JP2018514251A - 複数深さの光干渉トモグラフィー（ｏｃｔ）システム、方法、及び、当該システムを含んだレーザ眼手術システム - Google Patents

Abstract

複数の深さ位置を撮像するためのＯＣＴシステムは、光源と、サンプルアームと、２または３以上の参照アームと、を備える。サンプルアームは、対象物へと光を伝播させ、第１位置からの第１戻り光ビームと第２位置からの第２戻り光ビームとを有する対象物戻り光を案内する。第２戻り光ビームは、分散差量だけ第１戻り光ビームよりも高い分散レベルを有している。第１及び第２参照アームが、それぞれ、第１及び第２戻り光ビームと略同じ分散を有する光ビームをもたらす。光路は、対象物戻り光と参照光ビームの全てを組み合わせる。ＯＣＴ検出器が、結果のインターフェログラムを測定する。撮像情報が、分散差量に基づいて、第１位置と第２位置との両方のために得られる。

Description

〔関連出願の参酌〕
本願は、２０１５年３月２５日に出願された米国特許仮出願第６２／１３８，２３２号についての米国特許法（３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．）第１１９条（ｅ）の優先権を主張する。当該仮出願の全体の内容が、当該参照により、本明細書の一部とされる。パリ条約上の優先権の全てが、明示的に保持される。

光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）は、１乃至１５μｍの軸方向分解度で断面画像サンプルまたは３次元画像サンプルを提供する非侵襲の光学撮像技術である。ＯＣＴの主要な適用の１つが、眼科である。様々な公知のＯＣＴシステムの中で、フーリエ領域ＯＣＴ（ＦＤ−ＯＣＴ）が、時間領域ＯＣＴ（ＴＤ−ＯＣＴ）よりも有意に速く、信号ノイズ比（ＳＮＲ）も改善される。

しかしながら、ＦＤ−ＯＣＴは、内在するサンプル非依存の制限された深さ範囲に問題がある。典型的には、それは、１〜５ｍｍである。１つの制限は、ＦＤ−ＯＣＴがスペクトラルインターフェログラム（干渉スペクトル）の逆フーリエ変換から深さ情報を抽出するという事実から来る。スペクトラルインターフェログラムは、実信号として記録され得るのみであるから、そのフーリエ変換は、必ず、ゼロ経路長差（ＺＰＤ）点について対称なエルミートである。結果として、ＺＰＤ周りの正負の移動が明確に解像できず、鏡像アーティファクトをもたらし、利用可能な範囲を半減させてしまう。これは、複素共役曖昧性と呼ばれている。別の制限は、感度の落下である。これは、増大する深さに伴って感度が低下することに帰結する。さらに、ＯＣＴ信号は、後方散乱フォトンからのみ抽出されるため、吸収と散乱とによる光学的減衰が、利用可能な画像深さを２ｍｍ未満にしてしまう。

ＺＰＤ点周りの測定範囲を効果的に２倍にするべく、複素共役アーティファクトを除去する幾つかの「フルレンジ」ＯＣＴ技術が、開発されている。最近、分散エンコードフルレンジ（ＤＥＦＲ）ＯＣＴ法が開発された。これは、サンプルアームと参照アームとの間での分散のミスマッチを利用する。当該ミスマッチは、一方のアームにおける分散材料によって引き起こされ、Ｚ空間での信号ピークの広がりに帰結して、複雑な条件を除去することを可能にする。Ｂ．Ｈｏｆｅｒ等による、Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ１８（２０１０）、４８９８〜４９１９頁を参照。

これらの所謂フルレンジＯＣＴ技術は、約４ｍｍの利用可能な画像深さに帰結する。しかしながら、大人の眼の平均的な軸方向長さは、約２４ｍｍである。従って、眼科医は、１）網膜の撮像、２）前方眼の撮像、３）軸方向眼長の測定、のために、３または４以上の別個のＯＣＴ測定を利用しなければならない。

これら欠点の結果として、改善されたＯＣＴシステム及び方法のニーズがある。

従って、本発明は、関連技術の制限ないし不利点による１または２以上の問題を緩和するべく、複数深さのＯＣＴシステムの実施形態を提供する。本発明の一実施形態の１つの特徴は、１回の走査でサンプルの２または３以上の異なる位置を撮像する複数深さのＯＣＴシステムである。本発明の別の特徴は、サンプル内の分散媒体によって分離された異なる深さ位置からのＯＣＴ戻り光が様々な分散を有して、各深さ位置がそれぞれの経路長と当該深さ位置の分散に合致する参照アームと対の関係とされ、それによって、サンプルアームと参照アームとが各深さ位置で合致しそれらの分散によってエンコードされる、という複数深さのＯＣＴシステムである。結果として測定されるスペクトラルインターフェログラム（干渉スペクトル）は、それらの分散に基づいて分離され得て、複数の深さ位置での画像情報を得る。

サンプル内における複数の深さ位置の撮像のための複数深さのＯＣＴシステムは、光ビームを生成するＯＣＴ光源を備える。サンプルアームが、対象物へと前記光ビームを伝播させ、対象物戻り光を案内するように構成されている。対象物戻り光は、対象物内の第１位置から反射された第１戻り光ビームと、対象物内の第２位置から反射された第２戻り光ビームと、を有する。第２戻り光ビームは、所定の分散差量だけ第１戻り光ビームの第１分散レベルよりも大きい第２分散レベルを有している。第１参照アームが、第１分散レベルの第１参照光ビームをもたらすように構成されており、第２参照アームが、第２分散レベルの第２参照光ビームをもたらすように構成されている。光路は、対象物戻り光、第１参照光ビーム及び第２参照光ビームの全てを組み合わせて、当該組み合わされたビームを案内するべく構成されている。ＯＣＴ検出器が、組み合わされたビームに基づいてスペクトラルインターフェログラムを測定するように構成されている。撮像情報が、前記分散差量に基づいて、第１位置と第２位置との両方のために、得られる。

ある実施形態において、第１位置と第２位置との間の距離は、５ｍｍ以上である。別の実施形態において、第１位置と第２位置との間の距離は、１０ｍｍ以上である。

撮像される対象物は、好適には、眼である。人間の眼を含む。好適には、撮像される第１位置は、眼の前眼房、またはその近傍、である。第２位置は、好適には、眼の前眼房の後方に位置している。より好適には、第２位置は、網膜、またはその近傍、に位置している。

ある実施形態において、第１参照アームは、部分ミラーであり、第２参照アームは、ミラーであり、分散媒体が、前記部分ミラーと前記ミラーとの間に存在しており、対象物内の第１位置と第２位置との間の光路長は、実質的に、参照アームの部分ミラーと参照アームのミラーとの間の光路長と同じである。

別の実施形態では、レーザ手術システムが、複数深さのＯＣＴシステムを備えている。

別の実施形態は、対象物の撮像のための複数深さのＯＣＴ法を開示しており、当該方法は、光ビームをサンプル部分と参照部分とに分ける工程を備える。本方法は、前記サンプル部分を前記対象物までサンプルアーム光路に沿って案内し、対象物戻り光を前記サンプルアーム光路に沿って戻すように案内する工程を備える。対象物戻り光は、対象物内の第１位置から反射された第１戻り光ビームと、対象物内の第２位置から反射された第２戻り光ビームと、を有し、第２戻り光ビームは、所定の分散差量だけ第１戻り光ビームの第１分散レベルよりも大きい第２分散レベルを有する。本方法は、更に、参照部分を、第１分散レベルの第１参照光ビームをもたらすように構成された第１参照アームと、第２分散レベルの第２参照光ビームをもたらすように構成された第２参照アームと、に分ける工程を備える。本方法は、更に、対象物戻り光、第１参照光ビーム及び第２参照光ビームを組み合わせて、当該組み合わされたビームをＯＣＴ検出器に差し向けて、当該組み合わされたビームに基づいてインターフェログラムを測定する工程を備える。分散差量に基づいて、第１位置と第２位置との両方のための撮像情報が得られる。

本方法のある実施形態において、第１位置と第２位置との間の距離は、５ｍｍ以上である。本方法の別の実施形態において、第１位置と第２位置との間の距離は、１０ｍｍ以上である。

撮像される対象物は、好適には、眼である。人間の眼を含む。好適には、撮像される第１位置は、眼の前眼房、またはその近傍、である。第２位置は、好適には、眼の前眼房の後方に位置している。より好適には、第２位置は、網膜、またはその近傍、に位置している。

ある実施形態において、第１参照アームは、部分ミラーであり、第２参照アームは、ミラーであり、分散媒体が、前記部分ミラーと前記ミラーとの間に存在しており、対象物内の第１位置と第２位置との間の光路長は、実質的に、参照アームの部分ミラーと参照アームのミラーとの間の光路長と同じである。

別の実施形態において、サンプル内における複数の深さ位置の撮像のための複数深さのＯＣＴシステムは、光ビームを生成するＯＣＴ光源を備える。サンプルアームが、対象物へと前記光ビームを伝播させ、対象物戻り光を案内するように構成されている。対象物戻り光は、対象物内の第１位置から反射された第１戻り光ビームと、対象物内の第２位置から反射された第２戻り光ビームと、を有する。第２戻り光ビームは、所定の分散差量だけ第１戻り光ビームの第１分散レベルよりも大きい第２分散レベルを有している。参照アームが、部分ミラーと、ミラーと、前記部分ミラー及び前記ミラーの間の分散材料と、を有している。部分ミラーは、実質的に第１分散レベルを有する第１参照光ビームをもたらすように構成されており、ミラーは、第２分散レベルの第２参照光ビームをもたらすように構成されている。

第１位置と第２位置との間の距離は、好適には、５ｍｍ以上である。別の実施形態において、第１位置と第２位置との間の距離は、１０ｍｍ以上である。

撮像される対象物は、好適には、眼である。人間の眼を含む。好適には、撮像される第１位置は、眼の前眼房、またはその近傍、である。第２位置は、好適には、眼の前眼房の後方に位置している。より好適には、第２位置は、網膜、またはその近傍、に位置している。

以上の要旨及び以下の詳細な説明は、単なる例示であり、図式的であり、説明的であり、特許請求の範囲に規定された本発明の更なる説明を提供するものであって、本発明を限定することは意図されていない。本発明の付加的な特徴及び利点が、以下の詳細な説明に規定されていて、部分的には、当該詳細な説明から自明であるし、また、本発明の実践によって学ばれ得る（習得され得る）。本発明の目的及び他の利点は、詳細な説明、特許請求の範囲、及び、添付の図面において特に指摘される構造によって、実現され達成されるであろう。

