JP2013520236A - 眼科手術のための光コヒーレンス・トモグラフィ・システム - Google Patents

Abstract

光学的画像化技術及びシステムは、光コヒーレンス・トモグラフィ画像化に基づいた高忠実度の光学的画像化を可能にし、眼科手術及び画像誘導手術における光学的画像化のために用いられることができる。眼を画像化する１つの方法は、スペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムに対して、第１構造及び第２構造を有する眼を位置決めするステップと、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで眼を画像化するステップであって、第１眼構造の直接画像又は鏡像の一方を選択して、第１眼構造の選択画像に対応する第１画像部分を生成するステップと、第２眼構造の直接画像又は鏡像の一方を選択して、第２眼構造の選択画像に対応する第２画像部分を生成するステップと、第１構造及び第２構造の非選択画像を抑制するステップとによって、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで眼を画像化するステップとを含む。

Description

本特許文献は、眼科手術のための光コヒーレンス・トモグラフィ画像化システムを含む画像化技術及びシステムに関する。

眼は、特に高齢者の場合、数多くの問題を招くことがあり、このような問題は視覚の効率又は精度を減退させるおそれがある。眼科医療は、眼の低下した機能を改善することを目指している。重度の眼疾患のうちの１つは、水晶体の曇り及び水晶体の透明度の損失を引き起こし得る白内障の発生である。白内障手術の主な目標は、機能不全の自然の水晶体を人工水晶体と交換して視力を回復させることである。

本明細書に記載された光学的画像化技術及びシステムは、光コヒーレンス・トモグラフィ画像化に基づいた高忠実度の光学的画像化を可能にし、数ある用途の中でも特に眼科手術及び画像誘導手術における光学的画像化のために用いられることができる。

例えば、眼を画像化する方法は、スペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ：Spectral Domain Optical Coherence Tomographic）画像化システムに対して、第１構造及び第２構造を有する眼を位置決めするステップと、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで眼を画像化するステップであって、第１眼構造の直接画像又は鏡像の一方を選択して、第１眼構造の選択画像に対応する第１画像部分を生成するステップと、第２眼構造の直接画像又は鏡像の一方を選択して、第２眼構造の選択画像に対応する第２画像部分を生成するステップと、第１構造及び第２構造の非選択画像を抑制するステップとによって、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで眼を画像化するステップとを含むことができる。

いくつかの実施形では、非選択画像を抑制するステップが、生成された非選択画像の表示を防止するステップと、非選択画像を表示することなしに非選択画像を生成するステップと、非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施するステップとのうちの少なくとも１つを含む。

いくつかの実施形では、第１画像部分及び第２画像部分を生成するステップが、第１画像部分又は第２画像部分のうちの少なくとも一方が鏡像である場合、第１構造及び第２構造の生物学的代表画像を生成するために、第１画像部分又は第２画像部分のうちの一方において変換を行うことを含む。

いくつかの実施形において、眼を画像化するステップは、第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像が互いから区別されうるように、対応する画像深さにおいて第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を生成すべく、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを調節するステップを含む。

いくつかの実施形において、第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を区別するステップは、画像の空間分離を認識するステップと、パターン認識アプローチを適用するステップと、画像の信号特性を区別するステップと、眼に関する既存の知識を活用するステップと、診断に基づく眼に関する知識を活用するステップとのうちの１つのステップを含む。

いくつかの実施形において、参照深さを調節するステップと前記第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を区別するステップとが反復して行われる。

いくつかの実施形において、第１構造は眼の水晶体の前嚢層であり、そして第２構造は眼の水晶体の後嚢層である

いくつかの実施形において、眼を画像化するステップは、第１画像部分、第２画像部分、及び角膜画像の深さ配列（depth-sequence）が、角膜の直接画像−前嚢層の直接画像−後嚢層の鏡像と、角膜の直接画像−後嚢層の鏡像−前嚢層の直接画像と、後嚢層の鏡像−角膜の直接画像−前嚢層の直接画像とのうちの１つであるように、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを調節するステップを含む。

いくつかの実施形において、眼を画像化するステップは、第１画像部分、第２画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、角膜の鏡像−前嚢層の鏡像−後嚢層の直接画像と、角膜の鏡像−後嚢層の直接画像−前嚢層の鏡像と、後嚢層の直接画像−角膜の鏡像−前嚢層の鏡像とのうちの１つであるように、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを調節することを含む。

いくつかの実施形において、参照深さを調節するステップは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照ミラーの位置を調節するステップと、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの遅延要素をチューニングするステップとを含む。

いくつかの実施形において、眼を画像化するステップはホモダイン画像化を含む。

いくつかの実施形において、眼を画像化するステップは、結果として第１構造及び第２構造が画像化範囲内に配置されるようにするために、参照深さの周りの画像化範囲を調節することを含む。

いくつかの実施形において、画像化範囲を調節するステップは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの中心波長又は波長分解能のうちの少なくとも一方を調節することを含む。

いくつかの実施形において、調節するステップは画像化範囲を０〜１５ｍｍ範囲内に調節することを含む。

いくつかの実施形において、調節するステップは画像化範囲を５〜１５ｍｍ範囲内に調節することを含む。

いくつかの実施形において、眼を画像化するステップは、結果として画像化範囲がレイリー範囲の４倍未満となるように、焦点深度の周りのレイリー範囲を調節することを含む。

いくつかの実施形において、参照深さを調節するステップは参照深さを２〜１５ｍｍの範囲内に調節することを含む。

いくつかの実施形において、眼を位置決めするステップは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムのインターフェイスに眼をドッキングさせるステップと、眼を固定化するステップと、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムに対する眼の動作範囲を最小化するステップとのうちの少なくとも１つを含む。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムはスペクトロメータ・ベース型(Spectrometer Based)ＯＣＴ（ＳＢ−ＯＣＴ）画像化システム及びスウェプト・ソース（掃引光源）型(Swept Source)ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）画像化システムのうちの一方である。

いくつかの実施形において、眼を画像化するステップは、単一のｚ走査を形成するステップと、平面状のｚ走査を形成するステップと、走査線に沿ってｚ走査を形成するステップと、ラスターパターンでｚ走査を形成するステップとのうちの少なくとも１つを含む。

いくつかの実施形において、眼を画像化する画像化システムがスペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムを含み、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、第１構造及び第２構造を有する眼をＳＤ−ＯＣＴ画像化システムに対して位置決めし、第１構造の直接画像及び鏡像から選択された第１画像部分を生成し、第２構造の直接画像及び鏡像から選択された第２画像部分を生成し、且つ第１構造及び第２構造の非選択画像を抑制する。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、画像化光を出力する画像化光源と、画像化光を画像化ビームと参照ビームとに分割し且つ戻り画像化光部分と戻り参照光部分とを統一して干渉光にする、１つ以上のビーム・スプリッタと、参照距離に対して比例する時間差で、参照光部分を戻す参照デバイスと、干渉光を受容して眼のＳＤ−ＯＣＴ画像を生成する干渉アナライザとを含む。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、スペクトロメータ・ベース型ＯＣＴ（ＳＢ−ＯＣＴ）又はスウェプト・ソース型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）のうちの一方である。

いくつかの実施形において、参照デバイスは、戻り参照光部分が戻り画像化光部分に対して先行又は遅延させられるように構成されている。

いくつかの実施形において、参照ミラーの参照距離は眼における参照深さに関連付けられ、干渉アナライザは参照深さにおいて最大画像化感度を有している。

いくつかの実施形において、第１構造は眼の水晶体の前嚢層であり、第２構造は眼の水晶体の後嚢層であり、参照距離は、第１画像部分、第２画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、後嚢層の鏡像−前嚢層の直接画像−角膜の直接画像と、前嚢層の直接画像−後嚢層の鏡像−角膜の直接画像と、前嚢層の直接画像−角膜の直接画像−後嚢層の鏡像とのうちの１つであるように、前記参照深さを設定するために調節可能である。

いくつかの実施形において、第１構造は眼の水晶体の前嚢層であり、第２構造は眼の水晶体の後嚢層であり、参照距離は、第１画像部分、第２画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、後嚢層の直接画像−前嚢層の鏡像−角膜の鏡像と、前嚢層の鏡像−後嚢層の直接画像−角膜の鏡像と、前嚢層の鏡像−角膜の鏡像−後嚢層の直接画像とのうちの１つであるように、参照深さを設定するために調節可能である。

いくつかの実施形において、参照距離は、参照深さを２〜１５ｍｍの範囲内に制御するように調節可能である。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは参照深さの周りの画像化範囲を０ｍｍ〜１５ｍｍと５ｍｍ〜１５ｍｍとのうちの一方の範囲内に制御する。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、生成された非選択画像の表示を防止することと、非選択画像を表示することなしに非選択画像を生成することと、非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施することとのうちの少なくとも１つによって非選択画像を抑制する。

いくつかの実施形において、この方法は、スペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムに対して、低コントラスト媒体中に高コントラスト構造を含む物体を位置決めするステップと、高コントラスト構造の直接画像又は鏡像の一方に対応して、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで高コントラスト構造の画像を生成するステップと、高コントラスト構造の非選択画像を抑制するステップとを含む。

いくつかの実施形において、高コントラスト構造の画像を生成するステップは、高コントラスト構造の画像が第１構造の第１画像から区別可能であるように、所定の画像深さにおいて前記高コントラスト構造の画像を生成すべく、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを調節するステップとを含む。

いくつかの実施形において、参照深さを調節するステップは、高コントラスト構造の画像の第１画像からの空間分離を認識するステップと、パターン認識アプローチを適用するステップと、高コントラスト構造の画像及び第１画像の信号特性を区別するステップと、物体に関する既存の知識を活用するステップと、診断に基づく物体に関する知識を活用するステップとのうちの少なくとも１つによって、高コントラスト構造の画像を第１画像から区別することを含む。

高コントラスト構造の画像を生成するステップはホモダイン画像化を含む。

いくつかの実施形において、高コントラスト構造の画像を生成するステップは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを設定するステップと、結果として画像化範囲が高コントラスト構造に及ぶように、参照深さの周りの画像化範囲を調節するステップとを含む。

いくつかの実施形において、画像化範囲を調節するステップは、結果として画像化範囲が高コントラスト構造に及ぶように、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの中心波長及び波長分解能のうちの少なくとも一方を調節することを含む。

いくつかの実施形において、画像化範囲を調節するステップは画像化範囲を０ｍｍ〜１５ｍｍと５ｍｍ〜１５ｍｍとのうちの一方の範囲内に調節することを含む。

いくつかの実施形において、画像化範囲を調節するステップは参照深さを２ｍｍ〜１５ｍｍの範囲内に調節することを含む。

いくつかの実施形において、画像化範囲を調節するステップは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの焦点深度を調節することと、結果として画像化範囲がレイリー範囲の４倍未満となるように、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの焦点深度の周りのレイリー範囲を調節することとを含む。

いくつかの実施形において、手術レーザーシステムが、手術レーザー送達システムと、手術レーザー送達システムにカップリングされたスペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムとを含み、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、低コントラスト媒体中に高コントラスト構造を有する物体を画像化し、高コントラスト構造の直接画像及び鏡像の一方に対応する高コントラスト構造の画像を生成し、且つ高コントラスト構造の非選択画像を抑制する。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、画像化光を出力する画像化光源と、画像化光を画像化ビームと参照ビームとに分割し且つ戻り画像化ビーム部分と戻り参照ビーム部分とを統一して干渉ビームにする、１つ以上のビーム・スプリッタと、参照距離に位置決めされた参照ミラーであって、参照ビーム部分を戻す参照ミラーと、干渉ビームを受容して眼のＳＤ−ＯＣＴ画像を生成する干渉アナライザとを含む。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴはスペクトロメータ・ベース型ＯＣＴ（ＳＢ−ＯＣＴ）及びスウェプト・ソース型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）のうちの一方である。

いくつかの実施形において、参照ミラーの参照距離は眼における参照深さに関連付けられ、干渉アナライザは参照深さにおいて最大画像化感度を有している。

いくつかの実施形において、参照距離は参照深さを２〜１５ｍｍの範囲内に制御するように調節可能である。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、前記参照深さの周りの画像化範囲を０ｍｍ〜１５ｍｍと５ｍｍ〜１５ｍｍとのうちの一方の範囲内に制御するように構成されている。

いくつかの実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、生成された非選択画像の表示を防止するステップと、非選択画像を表示することなしに非選択画像を生成するステップと、非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施するステップとのうちの少なくとも１つによって非選択画像を抑制する。

光学的画像化のための技術及びシステムの上記及び他の特徴は、図面、説明、及び特許請求の範囲に詳細に記載されている。

図１Ａは、眼の主構造の構成要素を示す図である。 図１Ｂは、眼の主構造の構成要素を示す図である。 図２は、ＯＣＴ画像化の複素曖昧性の問題を示す図である。 図３Ａは、模範的な画像化方法のステップを示す図である。 図３Ｂは、模範的な画像化方法のステップを示す図である。 図４Ａは、画像部分配列の例を示す図である。 図４Ｂは、画像部分配列の例を示す図である。 図４Ｃは、画像部分配列の例を示す図である。 図４Ｄは、画像部分配列の例を示す図である。 図４Ｅは、画像部分配列の例を示す図である。 図４Ｆは、画像部分配列の例を示す図である。 図５Ａは、画像化深さの関数としてのＳＤ−ＯＣＴシステムの感度を示す図である。 図５Ｂは、画像化範囲と参照深さと焦点深度とレイリー範囲との間の関係を示す図である。 図６Ａは、ＯＣＴ画像化システムの１つの例を示す図である。 図６Ｂは、ＯＣＴ画像化システムの１つの例を示す図である。 図７は画像誘導レーザー手術システムの例であって、レーザー制御のためにターゲットの画像化を可能にするように画像化モジュールが設けられているシステムを示す図である。 図８は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図９は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図１０は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図１１は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図１２は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図１３は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図１４は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図１５は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図１６は、レーザー手術システムと画像化システムとが種々の度合いで統合された画像誘導レーザー手術システムの例を示す。 図１７は、画像誘導レーザー手術システムを使用してレーザー手術を行う方法の例を示す。

図１は典型的な人間の眼１を示している。眼１のよく知られた主要構造要素は、水晶体５と、角膜１０と、瞳孔２０と、虹彩３０と、網膜４０とを含んでいる。眼の中心の室は硝子体液で満たされており、網膜の視覚的刺激は視神経を通って脳へ向かう。

図１Ｂは、水晶体５自体をより詳しく示す側面図である。より詳細に言えば、水晶体５は嚢５１内に含まれており、嚢の厚さは典型的には２０ミクロンのオーダーである。嚢は、入射光の方向を参照軸として使用して見て、前嚢面５１Ａと後嚢面５１Ｐとを有している。水晶体は、水晶体前面５２Ａと水晶体後面５２Ｐとによって画定されている。水晶体５の内部には硬質の核５３が白内障による透明性損失を呈しており、皮質５４と呼ばれることもある軟質の外殻内に埋め込まれている。水晶体の全体的な大きさは、患者の年齢を含むいくつかのファクタに依存する。このｚ方向の広がりは６〜８ｍｍであり得る。そしてその半径方向の広がり（ｚ軸に対して横方向）は５ｍｍのオーダーである。白内障部分、典型的には硬質の核５３のｚ方向の広がりは、多くのファクタに応じて、２〜６ｍｍであることが多い。

