JP2020535864A - 前区における光学収差を測定するための位相感応光コヒーレンストモグラフィ - Google Patents

Abstract

目の光学収差を測定するための技法が開示される。例示的な方法は、測定アームからの光源光が目の前区に入るように、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）干渉機器の測定アームに隣接する測定位置に目を置くことと、干渉パターンを検出することであって、干渉パターンが、目から反射された光、及びＯＣＴ干渉機器の基準アームから反射された光の組み合わせの結果として生じる、干渉パターンを検出することと、を含む。干渉パターンに基づいて、目の前区における基準面と、目における測定面との間の光学遅延が計算され、基準面は、角膜又は水晶体の前面であり、前記計算は、検出された干渉パターンに基づいて、基準面と測定面との間の光学位相シフトを測定することを含む。

Description

本明細書で開示される実施形態は、目の前区における収差を測定するために位相感応光コヒーレンストモグラフィを適用するための装置、システム及び方法に関する。

位相感応光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）は、細胞膜動態を検出するような用途用に開発され、観察される運動は、光波長未満の振幅を有する。図１は、位相感応ＯＣＴへの時間領域アプローチを実行するための実験設定の基本的構成要素を示す。図で分かるように、ビーム分割干渉計ＢＳは、複合光源を収容し、且つこの場合には７７５ナノメートルの波長を備えた連続波（ＣＷ）レーザからの出力と、スーパールミネッセントダイオードからの低コヒーレンス１５５０ナノメートルビームと、を含む光が、ビーム分割干渉計ＢＳに供給される。ＣＷレーザの波長が、ダイオードからの１５５０ナノメートルビームの波長の半分であるように選択されることを認識されたい。基準アームは、基準アームミラーＭを含み、基準アームミラーＭは、ちょうど従来の時間領域ＯＣＴ用に行われるように、ＯＣＴ撮像用のｚ軸調整を提供するように移動可能である。ダイクロイックミラーＤＭは、１５５０ナノメートル及び７７５ナノメートルの光にそれぞれ感応する光検出器Ｄ１及びＤ２を分離するために、基準アームミラーＭ及び対象サンプル２５からの反射光（ビーム分割干渉計ＢＳにおいて時間領域干渉パターンを形成するために結合する）を分割する。光検出器Ｄ１及びＤ２からの出力は、アナログ−デジタル変換（ＡＤＣ）回路２０に供給され、回路２０のデジタル出力は、処理のためにコンピュータ３０に供給される。Ｏ１及びＯ２は、それぞれ基準及び測定アームの光学部品である。

図１に示されている設定は、位相分散光トモグラフィの修正版に基づき、そこでは従来の位相分散光トモグラフィにおいて用いられる２つの低コヒーレンス光源の１つは、ＣＷ光源と置き換えられる。このアプローチは、位相分散光トモグラフィにおいて用いられる方法に似たノイズキャンセル方法の使用を可能にする。

図１に示されている技法の位相感度は、干渉計／ＢＳ１０と対象サンプル２５との間に配置された基準界面５０間の光学位相シフトを展開することによって取得される。この基準界面５０は、ガラスのカバーガラス５５の表面であり、カバーガラス５５は、図１で分かるように、対象サンプル２５に対して配置される。この基準界面と、対象サンプルにおける又はそれに接した測定界面との間の物理的分離は、長さＬを有し、それらの間の材料は、有効屈折率ｎを有する。基準アームと信号アームとの間の経路長の差の変化率は、ｖで表示され、それは、基準ミラーの並進速度及び干渉計のジッタの両方を含み、検出器Ｄ２において受信されるＣＷヘテロダイン信号出力の位相は、
によって与えることができる。
この式で、ｋは、基準界面５０が、測定界面と比較して強い反射器であるという条件で、光波数である。

低コヒーレンス光用では、状況は異なる。
及びＬが、コヒーレンス長よりはるかに大きい場合に、干渉計によって検出器Ｄ１に返される低コヒーレンス信号は、測定界面によって反射された光によって支配される。何故なら、コヒーレンスゲートが、基準界面５０によって反射された光を抑えるからである。従って、検出器Ｄ１において受信されるＬＣヘテロダイン信号の位相は、
によって与えられる。

低コヒーレンス光源の中心波長が、２ｋ_LC＝ｋ_CWであるようにＣＷ光源の中心波長の２倍であるので、基準界面と測定界面との間の位相差を表す差分位相は、
ψ_D＝ψ_CW−ψ_LC＝ ｍｏｄ_2π（４ｋ_LCｎ_LCＬ） （３）
によって与えられる。
この差分位相は、低コヒーレンス光が、基準界面５０から、対象サンプル２５における測定界面へと通過し、且つ基準界面５０に戻るときに、低コヒーレンス光によって取得された位相に対応し、ｖにおけるジッタの影響は、除去される。サンプルを走査すること及びこの差分位相を測定することによって、距離Ｌは、サブ波長の精度及び正確性まで測定することができる。

図２Ａ及び２Ｂは、位相感応ＯＣＴへのスペクトル領域アプローチを実行するための２つの設定の基本的構成要素を示し、第１の設定は、フーリエ領域（ＦＤ）位相感応ＯＣＴアプローチに対応し、そこでは、固定されているが比較的広い光学帯域幅を有する光源が用いられ、第２の設定は、掃引光源（ＳＳ）位相感応ＯＣＴアプローチに対応し、そこでは、掃引光源７０が用いられる。これらのスペクトル領域アプローチの両方が用いられれば、ヤング（Ｙａｎｇ）のシステムにおいて用いられるＣＷレーザ光源及び可動基準アームミラーは、必要とされない。

ちょうど図１に示されているシステムにおけるように、図２Ａ及び２Ｂに示されている位相感応ＯＣＴシステムは、光が、基準界面５０から、対象サンプル２５における１つ又は複数の測定界面へ通過し、且つ再び戻るときに、光学位相シフトの測定を可能にする。従って、これらの技法は、高反射率カバーガラス５５の存在に依存し、高反射率カバーガラス５５は、例えばガラスの断片であってもよい。

白内障手術、角膜内インレー、レーザ角膜切削形成術（ＬＡＳＩＫ）、及び光学的角膜切除術（ＰＲＫ）などの現在の眼科屈折手術方法は、最適な屈折補正を処方するために、眼生物測定データに依存する。歴史的には、眼科手術処置は、目における部分を撮像するために、超音波生物測定器具を用いた。幾つかの場合に、これらの生物測定器具は、目のいわゆるＡスキャンを生成した。即ち、目の光学軸と平行か又は小さな角度だけを作る、目の光学軸と典型的には整列された撮像軸に沿った全ての界面からの音響エコー信号を生成した。他の器具は、生物測定器具のヘッド又は先端が走査線に沿って走査されたときに連続的に取られたＡスキャンの集まりを実質的に組み立てる、いわゆるＢスキャンを生成した。この走査線は、典型的には、目の光学軸の側方にある。次に、これらの超音波Ａ又はＢスキャンは、目の眼軸長、眼房深度、又は角膜曲率半径などの生物測定データを測定し決定するために用いられた。

幾つかの手術処置において、第２の別個のケラトメータが、角膜の屈折特性及びデータを測定するために用いられた。次に、超音波測定及び屈折データは、処方される且つ後続の白内障手術中に挿入される最適な眼内レンズ（ＩＯＬ）の特性を計算するために、半経験的な処方で組み合わされる。

より最近、超音波生物測定装置が、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）の原理に基づいて構築される光学撮像及び生物測定器具に急速に取って代わられた。ＯＣＴは、人間の網膜、角膜又は白内障のマイクロメートル規模で高分解能の断面撮像を可能にする技法である。ＯＣＴ技術は、今や臨床診療において一般的に用いられ、かかるＯＣＴ器具は、今や、全てのＩＯＬ処方事例の８０〜９０％で用いられる。数ある理由の中でも、ＯＣＴ器具の成功は、撮像の非接触性及び超音波バイオメータの精度より高い精度による。

しかしながら、これらの最近の進歩を用いても、相当な更なる成長及び発展が、生物測定器具及び撮像器具の機能性及び性能のために必要とされる。

目の光学収差を測定するための技法が、以下で詳述される。例示的な方法は、測定アームからの光源光が目の前区に入るように、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）干渉機器の測定アームに隣接する測定位置に目を置くことと、干渉パターンを検出することであって、干渉パターンが、目から反射された光、及びＯＣＴ干渉機器の基準アームから反射された光の組み合わせの結果として生じる干渉パターンを検出することと、を含む。干渉パターンに基づいて、目の前区における基準面と、目における測定面との間の光学遅延が計算され、基準面は、角膜又は水晶体の前面であり、前記計算は、検出された干渉パターンに基づいて、基準面と測定面との間の光学位相シフトを測定することを含む。

時間領域ベースの技法又はスペクトル領域ベースの技法は、様々な実施形態において用いられ得る。しかしながら、上記の背景部分で説明された技法とは対照的に、現在開示されている技法における基準面は、ＯＣＴ測定アームと測定対象との間に導入されたカバーガラスの表面ではなく、目自体の表面である。従って、プロセスは、目と干渉計の測定アームとの間にどんなカバーガラスも配置されることなしに実行される。

幾つかの実施形態において、方法は、複数のポイントのそれぞれに対して基準面と測定面との間の光学遅延を取得するために、検出及び計算が走査パターンにおける複数のポイントのそれぞれに対して繰り返されるように、目における測定面にわたる走査パターンにおいて光源光を走査することを更に含む。これらの実施形態の幾つかにおいて、基準面は、目の角膜の前面であり、方法は、複数のポイントのそれぞれに対して、基準面と測定面との間の光学遅延に基づいて、角膜用の光波面を計算することを更に含む。他の実施形態において、基準面は、目の水晶体の前面であり、方法は、複数のポイントのそれぞれに対して、基準面と測定面との間の光学遅延に基づいて、水晶体用の光波面を計算することを更に含む。

時間領域ベースの位相感応ＯＣＴを示す図である。 スペクトル領域ベースの位相感応ＯＣＴを示す図である。 スペクトル領域ベースの位相感応ＯＣＴを示す図である。 ＯＣＴ強度データとＯＣＴ位相感応データとの間の差を示す。 例示的な位相感応ＯＣＴ測定の感度を示す。 本明細書で説明される技法の１つ又は複数を実行するように構成された例示的な位相感応ＯＣＴ機器を示すブロック図である。 本明細書で開示される技法による例示的な方法を示すプロセス流れ図である。

以下の説明において、或る実施形態を説明する特定の詳細が明らかにされる。しかしながら、開示される実施形態が、これらの特定の詳細の幾つか又は全てがなくても実施され得ることが、当業者には明らかになろう。提示される特定の実施形態は、限定ではなく実例であるように意図されている。当業者は、本明細書では特に説明されていないが、この開示の範囲及び趣旨内にある他の材料を現実化してもよい。

目の収差を測定するための幾つかの技法が、例えば、眼科処置の実行、及び／又は眼鏡、コンタクトレンズ若しくは屈折矯正手術を用いる収差の補正に関連して、目を特徴付けるために説明され用いられた。角膜レーザ治療は、例えば、治療中にレーザを案内するために、収差測定から開発されるような目の波面マップを用いる。目の収差を測定するための周知の技法は、光線追跡技法、及びシャックハルトマン波面センサの使用を含む。

強度（振幅）撮像に基づく従来のＯＣＴ技法は、目の全ての光学面のトポグラフィ画像を提供することができる。しかしながら、組織の不均質性ゆえに、従来のＯＣＴ撮像からのトポグラフィ画像データ取得が、実際の光学収差に正確に変換され得ることは疑わしい。

上記の背景部分で説明された技法のような技法を用いるＯＣＴ位相信号は、約２０ピコメートルに至るまでの測定感度を提供するために用いることができるが、それは、従来の強度ＯＣＴ画像で達成できるものより数桁すぐれている。図３は、ＯＣＴ強度と位相測定との間の差を示す。上部プロットは、ＯＣＴ信号が変更される前に、サンプルから返されたＯＣＴ信号から取得されたＯＣＴ強度及び位相情報を示し、一方で下部プロットは、ＯＣＴ信号が変更された後で、即ち、測定面が小さな距離を移動した後で、サンプルから返されたＯＣＴ信号から取得されたＯＣＴ強度及び位相情報を示す。これらのプロットで分かるように、サンプルにおける小さな変化は、位相における劇的な差に帰着する。しかしながら、振幅情報における変化は非常に小さく、強度情報だけでサンプルにおける変化を測定するのは非常に困難になる。

図４は、位相感応ＯＣＴシステムによって実行された測定からの量的結果を示す。図４の左側には、３つの信号が表示されている。大きな変動を伴う２つの信号は、独立したチャネル用の信号＋ノイズを示す。しかしながら、これらの信号が、共通のノイズ成分を有することが注目される。第３の信号は、差動信号であり、共通信号は、除去される。これは、上記の背景部分で説明されたような技法を用いることにより、ＯＣＴ干渉計の測定アームに則して、基準面と測定面との間の位相を測定することによって達成されるノイズ及びジッタキャンセルを表す。図４の右側に示されているように、約２０ピコメートルの測定感度が可能である。

本発明の実施形態によれば、位相感応ＯＣＴ技法は、時間領域ＯＣＴ処理に基づいてもスペクトル領域ＯＣＴ処理に基づいても、眼科処置に、且つ特に、目の前区における収差の測定及びＯＣＴ信号からの実際の波面収差データの取得に適用される。これらの処置は、以下でより詳細に説明されるように、上記の背景部分で説明された技法とは対照的に、カバーガラスの使用なしに実行することができる。これは、ＯＣＴ機器の測定アームと測定される目との間に配置されたカバーガラス又は他の人工基準面の表面ではなく、基準面として角膜及び／又は水晶体の表面を用いることによって達成される。

現在開示されている技法及び機器の実施形態は、顕微鏡搭載及び顕微鏡統合光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）システムの両方で用いられ得る。図５は、顕微鏡統合ＯＣＴシステム１００の例を示し、且つ本発明の実施形態と一致する、位相感応ＯＣＴプロセスの基本原理を示すために提示される。

システム１００は、目１０における撮像領域の視覚画像を提供するように構成された目の視覚化システム１１０と、撮像領域のＯＣＴ画像を生成するように構成された光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）撮像システム１２０と、ＯＣＴ画像に基づいて、且つ本明細書で説明されるような位相感応ＯＣＴ測定に基づいて目の屈折特性を決定するように構成された分析器１４０と、を含む。ＯＣＴ撮像システム１２０及び分析器／コントローラ１４０が、目の視覚化システム１１０に統合され得ることが認識されよう。

システム１００は、手術処置の対象など、目１０の前区の収差を撮像し測定するために用いられてもよい。角膜処置用に、測定領域は、角膜１２の一部とすることができる。他の処置用に、測定領域は、目の眼胞及び水晶体１４とすることができる。測定領域はまた、前眼房を含んでもよい。

目の視覚化システム１１０は、顕微鏡１１２を含んでもよい。幾つかの実施形態において、目の視覚化システム１１０は、細隙灯を含んでもよい。顕微鏡１１２は、光学顕微鏡、手術用顕微鏡、ビデオ顕微鏡、又はそれらの組み合わせとすることができる。図５の実施形態において、目の視覚化システム１１０（太い実線で示されている）は、手術用顕微鏡１１２を含み、手術用顕微鏡１１２は、今度は、対物レンズ１１３、光学部品１１５、及び双眼鏡又は接眼鏡１１７を含む。目の視覚化システム１１０はまた、ビデオ顕微鏡のカメラ１１８を含んでもよく、カメラ１１８は、図５の例示的なシステムにおいて、ビームスプリッタ１５２ａと共に顕微鏡双眼鏡１１７の光路に結合される。

システム１００は、位相感応光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）撮像及び測定システム１２０を更に含み、ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０は、幾つかの実施形態において、図１及び２に示されている設備のような設備に対応してもよい。ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０は、位相感応ＯＣＴ測定と同様に、撮像領域のＯＣＴ画像を生成することができる。ＯＣＴ撮像及び測定システムは、説明されるような位相感応位相差測定と同様に、従来のＯＣＴ撮像技法を用いて、撮像領域のＡスキャン又はＢスキャンを生成するように構成することができる。ＯＣＴ画像及び／又は測定情報は、分析器１４０によって使用できる「ＯＣＴ出力」信号で出力することができる。

ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０は、５００〜２，０００ｎｍの波長範囲で、幾つかの実施形態において９００〜１，４００ｎｍの範囲で動作するＯＣＴレーザを含むことができる。ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０は、時間領域、周波数領域、掃引光源、又はフーリエドメインモードロッキング（ＦＤＭＬ）ＯＣＴ技法に基づくことができる。

様々な実施形態において、ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０の一部は、顕微鏡に統合することができ、その一部は、別個のコンソールに設置することができる。幾つかの実施形態において、顕微鏡に統合されるＯＣＴ部分は、ＯＣＴレーザなどのＯＣＴ光源だけを含むことができる。目から返されたＯＣＴレーザ又は撮像光は、ファイバに供給し、且つＯＣＴ撮像及び測定システム１２０の第２の部分、即ち顕微鏡の外側のＯＣＴ干渉計に送ることができる。ＯＣＴ干渉計は、幾つかの実施形態において、別個のコンソールに位置することができ、そこでは適切なエレクトロニクスもまた、ＯＣＴの干渉信号を処理するために位置する。

ＯＣＴレーザの実施形態は、角膜頂点と水晶体頂点との間の距離など、前眼房の範囲より長いコヒーレンス長を有することができる。この距離は、ほとんどの患者において約６ｍｍであり、従って、かかる実施形態は、４〜１０ｍｍ範囲におけるコヒーレンス長を有することができる。他の実施形態は、３０〜５０ｍｍなど、眼軸長全体をカバーするコヒーレンス長を有することができる。更に他の実施形態は、１０〜３０ｍｍ範囲などの中間コヒーレンス長を有することができ、最後に幾つかの実施形態は、５０ｍｍより長いコヒーレンス長を有することができる。幾つかの掃引周波数レーザは、これらのコヒーレンス長範囲にアプローチしている。幾つかのフーリエドメインモードロッキング（ＦＤＭＬ）レーザは、既に、これらの範囲におけるコヒーレンス長を備えたレーザビームを放出することができる。

幾つかのシステムにおいて、ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０は、顕微鏡１１２又は細隙灯の主な光路への光結合を提供するために、ビームスプリッタ１５２ｃを含むことができる顕微鏡インターフェース１５０を介して統合することができる。ミラー１５４−２は、ＯＣＴ１２０の光を光路に結合することができる。顕微鏡インターフェース１５０、そのビームスプリッタ１５２ｃ、及びミラー１５４−２は、ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０を目の視覚化システム１１０と統合することができる。

図５は、システム１００が、ビームスプリッタ１５２ｃに加えて、第２のビームスプリッタ１５２ｂを含み得ることを示す。ビームスプリッタ１５２ｃは、対物レンズ１１３と、統合ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０との間で光を導くが、ビームスプリッタ１５２ｂは、ディスプレイ１６０と双眼鏡１１７との間で光を導くことができる。

分析器又はコントローラ１４０は、受信されたＯＣＴ画像及び測定情報に基づいて、様々な統合生物測定分析を実行することができる。特に、コントローラ１４０は、幾つかの実施形態において、ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０によって提供された位相感応ＯＣＴ測定情報に基づいて、角膜の波面マップを作成してもよい。分析は、光線追跡ソフトウェア及びコンピュータ支援設計（ＣＡＤ）ソフトウェアを含む、種々様々の周知の光学ソフトウェアシステム及び製品を利用することができる。統合生物測定の結果は、（１）目の部分における光パワーの値、及び適切なＩＯＬ用の対応する提案又は処方されたジオプトリ、（２）角膜の乱視の値及び方位、並びにこの乱視を補償するトーリックＩＯＬの提案又は処方されたトーリックパラメータ、（３）とりわけこの乱視を補正する１つ又は複数の減張切開の提案又は処方された位置及び長さとすることができる。

手術中の適用において、分析器１４０は、この統合生物測定の結果をディスプレイ１６０へ出力することができ、その結果、ディスプレイ１６０は、これらの結果を外科医用に表示することができる。ディスプレイ１６０は、目の視覚化システム１１０に関連する電子ビデオディスプレイ又はコンピュータ化されたディスプレイとすることができる。他の実施形態において、ディスプレイ１６０は、顕微鏡１１２の外側に装着されるような、顕微鏡１１２のすぐそばのディスプレイとすることができる。最後に、幾つかの実施形態において、ディスプレイ１６０は、顕微鏡１１２の光路に表示光を投影するマイクロディスプレイ又はヘッドアップディスプレイとすることができる。投影は、ミラー１５７を介して主な光路に結合することができる。他の実施形態において、全ヘッドアップディスプレイ１６０は、顕微鏡１１２の内部に位置するか、又は顕微鏡１１２のポートと統合することができる。

図５は、かかる実施形態を示し、そこでは、ディスプレイ１６０は、ミラー１５７を介して顕微鏡インターフェース１５０の方へ逆に生物測定情報を投影するヘッドアップディスプレイである。かかる実施形態において、顕微鏡インターフェース１５０は、ＯＣＴ撮像及び測定システム１２０の光を患者の目へ方向を変える、且つ目１０から反射された光をＯＣＴ撮像及び測定システム１２０へ方向を変えるビームスプリッタ１５ｃを含む。上記のように、ビームスプリッタ１５２ｂは、ヘッドアップディスプレイ１６０からの表示光を顕微鏡の双眼鏡又は接眼鏡１１７へ方向を変え、その結果、外科医は、表示された生物測定情報を手術中に見て、この表示された生物測定に基づき、十分な情報を得た上で決定を行うことができる。

図６は、位相感応ＯＣＴ測定を用いて、目の前区の光学収差を決定するための例示的な方法を示すプロセス流れ図である。図６の方法及びその変形は、図５に示されている機器のような機器を用いて、又は位相感応ＯＣＴ測定を実行するように構成された他の機器において実行されてもよい。

ブロック６１０に示されているように、方法は、測定アームからの光源光が目の前区に入るように、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）干渉機器の測定アームに隣接する測定位置に目を置くことで始まり、方法は、ブロック６２０に示されているように、ＯＣＴ干渉機器からの干渉パターンの検出を進める。干渉パターンは、目から反射された光、及びＯＣＴ干渉機器の基準アームから反射された光の、ＯＣＴ干渉機器における組み合わせの結果として生じる。

ブロック６３０に示されているように、方法は、検出された干渉パターンに基づいて、目の前区における基準面と、目における測定面との間の光学遅延の計算を進める。幾つかの実施形態又は事例において、基準面は、目の角膜１２の前面（図５を参照）、又は目の水晶体１４の前面（図５を参照）である。この光学遅延の計算は、検出された干渉パターンに基づいて、基準面と測定面との間の光学位相シフトを測定することを含む。この光学位相シフトを決定するための技法は、背景部分において上記で説明された。従って、時間領域ベースの技法又はスペクトル領域ベースの技法は、様々な実施形態において用いられてもよい。しかしながら、図６に示されているプロセスにおいて、基準面は、ＯＣＴ測定アームと測定対象との間に導入されたカバーガラスの表面ではなく、目自体の表面である。従って、図６に示されているプロセスは、目と干渉計の測定アームとの間にどんなカバーガラスも配置されることなしに実行される。

幾つかの実施形態において、図６に示されている方法は、目の測定面にわたる走査パターンにおける光源光を走査することを更に含み、ブロック６２０及び６３０の検出及び計算は、複数のポイントのそれぞれに対して基準面と測定面との間の光学遅延を取得するために、走査パターンにおける複数のポイントのそれぞれに対して繰り返される。これらの実施形態の幾つかにおいて、基準面は、目の角膜の前面であり、方法は、複数のポイントのそれぞれに対して、基準面と測定面との間の光学遅延に基づいて、角膜用の光波面を計算することを更に含む。これは、図６のブロック６４０に示されている。他の実施形態において、基準面は、目の水晶体の前面であり、方法は、複数のポイントのそれぞれに対して、基準面と測定面との間の光学遅延に基づいて、水晶体用の光波面を計算することを更に含む。

上記で説明された位相感応ＯＣＴ技法を用いて行われた光学遅延測定が、従来のＯＣＴ処理を用いて取得されたＯＣＴ強度データと組み合わされ得ることが認識されよう。情報のこの組み合わせは、例えば、目の水晶体又は角膜の屈折率の均質性（又はその欠如）を特徴付けるために有利に用いることができ、それは、従来のＯＣＴ強度データだけからは取得できない情報である。屈折率の均質性のこの特徴付けは、例えば、患者が、レーザベースの手術処置の適切な候補者であるかどうかを判定するために用いられてもよく、その場合に、水晶体の屈折率の均質性が少ないことは、手術からの満足な結果の可能性がより低いことを示し得る。

従って、幾つかの実施形態において、本明細書で説明される技法は、複数のポイントのそれぞれに対して、基準面と測定面との間の光学遅延に基づいて、且つ更に基準面若しくは測定面又は両方のためのＯＣＴ強度データに基づいて、目の構成要素の屈折率の均質性を決定することを更に含んでもよい。

上記で説明された特定の実施形態は、本発明を限定するのではなく、本発明を例示する。多数の修正及び変形が、上記で説明され且つ以下で請求されるように、本発明の原理に従って可能であることもまた理解されたい。

Claims (8)

1. 目の前区の光学収差を決定するための方法であって、
   測定アームからの光源光が前記目の前記前区に入るように、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）干渉機器の前記測定アームに隣接する測定位置に前記目を置くことと、
   前記ＯＣＴ干渉機器から干渉パターンを検出することであって、前記干渉パターンが、前記目から反射された光、及び前記ＯＣＴ干渉機器の基準アームから反射された光の、前記ＯＣＴ干渉機器における組み合わせの結果として生じる、干渉パターンを検出することと、
   前記検出された干渉パターンに基づいて、前記目の前記前区における基準面と、前記目における測定面との間の光学遅延を計算することであって、前記基準面が、前記目の角膜の前面又は前記目の水晶体の前面であり、前記計算が、前記検出された干渉パターンに基づいて、前記基準面と前記測定面との間の光学位相シフトを測定することを含む、光学遅延を計算することと、
   を含む方法。
2. 前記方法が、前記目における前記測定面にわたる走査パターンにおいて前記光源光を走査することを更に含み、前記検出及び計算が、複数のポイントのそれぞれに対して前記基準面と前記測定面との間の光学遅延を取得するために、前記走査パターンにおける前記複数のポイントのそれぞれに対して繰り返される、請求項１に記載の方法。
3. 前記基準面が、前記目の角膜の前記前面であり、前記方法が、前記複数のポイントのそれぞれに対して、前記基準面と前記測定面との間の距離に基づいて、前記角膜用の光波面を計算することを更に含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記基準面が、前記目の水晶体の前記前面であり、前記方法が、前記複数のポイントのそれぞれに対して、前記基準面と前記測定面との間の前記距離に基づいて、前記水晶体用の光波面を計算することを更に含む、請求項２に記載の方法。
5. 前記方法が、前記複数のポイントのそれぞれに対して、前記基準面と前記測定面との間の前記光学遅延に基づいて、且つ更に前記基準面若しくは前記測定面又は両方のためのＯＣＴ強度データに基づいて、前記目の構成要素の屈折率の均質性を決定することを更に含む、請求項２に記載の方法。
6. 前記方法が、前記目と前記干渉計の前記測定アームとの間にカバーガラスが配置されることなしに実行される、請求項１に記載の方法。
7. 前記検出が、時間領域ＯＣＴを用いて実行される、請求項１に記載の方法。
8. 前記検出が、スペクトル領域ＯＣＴを用いて実行される、請求項１に記載の方法。