JP2019013400A

JP2019013400A - Ophthalmic laser treatment apparatus

Info

Publication number: JP2019013400A
Application number: JP2017132268A
Authority: JP
Inventors: 晃一伊藤; Koichi Ito
Original assignee: Nidek Co Ltd
Current assignee: Nidek Co Ltd
Priority date: 2017-07-05
Filing date: 2017-07-05
Publication date: 2019-01-31

Abstract

To provide an ophthalmic laser treatment apparatus capable of irradiation with a therapeutic laser beam in consideration of optical properties of a patient's eye.SOLUTION: An ophthalmic laser treatment apparatus includes: a therapeutic laser beam irradiation optical system for irradiating the ocular fundus of a patient's eye with a therapeutic laser beam; adjustment means for adjusting a spot size of the therapeutic laser beam; a sighting laser beam irradiation optical system for irradiating the ocular fundus with a sighting laser beam; an imaging optical system for executing imaging of the ocular fundus and the spot of the sighting laser beam or the therapeutic laser beam; and spot size correction means for detecting the spot size of the sighting laser beam or the therapeutic laser beam by using the imaging optical system, and correcting the spot size of the therapeutic laser beam by using the detected spot size.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本開示は、患者眼にレーザ光を照射して治療を行う眼科用レーザ治療装置に関する。 The present disclosure relates to an ophthalmic laser treatment apparatus that performs treatment by irradiating a patient's eye with laser light.

特許文献１には、コンタクトレンズを併用し、患者眼に治療レーザ光を照射する眼科用レーザ治療装置が開示されている。また、特許文献２には、コンタクトレンズを併用せず、患者眼に治療用レーザ光を照射する眼科医療機器が開示されている。 Patent Document 1 discloses an ophthalmic laser treatment apparatus that uses a contact lens together and irradiates a patient's eye with treatment laser light. Patent Document 2 discloses an ophthalmic medical device that irradiates a patient's eye with a therapeutic laser beam without using a contact lens together.

特開２０１１−１５６２９０号公報JP 2011-156290 A 特開平６−１５４２６６号公報JP-A-6-154266

ところで、コンタクトレンズを併用せず患者眼に治療レーザ光を照射する場合、患者眼の光学特性の影響を受け易い恐れがある。例えば患者眼の眼屈折力の影響を受け、所期する治療レーザ光のスポットサイズに対して、実際形成される治療レーザ光のスポットサイズが大きく又は小さくなる恐れがあった。 By the way, when irradiating treatment laser light to a patient's eye without using a contact lens together, there is a possibility that it is easily affected by optical characteristics of the patient's eye. For example, the spot size of the treatment laser beam actually formed may be larger or smaller than the desired spot size of the treatment laser beam due to the influence of the eye refractive power of the patient's eye.

本開示は、上記した問題点を解決するためのものであり、患者眼の光学特性を考慮した治療レーザ光を照射できる眼科用レーザ治療装置を提供することを目的とする。 This indication is for solving the above-mentioned problem, and it aims at providing the ophthalmic laser treatment apparatus which can irradiate the treatment laser beam in consideration of the optical characteristic of a patient's eye.

上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。
（１）患者眼にレーザ光を照射して治療を行う眼科用レーザ治療装置は、患者眼の眼底に治療レーザ光を照射する治療レーザ光照射光学系と、前記治療レーザ光のスポットサイズを調節する調節手段と、前記眼底に照準レーザ光を照射する照準レーザ光照射光学系と、前記眼底と、前記照準レーザ光又は前記治療レーザ光のスポットとの撮影を行う撮影光学系と、前記撮影光学系を用いて前記照準レーザ光又は前記治療レーザ光のスポットサイズを検出し、前記検出したスポットサイズを用いて前記治療レーザ光のスポットサイズを補正するスポットサイズ補正手段と、を備える。 In order to solve the above problems, the present invention is characterized by having the following configuration.
(1) An ophthalmic laser treatment apparatus that performs treatment by irradiating a patient's eye with a laser beam adjusts the treatment laser beam irradiation optical system that irradiates the fundus of the patient's eye with the treatment laser beam, and the spot size of the treatment laser beam. Adjusting means, an aiming laser light irradiation optical system for irradiating the eye fundus with an aiming laser beam, an imaging optical system for taking an image of the fundus and the spot of the aiming laser beam or the treatment laser beam, and the imaging optical Spot size correcting means for detecting a spot size of the aiming laser beam or the treatment laser beam using a system and correcting the spot size of the treatment laser beam using the detected spot size.

本開示の眼科用レーザ治療装置によれば、患者眼の光学特性を考慮した治療レーザ光を照射できる眼科用レーザ治療装置を提供できる。 According to the ophthalmic laser treatment apparatus of the present disclosure, it is possible to provide an ophthalmic laser treatment apparatus that can irradiate treatment laser light in consideration of optical characteristics of a patient's eye.

本実施形態の眼科用レーザ治療装置の光学系及び制御系の説明図である。It is explanatory drawing of the optical system and control system of the ophthalmic laser treatment apparatus of this embodiment. スポットサイズの説明図である。It is explanatory drawing of a spot size. スポットサイズの説明図である。It is explanatory drawing of a spot size. 撮影光学系を用いて撮影した撮影画像の一例である。It is an example of the picked-up image image | photographed using the imaging | photography optical system. 制御部の制御を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows control of a control part. 制御部の制御を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows control of a control part. 制御部の制御を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows control of a control part.

以下、本発明の実施形態を図面に基づき説明する。図１は、本実施形態の眼科用レーザ治療装置１の光学系及び制御系の説明図である。本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、一例として、網膜の光凝固を行なえる。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is an explanatory diagram of an optical system and a control system of the ophthalmic laser treatment apparatus 1 of the present embodiment. As an example, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 of the present embodiment can perform photocoagulation of the retina.

本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、治療レーザ光照射光学系１０、照準レーザ光照射光学系２０、撮影照明光学系３０、および撮影光学系４０を備える。治療レーザ光照射光学系１０は、患者眼Ｅの治療部位（本実施形態では眼底Ｅｒ）に治療レーザ光を照射するために用いられる。本実施形態の照準レーザ光照射光学系２０は、治療レーザ光の照準を合わせるための照準レーザ光の照射に用いられる。撮影照明光学系３０は、患者眼Ｅに観察レーザ光を照射するために用いられる。撮影光学系４０は、治療部位を観察するために用いられる。なお、本実施形態の撮影光学系４０は、照準レーザ光のスポットを撮影するためにも用いられる。 The ophthalmic laser treatment apparatus 1 of this embodiment includes a treatment laser light irradiation optical system 10, an aiming laser light irradiation optical system 20, a photographing illumination optical system 30, and a photographing optical system 40. The treatment laser light irradiation optical system 10 is used to irradiate a treatment laser beam to a treatment site of the patient's eye E (the fundus Er in the present embodiment). The aiming laser beam irradiation optical system 20 of this embodiment is used for irradiation of an aiming laser beam for aiming the treatment laser beam. The photographing illumination optical system 30 is used for irradiating the patient's eye E with observation laser light. The imaging optical system 40 is used for observing a treatment site. Note that the imaging optical system 40 of the present embodiment is also used for imaging a spot of the aiming laser beam.

＜治療レーザ光照射光学系＞
本実施形態の治療レーザ光照射光学系１０は、レーザ光源１１、レンズ１３、ズームエキスパンダ部１４（スポットサイズ変更手段）、視度補正レンズ１５（スポット用の視度補正手段）、スキャンミラー１６（走査手段）、および対物レンズ１８を備える。本実施形態の治療レーザ光照射光学系１０は更に、ダイクロイックミラー１２とハーフミラー１７を備える。ズームエキスパンダ部１４には駆動部９４（アクチュエータ等）が接続されており、視度補正レンズ１５には駆動部８５が接続されている。レーザ光源１１から出射された治療レーザ光は、ダイクロイックミラー１２、レンズ１３の順で透過した後、ズームエキスパンダ部１４で変倍される。ズームエキスパンダ部１４で変倍された治療レーザ光は、視度補正レンズ１５を介した後、スキャンミラー１６で２軸方向に偏向される。スキャンミラー１６で偏向された治療レーザ光はハーフミラー１７に入射する。ハーフミラー１７で反射された治療レーザ光は、対物レンズ１８を透過した後、患者眼Ｅの眼底Ｅｒに当たる。治療レーザ光が照射された眼底Ｅｒ上の部位には、治療レーザ光のスポットが形成される。本実施形態のスキャンミラー１６は患者眼Ｅの瞳孔と共役位置に配置されている。スキャンミラー１６が回動されることで、眼底Ｅｒ上では治療レーザ光が２次元方向に走査される。治療レーザ光は瞳孔位置を支点として振られる。本実施形態の制御部８０は、駆動部９４を駆動することで治療レーザ光のスポットサイズを変更できる。 <Treatment laser light irradiation optical system>
The treatment laser light irradiation optical system 10 of this embodiment includes a laser light source 11, a lens 13, a zoom expander unit 14 (spot size changing means), a diopter correction lens 15 (diopter correction means for spots), and a scan mirror 16. (Scanning means) and an objective lens 18 are provided. The treatment laser light irradiation optical system 10 of this embodiment further includes a dichroic mirror 12 and a half mirror 17. A drive unit 94 (actuator or the like) is connected to the zoom expander unit 14, and a drive unit 85 is connected to the diopter correction lens 15. The therapeutic laser light emitted from the laser light source 11 passes through the dichroic mirror 12 and the lens 13 in this order, and then is zoomed by the zoom expander unit 14. The therapeutic laser beam scaled by the zoom expander unit 14 is deflected in the biaxial direction by the scan mirror 16 after passing through the diopter correction lens 15. The treatment laser light deflected by the scan mirror 16 enters the half mirror 17. The treatment laser light reflected by the half mirror 17 passes through the objective lens 18 and then strikes the fundus Er of the patient's eye E. A spot of the treatment laser beam is formed at a site on the fundus Er irradiated with the treatment laser beam. The scan mirror 16 of this embodiment is disposed at a conjugate position with the pupil of the patient's eye E. By rotating the scan mirror 16, the treatment laser light is scanned in a two-dimensional direction on the fundus Er. The treatment laser light is shaken with the pupil position as a fulcrum. The control unit 80 of the present embodiment can change the spot size of the treatment laser light by driving the driving unit 94.

