JP2015505710A - 白内障手術の術中光学コヒーレンス断層画像化 - Google Patents

Abstract

白内障手術システムは、第１の１組のレーザパルスを生成するレーザ源と、前記第１の１組のレーザパルスを眼内の白内障標的領域へ誘導する誘導光学素子と、レーザコントローラであって、標的走査パターンの電子表示を生成することと、前記誘導光学素子を制御して、前記第１の１組のレーザパルスを前記標的走査パターンの一部に従って走査して、第１の光破壊領域を前記白内障標的領域内に生成することとを行う、レーザコントローラと、前記第１の光破壊領域の一部の画像を生成するスペクトル領域光学コヒーレンス断層（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムとを含む。レーザコントローラは、前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムによって生成された画像に関連して変更された走査パターンの電子表示を生成し、前記誘導光学素子を制御して、第２の１組のレーザパルスを前記変更された走査パターンに従って走査することができる。

Description

関連出願への相互参照
本出願は、３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９下における米国特許出願シリアル番号第１３／３２９，５２９号（出願日：２０１１年１２月１９日）に対する優先権を主張する。同文献の内容全体を参考のため援用する。

本特許文書は、白内障手術時における光学コヒーレンス断層画像化システムの適用に関する。より詳細には、本特許文書は、白内障手術の術中スペクトル領域光学コヒーレンス断層画像化に関する。

白内障手術において、革命が発生している。白内障手術の多数の局面の精度および速度は、ここ数年間において飛躍的に向上している。フェムト秒レーザパルスを用いたパルス手術レーザシステムは、切断機能の制御を極めて高精度に行うことができる。高度な光学システムにより、レーザパルスの配置および標的化の制御は、かつてないほど向上している。また、画像化システムにより、外科医による白内障手術の計画および実行を支援するための高品質画像が得られる。しかし、それでも、特に画像化分野において、白内障手術システムの向上の余地がある。

実質的な向上が可能でありかつ求められている領域は、白内障外科医のための実用的な画像化情報をより広く提供することである。今日のシステムのうち最も高度なシステムを挙げると、光学コヒーレンス断層（ＯＣＴ）画像化システムがある。白内障手術の前、これらのシステムは、角膜、前房および水晶体を含む眼の前部の詳細な曲線または断面基準画像を生成および表示することができる。外科医は、光破壊または光処理が施されるべき多様な切断部および領域の特徴点または終点を入力するためにマークを表示された基準画像上に配置することにより、手術を計画することができる。レーザコントローラのインタラクティブインターフェースは、これらのマークを感知し、これらのマークを電子制御信号へ変換して、手術レーザビームを誘導して、対応する切断部を形成する。

本発明を定義すると、手術レーザシステムを用いた白内障手術は、以下のステップを含み得る。（１）第１に、光破壊パターンに従って手術レーザビームを走査することにより、水晶体を水晶体嚢内において光破壊させることができる。白内障の硬度、破壊パターン、破壊レベルおよび所望の手術結果に応じて、このプロセスをチョップ、フラグメンテーションまたは溶解と呼ぶ場合がある。（２）第２に、円形嚢切開、前嚢切開または連続する曲線嚢切開により、嚢蓋（capsular lid）または嚢キャップ（capsular cap）を水晶体嚢または前嚢層中に切開することができる。嚢蓋または嚢キャップは、この蓋またはキャップを除去したとき、水晶体嚢中に穴が開口されるように形成され、この穴を通じて、外科医は、光破壊した水晶体を水晶体嚢から摘出または吸引することができる。（３）アクセス用切開部を、眼の強膜、縁または周辺角膜領域に隣接して形成することができる。このアクセス用切開部を通じて、手術デバイス（例えば、鉗子または超音波チップ）を眼中に挿入することができる。（４）次に、挿入された手術デバイスのうちの１つにより嚢蓋または嚢キャップを除去して、上記した嚢開口部を形成することができる。（５）往々にして、手術レーザでは、水晶体を完全に破壊できない場合がある。そのような場合、超音波チップを水晶体嚢に挿入して、超音波およびチョッピングを付加することにより、水晶体破壊を完了させることができる。（６）その後、水晶体のフラグメントを嚢開口部を通じて除去または吸引することができる。（７）最後に、眼内レンズ（ＩＯＬ）を挿入して、眼内の視覚を回復させることができる。ステップ（１）および（２）の順序は、手術によっては逆転する場合がある。

さらなる切断（例えば、角膜輪部減張切開または角膜の弧状切開）ならびに多様なさらなるアクセス用切断部を形成することにより、白内障手術を補完することができる。

しかし、今日の画像化システムの場合、手術レーザビームによる光破壊が計画切断部から開始した後は、白内障外科医のための実用的な情報またはフィードバックを提供するさらなる画像は生成されない。その主な原因として、現在の手術システムの場合、白内障手術は比較的短時間で行われる得る（例えば、嚢切開において１０〜２０秒または水晶体光破壊において３０〜４０秒）。既存の画像化システムの場合、短時間の手術時間では、光破壊領域を充分な分解能で画像化することはできない。また、実用的なフィードバックの提供のための光破壊領域の画像の分析または進行中の手術の積極的変更を行える可能性も低い。このような機能を可能にするためには、より速い画像化性能およびさらなるまたは異なる電子および画像化システムが必要である。

短い手術時間において罹患領域の画像化および分析を行うことは困難であるものの、このような画像化または分析に基づいたフィードバックがあれば、手術精度の向上および予期せぬ手術合併症の管理の双方の点において、極めて望ましい。例えば、嚢切開において、円形切断線の一部において水晶体嚢全体を切断できない場合がある。その場合、円形蓋またはキャップが、これらの「タグ」において嚢の残り部分に付着したままとなる。その後外科医が鉗子で円形蓋を除去しようとした場合、水晶体嚢がタグにおいて破れる場合があり、その結果、ギザギザの縁部または実質的な破断に繋がる。外科医がそのときに嚢切開が不完全であることを示す画像を得ることができていれば、外科医は、部分的に外れていない蓋部の除去を開始することではなく、嚢切開円をレーザで再度走査してタグを切断することを選択することができた。

他の場合、水晶体の光破壊が行われる際、走査手術レーザが後嚢層に近づき過ぎた結果、後嚢層を穿刺する場合がある。このような穿刺が発生した場合、複雑な硝子体茎切除手術を緊急に行う必要が発生し得、その結果、白内障手術全体の危険性が実質的に増す。また、外科医が画像化フィードバックをタイムリーに得ることができていれば、当該外科医は、後嚢層から離隔方向において手術レーザビームを誘導できるように走査パターンを変更することができ、その結果、硝子体茎切除術を回避できていた。

さらに他の場合において、手術レーザシステムが誤較正される場合がある。すなわち、レーザコントローラがレーザパルスの位置の計算を誤ることが、多数の理由に起因して発生し得る場合がある（例えば、光学収差、レーザの製作公差問題、水晶体の屈折特性の特徴付けの誤り、動作前の誤診断、眼の移動または形状変化、およびコンポーネントの熱クリープ）。一例において、外科医が手術切断部を形成するために例えば後嚢層から１００ミクロンの位置において基準画像上にマークを配置したのに、誤較正に起因して誘導光学素子が手術レーザパルスを後嚢層から５０ミクロンしか離れていない位置に方向付ける場合があり得、その結果、リスクが増し、白内障手術の精度および安全が低下する。上記したように、手術の進捗画像を外科医が得ていれば、当該外科医は、後嚢層からわずか５０ミクロンのところで光破壊を危険に行う前に、誤較正を発見することができる。

さらに別の例において、前房および後房間の圧力差または光学ビーム経路に沿って水晶体後方に配置された硝子体液に起因して水晶体全体が光軸に沿って移動した結果、誤較正が発生し得る。圧力変化は、基準画像の取得後において多数の理由に起因して発生し得る（例えば、患者インターフェースから発生する圧力）。また、眼は動的なシステムであるため、患者インターフェースが眼へドックされた後に一定期間（例えば、数秒または数十秒）にわたって内圧が外圧と釣り合う際、前房および後房中の内圧が経時的に変化し得る。

さらに別の例において、調節に起因して水晶体曲率が変化した場合、誤較正が発生し得る。調節は、手術前および手術時において患者に起因して発生する。そのため、外科医は典型的には、薬剤を投与して調節を阻止するまたは抑制する（実際は、瞳孔を広げる）。しかし、これらの薬剤は、患者によって効果が異なり、また、時間軸によっても効果が異なる。同様に、上記したような最後の２つの例において、手術時において外科医が最新画像をタイムリーに得ることができていれば、当該外科医は、誤較正を認識し、予防策または修正策をとることができていた。

上記および他の多数の可能な手術合併症の一般的特徴として、標的組織の光破壊が開始した後でしか検出することができない点がある。しかし、上述したように、１０秒、２０秒、４０秒または６０秒の手術時間よりも短い画像化時間で画像形成を行うことは、特に実用的な画像化情報の提供のために高分解能画像が必要な場合、今日の画像化システムにとって大きな挑戦であり得る。また、既存のシステムにとって、フィードバックまたは修正策の提案を表示するかまたは手術光破壊レーザビームの走査を動的に変更するために画像分析も行うことは、極めて困難である。

本特許文書において、高度な画像化システムを用いた白内障手術システムの実施形態が記載される。これらの高度な画像化システムは、手術レーザビームによって光破壊した領域の画像化を行い、また、いくつかの実行様態において、典型的な手術時間よりも短い画像化時間でこの光破壊領域の分析を行うように、構成される。よって、これらの実施形態により、白内障手術を外科医または手術システムそのものによってリアルタイムで修正することが可能になり、その結果、今日の白内障手術の有効性および安全性の定性的向上が約束される。

詳細には、実施形態において、白内障手術システムは、第１の１組のレーザパルスを生成するように構成されたレーザ源と、レーザ源へ接続された誘導光学素子であって、誘導光学素子は、第１の１組のレーザパルスを眼内の白内障標的領域へ誘導するように構成される、誘導光学素子と、レーザコントローラであって、標的走査パターンの電子表示を生成することと、誘導光学素子を制御して、標的走査パターンの一部に従って第１の１組のレーザパルスを走査して、第１の光破壊領域を白内障標的領域内に生成することとを行うように構成されたレーザコントローラと、第１の光破壊領域の一部の画像を生成するように構成されたスペクトル領域光学コヒーレンス断層（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムとを含む。レーザコントローラは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムによって生成された画像に関連して変更された走査パターンの電子表示を生成することと、誘導光学素子を制御して、変更された走査パターンに従って第２の１組のレーザパルスを走査して第２の光破壊領域を生成することとを行うように構成される。いくつかの実施形態において、画像化システムは、掃引光源光学コヒーレンス断層（ＳＳ−ＯＣＴ）画像化システムであり得る。

いくつかの実施形態において、白内障手術システムは、手術レーザシステムと、レーザコントローラと、スペクトル領域光学コヒーレンス断層（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムとを含み得る。この手術レーザシステムは、手術レーザビームを生成することと、生成された手術レーザビームを白内障標的領域内に誘導することとを行うように構成される。レーザコントローラは、手術レーザビームを白内障標的領域内において走査して光破壊領域を生成するように、構成される。スペクトル領域光学コヒーレンス断層（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムは、手術レーザビームの走査開始後に、手術時間においてシステムオペレータのために光破壊領域の画像を生成することを行うように、構成される。レーザコントローラは、生成された画像に応答したシステムオペレータからの停止制御信号に応答して、手術レーザビームの走査を停止または一時停止させるように、構成される。