白内障手術において、しばしばいわゆるフェイコ・テクノロジー(phaco technology)の過程において超音波の適用による支援を受けながら、挿入された手術器具により硬質の核５３を切開、チョップ、又は破砕するのが典型的である。続いて、硬質の核５３の切片又は破片及びより軟質且つより流動的な皮質５４を、真空吸引を施すことにより、水晶体前面５２Ａ及び嚢５１に形成された円形開口を通して嚢５１から除去する。この円形開口は、切嚢術、又は嚢切開術と呼ばれる方法によって形成される。眼内レンズ（ＩＯＬ）を空の嚢５１内に挿入して眼の光学性能及び視力を回復させることによって、手術は完了する。

過去４０年間にわたって、超音波水晶体用器具及び／又は加熱流体器具による支援を受けながら、主としてハンドヘルドの手術器具を用いて白内障手術が行われてきた。傷つきやすい手術ターゲットを考えて、精度が高められた眼科手術システムを開発することに焦点が当てられてきた。ごく最近になってやっと、伝統的な器具の代わりに手術レーザーシステムが使用されることが試みられた。これらのレーザーシステムは、嚢５１及び核５３を切開するときに劇的に改善された精度、すなわちフェイコ・テクノロジーにとって典型的な数百ミクロン又は数ミリメートルではなく数ミクロンの精度を約束する。

レーザーに基づく白内障手術システムの精度は、画像化システムと手術レーザーシステムとを統合することによって高めることができる。このような画像化システムは、水晶体前面５２Ａ及び水晶体後面５２Ｐの場所を高い精度で割り出すことにより、水晶体手術プロセスを誘導することができる。

これらの水晶体手術プロセスは切嚢術、嚢切開術、及び嚢分解術を含んでいる。切嚢術の精度は、ＩＯＬのセンタリングを制御する主要なファクタである。センタリングは、挿入されたＩＯＬの性能を最適化するために必須である。なぜならば、ＩＯＬの配置が中心から外れると、手術された眼の乱視又はその他の光学的歪みが引き起こされるおそれがあるからである。水晶体チョッピングの精度も、水晶体全体が適切に破砕されるのを確実にするために同等に重要である。

特に効率的な画像化技術が光コヒーレンス・トモグラフィ又はＯＣＴと呼ばれる。ＯＣＴ技術では、画像化光が画像ビームと参照ビームとに分割される。これらのビームは、画像化される物体と参照ミラーとによって画像化システムに戻され、そして統一されて結合干渉ビームとなる。この干渉ビームは時間領域又は周波数領域で分析することができる。これら２つはＯＣＴの主要な実現事項である。

しかしながら、ＯＣＴ技術でさえも種々の欠点によって阻まれており、従って、レーザーに基づく白内障手術システムの効率を高めるためにＯＣＴ技術の改善が必要とされる。

ＯＣＴ技術のよく知られている課題はいわゆる「複素曖昧性(complex ambiguity)」である。この問題が生じる理由は、干渉パターンが、干渉画像ビームと参照ビームとの和の振幅二乗に関連し、このためエルミート対称性（Hermitean symmetry）を呈することにある。換言すると、光波が検出されると、振幅だけが記録され、位相情報は失われる。波及びその複素共役は同じ干渉パターンを生成する。このことは、元の光波を再構成しようとすると曖昧性をもたらす。この曖昧性を解消することができないと、ＯＣＴ画像化システムは、ターゲット物体の直接画像及び鏡像の両方、すなわち複素曖昧性のアーチファクトを生成する。

図２は、ＯＣＴにおける画像の重複から生じ得る複素曖昧性を示している。左側パネルは、後嚢層の鏡像が後嚢層の直接画像とオーバラップする事例を示している。右側パネルは、後嚢層の鏡像が前嚢層の直接画像とオーバラップする事例を示している。いずれの事例においても、これらのオーバラップ画像を区別することができず、結果として曖昧性をもたらし、場合によっては手術医を混同させ、ひいては眼科処置の成功を危うくする。現在まで既存の方法は曖昧性を解消してターゲット物体の直接画像を分離・生成することができないため、複素曖昧性というこの難題はシステムの設計者を悩ましている一方で、切嚢術及び水晶体の破砕を誘導するために、前嚢層及び後嚢層の両方を精密に画像化することが差し迫って必要である。

本明細書中に記載された光学的画像化技術及びシステムは、光コヒーレンス・トモグラフィ画像化に基づく高忠実度光学的画像化を可能にし、数ある用途の中でも特に眼科手術及び画像誘導手術における光学的画像化のために用いられることができる。記載の光学的画像化技術及びシステムは、ＯＣＴにおける複素曖昧性を伴う技術的問題を軽減するように実施されることができる。

図３Ａは、ＯＣＴ技術の複素曖昧性を取り除いた、眼科手術用途のための画像を提供する方法１００の実施を示している。

眼を画像化するための方法１００のいくつかの実施態様は、
（１１０） スペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムに対して、第１構造及び第２構造を有する眼を位置決めするステップと、
（１２０） ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで眼を画像化するステップであって、
（１３０） 第１眼構造の直接画像及び鏡像のうちの一方を選択して、第１眼構造の選択画像に対応する第１画像部分を生成するステップと、
（１４０） 第２眼構造の直接画像及び鏡像のうちの一方を選択して、第２眼構造の選択画像に対応する第２画像部分を生成するステップと、
（１５０） 第１構造及び第２構造の非選択画像を抑制するステップと
によってＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで眼を画像化するステップと
を含む。これらのステップは下で詳細に説明する。

ここで本特許文献全体を通して、「画像」及び「眼構造」という用語は部分的な画像及び部分的な眼構造を意味することがある。なぜならば、ＯＣＴ走査は典型的にはターゲット全体のうちの一部のみを画像化し、ひいては、生成された画像は、典型的には眼構造の一部を表す部分的な画像であるからである。このようにして、画像部分として種々の眼構造のいくつかの画像を組み合わせることによって単一の眼画像を作成することができる。

ステップ１１０において、眼をＯＣＴ画像化システムに対して位置決めすることができる。眼を位置決めするための方法は数多くある。これらの方法は、患者インターフェイス又は対物レンズの前部セグメントが眼と機械的に接触するまで、ガントリ（gantry）を眼上に降下させることを含む。いくつかのシステムは、真空システムを使用して、患者インターフェイスと眼との間に把持力を発生させて画像化システムに対して眼を固定化する。他のシステムは機械手段、例えば角膜内に穏やかに押し入れられる波状面を使用する。

画像化システムは、光コヒーレンス・トモグラフィ（ＯＣＴ）画像化システムであってよい。方法１００の実施態様は典型的には、時間領域ＯＣＴ技術の代わりにスペクトル領域（ＳＤ）ＯＣＴ技術を利用する。ＳＤ−ＯＣＴ技術は、スペクトロメータ・ベース型ＯＣＴ（ＳＢ−ＯＣＴ）画像化システム又はスウェプト・ソース型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）画像化システムによって実施されることができる。スペクトル領域ＯＣＴ技術が時間領域ＯＣＴシステムよりも質的に速く且つ高い精度で実施されることが広く文書化されてきた。

ステップ１２０において、ＳＤ−ＯＣＴシステムを使用して眼の画像を作成することができる。方法１００のステップに従うことなしにＳＤ−ＯＣＴシステムを実施する場合には、このシステムは画像化される物体の直接画像と鏡像とを生成する。上述のように画像のこのような増殖は、画像曖昧性をもたらし、ひいては眼科用途又は任意の他の用途に対するＯＣＴ画像化システムの有用性を損なう。

図２は、ＳＤ−ＯＣＴによって画像化された嚢５１の例を示している。その２つの最も顕著な構造要素である前嚢層及び後嚢層がそれぞれ直接画像と鏡像とを生成しており、嚢５１のオーバラップした曖昧な画像が潜在的にもたらされる。このような曖昧性、及び結果として生じる精度の損失は、手術医を混同させ、ひいてはとりわけ白内障手術の効率及び精度を損なうおそれがある。

方法１００を主に前嚢層５１Ａ及び後嚢層５１Ｐと関連させて説明する。なぜならば、これらの層は高い光学的コントラストを有しており、ひいてはＯＣＴ画像化プロセスにおいて最も際だった画像を生成するからである。しかしながら、水晶体前面５２Ａ及び水晶体後面５２Ｐ、並びに硬質の核の前面５３Ａ及び後面５３Ｐも、ＯＣＴ画像内において、低いコントラストを有するが、可視的である。従って、水晶体面５２Ａ−Ｐ又は核面５３Ａ−Ｐの直接画像又は鏡像が嚢層５１Ａ−Ｐの直接画像又は鏡像とオーバラップすることによっても、複素曖昧性の問題が出現する。これらのオーバラップは、嚢層の直接画像及び鏡像が互いにオーバラップするのと同様の問題を招くので、オーバラップの種々の組み合わせを書き出すことはせずに、言及するのにとどめる。このような単純化は、説明の簡潔さを守ることだけを目的としたものであって、本発明の範囲には、これらの画像化される眼構造の生じ得る全てのオーバラップの組み合わせが含まれる。

生じ得るこれら全ての組み合わせを捕捉するために、この方法を第１眼構造及び第２眼構造に関して説明する。上記前嚢層５１Ａ及び後嚢層５１Ｐは、これらの眼構造の例である。他の眼構造は水晶体前面５２Ａ及び水晶体後面５２Ｐ、核前面５３Ａ及び核後面５３Ｐ、並びに虹彩、瞳孔、角膜、又は任意の他の眼構造を含む。

さらに、本出願全体を通して「表面（面）」という用語は広義に用いられる。すなわち、これは幾何学的な最も外側の表面だけでなく、何らかの厚さを有する生物学的層も意味することがある。表面又は表面層の厚さは、機能的、生物学的、又は機械的基準に基づいて定義されることができ、そして１ミクロン未満から１ミリメートルを上回る範囲まで延びることができる。また「層」という用語は、明確に定義された境界を有する十分に分離された層だけでなく、隣接構造からの区別をまだ可能にしている限りは、その隣接物に対するコントラストが緩やかな境界によって定義される層を含む、より広い意味も有する。

複素曖昧性を排除するために、ステップ１２０〜１５０では、眼の画像は、画像化される眼構造の鏡像及び直接画像のうちの一方だけを選択することによって集成されることができる。詳細には、ステップ１３０では、第１眼構造、例えば前嚢層の直接画像又は鏡像に対応する第１画像部分が生成される。ステップ１４０では、第２眼構造、例えば後嚢層の鏡像又は直接画像に対応する第２画像部分が生成される。

次いで、ステップ１５０では、第１眼構造及び第２眼構造の非選択画像を抑制することができ、生成された第１画像部分と第２画像部分とから画像の集成が可能となる。

ステップ１２０〜１４０に関して、画像化システムの参照深さは、鏡像の深さ又はＺ座標を設定する制御パラメータのうちの１つである。他の実施形において、他の制御パラメータが参照深さの役割を果たすことができる。

画像化ステップ１２０の構成要素がこの参照深さ又はＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの別の同様の制御パラメータを調節することにより第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を生成することができるので、これらの画像は互いに区別されることができる。参照深さは、例えばＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照アーム内で参照ミラーを動かすことによって調節されることができる。他の実施形において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照アーム内又は画像化アーム内に可変遅延要素を採用することができる。

参照深さを賢明に選ぶことにより、第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を区別するステップを少なくとも容易にし、そしてしばしば事実上可能にする。第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像が一旦区別されたら、眼の画像の第１画像部分及び第２画像部分として選択画像だけを表示し、そして非選択画像を抑制することが可能になる。これらのステップは、複素曖昧性を排除する効率的な方法である。

第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を区別することは、種々の方法によって行うことができる。これらの方法は、画像の空間分離を視覚的に認識すること、パターン認識アプローチを適用すること、画像の信号特性又はノイズ特性を区別すること、眼に関する既存の知識を活用すること、又は診断プロセスに基づく眼に関する知識を活用することを含む。

これらの画像区別方法を、参照深さを調節するステップと反復して組み合わせることができる。いくつかの実施形では、画像を区別するステップを、特定の参照深さ、例えばプリセット又はデフォルト深さを使用して試みることができる。画像を高い信頼レベルで区別できるならば、参照深さの調節は必要とならない。しかし、画像部分を区別する試みが成功しない場合又は所望の信頼レベルに達しない場合、参照深さを調節することができ又は区別ステップを再び実施することができる。これらのステップは、画像部分の高い信頼レベルの区別が達成されるレベルに参照深さが調節されるまで反復して実施されることができる。

第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を区別できるように参照深さを一旦選ぶと、非選択画像を種々の方法でステップ１５０において抑制することができる。これらの方法は、生成された非選択画像の表示を防止すること、非選択画像を表示することなしに非選択画像を生成すること、及び非選択画像を生成することさえ防止するための計算ステップを実施することを含む。他のソフトウェア及びハードウェアの実施も同様に非選択画像を抑制することができる。

要約すれば、いくつかの実施形において種々の眼構造を区別し、区別された画像のいくつかを選択し、そして非選択画像を抑制する方法１００は、（ａ）１つ以上の眼構造の直接画像及び鏡像を区別しようと試みることと、（ｂ）試みられた区別ステップに応じて、必要な場合には、制御パラメータ、例えば参照深さをチューニングすることにより区別ステップ（ａ）の効率を改善することと、（ｃ）場合によってはステップ（ａ）及び（ｂ）を反復して実施することにより区別ステップの結果を最適化することとを含む。

２×２＝４画像（２つの主要な眼構造の直接画像及び鏡像）の画像化プロセスの場合、この区別ステップは、画像化システムが２つの非選択画像を抑制し、２つの選択画像を画像部分として使用して、複素曖昧性のない水晶体手術領域の正確且つ有用な画像を集成することを可能にする。

最終的に表示される画像を集成することは、第１画像部分及び第２画像部分のうちの少なくとも一方が鏡像である場合、第１画像部分及び第２画像部分のうちの一方において変換を行うことによって、ステップ１５０で第１眼構造及び第２眼構造の生物学的代表画像を生成することを含む。この変換は例えば、好適に選ばれた鏡面又は鏡線に対して鏡像をミラーリングすることであってよい。このような変換は第１画像部分及び第２画像部分が直接画像であるときには必要でない場合がある。

図３Ｂは、関連する画像化方法１００’を示している。この方法１００’は、
（１１０’） スペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムに対して物体を位置決めするステップであって、物体が低コントラスト媒体中に高コントラスト構造を含む、ステップと、
（１２０’） 高コントラスト構造の直接画像及び鏡像の一方に対応して、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで高コントラスト構造の画像を生成するステップと；、
（１３０’） 高コントラスト構造の非選択画像を抑制するステップと
を含むことができる。