詳細には、本実施形態のズームエキスパンダ部１４は、レンズ１４ａ、レンズ１４ｂ、およびレンズ１４ｃを含む。また、レンズ１４ｂとレンズ１４ｃは駆動部９４の駆動にて、治療レーザ光照射光学系１０の光軸に沿って移動可能である。本実施形態の制御部８０は、駆動部８５を駆動することで治療レーザ光の集光位置（フォーカス位置）を変更できる。なお本実施形態の視度補正レンズ１５（スポット用の視度補正手段）は、患者眼Ｅの視度を補正するために用いられる。つまり本実施形態の視度補正レンズ１５は、患者眼Ｅの視度によらず、治療レーザ光又は照準レーザ光のスポットの輪郭（エッジ）をシャープに形成するために用いられる。詳細は後述するが、本実施形態の制御部８０は撮影光学系４０を用いて患者眼Ｅの視度を検出し、この検出結果に基づき視度補正レンズ１５を駆動する。本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、撮影光学系４０を用いて照準レーザ光のスポットサイズと患者眼Ｅの視度とを取得する。そして、取得した照準レーザ光のスポットサイズに基づきズームエキスパンダ部１４を駆動して治療レーザ光のスポットサイズを補正する。また、取得した視度に基づき視度補正レンズ１５を駆動して治療レーザ光照射光学系１０の視度補正を行う。 Specifically, the zoom expander unit 14 of the present embodiment includes a lens 14a, a lens 14b, and a lens 14c. Further, the lens 14 b and the lens 14 c can be moved along the optical axis of the treatment laser light irradiation optical system 10 by driving of the drive unit 94. The control unit 80 of the present embodiment can change the condensing position (focus position) of the treatment laser light by driving the driving unit 85. Note that the diopter correction lens 15 (spot diopter correction unit) of the present embodiment is used for correcting the diopter of the patient's eye E. That is, the diopter correction lens 15 of the present embodiment is used to sharply form the contour (edge) of the spot of the treatment laser beam or the aiming laser beam regardless of the diopter of the patient's eye E. Although details will be described later, the control unit 80 of the present embodiment detects the diopter of the patient's eye E using the photographing optical system 40 and drives the diopter correction lens 15 based on the detection result. The ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to the present embodiment acquires the spot size of the aiming laser beam and the diopter of the patient's eye E using the imaging optical system 40. Then, the zoom expander unit 14 is driven based on the acquired spot size of the aiming laser beam to correct the spot size of the treatment laser beam. Further, the diopter correction lens 15 is driven based on the acquired diopter to correct the diopter of the treatment laser light irradiation optical system 10.

＜照準レーザ光照射光学系＞
本実施形態の照準レーザ光照射光学系２０は、ダイクロイックミラー１２から対物レンズ１８までの部材を治療レーザ光照射光学系１０と共用する。本実施形態の照準レーザ光照射光学系２０はレーザ光源４１を備える。本実施形態のレーザ光源４１は、レーザ光源１１とは異なる波長のレーザ光を出射できる。本実施形態のダイクロイックミラー１２は、治療レーザ光の光軸と照準レーザ光の光軸とを同軸にする。レーザ光源４１から出射された照準レーザ光（本実施形態では赤外光）は、ダイクロイックミラー１２で反射される。ダイクロイックミラー１２で反射された照準レーザ光は、前述した治療レーザ光と同じ光路を進む。照準レーザ光が照射された眼底Ｅｒ上の部位には、照準レーザ光のスポットが形成される。なお例えば、治療レーザ光と照準レーザ光とでレーザ光源を共用してもよい。また、照準レーザ光の代わりに、治療レーザ光を照準用として用いてもよい。また、照準レーザ光にて治療レーザ光の照射位置を位置決めできればよく、例えば、撮影照明光学系３０を用いて照準レーザ光を患者眼Ｅに照射してもよい。 <Aiming laser light irradiation optical system>
The aiming laser light irradiation optical system 20 of this embodiment shares the members from the dichroic mirror 12 to the objective lens 18 with the treatment laser light irradiation optical system 10. The aiming laser light irradiation optical system 20 of this embodiment includes a laser light source 41. The laser light source 41 of the present embodiment can emit laser light having a wavelength different from that of the laser light source 11. The dichroic mirror 12 of this embodiment makes the optical axis of treatment laser light and the optical axis of aiming laser light coaxial. The aiming laser beam emitted from the laser light source 41 (infrared light in the present embodiment) is reflected by the dichroic mirror 12. The aiming laser beam reflected by the dichroic mirror 12 travels the same optical path as the treatment laser beam described above. A spot of the aiming laser beam is formed at a site on the fundus Er irradiated with the aiming laser beam. For example, the laser light source may be shared between the treatment laser light and the aiming laser light. In addition, treatment laser light may be used for aiming instead of aiming laser light. Further, it is only necessary that the irradiation position of the treatment laser beam can be positioned by the aiming laser beam. For example, the aiming laser beam may be irradiated to the patient eye E using the imaging illumination optical system 30.

＜観察照明光学系＞
本実施形態の撮影照明光学系３０は、レーザ光源２５、フォーカスレンズ２４（視度補正手段）、ポリゴンミラー２３（垂直走査用の第１走査手段）、レンズ２２、走査ミラー２１（水平走査用の第２走査手段）、ハーフミラー１７、および対物レンズ１８を備える。走査ミラー２１には駆動部８７が接続されており、ポリゴンミラー２３には駆動部８８が接続されており、フォーカスレンズ２４には駆動部９１が接続されている。フォーカスレンズ２４は撮影照明光学系３０の光軸に沿って移動可能である。ポリゴンミラー２３と走査ミラー２１は患者眼Ｅの瞳孔と略共役位置に配置されている。本実施形態の撮影照明光学系３０は、ハーフミラー１７と対物レンズ１８を治療レーザ光照射光学系１０等と共用する。 <Observation illumination optical system>
The photographing illumination optical system 30 of the present embodiment includes a laser light source 25, a focus lens 24 (diopter correction means), a polygon mirror 23 (first scanning means for vertical scanning), a lens 22, and a scanning mirror 21 (for horizontal scanning). 2nd scanning means), a half mirror 17, and an objective lens 18. A driving unit 87 is connected to the scanning mirror 21, a driving unit 88 is connected to the polygon mirror 23, and a driving unit 91 is connected to the focus lens 24. The focus lens 24 is movable along the optical axis of the photographing illumination optical system 30. The polygon mirror 23 and the scanning mirror 21 are disposed at a position substantially conjugate with the pupil of the patient's eye E. The imaging illumination optical system 30 of the present embodiment shares the half mirror 17 and the objective lens 18 with the treatment laser light irradiation optical system 10 and the like.