いくつかの実施形態において、眼科手術方法は、眼の水晶体のために標的走査パターンの電子表示をレーザコントローラによって生成することと、眼の水晶体内において標的走査パターンに従ってレーザビームを手術レーザシステムによって生成および走査することと、水晶体内に切開部を生成することと、レーザビームの走査開始後に眼の一部および切開部の画像をスペクトル領域光学コヒーレンス断層画像化システムによって生成することと、変更された走査パターンの電子表示を生成された画像に関連してレーザコントローラによって生成することと、眼の水晶体内において変更された走査パターンに従ってレーザビームを手術レーザシステムによって生成および走査して、変更された切開部を生成することととを含み得る。

いくつかの実施形態において、白内障手術の方法は、眼の水晶体内におけるレーザビームの走査をレーザコントローラによって制御することと、水晶体の一部の画像をスペクトル領域光学コヒーレンス断層画像化システムによって少なくとも５フレーム／秒の速度で生成することと、生成された画像の分析に応じて、レーザビームの走査をレーザコントローラにより変更することとを含み得る。

白内障レーザ手術システムの実施形態を示す。 水晶体標的領域内における、画像化支援による光破壊を示す。 白内障レーザ手術システムの実施形態を示す。 白内障レーザ手術システムの実施形態を示す。 第１の光破壊領域および変更された第２の光破壊領域の形成を示す。 第１の光破壊領域および変更された第２の光破壊領域の形成を示す。 第１の光破壊領域および変更された第２の光破壊領域の形成を示す。 手術副産物の検出後の走査パターンの変更を示す。 手術副産物の検出後の走査パターンの変更を示す。 手術副産物の検出後の走査パターンの変更を示す。 手術副産物の検出後の走査パターンの変更を示す。 手術副産物の検出後の走査パターンの変更を示す。 手術副産物の検出後の走査パターンの変更を示す。 手術副産物の検出後の走査パターンの変更を示す。 水晶体嚢の拡張後の嚢切開走査パターンの変更を示す。 水晶体嚢の拡張後の嚢切開走査パターンの変更を示す。 不十分な嚢切開の再走査を示す。 不十分な嚢切開の再走査を示す。 不十分な嚢切開の再走査を示す。 不十分な嚢切開の再走査を示す。 スペクトル領域光学コヒーレンス断層画像化システムの実施形態を示す。 専用入力／出力ボードを用いたスペクトル領域光学コヒーレンス断層画像化システムの実施形態を示す。 専用入力／出力ボードを示す。 掃引光源光学コヒーレンス断層画像化システムの実施形態を示す。 画像化支援による白内障手術方法を示す。 画像化支援による白内障手術方法を示す。

本特許文書における実行様態および実施形態において記載される白内障手術システムは、画像化フィードバックをタイムリーに生成する。この画像化フィードバックにより、外科医が支援されるかまたはフィードバックに基づいて手術が調節され、あるいは、このような調節がシステムそのものによって決定および実行される。

図１Ａに示す白内障手術システム１００は、レーザ源１１０を含む。レーザ源１１０は、第１の１組のレーザパルスのレーザビームを生成する。これらのレーザパルスの持続時間またはパルス長さは、１〜１，０００フェムト秒または１〜１，０００ピコ秒の範囲である。レーザビームのエネルギーおよび出力は、選択された標的領域内における良好に制御された光破壊を（他の眼科組織（例えば、光受容網膜）の損傷を招くことなく）効率的に達成できるように、選択され得る。白内障手術システム１００は、誘導光学素子１２０も含み得る。誘導光学素子１２０は、第１の１組のレーザパルスを角膜３および前房４を通じて眼１の水晶体５へ誘導するように、レーザ源１１０へ接続される。水晶体５は、嚢層または水晶体嚢６によって被覆される。誘導光学素子１２０は、対物素子１２２およびドッキングユニットまたは患者インターフェース（ＰＩ）１２４を通じてレーザビームを白内障標的領域内に誘導するように、構成され得る。ドッキングユニットまたは患者インターフェース（ＰＩ）１２４を眼１上にドックして、真空吸引の付加により眼を白内障手術システム１００に固定することができる。いくつかの実施形態において、対物素子１２２と、眼１との間は直接接続または固定接続されていない場合がある。これらの実施形態において、眼トラッカーを用いて、画像化プロセスを例えば眼のあり得る動きと相関付けることもできる。

白内障標的領域は、眼１の前部内に配置され得る。眼１は、角膜３、前房４、水晶体５および眼１の水晶体嚢６を含む。白内障標的領域は、嚢切開の実行時において、例えば、水晶体５の前嚢層または水晶体嚢内の円、円筒または傾斜円筒であり得る。白内障標的領域は、高い体積分率の水晶体５であってもよく、これにより、水晶体５または少なくともその核の光破壊、チョップまたは溶解が達成される。白内障標的領域は、角膜３内に設けられ得る（例えば、白内障手術デバイスの挿入用ポートを生成するためのアクセス用切開部）。より包括的な白内障手術（例えば、屈折白内障手術）において、さらなる角膜縁弛緩用の切断部または切開（ＬＲＩ）または弧状切開を形成してもよい。

嚢切開の直径は、３〜６ｍｍの範囲であり得、２〜４ｍｍ範囲のｚ深さにおいて保存された水晶体嚢内に挿入されるべき眼内レンズ（すなわちＩＯＬ）の設計によって決定される。ｚ深さは、白内障手術システム１００の光軸に沿って、角膜３とＰＩ１２４との接触面をｚ深さに対するゼロ基準レベルとして用いて測定される。水晶体光破壊の標的領域は、２〜４ｍｍのｚ深さ〜７〜１０ｍｍのｚ深さにわたって延び得、直径は４〜８ｍｍであり得る。最後に、角膜ＬＲＩ、弓状およびアクセス切断部を０〜２ｍｍのｚ深さにおいて６〜１４ｍｍの大直径において形成することにより、視野への直接的影響を最小化または実質的に回避することができる。これらの数値範囲は、白内障手術の危険性が、単なる角膜手術（例えば、ＬＡＳＩＫ）または網膜手術よりも実質的に高いことを示す。角膜／ＬＡＳＩＫ手術および網膜手術のいずれも、ずっと狭いｚ深さ範囲において行われ、手術体積も、白内障手術の場合よりもずっと少量である。角膜手術は典型的には、０．１〜０．５ｍｍのｚ深さ範囲に限定されることが多い。なぜならば、角膜の厚さが１ｍｍを超えることは稀であり、また、前房を無傷で保持するために、光破壊は典型的には角膜全体を切断しないことが多いからである。角膜切断部の典型的な直径は、２〜３ｍｍ範囲であり得る。網膜手術は眼１の後部において深いｚ深さにおいて行われるが、切断部が形成されるｚ深さの範囲は典型的には、対象網膜層の全体的厚さである２ｍｍ未満である。

これとは対照的に、白内障手術の場合、上記した白内障標的領域のうちほとんどまたは全てにおいて、角膜３および水晶体５双方における光破壊を伴うことが多い。そのため、白内障手術の場合、ｚ深さ範囲における切断部は４ｍｍ以上、場合によっては６ｍｍ以上になり得る。これらの白内障ｚ深さ範囲は、上記した角膜または網膜手術のｚ深さ範囲よりも実質的に大きい。さらに、白内障関連切断部の直径は、角膜切断部の直径を実質的に超える。そのため、白内障用切断部を形成する場合、ＬＡＳＩＫシステムの設計のための角膜切断部の形成または網膜手術システムの設計のための網膜切断部の形成の場合よりも、画像化システムを含む白内障手術システムの設計の場合のほうが実質的に困難性が高まる。

白内障手術システム１００は、レーザコントローラ１３０も含み得る。レーザコントローラ１３０は、標的走査パターンの電子表示を生成することと、誘導光学素子１２０を制御して、第１の１組のレーザパルスを標的走査パターンの一部に従って走査して、第１の光破壊領域を白内障標的領域内に生成することとを行う。

上述したように、白内障標的領域は、前嚢層の近隣にあり得、標的走査パターンは、円形嚢切開、前嚢切開または曲線嚢切開のための水晶体５の前嚢層内の円または円筒上の１組の標的点であり得る。

あるいは、白内障標的領域は、水晶体５の一部であり得、標的走査パターンは、ラジアルチョップ面、円筒、螺旋パターンまたはメッシュパターン上の１組の標的点であり得、水晶体５そのものの光破壊を誘発させる。標的走査パターンの点は、例えばそのラジアルまたは（ｘ、ｙ、ｚ）座標によって規定され得る。これらの座標は、レーザコントローラ１３０の対応するメモリ内に保存された実行ファイルに基づいて、プロセッサ内において電子的に表現され得る。

白内障手術システムは、スペクトル領域光学コヒーレンス断層（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システム２００も含み得る。スペクトル領域光学コヒーレンス断層（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システム２００は、手術レーザビームの走査によって生成された第１の光破壊領域の一部の画像を生成する。ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、眼１中へ誘導されるべき誘導光学素子１２０中へ画像化ビームを連結することと、誘導光学素子１２０から返送された画像化ビームを受信することとを行うように、構成される。ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、以下に詳述するように、手術時において第１の光破壊領域の画像（単数または複数）を生成することと、外科医またはレーザコントローラ１３０のためにタイムリーなまたは実用的なフィードバックを提供することとを行うように、構成され得る。

図１Ｂは、白内障手術システム１００の動作を示す。この例において、レーザコントローラ１３０は、後嚢層の近隣の円弧である白内障標的領域中の標的走査パターン３０２の電子表示生成することができる。誘導光学素子１２０は、レーザ源１１０によって生成された手術レーザビーム３０４の第１の１組のレーザパルスを標的走査パターン３０２の点を通じて集束および走査することができ、これにより、第１の光破壊領域３０６が生成される。この例において、第１の光破壊領域３０６は、標的走査パターン３０２の点に形成された１組の気泡またはキャビテーション気泡からなり得る。光破壊の開始後、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、画像化ビーム３０８を白内障標的領域を通じて走査して、第１の光破壊領域３０６の画像を生成することができる。いくつかの実行様態において、画像化ビーム３０８および手術レーザビーム３０４は、同じ共有された誘導光学素子１２０によって走査または誘導され得る。他の実行様態において、光学経路のうち一部のみが共有され得、画像化ビーム３０８は、さらなる共有されていない画像化誘導光学素子によって部分的に走査され得る。これらの設計全ては、誘導光学素子１２０の実施形態である。

手術が計画通りに進捗していること（例えば、光破壊による気泡３０６が標的走査パターン３０２に従って形成されかつ意図しない結果が発生していないこと）がＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００によって生成された画像によって示された場合、レーザコントローラ１３０は、手術レーザビーム３０４を元々の標的走査パターン３０２に沿って走査することを継続することができる。しかし、計画された手術からの逸脱がある旨をこの画像が示す場合、レーザコントローラ１３０は、後続の図に示すように、変更された走査パターンの電子表示を生成することにより、応答し、誘導光学素子１２０を制御して、この変更された走査パターンに従って第２の１組のレーザパルスを走査して、第２の光破壊領域を生成し得る。

