆｅ’ｓ ａｒｃｈｉｖｅ ｆｏｒ ｃｌｉｎｉｃａｌ ａｎｄ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ－Ａｌｂｒｅｃｈｔ ｖｏｎ Ｇｒａｅｆｅｓ Ａｒｃｈｉｖ ｆｕｒ ｋｌｉｎｉｓｃｈｅ ｕｎｄ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔｅｌｌｅ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｉｅ，２４７（１），４３～５１．視覚刺激の中心窩からの距離は、網膜撮像によって定量化される。眼球の光学系を通って網膜上に投射される視覚刺激のコントラストの測定は、波面測定の使用によって改善される。コスト及び複雑さを低減するために、構造化照明の有無にかかわらず、網膜像からの計算を使用して、網膜上の視覚刺激のコントラストに関する情報を提供することもできる。コスト及び複雑さを低減する別の方法は、視覚ディスプレイを波面センサの照明として使用することである。現在のところ電流センサの感度が限られているため、視覚機能測定中の網膜上の視覚刺激のコントラストの同時測定にはＮＩＲ照明が好ましい。なぜなら、可視波長の照明は非常に明るくなければならず、視覚機能タスクの妨げになっていたからである。しかしながら、開示された実施形態のうちの１又は複数では、視覚ディスプレイは、可視範囲の波長を有する視覚刺激と、波面センサ又は網膜撮像方法のいずれかによるコントラストの測定とを交使用して、波面誤差を推定するための照明源として使用される。１又は複数の実施形態では、近赤外（ＮＩＲ）よりも短い波長の光が使用される。別の実施形態では、波面センサ又は網膜像のための照明の時間変調を使用して、信号対雑音比を改善するための周波数ベースの検出方式を提供することもできる。他の実施形態では、周波数に基づくホモダイン及びヘテロダイン検出のより複雑な方式が、信号対雑音比を改善するために使用される。
【0020】
最近の拡張現実（ＡＲ）及び仮想現実（ＶＲ）デバイス以外では、球面及び円柱を超える屈折矯正を提供した以前の製品は、波面情報及び矯正を、矯正デバイスに対して眼球の瞳孔の位置をしっかりと位置決めしない通常の眼鏡レンズやコンタクトレンズに適用することができないため、これまでのところ、限られた市場しか見出されていなかった。ＡＲ又はＶＲ用などのヘッドセット又は実験用デバイスなどの高価なデバイスは、位置決め機構を有することができ、眼内レンズは、瞳孔に対するそれらの位置決めによりこの（高次屈折）情報を利用することができる。
【0021】
本発明５）は、器具の固定サイズの瞳孔を介して視覚標的を網膜に投射し、理想的な瞳孔サイズと比較した場合、又は瞳孔を介して網膜に到達する光の量に基づいて、患者の自然な瞳孔サイズの個人差による大きなばらつきを低減する。
【0022】
瞳孔サイズの違いにより、網膜に到達する光の量が増減するだけでなく、眼球の入射瞳孔における開口数の違いや焦点深度の違いにより、光学スループットも変化する。視覚標的のこの投射方法は公知の技術であり、多種多様な用途で使用され、網膜像と視覚刺激の投射の両方を与える眼底撮像を提供するデバイスの多くのバージョンで使用されている。これには、点を走査する照明の一部として視覚刺激を組み込む両方のデバイスを含む。追加情報については以下の参考文献を参照されたい：Ｔｉｍｂｅｒｌａｋｅ，Ｇ．Ｔ．、Ｍａｉｎｓｔｅｒ，Ｍ．Ａ．、Ｐｅｌｉ，Ｅ．、Ａｕｇｌｉｅｒｅ，Ｒ．Ａ．、Ｅｓｓｏｃｋ，Ｅ．Ａ．、及びＡｒｅｎｄ，Ｌ．Ｅ．（１９８６）．Ｒｅａｄｉｎｇ ｗｉｔｈ ａ ｍａｃｕｌａｒ ｓｃｏｔｏｍａ．Ｉ．Ｒｅｔｉｎａｌ ｌｏｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｃｏｔｏｍａ ａｎｄ ｆｉｘａｔｉｏｎ ａｒｅａ．Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｖｅ ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ＆ｖｉｓｕａｌ ｓｃｉｅｎｃｅ，２７（７），１１３７～１１４７、又はＥｌｓｎｅｒらによる線走査（２０２０）、及びＲｏｓｓｉ，Ｅ．Ａ、Ｗｅｉｓｅｒ，Ｐ、Ｔａｒｒａｎｔ，Ｊ．、及びＲｏｏｒｄａ，Ａ（２００７）らによる、点走査し、高次光学収差の矯正を含む。Ｖｉｓｕａｌ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｉｎ ｅｍｍｅｔｒｏｐｉａ ａｎｄ ｌｏｗ ｍｙｏｐｉａ ａｆｔｅｒ ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｈｉｇｈ－ｏｒｄｅｒ ａｂｅｒｒａｔｉｏｎｓ．Ｒｅｍｋｙらによる、２００１；Ｒｅｍｋｙらによる、２００５；及びＭｏｒａｅｓらによる、２００７のように、網膜像を生成するために点を走査する場合、又は網膜像を生成するために線を走査する場合に（Ｅｌｓｎｅｒらによる、２０１３）、網膜像と視覚刺激が別々の照明チャンネルによって提供されることにＪｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｖｉｓｉｏｎ，７（８），１４（Ｒｏｓｓｉらによる、２００７）は言及している。いくつかの実施形態は、米国特許第７３３１６６９号明細書、米国特許第７８３１１０６号明細書、米国特許第８２３７８３５号明細書、及び米国特許第８４８８８９５号明細書に記載されている。
【0023】
本発明６）は、共焦点及び多重散乱光による網膜像の分析を提供し、又は照明と検出との間の時間差又は位置差（時間的若しくは空間的検出オフセット）を調整し、すなわち撮像モードを提供する。異なる撮像モードは、米国特許第７３３１６６９号、米国特許第７８３１１０６号、米国特許第８２３７８３５号、及び米国特許第８４８８８９５号に記載されているように、共焦点又は多重散乱光撮像、及び異なる撮像モードからの情報の組合せを使用することによって、その位置での網膜の状態を明確にして、視覚検査において患者によって使用される固視点での正確な病変を詳述する。検出オフセットのさらなる例としては、各位置での合計に対する各画像内の強度差の画像内の各位置での比率、より大きなオフセットを有する画像に対する共焦点画像強度の強度の画像内の各位置における比率、及び特定の位置又は画素よりも広い領域を集約する同様の計算が挙げられるが、これらに限定されない。走査型レーザ検眼鏡（ＳＬＯ）、多重散乱光断層撮影装置、レーザ走査型デジタルカメラ、及びデジタル光検眼鏡による赤外線撮像は、迅速かつ非侵襲的に眼球を見るための反射率測定技術を実施するために使用されてきた。当初は、走査レーザデバイスを用いて実施された、眼底の網膜下構造の赤外線及び近赤外撮像は、網膜下沈着物、視神経頭、網膜血管、脈絡膜血管、体液貯留、色素沈着過剰、萎縮、及びブルッフ膜の破損を明らかにすることができた。赤外光は、可視光よりも吸収が少なく、より長い距離にわたって散乱する可能性がある。フラッド照明では、これらの特徴は、同じ鮮明さでは観察されず、より少ない数である。吸収が比較的少ないことは、最小限の光を照明源として使用できるという利点がある。しかし、反射光と散乱光とは何らかの様式で分離され、関心対象の特徴を際立たせるために使用される光をユーザが利用できるようにしなければならない。
【0024】
このような特徴を検出し、局在化する方法は、発明者及び同僚達の先行技術：Ｅｌｓｎｅｒらによる、１９９６；１９９８ａ；Ｅｌｓｎｅｒ，Ａ．Ｅらによる、Ｆｏｖｅａｌ Ｃｏｎｅ Ｐｈｏｔｏｐｉｇｍｅｎｔ Ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ：Ｓｍａｌｌ Ａｌｔｅｒａｔｉｏｎｓ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ ｗｉｔｈ Ｍａｃｕｌａｒ Ｐｉｇｍｅｎｔ Ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ，Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｖｅ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ＆Ｖｉｓｕａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅ，第３９巻第１２号（１９９８年１１月），２３９４～２４０４項；Ｈａｒｔｎｅｔｔらによる、１９９６ａ；Ｈａｒｔｎｅｔｔらによる、１９９６ｂ；Ｒｅｍｋｙらによる；２００５；及びＥｌｓｎｅｒらによる、２０２０が例として挙げられる。具体的には、取得された網膜像が中心窩を中心とする黄斑のみである場合、近赤外照明を伴う正常な眼球に存在する唯一の特徴は、網膜血管及び脈絡膜血管、並びに中心窩などからの潜在的な表面反射である。単色画像では、任意の電子信号に固有のノイズを超えて、画像強度にこれらの特徴との違いがあれば、病変として解釈される。視野が十分に広い、又はこの特徴を組み込むための器具に対する眼球の位置決めのいずれかに起因して、視神経乳頭も画像内にある場合、網膜の強度変化はまた、このような構造の位置及び状態を定義する。Ｈａｒｔｎｅｔｔらによる、１９９６ａ；Ｅｌｓｎｅｒらによる、１９９６、及びＭｉｕｒａ，Ｍらによる、Ｇｒａｄｉｎｇ ｏｆ Ｉｎｆｒａｒｅｄ Ｃｏｎｆｏｃａｌ Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ Ｖｉｄｅｏ Ｄｉｓｐｌａｙｓ ｏｆ Ｄｉｇｉｔｉｚｅｄ Ｃｏｌｏｒ Ｓｌｉｄｅｓ ｉｎ Ｅｘｕｄａｔｉｖｅ Ａｇｅ－Ｒｅｌａｔｅｄ Ｍａｃｕｌａｒ Ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ，Ｒｅｔｉｎａ，第２２巻第３号（２００２），３００～３０８項は、赤外線照明を使用したそのようなモノクロ画像が、カラー写真を使用した方法よりも特定の特徴の検出に優れていることを示している。
【0025】
本発明はさらに、７）独自の統計分析を使用して、上記のすべての構成要素１～６の組合せを含む潜在的な視覚を測定するための新規のシステムを提供する。本開示は、例えば平均値などの中心傾向の尺度を用いたメトリックと、加えて、例えば分散などのばらつきのメトリックを提供し、視力低下の交絡理由の有意性を報告する。例えば、波面誤差からの報告は、白内障において視覚測定値がどのように制限されるかを示す。独自の統計分析は、上記の様々な情報源からの情報を組み合わせて、予測される性能に境界線を敷く。例えば、特定の眼球が網膜治療で実現することができる潜在的な視覚を判定するために、中心的傾向（予測値）と、光学的誤差、固視データ、他のデータを含むばらつきとから導出される信頼限界などの境界線がある。測定され、矯正可能であると判定された収差を使用して、潜在的な視覚の上限及び下限が、視力の特性評価に広く使用されている最小視角の対数（ＬｏｇＭＡＲ）のような測定で実現できる。サンプル方法は、タンブリングＥである標的や、Ｅが指し示す可能性のある４つの方向を含むが、患者の反応は１つしか許されないような（４択強制選択）パラダイムがあるが、これだけに限らない。統計分析は、光学的及び神経的、そして他の要因が独立しているかどうか、又はそれらが相互作用するものとしてモデル化されなければならないかどうかの判定を含む。