レーザ光源２５から出射された観察用レーザ光（本実施形態では赤外光）は、ミラー３１の開口部、フォーカスレンズ２４の順で介して進み、ポリゴンミラー２３に入射する。ポリゴンミラー２３で反射された観察用レーザ光は、レンズ２２を介して走査ミラー２１に入射する。走査ミラー２１で反射された観察用レーザ光は、ハーフミラー１７、対物レンズ１８の順で介して進み、患者眼Ｅの眼底Ｅｒに当たる。観察用レーザ光が照射された眼底Ｅｒ上の部位には、観察用レーザ光のスポットが形成される。本実施形態では、ポリゴンミラー２３と走査ミラー２１が駆動されることで、眼底Ｅｒ上では観察用レーザ光が２次元方向に走査される。観察用レーザ光は瞳孔位置を支点として振られる。本実施形態のフォーカスレンズ２４は、観察像のコントラスト（鮮鋭さ、換言するならピント）を調節するために用いられる。本実施形態の制御部８０は、フォーカスレンズ２４を駆動して、患者眼Ｅの視度を取得する。なお、フォーカスレンズ２４の替わりに他の光路長変更手段を用いてもよい。 Observation laser light (infrared light in this embodiment) emitted from the laser light source 25 travels in the order of the opening of the mirror 31 and the focus lens 24 and enters the polygon mirror 23. The observation laser light reflected by the polygon mirror 23 enters the scanning mirror 21 via the lens 22. The observation laser beam reflected by the scanning mirror 21 travels through the half mirror 17 and the objective lens 18 in this order, and strikes the fundus Er of the patient's eye E. A spot of the observation laser beam is formed at a site on the fundus Er irradiated with the observation laser beam. In this embodiment, the polygon mirror 23 and the scanning mirror 21 are driven, so that the observation laser light is scanned in the two-dimensional direction on the fundus oculi Er. The observation laser beam is swung with the pupil position as a fulcrum. The focus lens 24 of this embodiment is used to adjust the contrast (sharpness, in other words, focus) of the observation image. The control unit 80 of the present embodiment drives the focus lens 24 to acquire the diopter of the patient eye E. Note that other optical path length changing means may be used instead of the focus lens 24.

＜撮影光学系＞
本実施形態の撮影光学系４０（共焦点撮像光学系）は、対物レンズ１８からフォーカスレンズ２４までの部材を撮影照明光学系３０と共用する。本実施形態の撮影光学系４０は、ミラー３１、レンズ３２、共焦点絞り３３（ピンホール）、ミラー３４、および受光素子３６を備える。本実施形態の共焦点絞り３３は眼底Ｅｒと共役位置（又は略共役位置）に配置されている。共焦点絞り３３には駆動部８９が接続されている。本実施形態では、共焦点絞り３３の開口部の開口径（ピンホール径）を変更可能とされている。つまり本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、共焦点絞り３３の開口径を変更する開口径変更手段を備える。 <Photographing optical system>
The imaging optical system 40 (confocal imaging optical system) of the present embodiment shares the members from the objective lens 18 to the focus lens 24 with the imaging illumination optical system 30. The imaging optical system 40 of this embodiment includes a mirror 31, a lens 32, a confocal stop 33 (pinhole), a mirror 34, and a light receiving element 36. The confocal stop 33 according to the present embodiment is disposed at a conjugate position (or substantially conjugate position) with the fundus Er. A driving unit 89 is connected to the confocal stop 33. In the present embodiment, the opening diameter (pinhole diameter) of the opening of the confocal stop 33 can be changed. That is, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to this embodiment includes an aperture diameter changing unit that changes the aperture diameter of the confocal diaphragm 33.

眼底Ｅｒからの撮影光（観察用レーザ光の反射光又は照準レーザ光の反射光であり、戻り光と呼んでもよい）は、対物レンズ１８に入射される。対物レンズ１８に入射した撮影光は、対物レンズ１８、ハーフミラー１７、走査ミラー２１、レンズ２２、ポリゴンミラー２３、フォーカスレンズ２４の順で介して進み、ミラー３１の反射面で反射される。ミラー３１の反射面で反射された撮影光は、レンズ３２、共焦点絞り３３の開口部の順で介して進み、ミラー３４で再び反射される。ミラー３４で反射された撮影光は受光素子３６に入射する。本実施形態の受光素子３６は、観察用レーザ光の波長と照準レーザ光の波長とに感度を有する。本実施形態の制御部８０は、受光素子３６の出力信号を用いて、眼底Ｅｒの撮影画像（２次元画像）又は照準レーザ光のスポットの撮影画像（２次元画像）を取得できる。本実施形態では、撮影光学系４０を用いて生成される２次元画像は、モニター９２に表示される。 Imaging light from the fundus Er (reflected light of observation laser light or reflected light of aiming laser light, which may be referred to as return light) is incident on the objective lens 18. The photographing light incident on the objective lens 18 travels in the order of the objective lens 18, the half mirror 17, the scanning mirror 21, the lens 22, the polygon mirror 23, and the focus lens 24, and is reflected by the reflecting surface of the mirror 31. The photographing light reflected by the reflecting surface of the mirror 31 travels in the order of the lens 32 and the opening of the confocal stop 33 and is reflected again by the mirror 34. The photographing light reflected by the mirror 34 enters the light receiving element 36. The light receiving element 36 of the present embodiment is sensitive to the wavelength of the observation laser light and the wavelength of the aiming laser light. The control unit 80 according to the present embodiment can acquire a photographed image (two-dimensional image) of the fundus Er or a photographed image (two-dimensional image) of the spot of the aiming laser beam using the output signal of the light receiving element 36. In the present embodiment, a two-dimensional image generated using the photographing optical system 40 is displayed on the monitor 92.

本実施形態では、ポリゴンミラー２３と走査ミラー２１が駆動されることで、眼底Ｅｒ上では共焦点絞り３３の像が２次元方向に走査される。本実施形態では、ミラー３１よりも患者眼Ｅ側では、撮影照明光学系３０の光軸と撮影光学系４０の光軸とが同軸である。撮影照明光学系３０の光軸と撮影光学系４０の光軸は、眼底Ｅｒ上で２次元方向に走査される。本実施形態の撮影光学系４０を換言するなら、共焦点絞り３３と、共焦点絞り３３の開口部を通る撮影光を検出する受光素子３６とを有し、撮影光を眼底上で二次元的に走査する共焦点撮影光学系である。本実施形態の制御部８０は、治療レーザ光照射光学系１０のスキャンミラー１６の駆動と、撮影光学系４０の走査ミラー２１及びポリゴンミラー２３の駆動とを同期できる。この同期に加えて照準レーザ光の照射タイミング（点灯／消灯）を更に同期させることで、本実施形態の制御部８０は撮影光学系４０を用いて、照準レーザ光のスポットを撮影できる（図２，３，４参照）。また、本実施形態の制御部８０は、治療レーザ光照射光学系１０の視度補正レンズ１５の駆動による視度補正と、撮影光学系４０のフォーカスレンズ２４の駆動による視度補正とを同期できる。 In the present embodiment, the polygon mirror 23 and the scanning mirror 21 are driven, so that the image of the confocal stop 33 is scanned in the two-dimensional direction on the fundus oculi Er. In the present embodiment, the optical axis of the photographing illumination optical system 30 and the optical axis of the photographing optical system 40 are coaxial on the patient eye E side with respect to the mirror 31. The optical axis of the photographing illumination optical system 30 and the optical axis of the photographing optical system 40 are scanned in a two-dimensional direction on the fundus oculi Er. In other words, the photographic optical system 40 of the present embodiment includes the confocal stop 33 and the light receiving element 36 that detects the photographic light passing through the opening of the confocal stop 33, and the photographic light is two-dimensionally displayed on the fundus. This is a confocal imaging optical system that scans the lens. The control unit 80 of this embodiment can synchronize the drive of the scan mirror 16 of the treatment laser light irradiation optical system 10 and the drive of the scan mirror 21 and the polygon mirror 23 of the imaging optical system 40. In addition to this synchronization, by further synchronizing the irradiation timing (lighting / extinguishing) of the aiming laser light, the control unit 80 of the present embodiment can photograph the spot of the aiming laser light using the photographing optical system 40 (FIG. 2). , 3 and 4). Further, the control unit 80 of the present embodiment can synchronize the diopter correction by driving the diopter correction lens 15 of the treatment laser light irradiation optical system 10 and the diopter correction by driving the focus lens 24 of the photographing optical system 40. .

＜制御部＞
本実施形態の制御部８０は、ＣＰＵ８１（プロセッサ）、ＲＯＭ８２（第１記憶手段）、ＲＡＭ８３（第２記憶手段）、および不揮発性メモリ８４（第３記憶手段）等を備える。ＣＰＵ８１は、眼科用レーザ治療装置１における各部の制御を司る。ＲＯＭ８２には、各種プログラム、初期値等が記憶されている。ＲＡＭ８３は各種情報を一時的に記憶できる。不揮発性メモリ８４は非一過性の記憶媒体であり、電源の供給が遮断されても記憶内容を保持できる。例えば、制御部８０に着脱可能に装着されるＵＳＢメモリ、フラッシュＲＯＭ等を、不揮発性メモリ８４として使用してもよい。本実施形態の制御部８０には、受光素子３６、駆動部８９、レーザ光源１１、レーザ光源４１、駆動部９４、駆動部８５、駆動部８６、駆動部８７、駆動部８８、駆動部９１、レーザ光源２５、モニター９２、トリガスイッチ９３（操作手段）等が接続されている。 <Control unit>
The control unit 80 of this embodiment includes a CPU 81 (processor), a ROM 82 (first storage unit), a RAM 83 (second storage unit), a nonvolatile memory 84 (third storage unit), and the like. The CPU 81 controls each part in the ophthalmic laser treatment apparatus 1. The ROM 82 stores various programs, initial values, and the like. The RAM 83 can temporarily store various information. The non-volatile memory 84 is a non-transitory storage medium, and can retain stored contents even when power supply is interrupted. For example, a USB memory, a flash ROM, or the like that is detachably attached to the control unit 80 may be used as the nonvolatile memory 84. The control unit 80 of this embodiment includes a light receiving element 36, a drive unit 89, a laser light source 11, a laser light source 41, a drive unit 94, a drive unit 85, a drive unit 86, a drive unit 87, a drive unit 88, a drive unit 91, A laser light source 25, a monitor 92, a trigger switch 93 (operation means) and the like are connected.

