JP2008505673A - 角膜内皮の検査用の反射顕微鏡および同顕微鏡の操作方法 - Google Patents

Abstract

内皮用反射顕微鏡装置の操作方法であって、装置は光学ヘッド（１）を備え、光学ヘッド（１）は、照明系（１６、１７、１８、３６）と、位置合わせ用光スポットがディジタル光センサを備えたカメラ（２）によって受光および撮像される一定の経路（１５）に沿った前眼部観察光学系（１２、２９、２）と、上記のディジタルカメラ（２）による対象部分の拡大観察または写真撮影のための拡大撮像光学系（２４、２５、２６、２７）と、を備え、装置はさらに、光学ヘッド（１）を移動するための駆動手段（６）と、上記の駆動手段（６）、上記の照明系および上記の前眼部光学系を自動的に制御するためのＣＰＵ制御手段（３）と、を備え、方法は内皮画像取得手順を特徴とし、上記のカメラセンサの検査領域内のグレーレベル（３４）が前進方向（Ｚ）に沿った前進中に常に確認され、上記のグレーレベルが所定の閾値に達すると、遅延時間（ｉｔ）が起動され、上記の遅延時間（ａｔ）が経過すると、ディジタルカメラ（２）によって内皮の１つ以上の画像の取得が可能となる。

Description

発明の分野
本発明は、内皮の画像を自動的に獲得し、細胞の数および密度、形状、表面、最小領域、最大領域および中間領域、標準偏差、変動係数、種々の形状の細胞の割合、領域分布ヒストグラム、周辺分布ヒストグラムなどの臨床的に有用な変数を表示することができる新たな非接触型内皮用反射顕微鏡装置に関する。

発明の背景
内皮は、角膜を形成する組織の最も内側の層であり、平たい多角形細胞の単層からなる。内皮の機能は、含水量を調整し、角膜の適切な水分補強を行うことができることである。細胞の形状および量は、視覚の質に影響を及ぼす。角膜の透明度はきわめて繊細な均衡による影響下に置かれ、多くの疾患ではその透明度の損失を生じる可能性がある。

内皮細胞は、子供および若者の場合には六角形の形状である。内皮細胞は、自己再生しない。出生時にはその密度は１平方ミリメートル当たり約４０００個の細胞であるが、年齢とともに、その数は減少し、細胞はその形状を変化させる。大人の平均密度は、１平方ミリメートル当たり２７００個の細胞となり、１平方ミリメートル当たり１６００〜３２００個の細胞の範囲となる。細胞の損失は、２つの主な形態的変化、すなわち、表面積の異なる細胞の存在、および基本的な六角形形状とは異なる形状の細胞の量の増大を生じる。

角膜内皮の評価は、外科手術の危険性を考慮し、診断の仮説または治療の有効性を検査するための第１の臨床的な指示を行うのに有用である。この種の評価では、反射のない（暗いスポット）細胞内の領域および細胞間の領域、きわめて反射率の高い領域（明るいスポット）、細胞層に何もない領域（黒内症）、気泡、デスメ膜断裂線などの異質の部分を観察することがきわめて重要である。

炎症性または異栄養性の異なる内皮の疾患の発生に関連して、上記の部分を検査することができる。質の評価により、所定の写真視野に時間の経過に関する内皮の変動の研究または異なる患者間の比較に有用な数値変数を割り当てることができる。

最も利用しやすい変数は、比較用および／または細胞要素を計数することによって得られる平均細胞密度である。第１の方法は、細胞の寸法を所定の密度に対応する六角形のレチクル寸法と比較することによって実行される。代わりに、細胞要素の計数は、一定数または変数のレチクルを用いることによって実行される。

２つの方法は、細胞の寸法の進化に関する情報を提供することはない。これは、平均細胞領域の寸法およびその変動性に加えて、細胞の周囲も識別することによって得られることができる。内皮の反射顕微鏡による観察は、１９６０年頃、デビッド・モーリス（Ｄａｖｉｄ Ｍａｕｒｉｃｅ）によって眼科診療に最初に導入された。デビッド・モーリス（Ｄａｖｉｄ Ｍａｕｒｉｃｅ）は、金属組織学用顕微鏡を改変することによって、うさぎの角膜内皮の写真画像を獲得することができた。同一の理論原理を活用し、続いて、眼に接触することなく、内皮の写真を撮影することができる顕微鏡が提案された。