いくつかの実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００と、レーザコントローラ１３０との間は直接的に接続されていない場合がある。これらの実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、第１の光破壊領域３０６の画像を表示し得、システムオペレータ（例えば、外科医）は、変更された走査パラメータを入力して、変更された走査パターンの電子表示をレーザコントローラ１３０に生成させ得る。

図１Ａに示すように、いくつかの実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１を含み得る。ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、光破壊の開始後に、生成された画像を分析し得る。いくつかの実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、分析結果を外科医のために表示して、手術時においてタイムリーかつ実用的なフィードバックを提供し、これにより、外科医は、変更された走査パターンをレーザコントローラ１３０に入力することができる。図１Ｂの例において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、後嚢層から第１の光破壊領域３０６への距離を測定するように構成され得、この距離が事前設定された安全マージンを下回った場合、警告信号を外科医のために表示する。

いくつかの実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、図１Ａのようにレーザコントローラ１３０へ接続され得、あるいは、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、図１Ｃのように自立型ユニットであり得、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００およびレーザコントローラ１３０へ直接接続される。これらの実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、第１の光破壊領域３０６の画像に関連して制御信号を生成し得、この生成された制御信号をレーザコントローラ１３０へ付加して、変更された走査パターンの電子表示をレーザコントローラ１３０に生成させる。ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、図１ＡのようにＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００へ全体的または部分的に一体化され得る。

図１Ｄに示すように、いくつかの実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、レーザコントローラ１３０と重複またはさらには一体化してもよい。図１Ａ、図１Ｃおよび図１Ｄの実施形態は、ＯＣＴ画像の処理および変更された走査パターンの生成のためのソフトウェア関連機能は、多目的プロセッサによって部分的または全体的に実行することができることを示す。多目的プロセッサは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００またはレーザコントローラ１３０中に収容してもよいし、あるいは、双方と一体化されたブロック中に収容してもよいし、あるいは、双方から分離された自立型ブロックであってもよい。

上述したように、白内障手術において、ｚ深さ範囲は４ｍｍを超え得、あるいはいくつかの実施形態においては６ｍｍを超え得るほど著しく大きいため、角膜または網膜システムにおいて用いられるものよりも実質的により複雑なＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００が必要となり得る。そのため、いくつかの実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、４ｍｍよりも大きな画像化またはｚ深さ範囲Ｌｍａｘ（例えば、４〜２０ｍｍの範囲）を持つように、構成され得る。他の実施形態において、画像化またはｚ深さ範囲Ｌｍａｘは、６ｍｍを超え得る（例えば、６〜１０ｍｍの範囲）。

Ｌｍａｘすなわち、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の画像化またはｚ深さ範囲は、以下に詳述するように、画像化レーザビーム３０８の波長λ、波長分解能δλ、ナイキスト周波数Ｎｆ、焦点長さｆおよびＳＤ−ＯＣＴ−画像化システム２００の瞳孔ｄに依存し得る。そのため、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の実施形態は、画像化またはｚ深さ範囲が４ｍｍを超えるかまたはいくつかの実施形態において６ｍｍを超えるように、パラメータλ、δλ、Ｎｆ、ｆおよびｄと共に設計することができる。

２ｍｍを超える画像化範囲を必要とするいくつかの既存のシステムにおいて画像化深さ範囲を１〜２ｍｍから４ｍｍ以上へ拡張するためには、ほとんど実現不可能な光学素子よりもより高度な光学素子が必要となる点からも、システムの画像化深さ範囲を１〜２ｍｍから４ｍｍ以上へ拡張することが困難であることが理解される。そのため、これらのシステムにおいては、画像化範囲が２ｍｍ未満である従来の画像化システムを用い、いくつかの画像を隣接するｚ深さにおいて約２ｍｍの間隔を空けて取得し、（隣接する深さの画像を複雑な画像認識／処理回路を用いて統合することにより）単一の画像をより広い範囲で生成することにより、この従来のシステムの画像化範囲を拡張する。このようなシステムは、電子的に複雑であり得、画像統合を行った場合、性能が大幅に低下する。画像化性能の実質的な速度低下および複雑な電子機器の必要性を回避するために、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の実行様態は、２つ以上の画像の統合の必要無く、４ｍｍまたは６ｍｍを超える画像化深さ範囲を達成する。

明確さのため、２種類の画像化走査（すなわち、Ａ走査およびＢ走査）を区別することが一般的である点に留意されたい。Ａ走査とは、ｚ軸が誘導光学素子１２０の光軸とアライメントされた基準フレーム内の単一の横（ｘ、ｙ）座標に対応するｚ深さの範囲内の標的の画像を指す。Ａ走査は、画像化システムの画像化ビームを標的の単一の（ｘ、ｙ）点へ方向付け、異なるｚ深さに対応する画像化情報を収集することにより、得ることができる。

いくつかの画像化システムは実際は、ｚ画像化深さ範囲を走査し、異なるｚ深さについての画像データを連続して記録することにより、Ａ走査を生成する。しかし、以下に述べるように、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、異なるｚ深さについての画像データを同時に収集する（すなわち、ｚ方向を走査しない）が、その画像も、Ａ走査と呼ぶ。

Ｂ走査とは、１組のＡ走査を指し、画像化ビームが横線に沿ってまたは横走査パターンにおいて走査された際に画像化ビームとして収集される、１組または１つの線の（ｘ、ｙ）点に対応する。通常の（ｘ、ｙ）分解能の典型的なＢ走査は、５００〜２，０００回のＡ走査を含み得る。高（ｘ、ｙ）分解能のＢ走査は、１，０００〜３，０００回のＡ走査を含み得る。特に高い（ｘ、ｙ）分解能Ｂ走査は、２，０００〜５，０００回または２，０００〜１６，０００回のＡ走査を含み得る。典型的には、Ｂ走査は、標的の断面、円形または円筒画像と統合されたこれらのＡ走査を含み得る。そのため、Ｂ走査は、個々のＡ走査の場合よりも実質的により詳細なおよびよって実質的により実用的なフィードバック画像化情報を外科医のために提供することができる。そのため、白内障手術システム１００の実施形態において、第１の光破壊領域および第２の光破壊領域の画像は、５００〜２，０００回、１，０００〜３，０００回、２，０００〜５，０００回または２，０００〜１６，０００回のＡ走査を含み得るＢ走査を指し得る。

ＯＣＴ画像化システムは、２つのクラス（すなわち、時間領域またはＴＤ−ＯＣＴ画像化システム、およびスペクトル領域またはＳＤ−ＯＣＴ画像化システム）に分類され得る。ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムは、画像化光線を帯域幅と共に用いる。この帯域幅は、短いパルス長さの規定と、異なるｚ深さからの画像化情報の連続的収集（実際には、ｚ軸に沿った走査）とに適している。これとは対照的に、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムにおいては、異なる波長スペクトル成分により異なるｚ深さを示す画像化情報を並列して同時に取得および搬送する帯域幅を有する画像化光線が用いられる。その結果、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、異なるｚ深さからの画像化情報を同時に並列に収集することができる。ｚ深さの画像化情報を並列して感知することにより、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの性能がＴＤ−ＯＣＴ画像化システムと比較して１０〜１，０００倍だけ加速される。このようなより高性能のＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、以下に述べるように、いくつかの実施形態において用いることができる。

画像化時間の点において、このような高性能により、手術時間よりも短い画像化時間内において光破壊が発生した後、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００実施形態において、Ｂ走査画像を生成することが可能になる。画像化時間は、１秒未満であり得る（例えば、０．１ミリ秒〜１秒の範囲内）。いくつかの実施形態において、画像化時間は、０．１秒未満であり得る（例えば、１ミリ秒〜０．１秒の範囲内）。これらの短い画像化時間により、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００によって生成された画像に基づいて、白内障手術の進捗についてのタイムリーおよびよって有用なフィードバックを外科医のために提供することができ、これにより、外科医がこのフィードバックに基づいて手術を変更することが可能になる。この変更は、変更された標的走査パターンの入力を含み得る。

次のレベルの有用性は、白内障手術時においてフィードバック画像を１回だけではなく繰り返し提供することができるＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００のいくつかの実施形態によって提供される。このようなシステムは、第１の光破壊領域３０６の発展、位置および成長についての貴重なタイムリーなフィードバックを提供することができ、これにより、白内障手術システム１００の精度、性能および安全性の定性的向上が可能になる。

ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００のいくつかの実施形態は、さらなる定性的向上を提供することができる。これらの実施形態においては、白内障手術時において数個の更新画像を提供できるだけではなく、手術進捗について実質的なライブ画像を提供することができる。本質的にライブのフィードバックにより、極めて貴重なタイムリーかつ実用的な情報を外科医に送達することにより、外科医は、手術進捗の監視、手術精度の向上、望ましくない結果の早期検出およびそのような結果へのリアルタイムでの対応を行うことが可能になる。

一般的に用いられるライブビデオ画像リフレッシュレートは、約２４フレーム／秒である。よって、２０〜２５フレーム／秒以上のリフレッシュレートまたはフレームレートで画像を提供することが可能な画像化システムにより、外科医にとって本質的にライブのようにみえる画像を提供することができる。一方、フレームレートまたはリフレッシュレートが２０〜２５フレーム／秒を大幅に下回るシステムの場合、ライブビデオ画像化とは認識されず、ぎくしゃくしかつコマ落ちする画像として認識されるため、外科医にとって白内障手術において気が散る原因にさえなり得る。

この文脈において、ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムは、ｚ深さ画像化情報を連続して取得するため、わずか１または数フレーム／秒のリフレッシュレートで低分解能のＢ走査を生成し得る。より高分解能の画像を提供することが期待されているＴＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合、画像の走査および更新をさらに１フレーム／秒を大きく下回るレートで行わざるを得ない場合がある。このようにライブよりも際だって低速のフィードバック画像は、外科医からみてぎくしゃくした画像にみえ、また、気が散る原因にさえなり得る。さらに、このような低速の走査速度およびその結果発生する低速のリフレッシュレートに起因して、いくつかのＴＤ−ＯＣＴ画像化システムにおいて、アーチファクトが表示され得る（例えば、実際には平滑な層の画像において、表示がとびとびに不連続になり得る）。

これとは対照的に、ＳＤ−ＯＣＴシステムの場合、全てのｚ深さからの（ｘ、ｙ）点における画像データを同時かつ並列に収集する。これらの画像は、未だにＡ走査と呼ばれる場合があるが、連続的なｚ走査は用いられない。このように、異なる深さからの画像データを並列かつ同時に収集するため、ＳＤ−ＯＣＴシステム２００の実施形態において、上述したように、Ａ走査をＴＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合よりも１０〜１，０００倍高速に取得することができる。詳細には、品質ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、１０，０００〜１００，０００回のＡ走査／秒を取得することができ、あるいは、同等に１０〜１００ｋＨｚのＡ走査取得レートを持つことができる。高品質のＳＱ−ＯＣＴ画像化システム２００のＡ走査取得レートは、３０〜３００ｋＨｚであり得る。詳細には、高品質のＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００のＡ走査取得レートは１００ｋＨｚ〜１、０００ｋＨｚであり得、ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合に達成することが可能なＡ走査取得レートを大きく上回る。