本発明の新規な特徴は、特に添付の特許請求の範囲に記載されている。本発明の特徴及び利点のより良好な理解は、本発明の原理を利用した例示的な実施形態を説明している以下の詳細な説明及び添付の図面を参照することで促されるであろう。図面においては、同様の参照符号が同様の部分を指し示している。もっとも、同様の部分が常に同じ参照符号で示されている訳ではない。更に、図面は縮尺において正確でなく、本発明の原理を図説する目的で強調されている。全ての図が、概念を伝えることを意図しているため、相対的なサイズ、形状、他の詳細な属性は、正確に図示されるよりむしろ、概略的に図示されているかもしれない。

複数深さの光干渉トモグラフィーシステムの概略図である。 人間の眼の概略図である。 複数深さの光干渉トモグラフィーシステムの第２実施形態の概略図である。 複数深さの光干渉トモグラフィーシステムの第３実施形態の概略図である。 複数深さの光干渉トモグラフィーシステムの第４実施形態の概略図である。 分散エンコードの複数深さの光干渉トモグラフィーシステムの、スペクトラルインターフェログラム処理工程のフローチャートである。 複数深さの光干渉トモグラフィーシステムを含む、レーザ手術システムの概略図である。 図７Ａのレーザ手術システムの参照アームモジュールの一実施形態の概略図である。 図７Ａのレーザ手術システムの参照アームモジュールの一実施形態の概略図である。 別のＯＣＴ構成を有する光学ビーム走査システムの概略図である。 図８Ａのレーザ手術システムのＯＣＴ参照アームモジュールの概略図である。

以下の詳細な説明は、本発明の種々の実施形態を説明する。説明の目的上、特定の形態及び細部は、実施形態の完全な理解を提供するために記載されている。しかしながら、本発明の実施形態は当該特定の細部なしで実施できる、ということが、当業者には明らかであろう。さらに、説明対象の実施形態の内容を分かりにくくすることを回避するべく、様々な周知の特徴は、省かれて又は単純化されている場合がある。

開示される光干渉トモグラフィーのシステム及び方法の特徴ないし実施形態が、図１を参照して理解され得る。本発明による光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）システム１は、全体として、ＯＣＴ光源３、サンプルアーム５、２または３以上の参照アーム７（ＲＡ１）、９（ＲＡ２）、並びに、サンプルアーム及び参照アームからの戻り光を検出するためのＯＣＴ検出器１１．を備えている。各参照アームは、異なる光路長と異なる分散特性とを有している。当該ＯＣＴシステム及び方法は、全体として、ＯＣＴ光源からの光ビームをサンプルアーム及び参照アームに分離させる少なくとも１つのビームスプリッタ１３を更に備えている。

図１において、撮像されるべきサンプル１５は、２つの表面１７（Ｓ１）、１９（Ｓ２）を有している。一方の表面１７は、少なくとも部分的に反射性を有し、ＯＣＴ光ビームの少なくとも一部は、それを貫通可能であり得る。２つの表面Ｓ１、Ｓ２は、サンプル１５内の異なる深さ位置にある。他に明示されない限り、本明細書において深さ位置とは、ＯＣＴ撮像光の伝播方向に沿ったサンプル内の位置である。当該表面は、所定の距離だけ、サンプル内の異なる深さ位置に分離されている。分散媒体が、サンプル内で表面Ｓ１、Ｓ２の間に配置されている。ＯＣＴシステム１は、サンプル内の２つの異なる深さ位置２１（Ｐ１）、２３（Ｐ２）でのサンプル１５についての構造情報を提供する。第１位置Ｐ１は、好適には、第１反射表面Ｓ１またはその近傍であり、第２位置Ｐ２は、好適には、第２反射表面Ｓ２またはその近傍である。本願の目的のため、位置Ｐは、当該表面から５ｍｍ未満であれば反射性表面の近傍であり、あるいは、当該表面から４ｍｍ未満であれば反射性表面の近傍であり、あるいは、当該表面から３ｍｍ未満であれば反射性表面の近傍であり、あるいは、当該表面から２ｍｍ未満であれば反射性表面の近傍であり、あるいは、当該表面から１ｍｍ未満であれば反射性表面の近傍である。

ビームスプリッタ１３は、全体として、ＯＣＴ光源の光を、サンプルアーム５及び参照アーム７、９に分離させる。サンプルアーム５は、ビームスプリッタ１３からの光を撮像対象のサンプル１５へと案内して対象物内の前記少なくとも２つの異なる深さ位置２１（Ｐ１）、２３（Ｐ２）からの戻り光を当該サンプルアーム光路に沿って戻すべく案内するように構成されたサンプルアーム光路を規定する、１または２以上の光学要素を有している。戻り光は、その後、ＯＣＴ検出器１１に案内される。

多くの実施形態において、位置Ｐ１におけるサンプルアーム光路の光路長Ｌ１は、ＯＣＴ光ビームがＯＣＴ光源３から位置Ｐ１まで進行する時のＯＣＴ光ビームの光路長と、位置Ｐ１からＯＣＴ検出器１１までの戻り光の光路長と、の和である。位置Ｐ２におけるサンプルアーム光路の光路長Ｌ２は、ＯＣＴ光ビームがＯＣＴ光源３から位置Ｐ２まで進行する時のＯＣＴ光ビームの光路長と、位置Ｐ２からＯＣＴ検出器１１までの戻り光の光路長と、の和である。もっとも、多くの実施形態において、光路長の差であるＬ２−Ｌ１は、好適には、位置Ｐ１と位置Ｐ２との間の光路長の差の２倍として近似され得る。

分散媒体が位置Ｐ１と位置Ｐ２との間に配置されているので、位置Ｐ２に入射したＯＣＴ光ビームは、位置Ｐ１に入射したＯＣＴ光ビームの分散よりも、高い分散を有する。更に、位置Ｐ２からの戻り光は、位置Ｐ２から位置Ｐ１への距離だけ進行する時にも、分散媒体によって分散される。これにより、位置Ｐ２からの反射光と位置Ｐ１からの反射光との間の分散差は、位置Ｐ１と位置Ｐ２との間の距離の２倍である距離に亘って生じる。結果として、位置Ｐ２からの戻り光は、位置Ｐ１からの戻り光と組み合わされて（すなわち重畳されて）サンプルを出るが、位置Ｐ１からの戻り光よりも高い分散で、サンプルアーム光路に沿って進行する。位置Ｐ１からの戻り光の分散量Ｄ１は、ＯＴ検出器１１における位置Ｐ１からの戻り光の分散量として定義される。位置Ｐ２からの戻り光の分散量Ｄ２は、ＯＴ検出器１１における位置Ｐ２からの戻り光の分散量として定義される。位置Ｐ１からの戻り光と位置Ｐ２からの戻り光との分散における差は、それぞれ、位置Ｐ１からの戻り光と位置Ｐ２からの戻り光との点拡がり関数（ＰＳＦ）における差として、図１に図式的に示されている。多くの実施形態において、位置Ｐ１と位置Ｐ２との間の分散の差は、好適には、位置Ｐ１と位置Ｐ２との間で分散媒体によって引き起こされる光ビームの分散の２倍として近似され得る。

多くの実施形態の１つの特徴は、複数の参照アーム７，９の利用である。撮像対象内の各位置に１つの参照アームが対応する。多くの実施形態において、第２光学要素またはそれに続く光学要素２５が、ＯＣＴ光ビームを分割して２または３以上の参照アーム光路を生成するべく、利用される。当該光学要素は、例えば、ビームスプリッタや部分ミラーであり得る。図１において、光学要素２５は、ＯＣＴ光ビームを、第１参照アーム７（ＲＡ１）と第２参照アーム９（ＲＡ２）とに分割する。ビームスプリッタ１３によって分割されたＯＣＴ光ビームの一部は、参照アーム７に沿って進行し、別の一部は、参照アーム９に沿って進行する。参照アーム７、９の各々は、それぞれ、ビームスプリッタ１３、ビームスプリッタ２５からの光を当該参照アーム光路７、９に沿って案内するように構成された参照アーム光路を規定する光学要素を有している。参照アーム光路７、９からの光は、再び融合されて、ＯＣＴ検出器１１に向けられる。

第１参照アーム７（ＲＡ１）は、位置Ｐ１におけるサンプルに対応しており、第２参照アーム７（ＲＡ２）は、位置Ｐ２におけるサンプルに対応している。多くの実施形態によれば、１つの参照アームは、撮像対象内の１つのサンプル位置に対応しており、当該参照アームの光路長及び分散は、サンプルアーム内の撮像対象位置の光路長及び分散と同一ないし実質同一である。各参照アームの光学要素は、当該参照アームの光路長及び分散を、対応するサンプルアームの光路長及び分散に合致させるように構成されている。これにより、図１において、参照アームＲＡ１は、位置Ｐ１におけるサンプルアームに対応している。なぜなら、光路長Ｌ１及び分散Ｄ１が、同一または実質同一であるからである。同様に、参照アームＲＡ２は、位置Ｐ２におけるサンプルアームに対応している。なぜなら、光路長Ｌ２及び分散Ｄ２が、同一または実質同一であるからである。当業者によって理解されるように、様々な参照アームは、光学要素を共用し得る。ここで、分散が実質同一であるというのは、測定される分散パラメータにおける％単位での差異が１０％未満であるか、あるいは５％未満であるか、あるいは４％未満であるか、あるいは３％未満であるか、あるいは２％未満であるか、あるいは１％未満である。サンプルアームと参照アームとの間の光路長の差が実質同一であるというのは、全ての他の要因が等しいとして、その差が十分に小さくて、ＯＣＴ光源の１つのスペクトラルインターフェログラムを検出できる状態である。

サンプルの各位置からの戻り光ビームと各参照アームからの戻り光ビームとが組み合わされ、ＯＣＴ検出器１１に向けられる。ＯＣＴ検出器１１は、撮像対象の各位置、例えば図１の深さ位置Ｐ１、Ｐ２、から反射される戻り光と参照アームＲＡ１、ＲＡ２の各々からの戻り光との干渉の結果であるスペクトラルインターフェログラム（干渉スペクトル）を検出する（すなわち、測定する）。図１に示すように、測定されたスペクトラルインターフェログラムは、位置Ｐ１からの戻り光と、対応する参照アームＲＡ１からの戻り光と、の間のスペクトル干渉に対応する成分スペクトラルインターフェログラムを含む。それらの両方が、より低い分散Ｄ１を有している。測定されたスペクトラルインターフェログラムの別成分の要素は、位置Ｐ２からの戻り光と、対応する参照アームＲＡ２からの戻り光と、の間のスペクトル干渉に対応する。それらの両方が、より高い分散Ｄ２を有している。当業者にとって自明であるように、前述の構成は、撮像対象のサンプル内の位置の各々に対応する成分スペクトラルインターフェログラムを含む測定ＯＣＴスペクトラルインターフェログラムを提供する。各成分スペクトラルインターフェログラムは、それぞれの分散特性に従ってエンコードされている。