非接触型反射顕微鏡装置は一般に、高倍率顕微鏡を備えた一般的なスリットランプから派生している。基になっている技術原理は、照明用に用いられる光の入射光線を反射することができる性質に関連して、所定の構造の視覚化である。一般に用いられる技術（三角測量）では、観察角度は、約４５°であり、顕微鏡は画角の二等分線軸が角膜表面の面法線に垂直であるように配置される。

非接触型内皮顕微鏡検査法は、角膜との接触が危険である可能性があるすべての場合、したがって、外科手術直後または角膜に極度な構造的脆弱性がある場合に特に望ましい。画像解析技術と顕微鏡の一体化によって、装置はまた、平均細胞密度および特定の形態変数によって表される内皮組織の定量的な記述を行うこともできる。

従来技術による非接触型内皮用顕微鏡が、たとえば欧州特許第ＥＰ６２８２８１号明細書に示されている。この装置の光学ユニットは、スリットを通して被検者の眼球の表面を斜めに照らすための照明系と、前眼部観察光学系と、を備え、撮像光軸の位置調整のための位置合わせ用指標光が眼に向かって投影され、結果として生じる反射光がテレビカメラによって受光および撮像される。拡大撮像光学系がまた、眼球表面が照らされるスリット照明光に基づく、テレビカメラによる対象部分の拡大観察または拡大写真撮影のために設けられる。

拡大像が拡大撮像光学系によって形成された光路以外の反射光路によって、拡大撮像光学系が対象部分に焦点を合わせた位置を検出するために、光検出器が配置される。光学ユニット全体が、ビデオモニタのスクリーン上に表示された上述の指標光の所在位置に応じて、並進方向および眼に向かう方向の両方向において自動的に移動され、その結果、所在位置はスクリーン上の規定の位置を追跡する。したがって、光検出器が焦点合わせを検出すると、角膜の対象部位の拡大視覚映像がテレビカメラによって撮影される。

補足反射光路に沿って配置された焦点合わせ検出用光検出器を用いる上述の系は、装置を複雑なものにすることから、信頼性の高い結果を得るために、製作および保守点検に費用がかかる。

発明の概要
本発明による装置は、センサ、光センサまたは反射光路上に配置される他のデバイスを用いることなく、内皮の検査を行うことができる。従来技術に比べて、電子構成要素の使用を少なくすることにより、信頼性、完全性および用途の融通性を向上したより高品質の内皮の画像が得られる。

本発明による直接画像取得を備えた角膜内皮の形態解析用の顕微鏡装置の本質的な特性は、添付請求項の第１項によって定義されている。

本発明による直接画像取得を備えた角膜内皮の形態解析用の顕微鏡装置の特性および利点は、添付図面を参照して、実施例として与えられているに過ぎず、限定するものではない本発明の実施形態に関する以下の説明によって明白となるであろう。

発明の詳細な説明
図１〜図３を参照すると、本発明による装置は、ＣＣＤ高速カメラ２、すなわちファイヤワイヤの高速データ出力、すなわちＩＥＥＥ １３９４ポートまたは等価物によって、毎秒少なくとも１００フレームの撮影性能を有する単色ディジタルカメラを備えた可動光学ヘッドまたは顕微鏡１を備える。

高速カメラ２は、ＣＰＵユニット３に直接接続される。ユニット３は、コントローラ４、たとえばナショナル・インストルメンツ（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）（米国テキサス州）によって製作された６５ＸＸ型コントローラまたは等価物を備える。以下に述べるように、ＣＰＵユニット３から来る信号が直流電動機６を駆動するのに適するように、コントローラ４は電力ドライバボード５を制御する。

直流電動機６の機能は、検査対象の眼の中心７が見つけられるように、カメラ２を備えた顕微鏡１を所定の位置に設定し、続いてＣＰＵユニット３によって自動制御することである。そのような検出は、カメラ２を備えた顕微鏡１からなる装置の可動ヘッドに取り付けられた赤外線ＬＥＤ８によって発せられる光の角膜表面への反射によって行われる。

記載した電子構成要素は、周知の構成によって互いに接続される。代わりに、図１の光学機構をさらに詳細に考慮すると、関連光学素子１０を備えた第２のＬＥＤ９が、患者の眼を中心に配置し、検査に必要な三角測量を行うように、顕微鏡を配置するのに必要な半反射鏡１１および半反射鏡１２に関連する固定点を設けるために、赤外線ＬＥＤ８のそばに配置される。これらの構成要素は、光学機構を伴い、光学機構を形成する他の構成要素のように、この種の用途では既知であり、既に用いられている内皮検査用の三角測量要素である。

