JP5837489B2 - 眼科装置 - Google Patents

Description

（関連出願の相互参照）
本願は、米国仮特許出願第６１／２２５，５４７号（２００９年７月１４日出願、名称「眼科手術測定システム」）について優先権を主張するものであり、これは参照により全体としてここに組み込まれる。
本発明の実施形態は、概して眼科測定を行うためのシステムおよび方法に関する。特に、幾つかの実施形態は、患者の眼内の空間距離、例えば、角膜表面と無水晶体眼(aphakic eye)でのカプセル嚢（capsular bag）の後壁との間の距離を測定するために使用できる。

種々の眼科処置は、眼の寸法や、眼の特徴物の寸法、眼の選択部分または特徴部の間の距離などの測定を含む患者の眼内の空間距離の測定を要する。例えば、こうした測定は、前房深度（ＡＣＤ）、レンズ厚さ、眼の軸長である。ある種のこれらの測定を行うテクニックは、超音波測定や光学コヒーレンス断層映像（ＯＣＴ）を含む。

種々の眼科応用でのこれらのテクニックの成功にも拘らず、眼内部の空間距離を測定するための改善したテクニックおよびシステムについて持続したニーズが存在している。

ここで開示する種々の実施形態は、眼科装置を含む。眼科装置は、装置の光軸に対して非ゼロの第１角度で第１光ビームが患者の眼の中に向くように構成された第１レーザを備えることができ、第１光ビームは眼内のターゲット領域に向けて伝搬し、第１光ビームの一部がターゲット領域によって散乱される。装置はまた、ターゲット領域によって散乱された光を受光するように位置決めされた結像光学系を備えることができ、結像光学系は、装置の光軸を定義し得る。装置はまた、光検知素子を備えることができ、結像光学系は、ターゲット領域からの散乱光を光検知素子に向ける。装置はまた、光検知素子によって受光された光に少なくとも部分的に基づいて、眼の角膜と眼内のターゲット領域との間の距離を決定するように構成されたプロセッサを備えることができる。

ここで開示する種々の実施形態は、眼の中に移植される眼内レンズについて光学パワーを決定する方法を含む。該方法は、眼の術中(intraoperative)特性を測定することを含むことができる。術中特性は、眼の第１および第２選択部分の間の距離を含む。該方法はまた、測定した術中特性に少なくとも部分的に基づいて、眼内レンズの光学パワーを決定することを含むことができる。

ここで開示する種々の実施形態は、眼科装置の使用方法を含む。該方法は、眼科装置を患者の眼に対して所定の位置に位置決めすることを含むことができ、装置の光軸は、眼の角膜と交差している。該方法は、装置の光軸周りに位置決めされた１つ又はそれ以上のレーザからの光を眼の中に向けることを含むことができ、１つ又はそれ以上のレーザからの光の一部が、眼の内側にあるターゲット領域によって散乱される。該方法は、光軸を規定する結像光学系を用いて、ターゲット領域によって散乱した光の一部を光検知素子へ向けることを含むことができる。該方法は、１つ又はそれ以上のスポットを光検知素子上に形成することを含むことができ、１つ又はそれ以上のスポットは、ターゲット領域によって散乱した個々の１つ又はそれ以上のレーザからの光に対応し得る。該方法は、１つ又はそれ以上のターゲットスポットの位置に少なくとも部分的に基づいて、眼の角膜とターゲット領域との間の距離を計算することを含むことができる。

患者の眼自体またはその中の寸法、例えば、無水晶体眼において角膜とカプセル嚢の後壁との間の距離など、を測定するための眼科測定システムの一実施形態を概略的に示す。 図１の眼科測定システムによって作成された例示の像である。 患者の眼自体またはその中の寸法、例えば、有水晶体眼(phakic eye)において角膜と水晶体の前面との間の距離など、を測定するための眼科測定システムの一実施形態を概略的に示す。 図３の眼科測定システムによって作成された例示の像である。 図１および図３と類似しているが、１つのレーザを用いた眼科測定システムによって作成された例示の像である。 図１および図３と類似しているが、４つのレーザを用いた眼科測定システムによって作成された例示の像である。 図１および図３と類似しているが、２つのレーザが、眼の角膜表面で交差しないレーザ光ビームを生成するように配向している場合、眼科測定システムによって作成された例示の像である。 眼の角膜で交差しない２つのレーザを用いて、患者の眼自体またはその中の寸法を測定するための眼科測定システムの一実施形態を概略的に示す。 手術用顕微鏡に搭載されたアライメントシステムおよび測定システムを含む眼科装置の一実施形態を概略的に示す。 波面収差計、測定システム、波面収差計および測定システムを患者の眼に対して所望の場所に位置決めするためのアライメントシステムの一実施形態を概略的に示す。 眼科測定システムで使用される光学系の一実施形態を概略的に示すもので、光学系は、患者の眼によって散乱した光を集光して、検出器へ向ける。 測定プロセスの際に患者の眼の光学モデルと相互作用する、図８の眼科装置からの光を概略的に示す。 所定の患者の眼に挿入される眼内レンズ（ＩＯＬ）のパワーを決定する方法の例示の実施形態を示すフローチャートである。

典型的な眼内レンズ（ＩＯＬ）移植手術において、執刀医が患者の眼から生来の水晶体レンズを除去し、ＩＯＬがその面に移植される。ＩＯＬ移植手術が、例えば、白内障(cataract)を患う患者に実施できる。適切なパワーを有するＩＯＬを選択することによって、例えば、近視(myopic)（近眼）、遠視(hyperopic)（遠眼）及び／又は乱視(astigmatic)であった手術前の眼が、正視(emmetropic)状態に回復できる。ＩＯＬの適切なパワーを計算する場合、例えば、下記のような種々の要因が検討できる。１）角膜表面から網膜までで測定される、眼の軸長、２）角膜の総光学パワー、３）所望の術後光学パワー（例えば、正視眼について０．０ジオプター（Ｄ））、およびＩＯＬの有効レンズ位置（ＥＬＰ： effective lens position）、これは、例えば、角膜表面からＩＯＬの術後位置までの距離として理解できる。眼の軸長は、術前に（例えば、患者が手術台に上で手術位置に位置決めされる前）に、例えば、超音波装置または光学コヒーレンス断層映像（ＯＣＴ）によって測定できる。角膜の光学パワーは、ケラトメータ(keratometer)によって術前に測定した、眼の角膜曲率値（Ｋｓ）から推定できる。代替または追加として、無水晶体眼の総屈折パワーは、眼の軸長および角膜曲率の関数であり、術中に測定でき、ＩＯＬパワー計算で使用できる。

ＩＯＬのＥＬＰは、従来、決定することが困難であった。ＩＯＬのＥＬＰは、術前データに基づいて推定できるが、こうした推定は精度の点で限界がある。術前データに基づくＥＬＰ推定の限定された精度は、生来の水晶体レンズより異なって、カプセル嚢（capsular bag）内に位置決めされた移植ＩＯＬに、少なくとも部分的に起因すると考えられる。水晶体レンズ位置の術前測定は、常に、ＩＯＬの実際の術後位置とよく相関しているわけではない。白内障水晶体は、形状およびサイズの点で個人ごとに変動する。ある患者では、術前測定（例えば、ＡＣＤ、これは、例えば角膜表面から、前側レンズ面＋レンズ厚の半分までの距離として理解できる）がＥＬＰの妥当な推定を提供できるが、別の患者では、患者の白内障水晶体の異なる形状に起因して、そうはならない。

術前情報、例えば、患者の眼の軸長および角膜曲率の直接測定に基づいて、ＩＯＬのＥＬＰを推定する公式を開発する努力が行われている。こうした公式は、Ｈｏｌｌａｄａｙ １、ＳＲＫ／Ｔ、Ｈｏｆｆｅｒ Ｑ、Ｈｏｌｌａｄａｙ ２、Ｈａｇｉｓなどがある。一般に、これらの公式は、眼の術前特性と手術成果との関係の統計的回帰分析をベースとしている。これらの公式は、特に正常な範囲外の軸長を持つ患者で、ＩＯＬのＥＬＰを不充分な精度で推定することがあり、次善の手術結果をもたらことになり、例えば、患者の眼は正視状態に回復されない。これらの公式は全て、ＥＬＰを推定するために、個々の患者が大きな母集団の平均からどのように変動するかを決定しようとする。特定の患者についてＥＬＰを推定するために、これらの公式で使用される要因は、レンズ位置に直接関連した要因ではない。

あるＩＯＬについてのＥＬＰの推定と、術前に測定可能な眼の特性（例えば、角膜曲率、軸長など）との間の時々不充分なレベルの相関がある場合には、ＥＬＰとより密接に相関する眼の特性、例えば、眼のある術中特性などに基づいて、ＩＯＬのＥＬＰを推定することが望ましいであろう。こうした眼の術中特性の１つは、眼内部の無水晶体カプセル嚢の場所（例えば、前側角膜頂点から無水晶体カプセル嚢の後壁までの縦方向距離）である。無水晶体カプセル嚢の場所は、眼の術中特性の一例であり、これは、Ｈｏｌｌａｄａｙ １、ＳＲＫ／Ｔ、Ｈｏｆｆｅｒ Ｑ、Ｈｏｌｌａｄａｙ ２、Ｈａｇｉｓの公式がＩＯＬのＥＬＰを推定するための眼の術前特性よりも、ＩＯＬのＥＬＰとより密接に相関すると考えられる。これは、少なくとも部分的には、角膜からカプセル嚢の後壁までの距離についての無水晶体測定が、白内障水晶体の不規則なサイズおよび形状によって損なわれないことに起因している。