本発明のＯＣＴシステム及び方法は、全体としてＦＤ−ＯＣＴ（フーリエ領域光干渉トモグラフィー）システムであり、ＳＤ−ＯＣＴ（スペクトル領域光干渉トモグラフィー）システムまたはＳＳ−ＯＣＴ（掃引源光干渉トモグラフィー）システムを含んでいる。従来のＦＤ−ＯＣＴシステムでは、干渉信号が分配され、多数のスペクトル波長間隔に亘って一体化され、逆フーリエ変換されて、サンプルの深さ依存の反射プロファイルが得られる。深さの関数としての散乱プロファイルは、Ａ走査（軸走査）と呼ばれている。ビームは横方向に走査され得て（Ｂ走査）、サンプルのトモグラムを形成するべく共に組み合わされ得る１組のＡ走査を生成する。

ＳＤ−ＯＣＴシステムでは、参照アーム及びサンプルアームからの組み合わされた戻り光の様々なスペクトル波長間隔が、例えばコリメータ、回折格子、線形検出器アレイ等を用いて、空間的にエンコードされる。線形検出器アレイから得られたデータの再サンプリングが実施され、波数の非線形の空間マッピングを修正する。再サンプリングと直流背景の控除の後で、深さプロファイルの構造情報が逆フーリエ変換動作を実施することによって得られる。掃引源ＯＣＴでは、広いバンド幅の光源が、迅速に走査できるレーザ源によって置換される。広い波長範囲に亘って光源波長を迅速に掃引し、各波長での各位置での散乱情報の全てを収集することによって、収集された信号の組成がスペクトル領域ＯＣＴ技術と等価になる。収集されたスペクトルデータは、逆フーリエ変換されて、空間的な深さ依存情報を回復させる。

成分スペクトラルインターフェログラムは、測定されたスペクトラルインターフェログラムにおいて、撮像対象の各位置Ｐ１、Ｐ２間の分散における差に基づいて、互いから分離される。これは、Ｂ．Ｈｅｒｍａｎｎ等のＯｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ１７（２００９）、２４１６２〜２４１７４頁の「単一層及び複数層の非散乱ファントムにおける分散エンコードフルレンジ周波数領域光干渉トモグラフィーでのスペクトル測定」、Ｂ．Ｈｏｆｅｒ等のＯｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ１７（２００９）、７〜２４頁の「分散エンコードフルレンジ周波数領域光干渉トモグラフィー」、Ｂ．Ｈｏｆｅｒ等のＯｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ１８（２０１０）、４８９８〜４９１９頁の「８００ｎｍと１０６０ｎｍでの網膜撮像のための高速分散エンコードフルレンジ光干渉トモグラフィー」、Ｌ．Ｗａｎｇ等のＪ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｏｐｔ．１５（２０１０）、０４６００４頁の「再現性の高い、マウスの眼の、掃引源分散エンコードフルレンジ生体測定及び撮像」、に開示され発展された分散エンコードフルレンジ（ＤＥＦＲ）ＯＣＴ法の修正によって達成され得る。これらの文献を参照により引用し、これらの記載内容の全てを本明細書の一部とする。

分散エンコードフルレンジ（ＤＥＦＲ）ＯＣＴ法においては、サンプルアームと参照アームとの間で一方のアームの分散材料によって引き起こされる分散のミスマッチが、Ｚ空間での信号ピークの広がりに帰結する。この分散のミスマッチは、逆フーリエ変換の前にＫ空間で数値的に補償され、それによって真の信号成分を復活させ、それらの複素共役ミラーアーティファクトを広げる。次に、ピーク検出器が真の信号成分を明らかにし、それらのミラーアーティファクトが続いて除去され得る。

ＤＥＦＲアルゴリズムは、従来のＯＣＴ法の中に、１つの反復工程を導入する。この反復工程は、２つの従来のＯＣＴ工程の間で行われる。ＯＣＴ法の第１の従来工程では、スペクトラルデータが、検出器の背景のために修正され、ｋ空間で線形化されて、スペクトルとして成形される。サンプルアームと参照アームとの間で分散ミスマッチがある場合、対応する位相シフトが、分解能を復活させるために導入される。ＦＤ−ＯＣＴ法の第２の従来工程では、データがフーリエ変換され、振幅と対数スケールのみを用いて表示される。ＤＥＦＲアルゴリズムは、深さデータにおける最高信号を特定してそれらをスペクトラルデータから取り出すことによって、これら２つの処理工程の間に反復的に導入される。ＤＥＦＲの一実施形態では、各工程において１成分だけが取り出された。これは、結果的に、サンプルデータ点と同数の工程に帰結して、計算に関するコストが高く、時間もかかった。別の実施形態では、多くの成分が１工程で取り出される。ＤＥＦＲでは、サンプルアームと参照アームとの間の高い分散が、真の信号と複素共役アーティファクトと間の大きい振幅比を保証し、これによって必要な反復工程数を低減する。ＤＥＦＲの反復は、全ての複素共役アーティファクトがノイズレベル以下になった時、停止する。

反復ＤＥＦＲアルゴリズムは、単一の信号成分の減算のために、２つのフーリエ変換を要求する。すなわち、各反復において、ｚ空間から、ｋ空間での位相シフトの適用後、再びｚ空間の複素共役スペクトルへと計算するために、２つのフーリエ変換が必要とされる：

ここで、ｃ（ｚ）は、ｚ空間における複素スペクトルを示し、ｅ^-i2φ(k)は、干渉計の参照アーム内の分散材料によって引き起こされる（逆）分散位相関数の２倍である。付加的に、ｚ空間の複素共役スペクトルから、ｋ空間での反対の位相シフトの適用後、ｚ空間の「元の」スペクトルへと計算するために、２つの更なるフーリエ変換が要求される。

ＤＥＦＲアルゴリズムは、複数深さの撮像への適用のために、修正され得る。修正がなされる場合、拡散エンコード複数深さ（ＤＥＭＤ）ＯＣＴと呼ばれ得る。ＤＥＦＲでは、分散ミスマッチが、サンプルアームと参照アームとの間で導入されるが、ＤＥＭＤでは、参照アームとサンプルアームとが分散についてマッチしていて、分散ミスマッチは、位置Ｐ１に対応する干渉と位置Ｐ２に対応する干渉との間に存在する。ＤＥＭＤでは、位置Ｐ１と位置Ｐ２との間の高い分散が、位置Ｐ１に対応する信号と位置Ｐ２に対応する信号との間の大きい振幅比に帰結する。十分に大きい振幅比を保証するために必要な分散は、サンプルに基づいて実験的に決定され得る。眼疾患の兆候がある場合、硝子体液は１．３３６の屈折率を有する。好適には、撮像される位置間（例えば位置Ｐ１と位置Ｐ２との間）の分散差は、１０ｍｍ厚の硝子体液によって引き起こされるＯＣＴ光源の分散よりも大きい、あるいは、１６ｍｍ厚の硝子体液によって引き起こされるＯＣＴ光源の分散よりも大きい、あるいは、２０ｍｍ厚の硝子体液によって引き起こされるＯＣＴ光源の分散よりも大きい、という必要がある。

図６は、ＤＥＭＤで用いられる処理工程の要旨である。最初に、工程５０２において、測定されたスペクトラルインターフェログラムデータが検出器の背景のために修正され（工程５０２）、その後、再サンプリングされて（すなわちｋ空間で線形化されて）（工程５０４）、スペクトルとして成形される（工程５０６）。これらの工程は、ＯＣＴデータ処理において従来同様のものであり、当業者に知られたものである。これらの一連の工程は、残りの処理工程の基礎となる修正されたインターフェログラムを提供する。工程５０８において、位置Ｐ１でのサンプルアームと位置Ｐ２でのサンプルアームとの間の分散ミスマッチが評価される。工程５１０では、撮像されるべきサンプル内の各位置に対応する各信号からの寄与分が、位置Ｐ１と位置Ｐ２との間の分散差に基づいて、ＤＥＭＤによって分離される。最後に、データがフーリエ変換され（工程５１２）、振幅及び対数スケールを用いて選択的に表示される（工程５１４）。

ＤＥＭＤでは、工程５０８において、周波数依存の分散位相φ（ｋ）が、分散位相項ｅ^-iφ(k)が逆ＦＦＴ前に適用され得る前に、評価されなければならない。周波数依存の分散位相φ（ｋ）は、シャープネスの測定値Ｒ（・）として、（線形スケール上の）空間領域信号の情報エントロピーを用いて評価され得る。Ｙ．Ｙａｓｕｎｏ等のＯｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ１５（２００７）、６１２１〜６１３９頁の「１μｍの掃引源光干渉トモグラフィーと散乱光干渉アンジオグラフィーによる、生体内での深い後方眼の高コントラストの撮像」を参照のこと。一般的に、以下式の２次及び３次の分散係数に対応する、パラメータａ₂ 、ａ₃ を決定することのみが必要である：

自由空間での干渉計測定からのデータ毎に、幾つかの光路長の差（ＯＰＤｓ）が分散を評価するために利用され得る。Ｂ．Ｈｏｆｅｒ等のＯｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ１７（２００９）、７〜２４頁の「分散エンコードフルレンジ周波数領域光干渉トモグラフィー」を参照のこと。

ＤＥＭＤでは、修正されたインターフェログラムが、最初に逆フーリエ変換される。ピーク検出器が、ｚ空間で最強の信号成分を見出し、それらの１または複数をスペクトルから取り出す。これらの取り出された信号成分は、位置Ｐ１に対応する信号成分に対応する。その後、位置Ｐ２に対応する信号成分を回復するために、フーリエ変換が計算され、位置Ｐ２での分散による分散位相ｅ^±iφ(k)がｋ空間内の信号に適用される。その後、ｚ空間内で位置Ｐ２において位相調整されたスペクトルが、逆フーリエ変換を介して取り戻される。

このような態様で深さ位置Ｐ１での信号と深さ位置Ｐ２での信号をデコードすることによって、本明細書で説明されるＯＣＴシステム及びＯＣＴ法は、単一のＡ走査においてサンプル内の複数深さでのサンプル画像情報を提供する。