光学機構は、側方投影軸１３、側方反射軸１４および中心経路１５をさらに備える。図１の実施形態において、側方投影軸１３に対して横方向にランプ集光器１７およびスリット１８を備えたハロゲンランプ１６が、配置される。側方投影軸１３に沿って、ハロゲンランプ１６によって生成される光ビームおよび側方投影軸１３の始点に位置する閃光電球２０によって生成されることができる光ビームを受光する半反射鏡１９もまた、配置される。同一の軸で、閃光電球２０の後に、閃光電球集光器２１、スリット２２が続き、鏡１９の背後に、ビームを患者の眼７に集光する光学ユニット２３が続く。図２の実施形態において、ランプ１６、集光器１７、スリット１８、半反射鏡１９および閃光電球２０は、前の素子と同様に作動し、同一の機能を備えたストロボ電球３６に取って代わっている。

側方反射軸１４に沿って、反射ビームおよび内皮の画像を鏡２５に集光する側方反射光学ユニット２４が配置され、ビームおよび画像信号は、側方反射光学ユニット２４からフィルタ２６および拡大光学ユニット２７を通過して、中心経路１５へ反射される。ビームおよび内皮の画像は、共に搬送され、ダイクロイックミラー２８が配置される点で中心経路１５に結合する。

中心経路１５もまた、検査される眼７から始まり、上述の半反射鏡１２と、眼７およびＬＥＤ８の画像を集光する中心光学ユニット２９と、を経て、ダイクロイックミラー２８を通過して高速カメラ２に達するように設けられる。

系は、コントローラ４から来る２つのパルス３０および３１によって制御される。第１のパルス３０は、オン／オフ信号をＬＥＤ８および９に伝送し、閃光電球２０およびハロゲンランプ１６に伝送する。第２のパルス３１は、電動機６の動作用の信号を伝送する。

光学ヘッドは、３つのデカルト座標方向に沿って電動機によって駆動される。３つのデカルト座標方向において、低−高方向はＹ方向に対応し、眼に水平方向に接近したり眼から遠ざかったりする方向はＺ方向に対応し、横側面方向はＸ方向に対応する。

図４〜図６および図７〜図９の自明のフローチャートも参照すると、本発明による顕微鏡は、以下の態様で動作する。所望の位置に光学ヘッドを配置した後、検査は、患者用の固定点を生じるＬＥＤ９の点灯で始まる。同時に、赤外線ＬＥＤ８が点灯され、角膜表面へ光のスポットを反射鏡１２によって投影する。このスポットは、中心経路１５に沿ってカメラ２によって検出される。カメラ２は、次に、少なくとも６５６×４００画素の解像度で画像を取得し始め、約１００Ｈｚの周波数で連続的に撮影される。

グレーレベルが一定の所定の範囲内にある点（画素）を識別するために、取得フレームごとにデータ取得手順が実行され、前置（予め固定）された範囲のより暗い点およびより明るい点を排除し、角膜によって反射光スポットに属する点をすべて識別し、したがって同一のスポットの輪郭を正確に描く。

カメラ２のセンサにおける同一の位置に一致する画像の左上の角度（図４における点φ）を参照して、反射されたスポットの画像を形成する画素のすべてに関し、Ｘ座標およびＹ座標が計算される。

続いて、反射スポットの中心を定義し、スポットに誤って関連付けられる可能性がある考えられる遠隔光信号の干渉を識別するために、Ｘ座標およびＹ座標の平均、変動および標準偏差が計算される。

ドライバボード５は、電動機６の動作の結果として、ＬＥＤ８によって与えられる光スポットをカメラ２のセンサの中心と一致させる。実際には、本発明による装置は、電動機６を自動的に駆動するために、フィードバック制御ループを用いて、眼７の中心位置をカメラのＣＣＤセンサの中心およびファイヤワイヤＩＥＥＥ １３９４ポートおよびコントローラ４によって処理される映像信号の中心と一致させる。

さらに詳細に、ＣＰＵユニット３は、２つの中心領域３２および３３（図４および図５参照）を決定する。大きい方の領域３２は、検査に有用な画像の領域であり、画像の境界は、望ましくない外部反射によって影響されることが多いことから切り捨てられる。上述の光スポットの中心が領域３２の外側にある場合には、検査の継続は不可能である。領域２は実施例のように円形であってもよく、または異なる形状（楕円形、四角形など）であってもよい。