方法１００’は、ステップ１２０’において高コントラスト物体の直接画像と鏡像とを区別することと、これらの画像のどちらかを関心事の別の画像から区別することとに焦点を当てている。また、この方法はこれらの画像のうちの一方を表示し且つ他方の非選択画像を抑制する。方法１００’は、例えばＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを調節して好適な画像深さにおいて高コントラスト構造の画像を生成することによって鏡像と直接画像とその他の画像とを区別することができるので、高コントラスト構造の画像を第１構造の第１画像から区別することができる。

上述のように、区別ステップは、第１画像からの高コントラスト構造の画像の空間分離を視覚的に認識することと、パターン認識アプローチを適用することと、高コントラスト構造の画像及び第１画像の信号特性を区別することと、物体に関する既存の知識を活用することと、診断プロセスに基づく物体に関する知識を活用することとを含むことができる。

最後に、参照深さを調節するステップ及び種々の画像を区別するステップは、最適化された性能のために反復して行われることができる。

図４Ａ〜Ｄに示されているように、眼の薄い角膜、前嚢層及び後嚢層をＳＤ−ＯＣＴ処置によって画像化する場合、参照深さＺｒｅｆの選択に応じて、いくつかの異なる画像配列が生じ得る。上記のように、嚢層に加えて、水晶体面及び核面もＯＣＴ画像に現れる。従って、下記では画像配列を嚢層に関してのみ論じるが、付加的な画像の場所を種々に組み合わせることによって、いくつかの付加的な配列が発生する。これらの付加的な画像配列が質的に新しい問題を引き起こすことはないので、対応する複素曖昧性を排除するには、方法１００の自然発展形を実施することで十分である。

図４Ａに示されているように、角膜の直接画像２０１の深さＺｄｃ（＝Ｚ_{direct,cornea}）をＺ深さスケールのゼロとして使用することができる。次いで後嚢層の直接画像２１１は深さＺｄａにあってよく、そして後嚢層の直接画像２１３は深さＺｄｐにあってよい。

また図４Ａに示されているように、参照深さ２０３の特定の深さ選択Ｚｒｅｆのために、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、反射中心として参照深さＺｒｅｆを用いて表面の鏡像を生成することができる。一般に、鏡像のＺ深さはＺｍｉｒｒｏｒ＝Ｚｒｅｆ−（Ｚｍｉｒｒｏｒ−Ｚｒｅｆ）に位置する。

上記表面の鏡像及びこれらの深さは、この場合次の通り、すなわち深さＺｍｐにおける後嚢層の鏡像２１２及び深さＺｍａにおける前嚢層の鏡像２１４となるので、画像深さの配列はＺｄｃ−Ｚｄａ−Ｚｍｐ−Ｚｄｐ−Ｚｍａである。

図４Ｂ〜Ｃに示されているように、参照深さ２０３のＺ座標Ｚｒｅｆがチューニングされると、画像配列は変わりうる。実際に関連のある事例において、前嚢層２１４の鏡像がＺｍａにおいて最も深いＺ深さを有しており、これにはＺｄｐにおける後嚢層の直接画像のＺ深さが続いているため、考察を単純にするために、これら２つを明示的に述べることはしない。従って、他の画像深さＺｄｃ及びＺｄａに対する後嚢層２１２の鏡像のＺ深さＺｍｐに焦点を当てる。

このような単純化によって、典型的な画像深さ配列は次のものを含む。

図４Ａ：Ｚｄｃ−Ｚｄａ−Ｚｍｐ、すなわち：角膜の直接画像２０１−前嚢層の直接画像２１１−後嚢層の鏡像２１２。

図４Ｂ：Ｚｄｃ−Ｚｍｐ−Ｚｄａ、すなわち：角膜の直接画像２０１−後嚢層の鏡像２１２−前嚢層の直接画像２１１。

図４Ｃ：Ｚｍｐ−Ｚｄｃ−Ｚｄａ、すなわち：後嚢層の鏡像２１２−角膜の直接画像２０１−前嚢層の直接画像２１１。

図４Ｄは関連方法１００’の類似した画像配列を示している。すなわち：物体境界の直接画像２０１’−高コントラスト物体の鏡像２１２’−高コントラスト物体の直接画像２１３’。

相補的な実施態様において、上記配列は正確な相補配列を成すことができ、どの直接画像も対応する鏡像に変え、そしてどの鏡像も対応する直接画像に変えることができる。

文献における他の用語と関連づけるために、上記画像化方法はホモダイン画像化と呼ばれることもある。

図４Ｅ〜Ｆは、画像化される物体の三次元性に関連する方法１００の実施形を示している。前記実施形において、ｚ走査はしばしば単一の線に沿って行われる。すなわちこのアプローチはＡ走査と呼ばれる。しかし画像化される物体が回転対称でないならば、不完全な情報を提供することがある。このような状況は、例えば眼科手術処置中、水晶体が非対称位置に押し入れられる場合に発生し得る。

図４Ｅには、水晶体の中心が光軸から変位され傾倒させられたときのこのような状況が示されている。すなわちｚ軸は光軸と平行ではなくなる。この事例においてｘ１平面位置で走査を実施すると、深さＺｍｐ（ｘ１）における後嚢層の鏡像が、前嚢層Ｚｄａ（ｘ１）の直接画像から区別可能であることを見いだすことができる。ここでｘ１平面位置ベクトルは、例えばデカルト座標又は動径座標で表されることができる。

しかし、水晶体のより完全なＯＣＴ画像が、例えば眼科手術を誘導するために望まれるならば、平面位置ｘ１，ｘ２，・・・ｘｎでいくつかのＺ走査を実施することができる。図４Ｅに示されているように、ｘ２平面位置でＡ走査が実施される場合には、Ｚｍｐ（ｘ２）はＺｄａ（ｘ２）と基本的に等しく、従って後嚢層の鏡像は、前嚢層の直接画像とは区別できないことがある。

このため、図４Ｆは、方法１００’’が改変されたステップ１２０’’を含み得ることを示す。この改変ステップでは、眼又は任意の他の画像化される物体は、単一のＺ走査（「Ａ走査」左側パネル）に沿って、（ｉｉ）一組のＺ走査によって画像化平面内（「Ｂ走査」中央パネル）において、又は場合によっては円形Ｂ走査において、且つ（ｉｉｉ）ｘ−ｙセットのＺ走査によって画像化領域内（右側パネル）において画像化される。

次いで改変ステップ１３０’’及び１４０’’において、第１眼構造及び第２眼構造の鏡像又は直接画像のうちの一方を区別して選択することができる。これらのステップは方法パラメータ、例えば参照深さＺｒｅｆを、鏡像及び直接画像がＺ走査位置のいずれにおいてもオーバラップせず、ひいては区別可能になるまで調節することを含んでいてよい。最後に、改変ステップ１５０’’において、非選択画像を抑制し且つ選択画像を表示することができる。

図５Ａには、典型的なＳＤ−ＯＣＴ画像化システムにおいて、感度が参照深さＺｒｅｆに対する画像化される物体の深さ又はＺ座標にどのように依存するかが示されている。図示のように、いくつかのＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合、物体のＺ座標が参照深さＺｒｅｆから離反するのに伴って、感度は急落し得る。図５Ａに示すように、いくつかの例では、画像Ｚ座標がＺｒｅｆから４ミリメートルだけ離れると、感度は１００％近くの値から６％近くの値に低下し得る。（Ｚ−Ｚｒｅｆ）が６〜７ミリメートルにさらに増大すると、感度は１００％近くの値から約１％の値に低下する。これらの値は具体例を例示したものにすぎない。一般に、ＳＤ−ＯＣＴ感度は、ガウス形態、指数関数形態、又はローレンツ形態に従って（Ｚ−Ｚｒｅｆ）に依存し得る。

このような感度の低下は、適用される光源のコヒーレンス長さの有限性、ノイズ、信号強度の損失、大きい光路差における干渉パターンの分析しにくさ、及び種々の光学収差及び非点収差を含む、数多くの原因を有している。このような感度損失は、ＯＣＴ画像化技術の適用可能範囲の主要な制限ファクタのうちの１つである。

図５Ａに示されているように、ＳＤ−ＯＣＴシステムの画像化範囲Ｌ’ｍａｘを定義する種々異なる方法がある。シンプルな慣例は、ＳＤ−ＯＣＴシステムの感度が閾値未満、例えばその最大値の５〜１０％の範囲内の値未満に低下した場所の（Ｚ−Ｚｒｅｆ）値を、画像化範囲Ｌ’ｍａｘ＝｜Ｚ−Ｚｒｅｆ｜_(6%)の半値として使用することである。ここでは６％の閾値が選択されている。明らかにこの定義は、ゼロのＺ深さスケールが設定されている場所には依存しない。なぜならば、ＳＤ−ＯＣＴの感度は２つのＺ深さの差にのみ依存するからである。他の閾値を使用することもできる。

ターゲットとなる眼構造の高品質ＳＤ−ＯＣＴ画像を作成するために、方法１００及び１００’の実施形において、参照深さＺｒｅｆ及び参照深さＺｒｅｆの周りの画像化範囲Ｌ’ｍａｘを調節するので、方法１００の第１及び第２眼構造又は方法１００’の高コントラスト物体は参照深さＺｒｅｆのＬ’ｍａｘ／２に近接した範囲に入る。参照深さは、例えばＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照アーム内で参照ミラーを動かすことによって調節されることができる。他の実施形では、ＳＤ−ＯＣＴシステムの参照アーム又は画像化アーム内に可変遅延要素を採用することができる。

画像化範囲Ｌ’ｍａｘは、例えばＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの中心波長及び波長分解能の少なくとも一方を調節することによって調節されることができる。これらの概念は、ＳＤ−ＯＣＴシステムを下で説明するときに詳述することにする。

ＳＤ−ＯＣＴシステムを白内障手術に適したものにするために、方法１００及び１００’のいくつかの実施形では、画像化範囲Ｌ’ｍａｘを５ｍｍの範囲内にあるように調節する。白内障処置が角膜処置と一緒に考えられている実施形では、画像化範囲Ｌ’ｍａｘは０〜１５ｍｍの範囲内であることが可能である。

図５Ｂは、画像化レーザービームの特性のいくつかを示している。画像化ビームは典型的には、画像化レーザーシステム内で拡張され、次いで焦点深度Ｚｆで再集束され、焦点深度Ｚｆにおいて、開口数ＮＡは小さく且つ「ビームウエスト」は狭い。

このビームウエストの周りで、レイリー範囲２２０又はその２倍のＺ指向性「焦点深度」の概念を導入することができる。ここではビームは、十分に高い分解能で物体を画像化するのにまだ十分に狭い。これらの品質に対する式表現は、後述のシステムの説明との関連において示すことにする。この場合、方法の実施形では、焦点深度Ｚｆの周りのレイリー範囲を調節することにより、結果として画像化範囲Ｌ’ｍａｘはレイリー範囲の４倍未満となる。他の事例では、この数ファクタは、例えば１〜１０の範囲内で４とは異なっていてもよい。

調節されることができる別の長さスケールは参照深さＺｒｅｆである。いくつかの実施態様、例えば白内障用途において、Ｚｒｅｆ参照深さ２０３は、２〜１５ｍｍの範囲内にあるように調節されることができる。上述のように、参照深さは、例えばＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照アーム内で参照ミラーを動かすことによって調節することができる。他の実施形では、ＳＤ−ＯＣＴシステムの参照アーム又は画像化アーム内に可変遅延要素を採用することができる。

図６Ａ〜ＢはＳＤ−ＯＣＴ画像化システム３００及び３００’の２つの実施態様を示しており、これらのシステムにおいて方法１００及び１００’を実施することができる。

図６Ａに示されているように、画像化システム３００は光源３１０を含むことができる。光源は、平均波長λ₀及び比較的広い有限帯域幅Ｗを有する光を発生させる。いくつかの例において、λ₀は８００〜１１００ｎｍの範囲であってよく、そしてＷは１０〜５０ｎｍ範囲であってよい。発生したビームはビーム・スプリッタ３２０に達することができる。ビーム・スプリッタ３２０は、生成された光ビームを画像ビーム３６１と参照ビーム３６２とに分割する。画像ビーム３６１は第２のビーム・スプリッタ３３０に向かって進み続ける。この第２のビーム・スプリッタ３３０は、画像ビームを（手術レーザーエンジン３０１によって生成される）手術ビームの光学素子内に向け直すことができる。この共有ビーム路の最後の要素は対物レンズ３０２である。対物レンズ３０２は、方法１００のステップ１１０において記載されているように、画像化される物体、例えば眼１と直接又は間接的に接触することができる。この接触の機能は、高精度の画像化及びその後の眼科手術処置を可能とすべく対物レンズ３０２に対して眼を位置決めして固定することである。いくつかの事例において、真空吸引を用いてこの接触を効率的に容易にするために、対物レンズ３０２の端部に患者インターフェイス（patient interface）が取り付けられる。

破線は、眼１のような画像化される物体又は方法１００’の高コントラスト物体から戻された画像ビームの部分を示している。この画像ビーム３６１の戻された部分はその光路を引き返して再びビーム・スプリッタ３２０に達する。

ビーム・スプリッタ３２０は、光源３１０によって生成された光の別の部分を参照ビーム３６２として参照ミラー３４０に向かって向け直すことができる。参照ミラー３４０は参照ビームの一部をビーム・スプリッタ３２０に向かって戻すことができる。この場合、「戻す」という広義の用語が反射の代わりに用いられる。なぜならば、画像化される物体１及び参照ミラー３４０の両方は、これらに入射する光の一部だけを戻すことができるからである。このことは特に、参照ミラー３４０の代わりに又は参照ミラー３４０とともに遅延要素を使用する実施態様に当てはまる。

ビーム・スプリッタ３２０は、戻された画像ビーム部分と参照ビーム部分とを再結合して、結合ビーム又は干渉ビーム３６３を形成することができる。いくつかの実施態様の場合、ビーム・スプリッタ３２０のビーム分割機能及びビーム再結合機能は、２つの異なる光学ユニット、例えば２つのビーム・スプリッタによって行われることができる。

画像化システム３００及び３００’はマイケルソン・モーリー・アーキテクチャ（Michelson-Morley architecture）を用いることができる。ここでは参照ミラー３４０までの距離をチューニングすることができる。典型的には、参照ビーム３６２と、同じ光路長を有する光路を移動する画像ビーム部分３６１との間には、最大の建設的干渉が得られる。従って参照ミラー３４０からビーム・スプリッタ／コンバイナ３２０までの距離は、参照深さ２０３のＺ座標Ｚｒｅｆを決定する主要ファクタである。従って、参照ミラー３４０までの距離又は光路長を調節することが、方法１００のいくつかのステップ、例えば２〜１５ｍｍの範囲内にＺｒｅｆ参照深さをチューニングするステップを実施する１つの方法である。一般に光路の長さは、この距離にだけ依存するのではなく、光が伝搬する媒体の屈折率にも依存する。一般に、参照ミラー３４０までの距離は、参照ビーム３６２が時間遅延又は時間先行を伴ってビーム・コンバイナ３２０へ戻されるようにチューニングされることができる。