本実施形態の制御部８０は駆動部９４を制御して、治療レーザ光又は照準レーザ光のスポットサイズを変更できる。本実施形態の制御部８０は駆動部８５を制御して、治療レーザ光又は照準レーザ光のフォーカス位置を変更できる。本実施形態の制御部８０は駆動部８６を制御して、スキャンミラー１６を回転できる。本実施形態の制御部８０は駆動部８７を制御して、走査ミラー２１を回動できる。本実施形態の制御部８０は駆動部８８を制御して、ポリゴンミラー２３を回転できる。本実施形態の制御部８０は駆動部９１を制御して、フォーカスレンズ２４を移動できる。本実施形態の制御部８０は駆動部８９を制御して、共焦点絞り３３の開口径を変更できる。本実施形態の制御部８０は、モニター９２の表示を制御できる。 The control unit 80 according to the present embodiment can change the spot size of the treatment laser beam or the aiming laser beam by controlling the driving unit 94. The control unit 80 according to the present embodiment can change the focus position of the treatment laser beam or the aiming laser beam by controlling the driving unit 85. The control unit 80 of the present embodiment can rotate the scan mirror 16 by controlling the drive unit 86. The control unit 80 of the present embodiment can rotate the scanning mirror 21 by controlling the driving unit 87. The control unit 80 of the present embodiment can rotate the polygon mirror 23 by controlling the driving unit 88. The control unit 80 of the present embodiment can move the focus lens 24 by controlling the drive unit 91. The control unit 80 of the present embodiment can change the aperture diameter of the confocal stop 33 by controlling the drive unit 89. The control unit 80 of this embodiment can control the display on the monitor 92.

＜使用方法＞
次いで、図２〜７を併用し、本実施形態の眼科用レーザ治療装置１の使用方法を説明する。なお、以降の説明は、患者眼Ｅに対して眼科用レーザ治療装置１の光学系（治療レーザ光照射光学系１０等）の位置合わせが行われているものとして説明する。 <How to use>
Next, a method of using the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to this embodiment will be described with reference to FIGS. In the following description, it is assumed that the optical system of the ophthalmic laser treatment apparatus 1 (the treatment laser light irradiation optical system 10 and the like) is aligned with the patient's eye E.

先ず図５を用いて説明する。眼科用レーザ治療装置１の電源が投入されると、眼科用レーザ治療装置１の初期設定が行われる（ステップＳ１０１参照）。初期設定の際には、治療レーザ光のスポットサイズ設定値は初期値（例えば１００μｍ）に設定される。なお本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、術者が図示なき操作部材を操作することで、治療レーザ光のスポットサイズを所期のサイズ（設定値）に変更できる。また、術者がトリガスイッチ９３を押すと、眼科用レーザ治療装置１は設定済みのスポットサイズ設定値に基づき、治療レーザ光を患者眼Ｅに照射する。 First, a description will be given with reference to FIG. When the ophthalmic laser treatment apparatus 1 is powered on, initial setting of the ophthalmic laser treatment apparatus 1 is performed (see step S101). In the initial setting, the spot size setting value of the treatment laser beam is set to an initial value (for example, 100 μm). In addition, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to the present embodiment can change the spot size of the treatment laser light to an intended size (set value) by operating an operation member (not shown) by an operator. When the surgeon presses the trigger switch 93, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 irradiates the patient's eye E with the treatment laser light based on the set spot size setting value.

図５に戻る。眼科用レーザ治療装置１の初期設定が完了すると、眼科用レーザ治療装置１は観察モードで待機状態となる。観察モードでは撮影光学系４０を用いた観察像の取得が行われ、モニター９２には患者眼Ｅの観察像が動画で表示される。観察モードでは観察用レーザ光と照準レーザ光が点灯され、モニター９２に表示される観察像には、眼底Ｅｒと照準レーザ光のスポットＳｂとが写り込む。図４は観察像の一例である。照準レーザ光のスポットＳｂは、眼科用レーザ治療装置１の初期設定に基づき、観察画角の中央に配置されている。なお、術者が図示なき操作部材を操作することで、照準レーザ光のスポット位置を任意の位置に移動（配置）できる。また、照準レーザ光は所定の倍率設定（ズームエキスパンダ部１４の設定）で照射される。 Returning to FIG. When the initial setting of the ophthalmic laser treatment apparatus 1 is completed, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 enters a standby state in the observation mode. In the observation mode, an observation image is acquired using the photographing optical system 40, and the observation image of the patient's eye E is displayed as a moving image on the monitor 92. In the observation mode, the observation laser light and the aiming laser light are turned on, and the fundus Er and the spot Sb of the aiming laser light are reflected in the observation image displayed on the monitor 92. FIG. 4 is an example of an observation image. The spot Sb of the aiming laser beam is arranged at the center of the observation angle of view based on the initial setting of the ophthalmic laser treatment apparatus 1. Note that the spot position of the aiming laser beam can be moved (arranged) to an arbitrary position by operating an operation member (not shown) by the operator. The aiming laser light is irradiated with a predetermined magnification setting (setting of the zoom expander unit 14).

本実施形態の制御部８０は、撮影光学系４０を用いて眼底Ｅｒを検出すると、治療レーザ光のスポットサイズ補正処理を行う（ステップＳ１０２）。つまり本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、治療レーザ光のスポットサイズを補正するスポットサイズ補正手段を備える。なお、スポットサイズ補正処理が、術者の操作が契機となり実行されてもよい。本実施形態のスポットサイズ補正処理は、設定済みの治療レーザ光のスポットサイズに対して補正（変更）する。詳細には、患者眼Ｅの光学特性を考慮して、術者が所期するスポットサイズへと補正する。本実施形態のスポットサイズ補正処理は患者眼Ｅの観察中に繰り返し行なわれる。しかし例えば、照準レーザ光の照射位置が設定又は変更された際のみ、スポットサイズ補正処理が実行されてもよい。 When the fundus Er is detected using the imaging optical system 40, the control unit 80 of the present embodiment performs a treatment laser spot size correction process (step S102). That is, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to this embodiment includes spot size correction means for correcting the spot size of the treatment laser light. Note that the spot size correction process may be executed in response to the operator's operation. The spot size correction process of this embodiment corrects (changes) the spot size of the set treatment laser beam. Specifically, in consideration of the optical characteristics of the patient's eye E, correction is made to the spot size expected by the operator. The spot size correction process of this embodiment is repeatedly performed during observation of the patient's eye E. However, for example, the spot size correction process may be executed only when the irradiation position of the aiming laser beam is set or changed.

術者は図示なき操作部材を操作して、照準レーザ光のスポットを治療予定部位上に配置する。術者は、治療予定部位への照準合わせを完了するとトリガスイッチ９３を押す。トリガスイッチ９３が押されると、眼科用レーザ治療装置１は患者眼Ｅに治療レーザ光を照射する（ステップＳ１０３，Ｓ１０４参照）。治療レーザ光は照準レーザ光のスポット位置に照射される。治療レーザ光が照射された眼底部位は光凝固される。本実施形態では患者眼Ｅの治療部位に、スポットサイズ補正手段で補正された治療レーザ光が照射される。つまり、治療部位には、患者眼Ｅの光学特性が考慮された、術者が所期するスポットサイズの治療レーザ光が照射される。これにより、術者が所期する光凝固が行われる。 The surgeon operates an operation member (not shown) to place a spot of the aiming laser beam on the treatment planned site. The operator presses the trigger switch 93 when the aiming to the treatment planned site is completed. When the trigger switch 93 is pressed, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 irradiates the patient's eye E with treatment laser light (see steps S103 and S104). The treatment laser light is applied to the spot position of the aiming laser light. The fundus region irradiated with the treatment laser light is photocoagulated. In this embodiment, the treatment laser beam corrected by the spot size correction unit is irradiated to the treatment site of the patient's eye E. That is, the treatment site is irradiated with a treatment laser beam having a spot size expected by the operator in consideration of the optical characteristics of the patient's eye E. Thereby, photocoagulation expected by the operator is performed.