【0026】
モデルの重要な趣旨は、変数が独立しており、全体的な分散が個々の要因の分散の合計であるかどうかを判定するためのデータの集合を含む。逆に、モデルは、光学的要因が矯正された後に、予測される視覚機能性能を計算するために、使用されなければならない２つ以上の変数の分散の単純な加算を超える関数を必要とする場合がある。さらに、各変数は、ガウス分布よりも複雑な関数を有していてもよく、分散は、平均値を中心に対称でなく、平均値に対して線形にスケーリングされないような様式で分布していてもよい。組み合わせた分散は、信頼上限及び信頼下限を計算するために使用される。これらの信頼限界、すなわち視覚機能テストスコアを解釈するために使用される境界は、構成要素因子の分散を組み合わせる関数に応じて、広くなったり狭くなったりする。上限は、網膜治療が成功とみなされるために、又は長期測定において改善としてカウントされるために視覚機能測定値が超えなければならない値に相当する。下限は、視覚機能が超えなければならない値であり、又は経過観察で悪化していないとみなされる値に相当する。これらの値は、光学的な影響、凝視安定性、又は他の要因の重要な評価を欠く、視覚の獲得又は喪失した線などの現在のメトリクスに関連し得る。
【0027】
本発明の上述の態様及びそれらを得る様式は、添付の図面と併せて本発明の実施形態の以下の説明を参照することによってより明らかになり、本発明自体がよりよく理解されるであろう。
【図面の簡単な説明】
【0028】
【発明を実施するための形態】
【0029】
以下に記載される本発明の実施形態は、網羅的であること、又は本発明を以下の詳細な説明に開示される正確な形態に限定することを意図するものではない。むしろ、実施形態は、当業者が本発明の原理及び実施を認識及び理解することができるように選択及び説明される。
【0030】
図１は、視覚ディスプレイなどの視覚刺激を提供する光源からの光が投射される瞳孔１６、視覚刺激の投射並びに、網膜及び網膜下構造の撮像のための焦点の標的面としての網膜面１２、角膜２６、水晶体２４、及び他の前眼部構造を含む選択された組織を示す眼球１０の概略図を示す。本明細書で使用される場合、「視覚ディスプレイ」は、患者の眼球に指向され、患者の眼球によって受け取られる可視又は非可視光画像を送信するデバイスを説明するために使用される。一旦眼球によって受け取られると、患者は、視力を含むがこれに限定されない視覚機能の１又は複数の態様を判定するタスクを引き受ける。
【0031】
眼球の様々な組織の状態に応じて、強い不要な反射及び潜在的な不要な光散乱の位置、病的状態又は加齢による収差及び透過性の欠如が、眼球１０の前眼部２２に現れる網膜像に悪影響を及ぼす。望ましくない反射は、網膜像、潜在的な望ましくない光散乱収差の位置、及び病的状態又は加齢による透過性の欠如に悪影響を及ぼす。前眼部２２は、一般に、瞳孔１６、水晶体２４、及び角膜２６に、又はそれらの近くに位置する。糖尿病性黄斑浮腫や滲出性加齢黄斑変性症などを含むがこれらに限定されない網膜疾患により、網膜の１又は複数の部分が隆起することで焦点面が瞳孔面に近づき、習慣的な屈折に誤差が生じる可能性がある。これは、以前は網膜上で焦点が合っていた視覚刺激でも、現在はぼやけてしまうこととなる。そのような網膜焦点の欠如は、網膜の場所によって程度が異なり得る。このデフォーカスの影響は、網膜にも損傷がない限り、光学的に矯正することができる。潜在的な視覚機能を正確に特定することができるように、光学的効果と神経的効果とを区別しなければならない。
【0032】
光学的効果を神経的効果と区別するために、潜在的な視覚機能を測定するための本明細書に記載のデバイス及びシステムは、臨床試験において網膜疾患の管理をガイドし、網膜疾患の治療を評価するのに特に適している。記載されたデバイス及びシステムは、網膜１４（図１参照）に影響を与え、視覚機能の測定に影響を与え、及び治療で得られる潜在的な視覚に影響を与える主な因子を特定する。デバイス及びシステムは非接触システムを含み、眼球の瞳孔を拡張させるための点眼薬を必要としない。
【0033】
図１を参照すると、視覚刺激からの実質的にすべての所定量の光は、照明経路１８に沿って眼球１６の瞳孔を通して投射される。視覚刺激の焦点面１２は網膜１４であり、特に視力が最大になる網膜内の層である。網膜機能を検査するために注意を要する主な場所の１つは、正常な眼球において最良の視力及び色覚を提供する中心窩１１であり、管理上の判定及び臨床試験の結果において重要な組織である。網膜に到達するためには、角膜２６及び水晶体２４によって光が集束されなければならず、そのどちらかが、加齢、疾患、外傷、又は治療に関連する有害事象に起因して透明性を失っているか、或いは光学系を劣化させている可能性がある。
【0034】
照明経路１８に悪影響を与える条件はいくつかあり、例えば、加齢に伴って自然に起こる、瞳孔の縮小による網膜に到達する光の量の減少などがある。瞳孔サイズはまた、瞳孔を収縮させる薬物又は神経学的状態などの他の条件の結果としても減少する。また瞳孔サイズが約３ｍｍより大きいと、瞳孔面にわたって変化する焦点のために、照明経路１８と検出経路２０との両方の焦点に悪影響を与える。
【0035】
さらに、光は、角膜２６、水晶体２４、又は前眼部２２の任意の部分のそれら状態に応じて、それらを完全に通過できない可能性がある。例えば、前眼部は、組織の変化や収差を含む多数の位置又は領域を含むことができ、これらは正常な眼球機能を変化させる可能性があり、病的状態又は加齢による望ましくない光散乱、又は他の収差及び透過性の欠如をもたらす可能性がある。網膜に到達する光の量と焦点の精度との両方が、視覚機能の測定に影響を及ぼす。
【0036】
光を制限する小さな瞳孔が存在すると、網膜に関する情報が不正確にレンダリングされる可能性がある。角膜２６、水晶体２４、又は前眼部２２の他の位置は、透過率が低下しているか、又は網膜１４上に光を集束させることができない可能性がある。網膜１４の構造は、疾患又は外傷によって変化する可能性があり、その結果、網膜が隆起して、隆起した構造間の距離が短くなり、角膜２６に近づきすぎて、１又は複数の位置で最適な焦点を実現することができない。これらの因子のすべてはまた、光が撮像デバイスへの途中でそれらを通って出なければならないときに、検出経路２０に沿って取り込まれる網膜１４の画像の品質を低下させる可能性がある。異なる条件下での網膜１４の画像は、網膜ランドマークと、瞳孔１６を通して投射される視覚刺激の位置とを比較することによって、網膜１４の状態、固視点の軌跡、及び固視の安定性を示す。網膜像は、視覚刺激と中心窩１１又は網膜１４上の他の位置との相対位置を決定する。
【0037】
図２は、本発明による光学撮像視覚ディスプレイシステム４０の一実施形態を示す図である。近赤外（ＮＩＲ）イメージャ６０は、光を眼球１０に指向し、光が網膜に指向されてそこに焦点が合うようにして、正確な画像を提供する。当業者は、様々な異なる構成がこの機能を果たすことができることを認識するであろう。異なる実施形態では、ＮＩＲイメージャは、Ｅｌｓｎｅｒらによる、１９９２；；ｔｈｅ Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ Ｓｐｅｃｔｒａｌｉｓ（Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ、Ｇｅｒｍａｎｙ）；米国特許第７３３１６６９号明細書、米国特許７８３１１０６号明細書、又は米国特許第８２３７８３５号；及びｔｈｅ Ｅｉｄｏｎ Ｃａｍｅｒａ（ｉＣａｒｅ、Ｖａｎｔａａ、フィンランド）のような、点走査システム又は線走査システムである。好ましい実施形態では、ＮＩＲ照明は、視覚機能測定で使用される判断を妨げない程度に十分に暗い。米国特許第７３３１６６９号、第７８３１１０６号、及び第８２３７８３５号はそれぞれ、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
【0038】
網膜からＮＩＲイメージャ６０に戻る光は、網膜１４の画像を生成するのに十分な精度で網膜上に集束され、可視波長ディスプレイ７０で投射された標的の位置と比較するために、明確に集束された優れた画像を提供する。ＮＩＲイメージャ６０の照明及び検出特性は、Ｅｌｓｎｅｒら、２０２０又は米国特許第７３３１６６９号明細書、米国特許第７８３１１０６号明細書、米国特許第８２３７８３５号明細書、及び米国特許第８４８８８９５号明細書に記載されているように、共焦点及び多重散乱光撮像の両方を提供する。プロセッサ１００は、コンピュータ、マイクロコンピュータ、及び電子制御デバイスを含むがこれらに限定されない、１又は複数のプロセッサを含む。異なる実施形態では、プロセッサ１００は、受信データを記憶するためのメモリを含むか、又はデータを送信するための送信機を含む。他の実施形態では、メモリ又は送信機は、プロセッサ１００の外部に配置される。プロセッサ１００はまた、ＮＩＲイメージャ６０の特性が、眼球を透過する光とＮＩＲイメージャ６０用のセンサの特性との両方の撮像を可能にするように、データ収集及び制御線１０１を介してイメージャ６０を制御する。画像又は画像データのパラメータは、強度、利得、撮像モード、偏光特性、波長、網膜上の照明の幅、又は透過光波の視野を含むが、これらに限定されず、オペレータによって選択可能である。オペレータは、制御線１０２を介してプロセッサ１００に結合されたユーザインターフェース１０４などの入力デバイスを通して、制御線１０２を介してイメージャ６０の機能を調整する。選択されたパラメータは、プロセッサ１００、その内部メモリ、又は接続されたメモリに記憶若しくは記録され、視覚機能の判定を行う際に使用される。本明細書で使用される場合、ユーザインターフェースとは、オペレータ若しくは患者が、現在若しくは保存された画像の視覚的画像の表示、保存されたデータ、結果若しくは規範値の視覚化、音声若しくは音声コマンド、タッチスクリーンコマンド、ユーザ選択可能ボタン、又は現在若しくは保存された情報に基づいて試験検査手順若しくは結果を選択、表示、又は制御するために使用される他の機能を使用して、システム４０と相互作用すること、又はシステム４０を制御することを可能にする１又は複数のデバイスを意味する。
【0039】