ＳＤ−ＯＣＴシステムにおいて、付加的な特徴は、有限帯域幅Ｗを有する光源３１０を使用することである。これらのシステムは、異なる波長で並行して動作する多くのマイケルソン・モーリー（ＭＭ）干渉計として考えられることができる。異なる波長で動作するＭＭシステムは異なる深さにおいて物体１を画像化するので、結合ビーム３６３は干渉ひいては物体１の全ての深さからの画像情報を担持している。

それぞれの深さについて画像情報を再生するために、結合ビーム３６３は、異なる波長成分に分解される。各波長成分の干渉データを並行して分析することにより、各深さに対応する画像データを再生する。次いでこれらの画像データを使用して、画像全体を構築する。事実上、異なる波長成分によって担持された干渉データは、画像化される物体の同時Ｚ走査又は基本的に一時的なＺ走査に変換されことができる。干渉データからＺ走査データへのこの変換は干渉アナライザ３５０によって実施される。

図６Ａに示すように、ＯＣＴシステム３００のいくつかの実施形では、干渉アナライザ３５０はスペクトロメータ・ベース型（ＳＢ）システムである。標準的な光学分析を用いて、ＳＢ−ＯＣＴシステム３００及びＳＳ−ＯＣＴシステム３００’の重要な画像化パラメータ及び性能パラメータは、下記のようにアーキテクチャ・パラメータ及び設計パラメータによって特徴づけられることができる。

ＳＢ干渉アナライザ３５０はスペクトル分解器３５１を含むことができる。スペクトル分解器３５１はグレーティング、プリズム、又は同等のものであってよい。スペクトル分解器３５１は、結合ビーム又は干渉ビーム３６３を分解して、波長λ_iの極近くの各光成分を、角度φｉを有する異なる方向に送る。

干渉アナライザ３５０は、これらの発散ビーム成分を基本的に同時に検出すべく、さらにセンサアレイ又は画素アレイ３５３を含むことができる。各画素は、狭いδλの波長範囲内の結合ビーム３６３のλ_i波長成分によって担持された干渉データを記録する。これらの干渉データは、物体１内の特定の深さに対応する画像データを代表する。詳細な分析が明らかにするように、物体の全Ｚ走査を表す画像データは、画素／センサによって記録された干渉データ上で（高速）フーリエ変換（ＦＦＴ）を実施することによって再構築されることができる。ＦＦＴはＦＦＴプロセッサ３５７によって実施されることができ、その画像データ出力が画像発生器３５９に送られる。画像発生器３５９は、Ｚ走査を表すこれらの画像データから実際の画像を生成し、その出力をディスプレイユニットに送ることができ、眼科手術医を支援する。

個々の画素が小さければ小さいほど、そしてより密に充填されればされるほど、より狭いδλの波長範囲が分解されることができる。画素密度の他にδλを決定する他の量は波長の全範囲、すなわち画像化光源３１０の「帯域幅Ｗ」である。単純な構成では、δλは帯域幅Ｗに対して比例し且つセンサアレイ３５３の列における画素数に対して反比例する。δλの波長範囲が狭くなればなるほど、画像化範囲はｚ方向でより広くなる。なぜならば、これら２つの量は逆フーリエ変換によって結合されるからである。具体的には、理論上の最大画像化範囲は、

によって与えられる。

値λ₀はＯＣＴ光源３１０の平均波長又は中心波長を意味し、Ｎｆはナイキスト周波数を意味する。このＬｍａｘは画像化範囲の理論的限界である。実際には、更なるファクタ、例えば信号対ノイズ比がこの理論的最大値を下回る値に有効画像化範囲を制限し得る。従って、先に紹介した画像化範囲Ｌ’ｍａｘは典型的にはこの理論値Ｌｍａｘ以下である。

「軸方向分解能」としても知られる、ｚ方向における分解能Δｚは、

によって与えられる。

ｘ方向における分解能又は「横方向分解能」Δｘは、開口数ＮＡ及び画像化光源３１０の波長によって支配され、

として表現されることができる。ここで、ｆは焦点距離であり、ｄは対物レンズ３０２の瞳である。

最後に、上記レイリー範囲は、

によって与えられる。

レイリー範囲Ｒは、焦点深度と、ビーム幅が焦点深度における幅の√２倍となる場所の深さとの間のｚ方向距離としてしばしば定義される。従って、Ｒは、ｚ範囲内でビームが高分解能の画像化を可能にするのに十分なほど狭い、そのｚ範囲を、幾何光学特性及び波動光学特性によって制限されるものとして特徴づける。Ｌｍａｘは、ｚ画像化範囲を、光源３１０及びセンサアレイ３５３の分解能によって制限されるものとして特徴づけるものとして考えられることができる。例えばガウス・ビームにとってしばしば最適と考えられるシステム設計原理は、これら２つのｚ範囲を互いに整合させることである。例えば、いくつかの実施形ではＬｍａｘ＝４Ｒである。同じ設計原理は、「焦点深度」によって捕らえることができる。焦点深度はしばしばレイリー範囲の２倍として定義される。

上記式は、λ、δλ、Ｗ、ｆ及びｄを含むアーキテクチャ・パラメータ又はシステム・パラメータに関するＬｍａｘ、Ｚｒｅｆ、及びＲを含む方法パラメータを表し、ひいては、システム・パラメータを調節することによって方法パラメータを調節するための具体的な方法を打ち出す。

例えば、式（１）は、画像化範囲Ｌｍａｘの方法パラメータは、ＯＣＴ光源３１０の中心波長λ₀及び／又はセンサアレイ３５３の波長分解能δλを調節することによって調節されることができる。さらに、参照深さＺｒｅｆの方法パラメータは、参照ミラー３４０のシステム・パラメータまでの距離を変えることによって又は参照ビーム３６２の光路内へ可変遅延要素を配置することによって調節されることができる。或いは、画像ビーム３６１の光路を同様に、例えばビーム・スプリッタ３２０と３３０との間の距離を変化させることによって又はこれらの間に可変遅延要素を配置することによって改変することもできる。

図６Ｂは、ＯＣＴシステム３００’の別の実施態様を示している。この実施態様３００’はいわゆる「スウェプト・ソース型」（ＳＳ）光源又は波長掃引光源３１０’を使用する。このような光源３１０’は、スペクトロメータ・ベースＳＢ型光源３１０よりも著しく狭い帯域幅を有するコヒーレント光を放つ。賢明な変調技術によって、ＳＳ型光源３１０’は、放射光の波長を変え、帯域幅Ｗにわたって波長λを「掃引」する。従ってこのようなＳＳ−ＯＣＴシステム３００’において、Ｚ走査画像データは空間的に捕捉されるのではなく、波長λが掃引されるのに伴って時間系列として捕捉される。このようなＳＳ−ＯＣＴシステム３００’において、実際のＺ走査画像は、結合ビーム３６３のスペクトル上で高速フーリエ変換を行うことによって生成されることができる。

この機能を実行するために、ＳＳ−ＯＣＴシステム３００’の干渉アナライザ３５０’は検出器３５１’を利用して結合ビーム又は干渉ビーム３６３を受容することができる。このビームは掃引光源３１０’と同期されることができる。検出器３５１’は、対応する短い時間インターバルで光源３１０’がどのような波長光を放つかに応じて、到来する干渉データ配列をデータ・ビンナ（data binner）３５３’内にビニングすることができる。ＳＳ−ＯＣＴシステムにおいて時間系列の分解がある意味で、ＳＢ−ＯＣＴシステムにおいて結合ビームの波長組成を分解するのと同様なので、干渉アナライザ３５０’の残りはＳＢ−ＯＣＴシステム３００と類似していてよい。従って、ＳＳ−ＯＣＴ干渉アナライザ３５０’は高速フーリエ変換（ＦＦＴ）プロセッサ３５７も含む。このプロセッサは今や、干渉データの時間系列のスペクトルをフーリエ変換することにより、画像データを生成し、その出力を画像生成器３５９に送る。画像生成器は、画像化される物体、例えば眼１のＺ掃引画像を集成する。

いずれのアーキテクチャの画像生成器３５９においても、その機能は、第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を区別するプロセスに関与することである。いくつかの実施形の場合、別個のプロセッサが画像生成器３５９と一緒に働くことにより、この目標を達成する。上記のように、このような区別ステップは、例えば第１画像からの高コントラスト構造の画像の空間分離を視覚的に認識すること、パターン認識アプローチを適用すること、高コントラスト構造の画像の信号特性と第１画像の信号特性とを区別すること、物体に関する既存の知識を活用すること、及び診断に基づく物体に関する知識を活用することを伴うことができる。

さらに、画像生成器３５９及び追加の画像プロセッサは、例えば、生成された非選択画像の表示を防止すること、非選択画像を表示することなしに非選択画像を生成すること、及び非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施することによって非選択画像を抑制することができる。

図７〜１７は、ＳＤ−ＯＣＴ画像化サブシステムを採用する眼科レーザー手術システムの実施態様を示している。

レーザー手術処置の１つの重要な側面は、レーザービーム、例えばビーム位置及びビーム集束の精密な制御及び照準である。レーザー手術システムは、レーザーパルスを組織内部の特定のターゲットに精密に当てるためのレーザー制御・照準器具を含むように設計されることができる。種々のナノ秒光切断レーザー手術システム、例えばＮｄ：ＹＡＧレーザーシステムにおいて、所要のターゲッティング精度は比較的低い。これは一つには、使用されるレーザーエネルギーが比較的高く、ひいては作用を受ける組織部位も比較的広く、しばしば数百ミクロンの寸法を有する衝撃部位に範囲が及ぶからである。このようなシステムにおけるレーザーパルス間の時間は長い傾向があり、そして手動制御によるターゲッティングが実現可能であり、一般に用いられている。このような手動ターゲッティング・メカニズムの一例は、照準ビームとして使用される二次レーザー源と組み合わせてターゲット組織を視覚化するための生体顕微鏡である。手術医はレーザー集束レンズの焦点を手動で、通常はジョイスティック制御を用いて動かす。レンズは同焦点（オフセットを含む又は含まない）であり、その画像が顕微鏡を通して提供されるので、手術ビーム又は照準ビームは所望のターゲットに最善の状態で集束される。

低繰り返し率のレーザー手術システムと一緒に用いられるように設計されたこのような技術は、１秒当たり数千ショット及び１パルス当たり比較的低いエネルギーで動作する高繰り返し率のレーザーと一緒に用いることが難しい場合がある。高繰り返し率のレーザーを用いた手術では、各単一レーザーバルスの効果が小さいことに基づいて、著しく高い精度が必要となることがあり、また、数千パルスを新しい治療部位に極めて速く送達する必要があるため、より高い位置決め速度が必要となることがある。

レーザー手術システムのための高繰り返し率のパルスレーザーの例は、１秒当たり数千ショット以上のパルス繰り返し率で、１パルス当たり比較的低いエネルギーで動作するパルスレーザーを含んでいる。このようなレーザーは、レーザー誘導型光切断によってもたらされる組織に対する効果を局在化するために、例えば数ミクロン又は数１０ミクロンのオーダーで光切断による衝撃組織部位を局在化するために、１パルス当たり比較的低いエネルギーを使用する。このような組織効果の局在化は、レーザー手術の精度を改善することができ、或る特定の手術処置、例えばレーザー眼手術において望ましい。このような手術の一例では、数百、数千、又は数百万の隣接パルス、又は既知の距離だけ分離された近隣接パルスのプレースメント（placement）を用いて、所望の手術効果、例えば組織切開、分離、又は破砕を達成することができる。

より短いレーザーパルス持続時間を有する高繰り返し率の光切断レーザー手術システムを使用する種々の手術処置は、ターゲット組織上のターゲット個所に対する絶対位置、及び先行パルスに対する相対位置の両方において、手術を施しながらターゲット組織内に各パルスを位置決めする際に、高い精度を必要とすることがある。例えば、いくつかの事例では、レーザーパルスは、パルス間の時間内、つまりマイクロ秒オーダーであり得る時間内に数ミクロンの正確さで相並ぶように送達されることが必要となる場合がある。２つの連続するパルス間の時間は短く、またパルス・アラインメントに対する所要精度が高いので、低繰り返し率のパルスレーザーシステムに使用されているような手動ターゲッティングはもやは十分ではない又は実現可能でない場合がある。

組織内にレーザーパルスを送達するのに必要とされる精密な高速位置決めを促進して制御するための１つの技術は、組織との所定の接触面を有する透明材料、例えばガラスから成る圧平板を取り付けることによって、圧平板の接触面が、組織との明確な光学的インターフェイスを形成することである。この明確なインターフェイスは、レーザー光の組織内への透過及び集束を促進することにより、（例えば表面乾燥によって発生する眼の特定の光学的特性又は光学的変化に起因する）空気−組織の界面で極めて重大な光学収差又は光学変動を制御又は低減することができる。この界面は眼内では角膜の前面にある。種々の用途のために接触レンズを設計することができ、これらの接触レンズは、眼及び他の組織内部をターゲッティングし、使い捨て又は再使用可能なものを含む。ターゲット組織の表面上に位置する接触ガラス又は圧平板は、参照板として使用することができる。この参照板に対して、レーザー送達システム内部の集束素子を調節することによってレーザーパルスが集束される。接触ガラス又は圧平板をこのように使用することによって、組織表面の光学的な質を良好に制御することができ、ひいてはレーザーパルスの光学的歪みをほとんど生じさせることなしに、圧平参照板に対してターゲット組織内の所望の個所（相互作用点）に高速でレーザーパルスが正確に置かれることが可能になる。

眼上での圧平板の１つの実施方法は、圧平板を使用して、レーザーパルスを眼内のターゲット組織内に送達するための位置参照を提供することである。圧平板を位置参照としてこのように使用することは、レーザーパルス発射前に十分な精度でターゲット内の既知の所望のレーザーパルス焦点個所が存在することに基づくことがあり、また、参照板及び個々の内部組織ターゲットの相対位置がレーザー発射中に一定のままでなければならないことに基づくことがある。加えて、この方法は、レーザーパルスの所望の個所への集束が予測可能であることと、眼の間で又は同じ眼内部の異なる領域内で反復可能であることとを必要とすることがある。実際のシステムでは、レーザーパルスを眼内に精密に局在化するための位置参照として圧平板を使用することが難しい場合がある。なぜならば、上記条件が実際のシステムにおいて満たされないことがあるからである。