＜フォーカシング処理及びスポットサイズ補正処理＞
次いで図６を併用し、制御部８０がステップＳ１０２（図５参照）で実行する処理の詳細を説明する。ステップＳ２０１にて制御部８０は、駆動部８９を駆動して、共焦点絞り３３の開口径を減少させる。共焦点絞り３３の開口径を小さくすることで、観察像のコントラストが強調（換言するなら観察像の解像力が上昇）される。 <Focusing processing and spot size correction processing>
Next, details of the process executed by the control unit 80 in step S102 (see FIG. 5) will be described with reference to FIG. In step S <b> 201, the control unit 80 drives the drive unit 89 to reduce the aperture diameter of the confocal stop 33. By reducing the aperture diameter of the confocal stop 33, the contrast of the observation image is enhanced (in other words, the resolution of the observation image is increased).

ここで、共焦点絞り３３の開口径を小さくする理由の一例を説明する。視度補正手段（本実施形態ではフォーカスレンズ２４）を用いた視度補正又は視度情報の取得は、補正精度が高いほど好適である。一例として、眼底Ｅｒの周辺を観察する際に、患者眼Ｅの眼球又は光学系由来の像面湾曲性にて、撮影画角の中央部と周辺部とでベストフォーカス位置が異なる場合があった。なおベストフォーカス位置とは、例えば、画像のコントラスト又は解像力が最も得られるフォーカス位置を指す。撮影光学系４０が広角（例えば画角６０度以上）になるほど、中央部と周辺部のベストフォーカス位置のズレが大きくなり易い。レーザ光の理論的な焦点深度（レイリー長）の定義では網膜全体に対して十分な被写界深度がある。しかし実際の撮影では、画角の中央部と周辺部とで像性能（画像のコントラスト）に差が生じる事象が発生し易い。 Here, an example of the reason for reducing the aperture diameter of the confocal stop 33 will be described. Diopter correction or diopter information acquisition using the diopter correction means (the focus lens 24 in this embodiment) is more suitable as the correction accuracy is higher. As an example, when observing the periphery of the fundus oculi Er, the best focus position may be different between the central portion and the peripheral portion of the photographing field angle due to curvature of field derived from the eyeball or optical system of the patient's eye E. . Note that the best focus position refers to, for example, a focus position where the contrast or resolution of an image is most obtained. As the photographic optical system 40 has a wider angle (for example, an angle of view of 60 degrees or more), the shift of the best focus position between the central portion and the peripheral portion tends to increase. In the definition of the theoretical depth of focus (Rayleigh length) of laser light, there is a sufficient depth of field for the entire retina. However, in actual photographing, an event in which a difference in image performance (image contrast) occurs easily between the central portion and the peripheral portion of the angle of view.

本実施形態の共焦点絞り３３の開口径は、観察時よりもフォーカシング時の方が小さくされている。つまり本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、共焦点絞り３３の開口径を減少させた後、フォーカスレンズ２４を駆動させてフォーカシングを行うフォーカス制御手段を備えている。共焦点絞り３３を小さくすると被写界深度が浅くなり、フォーカスを合わせたい眼底部位（局所領域）に対して精密なフォーカシングを行い易い。つまり本実施形態では、フォーカスを合わせたい眼底部位に対するフォーカス精度を向上できる。詳細は後述するが、本実施形態では眼底Ｅｒの周辺部に対して精密なフォーカシングが行われ、精度よい視度情報（視度補正量）が取得される。取得された視度情報は、治療レーザ光を周辺部位に照射する際のスポットサイズの補正に用いられる。 The aperture diameter of the confocal stop 33 of the present embodiment is smaller during focusing than during observation. That is, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to the present embodiment includes a focus control unit that performs focusing by driving the focus lens 24 after reducing the aperture diameter of the confocal diaphragm 33. If the confocal stop 33 is made small, the depth of field becomes shallow, and it is easy to perform precise focusing on the fundus region (local region) to be focused. In other words, in the present embodiment, it is possible to improve the focus accuracy for the fundus region to be focused. Although details will be described later, in this embodiment, precise focusing is performed on the peripheral portion of the fundus Er, and accurate diopter information (diopter correction amount) is acquired. The acquired diopter information is used for correction of the spot size when the treatment laser beam is irradiated to the peripheral site.

図６を用いた説明に戻る。ステップＳ２０２にて制御部８０は、撮影光学系４０を用いた撮影画像の取得とフォーカスレンズ２４の駆動とを繰り返し、患者眼Ｅに対してフォーカシングを行う。なお本実施形態のフォーカシングは、観察用レーザ光が照射され、且つ、照準レーザ光の照射が停止された状態で行われる。しかし、照準レーザ光が照射された状態でフォーカシングが行われてもよい。また本実施形態の制御部８０は、フォーカスレンズ２４の駆動と同期させて視度補正レンズ１５を駆動する。詳細には、本実施形態の制御部８０は、フォーカスレンズ２４の駆動による視度補正分だけ視度補正レンズ１５を駆動し、照準レーザ光照射光学系２０（及び治療レーザ光照射光学系１０）の視度補正を行う。本実施形態の制御部８０は、撮影画像から治療予定部位（照準レーザ光のスポット形成位置）の付近のみを切り出し、切り出した画像を用いてフォーカシングを行う。 Returning to the description with reference to FIG. In step S <b> 202, the control unit 80 repeats acquisition of a captured image using the imaging optical system 40 and driving of the focus lens 24 to perform focusing on the patient's eye E. Note that the focusing in the present embodiment is performed in a state in which the observation laser beam is irradiated and the irradiation of the aiming laser beam is stopped. However, focusing may be performed in a state where the aiming laser beam is irradiated. Further, the control unit 80 of the present embodiment drives the diopter correction lens 15 in synchronization with the drive of the focus lens 24. Specifically, the control unit 80 of the present embodiment drives the diopter correction lens 15 by the amount of diopter correction by driving the focus lens 24, and the aiming laser light irradiation optical system 20 (and the treatment laser light irradiation optical system 10). Diopter correction is performed. The control unit 80 of the present embodiment cuts out only the vicinity of the treatment planned site (aiming laser beam spot formation position) from the captured image, and performs focusing using the cut out image.

本実施形態のフォーカシング方法を詳細に説明する。共焦点撮影光学系を用いて取得した撮影画像（眼底観察像）は、共焦点絞り３３の開口径を小さくしても焦点深度（被写界深度）が深くなり易い。従って、撮影画像を一見しただけではベストフォーカス位置を掴み難い。本実施形態の制御部８０は撮影画像（治療レーザ光の照射予定部位）のヒストグラムを解析し、解析結果に基づきフォーカスレンズ２４と視度補正レンズ１５を駆動する。これにより、ベストフォーカス位置が定量的に検出され易い。ヒストグラムを用いた解析は、例えば、撮影光学系４０の撮影画角が広角になるほど、又は、眼底Ｅｒの像面湾曲性が大きいほど有効である。 The focusing method of this embodiment will be described in detail. The captured image (fundus observation image) acquired using the confocal imaging optical system tends to have a deep focal depth (depth of field) even if the aperture diameter of the confocal stop 33 is reduced. Therefore, it is difficult to grasp the best focus position only by looking at the captured image. The control unit 80 according to the present embodiment analyzes a histogram of a captured image (a site to be irradiated with therapeutic laser light), and drives the focus lens 24 and the diopter correction lens 15 based on the analysis result. Thereby, the best focus position is easily detected quantitatively. The analysis using the histogram is more effective, for example, as the photographing field angle of the photographing optical system 40 becomes wider or as the curvature of field of the fundus Er increases.

本実施形態のフォーカシング（視度補正）は、眼底Ｅｒの複数部位に対して行われる。一例として、本実施形態のフォーカシングは、撮影画角の中央（図４の符号Ｐ１位置）、周辺（図４の符号Ｐ２位置）、照準レーザ光のスポット位置（図４のスポットＳｂ位置）の順で行われる。なお例えば、照準レーザ光のスポット位置に対してのみフォーカシングが行われてもよい。取得したフォーカシング情報（換言するならフォーカスレンズ２４位置に基づく視度情報）は、フォーカシングを行った眼底部位（位置）と関連付けてＲＡＭ８３に記憶される。なおステップＳ２０１で変更される共焦点絞り３３の開口径は、撮影画像の明るさを考慮して決定される。つまりステップＳ２０１で変更される共焦点絞り３３の開口径は、ヒストグラム解析が可能な範囲で変更される。 Focusing (diopter correction) in the present embodiment is performed on a plurality of parts of the fundus Er. As an example, focusing according to the present embodiment is performed in the order of the center of the photographing field angle (position P1 in FIG. 4), the periphery (position P2 in FIG. 4), and the spot position of the aiming laser beam (spot Sb position in FIG. 4). Done in For example, focusing may be performed only on the spot position of the aiming laser beam. The acquired focusing information (in other words, diopter information based on the position of the focus lens 24) is stored in the RAM 83 in association with the fundus region (position) on which focusing has been performed. Note that the aperture diameter of the confocal stop 33 changed in step S201 is determined in consideration of the brightness of the captured image. That is, the aperture diameter of the confocal stop 33 that is changed in step S201 is changed within a range in which histogram analysis is possible.