特に好適な実施形態では、ＯＣＴシステム及びＯＣＴ法によって複数深さで撮像されるべき物体は、眼、好適には人間の眼、である。図２は、人間の眼４０の概略図である。多くの実施形態において、ＯＣＴ光源４からの光ビームは、図４の左側から眼に入り、角膜７０内に屈折し、前眼房７４と虹彩７６を通過して、瞳孔を通過して、水晶体（レンズ）７２に至る。レンズ内への屈折の後、光は、硝子体眼房４６を通過し、網膜７６に当たる。網膜７６が、光を検出して、それを電気信号に変えて、光神経を介して脳（不図示）へと伝達する。硝子体眼房４６は、水晶体７２と網膜７６との間に位置する透明な液体である硝子体液を収容している。図２に示されているように、角膜７０は、角膜厚さ（ＣＴ）を有している。それは、ここでは、角膜７０の前面と後面との間の距離とみなされる。前眼房７４は、前眼房深さ（ＡＣＤ）を有している。それは、角膜７０の後面と水晶体７２の前面との間の距離である。水晶体７２は、水晶体厚さ（ＬＴ）を有している。それは、水晶体７２の前面と後面との間の距離である。眼は、軸長（ＡＸＬ）を有している。それは、角膜７０の前面と網膜７６との間の距離である。網膜７６において、像が焦点を合わせる。

前眼房７４は、水溶性の体液で充たされていて、水晶体を通して硝子体眼房と光学的に連絡する。硝子体眼房は、眼球の後方側で約４／５を占めて、硝子体液で充たされている。平均的な大人の眼は、約３．１５ｍｍのＡＣＤを有しているが、個人間で大きなバラつきがある。平均的な大人の眼は、約２４ｍｍのＡＸＬを有する。

多くの実施形態において、眼内の２または３以上の撮像位置が、水晶体の前面またはその近傍の第１位置と、網膜またはその近傍の第２位置と、を含む。幾つかの実施形態では、第１位置は、眼の軸長に沿って角膜の前面から網膜に向けて測定される時、大人の眼内で０〜７ｍｍ、あるいは２〜５ｍｍ、あるいは３〜４ｍｍ、に位置する。第１位置の場所は、個人のバラつきや、様々な集団、例えば子供たち、を考慮し得る。幾つかの実施形態では、第２位置は、眼の軸長に沿って角膜の前面から網膜に向けて測定される時、大人の眼内で約１２ｍｍから眼の全長（ＡＸＬ）（例えば２４ｍｍ）まで、あるいは１５ｍｍから当該全長まで、あるいは、好適には２０ｍｍから当該全長まで、に位置する。２つの撮像位置の物理的な距離は、５ｍｍより大きい、あるいは７ｍｍより大きい、あるいは１０ｍｍより大きい、あるいは１５ｍｍより大きい、あるいは２０ｍｎｍより大きい。

複数深さのＯＣＴのシステム及び方法の一実施形態が、眼を撮像するという内容で、図３に図示されている。図３において、ＯＣＴ光源２は、光ビーム４を生成する。光ビーム４は、ビームスプリッタ６によって、サンプルアーム８と参照アーム１０とに分割される。

ＯＣＴ光源の特性や光ビームの波長は、特に限定されないが、光ビームの選択波長は、それが分散媒体によって分散されるように、選択されるべきである。眼を撮像する際、光ビームの波長は、好適には５００ｎｍ〜１２００ｎｍの範囲、あるいは、７００〜９５０ｎｍの範囲である。

サンプルアーム８へと方向付けられる光ビーム４の一部は、サンプルアームの光路に沿って進行して、光学要素２０によって眼４０に向けて案内される。眼４０は、部分的に反射性の第１位置４２を有している。当該第１位置４２は、好適には、眼の前眼房７４またはその近傍であるように選択される。光ビーム４の一部は、第１位置４２またはその近傍で反射され、光ビームの他の一部は眼を通過し続けて、網膜７６近くの眼４０内の第２位置４４に至る。光ビーム４は、第２位置４４で戻り光として反射されて、第１位置４２に向けて戻される。第２位置４４からの戻り光は、第１位置４２から第２位置４４に進行する際の光ビーム４に対する硝子体液の分散効果と第２位置４４から第１位置４２に進行する戻り光に対する硝子体液の分散効果とのために、第１位置４２からの戻り光よりも高い分散を有している。第１位置４２と第２位置４４とからの戻り光は、集約されて、サンプルアーム光路に沿ってビームコンバイナ３４まで戻され、参照アームからの光ビームと組み合わされる。

参照路１０へと方向付けられるＯＣＴ光ビームの一部は、更に、第１参照路１４と第２参照路１６とに分離される。第１参照路１４は、少なくとも、第１光遅れ要素２４と第１分散修正要素２６とを有している。第１光遅れ要素２４は、当該参照路の光路長が第１位置からの戻り光ビームの光路長と同一か略同一であるように、選択されている。第１分散修正要素２６は、ＯＣＴ検出器３６に到達する時点での第１参照路１４からの光の分散が第１位置４２からの反射光の分散と同一か略同一であるように、選択されている。従って、第１参照路１４は、第１位置４２におけるサンプルアームに対応する。様々な光遅れ要素と戦略（用法）とが、当業者に周知であり、個々のシステムないし応用の設計に基づいて、当業者によって選択され得る。

第２参照路１６は、少なくとも、第２光遅れ要素２８と第２分散修正要素３０とを有している。第２光遅れ要素２８は、当該参照路の光路長が第２位置の光ビームの光路長と同一か略同一であるように、選択されている。第２分散修正要素３０は、ＯＣＴ検出器３６に到達する時点での第２参照路１６からの光の分散が第２位置４４からの反射光の分散と同一か略同一であるように、選択されている。第２参照路１６は、第２位置４４におけるサンプルアームに対応し、第１参照路１４の光の分散よりも高い分散を有する。

第１参照路１４からの光は、ビームコンバイナ３２によって、第２参照路１６からの光と組み合わされ、当該組み合わされた参照光ビームは、更にビームコンバイナ３４によって位置４２、４４からの反射光と組み合わされる。各参照アームからの光と各位置４２、４４から反射戻り光との重畳によって、当該重畳光のスペクトル干渉が得られる。ＯＣＴ検出器は、結果としてのスペクトラルインターフェログラムを検出し（すなわち、測定し）、検出器からの出力である測定されたスペクトラルインターフェログラムは、プロセッサ４８に供給される。当該結果は、プロセッサ４８に記憶され得て、ディスプレイ４７に表示され得る。

測定されたスペクトラルインターフェログラムは、眼内の位置４２からの戻り光と、対応する参照路１４からの戻り光と、の間のスペクトル干渉に対応する成分スペクトラルインターフェログラムを含む。それらの両方が、同一または略同一の分散を有する。測定されたスペクトラルインターフェログラムの他の成分スペクトラルインターフェログラムは、位置４４からの戻り光と、対応する第２参照路１６からの光と、の間のスペクトル干渉に対応している。それらの両方が、他の経路の分散よりも高い同一の分散を有している。当業者にとって自明であるように、説明された構成は、位置４２、４４に対応する成分スペクトラルインターフェログラムを有する測定ＯＣＴスペクトラルインターフェログラムを提供する。その各々が、それぞれの分散特性によって、エンコードされている。本発明によれば、これらの成分スペクトラルインターフェログラムは、更に以下に詳述されるように、位置４２、４４からの戻り光間での分散差に基づいて、測定スペクトラルインターフェログラムから得られる。

本明細書で説明されるシステム及び方法は、サンプル内の複数深さでの同時撮像を提供する。より詳細には、本明細書で説明されるシステム及び方法は、人間の眼内の複数深さでの同時撮像を提供する。好適な実施形態では、眼内の第１撮像位置は、水晶体の前面またはその近傍であり、眼内の第２撮像位置は、網膜またはその近傍である。従って、本発明によるＯＣＴシステム及び方法は、眼の前眼房またはその近傍の領域と網膜またはその近傍の位置との両方を同時に撮像することを可能にする。

図４は、参照アーム１０の設計を除いて、図３と同じである。図４においては、第１光遅れ要素２５と第１分散修正要素２７とが、ビームスプリッタ１２の前の参照アーム光路内に置かれている。図４において、第１光遅れ要素２５は、当該参照路の光路長が第１位置４２への光ビームの光路長とＯＣＴ検出器３６への反射光の光路長との和と同一か略同一であるように、選択されている。第１分散修正要素２７は、ＯＣＴ検出器３６に到達する時点での第１参照路１４からの光の分散が第１位置４２からの反射光の分散と同一か略同一であるように、選択されている。参照路１０の光は、その後、ビームスプリッタ１２によって分離される。ここで、第２参照路１６は、第２光遅れ要素２９と、第２分散修正要素３１と、を含んでいる。図４の実施形態において、第２分散修正要素３１は、位置４２、４４間での分散差の２倍に略マッチすることのみが必要である。このことは、システムの設計及び修正を簡略化し得る。

複数深さのＯＣＴシステム及び方法の別の実施形態が、図５に図示されている。図５の実施形態では、サンプルアームが、眼４０に光ビーム４を焦点合わせするための対物レンズ５４を有している。図５において、ＯＣＴ光源２は、ビームスプリッタ５２に向けられる光ビーム４を生成する。ビームスプリッタ５２は、光ビーム４の一部をサンプルアームに沿うように案内し、光ビーム４の一部を参照アームに沿うように案内する。ビームスプリッタ５２を通過した後、光ビーム４の一部はサンプルアームに沿って進行して、対物レンズ５４によって眼４０上に焦点合わせされる。光ビーム４の一部が眼内の位置４２またはその近傍で反射される。位置４２は、好適には、前眼房またはその近傍である。光ビーム４の一部は、位置４２を通過して眼４０内の深さ位置４４まで進行する。位置４４は、好適には、網膜またはその近傍である。光ビーム４の一部は、また、位置４４またはその近傍において反射されて、眼４０の入口に向かって戻される。各位置４２、４４からの集約された戻り光は、その後、サンプルアームに沿って対物レンズ５４を通って戻され、ビームスプリッタ５２によって案内される。

光ビーム４は位置４２から位置４４に進行する際に硝子体液を通過し、位置４４からの反射ビームも硝子体液を通過するため、当該戻り光は、位置４２からの反射戻りビームよりも高い分散を有する。

参照アームは、部分ミラー６０、分散媒体６２及びミラー６４を有している。ビームスプリッタ５２によって参照アームに沿うように方向変換されるＯＣＴ光ビーム４の一部は、部分ミラー６０へと案内される。部分ミラー６０への入射光の第１部分は、部分ミラー６０の表面から反射されて、参照アームに沿って戻る。入射光ビーム４の第２部分は、部分ミラー６０を通過して、分散媒体６２を通ってミラー６４に案内される。ミラー６４に入射する光ビーム４の一部は、その後、参照アームに沿って部分ミラー６０を通るように反射される。ミラー６４及び部分ミラー６０からの反射光は、参照アームに沿ってビームスプリッタ５２まで戻される。ビームスプリッタ５２から部分ミラー６０までの光路と部分ミラー６０からビームスプリッタ５２までの光路とが、共に、眼４０内の位置４２での第１サンプルアーム光路に対応する第１参照アームを規定する。ビームスプリッタ５２からミラー６４までの光路とミラー６４からビームスプリッタ５２までの光路とが、共に、眼４０内の位置４４での第２サンプルアーム光路に対応する第２参照アームを規定する。好適な実施形態では、部分ミラー６０の反射面とミラー６４の反射面とは、ＯＣＴ光ビームの伝播方向に垂直な方向において平行である。