無水晶体カプセル嚢の場所とＩＯＬの術後位置との間の相関を確立するために、回帰分析が使用できる。無水晶体カプセル嚢の場所は、ＥＬＰと密接に相関すると考えられるため、無水晶体カプセル嚢の場所を測定することは、ＥＬＰ計算の複雑さを軽減できる。例えば、幾つかの実施形態では、ＥＬＰは、角膜から無水晶体カプセル嚢の後壁までの測定した距離から、ある定数を引き算することによって計算できる。その定数は、術後ＩＯＬレンズ位置の回帰分析または他の結果分析によって決定される。他の種々の公式が、ＥＬＰを計算するために使用できる。

幾つかの実施形態では、眼科装置が、患者の眼／内部の空間距離の術中測定を行うために提供される。例えば、これらの術中測定は、患者の無水晶体眼の測定でもよい。これらの術中測定は、ＩＯＬのＥＬＰの改善した推定値を計算するために使用できる。改善した推定値は、術前測定とＩＯＬのＥＬＰとの間の相関と比べて、術中測定とＩＯＬのＥＬＰとの間のより密接な相関の結果である。例えば、幾つかの実施形態では、眼科装置は、角膜と無水晶体カプセル嚢との間の距離を測定する。この距離は、角膜の選択した位置または部分と、無水晶体カプセル嚢の選択した位置または部分との間でもよい。角膜の選択した部分は、例えば、眼の視軸が角膜表面と交差する、角膜表面上の場所、及び／又は、角膜表面が視軸に対して垂直になる場所でもよい。角膜の選択した部分は、他の場所、例えば、角膜頂点でもよい。カプセル嚢の選択した部分は、例えば、その後壁の全てまたは一部、その前壁の全てまたは一部などでもよい。

幾つかの実施形態では、眼科装置は、無水晶体カプセル嚢の深度を測定しており、それは、例えば、眼の角膜から、無水晶体眼でのカプセル嚢の後側表面または前側表面までの距離として理解できる。無水晶体眼は、眼レンズが存在しない眼である。有水晶体眼は、その中に収納された生来の水晶体レンズを有する。眼科装置は、眼から生来の水晶体レンズを除去した後、ＩＯＬ移植手術の際に使用できる。測定した無水晶体カプセル嚢の深度は、従来の方法より高い精度でＩＯＬの術後位置を予測するために使用でき、執刀医は、手術処置の際に移植されるＩＯＬについて適切なパワーをより正確に計算することが可能になる。幾つかの実施形態では、ＩＯＬを移植した後、実際のＩＯＬ術後位置が測定できる（例えば、ＯＣＴまたは超音波装置を用いて）。そのデータは、無水晶体カプセル嚢の深度と術後ＩＯＬ位置との間の相関を改善するために使用できる。

図１は、患者の眼１０２自体またはその中の寸法を測定するための眼科測定システム１００の一実施形態を概略的に示す。図１において、眼科測定システム１００は、眼１０２の角膜表面１０４とカプセル嚢１０６の後壁との間の距離ｙ_１を測定するように構成される。幾つのかの実施形態では、眼は無水晶体であり、生来の水晶体レンズは、事前に、例えば、ＩＯＬ移植手術処置の際に眼から除去されている。この測定は、例えば、眼球およびカプセル嚢を膨張（例えば、塩基性食塩液または粘弾性材料を用いて）させる前またはさせた後、手術中に実施できる。

便宜上、患者の眼１０２の視軸に対して平行なｙ軸と、ｙ軸に互いに直交するｘ軸およびｚ軸を有する３次元座標系が定義できる。ｘ軸およびｚ軸は、眼の視軸に対して垂直な面を規定する。この３次元座標系の関係では、眼科測定システム１００の横方向位置決めが眼科測定システム１００のｘ座標およびｚ座標に対応し、縦方向位置決めが眼科測定システム１００のｙ座標に対応する。説明した座標系は説明目的のためだけであり、他の座標系および他の構成も使用できると理解すべきである。例えば、幾つかの実施形態では、ｙ軸は、患者の眼１０２の視軸に対して平行にでき、ｘ座標およびｚ座標は、患者の眼１０２の視軸に対して垂直な面を定義できる。

眼科測定システム１００は、測定プロセスの際、眼１０２によって散乱した光を集光、方向付け及び／又は結像するための光学系１１２を含んでもよい。光学系１１２は、眼科測定システム１００の光軸１１４を定義できる。幾つかの実施形態では、眼科測定システム１００は、患者の眼１０２に対して所定の位置に位置決めできる。例えば、眼科測定システム１００は、横方向に位置決め可能であり、その結果、眼の瞳孔に対して中央に位置したり、及び／又は、光学１１４が患者の眼１０２の視軸または光軸とほぼ同一直線上にできる。眼科測定システム１００は、縦方向に位置決め可能であり、その結果、眼１０２から所定の距離に配置できる。より詳細に後述するように、眼科測定システム１００は、眼科測定システム１００を所望の位置に正確に位置決めするため位置決めシステム（図１では不図示）と関連して使用できる。

眼科測定システム１００は、光を患者の眼の中に向けるように配向した一対のレーザ１０８，１１０を含むことができる。幾つかの実施形態では、レーザ１０８，１１０は、可視スペクトルの外側にある光（例えば、赤外光）を出力する。例えば、７８０ｎｍ自由空間レーザが使用でき、例えば、ブルースカイ・リサーチ社（Milpitas, CA.）から入手できる。幾つかの実施形態では、レーザ１０８，１１０は、少なくとも約２００ミクロン及び／又は約１０００ミクロン未満の幅を有する光ビームを出力するが、この範囲外の幅のものも使用できる。レーザ１０８，１１０は、光軸１１４の両側に位置決め可能であり、距離ｘ_２だけ離れている。幾つかの構成では、レーザ１０８，１１０は、光軸１１４がレーザ１０８，１１０のほぼ中点に配置されるように位置決めされる。しかし、これは必須ではない。幾つかの実施形態では、レーザ１０８，１１０は、少なくとも約６０ｍｍ及び／又は約８０ｍｍ未満の距離だけ離れているが、この範囲外の距離のものも使用できる。

幾つかの実施形態では、眼１０２に関して所望の場所に位置決めした場合、レーザ１０８，１１０は、眼の角膜表面から距離ｙ_２の位置に配置される。幾つかの実施形態では、レーザ１０８，１１０は、角膜表面１０４から少なくとも約１００ｍｍ及び／又は約１５０ｍｍ未満の距離に位置決めできるが、この範囲外の距離のものも使用できる。例示の実施形態では、レーザ１０８，１１０は、眼１０２の角膜表面１０４から約１２８ｍｍに位置決めされる。幾つかの実施形態では、レーザ１０８，１１０は、眼１０２からほぼ等距離に位置決めされる。他の実施形態では、一方のレーザ（例えば、１０８）が、他方のレーザ（例えば、１１０）よりも眼１０２に接近して位置決めされる。

幾つかの実施形態では、レーザ１０８，１１０は、個々の放射ビーム１１６，１１８が同一平面上にあるように配向している。レーザ１０８，１１０は、（所定の距離ｙ_２に基づいて）配向可能であり、レーザ１０８で放射された光ビーム１１６が、眼の視軸が角膜表面１０４と交差する場所で、眼１０２の角膜表面１０４と交差する経路に沿って方向付けられ、レーザ１１０で放射された光ビーム１１８が、眼の視軸が角膜表面１０４と交差する角膜場所で、眼１０２の角膜表面１０４と交差する経路に沿って方向付けられる。こうしてレーザ１０８，１１０で放射された光ビーム１１６，１１８は、眼１０２の角膜表面１０４の中心で交差できる。レーザ１０８，１１０は、光ビーム１１６，１１８が光軸１１４に対して非ゼロの角度θで放射するように配向できる。幾つかの実施形態では、光ビーム１１６，１１８は、光軸１１４から少なくとも約１３度及び／又は約１７度未満の角度だけ偏位しているが、この範囲外の角度のものも使用できる。幾つかの実施形態では、レーザ１０８，１１０で放射された光ビーム１１６，１１８は、光軸１１４からほぼ同じ量だけ、ほぼ反対方向に偏位しているが、各ビームと光軸１１４との間の角度は同一である必要はない。幾つかの実施形態では、光ビーム１１６，１１８が光軸から偏位する角度は、１０°，５°，３°，２°，１°または各々の未満の範囲である。

光ビーム１１６，１１８が角膜表面１０４で眼１０２に入ると、光の一部が角膜表面１０４で散乱され、光の一部が角膜を通過して眼１０２の中に入る。光ビーム１１６は、カプセル嚢１０６の後壁で第１場所１２０に入射し、光ビーム１１６の一部がカプセル嚢１０６の後壁によって散乱される。同様に、光ビーム１１８は、カプセル嚢１０６の後壁で第２場所１２２に入射し、第２光ビーム１１８の一部がカプセル嚢１０６の後壁によって散乱される。