図６に戻る。ステップＳ２０３にて制御部８０は、ステップＳ２０１で減少させた共焦点絞り３３の開口径を元の大きさ（換言するなら観察モード時の開口径）に戻す。これにより、観察像の焦点深度は深くなる。共焦点絞り３３の開口径が大きくなることで、観察像は明るくなり、観察像のノイズ感が低減される。次いでステップＳ２０４にて制御部８０は、照準レーザ光を点灯し、撮影光学系４０を用いて照準レーザ光のスポットを撮影する。図３は、照準レーザ光のスポットを撮影した撮影画像の一例である。本実施形態の撮影画像には、照準レーザ光のスポットＳｂと眼底Ｅｒが写り込んでいる。本実施形態ではスポットＳｂの撮影は、撮影光学系４０の視度補正後に行われる（ステップＳ２０２参照）。つまりスポットＳｂの撮影は、撮影光学系４０の視度補正が行われ、スポットＳｂの輪郭（エッジ）がシャープに形成され易い状態で行われる。これにより制御部８０は、スポットＳｂのスポットサイズ（換言するなら患者眼Ｅの光学特性）をより精密に取得し易い。なお、スポットＳｂを撮影する際に、観察用レーザ光（レーザ光源２５）を減光又は消灯してもよい。 Returning to FIG. In step S203, the control unit 80 returns the aperture diameter of the confocal stop 33 decreased in step S201 to the original size (in other words, the aperture diameter in the observation mode). Thereby, the depth of focus of the observation image becomes deep. By increasing the aperture diameter of the confocal diaphragm 33, the observation image becomes brighter, and the noise feeling of the observation image is reduced. Next, in step S <b> 204, the control unit 80 turns on the aiming laser light and photographs the aiming laser light spot using the photographing optical system 40. FIG. 3 is an example of a photographed image obtained by photographing a spot of the aiming laser beam. In the photographed image of the present embodiment, the spot Sb of the aiming laser beam and the fundus oculi Er are reflected. In the present embodiment, the shooting of the spot Sb is performed after the diopter correction of the shooting optical system 40 (see step S202). That is, the photographing of the spot Sb is performed in a state where the diopter correction of the photographing optical system 40 is performed and the outline (edge) of the spot Sb is easily formed. Thereby, the control unit 80 can easily acquire the spot size of the spot Sb (in other words, the optical characteristic of the patient's eye E) more precisely. Note that the observation laser beam (laser light source 25) may be dimmed or extinguished when the spot Sb is photographed.

以上説明したように、本実施形態では共焦点絞り３３の開口径を減少させた後、眼底Ｅｒに対するフォーカシングが行われる。撮影画像の被写界深度を浅くした状態でフォーカシングが行われるため、例えば、眼底Ｅｒに対して精密なフォーカシングを行い易い。また例えば、患者眼Ｅの視度情報を精度よく取得し易い。本実施形態では眼底Ｅｒに対して精度よきフォーカシングが行われた後、照準レーザ光のスポット撮影が行われる。これによりスポットサイズの検出精度が向上されている。また、本実施形態では更に、開口径を減少させて取得した患者眼Ｅの視度情報を用いて、治療レーザ光のスポットサイズを精度よく補正する。 As described above, in the present embodiment, focusing on the fundus oculi Er is performed after the aperture diameter of the confocal stop 33 is reduced. Since focusing is performed with the depth of field of the photographed image being shallow, for example, it is easy to perform precise focusing on the fundus Er. For example, it is easy to acquire diopter information of the patient's eye E with high accuracy. In the present embodiment, spot focusing of the aiming laser beam is performed after focusing on the fundus Er with high accuracy. This improves the spot size detection accuracy. In the present embodiment, the spot size of the treatment laser light is further accurately corrected using the diopter information of the patient's eye E acquired by reducing the aperture diameter.

次いでステップＳ２０５にて制御部８０は、ステップＳ２０４で取得した撮影画像（照準レーザ光のスポット）を用いて、治療レーザ光のスポットサイズの補正を行う。図７は、本実施形態の制御部８０がステップＳ２０５（図６参照）で実行する制御の詳細である。ステップＳ３０１にて制御部８０は、ステップＳ２０４（図６参照）で取得した撮影画像を用いて、眼球光学系の横倍率を取得する。横倍率の取得方法の一例を、図２と図３を用いて説明する。図２と図３は、撮影光学系４０を用いて撮影した照準レーザ光のスポット（画像）である。図２は所定の視度設定時における照準レーザ光のスポットサイズの理論値を示す。なお、ここで言う理論値とは、眼球光学系による要素を除外した照準レーザ光のスポットサイズである。一方で図３は、図２と同じ視度設定にて、撮影光学系４０を用いて患者眼Ｅを撮影した場合の、照準レーザ光のスポットサイズである。照準レーザ光のスポットサイズは、図２ではβａ［ピクセル］であり、図３ではβｂ［ピクセル］である。本実施形態の制御部８０は、撮影画像を解析して照準レーザ光のスポットサイズ（Ｂｂ）を検出する。次いで理論値のスポットサイズ（Ｂａ）と検出したスポットサイズ（Ｂｂ）とを比較（βａ／βｂ）し、眼球光学系の横倍率を取得する。つまり本実施形態では、眼底Ｅｒに形成される照準レーザ光のスポットサイズを用いて、患者眼Ｅの光学特性（横倍率）を推測する。 Next, in step S205, the control unit 80 corrects the spot size of the treatment laser light using the captured image (a spot of the aiming laser light) acquired in step S204. FIG. 7 shows details of the control executed by the control unit 80 of this embodiment in step S205 (see FIG. 6). In step S301, the control unit 80 acquires the lateral magnification of the eyeball optical system using the captured image acquired in step S204 (see FIG. 6). An example of a method for acquiring the lateral magnification will be described with reference to FIGS. 2 and 3 are spots (images) of the aiming laser beam imaged using the imaging optical system 40. FIG. FIG. 2 shows the theoretical value of the spot size of the aiming laser beam when a predetermined diopter is set. The theoretical value referred to here is the spot size of the aiming laser light excluding the elements of the eyeball optical system. On the other hand, FIG. 3 shows the spot size of the aiming laser light when the patient's eye E is imaged using the imaging optical system 40 with the same diopter setting as in FIG. The spot size of the aiming laser beam is βa [pixel] in FIG. 2, and βb [pixel] in FIG. The control unit 80 of the present embodiment analyzes the captured image and detects the spot size (Bb) of the aiming laser beam. Next, the theoretical spot size (Ba) and the detected spot size (Bb) are compared (βa / βb) to obtain the lateral magnification of the eyeball optical system. That is, in this embodiment, the optical characteristic (lateral magnification) of the patient's eye E is estimated using the spot size of the aiming laser light formed on the fundus Er.

図７に戻る。ステップＳ３０２にて制御部８０は、患者眼Ｅの視度に関する情報を取得する。本実施形態のステップＳ２０２（図６）では、眼底Ｅｒ（換言するなら撮影画像）の中央部、周辺部、および治療予定部位（照準レーザ光のスポット位置）に対してフォーカシングを行い、各々部位の視度情報をＲＡＭ８３に記憶する。本実施形態の制御部８０は、眼底Ｅｒの複数部位の視度に関する情報をＲＡＭ８３から読み出す（取得する）。次いでステップＳ３０３にて制御部８０は、眼球モデルを定義する。本実施形態では眼球モデルとしてグルストランド模型眼（Ｇｕｌｌｓｔｒａｎｄ模型眼）を用いる。本実施形態では眼球モデルの情報はＲＯＭ８２に記憶されており、制御部８０は眼球モデルの情報をＲＯＭ８２から読み出す。例えば、眼球モデルの替わりとなる計算式が、ＲＯＭ８２に記憶されていてもよい。 Returning to FIG. In step S302, the control unit 80 acquires information regarding the diopter of the patient's eye E. In step S202 (FIG. 6) of the present embodiment, focusing is performed on the central portion, the peripheral portion, and the treatment planned site (the spot position of the aiming laser beam) of the fundus oculi Er (in other words, the captured image). Diopter information is stored in the RAM 83. The control unit 80 according to the present embodiment reads (acquires) information related to diopters of a plurality of parts of the fundus Er from the RAM 83. Next, in step S303, the control unit 80 defines an eyeball model. In the present embodiment, a Gull strand model eye (Gull strand model eye) is used as an eyeball model. In the present embodiment, the information on the eyeball model is stored in the ROM 82, and the control unit 80 reads the information on the eyeball model from the ROM 82. For example, a calculation formula that replaces the eyeball model may be stored in the ROM 82.