図５の実施形態では、第１参照アームの光路長と分散とは、第１サンプルアーム光路の光路長及び分散と、同一または略同一である。第２参照アームの光路長と分散とは、第２サンプルアーム光路の光路長及び分散と、同一または略同一である。図５の実施形態では、部分ミラー６０とミラー６４との間の光路長は、位置４２と位置４４との間の光路長と、同一または略同一であるべきである。同様に、分散媒体６２の分散効果は、位置４２と位置４４との間の硝子体液４６の分散効果と、同一または略同一であるべきである。

ミラー６４からの反射戻り光は、部分ミラー６０からの戻り光と組み合わされ、当該組み合わされた位置４２、４４からの反射戻り光は、ビームスプリッタ５２によってＯＣＴ検出器３６に案内される。部分ミラー６４からの反射戻り光、ミラー６０からの反射光、及び、各位置４２、４４からの反射戻り光、の重畳光は、当該重畳光のスペクトラルインターフェログラムに帰結する。ＯＣＴ検出器は、スペクトラルインターフェログラムを検出し（すなわち、測定し）、検出器からの出力である測定されたスペクトラルインターフェログラムは、プロセッサ４８に供給される。当該結果は、プロセッサ４８に記憶され得て、ディスプレイ４７に表示され得る。

測定されたスペクトラルインターフェログラムは、位置Ｐ１からの戻り光と、対応する部分ミラー６０からの戻り光と、の間のスペクトル干渉に対応する成分スペクトラルインターフェログラムを含む。それらの両方が、より低い分散を有している。測定されたスペクトラルインターフェログラムの他の成分要素は、位置Ｐ２からの戻り光と、ミラー６４からの光と、の間のスペクトル干渉に対応している。それらの両方が、より高い分散を有している。当業者にとって自明であるように、説明された構成は、撮像対象のサンプル内の各位置に対応する成分スペクトラルインターフェログラムを有する測定ＯＣＴスペクトラルインターフェログラムを提供する。その各々が、それぞれの分散特性によって、エンコードされている。本発明によれば、これらの成分スペクトラルインターフェログラムは、詳述されるように、撮像対象のそれぞれの位置間での分散差に基づいて、測定スペクトラルインターフェログラムから得られる。

本明細書で説明されるＯＣＴシステム及びＯＣＴ法は、レーザ眼手術法に取り入れられるレーザ眼手術システムの一部として実装され得る。レーザ眼手術システム及び当該レーザ眼手術システムを取り入れ得るレーザ眼手術方法のタイプは、特に制限されない。

そのような一例が、図７Ａに図示されている。レーザ眼手術システムは、患者の眼１６８内に光ビームを投射して走査する。それは、超高速（ＵＦ）光源１０４（例えば、フェムト秒レーザ、または、おそらくは異なるパルス持続時間でより低いパルスエネルギ範囲のパルスとより高いパルスエネルギ範囲のパルスとを放射可能な二重目的システム）を含んでいる。このシステムを用いて、ビームが、３次元：Ｘ、Ｙ及びＺで患者の眼内で走査され得る。本実施形態では、ＵＦ波長は、１０１０ｎｍ〜１１００ｎｍで変化し得て、パルス波長は、１００ｆｓ〜１００００ｆｓで変化し得る。パルス繰り返し周波数は、１０ｋＨｚ〜２５０ｋＨｚで変化し得る。ターゲットでない組織に対する意図しない損傷に関する安全限界は、繰り返し率とパルスエネルギに関する上限を規定する。一方、閾値エネルギー、処理を完了するための時間、及び、安定性が、パルスエネルギと繰り返し率のための下限を規定する。眼１６８内、より具体的には水晶体１６９及び前水晶体嚢内、の合焦スポットのピーク電力は、光学破壊を生じさせると共にプラズマ媒介アブレーションプロセスを開始させるのに十分である。近赤外波長が好ましく、その理由は、生物学的組織中の線形光吸収及び散乱が当該スペクトル範囲に亘って減少されるからである。一例として、レーザ１０４は、１００ｋＨｚの繰り返し率及び１０マイクロジュール範囲の個々のパルスエネルギで５００ｆｓの持続時間を有するパルスを生じさせる、１０３５ｎｍの繰り返しパルス化装置であり得る。図示されていないが、ＵＦ光源１０４は、更に、パルス圧縮後にシステムを出るそれらよりも、同じまたはより長いパルス持続時間で、より高いエネルギパルスを提供するように構成され得る。すなわち、非圧縮ビームがＵＦ光源４から抽出され得て、それらのより高いエネルギパルスを提供してもよい。それでもなお、以下のシステムの説明は、より高い及び／またはより低いエネルギパルスの利用を達成することを意味する。

レーザ１０４は、入出力装置３０２を介して、光ビーム１０６を生成するべく、制御エレクトロニクス４００によって制御される。制御エレクトロニクス４００は、コンピュータまたはマイクロコントローラ等であり得る。この例では、全体のシステムがコントローラ４００によって制御され、データは入出力装置ＩＯ４０２を介して移動される。グラフィカルユーザインタフェースＧＵＩ４０４が、システム動作パラメータを設定し、ＧＵＩ４０４上のユーザ入力（ＵＩ）４０６を処理し、眼構造の像のような集められた情報を表示するために、利用され得る。

生成されたＵＦ光ビーム１０６は、二分の一波長板１０８と直線偏光子１１０を通過して、患者の眼１６８に向かって進行する。ビームの偏向状態は、所望量の光が二分の一波長板１０８と直線偏光子１１０とを通過するように調整され得る。それらは、共に、ＵＦビーム１０６に対する可変減衰器として作用する。付加的に、直線偏光子１１０の向きが、ビームコンバイナ１３４に入射する際の入射偏向状態を決定する。これによって、ビームコンバイナのスループットを最適化する。

ＵＦビームは、シャッタ１１２、アパーチュア１１４、及び、ピックオフ装置１１６を通過して進行する。システム制御シャッタ１１２は、手技上及び安全上の理由でレーザパルスのオン／オフ制御を保証する。アパーチュアは、レーザビームの外側の有効直径を設定し、ピックオフ装置は、有効なビームの出力をモニタリングする。ピックオフ装置１１６は、部分反射ミラー１２０と検出器１１８とを含んでいる。パルスエネルギ、平均出力、またはそれらの組み合わせが、検出器１１８を用いて測定され得る。情報は、減衰のため二分の一波長板８へフィードバックするために、そして、シャッタ１１２が開放されているか閉鎖されているかを検証するために、利用され得る。また、シャッタ１１２は、冗長状態検出を提供するための位置センサを有していてもよい。

ビームは、ビーム調整段階１２２を通過する。そこでは、ビーム直径、ビーム広がり、真円度、非点収差、のようなビームパラメータが修正され得る。図示の例では、ビーム調整段階１２２は、意図されたビームサイズとコリメーションを達成するべく、球面光学系１２４、１２６からなる２要素のビーム拡張テレスコープを含んでいる。ここでは図示されていないが、アナモルフィック光学系や他の光学系も所望のビームパラメータを達成するために利用され得る。これらのビームパラメータを決定するために利用される要因は、レーザの出力ビーム直径、システムの全体の倍率、及び、治療位置での所望の開口数（ＮＡ）を含む。また、光学系１２２は、所望の位置（例えば、以下に説明される２軸走査装置１５０の間の中央位置）にアパーチュア１１４を映すために利用され得る。このようにして、アパーチュア１１４を通過する光の量は、走査システムを通過することが保証される。ピックオフ装置１１６は、有効な光の信頼性あるメジャー（物差し）である。

調整段階１２２を出た後で、ビーム１０６は、折り畳み式ミラー１２８、１３０、１３２で反射する。これらのミラーは、整列目的のために調整可能であり得る。ビーム１０６は、その後、ビームコンバイナ１３４に入射する。ビームコンバイナ１３４は、ＵＦビーム１０６を反射する（ＯＣＴ３１４のビームとＡＩＭ２０２のビームとの両方を送信する）。効率的なビームコンバイナ動作のため、入射角度は、好適には、４５°未満に維持され、ビームの可能な偏向は固定される。ＵＦビーム１０６のため、直線偏光子１１０の向きが、固定された偏向を提供する。

ビームコンバイナ１３４に続いて、ビーム１０６は、ｚ調整装置すなわちＺ走査装置１４０に至る。図示の例では、ｚ調整装置は、２つのレンズ群１４２、１４４を有するガリレオテレスコープを含んでいる（各レンズ群が、１または２以上のレンズを含んでいる）。レンズ群１４２は、テレスコープのコリメーション位置付近でｚ軸に沿って移動する。このようにして、患者の眼１６８内のスポットの焦点位置がｚ軸に沿って移動する。一般的に、レンズ１４２の動きと焦点の動きとの間には、固定された線形関係が存在している。この場合、ｚ調整テレスコープは、約２倍のビーム拡張比を有し、焦点の動きに対するレンズの動きの１：１の関係を有している。あるいは、レンズ群１４４は、ｚ調整及び走査を起動するために、ｚ軸に沿って移動され得る。ｚ調整装置は、眼１６８内の治療のためのｚ走査装置である。それは、システムによって自動的に動的に制御され得て、次に説明されるＸＹ走査装置とは独立であるように、あるいはそれと相互作用するように、選択され得る。ミラー１３６、１３８は、ｚ調整装置１４０の軸に光軸を整列するために利用され得る。

ｚ調整装置１４０を通過した後、ビーム１０６は、ミラー１４６、１４８によってｘｙ走査装置に案内される。ミラー１４６、１４８は、整列目的のために調整可能であり得る。ＸＹ走査は、好適には制御エレクトロニクス４００の制御下の２つのミラー１５２、１５４を用いて、当該走査装置１５０によって達成される。それらのミラーは、モータ、ガルバノメータまたは他の公知の光学移動装置を用いて、直交方向に回転する。ミラー１５２、１５４は、対物レンズ１５８と接眼レンズ１６６との組み合わせのテレセントリック位置の近傍に位置している。これらのミラー１５２／１５４を傾斜することによって、それらによってビーム１０６を偏向することができ、患者の眼１６８内に位置するＵＦ焦点の面内での横方向移動を引き起こすことができる。対物レンズ１５８は、図示のように、複雑な複数要素のレンズ要素であり得て、レンズ１６０、１６２、１６４で表され得る。レンズ１５８の複雑さは、走査フィールドサイズ、合焦スポットサイズ、対物レンズ１５８の近位側及び遠位側の両方の有効作業距離、並びに、収差制御量によって、影響される場合がある。入力ビーム径が１５ｍｍで視野１０ｍｍを超えるスポットサイズ１０μｍを生成する焦点長さ６０ｍｍのＦシータレンズ１５８が、一例である。あるいは、スキャナ１５０によるＸＹ走査は、１または２以上の移動可能な光学要素（例えば、レンズ、グレーティング）を用いて達成され得る。それは、入出力装置４０２を介して、制御エレクトロニクス４００によって制御され得る。

照準治療走査パターンは、制御エレクトロニクス４００の制御下で、スキャナ１５０によって自動的に生成され得る。そのようなパターンは、単一のスポット光、複数のスポット光、単一の連続パターンの光、複数の連続パターンの光、及び／または、それらの組み合わせ、であり得る。加えて、目標パターン（以下に説明される照準（ＡＩＭ）ビーム２０２を用いる）は、治療パターン（光ビーム１０６を用いる）と同一である必要はなく、好適には少なくともその境界を規定して、患者の安全のため治療光が所望のターゲット領域内にのみ提供されることを保証する。これは、例えば、照準パターンに意図された治療パターンの輪郭を提供させることで、達成され得る。このようにして、個々のスポット自身の正確な位置ではなく、治療パターンの空間範囲がユーザに知らされ得て、速度、効率及び精度の点で走査が最適化され得る。照準パターンは、また、ユーザにとっての視認性を更に高めるために、点滅として認識されるようになっていてもよい。

光学的な接眼レンズ１６６が、任意の好適な眼用レンズであり得るが、光ビーム１０６の患者の眼１６８内での焦点合わせを更に助けると共に、眼の位置を安定化させることを助けるために、利用され得る。光ビーム１０６及び／または当該ビーム１０６が眼１６８上に形成する走査パターンの位置決めと特性とは、ジョイスティックのような入力装置や他の好適なユーザ入力装置（例えばＧＵＩ４０４）を利用して、患者及び／または光学系を位置決めする（と位置合わせする）ために、更に制御され得る。

ＵＦレーザ１０４とコントローラ４００とは、眼１６８内のターゲット構造の表面を標的にするように設定され得て、ビーム１０６が適切な場所で焦点合わせされ、非ターゲット組織を不所望に損傷しないことを保証する。ここで説明される他の画像化モダリティ及び技術、例えばプルキンエ画像化、シャインプルーク画像化、超音波等もまた、水晶体や水晶体曩の位置の決定や厚さの測定のために、利用され得る。それにより、２Ｄ及び３Ｄパターニングを含むレーザ合焦方法により高い精度を与えられる。レーザ合焦部は又、１または２以上の方法を用いて達成でき、かかる方法としては、照準ビームの直接観察、光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）、プルキンエ画像化、シャインプルーク画像化、超音波、又は他の公知のオフサルミック又は医用画像化モダリティ及び／またはこれらの組み合わせ、が挙げられる。図６Ａの実施形態では、ＯＣＴ装置３００が説明されているが、他のモダリティもまた本発明の範囲内に含まれ得る。ここで説明される複数深さのＯＣＴシステムを含むレーザ手術システムという文脈において、眼の好適な第１深さでのＯＣＴ走査は、前水晶体嚢と後水晶体嚢の軸方向位置、白内障核の境界、前眼房の深さ、に関する情報を提供する。好適な第２深さは、眼の軸長と網膜に関する情報を提供する。これらの情報は、制御エレクトロニクス４００内にロードされ、次のレーザ支援外科手術をプログラムして制御するために利用される。当該情報は、例えば、水晶体嚢の切断や水晶体外皮及び核の細分化に用いられる焦点平面の軸方向の上限及び下限や、水晶体嚢の厚さ等の、手術に関する幅広いパラメータを決定するために、利用され得る。

図７ＡのＯＣＴ装置３００は、広帯域の光源または掃引源の光源３０２を含んでいる。それは、ファイバ結合器３０４によって、参照アーム３０６とサンプルアーム３１０とに分離される。参照アーム３０６は、図６Ｂ及び図６Ｃに示された参照アーム配置の１つを有するモジュール３０８を含み、各位置の好適な分散と光路長補償とを伴う撮像対象の眼内の各位置１９０、１９１の参照反射を含んでいる。ＯＣＴ装置３００のサンプルアーム３１０は、ＵＦレーザシステムの残りに対するインターフェースとして作用する出力コネクタ３１２を有している。参照アーム３０６とサンプルアーム３１０の両方からの戻り信号は、結合器３０４によって検出器３２８に案内される。それは、時間領域、周波数、または、単一点検出技術のいずれかを採用する。図７Ａにおいては、周波数領域技術が、９２０ｎｍのＯＣＴ波長と１００ｎｍの帯域幅で利用される。

図７Ｂにおいては、ＯＣＴ参照アーム３０６が、２つの付加的な参照アーム路３３４、３３６に分離されている。参照アーム路３３４は、光路長修正器３４４と分散修正器３４６とを有しており、当該参照アーム路３３４の光路長は撮像位置１９０に対応するようになっている。参照アーム路３３６は、光路長修正器３４８と分散修正器３５０とを有しており、当該参照アーム路３３６の光路長は撮像位置１９１に対応するようになっている。参照アーム路３３４、３３６は、その後、ビームコンバイナ３５２によって組み合わされて、当該組み合わされたビームが戻り路３０６に沿って戻される。

図７Ｃにおいては、ＯＣＴ参照アーム３０６が、光路長修正器３４４と分散修正器３４６とを有しており、当該参照アーム３０６の光路長は撮像位置１９０に対応するようになっている。その後、参照アーム路が分離されて、参照アーム路３５１は、光路長修正器３５９と分散修正器３６１とを有しており、当該参照アーム路３５１の光路長は撮像位置１９１に対応するようになっている。参照アーム路は、その後、ビームコンバイナ３５２によって組み合わされて、当該組み合わされたビームが戻り路３０６に沿って戻される。

コネクタ３１２を出た後、サンプルアームのＯＣＴビーム３１４は、レンズ３１６を用いてコリメートされる。コリメートされるビーム３１４のサイズは、レンズ３１６の焦点長さによって決定される。ビーム３１４のサイズは、眼内の焦点における所望のＮＡと眼１６８に至るビームトレインの倍率とによって影響される。一般に、ＯＣＴビーム３１４は、焦点面内でＵＦビーム１０６と同程度に高いＮＡを要求することはなく、従って、ＯＣＴビーム３１４は、ビームコンバイナ１３４の位置で、ＵＦビーム１０６よりも小径である。コリメートレンズ３１６に続いて、アパーチュア３１８がある。それは、眼におけるＯＣＴビーム３１４の結果としてのＮＡを更に修正する。アパーチュア３１８の直径は、ターゲット組織に入射するＯＣＴ光と戻り信号の強度とを最適化するために選択される。偏向制御要素３０２は、活性的または動的であり得るが、例えば角膜複屈折の個人差によってもたらされ得る偏向状態の変化を補償するために用いられる。ミラー３２２、３２４が、ＯＣＴビーム３１４をビームコンバイナ３２６、１３４に案内するために用いられる。ミラー３２２、３２４は、整列目的のため、特にはＯＣＴビーム３１４をビームコンバイナ１３４に続いてＵＦビーム１０６に重畳させるため、に調整可能であり得る。同様に、ビームコンバイナ３２６は、ＯＣＴビーム３１４を照準ビーム２０２に組み合わせるために、利用される。

ビームコンバイナ１３４に続いて、ＵＦビーム１０６と組み合わされた後、ＯＣＴビーム３１４は、システムの残りを通って、ＵＦビーム１０６と同じ光路を辿る。このようにして、ＯＣＴビーム３１４は、ＵＦビーム１０６の位置を表す。ＯＣＴビーム３１４は、ｚ走査装置１４０とｘｙ走査装置１５０を通過し、対物レンズ１５８、接眼レンズ１６６を通過して、眼１６８に至る。眼内での、第１位置１９０またはその近傍と、第２位置１９１またはその近傍と、における反射と散乱とが、光学系を通ってコネクタ３１２に入って結合器３０４を介してＯＣＴ検出器３２７に至る戻りビームを提供する。これらの戻り反射が、ＵＦビーム１０６の焦点位置のＸ、Ｙ、Ｚ位置に関して、システムによって順に解釈されるＯＣＴ信号を提供する。

ＯＣＴをしてｚ調整装置１４０を通過させることは、ＯＣＴシステム３００のｚ範囲を変更させることが留意されるべきである。なぜなら、光路長は、４２の移動の関数としては変化しないからである。ＯＣＴシステム３００は、検出スキームに関連して、各位置に固有のｚ範囲を有する。周波数領域検出の場合、具体的には、スペクトル計と、参照アーム３０６の位置と、に関連する。図７Ａで使用されるＯＣＴシステム３００の場合、各位置でのｚ範囲は、各位置の水溶性環境の約１〜２ｍｍである。これは、各位置で約４ｍｍまで拡張され得る。サンプルアームのＯＣＴビーム３１４をしてｚ調整装置１４０のｚ走査を通過させることは、ＯＣＴ信号強度の最適化を許容する。これは、ＯＣＴビーム３１４をターゲット組織に焦点合わせすることによって、達成される。ＯＣＴシステム３００の参照アーム３０６内の光路を相応に増大することで、拡張された光路長を調整できる。

例えば浸漬インデックス、屈折率、収差、有色と単色の両方、のような影響に起因する、ＵＦ焦点装置についてのＯＣＴ測定における基本的な相違のために、ＯＣＴ信号をＵＦビーム焦点位置に関して分析する際に、注意が払われなければならない。ＯＣＴ信号情報を、ＵＦ焦点場所に、そして更に絶対的な寸法上の量に対する関連性に、マッチングさせるべく、Ｘ、Ｙ、及びＺの関数としての較正又は登録手順が実施されるべきである。

照準ビームの観察は、ユーザがＵＦレーザ焦点を案内することをアシストするためにも利用され得る。付加的に、赤外のＯＣＴ及びＵＦビームの代わりに、自力の眼で視認できる照準ビームは、当該照準ビームが正確に赤外ビームパラメータを表す場合には、整列の際の助けとなり得る。照準サブシステム２００が、図１の構成において採用されている。照準ビーム２０２は、照準ビーム光源２０１によって生成される。それは、例えば、６３３ｎｍの波長で作動するヘリウムネオンレーザである。あるいは、６３０〜６５０ｎｍの範囲のレーザダイオードも利用可能である。ヘリウムネオン６３３ｎｍビームを用いる利点は、その長いコヒーレンス長である。それは、例えば、ビームトレインの光量を測定するべくレーザ不等路干渉計（ＬＵＰＩ）として照準路を使用することを可能にする。

照準ビーム光源が照準ビーム２０２を生成すると、当該照準ビーム２０２は、レンズ２０４を用いてコリメートされる。コリメートされるビームのサイズは、レンズ２０４の焦点長さによって決定される。照準ビーム２０２のサイズは、眼内の焦点における所望のＮＡと眼１６８に至るビームトレインの倍率とによって影響される。一般に、照準ビーム２０２は、焦点面内でＵＦビーム１０６と同一のＮＡに近いＮＡを有するべきである。従って、照準ビーム２０２は、ビームコンバイナ１３４の位置で、ＵＦビーム１０６と類似の径である。照準ビームは、眼のターゲット組織へのシステムの整列中においてＵＦビーム１０６の身代わりとして作用することが意図されているので、照準路の多くは、前述のＵＦ路を擬態する。照準ビーム２０２は、二分の一波長板２０６と直線偏光子２０８とを通過する。照準ビーム２０２の偏向状態は、所望量の光が直線偏光子２０８を通過するように調整され得る。要素２０６、２０８は、従って、照準ビーム２０２に対する可変減衰器として作用する。付加的に、偏光子２０８の向きが、ビームコンバイナ３２６、１３４に入射する際の入射偏向状態を決定する。これによって、偏向状態を固定して、ビームコンバイナのスループットを最適化することを許容する。勿論、半導体レーザが照準ビーム光源２００として利用される場合、駆動回路が光出力を調整するために変更され得る。

照準ビーム２０２は、シャッタ２１０とアパーチュア２１２を通過して進行する。システム制御シャッタ２１０は、照準ビーム２０２のオン／オフ制御を提供する。アパーチュア２１２は、照準ビーム２０２の外側の有効直径を設定し、適切に調整され得る。眼における照準ビーム２０２の出力を測定する較正手順が、偏光子２０８の制御を介しての照準ビーム２０２の減衰を設定するために、利用され得る。

照準ビーム２０２は、次に、ビーム調整装置２１４を通過する。１または２以上の周知のビーム調整光学要素を用いて、ビーム直径、ビーム広がり、真円度、非点収差、のようなビームパラメータが修正され得る。光ファイバを出る照準ビーム２０２の場合、ビーム調整装置２１４は、意図されたビームサイズとコリメーションを達成するべく、２つの光学要素２１６、２１８を有するビーム拡張テレスコープを含み得る。コリメーションの程度のような照準ビームパラメータを決定するために利用される最終的な要因は、眼１６８の位置でＵＦビーム１０６と照準ビーム２０２とをマッチングする必要があるものによって、影響される。色差は、ビーム調整装置２１４の適切な調整によって考慮され得る。また、光システム２１４は、アパーチュア１１４の共役位置のような所望位置にアパーチュア２１２を映すように利用される。

照準ビーム２０２は、次に、折り畳み式ミラー２２２、２２０で反射する。これらのミラーは、好適には、ビームコンバイナ１３４の後のＵＦビーム１０６に対する整列目的のために、調整可能であり得る。照準ビーム２０２は、その後、ビームコンバイナ３２６に入射する。ビームコンバイナ３２６において、照準ビーム２０２０はＯＣＴビーム３１４と組み合わされる。ビームコンバイナ３２６は、照準ビーム２０２を反射して、ＯＣＴビーム３１４を透過する。それは、両方の波長範囲でのビーム組み合わせ機能の効率的な動作を許容する。あるいは、ビームコンバイナ３２６の透過機能及び反射機能は、反転され得て、その構成も反転され得る。ビームコンバイナ３２６に続いて、ＯＣＴビーム３１４を伴う照準ビーム２０２が、ビームコンバイナ１３４によってＵＦビーム１０６と組み合わされる。

眼上または眼内のターゲット組織を撮像する装置が、撮像システム１７１として、図７Ａに概略的に図示されている。撮像システムは、ターゲット組織の像を生成するために、カメラ１７４と、照明光源１８６と、を含んでいる。撮像システム１７１は、複数の像を集める。それらは、所定構造の周りまたは内部のパターンを提供するために、システムコントローラ４００によって利用され得る。視認用の照明光源１８６は、一般に、広帯域であって非コヒーレントである。例えば、光源１８６は、図示のような複数のＬＥＤを含み得る。視認用光源１８６の波長は、好適には、７００ｎｍ〜７５０ｎｍの範囲であるが、ビームコンバイナ１５６によって調整されるものであれば足りる。ビームコンバイナ１５６は、視認光を、ＵＦビーム１０６及び照準ビーム２０２のビーム路と組み合わせる（ビームコンバイナ１５６は、視認波長を反射して、ＯＣＴ及びＵＦ波長を透過する）。ビームコンバイナ１５６は、部分的に照準波長を透過し得て、照準ビーム２０２は視認カメラ１７４において可視であり得る。光源１８６の前方の選択的な偏向要素１８４は、直線偏光子、四分の一波長板、二分の一波長板、それらの組み合わせ、であり得て、信号を最適化するために利用される。近赤外波長で生成されるような着色画像も、受け入れ可能である。

光源１８６からの照明光は、ＵＦビーム１０６及び照準ビーム２０２と同一の対物レンズ１５８及び接眼レンズ１６６を用いて、眼に向けて案内される。眼１６８内の様々な構造によって反射及び散乱された光が、同一のレンズ１５８、１６６で集められて、ビームコンバイナ１５６に向けて戻される。そこで、戻り光は、ビームコンバイナ及びミラー１８２を介して、カメラ１７４に向かう視認経路へと案内される。カメラ１７４は、例えば、適当なサイズのフォーマットのシリコンベースの検出器アレイであり得るが、それに限定はされない。ビデオレンズ１７６が、カメラの検出器アレイ上に像を形成する一方、光学要素１８０、１７８が偏向制御と波長フィルタリングを提供する。アパーチュアまたは虹彩１８１が、撮像ＮＡの制御を提供し、従って、焦点深さ及び視野深さの制御を提供する。小さいアパーチュアは、大きな視野深さという利点をもたらし、患者ドッキング手順を助ける。あるいは、照明路とカメラ路とは、切り替えられてもよい。更に、照準光源２００が、直接は視認されないで撮像システム１７１を用いて捕捉され表示され得る、赤外線を放射するように構成されていてもよい。

接眼レンズ１６６が角膜と接触する時、ターゲット組織がシステムのＸＹ走査の捕捉範囲内にある、というような粗い調整が通常は必要とされる。従って、ドッキング手順が好適とされる。それは、好適には、システムが接触状態（すなわち、患者の眼１６８と接眼レンズ１６６の間の接触状態）に近づく時の患者の動きを考慮する。視認システム１７１は、焦点深さが十分に大きくて、患者の眼１６８及び他の顕著な特徴が接眼レンズ１６６が眼１６８と接触する前に見られ得る、というように構成されている。

好適には、動き制御システム１７０が、全体の制御システムに一体化されていて、接眼レンズ１６６と眼１６８との間の高精度で信頼性の高い接触を達成するべく、患者、システムまたはその要素、それらの両方、を移動させ得る。更に、真空吸引サブシステム及びフランジが、システム内に一体化され得て、眼１６８を安定化させるために利用され得る。眼１６８のシステムに対する接眼レンズ１６６を介しての整列は、撮像システム１７１の出力をモニタリングする間に達成され得て、ＩＯ４０２を介して制御エレクトロニクス４００によって電気的に撮像システム１７１によって生成された像を分析することで、手動または自動的に実施され得る。力及び／または圧力センサのフィードバックも、接触を認識して真空サブシステムを始動するために、利用され得る。

別のビーム組み合わせ形態が、図２の実施形態において図示されている。例えば、図１の受動的なビームコンバイナ１３４が、能動的なコンバイナで置換され得る。それは、ガルバノ走査ミラーのような移動ないし動的制御要素であり得る。能動的コンバイナは、ＵＦビームまたは照準ビームとＯＣＴビームとの組み合わせを、スキャナ１５０及び眼１６８に向けて一度に案内するように、その角度向きを変える。能動的な組合せ技術の利点は、受動的なビームコンバイナを用いる際の同様の波長範囲または偏向状態のビームを組み合わせる困難性を回避することである。この能力は、時間的に同時のビームを有する能力や、能動的ビームコンバイナ１４０の位置許容差に起因して潜在的に低くなり得る精度と、トレードオフの関係にある。

別の実施形態が図８Ａに図示されている。それは、図７Ａの実施形態と同様であるが、ＯＣＴ３００に対する別のアプローチを利用している。図８Ａでは、ＯＣＴ３０１が、参照アームモジュール３０６が参照アーム３３２によって置換されていることを除いて、図７ＡのＯＣＴ３００と同一である。この自由空間ＯＣＴ参照アームモジュール３３２は、レンズ３１６の後のビームスプリッタ３３０を含んでいる。参照ビーム３３２は、その後、偏向制御要素３３４を通過して、参照戻りモジュール３３６に至る。参照戻りモジュール３３６は、適当な分散及び光路長の調整補償要素を含み、サンプル信号と干渉するための眼内の撮像位置１９０、１９１用の適当な参照信号を生成する。図８Ｂに示されるように、参照アームモジュール３３２は、部分ミラー３６０と、ミラー３６４と、それらの間の分散媒体３６８と、を有している。部分ミラー３６０からの反射戻り光は、撮像位置１９０に対応しており、ミラー３６４からの反射戻り光は、撮像位置１９１に対応している。ＯＣＴ３００のサンプルアームは、ビームスプリッタ３３０の後に始まる。この自由空間構成の潜在的な利点は、参照アームとサンプルアームの分離した偏向の制御と維持を含む。ＯＣＴ３００のファイバベースのビームスプリッタ３０４は、ファイバベースのサーキュレータによっても置換され得る。あるいは、ＯＣＴ検出器３２８とビームスプリッタ３３０の両方が、参照アーム３３６と対向するように、共に移動され得る。

ここで説明されるＯＣＴシステム及びＯＣＴ法を含むレーザ手術システムは、患者の眼の水晶体を治療する方法との関連で、利用され得る。当該方法は、光ビームを生成する工程と、当該光ビームの治療パターンを形成するべく当該光ビームをスキャナを用いて偏向させる工程と、前記治療パターンを患者の眼の水晶体に供給して当該治療パターンの形態で当該水晶体内に複数の切れ込みを生成し、当該水晶体を複数片に破砕する工程と、水晶体片を患者の眼から取り出す工程と、を備える。

ここで説明されるＯＣＴシステム及びＯＣＴ法を含むレーザ手術システムは、患者の眼の水晶体を治療する方法との関連でも、利用され得る。当該方法は、光ビームを生成する工程と、当該光ビームの治療パターンを形成するべく当該光ビームをスキャナを用いて偏向させる工程と、前記治療パターンを患者の眼の水晶体に供給して当該治療パターンの形態で当該水晶体内に複数の切れ込みを生成する工程と、当該水晶体を当該切れ込みに沿って複数片に機械的に破砕する工程と、水晶体片を患者の眼から取り出す工程と、を備える。

本発明は、前述され図示された実施形態に限定されないで、そこから明示的ないし黙示的に引き出されるあらゆる変形を包含することが、理解されるべきである。例えば、レンズの調整は複数の工程で実施され得る。嚢切開は、意図される目標を達成するべく、それらの工程の間で行われる。図面に図示されていないが、複数の撮像工程は、治療に起因するあらゆる位置変化及び／またはサイズ変化を考慮して、ターゲット組織へのレーザエネルギの正確な投入を保証するために、治療工程の間で採用され得る。

本明細書において引用されている全ての特許及び特許出願は、それらの全体の記載内容について、当該引用により本明細書に組み入れられる。

本発明（特に以下の特許請求の範囲の文脈において）の説明との関連において英文明細書における用語“ａ”、“ａｎ”、“ｔｈｅ”及び類似の用語の使用は、本明細書において別段の指定がなければ又は文脈上明白に矛盾しなければ、単数と複数の両方を含むものと解されるべきである。英文明細書における用語“comprising”（「〜を有する」と訳されている場合が多い）、“having”（「〜を有する」と訳されている場合が多い）、“including”（「〜を含む」と訳されている場合が多い）及び“containing”（「〜を含む」と訳されている場合が多い）は、別段の規定がなければ、非限定的な用語（即ち、“including, but not limited to,”（「〜を含むが、〜には限定されない」）を意味している）として解されるべきである。用語“connected ”（「連結され」）は、何らかの介在が存在している場合であっても、部分的又は全体的に収納され、取り付けられ、又は互いに接合されると解されるべきである。本明細書における値の範囲についての記載は、別段の指定がなければ、その範囲に含まれる別々の各値を個別的に言及している手短な方法としての役目を果たすに過ぎず、別々の各値は、これが個別的に本明細書に記載されているかのように明細書に含まれる。本明細書において説明した方法は全て、別段の指定がなければ又は文脈上明確に矛盾しなければ、任意適当な順序で実施できる。本明細書において提供される任意の及び全ての実施例又は例示の用語（例えば、“such as ”（「例えば」と訳されている場合が多い））の使用は、本発明の実施形態を良好に示すに過ぎず、別段のクレーム請求がなければ、本発明の範囲に限定をもたらすものではない。明細書中、クレーム請求されていない何らかの要素を本発明の実施に必要不可欠なものとして指示するもの、と解されるべき用語は存在しない。

本発明の所定の実施形態を図示すると共に、ある程度の具体性を伴って例示的な形態で説明したが、かかる実施形態は、例示として提供されているに過ぎないことが当業者には明らかであろう。本発明の精神ないし範囲から逸脱することなく、様々な変更がなされ得ることを、当業者は理解するであろう。従って、本発明は、添付の特許請求の範囲及びそれらの均等物として表現された当該発明の精神及び範囲内のものである、修正、代替的構成、変更、置換、変化、の全てを包含し、部品、構造、工程の組合せ乃至配置をも包含する、ということが意図されている。

Claims (20)

1. サンプル内における複数の深さ位置での位置撮像のための複数深さの光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）システムであって、
   光ビームを提供する光源と、
   光路と、
   ＯＣＴ検出器と、
   を備え、
   前記光路は、
   ａ）ビームスプリッタから対象物へと前記光ビームを伝播させ、対象物戻り光を案内するように構成されたサンプルアームを有しており、当該対象物戻り光は、前記対象物内の第１位置から反射された第１戻り光ビームと、前記対象物内の第２位置から反射された第２戻り光ビームと、を有し、前記第２戻り光ビームは、所定の分散差量だけ前記第１戻り光ビームの第１分散レベルよりも大きい第２分散レベルを有し、
   ｂ）前記第１分散レベルの第１参照光ビームをもたらすように構成された第１参照アームと、前記第２分散レベルの第２参照光ビームをもたらすように構成された第２参照アームと、を有しており、
   ｃ）前記対象物戻り光、前記第１参照光ビーム及び前記第２参照光ビームの全てを組み合わせて当該組み合わされたビームを案内するべく構成された１または２以上の光学要素を有しており、
   前記ＯＣＴ検出器は、前記組み合わされたビームに基づいてインターフェログラムを測定するように構成されており、
   前記分散差量に基づいて、前記第１位置と前記第２位置との両方のために、撮像情報が得られる
   ことを特徴とする複数深さのＯＣＴシステム。
2. 前記第１位置と前記第２位置との間の距離は、５ｍｍより大きい
   ことを特徴とする請求項１に記載の複数深さのＯＣＴシステム。
3. 前記第１位置と前記第２位置との間の距離は、１０ｍｍより大きい
   ことを特徴とする請求項２に記載の複数深さのＯＣＴシステム。
4. 前記対象物は、眼である
   ことを特徴とする請求項１に記載の複数深さのＯＣＴシステム。
5. 前記第１位置は、前記眼の前眼房、またはその近傍、に位置している
   ことを特徴とする請求項４に記載の複数深さのＯＣＴシステム。
6. 前記第２位置は、前記眼の前記前眼房の後方に位置している
   ことを特徴とする請求項５に記載の複数深さのＯＣＴシステム。
7. 前記第２位置は、網膜、またはその近傍、に位置している
   ことを特徴とする請求項５に記載の複数深さのＯＣＴシステム。
8. 前記第１参照アームは、部分ミラーであり、
   前記第２参照アームは、ミラーであり、
   分散媒体が、前記部分ミラーと前記ミラーとの間に存在しており、
   前記対象物内の前記第１位置と前記第２位置との間の光路長は、実質的に、前記参照アームの部分ミラーと前記参照アームのミラーとの間の光路長と同じである
   ことを特徴とする請求項１に記載の複数深さのＯＣＴシステム。
9. 請求項１に記載の複数深さのＯＣＴシステム
   を備えたことを特徴とするレーザ手術システム。
10. 対象物の撮像のための複数深さの光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）法であって、
    光ビームをサンプル部分と参照部分とに分ける工程と、
    前記サンプル部分を前記対象物までサンプルアーム光路に沿って案内し、対象物戻り光を前記サンプルアーム光路に沿って戻すように案内する工程と、
    を備え、
    前記対象物戻り光は、前記対象物内の第１位置から反射された第１戻り光ビームと、前記対象物内の第２位置から反射された第２戻り光ビームと、を有し、前記第２戻り光ビームは、所定の分散差量だけ前記第１戻り光ビームの第１分散レベルよりも大きい第２分散レベルを有し、
    当該方法は、更に、
    前記参照部分を、前記第１分散レベルの第１参照光ビームをもたらすように構成された第１参照アームと、前記第２分散レベルの第２参照光ビームをもたらすように構成された第２参照アームと、に分ける工程と、
    前記対象物戻り光、前記第１参照光ビーム及び前記第２参照光ビームを組み合わせて、当該組み合わされたビームを当該組み合わされたビームに基づいてインターフェログラムを測定するＯＣＴ検出器に差し向ける工程と、
    前記分散差量に基づいて、前記第１位置と前記第２位置との両方のために、撮像情報を得る工程と、
    を備えたことを特徴とする複数深さのＯＣＴ法。
11. 前記第１位置と前記第２位置との間の距離は、５ｍｍより大きい
    ことを特徴とする請求項１０に記載の複数深さのＯＣＴ法。
12. 前記第１位置と前記第２位置との間の距離は、１０ｍｍより大きい
    ことを特徴とする請求項１０に記載の複数深さのＯＣＴ法。
13. 前記対象物は、眼である
    ことを特徴とする請求項１０に記載の複数深さのＯＣＴ法。
14. 前記第１位置は、前記眼の前眼房、またはその近傍、に位置している
    ことを特徴とする請求項１３に記載の複数深さのＯＣＴ法。
15. 前記第２位置は、前記眼の前記前眼房の後方に位置している
    ことを特徴とする請求項１４に記載の複数深さのＯＣＴ法。
16. 前記第２位置は、網膜、またはその近傍、に位置している
    ことを特徴とする請求項１４に記載の複数深さのＯＣＴ法。
17. 前記第１参照アームは、部分ミラーであり、
    前記第２参照アームは、ミラーであり、
    分散媒体が、前記部分ミラーと前記ミラーとの間に存在しており、
    前記対象物内の前記第１位置と前記第２位置との間の光路長は、実質的に、前記参照アームの部分ミラーと前記参照アームのミラーとの間の光路長と同じである
    ことを特徴とする請求項１０に記載の複数深さのＯＣＴ法。
18. サンプル内における複数の深さ位置での位置撮像のための複数深さの光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）システムであって、
    光ビームを提供する光源と、
    光路と、
    ＯＣＴ検出器と、
    を備え、
    前記光路は、
    ａ）ビームスプリッタから対象物へと前記光ビームを伝播させ、対象物戻り光を案内するように構成されたサンプルアームを有しており、当該対象物戻り光は、前記対象物内の第１位置から反射された第１戻り光ビームと、前記対象物内の第２位置から反射された第２戻り光ビームと、を有し、前記第２戻り光ビームは、所定の分散差量だけ前記第１戻り光ビームの第１分散レベルよりも大きい第２分散レベルを有し、
    ｂ）部分ミラーと、ミラーと、前記部分ミラー及び前記ミラーの間の分散材料と、を有する参照アームを有しており、前記部分ミラーは、実質的に前記第１分散レベルを有する第１参照光ビームをもたらすように構成されており、前記ミラーは、前記第２分散レベルの第２参照光ビームをもたらすように構成されており、
    ｃ）前記対象物戻り光、前記第１参照光ビーム及び前記第２参照光ビームの全てを組み合わせるべく構成された１または２以上の光学要素を有しており、
    前記ＯＣＴ検出器は、インターフェログラムを検出するように構成されており、
    前記分散差量に基づいて、前記第１位置と前記第２位置との両方のために、撮像情報が得られる
    ことを特徴とする複数深さのＯＣＴシステム。
19. 前記第１位置と前記第２位置との間の距離は、５ｍｍより大きい
    ことを特徴とする請求項１８に記載の複数深さのＯＣＴシステム。
20. 前記第１位置と前記第２位置との間の距離は、１０ｍｍより大きい
    ことを特徴とする請求項１９に記載の複数深さのＯＣＴシステム。

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