光学系１１２は、散乱光の一部を集光し、集光した光を検出器１２４へ向けることができる。幾つかの実施形態では、光学系１１２は、散乱光を検出器１２４において結像するように構成される。光学系１１２は、検出器１２４に像を形成できる。幾つかの実施形態では、光学系１１２は、検出器１２４およびカプセル嚢１０６の後壁が共役面に配置されるように設計される。より詳細に後述するように、光学系１１２は、種々の光学素子、例えば、ミラー、レンズ、フィルタ、アパーチャ、ビームスプリッタなどを含んでもよい。光軸１１４は、眼科測定システム１００内の光学経路全体に沿って必ずしも一直線でなくてもよく、光学系１１２内の種々の光学素子によって折れてもよい。検出器１２４は、電荷結合素子（ＣＣＤ）または他のタイプの光検知素子を含んでもよい。幾つかの実施形態では、検出器１２４は、画素に入射した光を表す電気信号を発生するように構成された、２次元アレイの光検知画素を含む。例えば、１６ｍｍ×１６ｍｍの寸法で、５００×５００画素の２次元アレイを有するＣＣＤセンサが使用できるが、他の構成のものも使用できる。

検出器１２４は、電気信号をプロセッサ１２６に供給する。プロセッサ１２６は、後述するように、検出器１２４から受信したデータを処理するように構成できる。幾つかの実施形態では、プロセッサ１２６は、蓄積したデータ、プロセッサ１２６によって実行される命令、患者の眼１０２に関係したパラメータまたは他のデータを保存するための適切なメモリ１２８と電子通信が可能である。プロセッサ１２６は、使用者が、患者の眼に関する情報（例えば、無水晶体または有水晶体）、測定される距離に関する情報、または他の情報を入力できるように、ユーザインタフェース１４２と電子通信が可能である。

図２は、測定プロセスの際、検出器１２４に結像可能な例示の像１３０を示す。図２は、図１に示す座標系と同様な座標系を含む。図２は、検出器１２４にｘｚ面で結像された像１３０を示しているが、検出器１２４は、異なって配向してもよい。像１３０は、角膜表面１０４で散乱した光に対応した中心スポット１３２、第１場所１２０で散乱した光ビーム１１６に対応した第１ターゲットスポット１３４および、第２場所１２２で散乱した光ビーム１１８に対応した第２ターゲットスポット１３６を含むことができる。幾つかの実施形態では、光学系１１２は、充分に大きな被写界深度を提供するように構成でき、その結果、中心スポット１３２およびターゲットスポット１３４，１３６の両方が結像し、鮮鋭な結像スポットを検出器１２４に提供できる。幾つかの実施形態では、光学系は、スポット１３２，１３４，１３６のうちの１つ又はそれ以上が合焦状態で、スポット１３２，１３４，１３６のうちの１つ又はそれ以上が目につくほど焦点外しになるように構成できる。例えば、幾つかの実施形態では、中心スポット１３２は、目につくほど焦点外しにでき、ターゲットスポット１３４，１３６は合焦状態である。プロセッサ１２６は、検出器１２４から受信したデータを分析し、そこから、例えば、距離ｙ_１の測定を決定するように構成できる。幾つかの実施形態では、この分析は、測定プロセス時に使用される、スポット１３２，１３４，１３６のうちの１つ又はそれ以上の重心(centroid)を配置することと、スポット１３２，１３４，１３６のうちの２つ又はそれ以上の間の距離を決定することをことを含んでもよい。

プロセッサ１２６は、検出器１２４から受信したデータに少なくとも部分的に基づいて、角膜表面１０４からカプセル嚢１０６の後壁までの距離ｙ_１を計算するように構成できる。プロセッサ１２６は、像１３０におけるターゲットスポット１３４，１３６の位置（例えば、スポットの重心）に基づいて、場所１２０，１２２の間の距離ｘ_１を計算できる。例えば、プロセッサ１２６は、ターゲットスポット１３４，１３６の場所の間にある画素の数を決定し、ターゲットスポット１３４，１３６で表される場所１２０，１２２の間の現実の距離を計算するアルゴリズムを適用できる。例えば、アルゴリズムは、光学系１１２によって提供される任意の倍率について説明できる。幾つかの実施形態では、眼に入射して、眼の内部にある種々の光学的変化を通過するときの光ビーム１１６，１１８の屈折は無視してもよく、その結果、光ビーム１１６，１１８の各々が、光軸１１４に対して非ゼロの角度θで角膜表面１０４からカプセル嚢１０６の後壁へ伝搬するものとして取り扱いが可能である。本実施形態では、距離ｙ_１は、下記の式（１）を用いて計算できる。

幾つかの実施形態では、角度θは未知であるが、レーザ１０８，１１０の間の分離距離ｘ_２および、レーザから角膜表面１０４までの距離ｙ_２は、既知である。距離ｙ_１は、下記の式（２）を用いて計算できる。

代替として、幾つかの実施形態では、距離ｙ_２および距離ｘ_２は、最初に角度θを決定するために使用でき、そして、式（１）が適用できる。

幾つかの実施形態では、距離ｙ_１を決定するための計算は、眼に入射し、及び／又は、眼の内部にある種々の屈折率変化を通過するときの光ビーム１１６，１１８の屈折を説明するように調整可能である。

上述した幾つかの実施形態は、無水晶体眼における後側カプセル嚢深度の測定を説明したが、幾つかの実施形態は、患者の眼自体またはその内部における他の寸法または空間関係を測定するために使用でき、例えば、前房深度（ＡＣＤ）等は、有水晶体眼において角膜から水晶体レンズの前側表面までの距離として理解できる。この距離は、角膜の選択した位置または部分と、生来の水晶体レンズの選択した位置または部分との間でもよい。角膜の選択した部分は、例えば、眼の視軸と交差する角膜表面上の場所でもよい。水晶体レンズの選択した部分は、例えば、レンズの前側表面などの全てまたは一部でもよい。前側表面の一部は、例えば、前側表面の最も前側部分や、眼の視軸または光軸が前側表面と交差する場所などでもよい。

図３は、患者の眼自体またはその中の寸法、例えば、有水晶体眼(phakic eye)２０２における前房深度（ＡＣＤ）など、を測定するための眼科測定システム２００の一実施形態を概略的に示す。眼科測定システム２００は、上述した眼科測定システム１００と同様にでき、その開示の幾つかは眼科測定システム２００にも適用されるが、幾つかの相違点を以下のように説明する。従って、幾つかの実施形態では、例えば、眼科測定システム２００は、無水晶体眼（図１に示すように）における後側カプセル嚢の深度を測定するために使用される同じ眼科測定システム１００でもよく、構成の修正ありまたは修正なしでもよい。

眼科測定システム２００は、個々の光ビーム２１６，２１８を角膜表面２０４を通って患者の眼２０２の中に向けるように構成されたレーザ２０８，２１０を含むことができる。従って、光ビーム２１６，２１８は、角膜表面２０４で交差でき、そこでは各ビーム２１６，２１８の光の一部が角膜表面２０４で散乱される。第１光ビーム２１６は、水晶体レンズ２０６の前側表面での第１場所２２０に伝搬でき、そこで光の一部を散乱させる。同様に、第２光ビーム２１８は、水晶体レンズ２０６の前側表面での第２場所２２２に伝搬でき、そこで光の一部を散乱させる。角膜表面２０４、第１場所２２０および第２場所２２２で散乱した光の一部が、光学系２１２によって集光され、検出器２２４に方向付けされる。幾つかの実施形態では、光学系２１２または検出器２２４は、水晶体レンズ２０６から反射した光とともに使用するように特に構成できる。例えば、光学系２１２は、異なる物体距離に適合するように、無水晶体眼における後側カプセル嚢の深度を測定するために使用される光学系１１２とは異なるように光を結像させるように構成できる。幾つかの実施形態では、同じ光学系１１２および検出器１２４が、調整の必要ありまたは必要なしで、無水晶体眼における後側カプセル嚢の深度、そして有水晶体眼におけるＡＣＤを測定するために使用できる。

図４は、測定プロセスの際、検出器２２４上に形成される例示の像２３０を示す。図４は、図２に示した座標系と同様な座標系を含む。像２３０は、角膜表面２０４で散乱した光に対応した中心スポット２３２、水晶体レンズ２０６での第１場所２２０で散乱した光に対応した第１ターゲットスポット２３４および、水晶体レンズ２０６での第２場所２２２で散乱した光に対応した第２ターゲットスポット２３６を含む。プロセッサ２２６は、上述と同様な方法で、スポット２３２，２３４，２３６の場所に基づいて、距離ｙ_１’を計算するように構成できる。ターゲットスポット２３４，２３６は、ターゲットスポット１３４，１３６よりも共に僅かに接近していてもよいことに留意すべきであり、像２３０で測定される距離ｙ_１’は、像１３０で測定される距離ｙ_１よりも短いことを意味する。

患者の眼の内部の他の距離が、同様に測定できる。例えば、前側無水晶体カプセル嚢の深度が測定できる。この距離は、例えば、角膜表面と無水晶体カプセル嚢の前側表面との間の距離として理解できる。この測定は、例えば、生来の水晶体レンズを除去した後、眼球およびカプセル嚢を膨張（例えば、塩基性食塩液または粘弾性材料を用いて）させる前または後に、手術中に実施できる。この距離は、ＩＯＬのＥＬＰを計算するために、例えば、後側無水晶体カプセル嚢の深度とは別個に、またはこれと関連させて使用できる。例えば、カプセル嚢に挿入されるＩＯＬの場合、推定したＥＬＰは、これら２つの距離間の道のりの一部となるように選択できる。これら２つの距離間と、カプセル嚢にあるＩＯＬの推定したＥＬＰとを関連付ける他の関係も可能であり、例えば、後述のような回帰分析によって決定できる。さらに、前側カプセル嚢の深度測定は、毛様溝(sulcus)レンズの予測した位置を計算するために使用できる。例えば、毛様溝レンズの推定したＥＬＰは、測定した距離から、経験的に導出した定数を引き算することによって、角膜表面からカプセル嚢の前側表面までの距離との関連付けが可能であろう。この距離を毛様溝レンズの推定したＥＬＰと関連付ける他の関係も可能であり、例えば、後述のような回帰分析によって決定できる。