例えば水晶体が手術ターゲットである場合、眼表面上の参照板からターゲットまでの精密な距離は、圧潰可能な構造、例えば角膜自体、前房、及び虹彩の存在に基づいて変動する傾向がある。個々の眼の間で、圧平された角膜とレンズとの間の距離が相当変動し得るだけではなく、手術医によって用いられる特定の手術及び圧平技術に応じて、同じ眼内部でも変動が生じ得る。加えて、手術効果を達成するのに必要とされる数千のレーザーパルスの発射中、圧平された表面に対してターゲット水晶体組織が動くこともあり、正確なパルス送達をさらに厄介なものにする。加えて、眼内部の構造は、光切断副生成物、例えばキャビテーション気泡が形成されることにより動くことがある。例えば水晶体に送達されるレーザーパルスは、水晶体嚢を前方に向かって隆起させ、レーザーパルスの後続のプレースメントの際にこの組織をターゲッティングするために調節することを必要とする。さらに、コンピュータ・モデル及びシミュレーションを用いて、圧平板が取り除かれた後の実際のターゲット組織個所を十分な精度で予測することは難しく、また圧平効果の性質が個々の各角膜又は眼に対して特異的なファクタ、及び手術医によって用いられる特定の手術及び圧平技術に依存して極めて多様であるという一つの理由から、圧平なしに所望の局在化を達成するようにレーザーパルスのプレースメントを調節することも困難な場合がある。

内部組織構造の局在化に不均衡に影響を及ぼす圧平の物理的効果に加えて、いくつかの手術プロセスでは、ターゲッティング・システムが、短パルス持続時間レーザーを使用したときに生じ得る、光切断の非線形特性を予想又は考慮することが望ましい場合がある。光切断は組織材料中の非線形光学的プロセスであり、ビーム・アラインメント及びビーム・ターゲッティングの厄介な問題を引き起こし得る。例えば、光切断中のレーザーパルスと相互作用するときの組織材料中の非線形光学的効果の１つは、レーザーパルスを受ける組織材料の屈折率がもはや定数ではなく、光強度とともに変化することである。レーザーパルス中の光強度がパルスレーザービーム内部で空間的に変化するので、パルスレーザービームの伝搬方向に沿ってそして伝搬方向を横切って、組織材料の屈折率も空間的に変化する。非線形屈折率の１つの結果は、組織材料中の自己集束又は自己集束ずれである。組織材料は組織内部のパルスレーザービームの実際の焦点を変化させ、そして焦点の位置をシフトする。従って、ターゲット組織内の各ターゲット組織位置に対するパルスレーザービームの精密なアラインメントが、レーザービームに対する組織材料の非線形光学的効果を考慮に入れることを必要とすることもある。加えて、物理特性、例えば硬さが異なることに基づき、又は光学的な考慮事項、例えば特定領域へ移動するレーザーパルス光の吸収又は散乱に基づき、異なるターゲット領域内に同じ物理的効果を提供するために、各パルス中のエネルギーを調節することが必要な場合がある。このような事例では、異なるエネルギー値を有するパルス間の非線形集束効果の差は、手術パルスのレーザーアラインメント及びレーザーターゲッティングに影響を及ぼすこともある。

このように、非表面構造がターゲットとなる手術処置の場合、圧平板によって提供される位置参照に基づいて、表面圧平板を使用することは、内部組織ターゲット中に精密なレーザーパルス局在化を達成するには不十分な場合がある。レーザー送達を誘導するための参照として圧平板を使用するためには、高い精度で圧平板の厚さ及び板位置を測定することが必要となる。なぜならば、公称からの偏差は深さ精度誤差に直接換算されるからである。高精度圧平レンズは、特に単回使用の使い捨て圧平板にしては高価である。

本明細書に記載された技術、装置、及びシステムは、レーザーパルス発射前に十分な精度でターゲット内に位置するレーザーパルス焦点の既知の所望の個所を必要とすることなしに且つ参照板と個々の内部組織ターゲットとの相対位置がレーザー発射中に一定のままであることを必要とすることなしに、圧平板を通して短レーザーパルスを眼内の所望の位置に精密に且つ高い速度で送達するためのターゲッティング・メカニズムを提供するように実現されることができる。このようなものとして、本技術、装置、及びシステムは、種々の手術処置、すなわち手術中のターゲット組織の物理的条件が変化する傾向があり、制御するのが難しく、また圧平レンズの寸法がレンズ間で変化する傾向があるような手術処置のために用いられることができる。本技術、装置、及びシステムは、他の手術ターゲット、すなわち構造表面に対する手術ターゲットの歪み又は移動が存在するか、又は非線形光学的効果が精密なターゲッティングを厄介なものにするような手術ターゲットのために用いられることができる。眼以外のこのような手術ターゲットの例は、心臓、皮膚内のより深い組織等を含む。

本技術、装置、及びシステムは、例えば圧平された表面の内部構造に対する光切断の精密な局在化を含む、圧平板によってもたらされる利点を維持するように実施されることができる。このことは、送達システムの集束光学素子に対してターゲット組織を局在化するための一体的な画像化デバイスを使用することによって達成されることができる。画像化デバイス及び画像化方法の的確なタイプは様々であり、ターゲットの特異的性質及び所要精度レベルに依存し得る。

圧平レンズを別のメカニズムと一緒に実施することにより、眼を固定して眼の並進移動及び回転移動を防止することができる。このような固定器具の例は、吸引リングの使用を含む。このような固定メカニズムは、手術ターゲットの望ましくない歪み又は移動を引き起こすおそれもある。本技術、装置、及びシステムは、非表面的な手術ターゲットのための圧平板及び／又は固定手段を利用する高繰り返し率のレーザー手術システムに対して、手術ターゲットのこのような歪み及び移動をモニタリングするための術中画像を提供するターゲッティング・メカニズムを提供する。

光学的画像化モジュールを使用してターゲット組織画像を捕捉することにより、例えば手術処置前及び手術処置中にターゲット組織の位置決め情報を得るためのレーザー手術技術、装置、及びシステムの具体例を以下に説明する。得られたこのような位置決め情報を用いて、ターゲット組織内の手術レーザービームの位置決め及び集束を制御することにより、高繰り返し率のレーザーシステムにおける手術レーザーパルスのプレースメントを正確に制御することが可能になる。１実施形において、手術処置中に、光学的画像化モジュールによって得られた画像を用いて、手術レーザービームの位置及び焦点を動的に制御することができる。加えて、より低いエネルギー及び短いレーザーパルスは光学的歪みに対して鋭敏になる傾向があり、このようなレーザー手術システムは、平らな又は湾曲したインターフェイスがターゲット組織に装着されるように圧平板を実現することにより、ターゲット組織と手術レーザーシステムとの間の制御された安定な光学インターフェイスを提供し、そして組織表面の光学収差を軽減して制御することができる。

一例として、図７は光学的画像化及び圧平に基づくレーザー手術システムを示している。このシステムは、レーザーパルスの手術レーザービーム１０１２を生成するためのパルスレーザー１０１０と、手術レーザービーム１０１２を受容して、集束された手術レーザービーム１０２２をターゲット組織１００１、例えば眼上に導くことによりターゲット組織１００１内に光切断を引き起こすための光学素子モジュール１０２０とを含んでいる。ターゲット組織１００１と接触させるように圧平板を設け、これによりレーザーパルスをターゲット組織１００１へ伝送し、そしてターゲット組織１００１からインターフェイスを通って来る光を伝送するためのインターフェイスを生成することができる。なお、光学画像化デバイス１０３０を設けることにより、ターゲット組織１００１からのターゲット組織画像１０５０又は画像化情報を担持する光１０５０を捕捉してターゲット組織１００１の画像を形成する。画像化デバイス１０３０からの画像化信号１０３２はシステム制御モジュール１０４０へ送られる。システム制御モジュール１０４０の動作により、画像化デバイス１０３０からの捕捉画像を処理し、そして光学素子モジュール１０２０を制御することによって、捕捉画像からの情報に基づいて、ターゲット組織１００１における手術レーザービーム１０２２の位置及び焦点を調節する。光学素子モジュール１０２０は１つ以上のレンズを含むことができ、そしてさらに１つ以上のリフレクタを含んでもよい。光学素子モジュール１０２０内には制御アクチュエータを含むことにより、システム制御モジュール１０４０からのビーム制御信号１０４４に応答して集束及びビーム方向を調節することができる。制御モジュール１０４０は、レーザー制御信号１０４２を介してパルスレーザー１０１０を制御することもできる。

光学画像化デバイス１０３０は、ターゲット組織１００１をプローブするために、手術レーザービーム１０２２とは別個の光学画像化ビームを生成するように実現されてもよく、光学画像化ビームの戻り光を光学画像化デバイス１０３０によって捕捉することによりターゲット組織１００１の画像を得る。このような光学画像化デバイス１０３０の一例は、光コヒーレンス・トモグラフィ（ＯＣＴ）画像化モジュールであり、画像化モジュールは２つの画像化ビーム、つまり圧平板を通ってターゲット組織１００１に導かれる１つのプローブビームと、参照光路内のもう一つの参照ビームとを使用し、これにより互いに光学干渉してターゲット組織１００１の画像を得る。他の実施形において、光学画像化デバイス１０３０はターゲット組織１００１からの散乱光又は反射光を使用することにより、指定の光学画像化ビームをターゲット組織１００１へ送ることなしに画像を捕捉することができる。例えば、画像化デバイス１０３０は、検知要素の検知アレイ、例えばＣＣＤ又はＣＭＳセンサであってよい。例えば、手術レーザービーム１０２２によって生成された光切断副生成物の画像は、手術レーザービーム１０２２の集束及び位置決めを制御するために光学画像化デバイス１０３０によって捕捉されてよい。光学画像化デバイス１０３０は、光切断副生成物の画像を使用して手術レーザービーム・アラインメントを誘導するように設計されると、光切断副生成物、例えばレーザー誘発された気泡又はキャビティの画像を捕捉する。画像化デバイス１０３０は音響画像に基づいた画像を捕捉するための超音波画像化デバイスであってもよい。

システム制御モジュール１０４０は画像化デバイス１０３０からの画像データを処理する。画像データは、ターゲット組織１００１内のターゲット組織位置からの光切断副生成物に対応する位置オフセット情報を含む。画像から得られた情報に基づいて、レーザービーム１０２２を調節する光学素子モジュール１０２０を制御するように、ビーム制御信号１０４４が生成される。レーザーアラインメントのための種々のデータ処理を行うために、システム制御モジュール１０４０内にはデジタル処理ユニットが含まれることができる。

上記技術及びシステムは、切開用途又はボリューム断裂用途（volume disruption application）に必要とされるような、隣接パルス・プレースメントのために必要な精度で表面下ターゲットに高繰り返し率のレーザーパルスを送達するために用いられることができる。このことは、ターゲット表面上での参照源の使用の有無とは関係なしに達成されることができ、圧平後又はレーザーパルスのプレースメント中のターゲットの移動を考慮に入れることができる。

本システムにおける圧平板は、組織内にレーザーパルスを送達するのに必要とされる精密な高速位置決めを促進して制御するために提供される。このような圧平板は、組織との所定の接触面を有する透明材料、例えばガラスから形成されることができるので、圧平板の接触面は、組織との明確な光学的インターフェイスを形成する。この明確なインターフェイスは、レーザー光の組織内への透過及び集束を促進することにより、（例えば表面乾燥によって発生する眼の特定の光学的特性又は光学的変化に起因する）空気−組織の界面で極めて重大な光学収差又は光学変動を制御又は低減することができる。この界面は眼内では角膜の前面にある。種々の用途のために数多くの接触レンズが設計されており、これらの接触レンズは、眼及び他の組織内部をターゲッティングし、使い捨て又は再使用可能なものを含む。ターゲット組織の表面上に位置する接触ガラス又は圧平板は、参照板として使用されることができる。この参照板に対して、レーザー送達システム内部の集束素子を調節することによってレーザーパルスが集束される。このようなアプローチに固有なのは、前記接触ガラス又は圧平板によってもたらされる、組織表面の光学的な質の制御を含む、付加的な利点である。従って、レーザーパルスの光学的歪みをほとんど生じさせることなしに、圧平参照板に対してターゲット組織内の所望の個所（相互作用点）に高速でレーザーパルスを正確に置くことができる。

図７の光学画像化デバイス１０３０は、圧平板を介してターゲット組織１００１の画像を捕捉する。制御モジュール１０４０は、捕捉された画像から位置情報を抽出するために捕捉画像を処理し、そして抽出した位置情報を位置参照又は位置ガイドとして使用して、手術レーザービーム１０２２の位置及び焦点を制御する。この画像誘導レーザー手術は、圧平板を位置参照として頼ることなしに実施されることができる。なぜならば、圧平板の位置が上述のような種々のファクタに基づいて変化する傾向があるからである。従って、圧平板は、ターゲット組織に入るための、そしてターゲット組織画像を捕捉するための、手術レーザービームに用いられる所望の光学インターフェイスを提供するものの、正確なレーザーパルス送達を目的として手術レーザービームの位置及び焦点を整合して制御するために、圧平板を位置参照として使用することは難しい場合がある。画像化デバイス１０３０及び制御モジュール１０４０に基づいて手術レーザービームの位置及び焦点を画像誘導制御することにより、位置参照を提供するために圧平板を使用することなしにターゲット組織１００１の画像、例えば眼の内部構造画像を位置参照として使用することが可能になる。

内部組織構造の局在化に不均衡に影響を及ぼす圧平の物理的効果に加えて、いくつかの手術プロセスでは、ターゲッティング・システムが、短パルス持続時間レーザーを使用したときに生じ得る光切断の非線形特性を予想又は考慮することが望ましい場合がある。光切断はビーム・アラインメント及びビーム・ターゲッティングの厄介な問題を引き起こし得る。例えば、光切断中のレーザーパルスと相互作用するときの組織材料中の非線形光学的効果の１つは、レーザーパルスを受ける組織材料の屈折率がもはや定数ではなく、光強度とともに変化することである。レーザーパルス中の光強度がパルスレーザービーム内部で空間的に変化するので、パルスレーザービームの伝搬方向に沿ってそして伝搬方向を横切って、組織材料の屈折率も空間的に変化する。非線形屈折率の１つの結果は、組織材料中の自己集束又は自己集束ずれである。組織材料は組織内部のパルスレーザービームの実際の焦点を変化させ、そして焦点の位置をシフトさせる。従って、ターゲット組織内の各ターゲット組織位置に対するパルスレーザービームの精密なアラインメントが、レーザービームに対する組織材料の非線形光学的効果を考慮に入れることを必要とすることもある。物理特性、例えば硬さが異なることに基づき、又は光学的な考慮事項、例えば特定領域へ移動するレーザーパルス光の吸収又は散乱に基づき、異なるターゲット領域内に同じ物理的効果を提供するために、レーザーパルスのエネルギーを調節することが必要な場合がある。このような事例では、異なるエネルギー値を有するパルス間の非線形集束効果の差は、手術パルスのレーザーアラインメント及びレーザーターゲッティングに影響を及ぼすこともある。これに関して、画像化デバイス１０３０によってターゲット組織から得られた直接画像は、ターゲット組織内の非線形光学的効果の複合効果を反映する手術レーザービーム１０２２の実際の位置をモニタリングし、ビーム位置及びビーム焦点を制御するための位置参照を提供するために使用されることができる。