同様に制御線１０６を介してプロセッサ１００によって制御される可視波長ディスプレイ７０は、瞳孔１６を通して眼球１０内に所定の量や所定の種類の光を指向する様式で網膜１４に向けて指向される光出力を送信する。プロセッサ１００と可視波長ディスプレイ７０との間には、可視波長ディスプレイの出力を調整する可視ディスプレイコントローラ７２が接続されている。他の実施形態では、可視ディスプレイコントローラ７２は含まれず、プロセッサ１００は、可視ディスプレイコントローラ７２の機能を調整するように構成される。有指向性の光は、１又は複数の実施形態では、ケーラー照明としても既知であるマクスウェル視野を使用して指向され、したがって、網膜１４上の照明が識別可能であり、一貫して再現可能であり、単一の患者又は複数の患者のいずれかについて、一方の眼球から次の眼球まで一定にされるような様式で指向される。ディスプレイ７０は、一実施形態では、デジタル光プロジェクタ、液晶ディスプレイスクリーン、シリコン上の液晶、カソード発光ディスプレイ、エレクトロルミネセンスディスプレイ、フォトルミネセンスディスプレイ、プラズマディスプレイパネル、白熱ディスプレイ、発光ダイオード、それらの組合せ、又は視覚刺激を投射する任意の同様の光学ディスプレイを含むがこれらに限定されない、一次元又は二次元ディスプレイを含む。異なる実施形態では、視覚刺激は、プロセッサ１００の内部又は外部に配置されたメモリに記憶された１又は複数の所定の画像である。
【0040】
プロセッサ１００は、ディスプレイ７０の表示された画像を制御する制御線１０６を介して、メモリに生成又は記憶された視覚刺激を投射するためのコマンドを送信し、これには、視覚刺激の１又は複数のパターン、パターンの強度、表示される画像のタイミング、画像の動き、網膜上のディスプレイの位置、及び画像の色が含まれるが、これらに限定されない。同じくプロセッサ１００によって制御線１０７を介して制御される、波面測定システム７５のための追加の可視又はＮＩＲ照明の出力は、ビームシェーパ及びコンバイナ１３０によって可視波長ディスプレイ７０からの光の出力と組み合わされる。
【0041】
プロセッサ１００は、この光源、すなわち可視波長ディスプレイ７５のパラメータである、画像、パターン、強度、タイミング、動き、網膜上の位置、及び色を含むがこれらに限定されない、を制御する。可視波長ディスプレイ７０の光出力と波面測定システム７５の照明とを組み合わせた光は、調整可能な１又は複数の光学素子を含む適応光学系部９０に指向される。適応光学系９０の調整は、制御線１０５によって適応光学系のコントローラ９５によって制御可能であり、その結果、網膜１４上の照明の焦点は、球面及び円柱のみを矯正することによって実現されるものよりも良く改善される。適応光学系コントローラ９５は、制御線１０３を介してプロセッサ１００によって制御される。この組み合わされた光出力は、ビームコンバイナ１２０から眼球に指向され、ビームコンバイナ１１０でＮＩＲイメージャ６０からの光と組み合わされる。ＮＩＲイメージャ６０、可視波長ディスプレイ７０、及び波面測定システム７５の照明の３つの光源すべてからの光は、すべて眼球の瞳孔を通って指向され、網膜上に集束され、可視波長ディスプレイ７０及び波面測定システムの照明は、適応光学系部９０によって集束される。ＮＩＲイメージャ６０は、ＮＩＲイメージャ６０及び波面測定システム８０の両方と通信するプロセッサ１００からの制御を介して、内部構成要素によって集束される。網膜１４から戻る光は、眼球１０の瞳孔１６を通過する。瞳孔を通して投射される光の量は、波面測定データ、ＮＩＲ画像強度、又は患者の網膜からの画像データ又は測定値の他の特徴から計算される。加えて、眼球から戻り、プロセッサによって分析される光の特性には、蛍光、コヒーレンス、又は偏光が含まれるが、これらに限定されず、各位置で、又はより広い領域のいずれかにわたって集合的に含まれる。
【0042】
Ｗｉｌｌｉａｍｓらの米国特許第７４１６３０５号明細書（Ｗｉｌｌｉａｍｓらによる）は、Ｗｉｌｌｉａｍｓが網膜の画像が適応光学系によって改善されて適応光学系なしで網膜から受信される画像よりも高いコントラスト画像を提供する高解像度画像でなければならないことを必要とするという点で本発明とは区別される。しかしながら、本開示では、網膜の画像は高解像度画像である必要はなく、受信画像は適応光学系によって改善される必要はない。Ｗｉｌｌｉａｍｓらによると、適応光学系は、計算された波収差を使用して網膜の高解像度、高コントラスト画像を提供するように調整された補償光学デバイスとして機能する。対照的に、本開示の適応光学系９０は、網膜上の視覚刺激の質を改善し、網膜イメージャＮＩＲイメージャ６０を変更しないように動作する。
【0043】
中心窩に網膜損傷を有する患者は、中心窩の周辺にある固視点の位置を使用することが多いので、固視点の位置及び固視点の位置に応じて得られる視覚機能検査のための対物光学系矯正を使用する必要性が実証される。さらに、周辺視野を検査する場合、視覚刺激は中心窩から離れている。一般的に、中心窩は、視覚機能検査の実施中に、正常な眼球では固視されるであろう場所のことであるが、網膜損傷を有する患者においては、固視の位置は、中心窩から離れていることが多い。この位置に対応する光学的誤差は、以前の眼科検査や屈折検査で記録されている可能性は低い。これらの軸外光学誤差を主観的な屈折によって測定することは困難である。しかし、従来技術では、適応光学系の使用による焦点の改善が、視覚刺激を固定するために中心窩を使用するすなわち軸上視と、偏心視であるすなわち軸外視との両方において、視覚機能検査のパフォーマンスを向上させることが実証されている。Ｒｏｓｓｉらによる、２００７及びＬｅｗｉｓ，Ｐ．、Ｂａｓｋａｒａｎ，Ｋ．、Ｒｏｓeｎ，Ｒ．、Ｌｕｎｄｓｔｒoｍ，Ｌ．、Ｕｎｓｂｏ，Ｐ．、及びＧｕｓｔａｆｓｓｏｎ，Ｊ．（２０１４）．Ｏｂｊｅｃｔｉｖｅｌｙ ｄｅｔｅｒｍｉｎｅｄ ｒｅｆｒａｃｔｉｏｎ ｉｍｐｒｏｖｅｓ ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｖｉｓｉｏｎ．それぞれ、Ｏｐｔｏｍｅｔｒｙ ａｎｄ ｖｉｓｉｏｎ ｓｃｉｅｎｃｅ：ｏｆｆｉｃｉａｌ ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ａｃａｄｅｍｙ ｏｆ Ｏｐｔｏｍｅｔｒｙ，９１（７）、７４０～７４６．特に、Ｌｅｗｉｓらは、周辺位置での視覚機能のために客観的に決定された屈折を使用することが重要であることを教示している。しかしながら、これらの偏心位置での波面収差は、視野が狭い網膜撮像機器では、光学測定中に機器が特定の位置に向けられ、正確な位置に保持されない限り、測定することができない。より広い視野、ビデオレートの網膜撮像が使用されない限り、この位置決め及び正確な光学測定は、患者による眼球運動により困難である。潜在的な位置の広い範囲にわたる測定と正確な位置決めという要件は、高解像度高解像度を有する単一の網膜撮像デバイスを記載し、波面測定システムを１つだけ有するＷｉｌｌｉａｍｓの米国特許第７４１６３０５号明細書との違いの１つである。このシステムでは、偏心視での使用をサポートするために正確な位置決めを行いながら、十分に広い網膜領域にわたって詳細な波面測定を行うことはできない。高解像度の極限では、回折限界撮像が人間の網膜で可能であるが、その視野は通常の光学系を持つ眼球ではせいぜい約２度に制限される。Ｂｕｒｎｓらによる２０１９及び同僚達、及びＷｉｌｌｉａｍｓによって記載された以前の方法は、偏心固視点の位置にわたる高解像度画像や、末梢視覚刺激の検査に適応光学系を使用するのに十分な広い視野の網膜撮像システムを有していない。
【0044】
したがって、本開示は、眼球の撮像から生じる単一の特徴に依存しない。その代わりに、限定はしないが、広視野を有する網膜撮像特徴を含む知覚された特徴の組合せを使用して、波面測定と組み合わせた固視点の位置及び安定性を決定する。Ｗｉｌｌｉａｍｓのもののような波収差が補償されている高解像度画像は、本開示で使用される種類の情報を提供しない。例えば、Ｗｉｌｌｉａｍｓでは、光学補償を実現することができる網膜像のサイズは、上述のように、患者が固視動揺を有するか、又は偏心視を使用する場合、固視点を局在化するには面積が小さすぎる等平面パッチに制限されなければならない。小さな網膜領域はまた、網膜ランドマーク又は網膜状態に関する情報も不完全なものを提供する。したがって、Ｗｉｌｌｉａｍｓの方法は、Ｗｉｌｌｉａｍｓによって生成された高解像度画像の視野が小さすぎるために使用することができない。
【0045】
加えて、高解像度網膜像の使用は、網膜像を生成するための多重散乱光の使用を妨げる。なぜなら、画像内の高い空間周波数情報は、拒絶されるのではなく共焦点開口を通過する光に主に見られるからである。さらに、本発明では、網膜上の視覚刺激の改善は、視覚機能検査での潜在的な性能と、光学的又は他の要因によって課される制限を判定するための統計的フレームワーク、すなわち統計モデルに組み込まれるが、Ｗｉｌｌｉａｍｓの発明は、屈折矯正手術で使用するための実装、又はデフォーカス及び乱視を超えて現実世界の視覚を改善するコンタクトレンズを製造するための実装に向けられたものである。最後に、Ｗｉｌｌｉａｍｓは、波面測定の技術が照明用の点光源に限定され、ハルトマンシャックセンサの方法を特に使用すると明記している。対照的に、本方法は、Ｌｉａｎｇ及び同僚：Ｌｉａｎｇ Ｊ、Ｇｒｉｍｍ Ｂ、Ｇｏｅｌｚ Ｓ、Ｂｉｌｌｅ ＪＦによって１９９４年に記載されているようなハルトマンシャック法に限定されない。Ｏｂｊｅｃｔｉｖｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｗａｖｅ ａｂｅｒｒａｔｉｏｎｓ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｅｙｅ ｗｉｔｈ ｔｈｅ ｕｓｅ ｏｆ ａ Ｈａｒｔｍａｎｎ－Ｓｈａｃｋ ｗａｖｅ－ｆｒｏｎｔ ｓｅｎｓｏｒ．Ｊ Ｏｐｔ Ｓｏｃ Ａｍ（Ａ）１９９４；１１：１９４９～５７。他の手法の例としては、ハルトマンシャック法と比較する、レーザ光線追跡法、空間分解屈折率計が挙げられる。Ｍｏｒｅｎｏ－Ｂａｒｒｉｕｓｏ Ｅ，Ｍａｒｃｏｓ Ｓ，Ｎａｖａｒｒｏ Ｒ，Ｂｕｒｎｓ ＳＡ．Ｃｏｍｐａｒｉｎｇ ｌａｓｅｒ ｒａｙ ｔｒａｃｉｎｇ，ｔｈｅ ｓｐａｔｉａｌｌｙ ｒｅｓｏｌｖｅｄ ｒｅｆｒａｃｔｏｍｅｔｅｒ，ａｎｄ ｔｈｅ Ｈａｒｔｍａｎｎ－Ｓｈａｃｋ ｓｅｎｓｏｒ ｔｏ ｍｅａｓｕｒｅ ｔｈｅ ｏｃｕｌａｒ ｗａｖｅ ａｂｅｒｒａｔｉｏｎ．Ｏｐｔｏｍ Ｖｉｓ Ｓｃｉ．２００１年３月；７８（３）：１５２－６．ｄｏｉ：１０．１０９７／００００６３２４－２００１０３０００－００００７．ＰＭＩＤ：１１３２７６７６、及びピラミッド波面検知方法は、例えば、Ｓｉｎｇｈ ＮＫ、Ｊａｓｋｕｌｓｋｉ Ｍ、Ｒａｍａｓｕｂｒａｍａｎｉａｎ Ｖ、Ｍｅｙｅｒ Ｄ、Ｒｅｅｄ Ｏ、Ｒｉｃｋｅｒｔ ＭＥ、Ｂｒａｄｌｅｙ Ａ、Ｋｏｌｌｂａｕｍ ＰＳによる、Ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ ｏｆ ａ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ａｂｅｒｒｏｍｅｔｅｒ Ｕｓｉｎｇ Ｐｙｒａｍｉｄａｌ Ｗａｖｅｆｒｏｎｔ Ｓｅｎｓｉｎｇ．Ｏｐｔｏｍ Ｖｉｓ Ｓｃｉ．２０１９年１０月；９６（１０）：７３３－７４４．ｄｏｉ：１０．１０９７／ＯＰＸ．００００００００００００１４３５．ＰＭＩＤ：３１５９２９５６．に記載されている。
【0046】
本発明は、一実施形態では波面センサの照明に点光源を使用するが、他の実施形態では可視波長ディスプレイ７０又は網膜像を使用して必要な波面補償を計算する。他の実施形態では、ハルトマンシャックセンサ、又は網膜上の視覚ディスプレイの焦点を矯正するためのピラミッド波面検知方法などの他の方法が使用される。本発明はまた、予測される性能を計算するために使用される視覚性能の低下の原因を特定し、明確にするために統計モデルで使用するための波面矯正からのデータを報告する。
【0047】
眼球１０から戻ってくるＮＩＲ光は、ビームコンバイナ１１０を通過し、ＮＩＲイメージャ６０に戻され、そこで網膜１４の画像が形成される。網膜像を含む眼底画像は、記憶及び分析のためにデータ収集及び制御線１０１を介してプロセッサ１００に送信される。網膜上の可視波長刺激の投射の座標の位置は既知であるため、ＮＩＲ画像は、網膜上の可視波長刺激の位置を既知の網膜ランドマークに登録する手段を提供する。これらには、網膜血管、視神経乳頭、乳頭周囲萎縮、中心窩光反射、萎縮、出血、新生血管膜、網膜上膜並びに神経膠症、色素変化、及び偏光変化が含まれるが、これらに限定されない。これにより、偏心視域としても既知である固視点の軌跡、固視動揺としても既知である、固視点の軌跡のばらつきを提供する。網膜像は、可視波長ディスプレイが焦点を合わせている網膜上の位置における網膜の状態に関する情報をさらに提供する。網膜上の視覚刺激の位置に関する固視情報及び網膜状態情報は、プロセッサ１００及びユーザインターフェース１０４を使用して、グラフィックオーバーレイとして表示されるか、数値データベースとしてコンピュータによって数値的に記憶されるか、又はその両方が行われる。
【0048】
ＮＩＲイメージャ６０に指向されることを意図されていない眼球１０から戻ってくる光は、ビームコンバイナ１１０から離れてビームコンバイナ１２０に指向される。波面測定システム７５の可視照明又はＮＩＲ照明からの波長範囲の光は、データ収集及び制御線１０８を介してプロセッサ１００にデータを提供する可視又はＮＩＲ波面測定システム８０に指向され、瞳孔面２２で測定された網膜１４から戻る光の光学収差を定量化する。他の実施形態では、ＮＩＲ又は長波長可視照明以外の異なる照明波長の画像のデータは、プロセッサに指向される。波面測定システム８０はまた、タイミング、利得、各測定に含まれるサンプルの数、各測定に含まれるサンプルの位置を含むがこれらに限定されず、プロセッサ１００による波面測定システム８０の正確な制御を可能にするために、データ収集及び制御線１０８を介してプロセッサ１００にハードウェア及び／又はソフトウェア関連データを通信し、プロセッサのコマンドの下で測定によって制御されるか、又はプロセッサに送信されるデータの取得に続く後処理によって制御されるかを問わない。この波面測定データは、プロセッサ１００によって最適化され、視覚刺激の焦点を網膜上に合わせるために十分に正確な情報を提供する一方で、十分に薄暗く、又は視覚機能の測定を妨害するほどの可視照明を同時に導入しない。
【0049】
適応光学系９０の制御ループは、網膜１４上の波面測定システム７５の照明の焦点の測定に基づいて、波面測定システム８０、プロセッサ１００、適応光学系のコントローラ９５、及び適応光学系９０によって形成される。波面収差が計算され、適応光学系によって矯正可能なものが矯正可能として識別され、記録され、データとしてデータベースに保存される。さらに、矯正することができないか、又は矯正するのが現実的ではなく、光学的な誤差が残るものも矯正不可能なものとして識別され、記録され、データとして保存される。
【0050】
特定のタイプの収差、すなわち非常に高次の収差は容易に矯正することができず、許容可能な視力矯正を行う必要はない。本開示は、費用効果の高い解決策を提供し、すなわち、大きな視覚的誤差を排除し、多くの場合、まったく矯正できないか、又は許容範囲内の価格では矯正できない残留誤差を定量化する。その結果、本開示は、現実世界では眼鏡では得られないであろう、又は得られない、コンタクトレンズでは提供困難で、又は眼内レンズインプラント（ＩＯＬ）でさえ提供することが困難な、これまでに最高の焦点を目指すものではない。したがって、本開示は、１又は複数の実施形態において、ミラー及び光学設計を使用して、低次収差及びいくつかの高次波面誤差の矯正を提供する。いくつかの実施形態では、適応光学系が利用され、それは、撮像光線を傾斜させてそれらが指向されるべき場所に戻るように十分に移動する。多くのミラーの微調整にかかる過剰なコストは、非常に高次の収差の矯正を非現実的にし、これらのうちの一部は涙液層と共に経時的に急速に変化する。
【0051】
応答機構１５０は、標的が見えたかどうか、文字が指している方向、及び色はどうかを含むがこれらに限定されない患者による可視波長刺激に関する判断を報告し、プロセッサに入力を提供する。一実施形態では、応答機構１５０は患者によって操作される。別の実施形態では、応答機構は、患者の応答を入力するオペレータ用のユーザインターフェース１０４である。
【0052】
標的が正しく見えているかどうかに関する判定は、次に、視覚機能の測定のために、プロセッサ１００によって次の可視波長刺激を制御するために使用される。この次の可視波長刺激は、１又は複数の実施形態では、患者の応答又は所定のシーケンスに基づく。プロセッサ１００と通信するデータベース２００は、現在の応答、過去の応答、及び視覚機能の判定に関連する任意のデータを記憶する。プロセッサ１００は、制御線１０１を介して受信したＮＩＲイメージャ６０からの網膜像をさらに処理して、標的の位置における網膜１４の状態を特定する。網膜の状態には、共焦点撮像や多重散乱光撮像からの結果が含まれ、血液又は色素の欠陥による不規則な網膜又は網膜下吸収を示す信号振幅の変化、及び網膜下構造の隆起又は肥厚、又は血管を通る血球又は他の粒子の動きを示す計算が示される。データベース２００は、網膜像、網膜上の標的の位置、固視の安定性、網膜像データからの網膜像又は人工知能の処理からの結果、網膜の状態、標的の位置での網膜の状態、中心的傾向及びばらつきの両方を含む測定された視覚機能からの結果、矯正前の波面誤差、及び矯正可能な波面誤差対矯正不可能な波面誤差を含む、システムからの結果を含む。
【0053】
データベースはまた、限定はしないが、カラー眼底写真、走査レーザ検眼鏡検査、走査レーザ検眼鏡検査からの血管マップ、光干渉断層法、光干渉断層法血管造影法、又は適応光学系と共に使用されるこれらのいずれかなどの他の機器からの網膜状態、他の機器からの波面収差又は光学測定値、年齢、性別、診断、治療履歴、及び視覚機能の他の測定値からの結果、を含む他の関連する臨床データ及び人口統計データを含む。
【0054】
モデル２１０は、プロセッサ１００と通信しており、データベース２００に記憶されたデータを使用して、視覚機能の中心的傾向及びばらつきの統計的推定値を提供し、それによって実現され得る潜在的な視覚の範囲が定量化される。中心的傾向は、そのデータセット内の中心位置を識別することによってデータセットを記述しようと試みる単一の値である。これには、小さな瞳孔、角膜又は涙液層の光学系の不良、白内障の水晶体、屈折の不良に起因する不正確な焦点面、及び他の要因などの光学的要因とは無関係な要因も含まれ、開示されたシステムによる測定中に、網膜の状態や治療による改善の可能性をより正確に判断するために、これらの要因のいくつかを軽減することができる。一実施形態では、中心的傾向のメトリックは平均であり、ばらつきのメトリックは分散であり、特定の確率、例えば９５％信頼限界だけ信頼限界から外れる確率に応じて設定することができる信頼上限及び信頼下限の形で、視力低下の交絡理由の有意性の統計的限界を提供する。さらに、波面誤差からの報告は、白内障において視覚測定値がどのように制限されるかを示す。
【0055】
独自の統計分析は、上記の様々な情報源からの情報を組み合わせて、予測される性能に境界線を敷く。例えば、特定の眼球が網膜治療で潜在的に実現できる可能性のある視力に対処するために、光学的誤差、固視点データ、及び他のデータを含む中心的傾向（予測値）とばらつきとから導出された信頼限界などから境界が決定される。測定され、矯正可能であることが分かった収差を使用して、潜在的に実現可能な視力の上限及び下限が決定される。例えば、視力の測定値に基づくＬｏｇＭＡＲ測定では、１つの方法には、タンブリングＥと４つの代替強制選択とが含まれる。統計分析は、光学的及び神経的、そして他の要因が独立しているかどうか、又はそれらが相互作用するものとしてモデル化されなければならないかどうかの判定を含む。モデルの重要な趣旨は、変数が独立しており、全体的な分散が個々の要因の分散の合計に等しいかどうかを判定するためのデータの集合を含む。システムは、網膜治療の成功した場合の視力の予測値、又は水晶体混濁などの無関係な因子の排除が実現され得るかどうかを含むこの状態を定量化する。
【0056】
逆に、異なる実施形態では、モデルは、光学的要因が矯正された後に、予測される視覚機能性能を計算するために、使用されなければならない２つ以上の変数の分散の単純な加算を超える関数を必要とする。さらに、各変数は、ガウス分布よりも複雑な関数を有していてもよく、分散は、平均値を中心に対称でなく、平均値に対して線形にスケーリングされないような様式で分布していてもよい。組み合わせた分散は、信頼上限及び信頼下限を計算するために使用される。これらの信頼限界、すなわち視覚機能テストスコアを解釈するために使用される境界は、構成要素因子の値及び分散を組み合わせる関数に応じて、広くなったり狭くなったりする。上限は、定義により、網膜治療が成功とみなされるために、又は長期測定において改善としてカウントされるために視覚機能測定値が超えなければならない値に相当する。下限は、定義により、視覚機能が超えなければならない値であり、又は経過観察で悪化していないとみなされる値に相当する。下限はまた、視覚を経時的に維持することが目標である場合に、治療が有効であるとみなされるためには、視覚機能が超えなければならない値でもある。これらの値は、光学的な影響、凝視安定性、又は他の要因の重要な評価を欠く、視覚の獲得又は喪失した線などの現在のメトリクスに関連し得る。
【0057】