明確なことに、Ａ走査取得レートまたはＡ走査の回数／秒は、Ａ走査の回数／Ｂ走査に、画像数／秒を乗じたもの、すなわち画像リフレッシュレートにほぼ等しい。例えば、Ａ走査取得レートが１０，０００〜１００，０００回のＡ走査／秒（または１０〜１００ｋＨｚ）の品質である場合、通常の（ｘ、ｙ）分解能の５００〜２，０００回のＡ走査／Ｂ走査の画像は、２０〜２００フレーム／秒のリフレッシュレート範囲を含む５〜２００フレーム／秒の範囲の画像リフレッシュレートにおいて取得される。別の例において、高品質のＡ走査取得レートである３０〜３００ｋＨｚにおいて、１，０００〜３，０００回のＡ走査／Ｂ走査の高（ｘ、ｙ）分解能の画像は、２５〜３００フレーム／秒の範囲を含む１０〜３００フレーム／秒の範囲内の画像リフレッシュレートにおいて取得され得る。最後に、特に高品質のＡ走査取得範囲である１００〜１，０００ｋＨｚにおいて、２５〜５００フレーム／秒の範囲の画像リフレッシュレートにおいて、特に高（ｘ、ｙ）分解能の２，０００〜５，０００のＡ走査／Ｂ走査の画像を生成することができる。

これらの例から分かるように、Ａ走査取得レート品質およびＡ走査／Ｂ走査分解能比の多様な組み合わせを用いたＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の実施形態により、２０フレーム／秒閾ライブビデオレートを明確に上回る画像リフレッシュレートが得られ、よって、ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムに比して定性的な利点が得られる。

ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の実施形態は、典型的には特に高分解能および通常のＡ走査取得レート品質で動作させられる場合、ライブビデオレートよりも低い画像リフレッシュレートで動作させることができる点に留意されたい。このような実施形態は、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００のオペレータが医療的な理由のために特に高分解能の設定を必要とし、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００のライブビデオレート能力無しですませようとする場合に用いることができる。

画像データの全体的量は、他の方法で取得することも可能である。ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の特定の設計パラメータ（例えば、そのセンサーアレイの全体長さ）により、分解点のｚ方向距離であるｚ分解能が制御される。このｚ分解能は、例えば、データ点間の５ミクロンのｚ方向距離であり得る。すなわち、典型的なＬｍａｘ＝５ｍｍのｚの深さ範囲において１，０００個のｚ深さ点が得られる。通常の（ｘ、ｙ）分解能の実施形態において、Ｂ走査が（（ｘ、ｙ）面において約５ミクロンだけ間隔を空けて配置されることの多い）５００〜２，０００回のＡ走査を含む場合、この実施形態において、画像分解能が０．５〜２百万画素／１画像で画像が生成され得る。他の実施形態において、２０〜２００、２５〜３００または２５〜５００フレーム／秒以上のライブビデオレートで画像を提供しつつ、１〜３百万、２〜５百万またはさらには２百万〜１千万画像点／フレームの画像分解能で画像を取得することができる。

このように高（ｘ、ｙ）、ｚおよび画像分解能が極めて高いため、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の実施形態において、複雑であり、鋭利でありかつ豊富な詳細を含む画像を取得および表示することができる。例えば、Ｂ走査は、（ｘ、ｙ）面内のいくつかの円、放射線、螺旋、および２次元（２Ｄ）横または横走査グリッドに沿った水晶体５の走査を含み得る。これらの詳細画像により、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、モデルの利用ならびにジオメトリおよび形状についての前提を行う代わりに、水晶体５の実際の形状をマップアウトすることができる。

ここで、ＯＣＴ画像の表示には時間もかかる点に留意されたい。そのため、画像表示のリフレッシュレートは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の表示ユニットの電子性能の速度によって限定され、ＯＣＴ画像取得ユニットのレートを下回り得る。この文脈において、上記したリフレッシュレートは、（（電子およびデータ転送制限要素に応じて低下する可能性のある）表示ユニットの表示レートによってではなく）ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００による画像取得速度を特徴付ける。

ＳＤ−ＯＣＴおよびＴＤ−ＯＣＴ画像化システムの画像化速度が２０〜２５フレーム／秒のライブビデオレートの対向しあう側部上にあると仮定した場合、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００を含む白内障手術システムの実施形態において、運動アーチファクトの無い、タイムリーかつ円滑なライブフィードバック情報を外科医のために提供することができる。一方、典型的なＴＤ−ＯＣＴ画像化システムを用いた実施形態においては、このような円滑なライブフィードバックを外科医のために提供することは不可能であり、また、運動アーチファクトが表示される傾向にある。

ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の実施形態の長期性能に影響を及ぼす最後の要素として、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合、可動部分が含まれないため、信頼性および保守性が極めて満足できる点がある。これとは対照的に、ＴＤ−ＯＣＴシステムの場合、ＴＤ−ＯＣＴ装置の基準アーム内の基準ミラーの動きに関連して高速移動する部分が含まれる。明らかなことに、このようなＴＤ−ＯＣＴシステム内の可動部分に起因して、誤動作およびミスアライメントの可能性が増加し、その結果全体的性能が低下し得、現場修理の必要回数が増加し、また、長期性能低下の可能性も高まる。

要約すると、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、特に白内障用途の場合において少なくとも以下の理由に起因して、ＴＤ−ＯＣＴシステムと定性的に異なる：（１）ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、ライブ画像化またはフィードバック画像を高精度白内障手術プロセスに有用な２０〜２００、２０〜３００または２０〜５００フレーム／／秒のリフレッシュレートで提供するように構成される一方、ＴＤ−ＯＣＴシステムはそうではない。（２）ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、５００〜２，０００、１，０００〜３，０００または２，０００〜５，０００Ａ走査／Ｂ走査以上のライブビデオレートでの高（ｘ、ｙ）分解能で画像提供が可能である一方、ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムはそうではない。（３）ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、１０〜１００ｋＨｚ、３０〜３００ｋＨｚまたは１００〜１，０００ｋＨｚの品質Ａ走査取得レートで動作可能である一方、ＴＤ−ＯＣＴシステムはそうではなくてもよい。（４）ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合、豊富な詳細を含む画像を高画像分解能で例えば０．５〜２、１〜３または２〜５百万画像点などのライブビデオレートで提供することに適している一方、ＴＤ−ＯＣＴシステムはそうではない。（５）ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合、豊富な詳細を含む画像の提供が可能であるため、水晶体５の画像全体を水晶体５のモデルの使用無しに形成することが可能である一方、ＴＤ−ＯＣＴシステムはそうではない。（６）ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは典型的には、運動アーチファクトを表示しない一方、ＴＤ−ＯＣＴシステムは運動アーチファクトを表示する可能性が高い。（７）最後に、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合、現場修理およびメンテナンスは頻繁でなくてよい（例えば、６ヶ月毎または９ヶ月毎のみ）一方、ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムの場合、可動部分の現場修理およびメンテナンスをもっと頻繁に必要になることが多い。

一般的には白内障標的領域（および詳細には第１の光破壊領域３０６）の１つ以上のフィードバック画像またはフィードバックビデオを提供できるというＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の利点として、外科医がこのフィードバックに応じて手術を変更することができる点がある。手術変更は、提供されたフィードバック画像またはビデオに応じて変更された走査パターンを生成することにより、行われる。変更された走査パターンは、レーザコントローラ１３０がシステムオペレータから受信された初期入力に従って元々の標的走査パターン３０２の電子表示を生成した後、異なる様態で生成され得る。

いくつかの実施形態において、レーザコントローラ１３０は、システムオペレータから同様に受信された変更入力に従って、変更された標的走査パターンの電子表示を生成し得る。このような実施形態において、変更入力は、第１の光破壊領域３０６の部分の画像の分析に応じて、システムオペレータによって生成され得る。例えば、外科医は、第１の光破壊領域３０６の画像を調査し、手術レーザビームを過度に分散させる原因となる望ましくない気泡の形成を発見し、手術レーザビーム３０４を操作して気泡を除去する、変更された走査パターンを生成させる。

他の実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、較正マークを表示し得る。これらの較正マークは、外科医またはシステムオペレータが第１の光破壊領域３０６の標的走査パターン３０２に相対する位置を較正する作業を支援する。このような較正マークは、画像の特徴点（例えば、角膜３または水晶体５の頂点）と関連付けられ得る。

さらに他の実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１を含み得る。ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、第１の光破壊領域３０６の画像を分析し、システムオペレータのためのフィードバックを表示することができる。例えば、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１が誤較正（すなわち、標的走査パターン３０２が必要としたであろう場所から離れた場所に第１の光破壊領域３０６が形成されたこと）を感知した場合、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、誤較正フィードバック信号を外科医へ送ることができる。その後、外科医は、手術の停止を決定し、システムの再較正を行うかまたは誤較正距離を補償するために変更された走査パターンを入力することができる。

さらに他の実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、第１の１組の手術レーザパルスの生成前に基準画像をとり、第１の１組のレーザパルスによる第１の光破壊領域３０６の生成後にフィードバック画像をとることができる。ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、これら２つの画像間の差を決定し、これらの差を表示することができる。決定および表示された差により、外科医またはＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、白内障手術の進捗を監視し、標的走査パターン３０２と比較した場合の相違（例えば、意図しない手術副産物（例えば、気泡）の発生）をタイムリーに追跡することができ、また、画像および表示された差に基づいて、変更された走査パターンを発生させることができる。

最後に、いくつかの実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、より高度かつ積極的な役割を果たすことができる。例えば、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、第１の光破壊領域３０６の画像を積極的に分析し、制御信号を生成して、必ずしも外科医からの変更入力を待機せずに、レーザコントローラ１３０に変更された走査パターンの電子表示を生成させることができる。例えば、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１が危険性が差し迫っている状況を発見した場合（例えば、第１の光破壊領域の形成が後嚢層に近すぎる場合）、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、外科医との遅くかつ時間のかかる対話の結果を待つことなく、白内障手術を停止することができる。

上記の５個の実施形態は、多様な様態で組み合わせることができる。例えば、画像から危険性が差し迫っている状況が決定された場合、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、外科医のためのフィードバック信号の表示と、手術停止のためのレーザコントローラ１３０のための制御信号の準備との双方を行うことができる。その後、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、所定の時間にわたって外科医からの変更入力を待機し得る。このような変更入力が所定時間内に無い場合、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、差し迫っている危険な状況を回避するために自身で行動を進めることができ、制御信号をレーザコントローラ１３０へ送って、外科医からの入力をさらに待機することなく手術を停止させることができる。

図２Ａ〜図２Ｂは、水晶体５の後領域内に標的走査パターン３０２を計画したレーザコントローラ１３０の特定の例を示す。白内障手術システム１００は、標的走査パターン３０２に従って手術レーザビーム３０４を付加して、第１の光破壊領域３０６を生成し得る。しかし、画像化レーザビーム３０８による第１の光破壊領域３０６の後続画像化の結果、第１の光破壊領域３０６が意図される標的走査パターン３０２から逸脱３１０だけ誤留置されて形成されていることが判明する場合がある。逸脱３１０は、標的走査パターン３０２に相対する第１の光破壊領域３０６の位置、方向または形状の逸脱であり得る。このような誤留置または誤較正は、以下のような多様な理由に起因して発生し得る：例えば、外科医による誤入力、誘導光学素子１２０の製造プロセスにおける精度低下、コンポーネントの熱膨張、初回画像化後の患者の動き、患者インターフェース１２４の圧力に起因する眼の変形、または、動作前の診断プロセス時における眼１の屈折特性の特徴付けの誤り。