ここに記載された技術、装置、及びシステムを圧平板と組み合わせて用いて、表面形状及び水和の制御を可能にし、光学的歪みを低減することができ、また、圧平面を通して内部構造に光切断の精密な局在化を提供することができる。ここに記載されたビーム位置及び焦点の画像誘導制御は、眼を固定するために圧平板以外の手段を用いる手術システム及び処置に適合することができる。このような手段は、歪み又は移動を引き起こすおそれのある吸引リングの使用を含む。

画像化機能をシステムのレーザー制御部分に様々な度合いで統合することに基づく、自動画像誘導レーザー手術のための技術、装置、及びシステムの例を下記セクションにおいて先ず説明する。光学的な画像化モジュール、又はその他のモダリティの画像化モジュール、例えばＯＣＴ画像化モジュールを使用して、プローブ光又は他のタイプのビームを導くことにより、ターゲット組織、例えば眼内構造の画像を捕捉することができる。レーザーパルスの手術レーザービーム、例えばフェムト秒又はピコ秒レーザーパルスを捕捉画像内の位置情報によって誘導し、これにより手術中に手術レーザービームの集束及び位置決めを制御することができる。手術レーザービーム及びプローブ光ビームは、手術中にターゲット組織に順次又は同時に導くことができるので、手術レーザービームを捕捉画像に基づいて制御することによって、手術の精度及び正確さを保証することができる。

このような画像誘導レーザー手術を利用することによって、手術中に手術レーザービームを正確且つ精密に集束及び位置決めすることが可能になる。なぜならば、ビーム制御は、手術パルス送達の直前又はほぼ同時の、ターゲット組織の圧平又は固定に続くターゲット組織画像に基づいて行われるからである。なお、手術前に測定されたターゲット組織、例えば眼の特定のパラメータは、種々のファクタ、例えばターゲット組織の調製（例えば圧平レンズに眼を固定すること）、及び手術によるターゲット組織の変化に基づいて手術中に変化することがある。従って、このようなファクタ及び／又は手術の前のターゲット組織の測定パラメータは、手術中のターゲット組織の物理的条件をもはや反映することはない。本画像誘導レーザー手術は、手術前及び手術中の手術レーザービームの集束及び位置決めのこのような変化に関連する技術的問題を緩和することができる。

本画像誘導レーザー手術はターゲット組織内部の正確な手術のために効果的に利用されることができる。例えば、眼内のレーザー手術を行う場合、レーザー光は、ターゲット組織の光学破壊を達成するために眼内部で集束され、そしてこのような光学的相互作用は、眼の内部構造を変化させ得る。例えば、水晶体は、事前測定時と手術時との間だけではなく、手術中にも、調節中にその位置、形状、厚さ、及び直径を変化させることがある。機械的手段によって手術器具に眼を装着すると、明確でない様式で眼の形状が変化する場合があり、そしてさらにこの変化は、種々のファクタ、例えば患者の動きに起因して手術中に変動し得る。装着手段は、吸引リングで眼を固定することと、平らな又は湾曲したレンズで眼を圧平することとを含む。これらの変化は合計数ミリメートルもの大きさになる。眼の表面、例えば角膜又は縁の前面を機械的に参照して固定することは、眼内で精密レーザーマイクロ手術を実施するときにはうまくいかない。

本画像誘導レーザー手術における調製後の又はほぼ同時の画像化を用いることにより、手術前及び手術中に変化が生じる環境において、眼の内部特徴要素と手術器具との間の三次元位置参照を確立することができる。眼の圧平及び／又は固定の前に、又は実際の手術中に画像化によって提供される位置参照情報は、眼内の変化の影響を反映し、ひいては手術レーザービームの集束及び位置決めの正確な誘導を可能にする。本画像誘導レーザー手術に基づくシステムは、構造がシンプルでありコスト効率が高いように構成されることができる。例えば、手術レーザービームの誘導に関連する光学部品の一部を、ターゲット組織を画像化するのに用いられるプローブ光ビームを誘導するための光学部品と共有することによって、装置構造、及び画像化光ビームと手術光ビームとの光学的アラインメント及び較正をシンプルにすることができる。

下記画像誘導レーザー手術システムは、画像化機器の一例としてＯＣＴ画像化を用いる。手術中に手術レーザーを制御するための画像を捕捉するために、他の非ＯＣＴ画像化デバイスを使用することもできる。下記例に示すように、画像化サブシステムと手術サブシステムとを種々の程度まで統合することができる。統合ハードウェアのない最もシンプルな形態では、画像化サブシステムと手術サブシステムとは分離されており、インターフェイスを通して互いに連絡することができる。このような設計は２つのサブシステムの設計においてフレキシビリティを提供することができる。いくつかのハードウェア構成部分、例えば患者インターフェイスによって２つのサブシステムを統合すると、手術部位のより良好なレジストレーション（registration）をハードウェア構成部分に提供し、より正確な較正を可能にすることによって機能をさらに広げ、そしてワークフローを改善することができる。２つのサブシステムの統合度が高くなるにつれて、このようなシステムは徐々にコスト効率が高くなりコンパクトになって、そしてシステム較正はさらに単純化され且つ全時間にわたってより安定になる。図８〜１６の画像誘導レーザーシステムは種々の統合度で統合されている。

本画像誘導レーザー手術システムの１実施形は、例えば、手術レーザーと、患者インターフェイス・マウントと、レーザービーム送達モジュールとを含んでおり、手術レーザーは手術レーザーパルスの手術レーザービームを生成し、これらの手術レーザーパルスは手術中にターゲット組織の手術的変化を引き起こし、患者インターフェイス・マウントは患者インターフェイスをターゲット組織と接触係合させることによってターゲット組織を所定の位置に保持し、レーザービーム送達モジュールは、手術レーザーと患者インターフェイスとの間に配置されていて、患者インターフェイスを通してターゲット組織に手術レーザービームを導くように構成されている。このレーザービーム送達モジュールは、所定の手術パターンに沿ってターゲット組織内で手術レーザービームを走査するように働くことができる。このシステムはレーザー制御モジュール及びＯＣＴモジュールも含む。レーザー制御モジュールは、手術レーザーの動作を制御し、そしてレーザービーム送達モジュールを制御することによって所定の手術パターンを生成する。ＯＣＴモジュールは、患者インターフェイス及び患者インターフェイスに固定されたターゲット組織に対する既知の空間的関係を有するように患者インターフェイスに対して位置決めされる。ＯＣＴモジュールは、光学プローブビームをターゲット組織に導き、そしてターゲット組織からの光学プローブビームの戻りプローブ光を受容することにより、手術レーザービームをターゲット組織に導きながらターゲット組織のＯＣＴ画像を捕捉することによって手術動作を実施するように構成されているので、光学プローブビーム及び手術レーザービームはターゲット組織内に同時に存在している。ＯＣＴモジュールは、レーザー制御モジュールと連絡することにより、捕捉されたＯＣＴ画像の情報をレーザー制御モジュールに送る。

加えて、この特定のシステム内のレーザー制御モジュールは、捕捉されたＯＣＴ画像の情報に応答することにより、手術レーザービームの集束及び走査に際してレーザービーム送達モジュールを動作させ、そして捕捉されたＯＣＴ画像内の位置決め情報に基づいてターゲット組織中の手術レーザービームの集束及び走査を調節する。

いくつかの実施形において、ターゲットを手術器具に対してレジスタリングするために、ターゲット組織の完全画像を取得することは必ずしも必要ではなく、ターゲット組織の一部、例えば手術領域の数点、例えば自然の又は人工的な目印を取得することで十分な場合がある。例えば剛体は３Ｄ空間において６つの自由度を有しており、剛体を定義するためには独立した点が６つあれば十分である。手術領域の正確なサイズが未知である場合には、位置参照を提供するために付加的な点が必要とされる。これに関しては、いくつかの点を使用して、通常は相異なる前面及び後面の位置及び曲率、そして人間の眼の水晶体の厚さ及び直径を割り出すことができる。これらのデータに基づいて、所与のパラメータを有する楕円体の２つの半部から形成された本体が、実際の目的のために水晶体を概算し、そして視覚化することができる。別の実施形において、捕捉画像からの情報は、他の源、例えばコントローラのための入力として使用される水晶体厚の術前測定からの情報と組み合わされることができる。

図８は、別個のレーザー手術システム２１００と画像化システム２２００とを備えた画像誘導レーザー手術システムの一例を示す。レーザー手術システム２１００は手術レーザーを有するレーザーエンジン２１３０を含む。レーザーエンジン２１３０は手術レーザーパルスの手術レーザービーム２１６０を生成する。レーザーエンジン２１３０からターゲット組織１００１へ、患者インターフェイス２１５０を通して手術レーザービーム２１６０を導くように、レーザー制御モジュール２１４０が設けられており、このレーザー制御モジュール２１４０は連絡チャネル２１２１を介してレーザービーム送達モジュール２１４０を制御することにより所定の手術パターンを生成する。患者インターフェイス２１５０とターゲット組織１００１とを接触係合させるために、患者インターフェイス・マウントが設けられており、これによりターゲット組織１００１が所定の位置に保持される。患者インターフェイス２１５０は、眼の前面に適合するように係合して眼を所定の位置に保持すべく、平らな又は湾曲した表面を有する接触レンズ又は圧平レンズを含むように実現されることができる。

図８の画像化システム２２００は、患者インターフェイス２１５０と、患者インターフェイス２１５０に固定されたターゲット組織１００１とに対して既知の空間的関係を有するように、手術システム２１００の患者インターフェイス２１５０に対して位置決めされたＯＣＴモジュールであってよい。ＯＣＴモジュール２２００は、ターゲット組織１００１と相互作用するためのそれ自体の患者インターフェイス２２４０を有するように構成されることができる。画像化システム２２００は画像化制御モジュール２２２０と画像化サブシステム２２３０とを含んでいる。サブシステム２２３０は、ターゲット１００１を画像化するための画像化ビーム２２５０を生成するための光源と、光学プローブビーム又は画像化ビーム２２５０をターゲット組織１００１に導き且つターゲット組織１００１からの光学画像化ビーム２２５０の戻りプローブ光２２６０を受容することによりターゲット組織１００１のＯＣＴ画像を捕捉するための画像化ビーム送達モジュールとを含んでいる。光学画像化ビーム２２５０及び手術ビーム２１６０の両方をターゲット組織１００１に同時に導くことによって、順次又は同時の画像化及び手術作業が可能になる。

図８に示されているように、レーザー制御モジュール２１２０によるレーザー制御と、画像化システム２２００による画像化との間の連絡を容易にするために、レーザー手術システム２１００及び画像化システム２２００の両方に連絡インターフェイス２１１０及び２２１０が設けられているので、ＯＣＴモジュール２２００は捕捉ＯＣＴ画像の情報をレーザー制御モジュール２１２０に送ることができる。このシステムにおけるレーザー制御モジュール２１２０は、捕捉ＯＣＴ画像の情報に応答することにより、手術レーザービーム２１６０の集束及び走査に際してレーザービーム送達モジュール２１４０を動作させ、そして捕捉ＯＣＴ画像内の位置決め情報に基づいて、ターゲット組織１００１内の手術レーザービーム２１６０の集束及び走査を動的に調節する。レーザー手術システム２１００と画像化システム２２００との統合は主として、ソフトウェア・レベルでの連絡インターフェイス２１１０と２２１０との間の連絡を通して行われる。

この例及びその他の例において、種々のサブシステム又は装置が統合されてもよい。例えば特定の診断機器、例えば波面収差計、角膜トポグラフィ測定装置をシステム内に設けてもよく、或いはこれらの装置からの術前情報を活用して手術中の画像化を増強することができる。

図９は、付加的な統合特徴要素を備えた画像誘導レーザー手術システムの一例を示している。画像化システム及び手術システムは、共通の患者インターフェイス３３００を共有している。患者インターフェイス３３００は、図８に示されているような２つの患者インターフェイスを有することなしにターゲット組織１００１（例えば眼）を固定する。手術ビーム３２１０と画像化ビーム３２２０とは患者インターフェイス３３００で結合され、そして共通の患者インターフェイス３３００によってターゲット１００１に導かれる。加えて、画像化サブシステム２２３０及び手術用部分（レーザーエンジン２１３０及びビーム送達システム２１４０）の両方を制御するために、共通の制御モジュール３１００が設けられている。画像化部分と手術用部分との統合度をこのように高めると、２つのサブシステムの正確な較正並びに患者及び手術ボリュームの位置の安定性が可能になる。手術サブシステム及び画像化サブシステムの両方を密閉するために共通のハウジング３４００が設けられている。２つのシステムが共通のハウジング内に統合される場合、共通の患者インターフェイス３３００は画像化サブシステム又は手術サブシステムの一部であり得る。

図１０に示された画像誘導レーザー手術システムの例では、レーザー手術システム及び画像化システムは、共通のビーム送達モジュール４１００及び共通の患者インターフェイス４２００の両方を共有する。この統合はさらに、システム構造及びシステム制御動作を単純化する。

１実施形では、上記例及びその他の例における画像化システムは光コンピューテッド・トモグラフィ（ＯＣＴ）システムであってよく、そしてレーザー手術システムは、フェムト秒又はピコ秒レーザーに基づく眼科手術システムである。ＯＣＴの場合、低コヒーレンスから成る光、広帯域光源、例えば超発光ダイオードが、別個の参照ビームと信号ビームとに分割される。信号ビームは手術ターゲットに送られた画像化ビームであり、そして画像化ビームの戻り光は集められて参照ビームとコヒーレントに再結合されることによって干渉計を形成する。光学列の光軸又は光の伝搬方向に対して垂直に信号ビームを走査することによってｘ−ｙ方向の空間分解能が提供され、一方、深さ分解能は、参照アームの光路長と干渉計の信号アームにおける戻り信号ビームの光路長との間の差を抽出することから得られる。種々異なるＯＣＴ実施形のｘ−ｙスキャナは基本的に同じであるが、光路長を比較してＺ走査情報を得ることは、種々異なる方法で行うことができる。時間領域ＯＣＴとして知られる１実施形の場合、例えば参照アームを連続的に変化させることによって光路長を変える一方、光検出器は再結合ビームの強度の干渉変調を検出する。異なる実施形の場合、参照アームは基本的に静的であり、結合光のスペクトルが干渉に関して分析される。結合ビームのスペクトルのフーリエ変換は、試料内部からの散乱に関する空間情報を提供する。この方法は、スペクトル領域ＯＣＴ法又はフーリエＯＣＴ法として知られている。周波数掃引ＯＣＴ（S. R. Chinn他、Opt. Lett. 22, 1997）として知られる異なる実施形の場合、狭帯域光源が使用され、その周波数はスペクトル範囲にわたって急速に吸引される。参照アームと信号アームとの間の干渉は高速検出器及び動的信号アナライザによって検出される。これを目的として開発された外部共振器型波長可変ダイオード・レーザー、又は周波数同調される周波数領域モードロック（ＦＤＭＬ）レーザー（R. Huber他、Opt. Express, 13, 2005)(S.H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) p.1087-1096, 1997）を、光源としてこれらの例において使用することができる。ＯＣＴシステム内の光源として使用されるフェムト秒レーザーは十分な帯域幅を有することができ、また、信号対ノイズ比が増大するという付加的な利点をもたらすことができる。

本明細書におけるシステム内のＯＣＴ画像化デバイスを使用して、種々の画像化機能を発揮することができる。例えばＯＣＴを使用して、システムの光学的な形態又は圧平板の存在から生じる複素曖昧性を抑制し、ターゲット組織内部の選択された個所のＯＣＴ画像を捕捉することによってターゲット組織内部の手術レーザービームの集束及び走査を制御するための三次元位置決め情報を提供し、又はターゲット組織表面上又は圧平板上の選択個所のＯＣＴ画像を捕捉することにより、ターゲットの位置変化、例えば立位から仰臥位への位置変化とともに発生する配向の変化を制御するための位置決めレジストレーションを提供することができる。ＯＣＴは、ターゲットの一方の位置配向におけるマーク又はマーカーの配置に基づいて行われる位置決めレジストレーション・プロセスによって較正されることができる。このようなマーク又はマーカーは次いで、ターゲットが別の位置配向にあるときにＯＣＴモジュールによって検出されることができる。他の実施形において、ＯＣＴ画像化システムを使用して、眼の内部構造に関する情報を光学的に集めるために偏光されたプローブ光ビームを生成することができる。レーザービーム及びプローブ光ビームは異なる偏光状態で偏光されうる。ＯＣＴは偏光制御メカニズムを含むことができる。偏光制御メカニズムは、プローブ光が眼に向かって移動するときには所定の偏光状態で偏光し且つ眼から離れる方向に移動するときには異なる偏光状態で偏光するように、前記光トモグラフィのために使用されるプローブ光を制御する。偏光制御メカニズムは例えば波長板又はファラデー回転子を含むことができる。

図１０のシステムは、スペクトルＯＣＴ形態として示されており、手術システムと画像化システムとの間のビーム送達モジュールの集束光学素子部分を共有するように構成されることができる。光学素子のための主要な要件は、動作波長、画質、分解能、歪みなどに関連する。レーザー手術システムは、回折限界焦点サイズ、例えば約２〜３マイクロメートルを達成するように設計された高い開口数を有するフェムト秒レーザーシステムであり得る。種々のフェムト秒眼科手術レーザーは、種々の波長、例えば約１．０５マイクロメートルの波長で動作することができる。画像化デバイスの動作波長をレーザー波長に近接するように選択することができるので、光学素子は両波長に対して色補正される。このようなシステムは、ターゲット組織の画像を捕捉するための付加的な画像化デバイスを提供するように、第３の光学チャネル、視覚的観察チャネル、例えば手術用顕微鏡を含むことができる。この第３光学チャネルのための光路が手術レーザービーム及びＯＣＴ画像化デバイスの光と光学素子を共有するならば、共有される光学素子は、第３光学チャネルのための可視スペクトル帯域内、及び手術レーザービーム及びＯＣＴ画像化ビームのためのスペクトル帯域内の色補正を伴うように構成されることができる。

図１１は図９の具体的な設計例を示している。ここでは手術レーザービームを走査するためのスキャナ５１００と、手術レーザービームをコンディショニング（コリメート及び集束）するためのビーム・コンディショナ５２００とは、ＯＣＴのための画像化ビームを制御するためのＯＣＴ画像化モジュール５３００内の光学素子とは別個のものである。手術システムと画像化システムとは、対物レンズ５６００モジュール及び患者インターフェイス３３００を共有している。対物レンズ５６００は手術レーザービーム及び画像化ビームの両方を患者インターフェイス３３００へ導いて集束し、この集束は制御モジュール３１００によって制御される。手術ビーム及び画像化ビームを導くために２つのビーム・スプリッタ５４１０及び５４２０が設けられている。ビーム・スプリッタ５４２０は戻り画像化ビームをＯＣＴ画像化モジュール５３００内に戻すためにも使用される。２つのビーム・スプリッタ５４１０及び５４２０はまた、ターゲット１００１から視覚的観察光学素子ユニット５５００へ光を導くことにより、ターゲット１００１の直接的な観察を可能にするか又はその画像を提供する。ユニット５５００は、手術医がターゲット１００１を観察するためのレンズ画像化システム、又はターゲット１００１の画像又はビデオを捕捉するためのカメラであることが可能である。種々のビーム・スプリッタ、例えば二色性ビーム・スプリッタ、偏光ビーム・スプリッタ、光学グレーティング、ホログラフィックビーム・スプリッタ、又はこれらの組み合わせが使用されることができる。

いくつかの実施態様の場合、光ビーム路の複数の表面からのグレアを低減するために、手術波長及びＯＣＴ波長の両方に対する反射防止膜で光学部品を適切に被覆してよい。さもなければ反射がシステムのスループットを低減し且つＯＣＴ画像化ユニット内で背景光を増大させることにより信号対ノイズ比を低減してしまう。ＯＣＴ内のグレアを低減するための１つの方法は、試料から戻された光を選択的に検出し且つ光学部品から散乱された光を抑制すべく、ターゲット組織に近接して配置されたファラデーアイソレータの波長板によって試料からの戻り光の偏光を回転させ、且つ、ＯＣＴ検出器の前方で偏光板を方向付けることである。

レーザー手術システムにおいて、手術レーザー及びＯＣＴシステムのそれぞれは、ターゲット組織内の同じ手術領域をカバーするためのビーム・スキャナを有することができる。従って、手術レーザービームのためのビーム走査及び画像化ビームのためのビーム走査は、共通のスキャナ・デバイスを共有するように統合されることができる。

図１２は、このようなシステムの例を詳細に示している。このような実施形において、ｘ−ｙスキャナ６４１０及びｚスキャナ６４２０は両サブシステムによって共有される。手術動作及び画像化動作双方のためにシステム動作を制御するように、共通の制御装置６１００が設けられている。ＯＣＴサブシステムは、画像化光を生成するＯＣＴ光源６２００を含んでいる。画像化光はビーム・スプリッタ６２１０によって画像化ビームと参照ビームとに分割される。画像化ビームはビーム・スプリッタ６３１０で手術ビームと結合されることによって、ターゲット１００１に通じる共通の光路に沿って伝搬する。スキャナ６４１０及び６４２０及びビーム・コンディショナ・ユニット６４３０は、ビーム・スプリッタ６３１０の下流側に配置されている。画像ビーム及び手術ビームを対物レンズ５６００及び患者インターフェイス３３００に導くために、ビーム・スプリッタ６４４０が使用される。

ＯＣＴサブシステムにおいて、参照ビームは、ビーム・スプリッタ６２１０を通して光学遅延デバイス６２２０に伝わり、戻りミラー６２３０によって反射される。ターゲット１００１からの戻り画像化ビームはビーム・スプリッタ６３１０に戻される。ビーム・スプリッタ６３１０は、戻り画像化ビームの少なくとも一部をビーム・スプリッタ６２１０に反射させ、この場所で、反射した参照ビームと戻り画像化ビームとはオーバラップして互いに干渉する。干渉を検出してターゲット１００１のＯＣＴ画像を生成するために、スペクトロメータ検出器６２４０が使用される。手術レーザーエンジン２１３０、スキャナ６４１０及び６４２０、及び対物レンズ５６００を制御するためにＯＣＴ画像情報を制御システム６１００に送り、これにより手術レーザービームを制御する。１実施形において、光学遅延を変化させるために光学遅延デバイス６２２０を変更することにより、ターゲット組織１００１内の種々の深さを検出することができる。

ＯＣＴシステムが時間領域システムである場合には、２つのサブシステムは２つの異なるＺスキャナを使用する。なぜならば２つのスキャナは異なる様式で動作するからである。この例において、手術システムのｚスキャナは、手術ビーム路内のビームの光路長を変化させることなしにビーム・コンディショナ・ユニット内の手術ビームの発散を変化させることにより動作する。他方において、時間領域ＯＣＴは、可変の遅延によって又は参照ビーム戻しミラーの位置を動かすことによって、ビーム路を物理的に変化させることによりｚ方向を走査する。較正後、２つのｚスキャナはレーザー制御モジュールによって同期されることができる。２つの移動の間の関係は、制御モジュールが取り扱うことができる線形依存又は多項式依存に単純化されることができ、或いは、較正点がルックアップテーブルを定義することによって適正なスケーリングを提供することもできる。スペクトル／フーリエ領域及び周波数スウェプト・ソースＯＣＴ装置はｚスキャナを有しておらず、参照アームの長さは静的である。コスト削減の他に、２つのシステムの相互較正が比較的容易になる。集束光学素子における画像歪みから生じる差又は２つのシステムのスキャナの差から生じる差を補償する必要はない。なぜならば、これらは共有されているからである。

手術システムの実際的な実施形の場合、集束対物レンズ５６００はベース上にスライド可能又は移動可能に装着されており、対物レンズ５６００は患者の眼に加わる力を制限するようにバランスが取られている。患者インターフェイス３３００は、患者インターフェイス・マウントに取り付けられた圧平レンズを含むことができる。患者インターフェイス・マウントは、装着ユニットに取り付けられている。装着ユニットは集束対物レンズを保持している。この装着ユニットは、患者の避けられない移動が生じた場合に患者インターフェイスとシステムとの間の安定な接続を保証し、且つ患者インターフェイスを眼上により穏やかにドッキングするのを可能にするように設計されている。集束対物レンズのための種々の実施形を用いることができ、その一例が米国特許第５，３３６，２１５号明細書（Hsueh）に記載されている。調節可能な集束対物レンズのこのような存在により、ＯＣＴサブシステムのための光学干渉計の部分として光学プローブ光の光路長を変化させ得る。対物レンズ５６００及び患者インターフェイス３３００の移動は、ＯＣＴの参照ビームと画像化信号ビームとの間の光路長差を、制御できない状態で変化させるおそれがあり、そしてこのことは、ＯＣＴによって検出されるＯＣＴ深さ情報を劣化させることがある。このことは時間領域ＯＣＴシステムにおいてだけではなく、スペクトル／フーリエ領域及び周波数掃引ＯＣＴシステムにおいても発生することになる。

図１３〜１４は、模範的な画像誘導レーザー手術システムであって、調節可能な集束対物レンズに関連する技術的問題に対処するシステムを示している。

図１３におけるシステムは、スライド可能なマウント上の対物レンズ７１００の位置を測定するために、可動集束対物レンズ７１００にカップリングされた位置検知デバイス７１１０を提供し、そしてこの測定位置をＯＣＴシステム内の制御モジュール７２００に連絡する。制御システム６１００は、対物レンズ７１００の位置を制御して動かすことによって、ＯＣＴ動作のための画像化信号ビームによって移動させられた光路長を調節することができ、そしてレンズ７１００の位置は、位置エンコーダ７１１０によって測定されてモニタリングされ、ＯＣＴ制御装置７２００に直接供給される。ＯＣＴシステム内の制御モジュール７２００は、ＯＣＴデータを処理する上で３Ｄ画像を集成するときに、アルゴリズムを適用することにより、患者インターフェイス３３００に対する集束対物レンズ７１００の移動によって引き起こされる、ＯＣＴ内部の干渉計の基準アームと信号アームとの間の差を補償することができる。ＯＣＴ制御モジュール７２００によって計算されたレンズ７１００の位置の適正な変化量は制御装置６１００に送られる。制御装置はレンズ７１００を制御してその位置を変化させる。

図１４は別の模範的なシステムを示しており、ここで、ＯＣＴシステムの干渉計の参照アーム内の戻しミラー６２３０又はＯＣＴシステムの光路長遅延アセンブリ内の少なくとも１つの部分が可動集束対物レンズ７１００に不動に取り付けられているので、信号アーム及び参照アームは、対物レンズ７１００が動くと、同量の光路長変化を被る。このようなものとして、スライド上の対物レンズ７１００の移動は、計算補償を付加的に必要とすることなしに、ＯＣＴの光路長差に対して自動的に補償される。

画像誘導レーザー手術システム、レーザー手術システム、及びＯＣＴシステムのための上記例は、異なる光源を使用する。レーザー手術システムとＯＣＴシステムとをさらにより完全に統合する際には、手術レーザービームのための光源としてのフェムト秒手術レーザーをＯＣＴシステムのための光源として使用することもできる。

図１５が示す例の場合、光モジュール９１００内のフェムト秒パルスレーザーが手術動作のための手術レーザービーム及びＯＣＴ画像化のためのプローブ光ビームの両方を発生させるのに使用される。手術レーザービーム及びＯＣＴのための信号ビームの両方としての第１ビームと、ＯＣＴのための参照ビームとしての第２ビームとにレーザービームを分割するために、ビーム・スプリッタ９３００が設けられている。第１ビームはｘ−ｙスキャナ６４１０及び第２スキャナ（ｚスキャナ）６４２０を通って導かれる。ｘ−ｙスキャナは第１ビームの伝搬方向に対して垂直なｘ及びｙ方向のビームを走査し、そして第２スキャナ（ｚスキャナ）６４２０はターゲット組織１００１での第１ビームの集束を調節するためにビームの発散を変化させる。この第１ビームはターゲット組織１００１で手術動作を実施し、第１ビームの一部は、患者インターフェイスへ戻されて発散され、そしてＯＣＴシステムの光学干渉計の信号アームのための信号ビームとして対物レンズによって収集される。この戻り光は、参照アーム内の戻しミラー６２３０によって反射させられ且つターゲット組織１００１の異なる深さを画像化する際に信号ビームと参照ビームとの間の光路差を制御すべく時間領域ＯＣＴのための調節可能な光学遅延エレメント６２２０によって遅延させられた第２ビームに結合される。制御システム９２００はシステム動作を制御する。

角膜において手術を実施すると、良好な手術性能を達成するためには数百フェムト秒のパルス継続時間であれば十分ではあるが、十分な深さ分解能のＯＣＴを実現するためには、より短いパルス、例えば数１０フェムト秒未満のより短いパルスによって生成されるより広いスペクトル帯域幅が必要となる。これと関連して、ＯＣＴ装置の設計はフェムト秒手術レーザーからのパルスの持続時間を規定する。

図１６に示された別の画像化誘導システムは、単一パルスレーザー９１００を使用して、手術用光及び画像化光を生成する。フェムト秒パルスレーザーの出力光路内に非線形スペクトル拡幅媒体９４００を配置することによって、光学的非線形プロセス、例えば白色光の生成又はスペクトルの拡幅を利用して、手術において通常用いられる数百フェムト秒の比較的長いパルスのレーザー源からのパルスのスペクトル帯域幅を広げる。媒体９４００は例えば光ファイバ材料である。２つのシステムの光強度要件は異なるものであり、そして２つのシステムにおけるこのような要件を満たすように、ビーム強度を調節するためのメカニズムを実現することができる。例えば、２つのシステムの光路内に、ビームステアリングミラー、ビームシャッタ、又は減衰器を設けることにより、過剰な光強度から患者及び高感度機器を保護するためにＯＣＴ画像取得時又は手術実施時にビームの存在及び強度を適切に制御することができる。