また、角膜表面２０４とカプセル嚢の後壁との間の距離は、有水晶体眼２０２において、光ビーム２１６，２１８がカプセル嚢の後壁に入射する場所２３８，２４０で散乱される光を用いて測定できる。幾つかの実施形態では、検出器２２４に形成される像２３０は、図４に示したものより多くのスポットを含むことができる。例えば、像は、カプセル嚢の後側表面での場所２３８，２４０、または眼内の他の構造で散乱した光に対応したスポットを含んでもよい。幾つかの実施形態では、プロセッサ２２６は、所望の測定に関連したスポットを識別し、像内の他のスポットを無視するように構成できる。例えば、プロセッサ２２６は、所望の測定について実施可能な範囲の外側にあるスポットを無視したり、あるいは、充分に明るく、充分に合焦状態にあるスポットのみを考慮してもよい。幾つかの実施形態では、光学系２１２は、比較的短い被写界深度を有することができ、所望の測定について実施可能な範囲にあるスポットだけを結像させるように構成できる。

幾つかの実施形態では、プロセッサ２２６は、患者の眼２０２または実施される測定に関して、ユーザインタフェース２４２を介して受信した情報に基づいて、計算、光学系２１２または、眼科測定システム２００の他のコンポーネントを調整できる。例えば、無水晶体眼の屈折パワーは、対応する有水晶体眼の屈折パワーとは異なるため、幾つかの実施形態では、測定システム２００は、光学系２１２を調整でき（例えば、レンズの位置を調整することによって）、測定される眼が無水晶体または有水晶体であるかに応じて、カメラの焦点距離を変化させてもよい。こうした調整は、眼を出射して光学系１１２で集光される前に、無水晶体眼または有水晶体眼の屈折パワーが、散乱光（例えば、生来レンズの前側表面から、または無水晶体カプセル嚢の後側表面から）を収束または発散させる変化の程度を補償するために使用できる。

図１に示したシステムについて多くの変形例が可能である。例えば、レーザは、眼から異なる縦方向距離、または光学系によって定義される光軸から異なる距離に位置決め可能である。幾つかの実施形態では、レーザは、光学系によって定義される光軸に対して異なる角度で配向できる。幾つかの実施形態では、レーザは、眼の視軸は交差しない、角膜上の場所で交差するように、あるいは、所望の測定に関連した、眼の他の構造において交差するように位置決めできる。

上述した実施形態は、２つのレーザを用いた測定システムを開示しているが、別の数のレーザが使用できる。例えば、幾つかの実施形態では、１つのレーザが使用できる。図５は、図１および図３と類似するが、１つのレーザを用いた眼科測定システムにおいて検出器上に形成された例示の像３３０を示す。図５は、図２に関連した説明した座標系と同様な座標系を含む。像３３０は、例えば、眼の角膜表面で散乱した光に対応した中心スポットを含む。像は、例えば、無水晶体眼のカプセル嚢の後壁で散乱した光に対応したターゲットスポット３３４も含む。角膜表面とカプセル嚢の後壁との間の距離ｙ_１”（これは図１と同じ距離ｙ_１でもよい）は、部分的に、スポット３３２，３３４の場所に基づいて決定してもよい。例えば、距離ｙ_１”は、角膜表面と、光が散乱する、カプセル嚢での場所（スポット３３２，３３４の位置から決定される）との間の距離のｘ距離成分ｘ_１”および、到来する光ビームの角度θから、下記の式（３）を用いて計算してもよい。

幾つかの実施形態では、４つのレーザが光軸周りに位置決めでき、４つの光ビームが角膜表面で同じ場所で交差するように配向できる。図６は、図１および図３と類似するが、４つのレーザを用いた眼科測定システムの検出器上に形成された例示の像４３０を示す。図６は、図２に関連した説明した座標系と同様な座標系を含む。中心スポットは、眼の角膜表面で散乱した光に対応する。４つのターゲットスポット４３４，４３５，４３６，４３７は、例えば、カプセル嚢の後壁で散乱した４つの個々の光ビームがからの光に対応する。角膜表面とカプセル嚢の後壁との間の距離は、部分的に、第１ターゲットスポット４３４と第３ターゲットスポット４３６との間の距離、および第２ターゲットスポット４３５と第４ターゲットスポット４３７との間の距離に基づいて決定できる。４つのレーザの使用は、図６に示すように、幾つかの実施形態では、直交している２つの軸周りの所望の測定に関する情報を提供できる。例えば、第１ターゲットスポット４３４と第３ターゲットスポット４３６との間の距離が、第２ターゲットスポット４３５と第４ターゲットスポット４３７との間の距離より小さい場合、測定される距離は、第２ターゲットスポット４３５と第４ターゲットスポット４３７で測定した軸に沿ったものと比べて、第１ターゲットスポット４３４と第３ターゲットスポット４３６で測定した軸に沿ってより短いことを示す。

幾つかの実施形態では、測定される表面に関する追加の情報を収集するために、追加のレーザが使用できる。例えば、グリッド状の８個、１２個、１６個または別の数のレーザが、角膜表面から、眼の視軸から変化する距離で測定した表面までの距離を測定するために使用できる。こうして測定システムは、例えば、カプセル嚢の後壁の表面についてより複雑なマッピングを生成するために使用でき、ＩＯＬの術後位置のより正確な予測およびＩＯＬパワーのより正確な選択が可能になる。幾つかの実施形態では、グリッド状のいろいろなレーザ組によって行われる測定を別々の時間で実施し、検出器上でのターゲットスポットの重なりを防止できる。幾つかの実施形態では、レーザは、移動可能にしてもよく（例えば、ジンバル(gimbal)および直線スライドを用いて）、複数の場所から測定値を取得するために使用できる。その結果、比較的綿密な表面マッピングが、少ない数のレーザを用いて取得できる。

幾つかの実施形態では、プロセッサ（例えば、１２６，２２６）は、部分的には、測定システムの検出器上に形成されるスポットに基づいて、眼科測定システム（例えば、１００，２００）が患者の眼に対して所望の場所に適切に位置決めされているか否かを決定できる。図７Ａは、図１および図３と類似した眼科測定システムにおいて、光ビーム（例えば、１１６，１１８，２１６，２１８）が眼の角膜表面で交差しないように、レーザ（例えば、１０８，１１０，２０８，２１０）が配向している場合、検出器上に形成された例示の像５３０を示す。図７Ａは、図２に関連した説明した座標系と同様な座標系を含む。患者の眼からの縦方向距離（例えば、ｙ_２，ｙ_２’）が所望の縦方向距離より大きく、または小さくなり、レーザが放射する光ビームを眼の角膜の前方または後方にある場所で交差させるように、測定システムが位置決めされた場合に、像５３０が形成できる。光ビームは、角膜に到達する前または後に交差するため、角膜の２つの異なる場所に入射する。像５３０は、眼の角膜での第１場所で散乱した第１光ビームからの光に対応した第１中心スポット５３２を含むことができる。像５３０の第２中心スポット５３３が、眼の角膜での第２場所で散乱した第２光ビームからの光に対応している。

像５３０は、上述したように、測定される眼の表面で散乱した光に対応したターゲットスポット５３４，５３６を含んでもよい。しかしながら、光ビームは、眼の角膜表面で交差していないため、適切に補償していない場合、ターゲットスポット５３４，５３６間の距離は、正確でない測定値を出力することがある。こうして幾つかの実施形態では、プロセッサは、２つの中心スポット５３２，５３３が実質的に重なって、例えば、図２の例示の像１３０に示したように、単一の中心スポットを形成した場合に、検出器によって提供されるデータを分析し、測定目的のためのデータだけを受け入れるように構成できる。こうして測定システムは、眼の測定を実施する前または実施中に、位置決めシステム（または使用者）が測定システムを所望の作動距離ｙ_２，ｙ_２’に適切に位置決めしていることを確認するように機能してもよい。２つの中心スポット５３２，５３３の形成は、レーザの一方または両方が適切に配向していること、あるいは、何らかの他の誤動作が発生していることを提示できる。

幾つかの実施形態では、測定システム（例えば、１００，２００）は、自動アライメントシステムまたは使用者に対して位置決め情報を提供できる。例えば、装置が、識別可能な２つの中心スポット５３２，５３３を生じさせる作動距離ｙ_２，ｙ_２’に適切に位置決めされている場合、プロセッサは、単一の中心ドットが形成されるまで、装置を眼に対して縦方向に移動できる。プロセッサは、測定システム検出器上に単一の中心スポットを形成するように、眼の最も高い位置になるように装置を組織的に移動させることによって、装置を眼の頂点に整列させるように構成できる。