図２Ｂにおいて、いくつかの実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００が分析無しに標的走査パターン３０２のフィードバック画像および第１の光破壊領域３０６の画像を表示することができる様子が図示されている。このフィードバック画像から、外科医は、逸脱３１０を視覚的に決定し、補償のための変更入力を入力して、レーザコントローラ１３０に走査パターン３１２を変更させる。他の実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、外科医の分析を支援するための較正マークを表示し得る。

他の実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、逸脱３１０を決定し得る。その後、いくつかの実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、決定された逸脱３１０ならびに外科医のためのフィードバックおよび推奨事項を表示し得る（例えば、走査パターンのシフトの大きさおよび方向についての提案、または外科医に対する警告サイン）。これらの実施形態において、外科医は、変更入力をレーザコントローラ１３０に入力して、逸脱３１０を低減して低減逸脱３１０ｒとする目的のために、変更された走査パターン３１２を生成させることができる。さらに他の実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、レーザコントローラ１３０へ直接信号を送って、変更された走査パターン３１２の電子表示を生成させて、決定された逸脱３１０を低減して低減逸脱３１０ｒとする。これらの動作は全て、外科医からの変更入力を待たずに行われる。

図２Ｂは、変更された走査パターン３１２の生成において、上記実施形態のうちいずれかにおいて誘導光学素子１２０の誤較正を考慮に入れることができることを示す。変更された走査パターン３１２は、およそ誘導光学素子１２０の誤較正の分だけ標的走査パターン３０２からシフトする場合があり、そのため、誘導光学素子１２０の誤較正に起因して手術レーザビーム３０４によって形成された第２の光破壊領域３１４が変更された走査パターン３１２から誤留置された場合、第２の光破壊領域３１４は、元々意図されていた標的走査パターン３０２に近接して形成され、その結果、逸脱３１０が低減されて低減逸脱３１０ｒとなる。

図２Ｃに示す関連実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、第１の光破壊領域３０６が意図せずに危険領域３１６内に進入する状態で形成されたかまたは延在してしまっていないかを決定することができる。第１の光破壊領域３０６が危険領域３１６内に形成された場合、後嚢層の完全性が脅かされ、破壊する可能性があり、その結果、嚢６が穿刺され、複雑な硝子体茎切除術手術が必要となり得る。その場合、白内障手術の危険性が実質的に高まる。

このような完全性の破壊を阻止するために、多様な実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、フィードバック画像（単数または複数）またはＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の本質的にライブの画像化を分析して、危険領域３１６内において第１の光破壊領域３０６が後嚢層に近接しすぎてまたは本質的にライブの画像化内に形成されていないかを監視することができる。ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、第１の光破壊領域３０６がこの危険領域３１６内に形成されていることを感知した場合、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、外科医のための警告フィードバックを表示するかまたはレーザコントローラ１３０のための制御信号を生成して、変更された走査パターン３１２を生成させることができる。上記の実施形態全てにおいて、レーザコントローラ１３０は、変更された走査パターン３１２を生成し、手術レーザビーム３０４に相応に指令して、危険領域３１６の外部において第２の光破壊領域３１４を形成させることができる。

いくつかの実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１およびレーザコントローラ１３０は、部分的または全体的に一体化され得る。例えば、単一の一体型プロセッサは、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１の画像処理機能およびレーザコントローラ１３０の走査パターン生成機能双方を行うことができる。

図３Ａ〜図３Ｅに示す実施形態において、標的走査パターン３０２はチョップパターンである。場合によっては、白内障外科医は、水晶体を２個、４個または６個の部分にチョップして、嚢切開を通じた除去または吸引を促進することを選択し得る。

図３Ａ〜図３Ｂは、白内障手術の設計フェーズにおいて、外科医から対応する入力を受信すると、レーザコントローラ１３０は、標的走査パターン３０２を生成し得る。標的走査パターン３０２は、例えば、２つのチョップ面上において（ｘ、ｚ）面および（ｙ、ｚ）面内に形成された点からなる。理想的な白内障手術においては、第１の１組のレーザパルスがこの標的走査パターン３０２へ付加されると、生成された第１の光破壊領域３０６は、４つのチョップ面を含み、これにより、水晶体がこれらのチョップ面に沿ってチョップされて４つのセグメントとなる。

図３Ｃ〜図３Ｄにおいて、非理想的な場合において、手術レーザビーム３０４の第１の１組のレーザパルスが標的走査パターン３０２の点へ方向付けられて第１の光破壊領域３０６の形成が開始すると、意図しない手術副産物３２０も発生し得る。この手術副産物３２０の原因として、新規形成された光破壊気泡群が合体して単一の大型の気泡となり、この大型気泡が後続レーザパルスを意図しない方向（例えば、網膜へ向かって）分散または再方向付けし得、その結果、損傷および光毒症に繋がり得る。そのため、光破壊プロセスの精度が低下し得、また、後続レーザパルスが気泡３２０中へ方向付けられた場合、光破壊プロセスの危険性が増し得る。

このような意図しない発展を、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１によって阻止することができる。ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の画像の分析により、気泡または別の手術副産物３２０の形成を認識することができる。ＳＤ−ＯＣＴ画像は本質的にライブの速度で生成することが可能であるため、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、この認識をタイムリーかつ実用的なフィードバックとして外科医またはレーザコントローラ１３０のためにリレーすることができ、その結果、以下に述べるように変更応答を促すことができる。

図３Ｃ〜図３Ｄに示すように、フィードバックは、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１が、画像を分析し、チョップパターンの推奨回転レベルを決定し、推奨されるチョップパターンの回転を外科医に表示して、対応する変更入力を入力させる形態をとり得る。他の実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、制御信号を直接レーザコントローラ１３０へ付加して、回転されたチョップパターンの電子表示を変更された走査パターン３１２として生成して、回転されたチョップパターンが３１２が気泡３２０と重複しないようにする。回転されたチョップパターン３１２は、水晶体５のｚ深さ範囲全体を通じて延び得、その場合、実際に手術がやり直される。あるいは、回転されたチョップパターン３１２は、部分的チョップパターンであってもよく、その場合、元々の標的走査パターン３０２が中止されたｚ深さから切断が継続される。

図３Ｅに示すように、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、手術レーザビーム３０４を変更されたまたは回転された走査パターン３１２の点へと方向付けて、合体気泡３２０と重複しない、第２のまたは回転されたまたは変更された光破壊領域３１４を形成することを推奨し得る。よって、この実施形態において、手術レーザビーム３０４が意図しない方向に分散する事態が回避され、その結果、白内障手術の危険性が低下する。

図４Ａは、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１が手術副産物３２０の発生を感知したのに応答して、変更されたかまたは重複していない走査パターン３１２を形成する別の実施形態を示す。ここで、変更されたまたは重複していない走査パターン３１２は、回転されたチョップ面を含まない。その代わりに、変更されていない標的走査パターン３０２に従って手術レーザビーム３０４が走査されているが、手術副産物気泡３２０中へ方向付けられるレーザパルスをレーザコントローラ１３０により無力化することによって、重複が回避される。走査が手術副産物気泡３２０を通過した後、レーザコントローラ１３０は、レーザパルスの無力化をキャンセルして、標的走査パターン３０２の全ての点に衝突させることができる。

図４Ｂに示すさらに別の実施形態において、手術レーザビーム３０４の走査を元々の標的走査パターン３０２に沿って継続すると、手術副産物気泡３２０と重複した第１の光破壊領域３０６が発生するとＯＣＴ画像プロセッサ２０１が（ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００のフィードバック画像またはライブレート画像ストリームの分析により）認識した場合、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、手術レーザビーム３０４の走査をすぐに停止させることができる。いくつかの実施形態において、この停止後、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１またはレーザコントローラ１３０は、システムオペレータのためにプロンプトを表示して、変更入力または修正策を要求することができる。

いくつかの手術シナリオにおいて、複数の気泡３２０−ｉがほぼ同時に発生し得る。そのため、白内障手術システム１００のいくつかの実施形態を、複数の気泡の同時発生を回避する、変更された走査パターン３１２を生成するように構成することができる。

図４Ｃ〜図４Ｄに示すいくつかの実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１を、第１の光破壊領域３０６と異なる画像の一部を分析することと、この分析に基づいたフィードバックを生成することとを行うように構成することができる。この特定の例において、第１の光破壊領域３０６が形成されると、矢印に示すように、水晶体５およびよって水晶体嚢６が拡張し得る。ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、この拡張した前嚢層３２２を画像化することができる。ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、この画像を分析し、この拡張した前嚢層３２２の位置シフトを決定することができる。

前嚢層の位置を把握することは、白内障手術において重要である。なぜならば、いくつかの実施形態において、嚢切開標的走査パターン３２４は、前嚢層を横断して配置されるからである。嚢拡張の前にとられた画像に従って嚢切開標的走査パターン３２４が配置された場合、手術レーザビーム３０４は、嚢切開を不正確な位置に生成しようとする。

図４Ｄに示すように、このような不正確な生成を回避するために、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、拡張した前嚢層３２２の位置シフトを決定し、このシフトをシステムオペレータのために表示して変更入力をレーザコントローラ１３０に入力させるか、または、このシフトを直接レーザコントローラ１３０へ信号送信する。いずれの場合も、レーザコントローラに変更された嚢切開走査パターン３２６を生成させる。この変更された嚢切開走査パターン３２６は、拡張嚢内において嚢切開を適切に発生させる。

図５Ａ〜図５Ｄにおいて、レーザ支援型の嚢切開または切開の形成に関連する別の実施形態が示される。この実施形態において、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、反復されるフィードバック画像またはライブストリーミング画像を分析し、未切断部分または「タグ」３３０を第１の光破壊領域３０６内において特定し得る。未切断部分または「タグ」３３０においては、光破壊効率が限定されるため、前嚢状膜が完全に切断できていない結果、未切断部分または「タグ」３３０が残っている可能性がある。このようなタグ３３０が残っている場合、嚢蓋または嚢キャップが外科医によって除去された際に嚢または嚢膜の破断の危険性が増す。このような望ましくないかまたは危険性の高い結果を回避するため、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、さらなる変更された走査パターン３１２に沿った走査を行うことによりタグ３３０を除去する方法についての外科医への推奨事項を表示するか、または、制御信号をレーザコントローラ１３０へ直接付加して、変更された走査パターン３１２の電子表示を生成して、少なくともタグ３３０を再走査して、再走査されたタグ領域３３２を第２の光破壊領域３１４として生成する。この再走査により、第１の光破壊領域３０６および第２の光破壊領域３１４は、完成した光破壊領域３３４（この場合、完成した嚢切開３３４）を形成することができ、その結果、外科医は、最小の破断危険性で嚢蓋または嚢キャップを除去することができる。

図６に示すいくつかの実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、スペクトロメータベースのＯＣＴ（ＳＢ−ＯＣＴ）画像化システム２００を含み得る。ＳＢ−ＯＣＴ画像化システム２００は、広帯域光またはレーザビームを生成する広帯域光源２１０を含む。広帯域ビームは、平均波長λ₀および比較的広帯域幅Ｗ_sourceを持ち得る。いくつかの典型的な例において、λ₀は８００〜１１００ｎｍ範囲内にあり、Ｗ_sourceは１０〜１５０ｎｍ範囲内にある。

広帯域ビームは、ビーム誘導システム２１１へ接続され得る。ビーム誘導システム２１１は、第１のビームスプリッター２１２を含み得る。第１のビームスプリッター２１２は、広帯域ビームを分割して、画像ビーム２２２および基準ビーム２２４とし得る。画像ビーム２２２は、第２のビームスプリッター２１４によって誘導光学素子１２０の主要光学経路内へと誘導され得、この主要光学経路内から、対物素子１２２および恐らくは患者インターフェース１２４を通じて眼１へ到達する。ビーム誘導システム２１１は、眼１から第１のビームスプリッター２１２へ送られる返送画像ビーム２２２ｒも含み得る。画像ビーム２２２および返送画像ビーム２２２ｒは、画像化レーザビーム３０８として上記に総称している。

加えて、ビーム誘導システム２１１は、基準ビーム２２４を基準ミラー２１６へ誘導し、返送基準ビーム２２４ｒを基準ミラー２１６から誘導し、返送画像ビーム２２２ｒおよび返送基準ビーム２２４ｒを組み合わせて、第１のビームスプリッター２１２において結合ビーム２２６とすることができる。結合ビーム２２６は、眼１からの画像化情報を返送画像ビーム２２２ｒおよび返送基準ビーム２２４ｒの干渉によって搬送する。いくつかの実施形態において、基準ミラー２１６の代わりにまたは基準ミラー２１６と共に他の種類の遅延素子が用いられ得る。さらに別のビームスプリッターを用いて、返送画像ビーム２２２ｒおよび返送基準ビーム２２４ｒを結合することができる。いくつかの実施形態において、ビーム誘導システム２１１は、マッハツェンダー干渉計を含み得る。このようなシステムは、好ましいノイズ低減特性を持ち得る。

ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムは、マイケルソンモーリー干渉計と本質的に同様に別個に各（ｘ、ｙ）点について対応する距離範囲において基準ミラー２１６を移動させることにより、画像化データをｚ画像化範囲中の異なるｚ深さから連続して取得する。これとは対照的に、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムにおいては、広帯域画像化光の異なるスペクトル成分を用いて、異なるｚ深さから画像化データを並列に取得する。ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、多数のマイケルソンモーリー（ＭＭ）干渉計が異なる波長において並列動作しているものとみなすことができる。異なる波長において動作するＭＭシステムの場合、眼１の画像化を異なるｚ深さにおいて行うため、ＳＤ−ＯＣＴシステム２００の結合ビーム２２６は、画像化データまたは情報を全て眼１のｚ深さから同時に搬送するため、いかなる機械システムコンポーネント（例えば、基準ミラー２１６）の動きまたは走査は不要である。上述したように、このように、ＳＤ−ＯＣＴシステムにおいては機械的走査は不要であるため、ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムと比較して、画像化速度が少なくとも１０倍またはより典型的には１００〜１，０００倍高速化される。

ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００は、ＯＣＴカメラ２３０も含み得る。ＯＣＴカメラ２３０は、結合ビーム２２６を受信するように構成される。全てのｚ深さについて画像情報を回復させるには、結合ビーム２２６をスペクトル分解装置２３１（例えば、プリズムまたはグレーチング）によってスペクトル成分に分解することができる。波長λの周囲のδλ帯域幅を有する各スペクトル成分と、搬送される干渉情報とを、センサーアレイ２３２の個々のセンサーによって並列に感知することができる。これらのセンサーは、相互に距離ｄ’だけ空けて離間される。その後、センサーによって個々に感知される干渉情報を用いて、ｚ深さ範囲全体の画像を高速フーリエ変換器（ＦＦＴ）システム２３３によって再構築することができ、これにより、感知されたスペクトル成分からフーリエ変換が生成される。実際、異なる波長成分によって搬送される干渉データまたは情報を変換して、画像化されたｚ深さ範囲の同時または本質的に瞬間的な「ｚ走査」を得ることができる。このような干渉データから「ｚ走査」データへの変換は、画像生成器２３４によって実行され得る。画像生成器２３４は、感知されたスペクトル成分からのフーリエ変換から、ＯＣＴ画像を生成および出力する。

ＯＣＴカメラ２３０のいくつかの実施形態において、ＣＣＤ（電荷結合デバイス）画素がセンサーアレイ２３２のセンサーとして用いられ得る。他の実施形態において、ＣＭＯＳセンサーの利用により、読み出し速度の向上が達成され得る。このような実施形態において、ＣＭＯＳセンサーは、並列に読み出され得る。さらに、ＣＭＯＳ実施形態において、画像化の前に選択されたかまたは（画像化に起因してコンテンツが変化したかに基づいて）リアルタイムで選択された対象センサーまたは画素のみを読み出すことが可能である。これらの局面双方により、ＣＭＯＳ画素は、ＯＣＴカメラ２３０の性能のスピード向上において極めて有利である。

標準的な光学分析を用いて、ＳＤ−ＯＣＴシステム２００の重要画像化および性能パラメータは、以下のようなアーキテクチャパラメータおよび設計パラメータによって特徴付けられ得る。スペクトル分解装置２３１は、結合ビーム２２６の異なる波長成分を若干異なる方向に方向付けるため、個々のセンサーまたは画素の小型化またはパッキング密度が高くなるほど（ｄ’が小さくなるほど）、ＯＣＴカメラ２３０により分解されるδλ波長／スペクトル範囲も狭くなる。画素密度に加えてδλを決定するその他の数量は、波長の全体的範囲である（すなわち、ＯＣＴカメラ２３０の帯域幅Ｗ_camera)。単純な配置構成において、δλは、帯域幅Ｗ_cameraに比例し、センサーアレイ２３２の行内の画素数に反比例する。

重要な画像化ｚ深さ範囲またはｚ画像化範囲として、Ｌｍａｘは、δλに密接に関連する。すなわち、δλの波長範囲が狭いほど、ｚ方向における画像化範囲が広くなる。なぜならば、これら２つの量は、逆フーリエ変換によって接続されるからである。詳細には、理論的最大画像化範囲は、以下によって得られる。

ここで、値λ₀は、広帯域光源２１０の平均または中心波長を示し、Ｎｆは、ＯＣＴカメラ２３０のナイキスト周波数を示す。実際には、さらなる要素に起因して、有効画像化範囲がこの理論的最大範囲を下回る場合がある（例えば、信号／ノイズ比）。そのため、有効画像化範囲は典型的には、この理論的値Ｌｍａｘよりも小さくなる。

画像化範囲をさらに制限し得る１つの要素として、レイリー範囲Ｒがある。Ｒは、Δｘを用いて表すことができる。Δｘは、横ｘ方向における分解能または「横分解能」であり、光源２１０の開口数ＮＡおよび波長λ₀によって決定される。詳細には、Δｘは、以下のように表すことができる。

式中、ｆは焦点距離であり、ｄは対物素子１２２の瞳孔であり、その比によってＮＡが決定される。Δｘを用いて、上記したレイリー範囲Ｒを以下のように表すことができる。

レイリー範囲Ｒは、焦点深さと、ビーム幅が焦点深さにおけるビーム幅の

倍である深さとの間のｚ方向距離として定義されることが多い。よって、Ｒは、ｚ範囲を特徴付ける。このｚ範囲内において、幾何光学および波動光学によって制限されるような高分解能画像化が可能となるくらいの充分に狭いビームが得られる。この文脈において、Ｌｍａｘは、光源２１０およびセンサーアレイ２３２の分解能によって制限されるようなｚ画像化範囲を特徴付けるものとしてみなすことができる。例えばガウスビームの場合において最適と思われるシステム設計原理により、これら２つのｚ範囲が相互にアライメントされる。例えば、いくつかの実行様態において、Ｌｍａｘは、本質的に１〜６Ｒに等しくなるように、選択され得る。

Ｌｍａｘ＝１、…６Ｒ （４）

同じ設計原理を、広範に用いられている「焦点深度」の概念を通じて述べることができる。「焦点深度」は、レイリー範囲の２倍として規定されることが多い。

Ｅｑ．（１）〜（４）に示すように、ｚ画像化範囲は、ＬｍａｘおよびＲに依存し、ＬｍａｘおよびＲは、システム設計パラメータ（例えば、λ₀、δλ、Ｗ_camera、Ｗ_source、ｆ、ｄ’、Ｎｆ、およびｄ）に依存する。よって、白内障手術のための画像化システムについて、上記のシステム設計パラメータは、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００のｚ深さ画像化範囲が４ｍｍまたは６ｍｍを超えて例えば４〜２０ｍｍまたは６〜１０ｍｍの範囲内に入るように選択されるべきであり、これにより、白内障手術システム１００が高分解能および充分に高速の画像化により白内障手術を支援することが可能となる。この設計要求は極めて高い要求であり、白内障画像化システムが角膜または網膜画像化システムと異なる点である。

図７に示す実施形態により、大きなｚ深さ画像化範囲だけでなく、高速画像化時間が得られ、これにより、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００からフィードバック画像をタイムリーかつ実用的に得ることができる（例えば、本質的にライブビデオレートで動作することができる）。上述したように、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００を備えた白内障手術システム１００は、その制御システム（例えば、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１およびレーザコントローラ１３０）を本質的にリアルタイムで動作させることができ、よって、手術時において手術走査パターンを受信されたフィードバック画像化情報に従って調節または変更する選択肢が得られる。

以下に詳述するように、図７の実施形態は、事前計算された走査パターンを用いて、ＯＣＴ画像化ビーム３０８／２２２を特に高速で走査するようにも構成される。いくつかの実施形態において、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００のこれらの高速画像化リフレッシュレートは、専用入力／出力ボード２６０を設けることにより、達成することができる。

専用入力／出力ボード２６０の１つの機能として、画像化専用の回路およびプロセッサを持たないいくつかの既存のＯＣＴ画像化システムの問題に対処することがある。これらのシステムにおいて、画像化を担当するプロセッサは、１つよりも多くの機能を（交互的様態、並列様態または重複様態で）マルチタスクで行うように強制またはプロンプトされ得る。これらの機能を行うために、画像化プロセッサは、例えば画像化ビーム２２２／３０８を走査するタスクから別のタスクへ切り換えて戻ることにより、「割り込み」を行うことができる。しかし、このような割り込みを走査するタスクは短いが、問題の原因になり得る。なぜならば、割り込みに起因して走査が停止または一時停止している間、レーザビームが同じ位置に残り得るからである。このように走査を一時停止した場合、（ｘ、ｙ）走査のタイミングが妨害され得、その結果、画像化位置の座標においてエラーおよびノイズが発生する。出力された走査データのこのタイミングエラーは、５０、１００マイクロ秒以上の遅延になり得、ジッターと呼ばれる現象となる。