作業において、図８〜１６の上記例は、画像誘導レーザー手術を行うために使用されることができる。

図１７は、画像誘導レーザー手術システムを使用することによりレーザー手術を実施する方法の一例を示している。この方法は、ターゲット組織と係合して手術時にターゲット組織を所定の位置に保持すべく、システムにおいて患者インターフェイスを使用し、そしてシステムにおけるレーザーからのレーザーパルスの手術レーザービームとシステムにおけるＯＣＴモジュールからの光学プローブビームとを患者インターフェイスへ且つターゲット組織内に同時に導く。手術レーザービームはターゲット組織においてレーザー手術を実施すべく制御され、ＯＣＴモジュールは、ターゲット組織から戻された光学プローブビームの光からターゲット組織内部のＯＣＴ画像を得るべく動作させられる。手術前又は手術中にターゲット組織における手術レーザービームの集束及び走査を調節すべく、得られたＯＣＴ画像における位置情報が手術レーザービームの集束及び走査において適用される。

本明細書は、多くの詳細を含んでいるが、これらは、如何なる特許請求の範囲又は特許請求可能な範囲を制限するものではなく、特定の実施の形態の特定の特徴の記述として解釈される。本明細書において、別個の実施の形態の文脈で開示した幾つかの特徴を組み合わせて、単一の実施の形態として実施してもよい。逆に、単一の実施の形態の文脈で開示した様々な特徴は、複数の実施の形態として別個に実施されてもよく、適切な如何なる部分的組合せとして実施されてもよい。さらに、幾つかの特徴を、ある組合せで機能するものとして上述しているが、初期的には、そのように特許請求している場合であっても、特許請求された組合せからの１つ以上の特徴は場合によっては組合せから除外されることができ、特許請求された組合せは部分的組合せ又は部分的な組合せの変形に変更されてもよい。

眼の画像化及びその応用のための技術及びシステムの数多くの実施形が開示されている。記載の実施形及びその他の実施形は、記載されたものに基づいて変更及び改善を加えることができる。

Claims (45)

1. 眼を画像化する方法であって、
   スペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムに対して、第１構造及び第２構造を有する眼を位置決めするステップと、
   前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで前記眼を画像化するステップであって、
   前記第１眼構造の直接画像又は鏡像の一方を選択して、前記第１眼構造の選択画像に対応する第１画像部分を生成するステップと、
   前記第２眼構造の直接画像又は鏡像の一方を選択して、前記第２眼構造の選択画像に対応する第２画像部分を生成するステップと、
   前記第１構造及び第２構造の非選択画像を抑制するステップと
   によって、前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで前記眼を画像化するステップと
   を含む、眼を画像化する方法。
2. 前記非選択画像を抑制するステップが、
   生成された非選択画像の表示を防止するステップと、
   前記非選択画像を表示することなしに該非選択画像を生成するステップと、
   前記非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施するステップと、
   上記ステップの組み合わせと
   のうちの少なくとも１つを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記第１画像部分及び第２画像部分を生成するステップが、
   前記第１画像部分又は前記第２画像部分のうちの少なくとも一方が鏡像である場合、前記第１構造及び第２構造の生物学的代表画像を生成するために、前記第１画像部分又は第２画像部分のうちの一方において変換を行うことを含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記眼を画像化するステップが、
   前記第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像が互いから区別されうるように、対応する画像深さにおいて前記第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を生成すべく、前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを調節するステップを含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を区別するステップが、
   前記画像の空間分離を認識するステップと、
   パターン認識アプローチを適用するステップと、
   前記画像の信号特性を区別するステップと、
   前記眼に関する既存の知識を活用するステップと、
   診断に基づく前記眼に関する知識を活用するステップと、
   上記ステップの組み合わせと
   のうちの少なくとも１つを含む、請求項４に記載の方法。
6. 前記参照深さを調節するステップと前記第１眼構造及び第２眼構造の直接画像及び鏡像を区別するステップとが反復して行われる、請求項４に記載の方法。
7. 前記第１構造が前記眼の水晶体の前嚢層であり、
   前記第２構造が前記眼の水晶体の後嚢層である、請求項４に記載の方法。
8. 前記眼を画像化するステップは、
   前記第１画像部分、前記第２画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、
   前記角膜の直接画像−前記前嚢層の直接画像−前記後嚢層の鏡像と、
   前記角膜の直接画像−前記後嚢層の鏡像−前記前嚢層の直接画像と、
   前記後嚢層の鏡像−前記角膜の直接画像−前記前嚢層の直接画像と
   のうちの１つであるように、前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを調節するステップを含む、請求項７に記載の方法。
9. 前記参照深さを調節するステップが、
   前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照ミラーの位置を調節するステップと、
   前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの遅延要素をチューニングするステップと、
   上記ステップの組み合わせと
   のうちの１つを含む、請求項４に記載の方法。
10. 前記眼を画像化するステップがホモダイン画像化を含む、請求項４に記載の方法。
11. 前記眼を画像化するステップが、結果として前記第１構造及び第２構造が画像化範囲内に配置されるようにするために、前記参照深さの周りの画像化範囲を調節することを含む、請求項４に記載の方法。
12. 前記画像化範囲を調節するステップが前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの中心波長又は波長分解能のうちの少なくとも一方を調節することを含む、請求項１１に記載の方法。
13. 前記調節するステップが前記画像化範囲を０〜１５ｍｍの範囲内に調節することを含む、請求項１１に記載の方法。
14. 前記調節するステップが前記画像化範囲を５〜１５ｍｍの範囲内に調節することを含む、請求項１１に記載の方法。
15. 前記眼を画像化するステップが、結果として前記画像化範囲がレイリー範囲の４倍未満となるように、焦点深度の周りのレイリー範囲を調節することを含む、請求項１１に記載の方法。
16. 前記参照深さを調節するステップが該参照深さを２〜１５ｍｍの範囲内に調節することを含む、請求項４に記載の方法。
17. 前記眼を位置決めするステップが、
    前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムのインターフェイスに前記眼をドッキングさせるステップと、
    前記眼を固定化するステップと、
    前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムに対する前記眼の動作範囲を最小化するステップと、
    上記ステップの組み合わせと
    のうちの少なくとも１つを含む、請求項１に記載の方法。
18. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムがスペクトロメータ・ベース型ＯＣＴ（ＳＢ−ＯＣＴ）画像化システム及びスウェプト・ソース型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）画像化システムのうちの一方である、請求項１に記載の方法。
19. 前記眼を画像化するステップが、
    単一のｚ走査を形成するステップと、
    平面状のｚ走査を形成するステップと、
    走査線に沿ってｚ走査を形成するステップと、
    ラスターパターンでｚ走査を形成するステップと、
    上記ステップの組み合わせと
    のうちの少なくとも１つを含む、請求項１に記載の方法。
20. スペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムを含む、眼を画像化する画像化システムであって：
    前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムが、
    第１構造及び第２構造を有する前記眼を該ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムに対して位置決めし、
    前記第１構造の直接画像及び鏡像から選択された第１画像部分を生成し、
    前記第２構造の直接画像及び鏡像から選択された第２画像部分を生成し、且つ
    前記第１構造及び第２構造の非選択画像を抑制する、眼を画像化する画像化システム。
21. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムが、
    画像化光を出力する画像化光源と、
    前記画像化光を画像化ビームと参照ビームとに分割し且つ戻り画像化光部分と戻り参照光部分とを統一して干渉光にする、１つ以上のビーム・スプリッタと、
    参照距離に対して比例する時間差で、前記参照光部分を戻す参照デバイスと、
    前記干渉光を受容して前記眼のＳＤ−ＯＣＴ画像を生成する干渉アナライザと
    を含む、請求項２０に記載の画像化システム。
22. 前記ＳＤ−ＯＣＴがスペクトロメータ・ベース型ＯＣＴ（ＳＢ−ＯＣＴ）又はスウェプト・ソース型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）のうちの一方である、請求項２１に記載の画像化システム。
23. 前記参照デバイスが、前記戻り参照光部分が前記戻り画像化光部分に対して先行又は遅延させられるように構成されている、請求項２１に記載の画像化システム。
24. 前記参照ミラーの参照距離が前記眼における参照深さに関連付けられ、
    前記干渉アナライザが前記参照深さにおいて最大画像化感度を有している、請求項２１に記載の画像化システム。
25. 前記第１構造が前記眼の水晶体の前嚢層であり、
    前記第２構造が前記眼の水晶体の後嚢層であり、
    前記参照距離は、
    前記第１画像部分、前記第２画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、
    前記後嚢層の鏡像−前記前嚢層の直接画像−前記角膜の直接画像と、
    前記前嚢層の直接画像−前記後嚢層の鏡像−前記角膜の直接画像と、
    前記前嚢層の直接画像−前記角膜の直接画像−前記後嚢層の鏡像と
    のうちの１つであるように、前記参照深さを設定するために調節可能である、請求項２４に記載の画像化システム。
26. 前記第１構造が前記眼の水晶体の前嚢層であり、
    前記第２構造が前記眼の水晶体の後嚢層であり、
    前記参照距離は、
    前記第１画像部分、前記第２画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、
    前記後嚢層の直接画像−前記前嚢層の鏡像−前記角膜の鏡像と、
    前記前嚢層の鏡像−前記後嚢層の直接画像−前記角膜の鏡像と、
    前記前嚢層の鏡像−前記角膜の鏡像−前記後嚢層の直接画像と
    のうちの１つであるように、前記参照深さを設定するために調節可能である、請求項２４に記載の画像化システム。
27. 前記参照距離が、前記参照深さを２〜１５ｍｍの範囲内に制御するように調節可能である、請求項２４に記載の画像化システム。
28. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムが、前記参照深さの周りの画像化範囲を０ｍｍ〜１５ｍｍと５ｍｍ〜１５ｍｍとのうちの一方の範囲内に制御する、請求項２４に記載の画像化システム。
29. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムが、
    生成された非選択画像の表示を防止する機能と、
    前記非選択画像を表示することなしに該非選択画像を生成する機能と、
    前記非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施する機能と、
    上記機能の組み合わせと
    のうちの少なくとも１つによって前記非選択画像を抑制する、請求項２０に記載の画像化システム。
30. 物体を画像化する方法であって、
    スペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムに対して、低コントラスト媒体中に高コントラスト構造を含む前記物体を位置決めするステップと、
    前記高コントラスト構造の直接画像及び鏡像の一方に対応して、前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムで前記高コントラスト構造の画像を生成するステップと、
    前記高コントラスト構造の非選択画像を抑制するステップと
    を含む、物体を画像化する方法。
31. 前記高コントラスト構造の画像を生成するステップは、前記高コントラスト構造の画像が第１構造の第１画像から区別可能であるように、所定の画像深さにおいて前記高コントラスト構造の画像を生成すべく、前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを調節するステップを含む、請求項３０に記載の方法。
32. 前記参照深さを調節するステップが、
    前記高コントラスト構造の画像の前記第１画像からの空間分離を認識するステップと、
    パターン認識アプローチを適用するステップと、
    前記高コントラスト構造の画像及び前記第１画像の信号特性を区別するステップと、
    前記物体に関する既存の知識を活用するステップと、
    診断に基づく前記物体に関する知識を活用するステップと
    のうちの少なくとも１つによって、前記高コントラスト構造の画像を前記第１画像から区別することを含む、請求項３１に記載の方法。
33. 前記高コントラスト構造の画像を生成するステップがホモダイン画像化を含む、請求項３０に記載の方法。
34. 前記高コントラスト構造の画像を生成するステップが
    前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの参照深さを設定するステップと、
    結果として画像化範囲が前記高コントラスト構造に及ぶように、前記参照深さの周りの画像化範囲を調節するステップと
    を含む、請求項３０に記載の方法。
35. 前記画像化範囲を調節するステップは、結果として前記画像化範囲が前記高コントラスト構造に及ぶように、前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの中心波長及び波長分解能のうちの少なくとも一方を調節することを含む、請求項３４に記載の方法。
36. 前記画像化範囲を調節するステップが前記画像化範囲を０ｍｍ〜１５ｍｍと５ｍｍ〜１５ｍｍとのうちの一方の範囲内に調節することを含む、請求項３４に記載の方法。
37. 前記画像化範囲を調節するステップが前記参照深さを２ｍｍ〜１５ｍｍの範囲内に調節することを含む、請求項３４に記載の方法。
38. 前記画像化範囲を調節するステップが、
    前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの焦点深度を調節することと、
    結果として前記画像化範囲がレイリー範囲の４倍未満となるように、前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの焦点深度の周りのレイリー範囲を調節することと
    を含む、請求項３４に記載の方法。
39. 手術レーザーシステムであって、
    手術レーザー送達システムと、
    前記手術レーザー送達システムにカップリングされたスペクトル領域光コヒーレンス・トモグラフィ（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムと
    を含み、
    前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムが、
    低コントラスト媒体中に高コントラスト構造を有する物体を画像化し、
    前記高コントラスト構造の直接画像及び鏡像の一方に対応する前記高コントラスト構造の画像を生成し、且つ
    前記高コントラスト構造の非選択画像を抑制する、手術レーザーシステム。
40. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムが、
    画像化光を出力する画像化光源と、
    前記画像化光を画像化ビームと参照ビームとに分割し且つ戻り画像化ビーム部分と戻り参照ビーム部分とを統一して干渉ビームにする、１つ以上のビーム・スプリッタと、
    参照距離に位置決めされた参照ミラーであって、前記参照ビーム部分を戻す参照ミラーと、
    前記干渉ビームを受容して前記眼のＳＤ−ＯＣＴ画像を生成する干渉アナライザと
    を含む、請求項３９に記載の手術レーザーシステム。
41. 前記ＳＤ−ＯＣＴがスペクトロメータ・ベース型ＯＣＴ（ＳＢ−ＯＣＴ）及びスウェプト・ソース型ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）のうちの一方である、請求項４０に記載の画像化システム。
42. 前記参照ミラーの参照距離が前記眼における参照深さに関連付けられ、
    前記干渉アナライザが前記参照深さにおいて最大画像化感度を有している、請求項４０に記載の画像化システム。
43. 前記参照距離が、前記参照深さを２〜１５ｍｍの範囲内に制御するように調節可能である、請求項４２に記載の画像化システム。
44. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムが、前記参照深さの周りの画像化範囲を０ｍｍ〜１５ｍｍと５ｍｍ〜１５ｍｍとのうちの一方の範囲内に制御するように構成されている、請求項４２に記載の画像化システム。
45. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムが、
    生成された非選択画像の表示を防止するステップと、
    前記非選択画像を表示することなしに該非選択画像を生成するステップと、
    前記非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施するステップと
    のうちの少なくとも１つによって前記非選択画像を抑制する、請求項３９に記載の画像化システム。

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