幾つかの実施形態では、測定システム（例えば、１００，２００）は、その縦方向位置が、眼からの所望の縦方向位置より大きいか、小さいかを決定できる。例えば、中心スポット５３２，５３３が、測定システムが眼に接近するにつれて収束し、または測定システムが眼から遠ざかるにつれて発散する場合、レーザは、眼の角膜表面に到達する前に交差していることを示している。反対に、中心スポット５３２，５３３が、測定システムが眼に接近するにつれて発散し、または測定システムが眼から遠ざかるにつれて収束する場合、レーザは、眼の角膜表面に到達した後に交差していることを示している。代替として、レーザは、異なるサイズ、異なる光周波数を有してもよく、時間または周波数で変調していてもよく、システムは、どの中心スポット５３２，５３３がどのレーザに対応しているかを決定できる。例えば、像５３０の右側にある中心スポット５３２が第１レーザから放射された光に対応し、像５３０の左側にある中心スポット５３３が第２レーザから放射された光に対応している場合、システムは、レーザが角膜表面に到達する前に交差していることを決定できる。中心スポット５３２，５３３の場所が交換されている場合、システムは、レーザが角膜表面を通過した後に交差していることを決定できる。

図７Ｂは、眼５０２の角膜で交差しない２つのレーザ５０８，５１０を用いて、患者の眼５０２自体またはその中の寸法を測定するための眼科測定システム５００の一実施形態を概略的に示す。レーザ５０８，５１０は、眼５０２の角膜表面の手前にあるポイント５０４で交差する光ビーム５１６，５１８を放射する。光ビーム５１６，５１８は、眼の角膜表面の場所５０３および場所５０５にそれぞれ入射し、眼を通過して、無水晶体カプセル嚢５０６の後側表面の場所５２０および場所５２２にそれぞれに入射している。場所５０３，５０５，５２０，５２２の各々において、光の一部が角膜またはカプセル嚢によって散乱する。散乱光の一部が光学系５１２によって集光され、検出器５２４に向かう。像（例えば、図７Ａに示した像５３０）が検出器５２４上に形成され、２つの中心スポット５３２，５３３および２つのターゲットスポット５３４，５３６を有する。検出器５２４はプロセッサ５２６と電子的に接続可能であり、プロセッサ５２６は適切なメモリ５３８およびユーザインタフェース５４２と接続可能である。

プロセッサ５２６は、検出器５２４から受信したデータに少なくとも部分的に基づいて、角膜表面から無水晶体カプセル嚢１０６の後壁までの距離ｙ_１’”を計算するように構成できる。プロセッサ５２６は、像５３０における中心スポット５３２，５３３の位置に少なくとも部分的に基づいて、レーザビーム５１６，５１８が眼５０２の角膜と交差する場所５０３，５０５の間の距離ｘ_２’”を計算するように構成できる。同様に、プロセッサ５２６は、ターゲットスポット５３４，５３６の位置に少なくとも部分的に基づいて、無水晶体カプセル嚢５０６の後側表面での場所５２０，５２２の間の距離ｘ_１’”を計算するように構成できる。システムが、レーザ光ビーム５１６，５１８が角膜表面に到達する前に交差していると決定した場合（例えば、上述のように）、距離ｙ_１’”は、下記の式（４）を用いて定義できる。ここで、ｙ_３’”は、レーザビーム５１６，５１８が無水晶体カプセル嚢５０６の後壁と交差する、場所５０４からの距離であり、ｙ_２’”は、レーザビーム５１６，５１８が眼５０２の角膜表面と交差する、該場所からの距離である。

幾つかの実施形態では、眼に入射して、眼の内部にある種々の変化を通過するときの光ビーム５１６，５１８の屈折は、無視してもよく、その結果、光ビーム５１６，５１８は、光軸５１４に対して非ゼロの同じ角度θ’”で角膜表面からカプセル嚢５０６の後壁へ伝搬するものとして取り扱いが可能である。本実施形態では、ｙ_３’”およびｙ_２’”は、下記の式（５）（６）を用いて計算できる。

式（４）は、下記の式（７）として書き換え可能である。

システム５００がレーザ光ビーム５１６，５１８が角膜表面を通過した後に交差していると決定した場合（上述のように）、距離ｙ_１’”は、下記の式（８）を用いて計算できる。

さらに、幾つかの実施形態では、図７Ｂに示した距離を決定する際に、アライメントシステム（例えば、ここで説明する６０８等）が使用できる。例えば、アライメントシステムは、ｙ_２’”を決定するために使用できる。上述したように、幾つかの実施形態では、ここで説明する計算は、眼５０２に入射するときの光ビーム５１６，５１８の屈折、及び／又は、光が眼５０２の内部にある種々の変化を通過するときの屈折を説明するように変更できる。

図８は、手術用顕微鏡６０２に搭載された、測定システム６０６、アライメントシステム６０８および波面収差計(aberrometer)６１０を含む眼科装置６００の一実施形態を概略的に示す。眼科装置６００は、手術用顕微鏡６０２に装着される補助モジュール６０４を含んでもよい。補助モジュール６０４は、ここで説明した測定システム６０６と、アライメントシステム６０８と、波面収差計６１０とを含むことができる。測定システム６０６は、例えば、前側及び／又は後側カプセル嚢深度またはＡＣＤを測定するために使用できる。アライメントシステム６０８は、ここで説明するように、患者の眼に対して所望の場所に、眼科装置６００を横方向および縦方向に位置決めするために使用できる。波面収差計６１０は、例えば、患者の眼について手術中の屈折パワー測定を行うために使用できる。例えば、患者の無水晶体眼の総屈折パワーの術中測定は、術前角膜曲率および軸長測定の代わりまたはこれに加えて、ＩＯＬパワーの計算で使用できる。

測定システム６０６、アライメントシステム６０８および波面収差計６１０は、単一モジュール６０４として図示しているが、他の構成も可能である。例えば、測定システム６０６、アライメントシステム６０８および波面収差計６１０は、２つまたは３つの分離モジュールとして配置できる。幾つかの実施形態では、測定システム６０６および波面収差計６１０は、堅固に機械的及び／又は光学的にともに連結可能である（詳細に後述する）。アライメントシステム６０８は、測定システム６０６と堅固に機械的に連結可能である。幾つかの実施形態では、補助モジュール６０４は、１つ又はそれ以上の締結具６１６によって手術用顕微鏡６０２に対して取り外し可能に装着できる。

図８は、参照用に図１と図３の座標系と同様なｘｙｚ座標系を示す。便宜上、ｙ軸は患者の眼の視軸と整列し、ｘ軸とｚ軸はｙ軸に対して互いに直交している。

アライメントシステム６０８は、米国公開第２００９／０１０３０５０号に記載されたアライメントシステムと類似しており、その全体が参照によりここに組み込まれる。他のタイプのアライメントシステムも使用できる。上述したように、幾つかの実施形態では、測定システム６０６は、位置決め情報を提供するために使用でき、測定システム６０６は、眼科装置６００を患者６１４の眼６１４に対して位置決めするためのアライメントシステム６０８と関連してまたはその代わりに使用できる。

波面収差計６１０は、例えば、タルボット−モアレ(Talbot-Moire)干渉計型の波面収差計、例えば、米国特許第６７３６５１０号に記載された波面収差計でもよく、その全体が参照によりここに組み込まれる。他のタイプの波面収差計を使用してもよいことは理解すべきである。幾つかの実施形態では、波面収差計６１０は省略可能であり、あるいは、実施する処置に応じて、波面収差計６１０に加えてまたはその代わりに、異なる眼科機器（例えば、ケラトメータ、角膜トポグラフ装置または光学コヒーレンス断層映像（ＯＣＴ）システム）が使用できる。

手術用顕微鏡６０２は、先行技術で知られている、任意の適切なスタイルまたは構成のものでよく考案してもよい。補助モジュール６０４は、特に、締結具６１６は、種々の手術用顕微鏡に対して確実に装着されるように構成できる。手術用顕微鏡６０２は、接眼レンズ６１８を含み、両眼式または単眼式でもよく、執刀医は眼６１２の領域を観察することができる。手術用顕微鏡６０２は、患者の眼６１２を照明するための光源６２０と、手術用顕微鏡６０２の焦点を調節するための焦点調節ノブ６２２と、患者の眼６１２からの光を集光するための対物レンズ６２４とを含んでもよい。幾つかの実施形態では、手術用顕微鏡６０２は、調整ブームによって患者の眼の上方に支持される。

幾つかの実施形態では、測定システム６０６及び／又は波面収差計６１０は、非可視波長の光を用いて動作する。こうして補助モジュール６０４は、波長選択ミラー６２６を含むことができ、これは、可視光を対物レンズ６２４に向けて通過させるとともに、測定システム６０６及び／又は波面収差計６１０で使用される光（例えば、近赤外領域でもよい）を、補助モジュール６０４内部に収納された測定システム６０６及び／又は波面収差計６１０へ向けて反射する。補助モジュール６０４は、ここに収納されたコンポーネント同士で光の引き回しを行うための追加の光学コンポーネント、例えば、ミラー、レンズ、ビームスプリッタ、フィルタなどを含んでもよいことは留意すべきである。

図９は、測定システム６０６、アライメントシステム６０８および波面収差計６１０の一実施形態を概略的に示す。図９は、参照用に上述した座標系と同様なｘｙｚ座標系を示す。図９は、概略的な図示であり、ここで図示したレイアウトは、装置６００で用いられる実際の配置および方向を必ずしも示していないことに留意する。例えば、光学経路は、簡略化のためにｘｙ面に配置したように図示しているが、光学経路の幾つかは、少なくとも部分的にｚ方向に向くことがある。