加えて、典型的には他のいくつかの入力／出力エージェントが、同じシステムバス上において通信することが多い。このシステムバス上において、画像化プロセッサが画像化ビームの走査を駆動するが、全てにおいて、バスのサイクル時間のうちほんの一部しか必要ではない。このようにチャンネルが共用されるため、残念なことに、低データ転送レートしかサポートすることができない。さらに、これらの競合する要求を管理するために、システムバスのサイクルのうち一部は典型的には、制御信号によって占有されることが多い。そのため、専用リンクを通じて単一タスクモードで走査ユニットへ走査データを出力するように画像化プロセッサを切り換えることによりＯＣＴ画像化システムが走査の一時停止を回避するように設計されている場合でも、画像化プロセッサは、この出力ステップにおいて他の機能を行うこと（例えば、次の走査パターンを計算すること）ができない。これらの制約全てに起因して、このような既存の画像化システムの性能が大幅に低下する。

ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の実行様態は、以下の高効率の設計を用いることにより、これらの問題を解消することができる。画像ビーム２２２の走査は、画像化プロセッサ２５０および専用入力／出力ボード２６０によって制御され得る。画像化プロセッサ２５０は、走査データ（例えば、標的走査パターン３０２および変更された走査パターン３１２）を計算することができる。これらの走査データは、例えば、ＯＣＴ画像ビーム２２２を白内障標的領域内に方向付けるべき位置である一連の（ｘ、ｙ）座標を含み得る。画像化プロセッサ２５０は、走査データを計算し、また、コンピュータコードまたは命令セットを保存する記憶媒体に関連する他の機能を行うことができ、これにより、画像化プロセッサ２５０のこれらの機能が促進される。

専用入力／出力ボード２６０は、ローカルまたは専用メモリコントローラ２６２（直接メモリアクセス（ＤＭＡ）エンジン２６２とも呼ばれる）を含み得る。ＤＭＡエンジン／メモリコントローラ２６２は、計算された走査データの画像化プロセッサ２５０からデータバッファ２６４への間接的または直接的転送を管理することができる。ローカルメモリコントローラ２６２へ接続されたデータバッファ２６４は、走査データを保存し、走査データを出力デジタル／アナログ変換器（出力ＤＡＣ）２６６へ高速で出力するように、動作することができる。出力ＤＡＣ２６６は、走査データを受信することと、選択された出力走査データをアナログ走査信号へ変換することと、および走査信号を（例えば走査データバーストモードにおいて）ＯＣＴビームスキャナ２６８へ出力することとを行うように、データバッファ２６４へ接続され得る。

画像ビーム２２２は、別個の専用画像化光学素子を通じてまたは手術ビームの誘導光学素子１２０を部分的に通じて、ＯＣＴビームスキャナ２６８によって走査され得る。これらの実行様態のいずれかにおいて、画像ビーム２２２は、対物素子１２２および対応するドッキングユニットまたは患者インターフェース（ＰＩ）１２４を通じて眼中へ接続され得る。他の実施形態において、画像ビーム２２２は、ドッキングユニット１２４を眼１へドックさせること無く、空気を通じて眼１中へと誘導され得る。

出力ＤＡＣ２６６による走査データの出力は、画像化同期装置２４２によってＯＣＴカメラ２３０の動作と同期され得、これにより、ＯＣＴカメラ２３０は、ＯＣＴ画像を走査動作と同期してとることができる。このように同期してとられたＯＣＴ画像は、ＯＣＴ画像プロセッサ２０１へ出力され得る。ＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、上記に述べた多数の画像処理タスクのうちいずれか１つを行うことができる。最後に、生成および処理された画像は、ＯＣＴ画像表示２７０によって表示され得る。いくつかの実施形態において、画像化プロセッサ２５０およびＯＣＴ画像プロセッサ２０１は、部分的または全体的に一体化され得る。

図８は、専用入力／出力ボード２６０の実行様態をより詳細に示す。画像化プロセッサ２５０は、バス２５２（例えば、ＰＣＩバス２５２）へ接続され得る。システムは、プロセッサメモリ２５４も含み得る。画像化プロセッサ２５０は、走査パターンを計算した後、計算された走査パターンを共有ＰＣＩバス２５２を通じてプロセッサメモリ２５４へ出力することができる。画像化プロセッサ２５０が走査パターンを生成した後でありかつ実際の走査動作の開始前において、専用ＤＭＡエンジン２６２は、走査データをプロセッサメモリ２５４からデータバッファ２６４へと転送することができる。データバッファ２６４は、先入れ先出し（ＦＩＦＯ）メモリ２６４であり得る。ＦＩＦＯデータバッファ２６４は、走査パターンまたは走査データを保存し、専用ＤＭＡエンジン２６２によってプロンプトされた際、保存された走査データを出力ＤＡＣ２６６へと出力し得る。出力ＤＡＣ２６６は、走査データをアナログ走査信号へ変換し、これらの信号をＯＣＴビームスキャナ２６８のｘガルボビームスキャナ２６８ｘおよびｙガルボビームスキャナ２６８ｙへと出力し得る。ｘガルボビームスキャナ２６８ｘおよびｙガルボビームスキャナ２６８ｙは、ｘガルボミラーおよびｙガルボミラー（またはリダイレクタ要素）を制御して、走査データとしてコードされた標的走査パターン３０２および変更された走査パターン３１２に従ってＯＣＴ画像ビーム２２２／３０８を走査させる。いくつかの実行様態において、一体型（ｘ、ｙ）ガルボ−コントローラ２６８ｘｙが設けられ得る。一体型（ｘ、ｙ）ガルボ−コントローラ２６８ｘｙは、ｘ軸およびｙ軸双方の周囲を回転することが可能な単一のガルボミラーを制御する。出力ＤＡＣ２６６はまた、画像化同期装置２４２を駆動して、走査動作によるＯＣＴ画像の取得を同期させることができる。

いくつかの実行様態において、画像化プロセッサ２５０は、共有ＰＣＩバス２５２の代わりの専用メモリバスまたはローカルバスを通じて走査データを専用入力／出力ボード２６０へ出力することができる。他の実行様態において、画像化プロセッサ２５０と、ＤＭＡエンジン２６２とが直接接続され得る。

この設計は、少なくとも以下の理由によって効率的である：（１）走査データまたは走査パターンが画像化プロセッサ２５０によって事前計算されているため、時間のかかるリアルタイムの走査データ計算が不要である。（２）走査データをリアルタイムで出力するタスクが画像化プロセッサ２５０へ課されていない。なぜならば、事前計算された走査データが専用データバッファ２６４中に保存されているからである。この設計により、画像化プロセッサ２５０のマルチタスクに起因する介入、一時停止およびジッターを５０マイクロ秒、４０マイクロ秒またはさらには２０マイクロ秒未満に低下させることができる。（３）走査データの転送が他のエージェントによって共有されたバス２５２によって妨害されることがなく、また、典型的には低速の転送レートの共有ＰＣＩバス２５２によって速度低下させられることもない。（４）データバッファ２６４は、走査タスクのために専用に用いられるため、走査データの出力を高速転送モード（例えば、バーストモード）で行うことが可能になり、よって走査速度がさらに高くなる。

加えて、専用入力／出力ボード２６０は、走査データの出力を本質的に自立的に駆動するため、画像化プロセッサ２５０は、走査データ出力と平行して他の機能（例えば、変更された走査パターン３１２の生成）を行わなくてよい。

いくつかの実行様態において、出力ＤＡＣ２６６による出力速度は高速に設定することができるため、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の動作速度は、（走査電子機器の速度ではなく）ＯＣＴカメラ２３０の統合時間によって制限され得る。これらの実行様態のうちいくつかにおいて、出力ＤＡＣ２６６は、以下の範囲のうち１つの範囲内の速度で走査信号を出力することができる：１Ｈｚ〜１ＭＨｚ、１００Ｈｚ〜１ＭＨｚ、または１ｋＨｚ〜１００ｋＨｚ。

図９に示すように、いくつかの白内障手術レーザシステム１００は、別の種類の画像化システム（すなわち、掃引光源−ＯＣＴ（ＳＳ−ＯＣＴ）画像化システム２８０）を含み得る。ＳＳ−ＯＣＴ画像化システム２８０は、波長スイープ光源２８２を含み得る。波長スイープ光源２８２は、コヒーレント画像ビームをＳＤ−ＯＣＴ光源２１０の場合よりも狭い帯域幅Ｗ_sourceで出射することができる。高度変調技術により、ＳＳ−ＯＣＴ光源２８２は、出射された画像ビーム２２２の波長を変化させ、波長λを帯域幅Ｗ_sourceにおいて時間において「スイープ」する。ＳＳ−ＯＣＴ画像化システム２８０は、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００の場合と同様のビーム誘導システム２１１を用い得る。詳細には、第１のビームスプリッター２１２は、ここでも、異なる波長と関連付けられた画像化情報を搬送する結合ビーム２２６を生成することができる。

スペクトロメータベースの画像化システムからの差として、ＳＳ−ＯＣＴ画像化システム２８０は、異なる波長またはスペクトル成分を時間において分離する。一方、ＳＤ−ＯＣＴシステム２００は、これらを空間において分離する。これらの異なる波長成分は、異なるｚ深さに対応する画像データを搬送し、波長λがＳＳ−ＯＣＴ光源２８２によってスイープされる際に時間系列中に分離される。よって、ＳＳ−ＯＣＴシステム２８０のＯＣＴカメラ２３０も異なる。

いくつかの実行様態において、単一の検出器２８４からなり得る。単一の検出器２８４は、短い時間間隔で結合ビーム２２６を検出および分解することができる。いくつかの実施形態において、検出器２８４は、アバランシェフォトダイオードまたは光電子増倍管であり得る。検出器２８４は、異なる波長またはスペクトル成分に対応する検出された信号を１組のデータビナー２８６へ転送またはダンプすることができる。ＳＳ−ＯＣＴ画像化システム２８０のいくつかの実施形態は、ＳＢ−ＯＣＴ画像化システムに類似する。なぜなら、両者とも、スペクトル分解を介して画像生成を行うからである。ＳＢ−ＯＣＴシステムの場合と同様に、ＳＳ−ＯＣＴ画像のスペクトル成分を組み立てて、ＯＣＴ画像とすることができる。高速フーリエ変換器２８８は、データビナー２８６のコンテンツに対してフーリエ変換を行って、画像生成器２３４によるＯＣＴ画像の生成を支援することができる。ＦＦＴユニット２８８は、ＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００内のＦＦＴユニット２３３に類似し得る。

上記の記載によれば、ＳＳ−ＯＣＴ画像化システム２８０は、ＴＤ−ＯＣＴ画像化システムと同様の特徴を有する。なぜならば、１つのフェーズにおいて、画像化データの取得が並列的にではなく連続的に行われるからである。しかし、ＴＤ−ＯＣＴシステムの場合と対照的に、異なるｚ深さの画像化データが結合ビーム２２６の異なるスペクトル成分と共に取得されるため、ＦＦＴユニット２８８によってフーリエ変換を行う必要が出てくる。この点において、ＳＳ−ＯＣＴ画像化システム２８０は、異なるスペクトル成分と共に明白に機能するＳＤ−ＯＣＴ画像化システム２００に関連する。ＳＳ−ＯＣＴシステムは、以下の１つの点においてＳＤ−ＯＣＴシステムに類似する：すなわち、機械的部分（例えば、基準ミラー２１６）を移動させることなく、波長スイープ光源２８２の画像ビームの波長をスイープする。最後に、波長スイープ光源２８２の波長スイープは、ＴＤ−ＯＣＴシステムの走査速度を大きく上回る速度で行うことが可能である。なぜならば、スイープにおいて可動部分が用いられないため、ＳＳ−ＯＣＴシステム２８０は、ＳＤ−ＯＣＴシステムの画像化速度にはかなわないものの、ＴＤ−ＯＣＴシステムよりもずっと高速で画像化を行うことができるからである。よって、ＳＳ−ＯＣＴ画像化システム２８０の実行様態は、ライブリフレッシュレートで受容可能な分解能で画像生成を行うことができ、これにより、極めて有用な機能性を持ちかつ実用的なフィードバックが白内障手術システム１００のために提供される。