次いでステップＳ３０４にて制御部８０は、眼球の焦点距離と眼軸長を取得する。詳細には、本実施形態の制御部８０は、ステップＳ３０１で求めた横倍率と、ステップＳ３０２で取得した患者眼Ｅの視度に関する情報と、ステップＳ３０３で定義した眼球モデルとを用いて、眼球の焦点距離と眼軸長を算出する（取得する）。次いでステップＳ３０５にて制御部８０は、ステップＳ３０４で求めた焦点距離と眼軸長を用いて、治療レーザ光のスポットサイズの補正値を決定する。つまり、本実施形態の制御部８０は、焦点距離と眼軸長を取得して眼球光学系の情報を把握する。そして、眼球光学系の情報（特性）と設計値に基づく治療レーザ光照射光学系１０の情報（特性）とを用いて、治療レーザ光のスポットサイズを患者眼Ｅの光学特性を考慮した設定へと変更（補正）する。 Next, in step S304, the control unit 80 acquires the focal length and the axial length of the eyeball. Specifically, the control unit 80 according to the present embodiment uses the lateral magnification obtained in step S301, the information on the diopter of the patient's eye E obtained in step S302, and the eyeball model defined in step S303 to Is calculated (acquired). Next, in step S305, the control unit 80 determines a correction value for the spot size of the treatment laser light using the focal length and the axial length obtained in step S304. That is, the control unit 80 according to the present embodiment acquires information on the eyeball optical system by acquiring the focal length and the axial length. Then, using the information (characteristics) of the eyeball optical system and the information (characteristics) of the treatment laser light irradiation optical system 10 based on the design value, the spot size of the treatment laser light is set in consideration of the optical characteristics of the patient eye E. And change (correct).

なお本実施形態では、眼底Ｅｒの中央部と周辺部に対してフォーカシングを行い、各々の位置での視度を取得している。つまり、本実施形態の制御部８０は、眼底Ｅｒの複数部位に対して視度情報を取得している。本実施形態の制御部８０は、眼球モデル（グルストランド模型眼）が有する収差の特性と、実際の眼底Ｅｒが有する球面特性とを考慮して、治療レーザ光のスポットサイズ補正を行う。これにより例えば、治療レーザ光の照射部位が眼底Ｅｒの周辺部（換言するなら撮影画角の周辺部）であっても、治療レーザ光のスポットサイズ補正が精度よく行われ易い。 In the present embodiment, focusing is performed on the central portion and the peripheral portion of the fundus oculi Er, and the diopter at each position is acquired. That is, the control unit 80 of the present embodiment acquires diopter information for a plurality of parts of the fundus Er. The control unit 80 of the present embodiment corrects the spot size of the treatment laser light in consideration of the aberration characteristics of the eyeball model (Gulstrand model eye) and the spherical characteristics of the actual fundus Er. Thereby, for example, even when the treatment laser light irradiation site is the peripheral portion of the fundus Er (in other words, the peripheral portion of the imaging angle of view), the spot size correction of the treatment laser light is easily performed with high accuracy.

図６に戻る。ステップＳ２０６にて制御部８０は、ステップ３０５（図７参照）で決定された補正値を用いて、治療レーザ光のスポットサイズを変更する。詳細には、制御部８０は、ズームエキスパンダ部１４を駆動して、設定済みのスポットサイズ（例えば初期値である１００μｍ）となるように治療レーザ光のスポットサイズを補正（変更）する。つまり本実施形態のスポットサイズ補正は、患者眼Ｅの光学特性が係わる、設定済みのスポットサイズと実際形成されるスポットサイズとの相違を抑制する。より詳細には、本実施形態のスポットサイズ補正は、設定済みのスポットサイズと実際形成されるスポットサイズとの相違を治療レーザ光の照射前に抑制する。なお、本実施形態ではズームエキスパンダ部１４が駆動されることで、照準レーザ光のスポットサイズも変更される。このように、本実施形態では照準レーザ光のスポットの撮影と解析が行われ、眼球光学系を考慮した治療レーザ光のスポットサイズへと、治療レーザ光のスポットサイズの補正が行われる。 Returning to FIG. In step S206, the control unit 80 changes the spot size of the treatment laser light using the correction value determined in step 305 (see FIG. 7). Specifically, the control unit 80 drives the zoom expander unit 14 to correct (change) the spot size of the treatment laser light so as to be a set spot size (for example, an initial value of 100 μm). That is, the spot size correction of this embodiment suppresses the difference between the set spot size and the spot size actually formed, which is related to the optical characteristics of the patient's eye E. More specifically, the spot size correction of the present embodiment suppresses the difference between the set spot size and the spot size actually formed before the treatment laser light is irradiated. In the present embodiment, the spot size of the aiming laser beam is also changed by driving the zoom expander unit 14. As described above, in this embodiment, imaging and analysis of the spot of the aiming laser beam are performed, and the spot size of the treatment laser beam is corrected to the spot size of the treatment laser beam considering the eyeball optical system.

＜まとめ＞
以上説明したように、本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、患者眼Ｅの眼底Ｅｒに治療レーザ光を照射する治療レーザ光照射光学系１０と、治療レーザ光のスポットサイズを調節する調節手段と、眼底Ｅｒに照準レーザ光を照射する照準レーザ光照射光学系２０と、眼底Ｅｒと照準レーザ光（又は治療レーザ光）のスポットとの撮影を行う撮影光学系４０を備えており、更に、撮影光学系４０を用いて照準レーザ光（又は治療レーザ光）のスポットサイズを検出し、検出したスポットサイズを用いて治療レーザ光のスポットサイズを補正するスポットサイズ補正手段を備えている。これにより、例えば、術者が所期する治療レーザ光のスポットサイズにて、治療部位に治療レーザ光が照射され易い。 <Summary>
As described above, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to this embodiment includes the treatment laser light irradiation optical system 10 that irradiates the fundus Er of the patient's eye E with the treatment laser light, and the adjustment that adjusts the spot size of the treatment laser light. Means, an aiming laser light irradiation optical system 20 for irradiating the fundus Er with the aiming laser light, and an imaging optical system 40 for photographing the fundus Er and the spot of the aiming laser light (or treatment laser light). Further, spot size correcting means for detecting the spot size of the aiming laser beam (or treatment laser beam) using the photographing optical system 40 and correcting the spot size of the treatment laser beam using the detected spot size is provided. Thereby, for example, the treatment laser beam is easily irradiated to the treatment site at the spot size of the treatment laser beam intended by the operator.

また、本実施形態の眼科用レーザ治療装置１の撮影光学系４０は視度補正手段を備え、スポットサイズ補正手段は視度補正手段の視度補正情報を用いて治療レーザ光のスポットサイズを補正する。これにより、例えば、治療レーザ光のスポットサイズ補正をより精度よく行い易い。また、本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は、眼球モデルを記憶する記憶手段を備え、スポットサイズ補正手段は眼球モデルを用いて、治療レーザ光のスポットサイズを補正する。眼球モデルを考慮することで、より精度よく治療レーザ光のスポット補正を行い易い。 In addition, the imaging optical system 40 of the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to the present embodiment includes a diopter correction unit, and the spot size correction unit corrects the spot size of the treatment laser light using the diopter correction information of the diopter correction unit. To do. Thereby, for example, it is easy to correct the spot size of the treatment laser beam with higher accuracy. In addition, the ophthalmic laser treatment apparatus 1 of this embodiment includes a storage unit that stores an eyeball model, and the spot size correction unit corrects the spot size of the treatment laser light using the eyeball model. Considering the eyeball model, it is easy to perform spot correction of the treatment laser beam with higher accuracy.

また、本実施形態の眼科用レーザ治療装置１の撮影光学系４０は、共焦点絞り３３と共焦点絞り３３の開口部を通る撮影光を検出する受光素子３６を有し、撮影光を眼底Ｅｒ上で二次元的に走査する共焦点撮影光学系である。これにより、例えば、瞳孔径の影響を受け難い共焦点撮影光学系を用いた広画角撮影と、治療レーザ光の照射とが組み合わされ、眼底Ｅｒの周辺部の治療をより精度よく行い易い。また、本実施形態の眼科用レーザ治療装置１の撮影光学系４０は視度補正手段を有し、共焦点絞り３３の開口径を変更する開口径変更手段と、開口径を減少させた後に、視度補正手段を用いたフォーカシングを行うフォーカス制御手段を備えている。開口径を減少させた後にフォーカシングを行うことで、例えば、眼底Ｅｒの局所領域に対して精密なフォーカシングを行い易い。 In addition, the imaging optical system 40 of the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to the present embodiment includes the confocal diaphragm 33 and the light receiving element 36 that detects imaging light passing through the opening of the confocal diaphragm 33, and the imaging light is transmitted to the fundus Er. This is a confocal imaging optical system that scans two-dimensionally. Thereby, for example, wide-angle imaging using a confocal imaging optical system that is not easily affected by the pupil diameter and irradiation with treatment laser light are combined, and treatment of the peripheral portion of the fundus Er is easier to perform. In addition, the imaging optical system 40 of the ophthalmic laser treatment apparatus 1 according to the present embodiment has a diopter correction unit, an aperture diameter changing unit that changes the aperture diameter of the confocal diaphragm 33, and after reducing the aperture diameter, Focus control means for performing focusing using diopter correction means is provided. By performing focusing after reducing the aperture diameter, for example, it is easy to perform precise focusing on a local region of the fundus Er.