図９に示した実施形態では、波面収差計６１０は、平面状波面を有する薄い光ビームを発生するレーザ６２８を含み、光ビームは、第１ビームスプリッタ６３０および波長選択ミラー６２６によって患者の眼６１２の中に向けられる。レーザ光は、患者の眼の角膜および瞳孔を通過して、網膜に入射する。レーザ光は、網膜から散乱して、眼６１２の角膜を再び通過し、波長選択ミラー６２６に向かう。

角膜の形状を含む眼６１２の特徴は、散乱光の平面状波面を変化させ、角膜の形状および眼の屈折パワーに関する情報を、変化した波面に符号化する。変化した波面は、波長選択ミラー６２６によって反射され、第１ビームスプリッタ６３０を通過し、第２ビームスプリッタ６３２で反射され、第１二重レンズ６３４を通過し、第１および第２リレーミラー６３６，６３８によって方向転換し、第２二重レンズ６４０を通過する。一対のレチクル(reticle)またはグレーティング６４２，６４４が、第１二重レンズ６３４と収差計検出器６４６との間に配置される。幾つかの実施形態では、収差計検出器６４６は、電荷結合素子（ＣＣＤ）にできるが、他の検出器も使用できる。レチクル６４２，６４４は、収差計検出器６４６上にフリンジパターンを発生でき、これは検出され、例えば、米国特許第６７３６５１０号に記載された方法で、変化した波面の形状を決定するために使用される。交代した波面形状は、例えば、患者の眼について球面パワー、シリンドリカルパワーおよびシリンドリカル軸を決定するために使用できる。

測定システム６０６は、１つ又はそれ以上のレーザ６４８を含むことができ、簡略化のためにその１つだけを図示しており、上述したように、光が眼の中に入るように配向している。幾つかの実施形態では、レーザ６４８は、補助モジュール６０４と関連したハウジングの外側またはハウジング内側に堅固に装着され、レーザ光は、ハウジングの開口を通って患者の眼６１２に向けられる。幾つかの実施形態では、レーザ６４８は、固定した角度を有するように装着できる。

適切に位置決めした場合、レーザ光は、眼６１２の角膜表面６５０を通って眼に入り、ターゲット表面６５２（例えば、カプセル嚢の後壁）に入射する。光が、眼６１２の内部にある角膜表面６５０およびターゲット表面６５２の両方によって散乱し得る。散乱光は、波長選択ミラー６２６によって反射し、第１ビームスプリッタ６３０および第２ビームスプリッタ６３２を通過し、第３二重レンズ６５４を通過し、２つのミラー６５６，６５８によって方向転換し、第４二重レンズ６６０を通過し、測定システム検出器６６２に向かう。上述したように、検出器６６２で受光された光は、眼６１２の内部にある角膜表面６５０とターゲット表面６５２との間の距離を決定するために使用できる。

幾つかの実施形態では、装置の光軸６７６が、測定システム６０６及び／又は波面収差計６１０の光学系によって定義される。幾つかの実施形態では、測定システム６０６および波面収差計６１０は、共通の作動距離で動作するように設計され、装置６００が所望の横方向位置および縦方向位置に適切に整列された場合、正確なデータを収集できる。

幾つかの実施形態では、測定システム６０６のレーザ６４８は、波面収差計６１０のレーザ６２８と同じ波長（例えば、７８０ｎｍ）の光を使用できる。こうして波長選択ミラー６２６は、波面収差計６１０および測定システム６０６の両方からの光を第２ビームスプリッタ６３２へ向けるように使用できる。幾つかの実施形態では、測定システム６０６および波面収差計６１０によって行われる測定は、異なる時間で実施でき、その結果、一方のシステムからの光が、他方で行われる測定に影響しないようする。幾つかの実施形態では、レーザ６４８は、レーザ６２８とは異なる波長の光を使用でき、その結果、波面収差計６１０を用いた測定を行うのと同じ時間で、測定システム６０６を用いた測定が行われ、手術処置の際に待ち時間がより少なくなる。こうした実施形態では、波長選択ミラー６２６は、両方の波長の光を第２ビームスプリッタ６３２へ向けるように構成できる。幾つかの実施形態では、装置６００は、一方の波長の光を収差計検出器６４６へ導いて、他方の波長の光を測定システム検出器６６２へ導くように、１つ又はそれ以上の波長選択ミラーを使用できる。

アライメントシステム６０８は、１つ又はそれ以上の光源、例えば、発光ダイオード（ＬＥＤ）６６４，６６６など、を含んでもよい。ＬＥＤ６６４，６６６は、例えば、装置の光軸６７６の周りに、波面収差計６１０の入力窓６６８の近傍に位置決めできる。幾つかの実施形態では、ＬＥＤ６６４，６６６は、レーザ６４８，６２８とは異なる波長の光を使用する。例えば、ＬＥＤは、８８０ｎｍの波長を有する光を使用できるが、他の波長の光を使用してもよい。アライメントシステム６０８はまた、アライメント光学系６７０およびアライメント検出器６７２を有するアライメントカメラを含む。アライメント光学系６７０は、アライメント光軸６７４を定義でき、これは眼６１２の角膜と交差する。幾つかの実施形態では、装置６００が患者の眼６１２に対して所望の場所で位置決めされている場合、アライメント光軸６７４は、測定システム６０６及び／又は波面収差計６１０の光学系で定義される光軸と眼の角膜表面で交差する。

ＬＥＤ６６４，６６６から放射された光は、眼６１２の角膜に向けて伝搬し、その光の一部が角膜によってアライメント光軸６７４にほぼ沿って反射し、そして、アライメント光学系６７０を通過し、ＬＥＤ６６４，６６６の像を、例えば、ＣＣＤセンサなどのアライメント検出器６７２上に形成する。ＬＥＤ６６４，６６６の像の位置決めは、一般に、装置６００の空間的位置決めおよび患者の眼の角膜曲率に依存することになる。幾つかの実施形態では、患者の眼の角膜曲率および、眼６１２に対する装置６００の所望の位置に基づいて、基準場所が検出器６７２上で定義できる。基準場所に対する、ＬＥＤ６６４，６６６の像の位置、およびＬＥＤ６６４，６６６の像の鮮鋭度／結像から、アライメントシステム６０８は、装置６００を眼６１２に対して所望の位置に位置決めするためのアライメント情報を提供できる。詳細には、米国公開第２００９／０１０３０５０号に説明されている。幾つかの実施形態では、位置決めシステム６０８は、装置６００を、患者の眼６１２に対して所望の位置の１ｍｍ，５００μｍ，３００μｍまたは１５０μｍ内に位置決めできる。

装置６００は、プロセッサ６７６を含むことができ、これは、測定システム検出器６６２、収差計検出器６４６およびアライメント検出器６７２と電子的に通信可能である。プロセッサはまた、上述したように、メモリモジュール６７８、そして、ビデオモニタ６８０または情報を使用者へ伝送する他のディスプレイ装置と電子的に通信可能である。プロセッサ６７６は、ここで説明したように、検出器６６２，６４６，６７２からのデータを受信し処理できる。幾つかの実施形態では、プロセッサ６７６は、検出器６６２，６４６，６７２の２つ以上からのデータを使用し、ある機能を実施、例えば、位置決め情報を出力することができる。例えば、上述したように、幾つかの実施形態では、測定システム６０６からのデータが、位置決め情報を出力するように、アライメントシステム６０８と関連して使用できる。

装置６００は、位置決め情報に基づいて装置６００の位置を自動的に調整するためのアクチュエータ（不図示）を含んでもよい。装置６００は、例えば、ビデオモニタ６８０を経由して提供される位置決め情報に従って使用者が装置６００の位置を調整できるようにする制御部（不図示）を含んでもよい。

幾つかの実施形態では、眼科測定システム６０６および波面収差計６１０は、同じ検出器を使用してもよい。図１０は、眼科測定システム（例えば、１００，２００，６０６）の光学系の一実施形態を概略的に示すもので、光学系は、眼科測定システム６０６および波面収差計６１０の両方から患者の眼７５２によって散乱した光を集光して、共有した検出器７６２へ向ける。散乱光の一部が波長選択ミラー７２６（図８中の６２６）によってビームスプリッタ７３０へ反射し、これは、散乱光の一部を第１レンズ７５４に向けて伝送する。波長選択ミラー７２６は、例えば、上述したように、可視光を手術用顕微鏡へ伝送するとともに、測定システム６０６および波面収差計６１０で使用される赤外光を反射するように使用できる。ビームスプリッタ７３０は、例えば、上述したように、波面収差計６１０による使用のために、レーザ（図８中の６２８）からのレーザ光ビームの一部を眼７５２へ向けるように使用できる。

第１レンズ７５４は、二重レンズとすることができ、散乱光に対して光学パワーを持つことができる。例えば、レンズ７５４は、散乱光を収束させ、第１ミラー７５６へ向けるように機能し、第１ミラー７５６は光を第２ミラー７５８に向けて反射する。第２ミラー７５８は、散乱光を空間アパーチャ７５９を通して第２レンズ７６０へ向ける。第２レンズ７６０は、二重レンズとすることができ、散乱光に対して光学パワーを持つことができる。例えば、レンズ７６０は、散乱光をさらに収束させ、実像を検出器７６２上に形成するように機能する。光学系７００における光学コンポーネントについて多くの他の選択肢およびレイアウトも使用できると理解すべきである。光学系７００は、レンズ７６０と共有した検出器７６２との間に位置決めされた一対のグレーティング（図１０では不図示）を含んでもよい。

幾つかの実施形態では、光学系７００の光学素子の位置は固定されている。幾つかの実施形態では、光学系７００の光学素子のいくつかは移動可能でもよい。例えば、レンズ７６０及び／又はレンズ７５４は、取得される測定値（例えば、後側または前側無水晶体カプセル嚢深度、またはＡＣＤ）、測定される眼の特性（例えば、有水晶体または無水晶体）、測定システム６０６または波面収差計６１０を使用しているか否か、等に応じて、光学系７００の有効焦点距離を調整するように移動可能でもよい。こうして光学系７００は、種々の応用について鮮鋭で合焦した像を検出器７６２に形成するように構成できる。幾つかの実施形態では、グレーティングは、移動可能でもよく、波面収差計が使用中の場合に光学経路に配置でき、測定システム６０６が使用中の場合に光学経路から除去されるようにできる。幾つかの実施形態では、グレーティングは、測定システム６０６が使用中の場合、光学経路に残留してもよい。

図１０は、ｘｙｚ座標系を含み、ｙ軸は眼の視軸と整列し、ｘ軸とｚ軸はｙ軸に対して互いに直交している。他の座標系も使用可能であり、図１０に示した光学素子は、図１０に示したもの以外の方向に配向してもよい。

図１１は、測定プロセスの際に患者の眼８００の光学モデルと相互作用する、図８の眼科装置からの光を概略的に示す。図１１は、ｘｙｚ座標系を含み、ｙ軸は眼の視軸と整列し、ｘ軸とｚ軸はｙ軸に対して互いに直交している。他の座標系も使用可能である。

第１レーザ光ビーム８０２が眼の角膜８０４と角膜表面８０６で接触する。光８０２の一部が、図１１に点線８０７として示すように、角膜表面で散乱する。第１レーザ光ビーム８０２は、角膜８０４、房水(aqueous humor)８０８など、眼のいろいろな構造を通過する。第１レーザ光ビーム８０２は、眼８００に入るときに屈折して、眼のいろいろな構造を通過できる。第１レーザ光ビーム８０２は、最終的にカプセル嚢８１０の後壁に入射し、そこで光８０２の一部が散乱し（破線８１２として示す）、光８０２の一部がカプセル嚢を通過し、眼８００の中をさらに伝搬する。散乱光８１２は、眼の内部にある種々の変化によって屈折して、眼８００を出射するときも屈折し得る。当業者には理解されてるように、図１１に示す光線追跡は、簡略化した光線追跡であり、簡略化のために比較的少数の光線を示している。例えば、レーザ光ビーム（例えば、８０２）を１本の光線として示しており、実際の動作時には、レーザ光ビームは、認知できる厚さを有してもよい。

第２レーザ光ビーム８１４は、角膜表面８０６を通って眼８００に入る。第２レーザ光ビーム８１４の一部も角膜表面８０６によって散乱する（散乱光を図１１では点線８０７で示す）。第２レーザ光ビーム８１４は、眼８００に入って、カプセル嚢８１０の後壁まで伝搬するとき、上述したように、第１レーザ光ビーム８０２と同様に屈折し得る。第２レーザ光ビーム８１４の一部が、カプセル嚢８１０によって散乱し得る（散乱光を図１１では破線８１６として示す）。散乱光８１６は、眼８００の内部にある変化を通過するときと、眼８００を出射するときに、屈折し得る。散乱光８０７，８１２，８１６は、検出器に向けられ、上述したように、角膜表面８０６からカプセル嚢８１０の後壁までの距離を決定するために使用できる。

第３レーザ光ビーム８１８は、角膜表面８０６を通って眼８００の中に向けられ、網膜（不図示）まで伝搬し、網膜によって散乱する。幾つかの実施形態では、第３レーザ光ビーム８１８は、上述したように、波面収差計６１０のプローブビームに対応する。網膜から散乱した光は、眼の光学パワーを測定するために、波面収差計６１０によって使用できる。

図１２は、白内障手術の一部として、患者の眼の中に移植されるＩＯＬについて適切な光学パワーを決定する方法９００の一実施形態を示すフローチャートである。ブロック９０２において、使用者は、眼科装置６００を患者の眼の上で、予め定めた所望の位置に位置決めできる。幾つかの実施形態では、所望の位置は、測定システムの光軸が眼の視軸と実質的に整列するように、装置を横方向に配置でき、そして、測定システムのレーザが眼の角膜表面と交差するように、装置を縦方向に配置できる。幾つかの実施形態では、使用者は、手術用顕微鏡を使用して装置６００を粗く位置決めできる。幾つかの応用では、上述したように、アライメントシステム６０８を用いて装置６００の位置を微調整することが望ましいであろう。幾つかの実施形態では、アライメントシステム６０８は、位置決め情報を発生するように、波面収差計６１０及び／又は空間測定システム（例えば、１００，２００，６０６）との関連で使用できる。装置の位置決めは、プロセッサおよびアクチュエータを用いて自動的に、あるいは、使用者に提供された制御部を用いて手動で実施してもよい。方法９００を装置６００と関連して説明したが、異なる眼科装置も使用できることに留意すべきである。例えば、超音波装置または光学コヒーレンス断層映像測定装置も使用できる。幾つかの実施形態では、超音波装置または光学コヒーレンス断層映像装置は、手術用顕微鏡または収差計に搭載できるが、スペース制約が、そこに搭載される測定装置のタイプを制限するであろう。装置は、使用する測定装置のタイプに応じて、患者の眼に対して異なるように位置決めしてもよい。

ブロック９０４において、装置６００は、少なくとも１つの眼の術中特性、例えば、無水晶体眼の後側カプセル嚢深度を測定するために使用できる。幾つかの実施形態では、生来の水晶体レンズを眼から除去する追加のステップは事前に実施でき、眼を無水晶体眼に変換する。さらに、生来の水晶体レンズを除去した後、眼球およびカプセル嚢を膨張（例えば、塩基性食塩液または粘弾性材料を用いて）できる。幾つかの実施形態では、ここで説明した眼科測定システム（例えば、１００，２００，６０６）が、後側カプセル嚢深度を測定するために使用できる。１つ又はそれ以上のレーザ（例えば、１０８，１１０，２０８，２１０）からの光が角膜表面を通って眼の中に向けられ、その結果、レーザからの光が角膜表面によって散乱し、そして、眼の内部にあるカプセル嚢によっても散乱する。

散乱光は、収集され、検出器へ向けられ、光が散乱した場所に対応してスポットが形成される。プロセッサが、上述したように、検出器上に形成されたスポットの位置に少なくとも部分的に基づいて、無水晶体眼の後側カプセル嚢深度を決定するように構成できる。幾つかの実施形態では、後側カプセル嚢深度は、超音波技術または光学コヒーレンス断層映像を用いて測定可能である。無水晶体眼後側カプセル嚢深度に加えて、またはこれの代わりに、眼の他の術中特性が測定してもよい。例えば、無水晶体眼前側カプセル嚢深度が測定可能である。この距離は、例えば、カプセル嚢自体の内側ではなく、カプセル嚢の前側に配置されるＩＯＬ（例えば、毛様溝(sulcus)レンズ）の術後位置を予測するために使用できる。この距離は、カプセル嚢内のＩＯＬの術後位置を予測するために、無水晶体眼後側カプセル嚢深度の代わり、またはこれと関連して使用できる。眼の他の術中特性も測定できる。

ブロック９０６において、装置６００は、無水晶体眼の光学パワーを測定するために使用できる。例えば、波面収差計６１０は、ここで説明したように、無水晶体眼の光学パワーを測定するために使用できる。他の実施形態では、無水晶体眼の光学パワーは、他の方法で決定できる。例えば、無水晶体眼の光学パワーは、角膜の曲率および眼の軸長から推定できる。

ブロック９０８において、予測される術後ＩＯＬ位置が、測定した少なくとも１つの眼の術中特性（例えば、眼の無水晶体カプセル嚢深度）に少なくとも部分的に基づいて計算できる。幾つかの実施形態では、予測されるＩＯＬ術後位置は、眼の追加測定の使用なしで、測定した無水晶体眼後側カプセル嚢深度に基づいて決定できる。例えば、ＩＯＬのＥＬＰは、測定した無水晶体眼後側カプセル嚢深度から、定数を引き算することによって決定できる。幾つかの実施形態では、無水晶体眼の測定した光学パワーまたは他の要因は、術後ＩＯＬ位置、例えば、角膜の曲率、眼の軸長などを予測するためにも考慮できる。当業者に理解されるように、無水晶体眼カプセル嚢深度と術後ＩＯＬ位置との間の相関は、無水晶体眼カプセル嚢深度を測定した患者について実際の術後ＩＯＬ位置を測定することによって確立できる。そして、充分なサンプリングを行った後、統計的回帰アルゴリズムなどを使用して、無水晶体眼カプセル嚢深度と術後ＩＯＬ位置との関係を生成できる。幾つかの実施形態では、カプセル嚢の内側にあるＩＯＬの術後位置は予測可能である。別の場所にあるＩＯＬ（例えば、毛様溝レンズ）の術後位置も予測可能である。