領域３２の半径は、医療技師によって定義されてもよく、または設計変数として確立されてもよく、その中心はＣＣＤカメラセンサの中心と一致する。その代わりに、小さい方の領域３３が中心揃えに最適の領域、すなわち眼７およびカメラセンサを互いに対して中心に配置されたとみなされるようにするために、スポットの中心によって到達されることになっている対象領域である。

続いて、反射スポットの中心が上述したように計算され、小さい方の領域３３（単独の画素であってもよい）の中心からのこの距離が計算される。そのような距離が最小限となるまで、すなわち、反射スポットの中心が領域３３内に持ち込まれ（維持される）まで、電動機は、Ｘ方向およびＹ方向に沿って光学ヘッド１を駆動するように連続的に操作される。したがって、実際には、系の自動化は、領域中心３３に対して反射スポットの中心位置を計算し、それに応じて電動機に指示することである。このように、ドライバボード５およびＸ方向、Ｙ方向の２つの方向に配置された電動機６によって、光学ヘッドの移動は、フレームが撮影される周波数と等しい周波数、すなわち毎１０ミリ秒で駆動される。

反射画像（スポット）が、ドライバボード５を作動する適切なＴＴＬ信号によって、センサに対して中心に配置されたとみなされると（図７および図８のステップＡ）、ランプ１６が点灯される。上記のランプ１６が、ランプ集光器１７を介してスリット１８を照らす。形成される光スリットは、鏡１９およびレンズ２３を通って軸１３に沿って眼に投影される。今度は、三角測量が行われるまで、すなわち光反射を調整する幾何的条件のために、光スリットが反射軸１４によって角膜表面によって反射されることができるまで、光学ヘッドがＺ方向に沿って移動される。この反射が生じると、スリットの画像は中心経路１５から来るカメラ２によって取得された画像と重なるようになる。いま述べた同一の幾何的条件は、Ｚ方向に沿った光学ヘッドの前進は、角膜によって反射されるスリットの画像の左から右に向かうシフトに対応する（図４および図５で分かるようなカメラセンサを考える）。

内皮の高品質画像を有するためには、側方投影軸１３から来る入射ビームが内皮細胞の層における必要な反射を形成するのに適した位置にある時間に、画像が捕捉され、（好ましくは）角膜も同様に閃光電球２０によって照らされることが重要である。この目的のために、本発明による装置は、以下の態様で進行する。

検査領域またはバンド３４（図５）は、図５の左部分でＣＣＤカメラセンサによって撮影された画像で確立される。実施例において、検査領域３４は、センサの左縁から始まる幅が５画素のバンドであるが、状況に応じて、中心に対してより少ない変位であり、幅が小さく長くてもよい。三角測量を欠いている場合には、検査バンド３４の画像は一般に、小さい強度値を有する灰色の背景によって構成される。

カメラの特性によって許容される最大周波数（たとえば毎秒約１００フレーム）でＺ方向に沿って前進中には、領域３４が常に検査される。また、図６を特に参照すると、角膜Ｃによって反射されるビーム１４Ｂが表されており、さらに正確に言えば、その表面部分が上皮Ｃｅｐによって表されている。反射ビーム１４Ｂは、左から右に移動中の光ストライプ３５（スリットの上述の画像）としてカメラによって捕捉される。

光ストライプ３５が検査領域３４に入ると、そこで検出されるグレーレベル強度は、所定の閾値より大きな値まで増大する。この時間ｔ_０は時間的基準のように固定される。検査領域におけるグレーレベル強度検出は、領域を形成する画素のすべてに関する平均計算によって行われる。

取得を制御するために、時間ｔ_０から適切な遅延Δｔが設定される。実際には、Ｚ方向に沿ったヘッドの前進速度、特に、角膜の厚さを考慮し、内皮によって反射された画像がカメラ２によって撮影されるのに最適な位置に達するには、上皮Ｃｅｐによって反射された画像３５が検査領域３４で検出された後、一定の遅延を有するに過ぎない。この状況は、内皮Ｃｅｎｄによって反射されたビーム１４Ａがストリップ画像３７を生成し、その画像は上皮Ｃｅｐによって反射された画像３５に対して後方に変位される場合において、同一の図６で明白に表されている。

このとき、ｔ_０（基準）と内皮の画像が撮影される時間との間に過ぎる時間期間Δｔが基本であり、前進速度および人間の角膜の平均厚さに基づいて評価される。いずれの場合でも、遅延時間Δｔを手動で、または自動的に調整することができる。遅延時間Δｔが経過すると、閃光電球２０が点灯され、角膜を照らし、内皮の画像がカメラ２によって撮影される。最高の品質を有する画像を選択することができるようにするために、複数の異なる画像もまた撮影することができる。画像は、可能な処理または処置をさらに施すために、データベースに格納される。取得サイクルが終了すると、装置は、行われる新たな検査を待機する最初の構成に戻る。

上述したように、また、特定の形態を備えた角膜の場合には、医療技師がよりよい画像を獲得することができるようにするために、Δｔおよび検査領域３４の位置の両方を変更することができる。閃光電球ランプ２０は、その補足的な光インパルスのおかげで、カメラ２のゲインを下げることができ、より雑音の少ない画像を得ることができる。上記の閃光電球は、デバイスの本質的な遅れを考慮して、Δｔの経過に対してある程度前もって作動させることができる。

本発明による装置の好都合な特性により、導入部で述べた目的を達成する。光学反射経路に沿った光センサまたは線形センサがなく、上述したような装置に定められた簡素なソフトウェア命令によって制御および実現される取得手順により、よりよい信頼性、より少ない費用およびよりよい用途の融通性を確保する。さらに、従来の焦点合わせ技術を用いた周知の装置に対して、複数のフレームを撮影し、最高品質のフレームを選択することができるようにすることによって、内皮画像の品質をさらに向上させることができる。

患者、検査および捕捉画像がデータベースに格納され、検査後であっても撮影されたデータを検討することができる。これにより、有用な臨床変数を基にし、続いて、細胞の数および密度、それらの形状、それらの表面、すなわち最大領域、最小領域および平均領域、標準的な変数からの偏差、変動係数、種々の形の細胞の比、細胞領域の寸法の分布のグラフィックス、および周囲分布のグラフィックスを定義するために、同臨床変数を処理することができる。上述したように、同検査の自動制御のおかげで、医療技師による支援を減らして、検査を行うことができる。

添付請求項に定義したように、このために本発明の範囲を逸脱することなく、本発明による直接画像取得による形態解析のための内皮用反射顕微鏡に変更および／または改変を行うことができる。

本発明による装置の第１の実施形態の光路の概略図である。 本発明による装置の第２の実施形態の光路の概略図である。 本発明による装置のハードウェア構成を表すブロック図である。 本発明による画像取得手順中に、モニタスクリーン上に表示される画像を示す説明図である。 本発明による画像取得手順中に、モニタスクリーン上に表示される画像を示す説明図である。 装置によって得られる例示の反射を概略的に表している。 本発明による装置を用いた画像取得のための手順を示すフローチャートである。 本発明による装置を用いた画像取得のための手順を示すフローチャートである。 本発明による装置を用いた画像取得のための手順を示すフローチャートである。

Claims (12)

1. 内皮用反射顕微鏡装置の操作方法であって、前記装置は光学ヘッド（１）を備え、前記光学ヘッド（１）は、スリット（１８）を通して側方投影軸（１３）に沿って対象の眼（７）の眼球表面を斜めに照らすための照明系（１６、１７、１８、３６）と、撮像光学的中心の位置調整のための位置合わせ用指標光（８）が前記眼（７）に向かって投影され、結果として生じる反射光スポットがディジタル光センサを備えたカメラ（２）によって受光および撮像される中心経路（１５）に沿った前眼部観察光学系（１２、２９、２）と、前記眼球表面が照らされるスリット照明光に基づく、前記ディジタルカメラ（２）による前記対象部分の拡大観察または写真撮影のために側方反射軸（１４）に沿って配置される拡大撮像光学系（２４、２５、２６、２７）と、を備え、前記装置はさらに、前記中心経路（１５）に平行な前進方向（Ｚ方向）および横の位置合わせ方向（Ｘ方向、Ｙ方向）を含む３つのデカルト座標方向に沿って前記光学ヘッド（１）を移動するための駆動手段（６）と、前記駆動手段（６）、前記照明系および前記前眼部光学系を自動的に制御するためのＣＰＵ制御手段（３）と、を備え、前記方法は前記光学ヘッド（１）が前記位置合わせ方向（Ｘ方向、Ｙ方向）に沿って移動され前記反射光スポットおよび前記カメラの光センサが互いに中心に配置されるようになっている位置合わせ手順と、前記光学ヘッド（１）が前記前進方向（Ｚ方向）に沿って移動される内皮画像取得手順と、を含み、前記内皮画像取得手順は、以下のステップ、すなわち
   前記カメラセンサの検査領域（３４）内のグレーレベルが前記前進方向（Ｚ）に沿った前進中に常に確認され、前記検査領域（３４）が前記前進方向（Ｚ方向）に沿った前記光学ヘッドの移動に対応してシフトする前記スリット光の反射の入射側に対応する前記センサの境界に向かって変位されるステップを含むことを特徴とし、
   前記グレーレベルが所定の閾値に達すると、遅延時間（Δｔ）を起動し、
   前記遅延時間（Δｔ）が経過すると、前記ディジタルカメラ（２）によって前記内皮の１つ以上の画像の取得が可能となる方法。
2. 前記検査領域は、前記センサの少なくとも中心部分に向かって垂直に延在するストリップまたはバンドである請求項１に記載の方法。
3. 前記グレーレベルは、前記検査領域（３４）に含まれる画素のすべてに関する平均計算によって確認される請求項１または２に記載の方法。
4. 前記遅延時間（Δｔ）は、前記側方投影軸（１３）に配置される補足照明手段（２０）の点灯を制御する請求項１〜３のいずれか一項に記載の方法。
5. 前記補足照明手段は閃光電球（２０）を備え、点灯信号が前記遅延時間（Δｔ）の経過に対してある程度前もって前記ＣＰＵユニット（３）から前記閃光電球まで発せられる請求項４に記載の方法。
6. 前記内皮の複数の画像が撮影され、次に最も高品質の画像が選択される請求項１〜５のいずれか一項に記載の方法。
7. 前記位置合わせ手順は以下のステップ、すなわち
   前記反射光スポットの画像を連続的に撮影するステップと、
   取得フレームごとに前記グレーレベルが一定の所定の範囲内である画素のすべてを識別し、それにより前記角膜によって反射された前記光スポットに属する点のすべてを識別するステップと、
   前記光スポットの中心を評価するステップと、
   前記光スポットの中心と前記センサの中心との間の距離を算定するステップと、
   前記距離が所定の値未満となるまで、前記駆動電動機（６）によって前記光学ヘッドの位置を変更するステップと、
   前記内皮画像取得手順の開始を起動するステップと、を含む請求項１〜６のいずれか一項に記載の方法。
8. 前記光スポットの中心が、第１の大きい方の制御領域（３２）の外側にある場合には、前記手順が停止されるか、または開始されず、
   前記第１の大きい方の制御領域（３２）は、その中心を前記センサの中心に有し且つ前記センサの前記境界を切り捨てるように輪郭が描かれるものである請求項７に記載の方法。
9. 前記光スポットの中心が、前記センサの中心にその中心を有する第２の小さい方の制御領域（３３）の内側にある場合には、前記内皮画像取得手順の開始が起動される請求項８に記載の方法。
10. 前記小さい方の制御領域（３３）は、単一の画素に存在する請求項９に記載の方法。
11. 前記カメラセンサの固定基準点に対して、前記反射光スポットの中心が、前記反射光スポットにおける前記画素のすべての座標（Ｘ座標、Ｙ座標）の平均、変動および標準偏差を計算することによって評価される請求項７〜１０のいずれか一項に記載の方法。
12. 光学ヘッド（１）を備える内皮用反射顕微鏡装置であって、前記光学ヘッド（１）は、スリット（１８）を通して側方投影軸（１３）に沿って対象の眼（７）の眼球表面を斜めに照らすための照明系（１６、１７、１８、３６）と、撮像光学的中心の位置調整のための位置合わせ用指標光（８）が前記眼（７）に向かって投影され、結果として生じる反射光スポットがディジタル光センサを備えたカメラ（２）によって受光および撮像される中心経路（１５）に沿った前眼部観察光学系（１２、２９、２）と、前記眼球表面が照らされるスリット照明光に基づく、前記ディジタルカメラ（２）による前記対象部分の拡大観察または写真撮影のために側方反射軸（１４）に沿って配置される拡大撮像光学系（２４、２５、２６、２７）と、を備え、前記装置はさらに、前記中心経路（１５）に平行な前進方向（Ｚ方向）および横の位置合わせ方向（Ｘ方向、Ｙ方向）を含む３つのデカルト座標方向に沿って前記光学ヘッド（１）を移動するための駆動手段（６）と、前記駆動手段（６）、前記照明系および前記前眼部光学系を自動的に制御するためのＣＰＵ制御手段（３）と、を備え、前記ＣＰＵ制御手段は、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の方法を実行するためのソフトウェア命令によって実現されることを特徴とする装置。

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