図１０は、白内障手術システム１００を作動させるための眼科手術方法５００を示す。方法５００は、眼１の水晶体５のための標的走査パターン３０２の電子表示をレーザコントローラ１３０によって生成すること（５１０）と、標的走査パターン３０２に従って眼の水晶体５内において手術レーザビーム３０４を白内障手術レーザシステム１００によって生成および走査することにより、水晶体中に切開部３０６を生成すること（５２０）と、レーザビームの走査開始後に眼の一部および切開部３０６の画像をスペクトル領域光学コヒーレンス断層画像化システム２００によって生成すること（５３０）と、生成された画像に関連して変更された走査パターン３１２の電子表示をレーザコントローラ１３０によって生成すること（５４０）と、変更された走査パターン３１２に従って、眼の水晶体５内において手術レーザビーム３０４を白内障手術レーザシステム１００によって生成および走査することにより、変更された切開部３１４を生成すること（５５０）とを含み得る。

いくつかの実行様態において、変更された走査パターン５４０の電子表示を生成することは、眼の部分の生成された画像に応じて、システムオペレータから変更入力を受信することを含み得る。

他の実行様態において、変更された走査パターン５４０の電子表示を生成することは、生成された画像をＯＣＴ画像プロセッサ２０１によって分析することと、標的走査パターン３０２に相対する切開部３０６の逸脱を決定することと、レーザコントローラ１３０に変更された走査パターン３１２を生成させるための制御信号をＯＣＴ画像プロセッサ２０１によって生成することとを含み得る。

図１１は、白内障手術６００の関連方法を示す。方法６００は、眼１の水晶体５内におけるレーザコントローラ１３０による手術レーザビーム３０４の走査を制御すること（６１０）と、水晶体の一部の画像５を少なくとも５フレーム／秒の速度でスペクトル領域光学コヒーレンス断層画像化システム２００によって生成すること（６２０）と、生成された画像の分析に応じて、手術レーザビーム３０４の走査をレーザコントローラ１３０によって変更すること（６３０）とを含み得る。

本明細書中、多数の特定の例が述べられているが、これらの特定の例は、本発明の範囲または特許請求の範囲を限定するものとして解釈されるべきではなく、特定の実施形態に特有の特徴の記載として解釈されるべきである。本明細書中において別個の実施形態の文脈において述べられた特定の特徴を組み合わせて、単一の実施形態において実行することも可能である。逆にいえば、単一の実施形態の文脈中に述べられた多様な特徴を複数の実施形態の文脈において別個にまたは任意の適切なさらなる組み合わせで実行することも可能である。さらに、特徴について、特定の組み合わせで機能するものとして上述され得、さらには当初の請求項にそのように記載され得るが、場合によっては、請求項に記載の組み合わせの１つ以上の特徴を当該組み合わせから除去することができ、請求項に記載の組み合わせをさらなる組み合わせまたはさらなる組み合わせの変更例に用いることが可能である。

Claims (22)

1. 白内障手術システムであって、
   第１の１組のレーザパルスを生成するように構成されたレーザ源と、
   前記レーザ源へ接続された誘導光学素子であって、前記第１の１組のレーザパルスを眼内の白内障標的領域へ誘導するように構成された誘導光学素子と、
   レーザコントローラであって、
   標的走査パターンの電子表示を生成することと、
   前記誘導光学素子を制御して、前記第１の１組のレーザパルスを前記標的走査パターンの一部に従って走査して、前記白内障標的領域内に第１の光破壊領域を生成することと、
   を行うように構成されたレーザコントローラと、
   スペクトル領域光学コヒーレンス断層（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムであって、前記第１の光破壊領域の一部を含む画像を生成するように構成される、スペクトル領域光学コヒーレンス断層（ＳＤ−ＯＣＴ）画像化システムと
   を含み、
   前記レーザコントローラは、
   前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムによって生成された画像に関連して変更された走査パターンの電子表示を生成することと、
   前記誘導光学素子を制御して、第２の１組のレーザパルスを前記変更された走査パターンに従って走査して、第２の光破壊領域を生成することと
   を行うように構成される、
   白内障手術システム。
2. 前記白内障標的領域は、前嚢層を含み、
   前記標的走査パターンは、円形嚢切開、前嚢切開および曲線嚢切開のうち少なくとも１つを形成するための円筒上の１組の標的点を含む、
   請求項１に記載の白内障手術システム。
3. 前記白内障標的領域は、前記水晶体の一部を含み、
   前記標的走査パターンは、前記水晶体のチョップ、光破壊および溶解のうち少なくとも１つを発生させるために、ラジアルチョップ面、円筒、螺旋パターンおよびメッシュパターンのうち少なくとも１つの上に１組の標的点を含む、
   請求項１に記載の白内障手術システム。
4. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、４ｍｍを超えるｚ画像化範囲を持つように構成される、
   請求項１に記載の白内障手術システム。
5. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、６ｍｍを超えるｚ画像化範囲を持つように構成される、
   請求項１に記載の白内障手術システム。
6. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、２つ以上の画像を４ｍｍ未満の画像化範囲と一体化することにより、前記第１の光破壊領域の部分の画像を生成しない、
   請求項１に記載の白内障手術システム。
7. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、前記画像を１秒未満の画像化時間で生成するように構成される、
   請求項１に記載の白内障手術システム。
8. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、前記画像を０．１秒未満の画像化時間で生成するように構成される、
   請求項１に記載の白内障手術システム。
9. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、反復される画像を２０〜２００フレーム／秒の範囲内のフレームレートで生成するように構成される、
   請求項１に記載の白内障手術システム。
10. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、反復される画像を２５〜５００フレーム／秒の範囲内のフレームレートで生成するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
11. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、反復される画像を５００〜２，０００Ａ走査／Ｂ走査の範囲内の（ｘ、ｙ）分解能で生成するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
12. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、反復される画像を２，０００〜５，０００Ａ走査／Ｂ走査の範囲内の（ｘ、ｙ）分解能で生成するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
13. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、反復される画像を０．５〜２百万画像点／画像の範囲内の画像分解能で生成するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
14. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、反復される画像を２〜５百万画像点／画像の範囲内の画像分解能で生成するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
15. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、少なくとも１０００のｚ深さからの画像点を含むＡ走査からＢ走査を生成するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
16. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、反復される画像を１〜１０フレーム／秒の範囲内のリフレッシュレートおよび２〜５百万画像点の範囲内の高画像分解能で生成するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
17. 前記レーザコントローラは、前記システムオペレータが前記第１の光破壊領域の部分の画像を分析したのに応じて、前記システムオペレータから受信された変更入力に従って前記変更された標的走査パターンの電子表示を生成するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
18. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、前記第１の光破壊領域の前記標的走査パターンに相対する位置の前記システムオペレータによる較正を支援するための較正マークを表示するように構成される、
    請求項１に記載の白内障手術レーザシステム。
19. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、スペクトロメータベースのＯＣＴ画像化システムを含み、
    広帯域ビームを生成する広帯域光源と、
    ビーム誘導システムであって、
    前記広帯域ビームを分割して画像ビームおよび基準ビームとすることと、
    前記画像ビームを前記眼へ誘導し、前記眼からの返送画像ビームを誘導することと、
    前記基準ビームを基準ミラーへ誘導し、前記基準ミラーからの返送基準ビームを誘導することと、
    前記返送画像ビームおよび前記返送基準ビームを結合して、結合ビームを得ることと
    を行う、ビーム誘導システムと、
    前記結合ビームを受信するように構成されたＯＣＴカメラであって、
    前記結合ビームを分解してスペクトル成分を得るスペクトル分解装置、
    前記スペクトル成分を感知するセンサーアレイ、
    前記感知されたスペクトル成分からフーリエ変換を生成する高速フーリエ変換器システム、および
    前記フーリエ変換されたスペクトル成分から画像を生成する画像生成器
    を含む、ＯＣＴカメラと、
    を含む、
    請求項１に記載の白内障手術システム。
20. 前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムは、
    標的走査パターン制御信号を出力するように構成された専用入力／出力ボードを含み、
    前記専用入力／出力ボードは、
    専用メモリコントローラ、
    データバッファ、および
    出力デジタル／アナログ変換器、
    を含み、
    前記ＳＤ−ＯＣＴ画像化システムによる画像化は、前記出力デジタル／アナログ変換器による前記標的走査パターン制御信号の出力と同期される、
    請求項１９に記載の白内障手術システム。
21. 白内障手術システムであって、
    第１の１組のレーザパルスを生成するように構成されたレーザ源と、
    前記レーザ源へ接続された誘導光学素子であって、前記第１の１組のレーザパルスを眼の水晶体へ誘導するように構成される、誘導光学素子と、
    レーザコントローラであって、
    標的走査パターンの電子表示を生成すること、
    前記誘導光学素子を制御して、前記第１の１組のレーザパルスを前記標的走査パターンに従って走査して、第１の光破壊領域を生成することと
    を行うように構成される、レーザコントローラと、
    前記第１の光破壊領域の一部の画像を生成するように構成された掃引光源光学コヒーレンス断層（ＳＳ−ＯＣＴ）画像化システムと
    を含み、
    前記レーザコントローラは、
    前記ＳＳ−ＯＣＴ画像化システムによって生成された画像に関連して、変更された走査パターンの電子表示を生成することと、
    前記誘導光学素子を制御して、第２の１組のレーザパルスを前記変更された走査パターンに従って走査して第２の光破壊領域を生成することと
    を行うように構成される、
    白内障手術システム。
22. 前記掃引光源−ＯＣＴ画像化システムは、
    スイープ波長ビームを生成する波長スイープ光源と、
    ビーム誘導システムであって、
    前記スイープ波長ビームを分割して画像ビームおよび基準ビームを得ることと、
    前記画像ビームを前記眼へ誘導し、前記眼からの返送画像ビームを誘導することと、
    前記基準ビームを基準ミラーへ誘導し、前記基準ミラーからの返送基準ビームを誘導することと、
    前記返送画像ビームおよび前記返送基準ビームを結合して、結合ビームを得ることと
    を行うように構成される、ビーム誘導システムと、
    前記結合ビームを受信するように構成されたＯＣＴカメラであって、
    前記結合ビームを検出する検出器、
    前記結合ビームを時間系列データとして検出するデータビナー、
    前記検出された時間系列データをフーリエ変換する高速フーリエ変換システム、および
    前記フーリエ変換から画像を生成する画像生成器
    を含む、ＯＣＴカメラと、
    を含む、
    請求項２１に記載の白内障手術システム。

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