ブロック９１０において、患者の眼の中に移植されるＩＯＬのパワーは、予測される術後ＩＯＬ位置を少なくとも部分的に用いて計算可能である。他の要因、例えば、無水晶体眼の光学パワー、眼の軸長なども考慮できる。術後ＩＯＬ位置を正確に推定することによって、ＩＯＬについて適切なパワーがより正確に選択でき、これにより患者の眼を正視状態に回復させるのにより有効となる、優れた手術成績をもたらす。

添付図面と関連して実施形態を説明した。しかしながら、図面はスケールどおりに描いていないことを理解すべきである。距離、角度などは例示的なものに過ぎず、説明した装置の実際の寸法およびレイアウトに対して必ずしも正確な関係を有していない。さらに、上述の実施形態は、当業者が、ここで説明した装置、システムなどを製作し使用できるような詳細レベルで説明している。幅広い変形例が可能である。コンポーネント、要素及び／又はステップは、変更、追加、除去または再配置してもよい。さらに、処理ステップは、追加、除去または並び替えてもよい。一定の実施形態を明示的に説明したが、本開示に基づいて他の実施形態も当業者にとって明白であろう。

上述の開示は、説明の簡略化のため、装置およびシステムを複数のコンポーネントまたはモジュールに区分した。しかしながら、１つ又はそれ以上のコンポーネントまたはモジュールが単一のユニットとして動作してもよいと理解すべきである。反対に、単一のコンポーネントまたはモジュールが、１つ又はそれ以上のサブコンポーネントまたはサブモジュールを備えてもよい。さらに、コンポーネントまたはモジュール間の通信は、種々の方法、例えば、ハードウエア実装（例えば、ネットワークまたは内部バス）、ソフトウエア実装、またはハードウエアとソフトウエアの組合せによって生じてもよい。こうした通信が、種々の信号、プロトコル、システムアーキテクチャ、そして、無線信号、ネットワークなどの規格を使用できる。

ここで説明したシステムおよび方法の幾つかの態様が、例えば、コンピュータソフトウエア、ハードウエア、ファームウエア、または、ソフトウエア、ハードウエアおよびファームウエアの任意の組合せを用いて好都合に実施できる。ソフトウエアモジュールが、ここで説明した機能を実施するための、コンピュータ実行可能なコードを含んでもよい。幾つかの実施形態では、コンピュータ実行可能なコードが、１つ又はそれ以上汎用コンピュータで実行される。しかしながら、熟練職人は、本開示の観点から、汎用コンピュータ上で実行すべきソフトウエアを用いて実施できる何れのモジュールも、ソフトウエア、ハードウエアまたはファームウエアのいろいろな組合せを用いて実施可能であることは理解するであろう。例えば、こうしたモジュールは、集積回路の組合せを用いて、ハードウエアで完全に実施可能である。代替または追加で、こうしたモジュールは、汎用コンピュータではなく、ここで説明した特定の機能を実行するように設計された専用コンピュータを用いて完全又は部分的に実施可能である。

熟練職人は、本開示の観点から、複数の分散型コンピュータ装置が、ここで説明した何れか１つのコンピュータ装置と置き換え可能であることも理解するであろう。こうした分散型の実施形態では、１つのコンピュータ装置の機能は分散しており（例えば、ネットワーク経由で）、幾つかの機能が分散型コンピュータ装置の各々で実行される。

一定の実施形態について明示的に説明したが、他の実施形態が本開示に基づいて当業者に明らかになるであろう。従って、本発明の範囲は、請求項の参照によって定義されることを意図しており、断じて、明示的に説明した実施形態についてではない。

Claims (20)

1. 眼科装置であって、
   該装置の光軸に対して非ゼロの第１角度で、第１光ビームが患者の眼の中に向くように構成された第１レーザであって、第１光ビームは、眼内のターゲット領域に向けて伝搬し、第１光ビームの一部がターゲット領域によって散乱されるようにした第１レーザと、
   ターゲット領域によって散乱された光を受光するように位置決めされ、該装置の光軸を定義する結像光学系と、
   結像光学系によりターゲット領域からの散乱光が向けられる光検知素子と、
   光検知素子によって受光された光に少なくとも部分的に基づいて、眼の角膜と眼内のターゲット領域との間の距離を手術中に決定するように構成されたプロセッサとを備え、
   ターゲット領域は、眼の無水晶体カプセル嚢の一部を含み、
   プロセッサはさらに、角膜とターゲット領域との間の距離に基づいて、眼の中に移植される眼内レンズの位置の推定値を決定するように構成される、眼科装置。
2. プロセッサは、眼の角膜表面と眼内のターゲット領域との間の距離を決定するように構成される請求項１記載の眼科装置。
3. プロセッサは、装置の光軸が角膜と交差する角膜上の場所と、眼内のターゲット領域との間の距離を決定するように構成される請求項１記載の眼科装置。
4. ターゲット領域は、無水晶体眼のカプセル嚢の後壁を含む請求項１記載の眼科装置。
5. ターゲット領域は、無水晶体眼のカプセル嚢の前側表面を含む請求項１記載の眼科装置。
6. 装置の光軸は、眼の視軸とほぼ同じ場所で、眼の角膜表面と交差する請求項１記載の眼科装置。
7. 装置の光軸は、眼の視軸とほぼ同一直線上である請求項６記載の眼科装置。
8. 眼科装置であって、
   該装置の光軸に対して非ゼロの第１角度で、第１光ビームが患者の眼の中に向くように構成された第１レーザであって、第１光ビームは、眼内のターゲット領域に向けて伝搬し、第１光ビームの一部がターゲット領域によって散乱されるようにした第１レーザと、
   ターゲット領域によって散乱された光を受光するように位置決めされ、該装置の光軸を定義する結像光学系と、
   結像光学系によりターゲット領域からの散乱光が向けられる光検知素子と、
   光検知素子によって受光された光に少なくとも部分的に基づいて、眼の角膜と眼内のターゲット領域との間の距離を決定するように構成されたプロセッサと、
   装置の光軸に対して非ゼロの第２角度で、第２光ビームが患者の眼の中に向くように配向した第２レーザであって、第２光ビームは、眼内のターゲット領域に向けて伝搬し、第２光ビームの一部がターゲット領域によって散乱されるようにした第２レーザとを備え、
   ターゲット領域によって散乱した第１光ビームの一部は、光検知素子上に第１ターゲットスポットを形成し、ターゲット領域によって散乱した第２光ビームの一部は、光検知素子上に第２ターゲットスポットを形成し、
   プロセッサは、第１および第２ターゲットスポットの位置に少なくとも部分的に基づいて、眼の角膜と眼内のターゲット領域との間の距離を計算するように構成される、眼科装置。
9. プロセッサは、第１および第２スポットの間の距離に少なくとも部分的に基づいて、眼の角膜と眼内のターゲット領域との間の距離を計算するように構成される請求項８記載の眼科装置。
10. 第１および第２レーザは、第１および第２光ビームの両方が、ほぼ眼の角膜表面上の場所で眼に入るように配向しており、第１および第２光ビームの一部が角膜表面で散乱して光検知素子で受光され、
    角膜表面で散乱した第１光ビームの一部は、光検知素子上に第１中心スポットを形成し、角膜表面で散乱した第２光ビームの一部は、光検知素子上に第２中心スポットを形成し、
    装置が所定の位置に位置決めされた場合、第１および第２中心スポットはほぼ重なるようにした請求項８記載の眼科装置。
11. 第１および第２レーザは、装置の光軸の両側に位置決めされる請求項８記載の眼科装置。
12. 第１および第２レーザは、装置の光軸からほぼ等距離で離れている請求項１１記載の眼科装置。
13. 非ゼロの第１および第２角度は、ほぼ等しい値を有し、装置の光軸からほぼ反対方向に延びている請求項１２記載の眼科装置。
14. 眼科装置であって、
    該装置の光軸に対して非ゼロの第１角度で、第１光ビームが患者の眼の中に向くように構成された第１レーザであって、第１光ビームは、眼内のターゲット領域に向けて伝搬し、第１光ビームの一部がターゲット領域によって散乱されるようにした第１レーザと、
    ターゲット領域によって散乱された光を受光するように位置決めされ、該装置の光軸を定義する結像光学系と、
    結像光学系によりターゲット領域からの散乱光が向けられる光検知素子と、
    光検知素子によって受光された光に少なくとも部分的に基づいて、眼の角膜と眼内のターゲット領域との間の距離を決定するように構成されたプロセッサとを備え、
    第１レーザは、第１光ビームが眼の角膜表面を通って眼に入るように配向しており、
    第１光ビームの一部が角膜表面で散乱して結像光学系によって受光され、角膜表面で散乱した第１光ビームの一部は、光検知素子上に基準スポットを形成し、ターゲット領域によって散乱した第１光ビームの一部は、光検知素子上にターゲットスポットを形成し、
    プロセッサは、基準スポットに対するターゲットスポットの位置に少なくとも部分的に基づいて、眼の角膜と眼内のターゲット領域との間の距離を計算するように構成される、眼科装置。
15. 眼に対して所定の位置に、装置を位置決めするためのアライメントシステムをさらに備える請求項１記載の眼科装置。
16. 第１光ビームは、眼の角膜表面の中心で眼に入るようにした請求項１５記載の眼科装置。
17. 非ゼロの角度は、約１０度〜約２０度である請求項１記載の眼科装置。
18. 手術用顕微鏡をさらに備える請求項１記載の眼科装置。
19. 波面収差計をさらに備える請求項１記載の眼科装置。
20. 波面収差計は、タルボット−モアレ干渉計を含む請求項１９記載の眼科装置。

Images