本発明は、以下の特徴を有する：１）ビデオレート及び患者には見えない近赤外網膜撮像を使用した固視点位置の評価を提供する。２）同じビデオレート近赤外網膜撮像を使用した凝視安定性の評価を提供する。３）網膜から戻る光の波面センサ測定によって収集された、角膜、水晶体、又は瞳孔に見られる病的状態又は加齢状態に起因するものを含む、球面及び円柱に限定されない患者の眼球の光学誤差を識別する。４）適応光学系を用いて上記項目３で上述した波面測定値を使用して、球面及び円柱に限定されない、患者の眼球の主な光学誤差の視覚機能の測定中に、対物矯正を提供する。５）瞳孔サイズの個人差による大きなばらつきを低減するために、器具の固定サイズの瞳孔を介して網膜上に視覚標的を投射する。６）共焦点及び多重散乱光による網膜像の分析を提供し、異なる撮像モードは、米国特許第７３３１６６９号、米国特許第７８３１１０６号、米国特許第８２３７８３５号、及び米国特許第８４８８８９５号に記載されているように、共焦点又は多重散乱光撮像、及び異なる撮像モードからの情報の組合せを使用することによって、その位置での網膜の状態を明確にして、視覚検査において患者によって使用される固視点での正確な病変を詳述する、７）独自の統計分析を使用して、上記のすべての構成要素１～６の組合せを含む潜在的な視覚を測定するための新規のシステムを提供する。
【0058】
図３は、本発明による光学撮像視覚ディスプレイシステム５０の別の実施形態を示す図である。近赤外（ＮＩＲ）イメージャ６０、すなわち撮像デバイスは、光を眼球１０に指向し、光が網膜に指向されてそこに焦点が合うようにして、正確な画像を提供する。当業者は、様々な異なる構成がこの機能を果たすことを認識するであろう。異なる実施形態では、ＮＩＲイメージャは、点走査システムであるか、Ｅｌｓｎｅｒらによる、１９９２；及びｔｈｅ Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ Ｓｐｅｃｔｒａｌｉｓ（Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ、ドイツ）；及び米国特許第７３３１６６９号明細書、米国特許７８３１１０６号明細書、又は米国特許第８２３７８３５号；及びｔｈｅ Ｅｉｄｏｎ Ｃａｍｅｒａ（ｉＣａｒｅ，Ｖａｎｔａａ，フィンランド）に記載されているような、線走査システムである。撮像デバイス６０が、網膜を横切って照明を走査することにより、又は一連の照明領域を網膜上に投射することにより網膜を照明し、網膜からの光が同期して検出される。一実施形態では、撮像デバイス６０は、偏心固視及び網膜ランドマークの決定を可能にするために、広視野、すなわち約８度～６０度の視野角度を有する。網膜からＮＩＲイメージャ６０に戻る光は、網膜１４の画像を生成するのに十分な精度で網膜上に集束され、可視波長ディスプレイ７０で投射された標的の位置と比較するために、明確に集束された優れた画像を提供する。ＮＩＲイメージャ６０の照明及び検出特性は、Ｅｌｓｎｅｒらによる、２０２０に記載されているように、共焦点及び多重散乱光撮像の両方を提供する。画像を計算するために使用される画像又はデータは、コンピュータ、マイクロコンピュータ、及び電子制御デバイスを含む１又は複数のプロセッサからなるプロセッサ１００に指向される。異なる実施形態では、プロセッサ１００は、受信データを記憶するためのメモリを含むか、又はデータを送信するための送信機を含む。他の実施形態では、メモリ又は送信機は、プロセッサ１００の外部に配置される。プロセッサ１００はまた、ＮＩＲイメージャ６０の特性が、眼球を透過する光とＮＩＲイメージャ６０用のセンサの特性との両方の撮像を可能にするように、データ収集及び制御線１０１を介してイメージャ６０を制御する。特性は、強度、利得、撮像モード、偏光特性、波長、網膜上の照明の幅、又は透過光波の視野を含むが、これらに限定されず、オペレータによって選択可能である。オペレータは、制御線１０２を介してプロセッサ１００に結合されたユーザインターフェース１０４などの入力デバイスを通して、制御線１０２を介してイメージャ６０の機能を調整する。選択されたパラメータは、プロセッサ１００に記憶又は記録され、視覚機能の判定を行う際に使用される。
【0059】
同様に制御線１０６を介してプロセッサ１００によって制御される可視波長ディスプレイ７０は、瞳孔１６を通して眼球１０内に既知の量や既知の種類の光を指向する様式で網膜１４に向けて指向される光出力を有する。有指向性の光は、１又は複数の実施形態では、ケーラー照明としても既知であるマクスウェル視野を使用して指向され、したがって、網膜１４上の照明が識別可能であり、一貫して再現可能であり、単一の患者又は複数の患者のいずれかについて、一方の眼球から次の眼球まで一定にされるような様式で指向される。ディスプレイ７０は、一実施形態では、デジタル光プロジェクタ、液晶ディスプレイスクリーン、シリコン上の液晶、カソード発光ディスプレイ、エレクトロルミネセンスディスプレイ、フォトルミネセンスディスプレイ、プラズマディスプレイパネル、白熱ディスプレイ、発光ダイオード、それらの組合せ、又は視覚刺激を投射する任意の同様の光学ディスプレイを含むがこれらに限定されない、一次元又は二次元ディスプレイを含む。異なる実施形態では、視覚刺激は、プロセッサ１００の内部又は外部に配置されたメモリに記憶された１又は複数の所定の画像である。本明細書で使用される場合、一次元ディスプレイは、網膜を横切って走査される単一の線を送信する。
【0060】
プロセッサ１００は、ディスプレイ７０の表示された画像を制御する制御線１０６を介して、メモリに生成又は記憶された視覚刺激を投射するためのコマンドを送信し、これには、視覚刺激のパターン、パターンの強度、表示される画像のタイミング、画像の動き、網膜上のディスプレイの位置、及び画像の色が含まれるが、これらに限定されない。可視波長ディスプレイ７０の出力は、ビーム整形及びコンバイナ構成要素１３５を介して適応光学系部９０に光を送信し、調整可能な１又は複数の光学素子によって波面誤差を矯正する。適応光学系部９０は、制御線１０５を介して適応光学系のコントローラ９５によって制御される。適応光学系のコントローラ９５は、制御線１０３を介してプロセッサ１００によって制御される。
【0061】
適応光学系９０の調整は、制御線１０５を介して適応光学系のコントローラ９５によって制御可能であり、その結果、網膜１４上の照明の焦点は、球面及び円柱のみを矯正することによって実現されるものよりも良く改善される。この組み合わされた光出力は、ミラー、ビームスプリッタ、又はフィルタ１２５から眼球に指向され、ビームコンバイナ１１０でＮＩＲイメージャ６０からの光と組み合わされる。ＮＩＲイメージャ６０及び可視波長ディスプレイ７０の両方からの光は、眼球の瞳孔を通って指向され、可視波長ディスプレイ７０と共に、適応光学系部９０によって網膜上に集束される。ＮＩＲイメージャ６０は、ＮＩＲイメージャ６０と通信しているプロセッサ１００からの制御を介して内部構成要素によって集束される。網膜１４から戻る光は、眼球１０の瞳孔１６を通過する。
【0062】
眼球１０から戻ってくるＮＩＲ光は、ビームコンバイナ１１０を通過し、ＮＩＲイメージャ６０に戻され、そこで網膜１４の画像が形成される。網膜像を含む眼底画像は、記憶及び分析のためにデータ収集及び制御線１０１を介してプロセッサ１００に送信される。網膜上の可視波長刺激の投射の座標の位置は既知であるため、上記のように、ＮＩＲ画像は、網膜上の可視波長刺激の位置を既知の網膜ランドマークに登録する手段を提供する。これにより、偏心視域としても既知である固視点の軌跡、固視動揺としても既知である、固視点の軌跡のばらつきを提供する。網膜像は、可視波長ディスプレイが焦点を合わせている網膜上の位置における網膜の状態に関する情報をさらに提供する。網膜上の視覚刺激の位置に関する固視情報及び網膜状態情報は、プロセッサ１００及びユーザインターフェース１０４を使用して、グラフィックオーバーレイとして表示されるか、コンピュータに数値的に記憶されるか、又はその両方が行われる。
【0063】
ＮＩＲイメージャ６０に指向されることを意図されていない眼球１０から戻ってくる光は、ビームコンバイナ１１０から離れて、ミラー、ビームスプリッタ、又はフィルタ１２５に指向される。ＮＩＲイメージャ６０はまた、網膜１４から戻る光の光学収差を定量化するために、データ収集及び制御線１０１を介してプロセッサ１００にデータを提供する。これは、ＮＩＲイメージャ６０に照明及びセンサが含まれているが、追加の照明源及びセンサがないため、センサレス適応光学系として既知である（Ｂｕｒｎｓらによる、２０１９）。一実施形態では、網膜上の標的の位置は、プロセッサ１００を使用して、光学矯正データをその位置のサンプルに限定するために使用され、例えば、これらは網膜の高さが異なる可能性があるため、視覚刺激が投射される領域外を含む網膜の一部にわたって平均化するよりも正確である。本発明は、Ｗｉｌｌｉａｍｓらの固有の制限である網膜の狭い視野に限定されないため、網膜上の特定の位置に正確な焦点を提供するために、サンプリングされる網膜の領域を最適化することができる。
【0064】
本発明では、網膜の病理学的特徴を識別することができ、これは、そのような病理学的特徴が、ある網膜位置での視覚機能検査の際の網膜１４上の好ましい焦点面を、別の網膜位置における場合よりも変化させ得るので重要である。別の実施形態では、波面誤差は、別のデバイス、又は特定の眼球が潜在的に実現することができる視力の測定値、のいずれからか事前に計算され、ＮＩＲイメージャによって決定された網膜上の標的の位置が、プロセッサ１００によって波面誤差の矯正を指定するために使用され、その後、制御線１０３を介して適応光学系のコントローラ９５に送信される。一実施形態では、波面誤差計算のための信号強調は、Ｃｌａｒｋらによる、２０１０、２０１１；Ｅｌｓｎｅｒらによる、２０１１に記載されているように、構造化照明を使用することによって生成される。これは、ＮＩＲイメージャが、点走査システムであるか、Ｅｌｓｎｅｒらによる、１９９２；；ｔｈｅ Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ Ｓｐｅｃｔｒａｌｉｓ（Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ、ドイツ、）；米国特許第７３３１６６９号明細書、米国特許７８３１１０６号明細書、又は米国特許第８２３７８３５号；及びｔｈｅ Ｅｉｄｏｎ Ｃａｍｅｒａ（ｉＣａｒｅ，Ｖａｎｔａａ，フィンランド）に記載されているような、線走査システムであるかにかかわらず、実現される。後者は、低コストかつ迅速な照明線のオンとオフの切り替えを可能にし、これは、網膜上の関心領域からサンプリングするための眼球を介した光伝達のフーリエ解析やその他の解析を容易にする矩形波回折格子を提供する。ＮＩＲイメージャ６０の網膜から戻った光の量は、眼底色素沈着の影響がほとんどないため瞳孔径に依存し、それにより、Ｅｌｓｎｅｒらによる、２０１３に記載されているように、図２、図４、及び図５の波面測定システムがない場合の患者の瞳孔径を報告する。
【0065】
適応光学系９０の制御ループは、網膜１４上のＮＩＲイメージャ６０からの焦点の測定値に基づいて、ＮＩＲイメージャ６０又はデータベース２００内のデータ、プロセッサ１００、適応光学系のコントローラ９５、及び適応光学系９０によって形成される。波面収差が計算され、適応光学系によって矯正することができるものが報告され、また、矯正することができないか、又は矯正することが現実的ではなく、残留光学系誤差をもたらすものも報告される。一実施形態では、ＮＩＲイメージャ６０の照明は時間的に変調され、その後、ＮＩＲイメージャ６０の検出機構における周波数ベースの検出方式が、改善された信号対雑音比を実現するために使用される。代替としては、照明の単純なフリッカ、並びに周波数に基づくＮＩＲイメージャ６０によるホモダイン及びヘテロダイン検出のより複雑な方式が挙げられる。一実施形態では、波面測定のためのＮＩＲ照明は、視覚標的の網膜位置、固視動揺、又は網膜状態を判定するためのより最適な網膜像を生成するために使用されるＮＩＲ照明のパターンと時間的に交互に行われる。好ましい実施形態では、ＮＩＲ照明は、視覚機能測定で使用される患者によって行われる判断を妨げない程度に十分に暗い。好ましい実施形態では、焦点及び波面誤差計算からのデータは、波面誤差に起因する低次収差及び高次収差、並びに網膜焦点の推定誤差を記述する様式で報告される。応答機構１５０は、標的が見えたかどうか、文字が指している方向、及び色はどうかを含むがこれらに限定されない、患者によって知覚される可視波長刺激に関して患者によって行われた判断を報告し、プロセッサに入力を提供する。一実施形態では、応答機構は患者によって操作される。別の実施形態では、応答機構は、患者の応答を入力するオペレータ用のユーザインターフェース１０４である。
【0066】
標的が正しく見えているかどうか、すなわち正しく識別されているかどうかに関する判定は、次に、視覚機能の測定のために、プロセッサ１００によって次の可視波長刺激を制御するために使用される。プロセッサ１００と通信するデータベース２００は、現在の応答、過去の応答、及び視覚機能の判定に関連する任意のデータを記憶する。プロセッサ１００は、制御線１０１を介して受信したＮＩＲイメージャ６０からの網膜像をさらに処理して、標的の位置における網膜１４の状態を特定する。網膜の状態には、共焦点撮像や多重散乱光撮像からの結果が含まれ、血液若しくは色素の欠陥による不規則な網膜又は網膜下吸収を示す信号振幅の変化、及び網膜下構造の隆起若しくは肥厚、又は血管を通る血球又は他の粒子の動きを示す計算が示される。データベース２００は、網膜像、網膜上の標的の位置、固視の安定性、網膜像データからの網膜像又は人工知能の処理からの結果、網膜の状態、標的の位置での網膜の状態、中心的傾向及びばらつきの両方を含む測定された視覚機能からの結果、矯正前の波面誤差、及び矯正可能な波面誤差対矯正不可能な波面誤差を含む、システムからの結果を含む。
【0067】
データベース２００はまた、限定はしないが、カラー眼底写真、走査レーザ検眼鏡検査、光干渉断層法、光干渉断層法血管造影法、又は適応光学系と共に使用されるこれらのいずれかなどの他の機器からの網膜状態、他の機器からの波面収差又は光学測定値、年齢、性別、診断、治療履歴、及び視覚機能の他の測定値からの結果を含む他の関連する臨床データ及び人口統計データを含む。これらのデータは、波面誤差の計算を改善するために使用することができる。
【0068】
モデル２１０は、プロセッサ１００と通信しており、データベースに記憶されたデータを使用して、視覚機能の中心的傾向及びばらつきの統計的推定値を提供し、それによって実現され得る潜在的な視覚の範囲が上記のように定量化される。中心的傾向は、そのデータセット内の中心位置を識別することによってデータセットを記述しようと試みる単一の値である。これには、小さな瞳孔、角膜又は涙液層の光学系の不良、白内障の水晶体、屈折の不良に起因する不正確な焦点面、及び他の要因などの光学的要因とは無関係な要因も含まれ、開示されたシステムによる測定中に、網膜の状態や治療による改善の可能性をより正確に判断するために、これらの要因のいくつかを軽減することができる。視覚タスクの性能の上限及び下限は、図２の実施形態と同様に計算され使用される。
【0069】
図４は、本発明による光学撮像視覚ディスプレイシステム４０の別の実施形態を示す図である。上述のようないくつかの実施形態を有するＮＩＲイメージャ６０は、光を眼球１０に指向し、光が網膜に指向されてそこに焦点が合うようにして、正確な画像を提供する。機能は、説明した特定の変更を除いて、図２及び図３の機能と同様である。
【0070】
網膜からＮＩＲイメージャ６０に戻る光は、網膜１４の画像を生成するのに十分な精度で網膜上に集束され、可視波長ディスプレイ７０で投射された標的の位置と比較するために、明確に集束された優れた画像を提供する。Ｅｌｓｎｅｒらによる、２０２０及び図２の他の説明に記載されているように、ＮＩＲイメージャ６０の照明及び検出特性は、共焦点及び多重散乱光撮像の両方を提供する。画像を計算するために使用される画像又はデータは、コンピュータ、マイクロコンピュータ、及び電子制御デバイスを含む１又は複数のプロセッサからなるプロセッサ１００に指向される。異なる実施形態では、プロセッサ１００は、受信データを記憶するためのメモリを含むか、又はデータを送信するための送信機を含む。他の実施形態では、メモリ又は送信機は、プロセッサ１００の外部に配置される。プロセッサ１００はまた、ＮＩＲイメージャ６０の特性が、眼球を透過する光とＮＩＲイメージャ６０用のセンサの特性との両方の撮像を可能にするように、データ収集及び制御線１０１を介してイメージャ６０を制御する。特性は、強度、利得、撮像モード、偏光特性、波長、網膜上の照明の幅、又は透過光波の視野を含むが、これらに限定されず、オペレータによって選択可能である。オペレータは、制御線１０２を介してプロセッサ１００に結合されたユーザインターフェース１０４などの入力デバイスを通して、制御線１０２を介してイメージャ６０の機能を調整する。選択されたパラメータは、プロセッサ１００に記憶又は記録され、視覚機能の判定を行う際に使用される。
【0071】
同様に制御線１０６を介してプロセッサ１００によって制御される可視波長ディスプレイ７０は、瞳孔１６を通して眼球１０内に既知の量や既知の種類の光を指向する様式で網膜１４に向けて指向される光出力を有する。有指向性の光は、１又は複数の実施形態では、ケーラー照明としても既知であるマクスウェル視野を使用して指向され、したがって、網膜１４上の照明が識別可能であり、一貫して再現可能であり、単一の患者又は複数の患者のいずれかについて、一方の眼球から次の眼球まで一定にされるような様式で指向される。ディスプレイ７０は、一実施形態では、デジタル光プロジェクタ、液晶ディスプレイスクリーン、シリコン上の液晶、カソード発光ディスプレイ、エレクトロルミネセンスディスプレイ、フォトルミネセンスディスプレイ、プラズマディスプレイパネル、白熱ディスプレイ、発光ダイオード、それらの組合せ、又は視覚刺激を投射する任意の同様の光学ディスプレイを含むがこれらに限定されない、一次元又は二次元ディスプレイを含む。異なる実施形態では、視覚刺激は、プロセッサ１００の内部又は外部に配置されたメモリに記憶された１又は複数の所定の画像である。
【0072】
プロセッサ１００は、ディスプレイ７０の表示された画像を制御する制御線１０６を介して、メモリに生成又は記憶された視覚刺激を投射するためのコマンドを送信し、これには、視覚刺激のパターン、パターンの強度、表示される画像のタイミング、画像の動き、網膜上のディスプレイの位置、及び画像の色が含まれるが、これらに限定されない。
【0073】
可視波長ディスプレイ７０の光出力は、ビーム整形及びコンバイナ１３５によって、調整可能な１又は複数の光学素子を含む適応光学系部９０に指向される。適応光学系９０の調整は、制御線１０５によって適応光学系のコントローラ９５によって制御可能であり、その結果、網膜１４上の照明の焦点は、球面及び円柱のみを矯正することによって実現されるものよりも良く改善される。適応光学系のコントローラ９５は、制御線１０３を介してプロセッサ１００によって制御される。この光出力は、ビームコンバイナ１２０から眼球に指向され、そこでビームコンバイナ１１０でＮＩＲイメージャ６０からの光と組み合わされる。ＮＩＲイメージャ６０及び可視波長ディスプレイ７０の両光源からの光は、眼球の瞳孔を通って指向され、可視波長ディスプレイ７０と共に、適応光学系部９０によって網膜１４上に集束される。ＮＩＲイメージャ６０は、ＮＩＲイメージャ６０及び波面測定システム８０の両方と通信するプロセッサ１００からの制御を介して、内部構成要素によって集束される。網膜１４から戻る光は、眼球１０の瞳孔１６を通過する。
【0074】
眼球１０から戻ってくるＮＩＲ光は、ビームコンバイナ１１０を通過し、ＮＩＲイメージャ６０に戻され、そこで網膜１４の画像が形成される。網膜像を含む眼底画像は、記憶及び分析のためにデータ収集及び制御線１０１を介してプロセッサ１００に送信される。網膜上の可視波長刺激の投射の座標の位置は既知であるため、ＮＩＲ画像は、網膜上の可視波長刺激の位置を既知の網膜ランドマークに登録する手段を提供する。これらには、網膜血管、視神経乳頭、乳頭周囲萎縮、中心窩光反射、萎縮、出血、新生血管膜、網膜上膜並びに神経膠症、色素変化、及び偏光変化が含まれるが、これらに限定されない。これにより、偏心視域としても既知である固視点の軌跡、固視動揺としても既知である、固視点の軌跡のばらつきを提供する。網膜像は、可視波長ディスプレイが焦点を合わせている網膜上の位置における網膜の状態に関する情報をさらに提供する。網膜上の視覚刺激の位置に関する固視情報及び網膜状態情報は、プロセッサ１００及びユーザインターフェース１０４を使用して、グラフィックオーバーレイとして表示されるか、コンピュータに数値的に記憶されるか、又はその両方が行われる。ＮＩＲイメージャ６０に指向されることを意図されていない眼球１０から戻ってくる光は、ビームコンバイナ１１０から離れてビームコンバイナ１２０に指向される。可視波長ディスプレイ７０からの波長範囲の光は、データ収集及び制御線１０８を介して、プロセッサ１００にデータを提供する可視又はＮＩＲ波面測定システム８０に指向され、瞳孔面２２で測定された網膜１４から戻る光の光学収差を定量化する。波面測定システム８０はまた、タイミング、利得、各測定に含まれるサンプルの数、各測定に含まれるサンプルの位置を含むがこれらに限定されず、プロセッサ１００による波面測定システム８０の正確な制御を可能にするために、データ収集及び制御線１０８を介してプロセッサ１００にハードウェア及び／又はソフトウェア関連データを通信し、プロセッサのコマンドの下で測定によって制御されるか、又はプロセッサに送信されるデータの取得に続く後処理によって制御されるかを問わない。
【0075】
適応光学系９０の制御ループは、網膜１４上の可視波長ディスプレイ７０からの照明の焦点の測定に基づいて、波面測定システム８０、プロセッサ１００、適応光学系のコントローラ９５、及び適応光学系９０によって形成される。波面収差が計算され、適応光学系によって矯正することができるものが報告され、また、矯正することができないか、又は矯正することが現実的ではなく、残留光学系誤差をもたらすものも報告される。一実施形態では、可視波長ディスプレイ７０からの照明は時間的に変調され、その後可視又はＮＩＲ波面測定システム８０の検出機構における周波数ベースの検出方式が、改善された信号対雑音比を実現するために使用される。代替としては、照明の単純なフリッカ、並びに周波数に基づく可視又はＮＩＲ波面測定システム８０によるホモダイン及びヘテロダイン検出のより複雑な方式が挙げられる。一実施形態では、波面測定のための照明は、視覚機能を検査するために使用されるパターンと時間的に交互に行われる。好ましい実施形態では、ＮＩＲイメージャ６０のＮＩＲ照明は、視覚機能測定で使用される判断を妨げない程度に十分に暗い。同様に、好ましい一実施形態では、ＮＩＲイメージャ６０のＮＩＲ照明は、波面測定値にも視覚機能測定値にも干渉しないように、可視波長ディスプレイ７０の波長範囲と重複しない。好ましい実施形態では、焦点及び波面誤差計算からのデータは、波面誤差に起因する低次収差及び高次収差、並びに網膜焦点の推定誤差を記述する様式で報告される。
【0076】
応答機構１５０は、標的が見えたかどうか、文字が指している方向、及び色はどうかを含むがこれらに限定されない患者による可視波長刺激に関する判断を報告し、プロセッサに入力を提供する。一実施形態では、応答機構１５０は患者によって操作される。別の実施形態では、応答機構は、患者の応答を入力するオペレータ用のユーザインターフェース１０４である。
【0077】
標的が正しく見えているかどうかに関する判定は、次に、視覚機能の測定のために、プロセッサ１００によって次の可視波長刺激を制御するために使用される。この次の可視波長刺激は、患者の応答又は視覚標的の所定のシーケンスに基づくことができる。プロセッサ１００と通信するデータベース２００は、現在の応答、過去の応答、及び視覚機能の判定に関連する任意のデータを記憶する。プロセッサ１００は、制御線１０１を介して受信したＮＩＲイメージャ６０からの網膜像をさらに処理して、標的の位置における網膜１４の状態を特定する。網膜の状態には、共焦点撮像や多重散乱光撮像からの結果が含まれ、血液若しくは色素の欠陥による不規則な網膜又は網膜下吸収を示す信号振幅の変化、及び網膜下構造の隆起若しくは肥厚、又は血管を通る血球又は他の粒子の動きを示す計算が示される。データベース２００は、網膜像、網膜上の標的の位置、固視の安定性、網膜像データからの網膜像又は人工知能の処理からの結果、網膜の状態、標的の位置での網膜の状態、中心的傾向及びばらつきの両方を含む測定された視覚機能からの結果、矯正前の波面誤差、及び矯正可能な波面誤差対矯正不可能な波面誤差を含む、システムからの結果を含む。
【0078】
データベースはまた、限定はしないが、カラー眼底写真、走査レーザ検眼鏡検査、光干渉断層法、光干渉断層法血管造影法、又は適応光学系と共に使用されるこれらのいずれかなどの他の機器からの網膜状態、他の機器からの波面収差又は光学測定値、年齢、性別、診断、治療履歴、及び視覚機能の他の測定値からの結果を含む他の関連する臨床データ及び人口統計データを含む。モデル２１０は、プロセッサ１００と通信しており、データベースに記憶されたデータを使用して、視覚機能の中心的傾向とばらつきの統計的推定値を提供し、上記のように、実現される可能性のある潜在的な視覚の範囲が定量化されるようにする。中心的傾向は、そのデータセット内の中心位置を識別することによってデータセットを記述しようと試みる単一の値である。これには、小さな瞳孔、角膜又は涙液層の光学系の不良、白内障の水晶体、屈折の不良に起因する不正確な焦点面、及び他の要因などの光学的要因とは無関係な要因も含まれ、開示されたシステムによる測定中に、網膜の状態や治療による改善の可能性をより正確に判断するために、これらの要因のいくつかを軽減することができる。一実施形態では、中心的傾向のメトリックは平均であり、ばらつきは分散であり、特定の確率、例えば９５％信頼限界だけ信頼限界から外れる確率に応じて設定することができる信頼上限及び信頼下限の形で、視力低下の交絡理由の有意性の統計的限界を提供する。さらに、波面誤差からの報告は、白内障において視覚測定値がどのように制限されるかを示す。視覚タスクの性能の上限及び下限は、図２の実施形態と同様に計算され使用される。
【0079】
図５は、ハルトマンシャックセンサを使用した波面測定を用いて、光学収差の測定を実施しながら視覚機能を判定するための光学撮像及び視覚ディスプレイシステム４０の別の実施形態を示す図である。ＮＩＲ又は可視波長イメージャ６４は、デジタルミラー（ＤＭＤ）と、Ｍｕｌｌｅｒ ＭＳ，Ｅｌｓｎｅｒ ＡＥに見られるような垂直共振器面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ）である照明源とを備えたデジタル光プロジェクタ（ＤＬＰ）として示されている。Ｃｏｎｆｏｃａｌ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ ａ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｌｉｇｈｔ Ｐｒｏｊｅｃｔｏｒ ｗｉｔｈ ａ Ｎｅａｒ Ｉｎｆｒａｒｅｄ ＶＣＳＥＬ Ｓｏｕｒｃｅ．Ｐｒｏｃ ＳＰＩＥ Ｉｎｔ Ｓｏｃ Ｏｐｔ Ｅｎｇ．２０１８年２月；１０５４６：１０５４６０Ｇ．ｄｏｉ：１０．１１１７／１２．２２９０２８６．ＰＭＩＤ：２９８９９５８６；ＰＭＣＩＤ：ＰＭＣ５９９５５６９．この実施形態では照明とパターン生成とに関して別のＤＬＰを使用する可視波長ディスプレイ７４は、網膜１４への正確な合焦を実現するために波面収差を矯正するための可視又はＮＩＲ波面測定システム８２の制御下で、追加の集束レンズ２５０によって適応光学系９０に指向される。ＮＩＲ又は可視波長イメージャ６４からの照明は、一連のレンズ２５０とビームコンバイナ１２０とを使用して、可視波長ディスプレイ７４からの照明と組み合わされる。周知のハルトマンシャック法は、Ｂｕｒｎｓらによる、２０１９に記載されているように、小型レンズアレイを通過する網膜から戻る光をサンプリングすることによって生成される瞳孔面内に集束された点のアレイの強度及び位置を評価する可視又はＮＩＲ波面測定システム８２を使用することによって実装される。
【0080】
図６Ａ、図６Ｂ、図６Ｃ、及び図６Ｄは、経年劣化及び屈折誤差の影響を示す、ＮＩＲ波長測定からの低次収差（ＬＯＡ）及び高次収差（ＨＯＡ）のサンプルグラフ表示を示す図である。これはまた、ピラミッド波面検知方法が本発明で使用できることを実証する。すなわち、波面収差の測定方法は、ハルトマンシャック法に限定されない。左上の図６Ａは、３０歳の患者の眼球から得られた結果で、この患者は正視であるが、若干の乱視があり、それでも低次収差は最小であると予測される（２８０）。右上の図６Ｂは、３０歳の患者の眼球から得られた結果で、この患者は正視であり、若干の乱視があるが、加齢による水晶体の変化はほとんどないと予測されるため、高次収差は最小であると予測される（２８１）。左下の図６Ｃは、７１歳の患者の眼球からの結果であり、近視であるため、大きな低次収差を有すると予測される（２８２）。右下の図６Ｄは、７１歳の患者の眼球からの結果であるが、近視であり、水晶体及び涙液層の経年変化を有すると予測されるため、より大きな高次収差を有すると予測される（２８３）。左のプロットは、非点収差（垂直）、デフォーカス、非点収差（全体）、チルト（水平）、チルト（垂直）、及びピストンを示す。右のプロットは、クアドラフォイル（垂直）、非点収差（垂直）、球面収差、非点収差（全体）、トレフォイル（全体）、コマ（水平）、コマ（垂直）、及びトレフォイル（垂直）を示す。
【0081】
図７Ａ及び図７Ｂは、波面収差を報告する別の方法を示し、点像分布関数として既知である、眼球によって網膜上に集束されるスポットからの計算された偏差についての若年患者（図７Ａ）と高齢患者（図７Ｂ）との間の違いを示す。上側の若年者の眼球は、よりコンパクトな網膜上の光の分布を有し、より良好な焦点を示している。下側の高齢者の眼球は、コンパクトではない分布であり、単なるデフォーカスが生み出すよりも複雑な関数を有する。この場合もやはり、本発明のピラミッド波面検知方法は、すなわち、波面収差の測定方法は、ハルトマンシャック法に限定されないことを実証する。
【0082】
図８Ａ及び図８Ｂは、波面収差を報告する別の方法を示し、瞳孔平面における波面収差のプロットにおける若年患者（図８Ａ）と高齢患者（図８Ｂ）との間の違いを示す図である。上側の若年患者、すなわち図８Ａは、瞳孔全体にわたって波面がかなり一定しているが、下側の高齢患者でより近視の患者、すなわち図８Ｂは、瞳孔の中心領域と周辺領域との間に顕著な差を有する。
【0083】
図９Ａ及び図９Ｂは、波面収差による文字Ｅの予測される劣化コントラストの表現であり、正視である若年者の眼球（図９Ａ）と、近視で高次の波面収差が増加したより高齢者の眼球（図９Ｂ）とを比較している。文字Ｅは、高齢患者の網膜にはあまり焦点が合わないと予測されるため、網膜が健康であっても視覚機能の低下が予測される。この場合もやはり、１又は複数の実施形態において、ピラミッド波面検知方法が使用されることを実証する。すなわち、波面収差の測定方法は、ハルトマンシャック法に限定されない。
【0084】
以上、本発明の原理を組み込んだ例示的な実施形態を本明細書に開示したが、本発明は開示された実施形態に限定されない。代わりに、本出願は、その通常の原理を使用して本発明の任意の変形、用途、又は応用を網羅することを意図している。さらに、本出願は、本発明が関連し、かつ添付の特許請求の範囲の範囲内にある当技術分野における公知の又は慣習の実施に範囲にある、本開示からの発展を網羅することを意図している。
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6A】
【図6B】
【図6C】
【図6D】
【図7A】
【図7B】
【図8A】
【図8B】
【図9A】
【図9B】
【手続補正書】
【提出日】2023-10-16
【手続補正1】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項1】
視覚に悪影響を及ぼす一方で、網膜の状態とは無関係な因子を定量化又は最小化しながら、瞳孔を有する眼球の視覚機能を測定するシステムであって、（ａ）前記眼球の前記瞳孔を通して前記網膜に光を投射し、前記瞳孔を通して前記光の大部分を通過させて、高い空間周波数又は低いコントラストを含む視覚刺激を正確に送信しながら前記網膜に到達する光の量の個人差を排除することができる光学設計を有する視覚ディスプレイと、
（ｂ）前記網膜及び網膜下構造を撮像し、前記網膜の状態及び網膜構造の位置に関する詳細を提供するためのＮＩＲ又は長可視波長撮像デバイスと、
（ｃ）前記視覚ディスプレイからの前記視覚刺激と網膜像とを比較して、固視点の軌跡として既知であり、他の分野では、偏心視域として既知である、前記網膜の標的の前記軌跡を提供するプロセッサと、を備え、
（ｄ）前記プロセッサが、前記ＮＩＲ又は長可視波長撮像デバイスによって提供される一連の網膜像から、経時的な前記固視点の軌跡の前記ばらつきを判定し、
（ｅ）前記プロセッサが、画像処理に基づいて前記網膜像を分析し、撮像パラメータに従って前記固視点の軌跡における前記網膜及び網膜下構造の状態を報告し、
（ｆ）前記視覚刺激の前記位置で前記網膜に到達する前記光の波面の前記眼球の前記瞳孔の面での偏差に基づいて、検査されている視覚機能を評価する波面測定システムを備え、
（ｇ）前記プロセッサが、波面測定値から前記眼球の光学系から生じる波面誤差を判定し、
（ｈ）前記視覚ディスプレイの前記波面誤差を矯正し、前記網膜の前記視覚刺激の焦点の改善を実現するように１又は複数の適応光学系部を制御する制御機構を備え、
（ｉ）前記プロセッサが、前記波面測定値に基づいて前記網膜の前記視覚刺激の前記焦点を調整し、矯正済み及び矯正不可能な波面収差を評価し、
（ｊ）前記視覚刺激に関する判定を記録する応答機構を備え、
（ｋ）前記制御機構が、可視波長ディスプレイの前記視覚刺激の１又は複数のパラメータを制御し、
（ｌ）前記プロセッサが、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｇ、ｉ、及びｊの結果に従って、前記視覚ディスプレイ又は最終出力で使用される前記パラメータを計算し、
（ｍ）前記視覚機能の測定が、網膜治療が成功した場合又は水晶体混濁などの無関係な因子の除去が実現された場合の視力に対する予測値を含み、
（ｎ）前記プロセッサが、中心的傾向及びばらつきの測定値を含む、視覚機能メトリクスの測定値を提供し、網膜の状態が改善されていると結論付けるために超えなければならない上限を特定し、前記視覚機能のメトリクスは、網膜の状態が悪化していないと結論付けるために超えなければならない下限を含む、
システム。
【請求項2】
前記視覚ディスプレイの前記光が、直径約３ｍｍの瞳孔を通して投射され、高空間周波数刺激を送信するのに十分な開口数を提供する、請求項１に記載のシステム。
【請求項3】
撮像デバイスが、前記網膜を横切って照明を走査することにより、又は一連の照明領域を前記網膜に投射することにより前記網膜を照明し、前記網膜からの光が同期して検出される、請求項１に記載のシステム。
【請求項4】
撮像デバイスが、共焦点撮像を提供し、代替的に、照明ビーム及び検出読み出しが、空間的又は時間的に変位している状態で、多重散乱光撮像を提供する、請求項１に記載のシステム。
【請求項5】
前記プロセッサが、画像内又は経時的に２つ以上の方向の照明に対して検出オフセットを有する画像を分析する、請求項１に記載のシステム。
【請求項6】
前記プロセッサが、ＮＩＲ又は長波長可視照明以外の異なる照明波長の画像を分析する、請求項１に記載のシステム。
【請求項7】
前記プロセッサが、前記眼球から戻る前記光の強度以外の特性、蛍光、コヒーレンス、又は偏光などを、各位置で又はより広い領域のいずれかにわたって集合的に分析する、請求項１に記載のシステム。
【請求項8】
前記波面についての測定デバイスが、シャックハルトマンセンサシステムである、請求項１に記載のシステム。
【請求項9】
前記波面についての測定デバイスが、長波長可視照明又はＮＩＲ照明を使用する、請求項１に記載のシステム。
【請求項10】
前記波面についての測定デバイスが、球面及び円柱のみに限定されない視覚に影響を与える収差の仕様を可能にするのに十分な解像度を有するが、回折限界撮像を生成するために必要な適応光学系を制御するために必要なものよりも低コスト又は低解像度であるように考案されている、請求項１に記載のシステム。
【請求項11】
前記波面測定システムが、信号対雑音比を改善するためにセンサと同期した照明を変調することを含むがこれに限定されず、波面収差の前記測定に必要な前記光を減少させるように時間的に変調される、請求項１に記載のシステム。
【請求項12】
前記波面測定システムが、前記視覚ディスプレイとは別個の照明源を有する、請求項１に記載のシステム。
【請求項13】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告する、請求項１に記載のシステム。
【請求項14】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告し、球面収差、円柱収差、及び特定の他の低次収差について矯正された量を報告する、請求項１に記載のシステム。
【請求項15】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告し、球面収差、円柱収差、その他の低次収差、及び高次収差について適応光学系によって矯正された量を報告する、請求項１に記載のシステム。
【請求項16】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告し、涙液層及び水晶体などの前眼部の健康に関する臨床データ又は他のデータと関連して、球面収差、円柱収差、その他の低次収差、及び高次収差について適応光学系によって矯正された量を報告する、請求項１に記載のシステム。
【請求項17】
波面測定デバイスが、約３ｍｍの瞳孔の前記波面収差を報告し、涙液層及び水晶体などの前眼部の健康に関する臨床データ又は他のデータと関連して、球面収差、円柱収差、その他の低次収差、及び高次収差の適応光学系によって矯正された量を報告し、測定された前記視覚機能の前記中心的傾向及びばらつきを精緻化する、請求項１に記載のシステム。
【請求項18】
前記視覚ディスプレイからの前記網膜への前記焦点は、適応光学系によって改善され、前記改善は、前記波面測定システムの前記測定値によって定量化される、請求項１に記載のシステム。
【請求項19】
前記視覚ディスプレイからの前記網膜への前記焦点は、適応光学系によって改善され、前記適応光学系の制御パラメータは、補助測定によって指定される、請求項１に記載のシステム。
【請求項20】
撮像デバイスが、偏心固視及び網膜ランドマークの決定を可能にするために、視野角度８度～６０度の広視野を有する、請求項１に記載のシステム。
【請求項21】
撮像デバイスが、８度未満の視野角度の拡大視野を有する、請求項１に記載のシステム。
【請求項22】
前記視覚機能の測定値が、矯正することができない前記波面収差の前記視覚機能への影響のデータベース又はモデルを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項23】
前記波面測定システムの照明が、前記視覚ディスプレイによって実施される、請求項１に記載のシステム。
【請求項24】
請求項１に記載のシステムであって、しかし、前記視覚機能の測定値が、入力測定値のいずれもが、同時様式で、同じデバイス内で測定されず、又は代替測定値又は補助測定値が入力され、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｇ、ｉ、若しくはｊ、画像内若しくは経時的に２つ以上の方向の照明に対する検出オフセット、及びＮＩＲ若しくは長波長可視照明以外の異なる照明波長の画像のセットに制約される場合、視覚機能測定値中央的傾向及びばらつきに与える影響のデータベース又はモデルを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項25】
視覚に悪影響を及ぼす一方で、網膜の状態とは無関係な因子を定量化又は最小化しながら、視覚機能を測定する方法であって、（ａ）眼球の瞳孔を通して前記網膜に光を投射し、前記瞳孔を通して前記光の大部分を通過させて、高い空間周波数又は低いコントラストを含む視覚刺激を正確に送信しながら個人差を排除することと、
（ｂ）前記網膜及び網膜下構造をＮＩＲ又は長可視波長光で撮像して、前記網膜の健康状態及び網膜構造の位置に関する詳細を提供することと、
（ｃ）視覚ディスプレイから受信した前記視覚刺激と網膜像とを比較して、固視点の軌跡として既知であり、他の分野では、偏心視域として既知である、前記網膜の標的の前記軌跡を提供することと、
（ｄ）一連の網膜像から、凝視安定性として既知である、経時的な前記固視点の軌跡のばらつきを判定することと、
（ｅ）前記網膜像を分析し、撮像パラメータに従って前記固視点の軌跡における前記網膜及び網膜下構造の状態を報告することと、
（ｆ）波面収差を測定して、前記視覚刺激の前記位置で前記網膜に到達する前記光について波面の前記眼球の前記瞳孔の面での偏差を評価することと、
（ｇ）波面測定値から前記眼球の光学系の前記網膜の焦点を判定することと、
（ｈ）前記視覚刺激の前記網膜でのより良好な焦点を実現するために前記視覚ディスプレイの波面誤差を矯正することと、
（ｉ）矯正済み及び矯正不可能な波面収差をオペレータに報告し、視覚機能測定値を解釈するためにこの情報を使用することと、
（ｊ）前記視覚刺激についての患者による判定を記録することと、
（ｋ）前記患者の応答又は所定のシーケンスに基づいて前記視覚刺激の１又は複数のパラメータを制御することと、
（ｌ）ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｇ、ｉ、及びｊの結果と、事前データを含む、測定されている前記視覚機能のモデルとに従って、前記視覚ディスプレイ又は最終出力で使用される前記パラメータを計算し、すべてが協働して、所与の眼球が潜在的に到達し得る前記視覚機能を特定し、前記測定は、網膜の状態とは無関係である視覚に悪影響を及ぼす因子を定量化し、前記網膜の状態及び潜在的状態を記述する中心的傾向及びばらつきのメトリクスを生成するように最適化されていることと、
を含み、
前記視覚機能が、網膜治療が成功した場合又は水晶体混濁などの無関係な因子の除去が実現された場合の視力に対する予測値を含み、前記視覚機能のメトリクスは、中心的傾向及びばらつきの測定値を含み、網膜の状態が改善されていると結論付けるために超えなければならない上限を特定し、前記視覚機能のメトリクスは、網膜の状態が悪化していないと結論付けるために超えなければならない下限を含む、
方法。
【国際調査報告】