なお、本実施形態では共焦点撮影光学系（撮影光学系４０）を用いて、眼底Ｅｒ又は照準光のスポットを撮影する。しかし例えば、眼底Ｅｒ又は照準光のスポットを、眼底カメラの光学系を用いて撮影してもよい。なお眼底カメラとは例えば、患者眼の瞳孔と略共役位置に孔空きミラー又は撮像絞りを配置する眼科装置である（例えば特開２００４−２６１２９３号公報を参照）。眼底カメラの光学系を用いる場合、例えば、患者眼Ｅの瞳孔と略共役位置に配置される撮影絞りの開口径を拡大変化させた後、眼底Ｅｒに対してフォーカシング（フォーカシングレンズの移動）が行なわれればよい。つまり、従来では撮影画像の被写界深度が深く、眼底Ｅｒに対して精密なフォーカシングを行い難い場合があった。これに対し、本開示の技術では、撮影画像の被写界深度が浅くなるように撮影光学系の特性が一時的に変更された後、フォーカシングが行われる。従って、眼底Ｅｒに対して精密なフォーカシング（視度情報の取得）を行い易い。本実施形態の共焦点絞り３３は眼底共役位置に配置されるが、共焦点絞りの配置位置は厳密なものでは無い。絞り部材の開口径を変化して撮影光学系の被写界深度を変化できればよい。 In the present embodiment, a fundus Er or a spot of aiming light is imaged using a confocal imaging optical system (imaging optical system 40). However, for example, the fundus Er or the spot of aiming light may be photographed using the optical system of the fundus camera. The fundus camera is, for example, an ophthalmologic apparatus in which a perforated mirror or an imaging stop is disposed at a position substantially conjugate with the pupil of the patient's eye (see, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-261293). In the case of using the optical system of the fundus camera, for example, after changing the aperture diameter of the photographing aperture disposed substantially conjugate with the pupil of the patient's eye E, focusing (movement of the focusing lens) is performed on the fundus Er. It only has to be done. That is, conventionally, the depth of field of the captured image is deep, and it may be difficult to perform precise focusing on the fundus Er. On the other hand, in the technique of the present disclosure, focusing is performed after the characteristics of the photographing optical system are temporarily changed so that the depth of field of the photographed image becomes shallow. Therefore, it is easy to perform precise focusing (acquisition of diopter information) on the fundus oculi Er. Although the confocal stop 33 of this embodiment is disposed at the fundus conjugate position, the position of the confocal stop is not strict. It is only necessary that the depth of field of the photographing optical system can be changed by changing the aperture diameter of the aperture member.

なお本実施形態は一例であり、例えば、治療レーザ光照射光学系１０（照準レーザ光照射光学系２０）が視度補正レンズ１５を備えなくてもよい。つまり、照準光のスポットサイズに基づき治療レーザ光のスポットサイズが補正されればよい。本実施形態の照準光のスポットは円形だが、もちろん円形に限るものでは無い。照準光のスポットを撮影して患者眼Ｅの横倍率を取得できればよい。また本実施形態では照準レーザ光を用いて治療レーザ光のスポットサイズが補正されるが、治療レーザ光のみで治療レーザ光のスポットサイズが補正されてもよい。一例として、制御部８０が、治療レーザ光のスポットサイズを検出し、この検出結果に基づき治療レーザ光自体のスポットサイズを補正してもよい。治療レーザ光の断続照射中、又は治療レーザ光の連続照射中に治療レーザ光のスポットサイズが補正されてもよい。 In addition, this embodiment is an example, for example, the treatment laser beam irradiation optical system 10 (aiming laser beam irradiation optical system 20) may not include the diopter correction lens 15. That is, the spot size of the treatment laser beam may be corrected based on the spot size of the aiming light. The spot of the aiming light in this embodiment is circular, but of course it is not limited to circular. It suffices that the lateral magnification of the patient's eye E can be acquired by photographing a spot of aiming light. In this embodiment, the spot size of the treatment laser beam is corrected using the aiming laser beam. However, the spot size of the treatment laser beam may be corrected using only the treatment laser beam. As an example, the control unit 80 may detect the spot size of the treatment laser beam and correct the spot size of the treatment laser beam itself based on the detection result. The spot size of the treatment laser light may be corrected during intermittent irradiation of the treatment laser light or during continuous irradiation of the treatment laser light.

本開示のフォーカシング技術は、例えば、眼底Ｅｒの周辺部に対するフォーカシング、眼底Ｅｒの局所領域に対するフォーカシングに好適である。また本開示の技術は、例えば、患者眼Ｅの視度を精度よく取得する場合にも好適である。なお、本実施形態の眼科用レーザ治療装置１は治療レーザ光を照射可能だが、本開示のフォーカシング技術のみを用いた眼科装置（一例として、共焦点撮影装置、眼底カメラ等）の態様であってもよい。つまり、治療レーザ光を照射しない眼科装置に本開示のフォーカシング技術を適用してもよい。なお、本開示のフォーカシング技術は、患者眼Ｅの視度情報を取得する視度取得技術と言い換えることもできる。 The focusing technique of the present disclosure is suitable for focusing on the peripheral portion of the fundus oculi Er and focusing on a local region of the fundus oculi Er, for example. The technique of the present disclosure is also suitable for obtaining the diopter of the patient's eye E with high accuracy, for example. The ophthalmic laser treatment apparatus 1 of the present embodiment can irradiate treatment laser light, but is an aspect of an ophthalmologic apparatus (for example, a confocal imaging apparatus, a fundus camera, etc.) that uses only the focusing technology of the present disclosure. Also good. That is, the focusing technique of the present disclosure may be applied to an ophthalmologic apparatus that does not emit therapeutic laser light. Note that the focusing technique of the present disclosure can be paraphrased as a diopter acquisition technique for acquiring diopter information of the patient's eye E.

今回開示された実施形態はすべての点で例示であって、制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は、上記した説明ではなく、特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲及びこれと均等の意味及び範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。 It should be thought that embodiment disclosed this time is an illustration and restrictive at no points. The scope of the present invention is defined by the terms of the claims, rather than the description above, and is intended to include any modifications within the scope and meaning equivalent to the terms of the claims.

１：眼科用レーザ治療装置
１４：ズームエキスパンダ部
１０：治療レーザ光照射光学系
２０：照準レーザ光照射光学系
４０：撮影光学系
８０：制御部
Ｅ：患者眼
Ｅｒ：眼底
1: Ophthalmic laser treatment device 14: Zoom expander unit 10: Treatment laser light irradiation optical system 20: Aiming laser light irradiation optical system 40: Imaging optical system 80: Control unit E: Patient eye Er: Fundus

Claims

A treatment laser beam irradiation optical system for irradiating the fundus of the patient's eye with a treatment laser beam;
Adjusting means for adjusting the spot size of the treatment laser beam;
An aiming laser beam irradiation optical system for irradiating the fundus with an aiming laser beam;
An imaging optical system for imaging the fundus and the aiming laser beam or the spot of the treatment laser beam;
Spot size correction means for detecting the spot size of the aiming laser beam or the treatment laser beam using the imaging optical system, and correcting the spot size of the treatment laser beam using the detected spot size;
An ophthalmic laser treatment apparatus comprising:

The ophthalmic laser treatment apparatus according to claim 1,
The photographing optical system includes diopter correction means,
The spot size correcting means corrects the spot size of the treatment laser light further using the diopter correction information of the diopter correction means;
An ophthalmic laser treatment apparatus characterized by the above.

The ophthalmic laser treatment apparatus according to claim 2,
A storage means for storing the eyeball model;
The spot size correction means corrects the spot size of the treatment laser light further using the eyeball model,
An ophthalmic laser treatment apparatus characterized by the above.

The ophthalmic laser treatment apparatus according to claim 1,
The photographing optical system is a confocal photographing optical system that includes a confocal stop and a light receiving element that detects photographing light passing through an opening of the confocal stop, and scans the photographing light two-dimensionally on the fundus. ,
An ophthalmic laser treatment apparatus characterized by the above.

The ophthalmic laser treatment apparatus according to claim 4,
The photographing optical system further includes diopter correction means,
Aperture diameter changing means for changing the aperture diameter of the confocal stop;
A focus control means for performing focusing using the diopter correction means after controlling the opening diameter changing means to reduce the opening diameter;
An ophthalmic laser treatment apparatus comprising: