JP3929735B2 - Intraocular illumination probe and ophthalmic surgical apparatus - Google Patents

Intraocular illumination probe and ophthalmic surgical apparatus Download PDF

Info

Publication number
JP3929735B2
JP3929735B2 JP2001308000A JP2001308000A JP3929735B2 JP 3929735 B2 JP3929735 B2 JP 3929735B2 JP 2001308000 A JP2001308000 A JP 2001308000A JP 2001308000 A JP2001308000 A JP 2001308000A JP 3929735 B2 JP3929735 B2 JP 3929735B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
laser light
light source
illumination
light
intraocular
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP2001308000A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2003111789A (en
Inventor
正俊 古嶋
惣一セルソ 松本
雅資 今泉
和夫 中塚
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Japan Science and Technology Agency
National Institute of Japan Science and Technology Agency
Original Assignee
Japan Science and Technology Agency
National Institute of Japan Science and Technology Agency
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Japan Science and Technology Agency, National Institute of Japan Science and Technology Agency filed Critical Japan Science and Technology Agency
Priority to JP2001308000A priority Critical patent/JP3929735B2/en
Priority to PCT/JP2002/003603 priority patent/WO2003030791A1/en
Publication of JP2003111789A publication Critical patent/JP2003111789A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP3929735B2 publication Critical patent/JP3929735B2/en
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/30—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure
    • A61B2090/306—Devices for illuminating a surgical field, the devices having an interrelation with other surgical devices or with a surgical procedure using optical fibres
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00861—Methods or devices for eye surgery using laser adapted for treatment at a particular location
    • A61F2009/00863—Retina

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Radiation-Therapy Devices (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)
  • Laser Surgery Devices (AREA)

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検者の眼球の検査を眼底手術中に実施できる眼科手術用装置に関するものであり、特に、蛍光眼底造影法により網膜または脈絡膜の検査等に好適に用いられる眼科照明用プローブと、これを利用することで検査および手術を同時に施行することが可能な眼科手術用装置とに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
眼科領域の各種疾患のうち、眼底疾患は眼球の後壁すなわち眼底での血管異常や出血等の血管病変を主因としているため、その治療においては、眼底の検査が非常に重要となる。中でも、網膜や脈絡膜で血管病変をより正確に検査する場合には、最も重要な検査法の一つとして蛍光眼底造影法が用いられている。
【０００３】
蛍光眼底造影法では、蛍光を発する造影剤を被検者（あるいは患者）に注射することで、血管内に造影剤を循環させる。そして、造影剤に応じた波長の照明光を眼底に照射することにより、血管中で循環している造影剤を励起させて蛍光（励起光）を発生させ、血管を造影する。
【０００４】
この検査法では、網膜や脈絡膜の血管をほぼそのままの状態で精密に造影できるため、血管や組織の状態を詳細に調べたり、網膜や脈絡膜の循環動態を把握したりすることが可能になる。それゆえ、眼底を正確に検査できるだけでなく、網膜や脈絡膜を手術する場合に、目的部位すなわち手術対象部位を決定する用途にも非常に好適に用いることができる。
【０００５】
近年、上記蛍光眼底造影法は大きく進歩しており、その結果、眼底疾患の診断のためにより精密な検査が実施できるとともに、眼底疾患の手術として重要な光凝固においても、手術対象部位の決定には不可欠なものとなっている。しかしながら、硝子体出血や硝子体混濁が生じていると、眼底の観察が妨げられるため、手術前に蛍光眼底造影法による眼底検査ができない。そのため、手術対象部位の決定が困難になる。
【０００６】
そこで、従来では、先に硝子体から出血部位や混濁物質等を取り除く手術を行ってから蛍光眼底造影法により眼底の画像を記録して、この画像を見ながら手術が実施されていた。この場合の硝子体手術は、手術用顕微鏡による所見に基づいて実施されるが、手術用顕微鏡による所見だけでは無血管帯や新生血管の把握が不十分となる可能性があり、さらには、術後に硝子体腔に再出血が生じて蛍光眼底造影が実施できないこともある。
【０００７】
それゆえ、近年では、手術中に眼底検査を実施することにより手術対象部位をより明確にする技術が種々提案されている。
【０００８】
具体的には、たとえば、文献１：J.M.Googe et al （Ophthalmology vol.100, No.8, 1167-1170, 1993）、文献２：今井和行ら（日眼会誌第98巻第８号 792-796、平成６(1994)年）、文献３：H.Terasaki et al（Retina vol.19, No.4, 302-308, 1999）等には、フルオレセイン蛍光眼底造影法（ＦＡＧ）による眼底検査を、また、講演４：加畑好章らによる第４回日本眼科手術学会での講演（第４回日本眼科手術学会講演要旨 204 V-24、平成１３(2001)年１月２６日〜２８日開催）等では、インドシアニングリーン蛍光眼底造影法（ＩＣＧＡ、赤外線蛍光造影法）による眼底検査を、それぞれ手術中に実施する技術が提案されている。
【０００９】
さらには、文献５：特開平６−３１９７６５号公報では、複数の異なる波長の光を被検眼の眼底に照射する手術用装置が提案されている。この技術では、複数の光源から手術用の凝固レーザー光、可視観察用の可視光、およびＩＣＧＡ用の赤外レーザー光を１本の光ファイバーで眼底に導くことが可能となっているため、ＩＣＧＡによる眼底検査を手術中に実施することが可能となっている。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
ところが、上述した従来の技術は、何れも、眼底手術と眼底検査とをより効率的に実施できないという問題点を生じている。
【００１１】
具体的には、上記各技術のうち文献１ないし３については、ＦＡＧによる眼底検査が実施されているが、光源の問題から十分な蛍光眼底造影ができず、眼底検査の確実性が低下したり、手術の操作性が低下したりする。
【００１２】
ＦＡＧでは、造影剤であるフルオレセインを励起させるために、造影用の励起光（造影光）として緑色から青色の波長域の可視光を用いる必要があるが、この波長域の可視光は、白色光源からの光を励起フィルターで透過させて生成することなる。そのため、眼底に照明される造影光の光量が低下してしまい、励起によるフルオレセインの蛍光も微弱なものとなる。このような微弱な蛍光は高感度の撮像管でなければ捉えることができない。したがって、眼底の全体像を明瞭に観察することが困難となったり、直接に疾患部位を観察できないことで手術に際しての距離感がつかめないこともある。
【００１３】
同様に、上記各技術のうち講演４および文献５では、ＩＣＧＡによる眼底検査が実施されているが、上記の問題点、すなわちＦＡＧによる眼底検査における造影光の問題点を何ら解決するものではない。特に、これらの技術では、造影光として赤外レーザー光を用いているが、ＦＡＧで用いる造影光の波長域は網膜光毒性が高いため、ＦＡＧによる眼底造影では造影光としてレーザー光を用いることができない。したがって、上記講演４や文献５の技術は、ＦＡＧによる手術中の眼底検査には応用できない。
【００１４】
また、上記各技術のうち文献３および講演４では、眼底検査に内視鏡を用いているため、眼底検査の確実性や操作性が低下する。
【００１５】
すなわち、内視鏡で得られる眼底画像の解像度は低い傾向にある上に、内視鏡は、手術対象部位の位置関係の把握が難しく操作技術の習熟を必要とするため、操作性が低下してしまう。また、内視鏡を備える眼底検査装置は手術用顕微鏡とは全く別の構成を有するため、手術時に用いる装置全体の構成が大型化したり複雑化するので、手術の操作性も低下するおそれがある。
【００１６】
さらに、上記各技術のうち文献５では、眼内を光ファイバーを用いた眼内照明用プローブで照明しているため、眼内照明用プローブの先端から出射する造影光の照射面積を広げることができない。眼内照明用プローブの先端を眼底から最大限離間させた場合でも造影光の照射領域は大して広がらず、眼底を照射する造影光の照射面積は半径が数ｍｍの点状でしかない。それゆえ、手術の操作性を改善することができない。
【００１７】
そもそも、眼底検査装置と手術用装置とは、光源や光学系、眼内に各種光を導く導光系の構造上、それぞれの装置のサイズが大きくなるため、手術中に同一の場所で眼底検査をすることが困難となっている。それゆえ通常は、患者がそれぞれの装置の間を移動しなければならず、手術を行う術者側にとって検査や手術の操作性が低下するだけでなく、患者側にとっては、肉体的にも精神的にも大きな負担をかけることになり、実用性に欠けていた。
【００１８】
この問題点を解消するために、上述したような検査および手術を併用する技術が種々提案されているものの、何れも技術も手術の操作性や眼底検査の操作性や効率性を十分改善するものとはなっていない。
【００１９】
本発明は、上記問題点に鑑みてなされたものであって、その目的は、眼底手術中に眼底検査を実施できるとともに、眼底手術および眼底検査の何れもより効率的に実施できる眼科手術用装置と、これに好適に用いられる眼内照明用プローブとを提案することにある。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
本発明者らは、上記課題を鑑み鋭意検討した結果、眼内照明用プローブの形状を工夫することで、ＦＡＧによる眼底検査において用いられる網膜光毒性の高い波長域の造影光（励起光）として、レーザー光源を用いることが可能であること、並びに、ＦＡＧの造影光としてレーザー光源を用いることで、眼底手術ためのレーザ光凝固装置を、手術中に蛍光眼底造影を容易かつ確実に実施できる眼科検査用装置にも応用することが可能であることを独自に見出し、本発明を完成させるに至った。
【００２１】
すなわち本発明にかかる眼内照明用プローブは、上記の課題を解決するために、光を透過する材質により形成されたファイバー状の本体部を有しており、眼科手術に際して、被検眼の側部に開けられたポートを介して挿入されることで、その先端部から被検眼内を照明する光を出射可能とする眼内照明用プローブにおいて、上記先端部には、光源から伝達される光がレーザー光である場合に、該レーザー光を散乱させる散乱光学部が設けられていることを特徴としている。
【００２２】
上記構成によれば、ファイバー状の眼内照明用プローブが散乱光学部を備えているため、光源から出力されるレーザー光を散乱して照射することができる。そのため単位面積当たりのレーザー光の強度を低下させることが可能になり、たとえば上記レーザー光が緑色から青色の波長域の可視レーザー光であれば、その照射強度を、ほぼ網膜光毒性のない安全レベルまで低減させることができるとともに、この可視レーザー光を被検眼内の広い領域に照射することができる。その結果、特に蛍光眼底造影法における眼内照明手段として非常に好適に用いることができる。
【００２３】
上記眼内照明用プローブでは、上記本体部の先端部を、放物線状の断面を有する弾丸形状に加工することで、上記散乱光学部を形成することが好ましい。
【００２４】
上記構成によれば、眼内照明用プローブが弾丸形状を有しているため、先端部（散乱光学部）から出射されるレーザー光を広い範囲に照射できるとともに、可視レーザー光の照射状態は、その照射強度が中心から周辺に向かって減衰していく同心円状となる。そのため、単に広い範囲を照明できるだけでなく、特に確認したい部位をより明るく照明することもできる。
【００２５】
また、本発明にかかる眼科手術用装置は、上記の課題を解決するために、被検者の眼内を照明する眼内照明手段と、照明された眼内の様子を観察する眼内観察手段と、被検眼の側部に開けられたポートを介して眼内に挿入される光凝固用プローブと、該光凝固用プローブに凝固レーザー光を出力する手術用光源とを備えており、眼内の目的部位に対して上記光凝固用プローブにより凝固レーザー光を照射することで光凝固を行う眼科手術用装置において、上記眼内照明手段は、照明用光として照明レーザー光を発する照明用光源と、放物線状の断面を有する弾丸形状に先端部を加工したファイバー状の眼内照明用プローブとを有しており、該眼内照明用プローブは、被検眼の側部に開けられたポートを介して眼内に挿入することで、照明用光源から出力された照明レーザー光を眼内に照明するようになっており、さらに、上記眼内照明手段が有する照明用光源と上記手術用光源とは、統合光源手段として一体化されているとともに、該統合光源手段は、照明レーザー光の出力を、網膜に障害を与えない安全レベルまで低下させるレーザー出力安全制御手段を備えていることを特徴としている。
【００２６】
上記構成によれば、先端部に散乱光学部を有する眼内照明用プローブを用いるとともに、レーザー出力安全制御手段によってレーザー光を安全レベルまで減衰可能としている。そのため特にフルオレセイン蛍光眼底造影法（ＦＡＧ）の照明光として、緑色から青色の波長域の可視レーザー光を利用することが可能になる。その結果、ＦＡＧによる眼底検査を効率的かつ確実に実施できる上に、上記のように照明用光源と手術用光源とを一つの統合光源部としてまとめることができるので、手術中でもＦＡＧによる眼底検査を効率的かつ確実に実施することができる。
【００２７】
特に、眼底手術中に眼底検査が可能になると、硝子体に出血や混濁があって事前に眼底検査ができない場合でも、確実に目的部位（手術対象部位）を決定することができるだけでなく、網膜の手術時における循環動態への影響を即座に把握することができる。その結果、より正確かつ効率的な眼底手術を実施することができる。
【００２８】
上記眼科手術用装置においては、上記照明用光源として、フルオレセインを励起させる波長を有する可視レーザー光を発する可視レーザー光源が用いられるとともに、上記眼内観察手段は、接眼レンズおよび対物レンズと、これら各レンズの間に配置され特定波長のレーザー光を遮断するレーザー光濾過フィルターとを有しており、該レーザー光濾過フィルターとしては、波長が５１５ｎｍ未満のレーザー光を遮断するハイパスフィルターが用いられていることが好ましい。
【００２９】
上記構成によれば、ＦＡＧ用の照明光として、従来のように、白色光源から励起フィルターを介して生成されるものではなく、最初から励起光としての波長を有していることになる。それゆえ、十分な蛍光を発生できる程度の光量の励起光を調達することができ、術者（検査者）は、フルオレセインの蛍光を肉眼で確認することが可能になる。
【００３０】
また、上記構成では、ＦＡＧ用の濾過フィルターを一般の手術用顕微鏡において術者の目を保護するために用いられている保護フィルターに応用していることになる。そのため、濾過フィルターによって造影画像を検出できるだけでなく、該濾過フィルターで観察者（術者）の目に悪影響を及ぼす波長の観察光をカットすることができる。しかも、保護フィルターや濾過フィルターの切り換えを必要最小限とすることができる。その結果、眼科手術用装置の操作をより簡素化することができる。
【００３１】
上記眼科手術用装置においては、さらに、上記照明用光源として、インドシアニングリーンを励起させる波長を有する赤外レーザー光を発する赤外レーザー光源が用いられることが好ましく、さらに、上記レーザー光濾過フィルターとしては、さらに波長が８１５ｎｍ未満のレーザー光を遮断するハイパスフィルターが用いられているとともに、上記各ハイパスフィルターを切り換えるフィルター切換手段を有していることがより好ましい。
【００３２】
上記構成によれば、本発明にかかる眼科手術用装置では、ＦＡＧだけでなくインドシアニングリーン蛍光眼底造影法（ＩＣＧＡ）も実施することができる。一般に、眼底疾患では、網膜や脈絡膜の血管病変を原因とすることが多いため、上記構成のように、手術中にＦＡＧだけでなくＩＣＧＡによる眼底検査も実施可能となっていれば、幅広い眼底疾患に対処可能となり、本発明にかかる眼科手術用装置の汎用性を高めることができる。
【００３３】
また、上記構成によれば、フィルター切換手段で二種類のハイパスフィルターを切り換えるので、術者（装置の操作者）がいちいちハイパスフィルターを切り換える必要がなくなる。その結果、眼科手術用装置の操作をより簡素化することができる。
【００３４】
上記眼科手術用装置においては、さらに、上記統合光源手段には、該統合光源手段から出力されるレーザー光の種類に基づいて、上記眼内観察手段が有するフィルター切換手段を稼動させて、上記各ハイパスフィルターを切り換えるフィルター切換制御手段を有していることが好ましい。
【００３５】
上記構成によれば、統合光源手段におけるレーザー光の出力と、眼内観察手段におけるハイパスフィルターの切り換えを同期させることができる。そのため、より適切な切り換え動作が実施できるとともに、切り換え動作が必要最低限ですむので、眼科手術用装置の操作をより簡素化することができる。
【００３６】
上記眼科手術用装置においては、 上記統合光源手段では、一つのアルゴンレーザー光源により、照明用光源のうちの可視レーザー光源と手術用光源とが兼用されていることが好ましい。
【００３７】
上記構成によれば、レーザー出力安全制御部によってレーザー光を安全レベルまで減衰可能できるため、凝固レーザー光として用いていた網膜光毒性を有するアルゴンレーザー光をＦＡＧの照明光として利用することが可能になり、ＦＡＧによる眼底検査を効率的かつ確実に実施できるだけでなく、部材点数を削減でき、一部の光路も共有できる。そのため統合光源部の構成を簡素化・小型化することができるとともに、製造コストの低減も可能となる。
【００３８】
上記眼科手術用装置においては、眼内観察手段によって得られる被検者の眼内画像を撮像する撮像手段と、該撮像手段から出力される眼内画像を記録する画像記録手段と、該撮像手段または画像記録手段から出力される眼内画像を表示する表示手段とを有する眼内画像顕像化手段を備えていることが好ましい。
【００３９】
上記構成によれば、眼底検査の結果を撮像して記録することにより、術者が確認できるように顕像化するので、眼底検査の確実性をより一層向上することができる。また、特に、ＦＡＧにおいては、可視レーザー光を照明に用いることができるため、フルオレセインの蛍光が強くなり、撮像手段として従来のような超高感度のものを用いる必要がなく、通常の高感度のもので十分となる。その結果、コストの増大を回避できる上に、眼底検査の効率性や確実性をより一層向上させることができる。
【００４０】
上記眼科手術用装置においては、統合光源手段の動作を制御する光源制御手段を備えているとともに、該光源制御手段は、照明レーザー光と凝固レーザー光とを同時に発させる同時発光制御か、照明レーザー光と凝固レーザー光とを切り換える切換発光制御の何れかを行うことが好ましい。また、統合光源手段が赤外照明用光源を有している場合には、上記光源制御手段は、可視レーザー光と赤外レーザー光とを切り換える照明光切換制御を行うことがより好ましい。
【００４１】
上記構成によれば、本発明における眼科手術用装置では、動作モードとして蛍光眼底造影単独モード（ＦＡＧ単独モードまたはＩＣＧＡ単独モード）、手術単独モード、手術・蛍光眼底造影併用モードを実現することができる上に、スイッチ一つでこれら動作モードをワンタッチで切り換えることもできる。それゆえ、非常に汎用性に優れる眼科手術用装置を提供することができる。
【００４２】
上記眼科手術用装置においては、上記可視レーザー光源から出力される可視レーザー光の波長が４８８ｎｍおよび５１２ｎｍであり、かつ眼内照明用プローブから出射された可視レーザー光源の照射強度が被検眼の眼底表面で０．２２ｍＷ／ｃｍ2 以下であることが非常に好ましく、上記赤外レーザー光源から出力される赤外レーザー光の波長が７９０ｎｍのであり、かつ眼内照明用プローブから出射された赤外レーザー光源の照射強度が被検眼の眼底表面で０．２２ｍＷ／ｃｍ2 以下であることが非常に好ましい。
【００４３】
上記構成によれば、レーザー光が上記の波長を有している場合には、眼内照明用プローブから眼内に出射し、照射対象である眼底表面に達した時点の照射強度を０．２２ｍＷ／ｃｍ2 以下とすることで、該レーザー光の網膜光毒性を十分に低下させた安全レベルとすることができる。それゆえ、事前にこの安全レベルを決定して、レーザー出力安全制御手段におけるレーザー出力減衰の設定をこの安全レベルとしておけば、容易かつ確実にレーザー光を蛍光眼底造影時の照明光（励起光）として使用することができる。
【００４４】
上記眼科手術用装置においては、上記光源制御手段が、可視レーザー光または赤外レーザー光の照射時間を６０秒以下とする照射時間制御を行うことが好ましい。
【００４５】
上記構成によれば、網膜光毒性が低いとはいえ可視レーザー光をあまり長時間眼底に照射することは好ましくないが、照射時間が上記時間以内であれば、被検眼に与える可視レーザー光の影響をほとんど無くすことができる。その結果、蛍光眼底造影時における安全性をより一層向上できる。
【００４６】
【発明の実施の形態】
〔実施の形態１〕
本発明における第１の実施の形態について図１ないし図３に基づいて説明すれば、以下の通りである。なお、本発明はこれに限定されるものではない。
【００４７】
本発明にかかる眼内照明用プローブは、レーザー光を散乱・減衰させて蛍光眼底造影法による眼底検査に利用できるように、先端に散乱光学部を有している。また、本発明にかかる眼科手術用装置は、レーザー光の出力強度を減衰させる手段とを備えており、上記眼内照明用プローブを用いている。
【００４８】
そのため、網膜光毒性のある波長域のレーザー光を、眼底検査用の光として用いることができ、さらには、手術用装置と眼底検査用装置とをまとめてコンパクト化できるので、眼底手術中に眼底検査が実施できるとともに、眼底手術および眼底検査の何れもより効率的に実施できるものである。
【００４９】
具体的には、本実施の形態における眼科手術用装置は、図１に示すように、眼内照明用プローブ１０、光凝固用プローブ２０、統合光源部（統合光源手段）３０、手術用顕微鏡（眼内観察手段）４０、眼内モニター部（眼内画像顕像化手段）５０を備えている。
【００５０】
眼内照明用プローブ１０は、照明用導光ケーブル１２により統合光源部３０とつながっており、図２に示すように、ファイバー状の本体部１１を有している。本体部１１はカニューレ１３により覆われており、さらにカニューレ１３の一部を覆うようにハンドピース１４が設けられている。加えて、カニューレ１３の先端部、すなわち本体部１１が突出している側の端部には、該カニューレ１３の側面から外側に向かって突出するように形成されているつば部１５が設けられている。
【００５１】
統合光源部３０から出力される照明レーザー光は照明用導光ケーブル１２により本体部１１の一方の端部（入射端部、図２には図示せず）に導かれ、該本体部１１の他方の端部（出射端部・先端部）から出射するようになっている。さらに本発明にかかる眼内照明用プローブ１０では、上記出射端部に、出射される光を散乱させる散乱光学部１１ａが設けられている。
【００５２】
この散乱光学部１１ａは、後述するように、統合光源部３０から出力されて本体部１１に導かれた緑色から青色の波長域の可視レーザー光を散乱させる。そのため、単位面積当たりの可視レーザー光の強度を低下させることが可能になり、上記可視レーザー光の網膜光毒性を低減することができるとともに、被検眼内の広い領域に可視レーザー光を照射することができるので、蛍光眼底造影による眼底検査をより効率的かつ確実に実施することができる。
【００５３】
上記本体部１１の具体的な構成は、光を透過する材質により形成されファイバー状となっていればよく特に限定されるものではないが、一般的な光ファイバーを好適に用いることができる。上記光を透過する材質としても光ファイバー等に用いられている各種光学材料を好適に用いることが可能であり、特に限定されるものではないが、本発明では、二酸化ケイ素（ＳｉＯ2 ・石英）ガラスが特に好適に用いられる。二酸化ケイ素ガラスは光の伝送損失が最も低いため、統合光源部３０から出射される可視レーザー光を被検眼内に効率的に出射することができる。もちろん、本体部１１の屈折率を調整するために各種酸化物やフッ化物等のガラス成分を二酸化ケイ素に加えてもよい。また、本体部１１の強度を向上するため、その周囲をウレタン樹脂やエポキシ樹脂、あるいはシリコン樹脂等で被覆してもよい。
【００５４】
上記散乱光学部１１ａの具体的な構成は、少なくとも可視レーザー光を散乱できる構成となっていればよく特に限定されるものではないが、特に好ましくは、図２に示すように、本体部１１の先端部（出射端部）を、放物線状の断面を有するように加工してなる弾丸（バレット；bullet）形状となっている。
【００５５】
上記眼内照明用プローブ１０が弾丸形状を有していると、先端部（散乱光学部１１ａ）から出射される可視レーザー光を広い範囲に照射できるとともに、可視レーザー光の照射状態は、その照射強度が中心から周辺に向かって減衰していく同心円状となる。そのため、単に広い範囲を照明できるだけでなく、特に確認したい部位をより明るく照明することもできるという利点がある。
【００５６】
また、本体部１１の先端部を加工して散乱光学部１１ａを一体的に形成すれば、眼内照明用プローブ１０の部材点数の増加を回避できる。また、眼内照明用プローブ１０は、図１に示すように、被検眼の側部に形成したポートＰ１から被検眼内に挿入するようになっているので、散乱光学部１１ａが本体部１１から脱離して眼内に残るような事故の発生を回避することができる。
【００５７】
また、散乱光学部１１ａのより詳細な形状についても特に限定されるものではなく、本体部１１の先端部において、長手方向に沿った方向の断面が放物線状となっていればよい。
【００５８】
本体部１１の先端部（出射端部）を弾丸形状の散乱光学部１１ａに加工する方法としても特に限定されるものではない。一般に光ファイバーは、コア層と呼ばれる光を伝送する高屈折率層と、コア層を取り囲み光を反射する低屈折率のクラッド層との２層構造となっているが、本発明では、クラッド層を除いたコア層部分のみが弾丸形状となるように加工すればよい。
【００５９】
上記照明用導光ケーブル１２の具体的な構成も特に限定されるものではなく、一般的な光ファイバーを利用することができる。そのサイズや材質等についても特に限定されるものではなく、上記本体部１１と同様に二酸化ケイ素ガラスを用いればよい。
【００６０】
上記カニューレ１３の具体的な構成も特に限定されるものではなく、医療分野で用いられる各種カニューレを好適に用いることができる。本実施の形態では、一般的なステンレス製のカニューレ（たとえば直径２１Ｇのもの）を用いている。また上記ハンドピース１４の具体的な構成も特に限定されるものではなく、眼底検査時や手術時に眼内照明用プローブ１０を把持し易いようになっておればよい。本実施の形態では、ＡＢＳ樹脂製で本体部１１の入射端部側のカニューレ１３を覆ってなる管状構造のハンドピースを用いることができる。
【００６１】
上記つば部１５の具体的な構成も特に限定されるものではなく、散乱光学部１１ａの後方側となる位置、たとえばカニューレ１３における本体部１１が突出している側の端部に、「つば（鍔）」状の構造を有するように形成されていればよい。本実施の形態では、図２の右側にも示すように、略円盤状の形状のつば部１５が形成されている。このつば部１５が設けられていることによって、後述するように、眼内照明用プローブ１０が過剰に眼球内に押し込まれるような事態を回避することができる。
【００６２】
上記つば部１５はカニューレ１３と一体化した構成となっていてもよいし、カニューレ１３とは別体となっていてもよい。その材質も特に限定されるものではなく、眼内照明用プローブ１０のストッパーとして機能できるような強度を有し、また被検眼に対して悪影響を与えないような材質であればよい。
【００６３】
上記光凝固用プローブ２０は、凝固用導光ケーブル２２により統合光源部３０とつながっており、眼内照明用プローブ１０と同様、ファイバー形状を有している。統合光源部３０から出射される光凝固用のレーザー光は凝固用導光ケーブル２２により光凝固用プローブ２０の一方の端部（入射端部）に導かれ他方の端部（出射端部・先端部）から出射するようになっている。この光凝固用プローブ２０の具体的な構成も特に限定されるものではなく、従来公知の光凝固手術で用いられる手術専用の光ファイバーを好適を用いることができる。
【００６４】
上記統合光源部３０は、図１および図３に示すように、光源制御部（光源制御手段）３１、フィルター動作同期部３２、レーザー出力安全制御部（レーザー出力安全制御手段）３３、アルゴンレーザー光源（図１ではＡｒレーザーと略す）３４、ガイド光用レーザーダイオード（図１ではガイドと略す）３５、第１レーザーダイオード（図１ではＬＤ１と略す）３６、光学系３７、照明光出力スイッチ２３、凝固光出力スイッチ２４、照明・凝固切換スイッチ２５、レーザー出力検出部２６を備えている。
【００６５】
上記光源制御部３１は統合光源部３０の動作を制御する制御手段であり、後述するように、手術中に眼底検査が実施できるように、上記各光源からのレーザー光の発光を制御する。その具体的な構成は特に限定されるものではなく、一般的な演算制御回路等を好適に用いることができる。
【００６６】
上記フィルター動作同期部３２は、手術用顕微鏡４０のフィルター切換部４９を稼動させてレーザー光濾過フィルター４８を光路に挿入させたり外したりする切り換えを行う。この切換制御は、後述するように、統合光源部３０から出射されるレーザー光の種類に基づいて実施される。その具体的な構成は特に限定されるものではなく、一般的な演算制御回路等を好適に用いることができる。また、上記光源制御部３１と一体化された制御回路となっていてもよい。
【００６７】
上記レーザー出力安全制御部３３は、統合光源部３０が備える各種光源のうち、眼内照明用に用いられる各種レーザー光の出力を、網膜に障害を与えない安全レベルまで低下させる。その具体的な構成は特に限定されるものではないが、照明光源がレーザーダイオードである場合には、電気回路によりレーザー光の出力を低減させることができる。一方、眼内照明用のレーザー光源がアルゴンレーザー管である場合には、ＮＤフィルターを用いることができる。
【００６８】
本実施の形態では、眼内照明用のレーザー光源が第１レーザーダイオード３６である。このようなレーザーダイオードを光源として用いた場合、最高出力が数十ｍＷと低く、最低出力が眼底造影照射強度に対応させることができ、しかも消費電力が少ないというメリットがある。そのため、照明用光源として上記第１レーザーダイオード３６を用いれば、照明レーザー光の出力は電気回路のみで制御することができる。したがって、本実施の形態におけるレーザー出力安全制御部３３は実際には光源制御部３１と一体化できるような演算制御回路となっていればよく、図１におけるブロックの表示は、本発明を説明するための便宜上のものである。
【００６９】
またレーザー出力安全制御部３３には、レーザー光の出射経路と並行する出射経路を有する白色光源３３ａが備えられているとより好ましい。照明用光源としてのレーザー光が出力されない場合には、この白色光源３３ａから観察用の照明光を常時、照明用導光ケーブル１２から眼内照明用プローブ１０に導くことができる。そのため、蛍光眼底造影を伴わない術者の目視による眼内の観察をより確実かつ効果的に実施することができる。
【００７０】
後述するように、本発明にかかる眼科手術用装置は、硝子体切除手術を実施する場合にも用いることができる。ここで、一般に、蛍光眼底造影を伴わない硝子体切除手術では白色光を用いて眼内を照明しながら手術を行う。それゆえ、蛍光眼底造影を実施しない状態で白色光を照明光として眼内に照射できるように、白色光源３３ａが設けられていることがより好ましい。なお、説明の便宜上、図２のブロック図では、白色光源３３ａの記載は省略している。
【００７１】
ここで、白色光源３３ａが設けられる部位としては、勿論レーザー出力安全制御部３３に限定されるものではない。しかしながら本発明のようにレーザー出力安全制御部３３を備えている構成では、レーザー出力安全制御部３３に、レーザー光の出射経路と並行する出射経路を有するように白色光源３３ａが備えられていると、白色光を減衰させることなく眼内に照射できるため好ましい。
【００７２】
なお、本実施の形態におけるレーザー出力安全制御部３３は実際には光源制御部３１と一体化できるような演算制御回路となっている場合には、単に、レーザー光の出射経路に並行するような出射経路を有するように白色光源３３ａを独立して設ければよい。したがって、統合光源部３０の構成によっては、本実施の形態のように、白色光源３３ａがレーザー出力安全制御部３３に設けられているという表現は説明の便宜上の表現となる場合もある。また、上記白色光源３３ａから出射される白色光とレーザー出力安全制御部３３から出射されるレーザー光とは、切換ミラー３７ｈによって切り換えられ、眼内照明用プローブ１０から出射されるようになっている。
【００７３】
上記アルゴンレーザー光源３４は、被検眼内の眼底の目的部位（手術対象部位）に光凝固用プローブ２０の先端部から照射する凝固レーザー光を発する手術用光源であり、一般的なアルゴンレーザー管を用いることができる。
【００７４】
アルゴンレーザーは、約５１５ｎｍの緑色の波長と、約４８８ｎｍの青緑色の波長に特に強い発振線が見られ、眼科や皮膚科等の医療用レーザーに好適に用いられるレーザーである。また、実施の形態３で詳述するように、緑色から青色にかけての波長域の光は、フルオレセインを励起させて蛍光させ得る励起光ともなるので、フルオレセイン蛍光眼底造影法における造影光として用いることも可能である。
【００７５】
上記ガイド光用レーザーダイオード３５は、凝固レーザー光（アルゴンレーザー光）に混合させて手術対象部位に凝固レーザー光のスポットを導く指標としてのレーザー光（ガイド光）を発する指標用光源である。その具体的な構成はガイド光となり得るレーザー光を発することができるレーザー光源であればよく特に限定されるものではない。本実施の形態では、約６４０ｎｍの赤色の波長のレーザー光を出射するレーザーダイオードを用いている。
【００７６】
上記第１レーザーダイオード３６は、本発明における照明用光源（可視レーザー光源）であり、フルオレセインを励起して蛍光させる緑色から青色の波長域の可視レーザー光、すなわち眼内を照明するための照明レーザー光を発する。フルオレセインの励起光としては、波長域４６５ｎｍ〜４９０ｎｍの範囲内のレーザー光を好適に用いることができるため、本実施の形態における可視レーザー光の波長は、約４８８ｎｍおよび約５１２ｎｍとなっている。また眼底上での照射強度、すなわち眼内照明用プローブ１０の先端部（散乱光学部１１ａ）から出射して被検眼の眼底表面に達したときの照射強度は０．２２ｍＷ／ｃｍ2 以下となっている。この照射強度の数値限定の根拠については、実施例にて詳述する。
【００７７】
上記被検眼の眼底表面における照射強度について説明する。眼内照明用プローブ１０から出射した照明レーザー光は散乱しながら眼底表面に到達する。網膜に到達した際の網膜表面において、可視レーザー光の波長が４８８ｎｍおよび５１２ｎｍであり、かつ眼内照明用プローブから出射された後の照射強度が被検眼の眼底表面で０．２２ｍＷ／ｃｍ2 以下であれば、網膜はダメージを受けない。したがって、眼内を照明する際には、最終的な被照明部位である眼底表面で照明レーザー光の照射強度を所定の範囲内に設定すれば、網膜光毒性による網膜への影響を回避できることになる。
【００７８】
ヒトの平均的な眼球の大きさ（眼軸長）は２３ｍｍであるため、理想的には、照明用導光ケーブル１２内に入射するときの照明レーザー光の出力を１００ｍＷとすれば、被検眼に挿入された眼内照明用プローブ１０から出射された照明レーザー光は、ほぼ均一に散乱し、約２０ｍｍ離れた眼底表面における照射強度が０．２２ｍＷ／ｃｍ2 となる。
【００７９】
したがって、眼内照明用プローブ１０が照射平面（眼底表面）に約２０ｍｍよりも近づけば、照明レーザー光の照射強度は強くなり、照射平面（眼底表面）から約２０ｍｍよりも離れれば照射強度は弱くなる。逆に、照明レーザー光の照射間隔が約２０ｍｍよりも離れた場合には、照明用導光ケーブル１２内に入射するときの照明レーザー光の強度を１００ｍＷよりも強めれば、必要な照射強度で眼底表面に照明レーザー光を散乱反射させることが可能となる。
【００８０】
本発明では、眼底表面で照明レーザー光の照射強度は、レーザー出力検出部２６の検出結果をレーザー出力安全制御部３３による制御に反映するフィードバック制御を実施することにより所定範囲内に設定している。
【００８１】
ここで、本実施の形態で行われる蛍光眼底造影法について簡単に説明する。蛍光眼底造影法では、造影剤から発生する蛍光の波長や、その特性によって用途が異なる。具体的には、網膜の血管を造影して検査する場合には、造影剤としてフルオレセイン（Fluorescein ）を、照明光として緑色から青色の波長域にある可視光を用いるフルオレセイン蛍光眼底造影法（ＦＡＧ）が特に好適である。本発明では、このＦＡＧにおいて、従来では網膜光毒性のために全く用いられていなかった波長域の可視レーザー光を照明光として用いるようになっている。
【００８２】
上記各光源からのレーザー光は、光学系３７を介して統合光源部３０外に出射され、照明用導光ケーブル１２や凝固用導光ケーブル２２によって眼内照明用プローブ１０や光凝固用プローブ２０まで導光され、被検眼の眼底に照射されることになる。
【００８３】
本実施の形態では、上記光学系３７には、アルゴンレーザー光源３４から出射する凝固レーザー光を集光するレンズ３７ａ、ガイド光用レーザーダイオード３５から出射するガイド光を集光するレンズ３７ｂ、凝固レーザー光にガイド光を混ぜるために用いられるハーフミラー（半透鏡）３７ｃ、第１レーザーダイオード３６から出射する可視レーザー光を集光するレンズ３７ｄ、レーザー出力安全制御部３３または白色光源３３ａから出射される光を切り換える切換ミラー３７ｈ等の光学部品を含んでいる。これら光学部品の具体的な構成は特に限定されるものではなく、従来公知の構成を用いることができる。また、統合光源部３０の形状等に合わせて、他の光学部品を含んでいてもよいし、上記各光学部品の一部がなくてもよい。
【００８４】
図１に示すように、アルゴンレーザー光源３４とガイド用レーザーダイオード３５とは、互いのレーザー光の光路がほぼ垂直に交差するように配置されており、その交差点にハーフミラー３７ｃが傾斜して設けられている。ハーフミラー３７ｃは半透過性を有しているため、背面から入射する凝固レーザー光をそのまま透過させて統合光源部３０から出射させることができる。また傾斜して配置されているハーフミラー３７ｃは、側方から入射するガイド光を凝固レーザー光と同じ方向に反射して統合光源部３０から出射させることができる。それゆえ、ハーフミラー３７ｃによって凝固レーザー光にガイド光を混ぜることができる。
【００８５】
上記照明光出力スイッチ２３および凝固光出力スイッチ２４は、それぞれ何れも統合光源部３０から照明レーザー光または凝固レーザー光を出力するための起動スイッチである。上記照明・凝固切換スイッチ２５は、統合光源部３０から出射されるレーザー光の種類を切り換えるものであり、換言すれば、本実施の形態における眼科手術用装置の各種動作モードを切り換えるモード切換手段ともなっている。これら各スイッチ手段の構成は特に限定されるものではなく、従来公知の一般的なスイッチ類を用いることができる。
【００８６】
上記レーザー出力検出部２６は、照明レーザー光の強度を検出するパワーセンサーであり、その検出結果をレーザー出力安全制御部３３に出力することで、眼底表面における照明レーザー光の出力すなわち照射強度を一定とする校正装置（キャリブレーション装置）として機能する。
【００８７】
眼底検査や眼底手術を受ける被験者または患者によっては、眼球の大きさには個人差が生じる。したがって、眼内照明用プローブ１０から一定の照射強度で照明レーザー光を出射したとしても、約２０ｍｍの照射間隔で常に適切な照射強度で眼底を照明できるとは限らない。そこで、蛍光眼底造影を行う前に被験者（患者）の眼球の大きさに応じて眼底表面に照射される照明レーザー光の強度を０．２２ｍＷ／ｃｍ2 以下に設定するための校正を行う必要がある。
【００８８】
一般に硝子体手術を行う際には、術前検査として眼軸長が測定される。またレーザー光を用いる手術用装置には一般に強度計が装備されている。そのため、本発明にかかる眼科手術用装置では、まず、被検眼の眼球の長さ（眼軸長）を測定するとともに、記レーザー出力検出部２６による照明レーザー光の照射強度の検出し、これら測定結果および検出結果を光源制御部３１にフィードバックすることで、眼底表面における照明レーザー光の出力すなわち照射強度を一定とするようになっている。
【００８９】
なお、上記レーザー出力検出部２６によるフィードバック制御は、眼軸長の測定に基づいて、蛍光眼底造影または手術前に、一人の患者に対して１回のみ行えばよく、手術中に行う必要はない。
【００９０】
上記手術用顕微鏡４０は、図１に示すように、対物レンズ４１、変倍レンズ４２、フィルター部４３、観察光分離部４４、接眼レンズ４５、撮像鏡４６、側視鏡４７を備えている。観察光分離部４４には、少なくともビームスプリッター４４ａが設けられており、対物レンズ４１・変倍レンズ４２・フィルター部４３を介して受光した被検眼からの観察光を接眼レンズ４５側、撮像鏡４６側、側視鏡４７側に分離するようになっている。
【００９１】
この手術用顕微鏡４０およびこれを構成する上記各部材や手段については、フィルター部４３を除いて従来公知の構成を用いることができ、その詳細な構成については特に限定されるものではない。図１に示すように、手術用顕微鏡４０の光学系は、術者の両目に対応するため２つの光路を形成するように設けられており、各種レンズ等の光学部品については、対物レンズ４１を除いてほとんど全て２つの光路に１つずつ設けられている。
【００９２】
上記フィルター部４３は、対物レンズ４１と接眼レンズ４５との間に配置されるようになっている。本実施の形態では、対物レンズ４１・変倍レンズ４２・フィルター部４３・観察光分離部４４・接眼レンズ４５の順に配置されている。このフィルター部４３は、レーザー光濾過フィルター４８および枠体４８ｃとフィルター切換部４９とを有しており、対物レンズ４１と接眼レンズ４５との間の光路に挿入された状態で、レーザー光濾過フィルター４８または枠体４８ｃとを切り換え、これらの何れかを対物レンズ４１と接眼レンズ４５との間の光路に挿入した状態とするようになっている。
【００９３】
具体的には、レーザー光濾過フィルター４８が光路に挿入された状態では、被検眼からの観察光に含まれている特定の波長の光（本実施の形態ではレーザー光）を遮断する。一方、枠体４８ｃが光路に挿入された状態では、被検眼からの観察光をそのまま通過させ、接眼レンズ４１に到達させるようになっている。
【００９４】
上記レーザー光濾過フィルター４８としては、本実施の形態では、波長が５１５ｎｍ未満の光を遮断（カット）するハイパスフィルターが用いられる。具体的には、網膜を光凝固したり眼底造影を行ったりするレーザー光の波長（５１５ｎｍや４８８ｎｍの波長）は、そのまま観察すれば、術者の眼にも障害が及ぶ可能性がある。従来の手術用顕微鏡では、光路に保護フィルターが組み込まれており、被検眼にレーザー光を照射する際に、上記光路に保護フィルターが連動して挿入される構成が一般的であった。
【００９５】
この場合の保護フィルターは、術者の眼を保護することが目的であるため、５３０ｎｍ以下の波長の光をほとんどカットするフィルター特性を有していた。ここで、このような特性の保護フィルターをそのままＦＡＧに応用しようとすると、照明レーザー光で励起されたフルオレセインの放射光の波長ピークは５１５ｎｍ付近であり、蛍光による放射光を十分に透過させることができない。そこで、本発明では、造影機能を優先させるため、レーザー濾過フィルター４８として、５１５ｎｍ未満の波長の光をカットするフィルタ特性のものを採用している。これによって、造影光も十分検出できるとともに、術者の眼にとって刺激性のある波長のレーザー光も遮断することができる。
【００９６】
また、上記レーザー光濾過フィルター４８は、対物レンズ４１と接眼レンズ４５との間の光路に挿入された状態から外されるようにもなっていることが非常に好ましい。そのため、上記のように枠体４８ｃが設けられていることが非常に好ましい。
【００９７】
一般に、レーザー照射による公知の治療技術では、眼底が透見できないほどの硝子体混濁を除去することは困難となっている。これは、硝子体Ｖｂが網膜Ｒｅと微妙に接着しかつ眼内の部位によっては網膜Ｒｅと密接な関係を有しているためである。硝子体Ｖｂが部分的な混濁であっても全て除去しなければ、術後、網膜剥離などの合併症を引き起こしかねないため、部分的に除去することはほとんどない。多くの手術では、網膜Ｒｅから硝子体Ｖｂを丹念に分離させ、全ての硝子体Ｖｂを切離除去する。硝子体切除手術では、このような繊細な手技が必要とされるため、現状では、硝子体切除には専用の機材が必要となる。
【００９８】
硝子体切除手術を実施するに際しては眼底造影を実施する必要はなく、この場合には、手術用顕微鏡４０の光路中にレーザー光濾過フィルター４８が配置されていると、該レーザー光濾過フィルター４８によって白色光の照射が妨げられ、術者が眼内を観察し難くなる。それゆえ上記のように、レーザー光濾過フィルター４８が光路に挿入されたり外されたりするようになっていることが非常に好ましい。
【００９９】
上記硝子体切除機材としては、金属製で、２１Ｇサイズのプローブとなっており、先端が高速回転するカッターを備える構成のものが一般的である。この構成では、硝子体Ｖｂを切離して吸引するようになっている。なお、説明の便宜上、この構成を硝子体切離吸引型機材と表現する。
【０１００】
本発明にかかる眼科手術用装置においても、上記硝子体切離吸引型機材を併用して用いるような構造となっていることが非常に好ましい。この型の機材を用いて手術を実施する場合には、眼内を観察する際、白色光の光源を利用する方が眼内を透見し易い。実際、公知の硝子体切離吸引型機材には白色光源が装備されており、この白色光源に専用の光ファイバーが接続されている。
【０１０１】
そこで、上述したように、白色光源３３ａを設けるとともに、たとえば、図３に示すように、フィルター部４３には、レーザー光濾過フィルター４８だけでなく、該レーザー光濾過フィルター４８と同様の外形を有しており、光路に対応する位置に穴だけ空いている枠体４８ｃとを設ける。これによって、レーザー光濾過フィルター４８と枠体４８ｃとを適宜切り換えることで、本発明にかかる眼科手術用装置は硝子体切離吸引型機材を併用することが可能となる。
【０１０２】
上記眼内モニター部５０は、図１および図３に示すように、ＣＣＤカメラ（撮像手段）５１、録画部（画像記録手段）５２、表示部（表示手段）５３、モニター制御部５４を備えている。
【０１０３】
上記ＣＣＤカメラ５１は、手術用顕微鏡４０から得られた被検眼の眼内画像を撮像鏡４６を介してデジタル画像として撮像し、録画部５２および表示部５３に出力する。録画部５２は、ＣＣＤカメラ５１から得られた眼内画像を記録する。また表示部５３は、ＣＣＤカメラ５１または録画部５２から出力される眼内画像を表示する。この眼内モニター部５０の動作はモニター制御部５４によって制御される。特に本実施の形態では、図３に示すように、モニター制御部５４と光源制御部３０との間で制御信号の入出力が可能となっているため、眼内モニター部５０の動作は統合光源部３０の動作と同期するようになっている。これによって、眼底検査時にタイミングよくかつ確実に眼内画像を撮像・記録できる。
【０１０４】
上記ＣＣＤカメラ５１については、本実施の形態では、フルオレセインの蛍光を撮像できるものであればよく、その具体的な構成は特に限定されるものではない。特に本発明では、従来の手術時併用眼内検査装置に比べてフルオレセインの蛍光を強くすることができるので、超高感度のカメラを用いる必要がなく、コスト的に有利になる。
【０１０５】
上記録画部５２および表示部５３についても特に限定されるものではなく、従来公知の構成を好適に用いることができる。本実施の形態では、公知のビデオデッキと液晶ディスプレイとを用いている。
【０１０６】
次に、本実施の形態における上記眼科手術用装置の動作について説明する。
【０１０７】
上記眼科手術用装置では、少なくともＦＡＧ単独モードと、手術単独モードと、手術・ＦＡＧ併用モードとの３つの動作モードをとることができる。それゆえ、本実施の形態では、眼底疾患の状況に応じて上記各動作モードを切り換えることで、適切な手術を施行することができる。
【０１０８】
具体的には、図１に示すように、被検眼Ｅの構造は、角膜Ｃｏから順に、水晶体Ｌｅ、硝子体Ｖｂ、眼底Ｍとなっている、また眼底Ｍは、硝子体Ｖｂ側から網膜Ｒｅ、脈絡膜Ｃｈ、強膜Ｓｃの順に重なっている多層構造となっている。ここで、網膜Ｒｅに血管病変がある場合には、ＦＡＧによって網膜Ｒｅを眼底検査できるが、網膜Ｒｅの前方にある硝子体Ｖｂに出血や混濁がなければ、ＦＡＧにより網膜Ｒｅの検査を行うことができるが、出血や混濁があれば、これらによってＦＡＧによる網膜画像を妨げられ、網膜Ｒｅの検査ができない。
【０１０９】
それゆえ、上記眼科手術用装置を用いた眼底手術では、（１）硝子体Ｖｂに出血や混濁などがない場合には、ＦＡＧ単独モードで眼底検査を行い、その後、手術単独モードに切り換えて眼底手術を行えばよい。一方、（２）硝子体Ｖｂに出血や混濁があり、手術前に眼底検査ができない場合には、手術・ＦＡＧ併用モードとして、眼底手術中に眼底検査を実施する。
【０１１０】
（１）先に眼底検査を行う場合
（１−１）ＦＡＧ単独モード
まず、被検眼Ｅに対して事前準備が実施される。すなわち、図１に示すように、被検眼には、手術用コンタクトレンズＣＬが装着されるとともに、側部にポートと呼ばれる穴を形成する。本実施の形態では、眼圧を保持するために形成される図示しない眼圧保持ポートと、眼内照明用プローブ１０を眼内に挿入するために形成される照明用ポートＰ１と、光凝固用プローブ２０を眼内に挿入するために形成される凝固用ポートＰ２との計３つのポートが形成される。この状態では、患者には全身麻酔がかけられている。
【０１１１】
次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作してＦＡＧ単独モードを選択する。これによって、第１レーザーダイオード３６から可視レーザー光を出力可能な状態となる。術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を眼内に挿入する。この段階では、未だ可視レーザー光を被検眼内には導かない。
【０１１２】
なお、挿入する眼内照明用プローブ１０の先端の位置は、ほぼ眼球挿入孔の直下となっているが、該眼内照明用プローブ１０にはつば部１５が設けられているので、術者は無意識に眼内照明用プローブ１０を眼球内に過剰に押し込むような事態の発生を回避することができる。
【０１１３】
次に、患者（被検者）に対して、所定の条件で調製されたフルオレセインの注射液を所定の条件で静脈注射する。フルオレセインは通常、注射開始後１０数秒後に網膜Ｒｅの中心動脈に到着するので、術者は、これに合わせて照明光出力スイッチ２３を操作する。これに同期して、フィルター部４３では、光路に挿入されている枠体４８ｃがレーザー濾過フィルター４８に切り換わる。その後、統合光源部３０から照明レーザー光としての上記可視レーザー光を出力させ、眼内照明用プローブ１０から眼内に出射して眼底Ｍを照明する。これと同時に眼内モニター部５０では眼内画像が撮像されて記録される。なお、照明レーザー光で眼底Ｍを照明するタイミングについては、タイマーなどを用いて決定すればよい。
【０１１４】
この状態では、第１レーザーダイオード３６から出力された中程度の出力の可視レーザー光は、レーザー出力安全制御部３３を通過することで網膜光毒性のない安全レベルまで減衰され、照明用導光ケーブル１２を介して眼内照明用プローブ１０の先端部から眼内に出射される。ここで、前述したように、眼内照明用プローブ１０の先端部には、本体部１１に一体化された散乱光学部１１ａが設けられているので、安全レベルまで減衰された低出力の可視レーザー光は眼内に散乱する。
【０１１５】
そのため、眼底Ｍの広い範囲に可視レーザー光を照射することが可能になるとともに、可視レーザー光の出力は、散乱光学部１１ａによる散乱で十分な安全レベルまで減衰される。それゆえ、網膜Ｒｅに障害を与えるような事態を回避しつつ眼内を照明することができる。
【０１１６】
しかも、上記第１レーザーダイオード３６から出力される可視レーザー光は、従来のように、白色光源から励起フィルターを介して生成されるものではなく、最初から励起光としての波長を有していることになる。それゆえ、十分な蛍光を発生できる程度の光量の励起光を調達することができ、術者（検査者）は、フルオレセインの蛍光を肉眼で確認することが可能になる。
【０１１７】
さらに、手術用顕微鏡４０では、フィルター部４３で観察者（術者）の目に悪影響を及ぼす波長の観察光をカットすることができる。そのため、手術対象部位をより正確かつ確実に把握することができる。また、このように蛍光が強いと、眼内モニター部５０では、従来のような超高感度の撮像手段を用いる必要がなくなり、眼底検査の効率性や確実性をより一層向上させることができる。
【０１１８】
また、本発明では、ＦＡＧ用の濾過フィルターを一般の手術用顕微鏡４０において術者の目を保護するために用いられている保護フィルターに応用していることになる。そのため、本実施の形態では保護フィルターや濾過フィルターをほぼ切り換える必要がなくなるため、眼科手術用装置の操作をより簡素化することができる。また、後述の（１−２）のように、眼底手術と眼底検査を併行実施することもできる。
【０１１９】
さらに、上記光源制御部３１は、第１レーザーダイオード３６から出力される可視レーザー光の照射時間を６０sec 以下とする照射時間制御を行うようになっている。これは、網膜光毒性が低いとはいえ可視レーザー光をあまり長時間眼底Ｍに照射することは好ましくないが、照射時間がこの時間以内であれば、被検眼Ｅに与える可視レーザー光の影響をほとんど無くすことができ、安全性をより一層向上できるためである。なお、この最大照射時間については、後期の実施例でも説明する。
【０１２０】
上記のようにして、眼底検査が完了すれば、眼底Ｍの手術対象部位が具体的に決定される。
【０１２１】
（１−２）手術単独モード
次に、術者は、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して手術単独モードを選択する。これによって、アルゴンレーザー光源３４から凝固レーザー光が出力可能な状態となる。術者は、術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を眼内より抜出し、凝固用ポートＰ２から光凝固用プローブ２０を眼内に挿入する。
【０１２２】
そして、手術用顕微鏡４０で被検眼Ｅの眼底Ｍと、ガイド光用レーザーダイオード３５から眼内に導かれる赤色のガイド光を確認しながら、凝固光出力スイッチ２４を操作する。これに同期して、フィルター部４３にて光路に挿入されていた枠体４８ｃがレーザー濾過フィルター４８に切り換わった後に、アルゴンレーザー光源３４から凝固レーザー光が出力される。その後、光凝固用プローブ２０から手術対象部位に凝固レーザー光が照射され、光凝固の手術が実施される。
【０１２３】
この状態では、アルゴンレーザー光源３４からの高出力の凝固レーザー光は、ハーフミラー３７ｃ等の光学系３７を通過しても高出力のままで維持され、凝固用導光ケーブル２２を介して光凝固用プローブ２０の先端部から眼内の手術対象部位に出射される。
【０１２４】
ここで、上記凝固レーザー光はアルゴンレーザー光であり、網膜光毒性を有する約４８８ｎｍおよび約５１２ｎｍの波長のレーザー光を含んでいるが、手術用顕微鏡４０にはフィルター部４３が設けられている。そのため、枠体４８ｃから切り換えられたレーザー光濾過フィルター４８によって５１５ｎｍ未満の観察光は遮断されるため、上記各波長のレーザー光も遮断されるが、ガイド光を含む他の波長域の光はほとんど遮断されない。そえゆえ、術者は、目に悪影響が及ぼされることなく効率的に手術を施行することができる。
【０１２５】
（２）手術中に眼底検査を行う場合（手術・ＦＡＧ併用モード）
被検眼Ｅに対する事前準備については、上記（１−１）と同様であるのでその説明は省略する。次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して、手術・ＦＡＧ併用モードを選択する。これによって、アルゴンレーザー光源３４から凝固レーザー光が出力可能な状態になるとともに、第１レーザーダイオード３６から可視レーザー光が出力可能な状態となる。術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を、凝固用ポートＰ２から光凝固用プローブ２０を、それぞれ眼内に挿入する。
【０１２６】
そして、上述した硝子体切離吸引型機材を用いて硝子体Ｖｂ中の出血部位や混濁部位を除去する。その後、患者（被検者）に対して、所定の条件で調製されたフルオレセインの注射液を所定の条件で静脈注射する。術者は、これに合わせて照明光出力スイッチ２３を操作して、可視レーザー光を眼内に導き眼底Ｍを照明して目視で観察するとともに、眼内モニター部５０で眼内画像を撮像して記録する。
【０１２７】
これによって眼底検査が完了し、眼底Ｍの手術対象部位が具体的に決定される。その後、動作モードの切り換えは行う必要はなく、凝固光出力スイッチ２４を操作するのみで、（１−２）と同様にして手術対象部位を光凝固により手術することができる。
【０１２８】
また、図１に示すように、光凝固のプロセスと併行してＦＡＧを実施すれば、手術時の網膜の循環動態を確認することができる。それゆえ、手術が網膜に与える影響を即座に把握することが可能となり、より一層手術を確実に施行することができる。
【０１２９】
以上のように、本実施の形態にかかる眼科手術用装置では、先端部に散乱光学部を有する眼内照明用プローブを用いるとともに、事前にレーザー光の網膜光毒性について調査しておくことで、レーザー出力安全制御部によってレーザー光を安全レベルまで減衰可能としている。そのためＦＡＧの照明光としてレーザー光を利用することが可能になり、ＦＡＧによる眼底検査を効率的かつ確実に実施できるだけでなく、照明用光源と手術用光源とを一つの統合光源部としてまとめることができるので、手術中でもＦＡＧによる眼底検査を効率的かつ確実に実施することができる。
【０１３０】
特に、眼底手術中に眼底検査が可能になると、硝子体に出血や混濁があって事前に眼底検査ができない場合でも、確実に目的部位（手術対象部位）を決定することができるだけでなく、網膜の手術時における循環動態への影響を即座に把握することができる。その結果、より正確かつ効率的な眼底手術を実施することができる。
【０１３１】
また、統合光源部が備える光源制御部では、照明レーザー光と凝固レーザー光とを同時に発させる同時発光制御か、照明レーザー光と凝固レーザー光とを切り換える切換発光制御の何れかの制御を実施できるので、本実施の形態における眼科手術用装置では、ＦＡＧ単独モードと、手術単独モードと、手術・ＦＡＧ併用モードとの３つの動作モードをワンタッチで切り換えることができる。それゆえ、非常に汎用性に優れる眼科手術用装置を提供することができる。
【０１３２】
なお、本発明では、照明レーザー光の照射強度が、被検眼の眼底表面で０．２２ｍＷ／ｃｍ2 以下となっていればよい。すなわち照明レーザー光の照射強度の上限が０．２２ｍＷ／ｃｍ2 であればよいが、下限については、可視可能なレベルにフルオレセインを励起させる程度の照射強度であればよく、特に限定されるものではない。
【０１３３】
フルオレセインを励起させ得る照明用レーザー光の最低強度については、従来全く知られておらず、レーザー光濾過フィルターの特性、血中のフルオレセイン濃度などで可視可能なレベルが変動する。本発明では、ヒトの平均的眼軸長が２３ｍｍで、一般的なフルオレセインの静脈注射量は０．０７ｍｌ／ｋｇとなる条件で、０．１ｍＷ／ｃｍ2 の網膜上での光暴露濃度があれば、フルオレセインの蛍光を肉眼で観察することが可能となっている。
【０１３４】
〔実施の形態２〕
本発明の第２の実施の形態について、図４ないし図６に基づいて説明すれば以下の通りである。なお、本発明はこれに限定されるものではない。また、説明の便宜上、上記実施の形態１で説明した内容と同一の構成や方法については、その説明を省略する。
【０１３５】
前記実施の形態１における眼科手術用装置では、眼底手術とＦＡＧによる眼底検査とが実施可能となっていたが、本実施の形態では、さらに造影剤としてインドシアニングリーン（Indocyanine Green ）を、照明光として近赤外光を用いるインドシアニングリーン蛍光眼底検査法（ＩＣＧＡ）による眼底検査も可能となっている。
【０１３６】
前述したように、蛍光眼底造影法では、造影剤から発生する蛍光の波長や、その特性によって用途が異なる。ＦＡＧは特に網膜Ｒｅの血管を造影して検査する場合に有効な方法であるが、ＩＣＧＡは、脈絡膜の血管を造影して検査する場合に特に有効な方法である。一般に、眼底疾患では、眼底Ｍに存在する強膜Ｓｃ、脈絡膜Ｃｈ、網膜Ｒｅの３層のうち、強膜Ｓｃの血管病変を原因とすることは少なく、網膜Ｒｅや脈絡膜Ｃｈの血管病変を原因とすることが多い。それゆえ、本実施の形態のように、手術中にＦＡＧだけでなくＩＣＧＡによる眼底検査も実施可能となっていれば、幅広い眼底疾患に対処可能となり、本発明にかかる眼科手術用装置の汎用性を高めることができる。
【０１３７】
本実施の形態における眼科手術用装置は、図４に示すように、眼内照明用プローブ１０、光凝固用プローブ２０、統合光源部３０、手術用顕微鏡４０、眼内モニター部５０を備えており、基本的な構成は前記実施の形態１における眼科手術用装置と同様である。
【０１３８】
上記眼内照明用プローブ１０、光凝固用プローブ２０、および眼内モニター部５０の具体的な構成は、前記実施の形態１で説明した各構成と全く同様であるためその説明は省略する。
【０１３９】
また、統合光源部３０および手術用顕微鏡４０の具体的な構成についても、基本的には前記実施の形態１で説明した各構成と同様であるが、前記実施の形態１と異なる点は、図５にも示すように、統合光源部３０に、ＩＣＧＡの照明用光源として第２レーザーダイオード３８とフィルター動作同期部（フィルター切換制御手段）とミラー駆動部３９とが設けられており、手術用顕微鏡４０のフィルター部４３には、二種類のレーザー光濾過フィルター４８（図５では第１濾過フィルター４８ａ・第２濾過フィルター４８ｂ）が設けられている点である。
【０１４０】
具体的には、まず統合光源手段３０では、前記実施の形態１と同様に、光源制御部３１、レーザー出力安全制御部３３、アルゴンレーザー光源（図４ではＡｒレーザーと略す）３４、ガイド光用レーザーダイオード（図４ではガイドと略す）３５、第１レーザーダイオード（図１ではＬＤ１と略す）３６、光学系３７、照明光出力スイッチ２３、凝固光出力スイッチ２４、照明・凝固切換スイッチ２５を備えており、さらにフィルター動作同期部３２、第２レーザーダイオード３８、ミラー駆動部３９を備えている。
【０１４１】
上記第２レーザーダイオード３８は、本発明における赤外レーザー光源であり、インドシアニングリーンを励起して蛍光させる波長域の赤外レーザー光、すなわち眼内を照明するための照明レーザー光を発する。インドシアニングリーンの励起光としては、波長域７５０ｎｍ〜８２０ｎｍの範囲内のレーザー光を好適に用いることができるため、本実施の形態における赤外レーザー光の波長は、約７９０ｎｍとなっている。また眼底Ｍ上での照射強度、すなわち眼内照明用プローブ１０の先端部（散乱光学部１１ａ）から出射した後の照射強度は被検眼の眼底表面で０．２２ｍＷ／ｃｍ2 以下となっている（後述の実施例参照）。
【０１４２】
本実施の形態における上記第２レーザーダイオード３８の具体的な構成は、一般的な赤外レーザーダイオードを好適に用いることが可能であり、特に限定されるものではない。
【０１４３】
上記各光源からのレーザー光は、前記実施の形態１と同様に、光学系３７を介して統合光源部３０外に出射され、照明用導光ケーブル１２や凝固用導光ケーブル２２によって眼内照明用プローブ１０や光凝固用プローブ２０まで導光され、被検眼Ｅの眼底Ｍに照射される。具体的な光学系３７についても前記実施の形態１と同様であるが、さらに本実施の形態では、第２レーザーダイオード３８から出力される赤外レーザー光を集光するレンズ３７ｅと、可視レーザー光と赤外レーザー光とを適宜切り換えてレーザー出力安全制御部３３に導くための可変ミラー３７ｆとを含んでいる。
【０１４４】
図４に示すように、第１レーザーダイオード３６および第２レーザーダイオード３８は、その照明レーザー光の出力部が互いに対向するように配置されており、その間に可変ミラー３７ｆが傾斜角度を変化できるように配置されている。つまり、上記各照明用光源を起点とする光路は、互いの出力部を結ぶように一直線となっており、その中間位置に可変ミラー３７ｆが設けられている。また可変ミラー３７ｆの鏡面（反射面）は、可変ミラー３７ｆの傾斜角度に関わらずレーザー出力安全制御部３３側に向くようになっている。そして、この可変ミラー３７ｆは、ミラー駆動部３９によって傾斜角度を変化するように駆動される。
【０１４５】
上記可変ミラー３７ｆおよびミラー駆動部３９の具体的な構成は特に限定されるものではなく、従来公知の各種光学機器に用いられているミラーや駆動手段などを好適に用いることができる。また、本発明では、照明レーザー光を適宜切り換えることが可能となっていれば、上記のような可変ミラー３７ｆを備えている光路構成に限定されるものではない。
【０１４６】
上記フィルター動作同期部３２は、手術用顕微鏡４０のフィルター切換部４９を稼動させて二種類のレーザー光濾過フィルター４８および枠体４８ｃを切り換える。切換制御は、後述するように、統合光源部３０から出射されるレーザー光または白色光の種類に基づいて実施される。その具体的な構成は特に限定されるものではなく、一般的な演算制御回路等を好適に用いることができる。また、上記光源制御部３１と一体化された制御回路となっていてもよい。
【０１４７】
また、上記手術用顕微鏡４０では、前記実施の形態１と同様に、対物レンズ４１と接眼レンズ４５との間にフィルター部４３が配置されているが、このフィルター部４３には、図５に示すように、二種類のレーザー光濾過フィルター４８、すなわち第１濾過フィルター４８ａおよび第２濾過フィルター４８ｂ、枠体４８ｃ、並びにフィルター切換部４９が備えられている。
【０１４８】
図４および図５に示すように、本実施の形態では、統合光源部３０のフィルター動作同期部３２から手術用顕微鏡４０のフィルター部４３に制御信号が出力可能となっている。フィルター部４３のフィルター切換部４９は、フィルター動作同期部３２からの制御信号に基づいて、第１濾過フィルター４８ａまたは第２濾過フィルター４８ｂを適宜切り換えることで、被検眼からの観察光に含まれている特定の波長の光を遮断する。
【０１４９】
上記二種類のレーザー光濾過フィルター４８のうち、第１濾過フィルター４８ａとしては、前記実施の形態１と同様に、波長が５１５ｎｍ未満の光を遮断するハイパスフィルターが用いられる。一方、第２濾過フィルター４８ｂとしては、波長が８１５ｎｍ未満の光を遮断するハイパスフィルターが用いられる。
【０１５０】
このように、フィルター切換部４９で二種類のレーザー光濾過フィルター４８を適宜切り換えるので、術者（装置の操作者）がいちいちレーザー光濾過フィルター４８を切り換える必要がなくなる。また、フィルター動作同期部３２から手術用顕微鏡４０のフィルター部４３に制御信号が出力可能となっていれば、統合光源部３０における各種レーザー光の出力と、手術用顕微鏡４０のフィルター部４３におけるレーザー光濾過フィルター４８の切り換えを同期させることができる。そのため、より適切な切り換え動作が実施できるとともに、切り換え動作が必要最低限ですむ。その結果、本実施の形態における眼科手術用装置の操作をより簡素化することができる。
【０１５１】
また前記実施の形態１で述べたように、硝子体切除手術を実施するに際しては眼底造影を実施する必要はない。そのため、第１・第２濾過フィルター４８ａ・４８ｂと枠体４８ｃとを切り換えることによって、これら二種類のレーザー光濾過フィルター４８を光路から外せるようになっていることが非常に好ましい。
【０１５２】
次に、本実施の形態における上記眼科手術用装置の動作について説明する。
【０１５３】
上記眼科手術用装置では、少なくともＦＡＧ単独モード、ＩＣＧＡ単独モード、手術単独モード、手術・ＦＡＧ併用モード、手術・ＩＣＧＡ併用モードの５つの動作モードをとることができる。それゆえ、本実施の形態では、眼底疾患の状況に応じて上記各動作モードを切り換えることで、適切な手術を施行することができる。
【０１５４】
つまり、上記眼科手術用装置を用いた眼底手術では、（３）硝子体Ｖｂに出血や混濁などがない場合には、ＦＡＧ単独モードおよびＩＣＧＡ単独モードの少なくとも一方の動作モードで眼底検査を行い、その後、手術単独モードに切り換えて眼底手術を行えばよい。一方、（４）硝子体Ｖｂに出血や混濁があり、手術前に眼底検査ができない場合には、手術・ＦＡＧ併用モードおよび手術・ＩＣＧＡ併用モードの少なくとも一方の動作モードで眼底手術中に眼底検査を実施する。
【０１５５】
（３）先に眼底検査を行う場合
（３−１）ＦＡＧ単独モード
手術前の準備については、前記実施の形態１における（１）の手術時と同様であるため、その説明は省略する。次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して、ＦＡＧ単独モードを選択する。これによって第１レーザーダイオード３６から可視レーザー光が出力可能となる。
【０１５６】
このとき統合光源部３０の制御によって、ミラー駆動部３９が可変ミラー３７ｆを駆動させる。その結果、図４に示すように、鏡面（反射面）が第１レーザーダイオード３６およびレーザー出力安全制御部３３側に向くとともに、背面が第２レーザーダイオード３８側に向くように、可変ミラー３７ｆの傾斜角度が変化する。
【０１５７】
さらに、これと同時に、同じく光学制御部３１の制御によって、レーザー出力安全制御部３３では、可視レーザー光を所定の安全レベルまで減衰させ得る状態に設定が合わせられる。その後、光学制御部３１の制御によって、フィルター動作同期部３２は手術用顕微鏡４０のフィルター部４３に制御信号を出力する。これで可視レーザー光の照射準備が整ったことになる。
【０１５８】
次に、術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を眼内に挿入する。その後、患者（被検者）に対して、所定の条件で調製されたフルオレセインの注射液の注射液を所定の条件で静脈注射する。術者は、フルオレセインの網膜Ｒｅの中心動脈に到着に合わせて、照明光出力スイッチ２３を操作する。これに同期して、フィルター部４３では、光路に挿入されている枠体４８ｃからレーザー光濾過フィルター４８への切り換えが行われるが、このとき、二種類のレーザー光濾過フィルター４８のうち、第１濾過フィルター４８ａが選択され観察光路に配置される。
【０１５９】
術者は、この状態で統合光源部３０から出力される可視レーザー光を眼内に導き眼底Ｍを照明して目視で確認するとともに、眼内モニター部５０で眼内画像を撮像して記録する。このとき、上記可視レーザー光の照射強度および照射時間は安全レベルにあるので、もちろん被検眼Ｅに悪影響が及ぼされることはない。
【０１６０】
しかも、このとき、手術用顕微鏡４０では、フィルター部４３における第１濾過フィルター４８ａによって、観察者（術者）の目に悪影響を及ぼす波長の観察光をカットすることができる。そのため、前記実施の形態１と同様に、手術対象部位をより正確かつ確実に把握することができるとともに、眼底検査の効率性や確実性をより一層向上させることができる。
【０１６１】
また、本発明では、ＦＡＧ用の濾過フィルターを手術用顕微鏡４０において術者の目を保護するために用いられている保護フィルターに応用していることになる。そのため、本実施の形態ではフィルターを切り換えを必要最小限に抑えることができ、眼科手術用装置の操作をより簡素化することができる。
【０１６２】
（３−２）ＩＣＧＡ単独モード
手術前の準備については、前記実施の形態１における（１）の手術時と同様であるため、その説明は省略する。次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して、ＩＣＧＡ単独モードを選択する。これによって第２レーザーダイオード３８から可視レーザー光が出力可能となる。
【０１６３】
このとき統合光源部３０の制御によって、ミラー駆動部３９が可変ミラー３７ｆを駆動させる。その結果、図６に示すように、鏡面（反射面）が第２レーザーダイオード３８およびレーザー出力安全制御部３３側に向くとともに、背面が第１レーザーダイオード３６側に向くように、可変ミラー３７ｆの傾斜角度が変化する。
【０１６４】
さらに、これと同時に、同じく光学制御部３１の制御によって、レーザー出力安全制御部３３では、赤外レーザー光を所定の安全レベルまで減衰させ得る状態に設定が合わせられる。その後、光学制御部３１の制御によって、フィルター動作同期部３２は手術用顕微鏡４０のフィルター部４３に制御信号を出力する。これで赤外レーザー光の照射準備が整ったことになる。
【０１６５】
次に、術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を眼内に挿入する。その後、患者（被検者）に対して、所定の条件で調製されたインドシアニングリーンの注射液の注射液を所定の条件で静脈注射する。そして術者は、インドシアニングリーンの脈絡膜中心動脈に到着に合わせて、照明光出力スイッチ２３を操作する。これに同期して、二種類のレーザー光濾過フィルター４８のうち、第２濾過フィルター４８ｂが選択され、光路に挿入されている枠体４８ｃと切り換えられる。その後、統合光源部３０から出力される赤外レーザー光を眼内に導き眼底Ｍを照明するとともに、眼内モニター部５０で眼内画像を撮像して記録する。
【０１６６】
このとき、上記光源制御部３１は、第２レーザーダイオード３８から出力される赤外レーザー光の照射時間も、可視レーザー光と同様６０sec 以下とする照射時間制御を行うようになっている。これによって、被検眼Ｅに与える赤外レーザー光の影響をほとんど無くすことができ、安全性をより一層向上できる。もちろん赤外レーザー光の照射強度についても、前述した安全レベルとなっていることは言うまでもない。
【０１６７】
また、手術用顕微鏡４０では、フィルター部４３における第２濾過フィルター４８ｂによって、観察者（術者）の目に悪影響を及ぼす波長の観察光をカットすることができる。そのため、ＩＣＧＡによる眼底検査も、ＦＡＧによる眼底検査と同様、効率的かつ確実に眼底検査を実施することができ、手術対象部位をより正確かつ確実に把握することができる。
【０１６８】
上記のようにして、眼底検査が完了すれば、眼底Ｍの目的部位すなわち手術対象部位が具体的に決定される。なお、上記ＦＡＧ単独モードおよびＩＣＧＡ単独モードは、それぞれ単独で行われてもよいし、手術単独モード前に双方とも実施されてもよい。また、実施の順は特に限定されるものではなく、ＦＡＧ単独モードが先であってもよくＩＣＧＡ単独モードが先であってもよい。
【０１６９】
（３−３）手術単独モード
次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して手術単独モードを選択する。これによって、アルゴンレーザー光源３４から凝固レーザー光が出力可能な状態となる。
【０１７０】
このとき統合光源部３０では、光源制御部３１の制御により、フィルター動作同期部３２は手術用顕微鏡４０のフィルター部４３に制御信号を出力する。これで凝固レーザー光による目的部位の光凝固の準備が整ったことになるので、術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を眼内より抜出し、凝固用ポートＰ２から光凝固用プローブ２０を眼内に挿入する。
【０１７１】
そして、手術用顕微鏡４０で被検眼Ｅの眼底Ｍと、ガイド光用レーザーダイオード３５から眼内に導かれる赤色のガイド光を確認しながら、光凝固用プローブ２０から手術対象部位に凝固レーザー光を照射して、光凝固の手術を実施する。ここで、二種類のレーザー光濾過フィルター４８のうち、第１濾過フィルター４８ａが選択され、これが手術用顕微鏡４０の観察光路に配置されるが、直前に行われた眼底検査がＦＡＧ単独モードによるものであれば、フィルター部４３ではすでに第１濾過フィルター４８ａが選択配置されているので、特に切り換える必要はない。
【０１７２】
上記凝固レーザー光はアルゴンレーザー光であり、網膜光毒性を有する約４８８ｎｍおよび約５１２ｎｍの波長のレーザー光を含んでいるが、手術用顕微鏡４０のフィルター部４３では、第１濾過フィルター４８ａが選択配置されている。そのため、第１濾過フィルター４８ａによって５１５ｎｍ未満の観察光は遮断されるため、上記各波長のレーザー光も遮断されるが、ガイド光を含む他の波長域の光はほとんど遮断されない。そえゆえ、術者は、目に悪影響が及ぼされることなく効率的に手術を施行することができる。
【０１７３】
（４）手術中に眼底検査を行う場合
（４−１）手術・ＦＡＧ併用モード
被検眼に対する事前準備については、上記（１−１）と同様であるのでその説明は省略する。次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して、手術・ＦＡＧ併用モードを選択する。これによって、アルゴンレーザー光源３４から凝固レーザー光が出力可能な状態になるとともに、第１レーザーダイオード３６から可視レーザー光が出力可能な状態となる。術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を、凝固用ポートＰ２から光凝固用プローブ２０を、それぞれ眼内に挿入する。
【０１７４】
このとき、前記（３−１）と同様に、光源制御部３１の制御により、ミラー駆動部３９が可変ミラー３７ｆを駆動させ、図４に示すように可変ミラー３７ｆの傾斜角度を変化させるとともに、レーザー出力安全制御部３３では、可視レーザー光を所定の安全レベルまで減衰させ得る状態に設定が合わせられる。
【０１７５】
そして、前述した硝子体切離吸引型機材を用いて硝子体Ｖｂ中の出血部位や混濁部位を除去する。その後、患者（被検者）に対して、所定の条件で調製されたフルオレセインの注射液を所定の条件で静脈注射する。術者は、これに合わせて照明光出力スイッチ２３を操作する。これと同期して、手術用顕微鏡４０のフィルター部４３では、第１濾過フィルター４８ａが選択され光路に挿入される。その後、術者は、可視レーザー光を眼内に導き眼底Ｍを照明して目視で観察するとともに、眼内モニター部５０で眼内画像を撮像して記録する。
【０１７６】
これによって眼底検査が完了し、眼底Ｍの目的部位すなわち手術対象部位が具体的に決定される。その後、動作モードの切り換えは行う必要はなく、凝固光出力スイッチ２４を操作するのみで、（３−３）と同様にして手術対象部位を光凝固により手術することができる。
【０１７７】
（４−２）手術・ＩＣＧＡ併用モード
この動作モードは、光源制御部３１の制御による可変ミラー３７ｆの傾斜角度の変化（図６参照）、レーザー出力安全制御部３３の設定、手術用顕微鏡４０のフィルター部４３での第２濾過フィルター４８ｂの選択以外は上記（４−１）と同様であるのでその説明は省略する。
【０１７８】
以上のように、本実施の形態にかかる眼科手術用装置でも、前記実施の形態１と同様の眼内照明用プローブを用いており、レーザー出力安全制御部によってレーザー光を安全レベルまで減衰可能としている。さらに、統合光源部が備える光源制御部では、前記実施の形態１と同様に、同時発光制御または切換発光制御を実施できる上に、照明レーザー光として可視レーザー光および赤外レーザー光が用いられているので、これらを切り換える照明光切換制御も実施することができる。
【０１７９】
そのため、本実施の形態における眼科手術用装置では、蛍光眼底造影法単独モードとして、ＦＡＧ単独モードおよびＩＣＧＡ単独モードとが実施可能である上に、手術・蛍光眼底造影法併用モードでも、ＦＡＧまたはＩＣＧＡをそれぞれ実施することができる。それゆえ、非常に汎用性に優れる眼科手術用装置を提供することができる。
【０１８０】
〔実施の形態３〕
本発明の第３の実施の形態について、図７ないし図１０に基づいて説明すれば以下の通りである。なお、本発明はこれに限定されるものではない。また、説明の便宜上、上記実施の形態１または２で説明した内容と同一の構成や方法については、その説明を省略する。
【０１８１】
前記実施の形態１および２では、統合光源部３０は、凝固用光源としてアルゴンレーザー光源３４を、照明用光源のうちの可視レーザー光源として第１レーザーダイオード３６を、照明用光源のうちの赤外レーザー光源として第２レーザーダイオード３８を備えていたが、本実施の形態では、これら各光源のうち、凝固用光源と可視レーザー光源とを一つのアルゴンレーザー光源で兼用するようになっている。
【０１８２】
本実施の形態における眼科手術用装置は、図７に示すように、眼内照明用プローブ１０、光凝固用プローブ２０、統合光源部３０、手術用顕微鏡４０、眼内モニター部５０を備えており、基本的な構成は前記実施の形態１および２における眼科手術用装置と同様である。また、手術用顕微鏡４０の具体的な構成についても、基本的には前記実施の形態２で説明した構成と同様である。
【０１８３】
本実施の形態における統合光源部３０の構成も、基本的には前記実施の形態２で説明した構成と同様であるが、図７および図８に示すように、第１レーザーダイオード３６（およびガイド用レーザー光源３５）が設けられていない点が異なっている。
【０１８４】
具体的には、第１レーザーダイオード３６が設けられていないために、アルゴンレーザー光源３４と第２レーザーダイオード３８とは、互いのレーザー光の光路がほぼ垂直に交差するように配置されている。また、その交差点にはハーフミラー３７ｂが傾斜して設けられている。さらに、アルゴンレーザー光源３４からの光路の延長上には、凝固レーザー光と赤外レーザー光とを適宜切り換える可変ミラー３７ｇが設けられている。この可変ミラー３７ｇは前記可変ミラー３７ｆと同様にミラー駆動部３９によって駆動される。また、可変ミラー３７ｇとしては、可変ミラー３７ｆと同様に従来公知の構成を用いることができる。
【０１８５】
上記可変ミラー３７ｇの配置位置には、互いに対向するように、レーザー出力安全制御部３３と凝固用導光ケーブル２２の接続ポートとが設けられている。そのため、凝固レーザー光と赤外レーザー光とは、ハーフミラー３７ｂから可変ミラー３７ｇまでは同じ光路を共有しているが、可変ミラー３７ｇの傾斜角度が変化することで、凝固レーザー光を接続ポートに、赤外レーザー光をレーザー出力安全制御部３３に導くことになる。
【０１８６】
本実施の形態では、アルゴンレーザー光源３４を照明用光源として利用している。一般にアルゴンレーザー光源３４は、最低出力が数百ｍＷと高くなるので、眼底造影光源として使用するには照射強度が強すぎる。レーザー光源が網膜光凝固装置のみで使用されている理由はこのためである。そこで、本実施の形態では、レーザー出力安全制御部３３としてＮＤフィルターが用いられる。
【０１８７】
ＮＤフィルターは灰色フィルターやニュートラルフィルターなどとも呼ばれ、光エネルギーの相対分光分布を変化させることなく光の強さを減衰させることが可能なフィルターである。それゆえ、アルゴンガスレーザー光源３４から出射されるレーザー光を強度のみ減衰させることが可能になり、眼底を照明する照明レーザー光として利用することが可能になる。
【０１８８】
本実施の形態におけるレーザー出力安全制御部３３としてのＮＤフィルターは、アルゴンレーザー光源３４から照明用導光ケーブル１２に入射するまでの光路に光学物理的に挿入され、レーザー光の出力強度を減衰できるようになっていれば、その構成や配置については特に限定されるものではない。
【０１８９】
次に、本実施の形態における上記眼科手術用装置の動作について説明する。
【０１９０】
上記眼科手術用装置でも、前記実施の形態２と同様に、少なくともＦＡＧ単独モード、ＩＣＧＡ単独モード、手術単独モード、手術・ＦＡＧ併用モード、手術・ＩＣＧＡ併用モードの５つの動作モードをとることができる。それゆえ、本実施の形態でも、（５）硝子体Ｖｂに出血や混濁などがない場合には、ＦＡＧ単独モードおよびＩＣＧＡ単独モードの少なくとも一方の動作モードで眼底検査を行い、その後、手術単独モードに切り換えて眼底手術を行うことができる。また、（６）硝子体Ｖｂに出血や混濁があり、手術前に眼底検査ができない場合には、手術・ＦＡＧ併用モードおよび手術・ＩＣＧＡ併用モードの少なくとも一方の動作モードで眼底手術中に眼底検査を実施する。
【０１９１】
（５）先に眼底検査を行う場合
（５−１）ＦＡＧ単独モード
手術前の準備については、前記実施の形態１における（１）の手術時と同様であるため、その説明は省略する。次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して、ＦＡＧ単独モードを選択する。この場合、前記実施の形態２とは異なり、アルゴンレーザー光源３４から可視レーザー光が出力可能となる。
【０１９２】
このとき統合光源部３０の制御により、ミラー駆動部３９が可変ミラー３７ｇを駆動させる。その結果、図７に示すように、鏡面（反射面）がレーザー出力安全制御部３３側に向くように、可変ミラー３７ｇの傾斜角度が変化する。さらに、これと同時に、光学制御部３１の制御によって、レーザー出力安全制御部３３では、アルゴンレーザー光源３４からの可視レーザー光を所定の安全レベルまで減衰させ得る状態に設定が合わせられる。その後、光学制御部３１の制御によって、フィルター動作同期部３２は手術用顕微鏡４０のフィルター部４３に制御信号を出力する。これで可視レーザー光の照射準備が整ったことになる。
【０１９３】
次に、術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を眼内に挿入する。その後、患者（被検者）に対して、所定の条件で調製されたフルオレセインの注射液の注射液を所定の条件で静脈注射する。術者は、フルオレセインの網膜Ｒｅの中心動脈に到着に合わせて、照明光出力スイッチ２３を操作する。これに同期して、フィルタ−部４３では、第１濾過フィルター４８ａが選択され、枠体４８ｃに代えて手術用顕微鏡４０の光路に配置される。その後、術者は、統合光源部３０から出力される可視レーザー光を眼内に導き眼底Ｍを照明して目視で確認するとともに、眼内モニター部５０で眼内画像を撮像して記録する。
【０１９４】
ここで、アルゴンレーザー光源３４から出力される可視レーザー光は、凝固レーザー光と同じである。ところがアルゴンレーザーで特に強い波長は約４８８ｎｍおよび約５１２ｎｍであり、フルオレセインを蛍光させるに十分な波長を有している。そのため、レーザー出力安全制御部３３で可視レーザー光を安全レベルまで減衰させるのみで、前記実施の形態１および２における第１レーザーダイオード３６からの可視レーザー光と同様にＦＡＧの照明レーザー光（励起光）として利用することができる。
【０１９５】
そのため、本実施の形態でも、前記実施の形態１および２と同様に、手術対象部位をより正確かつ確実に把握することができるとともに、眼底検査の効率性や確実性をより一層向上させることができる。
【０１９６】
（５−２）ＩＣＧＡ単独モード
手術前の準備については、前記実施の形態１における（１）の手術時と同様であるため、その説明は省略する。次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して、ＩＣＧＡ単独モードを選択する。これによって第２レーザーダイオード３８から可視レーザー光が出力可能となる。
【０１９７】
このとき統合光源部３０の制御により、ミラー駆動部３９が可変ミラー３７ｇを駆動させる。その結果、図９に示すように、鏡面（反射面）がレーザー出力安全制御部３３側に向くように、可変ミラー３７ｇの傾斜角度が変化する。さらに、これと同時に、光学制御部３１の制御によって、レーザー出力安全制御部３３では、赤外レーザー光を所定の安全レベルまで減衰させ得る状態に設定が合わせられる。その後、光学制御部３１の制御によって、フィルター動作同期部３２は手術用顕微鏡４０のフィルター部４３に制御信号を出力する。これで赤外レーザー光の照射準備が整ったことになる。
【０１９８】
その後の赤外レーザー光の眼内照明プロセスは、前記実施の形態における（３−２）と同様であるためその説明は省略する。なお、観察光路に配置されるレーザー濾過フィルター４８としては、第２濾過フィルター４８ｂが選択される。
【０１９９】
このように本実施の形態でも、前記実施の形態２と同様にＩＣＧＡによる眼底検査を効率的かつ確実に実施することができ、手術対象部位をより正確かつ確実に把握することができる。
【０２００】
上記のようにして、眼底検査が完了すれば、眼底Ｍの手術対象部位が具体的に決定される。なお、本実施の形態でも、上記ＦＡＧ単独モードおよびＩＣＧＡ単独モードは、それぞれ単独で行われてもよいし、手術単独モード前に双方とも実施されてもよいし、実施の順は特に限定されるものではない。
【０２０１】
（５−３）手術単独モード
次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して手術単独モードを選択する。この場合も上記（５−１）と同様に、アルゴンレーザー光源３４から凝固レーザー光が出力可能な状態となる。
【０２０２】
このとき統合光源部３０の制御により、ミラー駆動部３９が可変ミラー３７ｇを駆動させる。その結果、図１０に示すように、鏡面（反射面）が凝固用導光ケーブル２２の接続ポート側に向くように、可変ミラー３７ｇの傾斜角度が変化する。その後、光学制御部３１の制御によって、フィルター動作同期部３２は手術用顕微鏡４０のフィルター部４３に制御信号を出力する。これで凝固レーザー光の照射準備が整ったことになる。
【０２０３】
その後の凝固レーザー光の照射による手術対象部位の光凝固プロセスは、前記実施の形態における（３−３）と同様であるためその説明は省略する。
【０２０４】
なお、観察光路に配置されるレーザー濾過フィルター４８としては、第１濾過フィルター４８ａが選択されるが、勿論、直前に行われた眼底検査がＦＡＧ単独モードによるものであれば、フィルター部４３ではすでに第１濾過フィルター４８ａが選択配置されているので、特に切り換える必要はない。
【０２０５】
（６）手術中に眼底検査を行う場合
（６−１）手術・ＦＡＧ併用モード
被検眼に対する事前準備については、上記（１−１）と同様であるのでその説明は省略する。次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して、手術・ＦＡＧ併用モードを選択する。この場合、アルゴンレーザー光源３４から凝固レーザー光が出力可能な状態になるのみである。術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を、凝固用ポートＰ２から光凝固用プローブ２０を、それぞれ眼内に挿入する。
【０２０６】
このとき、前記（５−１）と同様に、光源制御部３１の制御により、レーザー出力安全制御部３３では、可視レーザー光を所定の安全レベルまで減衰させ得る状態に設定が合わせられ、さらに、手術用顕微鏡４０のフィルター部４３では、第１濾過フィルター４８ａが選択されるが、可変ミラー３７ｇについては、（５−３）と同様に、図１０に示すように、鏡面（反射面）が凝固用導光ケーブル２２の接続ポート側に向くように傾斜角度が変化する。
【０２０７】
次に、前述した硝子体切離吸引型機材を用いて硝子体Ｖｂ中の出血部位や混濁部位を除去する。その後、患者（被検者）に対して、所定の条件で調製されたフルオレセインの注射液を所定の条件で静脈注射する。術者は、これに合わせて照明光出力スイッチ２３を操作すると、光源制御部３１は、（５−１）と同様に、図７に示すように、鏡面（反射面）がレーザー出力安全制御部３３側に向くように可変ミラー３７ｇの傾斜角度を変化させる。
【０２０８】
そして、第１濾過フィルター４８ａを枠体４８ｃに切り換えるとともに、眼内照明用プローブ１０から、安全レベルまで減衰されたアルゴンレーザー（可視レーザー光）を眼内に導き眼底Ｍを照明して目視で観察するとともに、眼内モニター部５０で眼内画像を撮像して記録する。
【０２０９】
これによって眼底検査が完了し、眼底Ｍの手術対象部位が具体的に決定される。その後、動作モードの切り換えは行う必要はなく、凝固光出力スイッチ２４を操作するのみで、（５−３）と同様にして手術対象部位を光凝固により手術することができる。
【０２１０】
（６−２）手術・ＩＣＧＡ併用モード
被検眼Ｅに対する事前準備については、上記（１−１）と同様であるのでその説明は省略する。次に、照明・凝固切換スイッチ２５を操作して、手術・ＩＣＧＡ併用モードを選択する。この場合、アルゴンレーザー光源３４から凝固レーザー光が出力可能な状態になるとともに、第２レーザーダイオード３８から赤外レーザー光が出力可能な状態となる。術者は、照明用ポートＰ１から眼内照明用プローブ１０を、凝固用ポートＰ２から光凝固用プローブ２０を、それぞれ眼内に挿入する。
【０２１１】
このとき、前記（５−２）と同様に、光源制御部３１の制御により、レーザー出力安全制御部３３では、赤外レーザー光を所定の安全レベルまで減衰させ得る状態に設定が合わせられ、さらに、手術用顕微鏡４０のフィルター部４３では、第２濾過フィルター４８ｂが選択される。また、可変ミラー３７ｇについては、（５−３）と同様に、図１０に示すように、鏡面（反射面）が凝固用導光ケーブル２２の接続ポート側に向くように傾斜角度が変化する。
【０２１２】
次に、前述した硝子体切離吸引型機材を用いて硝子体Ｖｂ中の出血部位や混濁部位を除去する。その後、患者（被検者）に対して、所定の条件で調製されたインドシアニングリーンの注射液を所定の条件で静脈注射する。術者は、これに合わせて照明光出力スイッチ２３を操作すると、光源制御部３１は、（５−２）と同様に、図９に示すように、鏡面（反射面）がレーザー出力安全制御部３３側に向くように可変ミラー３７ｇの傾斜角度を変化させる。
【０２１３】
そして、眼内照明用プローブ１０から赤外レーザー光を眼内に導き眼底Ｍを照明して目視で観察するとともに、眼内モニター部５０で眼内画像を撮像して記録する。
【０２１４】
これによって眼底検査が完了し、眼底Ｍの手術対象部位が具体的に決定される。その後、凝固光出力スイッチ２４の操作により、フィルター部４３では、第２濾過フィルター４８ｂが第１濾過フィルター４８ａに切り換わり、（５−３）と同様にして手術対象部位を光凝固により手術することができる。
【０２１５】
以上のように、本実施の形態にかかる眼科手術用装置でも、前記実施の形態１または２と同様の眼内照明用プローブを用いており、レーザー出力安全制御部によってレーザー光を安全レベルまで減衰可能としている。そのためＦＡＧの照明光として、凝固レーザー光として用いるアルゴンレーザー光を利用することが可能になり、ＦＡＧによる眼底検査を効率的かつ確実に実施できるだけでなく、部材点数を削減でき、一部の光路も共有できる。そのため統合光源部の構成を簡素化・小型化することができるとともに、製造コストの低減も可能となる。
【０２１６】
なお、詳細な説明は省略するが、前記実施の形態１ないし３においては、眼底手術を想定せずにＦＡＧまたはＩＣＧＡによる眼底検査だけを実施してもよい。この場合、ファイバー状で眼内に挿入して用いる上記眼内照明用プローブを用いずに、被検眼の前方から可視レーザー光を眼内に照射可能な対物レンズ型の眼内照明手段を用いればよい。これによって、上記眼科手術用装置をＦＡＧまたはＩＣＧＡ眼底検査のみ行う眼科用検査装置として用いることもできる。
【０２１７】
【実施例】
以下、実施例および図１１に基づいて本発明をさらに詳細に説明するが、本発明はこれらに限定されるものではない。
【０２１８】
〔実施例１〕
本発明では、手術用に使用されるアルゴンレーザー光、すなわち緑色から青色にかけての波長域の可視レーザー光をＦＡＧの励起光として用いる。この波長域の光は、網膜に障害を与える網膜光毒性を有している。そこで、アルゴンレーザー管を照明用光源とした場合に、この波長域の光が目にどの程度の出力レベルで障害を及ぼすが、どの程度の出力レベル以下であれば安全であるか、すなわち、眼底にダメージを与えないレーザー照射強度を調べた。
【０２１９】
まず、前記実施の形態１で説明した眼内照明用プローブ（バレット型プローブ）を用い、受光する被検眼の網膜面における光強度分布をビームビューアナライザで測定した。また、被検体としては、Dutch 種の有色家兎を用いた。
【０２２０】
具体的には、上記有色家兎１８羽に対して、全身麻酔の下で、両目の水晶体−硝子体を切除した。そして、一方の眼に対して約４８８ｎｍおよび約５１２ｎｍの波長のアルゴンレーザー光を照射した上で、その照射強度と照射時間とを任意に変化させ、プローブで毛様体扁平部近傍より網膜全野を照射した。また、他方の眼をコントロールとした。さらに、網膜機能変化は全網膜刺激による網膜電図（ＥＲＧ）で評価した。
【０２２１】
記録は照射前・照射後７日、１４日に行い、両眼ＥＲＧの潜時・振幅を比較した。Paired-t test で検定し（p<0.05）を有意と見なした。また網膜nitro-blue-tetrazolium（ＮＢＴ）染色を行い、照射直後の外節のフリーラジカル活性状態で光障害の組織変化を調べた。以上のレーザーが網膜に与える影響より照射の強度と時間とを検討した。
【０２２２】
その結果、アルゴンレーザーの出力強度１２ｍＷ、６０sec 以下の照射で術後ＥＲＧに左右差がなかった。アルゴンレーザー光の照射された網膜面の照射強度は同心円状の分布を呈し、周辺に向かい減衰した。一番強い中心部で０．２２ｍＷ／ｃｍ2 であり、この条件下の照射直後のＮＢＴ染色には形態的な左右差が認められなかった。したがって、本発明における眼内でのアルゴンレーザー照射条件としては、被検眼の眼底表面で照射強度が最大０．２２ｍＷ／ｃｍ2 、照射時間が最大６０sec であることがわかった。
【０２２３】
〔実施例２〕
実施例１と同様にして、有色家兎１８羽に対して、全身麻酔の下で、両目の水晶体−硝子体を切除した上で、前記実施の形態１で説明した眼内照明用プローブ（バレット型プローブ）を、被検眼の毛様体扁平部より挿入してアルゴンレーザー光を網膜全野に照射した。これと同時に市販のフルオレセインナトリウム注射薬を静脈注射し、ＦＡＧを実施した。なお、アルゴンレーザー光の出力強度は１２ｍＷで、照射時間は３０sec 以下とした。
【０２２４】
上記眼内照明用プローブの照射による網膜面でのアルゴンレーザー光の強度分布をBeam View アナライザ（COHERENT）で調べた。また、眼底画像は近赤外高感度ＣＣＤカメラを用いてビデオテープレコーダーに記録した。
【０２２５】
その結果、アルゴンレーザー光は、上記眼内照明用プローブにより網膜の広い範囲に散乱照射された。照射されたアルゴンレーザー光の強度分布は網膜面に同心円状に広がり周辺に向かって減衰した。また、被検眼の眼底表面では、最も強い中心部でも、実施例１と同様０．２２ｍＷ／ｃｍ2 であった。網膜を循環するフルオレセインはこの強度のアルゴンレーザー光の照射によって励起され蛍光を発した。
【０２２６】
フルオレセインの蛍光は手術用顕微鏡のレーザー光濾過フィルターを透過し、図１１に示すように、造影画像として上記ＣＣＤカメラで十分に撮像できた。また、術者の操作も特に熟練を要さず、しかも造影画像は肉眼でも明瞭に確認することができた。
【０２２７】
この結果より、本発明におけるＦＡＧの条件としては、実施例１の結果（アルゴンレーザー光の最大照射強度０．２２ｍＷ／ｃｍ2 、最大照射時間６０sec ）に加えて、フルオレセイン投与量は体重１ｋｇ当たり０．０７ｍｌ（市販のフルオレセインナトリウム注射薬の場合）が、ＣＣＤカメラの特性は近赤外感度ＣＣＤ素子を用いた最大照度２．０×１０-4Ｌｘ、Ｓ／Ｎ比４８ｄＢが好適であることがわかった。
【０２２８】
なお、現在唯一アルゴンレーザー光を眼底造影照射光源とした臨床機器としては、操作型レーザー検眼鏡（ＳＬＯ）がある（医療機器承認番号20300BZY0069000 ）。ＳＬＯは６０μＷレーザー光を約７μｍ径の点光源で眼底を走査してＩＣＧＡによる眼底検査を実施している。ＳＬＯでは、走査型レーザー顕微鏡の技術が応用されているため、本発明とは、レーザー光の眼底への照射方法が異なっている。
【０２２９】
すなわち、走査型レーザー顕微鏡では、ビームエキスパンダーにより光束径を広げたレーザー光は試料の二次元方向走査用の二つのスキャナーを通過後、一度集光し、対物レンズを通って試料面上にスポットを結ぶ。蛍光のような反射光の場合は、レーザー光の入射経路に沿って元に戻り、ダイクロイックミラーまたは偏光ビームスプリッターによって検出系に入射し、信号処理された後モニター上に表示される。
【０２３０】
このＳＬＯでは、１秒当りの網膜へのレーザー光の照射量を連続照射量に換算すると、約０．３ｍＷ／ｃｍ2 となるが、本発明では、前述したように０．２２ｍＷ／ｃｍ2 である。すなわちＳＬＯでは、本発明のほぼ１．５倍の光量のレーザー光を眼内に照射することになる。したがって、本発明では、理論的にＳＬＯよりもレーザー光の照射エネルギー量よりも少なくすることができるため、被検眼の網膜が受ける傷害を極めて少なくすることが可能となっている。
【０２３１】
それゆえ、本発明を臨床で用いれば、数々の眼底疾患の病態の解明や手術中処理の効果の向上を実現して、手術の手技改良と成績向上に結びつけることが可能となると考えられる。
【０２３２】
【発明の効果】
以上のように、本発明にかかる眼科手術用装置は、光凝固用に用いられる波長域のレーザー光を、ＦＡＧによる眼底検査の照明光（励起光）として用いているものである。また、本発明にかかる眼内照明用プローブは、上記眼科手術用装置に好適に用いられるものであり、ファイバー状で先端部が弾丸形状となっているものである。
【０２３３】
手術用に使用されるアルゴンレーザー光線に見られるように、緑色から青色にかけての波長域の可視レーザー光は網膜に傷害を与える網膜光毒性が強かった。それゆえ、従来では誰も上記波長域のレーザー光をＦＡＧの励起光として利用に注目していなかった。
【０２３４】
しかしながら、本発明者らの鋭意検討の結果、上記のように眼内照明用プローブの構成を工夫するとともに、レーザー光を減衰させるレーザー出力安全制御部を設けることで、網膜光凝固治療に用いるレーザー光をＦＡＧの照明光に使用することが可能としている。また、ＦＡＧなどの蛍光眼底造影における濾過フィルターを手術用顕微鏡における術者の眼を保護する保護フィルターに応用することで、手術とともに眼底造影検査を併行実施することも可能としている。
【０２３５】
それゆえ、本発明では、特に、手術前に蛍光眼底造影を実施できなかった眼底症例にも適切に対処できる上に、手術中の蛍光眼底造影を実施できる。そのため、網膜や脈絡膜における手術時の循環動態への影響を即座に把握することができるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態にかかる眼科手術用装置の概略構成を示す説明図である。
【図２】本発明の第１の実施の形態にかかる眼内照明用プローブの概略構成を示す部分断面図（左）と、これに対応する先端部からの正面図（右）である。
【図３】図１に示す眼科手術用装置のブロック図である。
【図４】本発明の第２の実施の形態にかかる眼科手術用装置の概略構成を示す説明図であり、手術中にＦＡＧを実施している状態を示している。
【図５】図４に示す眼科手術用装置のブロック図である。
【図６】図４に示す眼科手術用装置において、手術中にＩＣＧＡを実施している状態を示す説明図である。
【図７】本発明の第３の実施の形態にかかる眼科手術用装置の概略構成を示す説明図であり、ＦＡＧを実施している状態を示している。
【図８】図７に示す眼科手術用装置のブロック図である。
【図９】図７に示す眼科手術用装置において、ＩＣＧＡを実施している状態を示す説明図である。
【図１０】図７に示す眼科手術用装置において、光凝固を実施している状態を示す説明図である。
【図１１】本発明にかかる眼科手術用装置で撮像した、家兎の視神経における乳頭血管の造影図（眼底画像）である。
【符号の説明】
１０ 眼内照明用プローブ（眼内照明手段）
１１ 本体部
１１ａ 散乱光学部
２０ 光凝固用プローブ
３０ 統合光源部（統合光源手段・眼内照明手段）
３１ 光源制御部（光源制御手段）
３２ フィルター動作同期部（フィルター切換制御手段）
３３ レーザー出力安全制御部（レーザー出力安全制御手段）
３４ アルゴンレーザー光源（手術用光源・可視レーザー光源）
３６ 第１レーザーダイオード（照明用光源・可視レーザー光源）
３８ 第２レーザーダイオード（赤外レーザー光源）
４０ 手術用顕微鏡（眼内観察手段）
４１ 対物レンズ
４５ 接眼レンズ
４８ レーザー光濾過フィルター
４８ａ 第１濾過フィルター
４８ｂ 第２濾過フィルター
４９ フィルター切換部（フィルター切換手段）
５０ 眼内モニター部（眼内画像顕像化手段）
５１ ＣＣＤカメラ（撮像手段）
５２ 録画部（画像記録手段）
５３ 表示部（表示手段）
Ｅ 被検眼
Ｐ１・Ｐ２ ポート[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ophthalmic surgical apparatus capable of performing examination of a subject's eyeball during fundus surgery, and in particular, an ophthalmic illumination probe suitably used for examination of the retina or choroid by fluorescent fundus imaging The present invention relates to an ophthalmic surgical apparatus capable of simultaneously performing examination and surgery by using this.
[0002]
[Prior art]
Among various diseases in the ophthalmological field, fundus diseases are mainly caused by vascular lesions such as vascular abnormalities and bleeding on the back wall of the eyeball, that is, the fundus, and therefore, examination of the fundus is very important in the treatment. Among them, when examining a vascular lesion more accurately in the retina or choroid, fluorescent fundus imaging is used as one of the most important examination methods.
[0003]
In fluorescent fundus angiography, a contrast medium that fluoresces is injected into a subject (or a patient) to circulate the contrast medium in a blood vessel. Then, by irradiating the fundus with illumination light having a wavelength corresponding to the contrast agent, the contrast agent circulating in the blood vessel is excited to generate fluorescence (excitation light), thereby contrasting the blood vessel.
[0004]
In this examination method, since the blood vessels of the retina and choroid can be accurately imaged almost as they are, it is possible to examine the state of blood vessels and tissues in detail and to grasp the circulation dynamics of the retina and choroid. Therefore, not only can the fundus be examined accurately, but also when the retina or choroid is operated, it can be used very suitably for the purpose of determining the target site, that is, the site to be operated.
[0005]
In recent years, the above-mentioned fluorescent fundus angiography has made great progress, and as a result, it is possible to carry out more precise examinations for diagnosis of fundus diseases, and to determine the site to be operated even in photocoagulation which is important as surgery for fundus diseases. Has become indispensable. However, if vitreous hemorrhage or vitreous opacification occurs, observation of the fundus is hindered, so that fundus examination by fluorescent fundus imaging cannot be performed before surgery. Therefore, it becomes difficult to determine the operation target site.
[0006]
Therefore, conventionally, an operation for removing bleeding sites and turbid substances from the vitreous body is performed first, and then an image of the fundus is recorded by fluorescent fundus imaging, and the operation is performed while viewing this image. Vitreous surgery in this case is performed based on the findings of the surgical microscope, but the findings of the surgical microscope alone may result in insufficient grasp of the avascular zone and new blood vessels. Later, re-bleeding occurs in the vitreous cavity and fluorescent fundus imaging may not be performed.
[0007]
Therefore, in recent years, various techniques have been proposed for clarifying the region to be operated by performing a fundus examination during the operation.
[0008]
Specifically, for example, Reference 1: JMGooge et al (Ophthalmology vol.100, No.8, 1167-1170, 1993), Reference 2: Imai Kazuyuki et al. (Nipponkaikai Vol. 98, No. 8, 792-796) 1994), Reference 3: H. Terasaki et al (Retina vol.19, No.4, 302-308, 1999) and the like, fundus examination by fluorescein fluorescence fundus imaging (FAG), Lecture 4: Lecture at the 4th Japanese Ophthalmic Surgery Society by Yoshiaki Kabata et al. (Abstracts of the 4th Annual Meeting of the Japanese Ophthalmic Surgery Society 204 V-24, January 26-28, 2001) Have proposed a technique for performing a fundus examination by indocyanine green fluorescence fundus imaging (ICGA, infrared fluorescence imaging) during surgery.
[0009]
Further, Document 5: Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-319765 proposes a surgical apparatus that irradiates the fundus of a subject's eye with light of a plurality of different wavelengths. In this technology, it is possible to guide surgical coagulation laser light, visible light for visible observation, and infrared laser light for ICGA from a plurality of light sources to the fundus with a single optical fiber. It is possible to perform fundus examinations during surgery.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
However, any of the conventional techniques described above has a problem that fundus surgery and fundus examination cannot be performed more efficiently.
[0011]
Specifically, among the above-mentioned techniques, fundus examinations using FAG have been performed for Documents 1 to 3. However, sufficient fundus contrast imaging cannot be performed due to the problem of the light source, and the reliability of the fundus examination is reduced. Or the operability of the surgery may be reduced.
[0012]
In FAG, in order to excite fluorescein, which is a contrast agent, it is necessary to use visible light in the wavelength range from green to blue as contrast excitation light (contrast light). The light from is transmitted through the excitation filter. For this reason, the amount of contrast light illuminating the fundus is reduced, and the fluorescence of fluorescein due to excitation becomes weak. Such weak fluorescence can only be captured by a highly sensitive imaging tube. Accordingly, it may be difficult to clearly observe the entire image of the fundus, or the diseased part may not be directly observed, so that the sense of distance during surgery may not be grasped.
[0013]
Similarly, in the lectures 4 and 5 among the above technologies, the fundus examination by ICGA is performed, but the above-mentioned problem, that is, the problem of contrast light in the fundus examination by FAG is not solved at all. In particular, in these techniques, infrared laser light is used as contrast light. However, since the wavelength range of contrast light used in FAG has high retinal phototoxicity, laser light is used as contrast light in fundus contrast imaging using FAG. Can not. Therefore, the techniques of the above lecture 4 and document 5 cannot be applied to fundus examination during surgery by FAG.
[0014]
In addition, among the above-described technologies, in Document 3 and Lecture 4, since an endoscope is used for fundus examination, the reliability and operability of the fundus examination are deteriorated.
[0015]
That is, the resolution of the fundus image obtained by the endoscope tends to be low, and the endoscope is difficult to grasp the positional relationship of the operation target part and requires skill of the operation technique. End up. In addition, since the fundus examination apparatus provided with an endoscope has a completely different configuration from the surgical microscope, the configuration of the entire apparatus used at the time of surgery becomes large or complicated, and thus the operability of the operation may be reduced. .
[0016]
Further, among the above technologies, in Document 5, since the inside of the eye is illuminated with an intraocular illumination probe using an optical fiber, the irradiation area of contrast light emitted from the tip of the intraocular illumination probe cannot be expanded. . Even when the tip of the intraocular illumination probe is farthest from the fundus, the contrast light irradiation area does not widen greatly, and the irradiation area of the contrast light that irradiates the fundus is only a point with a radius of several millimeters. Therefore, the operability of the operation cannot be improved.
[0017]
In the first place, the fundus examination device and the surgical device have a light source, an optical system, and a light guide system that guides various types of light into the eye. It has become difficult to do. Therefore, the patient usually has to move between the respective devices, which not only lowers the operability of the examination and operation for the operator performing the operation, but also physically and mentally for the patient side. This was a heavy burden and lacked practicality.
[0018]
In order to solve this problem, various techniques that combine the above-described examination and surgery have been proposed, but all of these techniques sufficiently improve the operability of the surgery and the operability and efficiency of the fundus examination. It is not.
[0019]
The present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to provide an ophthalmic surgical apparatus capable of performing fundus examination during fundus surgery and more efficiently performing both fundus surgery and fundus examination. And an intraocular illumination probe suitably used for this purpose.
[0020]
[Means for Solving the Problems]
As a result of intensive studies in view of the above problems, the present inventors have devised the shape of the probe for intraocular illumination as contrast light (excitation light) in the wavelength region with high retinal phototoxicity used in fundus examinations by FAG. An ophthalmology capable of easily and reliably performing fluorescence fundus contrast during surgery by using a laser light source and using a laser light source as contrast light for FAG. The inventors have found that the present invention can be applied to an inspection apparatus, and have completed the present invention.
[0021]
That is, the intraocular illumination probe according to the present invention has a fiber-like main body formed of a material that transmits light in order to solve the above-described problems, and the side portion of the eye to be examined during ophthalmic surgery. In the intraocular illumination probe that is capable of emitting light that illuminates the inside of the eye to be examined from its distal end by being inserted through a port opened in the light, light transmitted from the light source is transmitted to the distal end. In the case of laser light, a scattering optical unit that scatters the laser light is provided.
[0022]
According to the above configuration, since the fiber-like intraocular illumination probe includes the scattering optical unit, the laser light output from the light source can be scattered and irradiated. Therefore, it is possible to reduce the intensity of laser light per unit area. For example, if the laser light is visible laser light in the wavelength range from green to blue, the irradiation intensity is reduced to a safety level that is almost free of retinal phototoxicity. The visible laser beam can be irradiated to a wide area in the eye to be examined. As a result, it can be used very suitably as an intraocular illumination means particularly in fluorescent fundus imaging.
[0023]
In the intraocular illumination probe, the scattering optical unit is preferably formed by processing the tip of the main body into a bullet shape having a parabolic cross section.
[0024]
According to the above configuration, since the intraocular illumination probe has a bullet shape, the laser beam emitted from the tip (scattering optical unit) can be irradiated over a wide range, and the irradiation state of the visible laser beam is as follows: The irradiation intensity has a concentric shape that attenuates from the center toward the periphery. For this reason, not only can a wide range be illuminated, but also a part to be confirmed can be illuminated more brightly.
[0025]
In order to solve the above problems, an ophthalmic surgical apparatus according to the present invention includes an intraocular illumination unit that illuminates the inside of the subject's eye, and an intraocular observation unit that observes the state of the illuminated eye. And a photocoagulation probe inserted into the eye via a port opened on the side of the eye to be examined, and a surgical light source for outputting coagulation laser light to the photocoagulation probe. In the ophthalmic surgical apparatus that performs photocoagulation by irradiating the target coagulation laser beam with the coagulation laser beam using the photocoagulation probe, the intraocular illumination means includes: an illumination light source that emits illumination laser light as illumination light; A fiber-shaped intraocular illumination probe having a tip formed in a bullet shape having a parabolic cross section, and the intraocular illumination probe is connected via a port opened on a side of the eye to be examined. By inserting it into the eye, Intraocular illumination laser light output from the In Further, the illumination light source and the surgical light source included in the intraocular illumination means are integrated as an integrated light source means, and the integrated light source means outputs illumination laser light. Is provided with a laser output safety control means for reducing the power to a safe level that does not damage the retina.
[0026]
According to the above configuration, the intraocular illumination probe having the scattering optical part at the distal end is used, and the laser light can be attenuated to a safe level by the laser output safety control means. Therefore, it is possible to use visible laser light in the wavelength range from green to blue, particularly as illumination light for fluorescein fluorescence fundus imaging (FAG). As a result, the fundus examination by FAG can be carried out efficiently and reliably, and the illumination light source and the operation light source can be combined as one integrated light source unit as described above. It can be implemented efficiently and reliably.
[0027]
In particular, if fundus examination is possible during fundus surgery, the target site (surgical site) can be determined reliably even if the vitreous body is bleeding or cloudy and cannot be examined in advance. Immediately understand the effects on hemodynamics during surgery. As a result, more accurate and efficient fundus surgery can be performed.
[0028]
In the ophthalmic surgical apparatus, a visible laser light source that emits visible laser light having a wavelength that excites fluorescein is used as the illumination light source, and the intraocular observation means includes an eyepiece lens and an objective lens, A laser light filter that is disposed between the lenses and blocks laser light having a specific wavelength, and a high-pass filter that blocks laser light having a wavelength of less than 515 nm is used as the laser light filter. It is preferable.
[0029]
According to the above configuration, the illumination light for FAG is not generated from the white light source via the excitation filter as in the conventional case, but has the wavelength as the excitation light from the beginning. Therefore, it is possible to procure excitation light having a light quantity that can generate sufficient fluorescence, and the operator (examiner) can confirm the fluorescence of fluorescein with the naked eye.
[0030]
Moreover, in the said structure, the filtration filter for FAG is applied to the protection filter currently used in order to protect an operator's eyes in a general surgical microscope. Therefore, not only the contrast image can be detected by the filtration filter, but also the observation light having a wavelength that adversely affects the eyes of the observer (operator) can be cut by the filtration filter. In addition, the switching of the protective filter and the filtration filter can be minimized. As a result, the operation of the ophthalmic surgery apparatus can be further simplified.
[0031]
In the ophthalmic surgical apparatus, an infrared laser light source that emits an infrared laser beam having a wavelength that excites indocyanine green is preferably used as the illumination light source. Further, as the laser light filter, More preferably, a high-pass filter that blocks laser light having a wavelength of less than 815 nm is used, and it has filter switching means for switching the high-pass filters.
[0032]
According to the above configuration, the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention can perform not only FAG but also indocyanine green fluorescence fundus imaging (ICGA). In general, fundus diseases are often caused by vascular lesions of the retina and choroid. Therefore, if the fundus examination can be performed not only by FAG but also by ICGA during the operation as described above, a wide range of fundus diseases Therefore, the versatility of the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention can be enhanced.
[0033]
Further, according to the above configuration, since the two types of high-pass filters are switched by the filter switching means, it is not necessary for the operator (operator of the apparatus) to switch the high-pass filters one by one. As a result, the operation of the ophthalmic surgery apparatus can be further simplified.
[0034]
In the ophthalmic surgical apparatus, the integrated light source means further operates filter switching means included in the intraocular observation means based on the type of laser light output from the integrated light source means, It is preferable to have filter switching control means for switching the high-pass filter.
[0035]
According to the above configuration, it is possible to synchronize the output of the laser light in the integrated light source means and the switching of the high-pass filter in the intraocular observation means. As a result, a more appropriate switching operation can be performed and the switching operation can be minimized, so that the operation of the ophthalmic surgical apparatus can be further simplified.
[0036]
In the above ophthalmic surgical apparatus, it is preferable that the integrated light source means combines the visible laser light source and the surgical light source among the illumination light sources by one argon laser light source.
[0037]
According to the above configuration, since the laser light can be attenuated to a safe level by the laser output safety control unit, it is possible to use the retinal phototoxic argon laser light used as the coagulation laser light as the FAG illumination light. Thus, not only can the fundus inspection by FAG be performed efficiently and reliably, but the number of members can be reduced and a part of the optical path can be shared. Therefore, the configuration of the integrated light source unit can be simplified and downsized, and the manufacturing cost can be reduced.
[0038]
In the apparatus for ophthalmic surgery, an imaging unit that captures an intraocular image of a subject obtained by an intraocular observation unit, an image recording unit that records an intraocular image output from the imaging unit, and the imaging unit Alternatively, an intraocular image visualization unit having a display unit for displaying the intraocular image output from the image recording unit is preferably provided.
[0039]
According to the above configuration, by imaging and recording the result of the fundus examination, the image is visualized so as to be confirmed by the operator, and thus the reliability of the fundus examination can be further improved. In particular, in FAG, since visible laser light can be used for illumination, the fluorescence of fluorescein becomes strong, and it is not necessary to use an ultra-high-sensitivity image sensor as in the past, and the normal high-sensitivity Things are enough. As a result, an increase in cost can be avoided and the efficiency and certainty of fundus examination can be further improved.
[0040]
The ophthalmic surgical apparatus includes light source control means for controlling the operation of the integrated light source means, and the light source control means is a simultaneous light emission control that simultaneously emits illumination laser light and coagulation laser light, or illumination laser. One of switching light emission control to switch between light and coagulation laser light The line It is preferable. In addition, when the integrated light source means has an infrared illumination light source, the light source control means preferably performs illumination light switching control for switching between visible laser light and infrared laser light.
[0041]
According to the above configuration, the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention can realize a fluorescence fundus contrast single mode (FAG single mode or ICGA single mode), a surgery single mode, and a surgery / fluorescence fundus contrast combined mode as operation modes. In addition, these operation modes can be switched by one touch with a single switch. Therefore, it is possible to provide an ophthalmic surgical apparatus having excellent versatility.
[0042]
In the ophthalmic surgical apparatus, the visible laser light output from the visible laser light source has wavelengths of 488 nm and 512 nm, and the irradiation intensity of the visible laser light source emitted from the intraocular illumination probe is the fundus surface of the eye to be examined. 0.22 mW / cm 2 It is very preferable that the wavelength of the infrared laser light output from the infrared laser light source is 790 nm, and the irradiation intensity of the infrared laser light source emitted from the intraocular illumination probe is 0.22 mW / cm at the fundus surface 2 Very preferably:
[0043]
According to the above configuration, when the laser beam has the above-described wavelength, the irradiation intensity at the time when the laser beam is emitted from the intraocular illumination probe into the eye and reaches the fundus surface to be irradiated is 0.22 mW. / Cm 2 By setting it as the following, it can be set as the safe level which reduced the retinal phototoxicity of this laser beam sufficiently. Therefore, if this safety level is determined in advance and the laser output attenuation setting in the laser output safety control means is set to this safety level, the laser light can be easily and reliably illuminated at the time of fluorescent fundus imaging (excitation light). Can be used as
[0044]
In the apparatus for ophthalmic surgery, it is preferable that the light source control unit performs irradiation time control so that the irradiation time of visible laser light or infrared laser light is 60 seconds or less.
[0045]
According to the above configuration, it is not preferable to irradiate the fundus with visible laser light for a long time even though retinal phototoxicity is low, but if the irradiation time is within the above time, the effect of visible laser light on the eye to be examined Can be almost eliminated. As a result, the safety at the time of fluorescent fundus imaging can be further improved.
[0046]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
[Embodiment 1]
The first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 3 as follows. Note that the present invention is not limited to this.
[0047]
The probe for intraocular illumination according to the present invention has a scattering optical part at the tip so that laser light can be scattered and attenuated and used for fundus examination by fluorescent fundus imaging. The ophthalmic surgical apparatus according to the present invention includes means for attenuating the output intensity of the laser beam, and uses the intraocular illumination probe.
[0048]
Therefore, laser light in a wavelength region having retinal phototoxicity can be used as light for fundus examination, and further, the surgical apparatus and the fundus examination apparatus can be made compact together, so that the fundus can be used during fundus surgery. Examination can be performed, and both fundus surgery and fundus examination can be performed more efficiently.
[0049]
Specifically, as shown in FIG. 1, the apparatus for ophthalmic surgery in this embodiment includes an intraocular illumination probe 10, a photocoagulation probe 20, an integrated light source unit (integrated light source means) 30, a surgical microscope ( Intraocular observation means) 40 and an intraocular monitor unit (intraocular image visualization means) 50 are provided.
[0050]
The intraocular illumination probe 10 is connected to the integrated light source unit 30 by the illumination light guide cable 12 and has a fiber-like main body unit 11 as shown in FIG. The main body 11 is covered with a cannula 13, and a hand piece 14 is provided so as to cover a part of the cannula 13. In addition, a flange 15 formed so as to protrude outward from the side surface of the cannula 13 is provided at the tip of the cannula 13, that is, the end on the side from which the main body 11 protrudes. .
[0051]
The illumination laser light output from the integrated light source unit 30 is guided to one end (incident end, not shown in FIG. 2) of the main body 11 by the light guide cable 12 for illumination, The light is emitted from the end (outgoing end / tip). Furthermore, in the intraocular illumination probe 10 according to the present invention, a scattering optical unit 11a that scatters emitted light is provided at the emission end.
[0052]
As will be described later, the scattering optical unit 11 a scatters visible laser light in the wavelength range of green to blue that is output from the integrated light source unit 30 and guided to the main body unit 11. Therefore, the intensity of visible laser light per unit area can be reduced, the retinal phototoxicity of the visible laser light can be reduced, and the visible laser light can be irradiated to a wide area in the eye to be examined. Therefore, the fundus examination based on the fluorescence fundus imaging can be performed more efficiently and reliably.
[0053]
Although the specific structure of the said main-body part 11 should just be formed with the material which permeate | transmits light, and should just be a fiber form, it does not specifically limit, A general optical fiber can be used suitably. As the material that transmits light, various optical materials used for optical fibers and the like can be suitably used. Although not particularly limited, in the present invention, silicon dioxide (SiO 2 2 (Quartz) glass is particularly preferably used. Since silicon dioxide glass has the lowest light transmission loss, visible laser light emitted from the integrated light source unit 30 can be efficiently emitted into the eye to be examined. Of course, in order to adjust the refractive index of the main body 11, glass components such as various oxides and fluorides may be added to silicon dioxide. Further, in order to improve the strength of the main body 11, the periphery thereof may be covered with urethane resin, epoxy resin, silicon resin, or the like.
[0054]
The specific configuration of the scattering optical unit 11a is not particularly limited as long as it has a configuration capable of scattering at least visible laser light. Particularly preferably, as shown in FIG. The tip (outgoing end) has a bullet shape formed by processing so as to have a parabolic cross section.
[0055]
When the intraocular illumination probe 10 has a bullet shape, the visible laser beam emitted from the distal end portion (scattering optical unit 11a) can be irradiated over a wide range, and the irradiation state of the visible laser beam is the irradiation state. The intensity is concentric, decreasing from the center toward the periphery. Therefore, there is an advantage that not only a wide range can be illuminated, but also a part to be confirmed can be illuminated more brightly.
[0056]
Moreover, if the front-end | tip part of the main-body part 11 is processed and the scattering optical part 11a is integrally formed, the increase in the number of members of the probe 10 for intraocular illumination can be avoided. Further, as shown in FIG. 1, the intraocular illumination probe 10 has a port P formed on the side of the eye to be examined. 1 Therefore, it is possible to avoid the occurrence of an accident in which the scattering optical part 11a is detached from the main body part 11 and remains in the eye.
[0057]
Further, the more detailed shape of the scattering optical portion 11a is not particularly limited, and the cross section in the direction along the longitudinal direction may be a parabolic shape at the distal end portion of the main body portion 11.
[0058]
There is no particular limitation on the method of processing the tip (outgoing end) of the main body 11 into a bullet-shaped scattering optical part 11a. In general, an optical fiber has a two-layer structure of a high refractive index layer that transmits light called a core layer and a low refractive index cladding layer that surrounds the core layer and reflects light. What is necessary is just to process so that only the removed core layer part may become a bullet shape.
[0059]
The specific configuration of the illumination light guide cable 12 is not particularly limited, and a general optical fiber can be used. The size, material, and the like are not particularly limited, and silicon dioxide glass may be used in the same manner as the main body 11.
[0060]
The specific configuration of the cannula 13 is not particularly limited, and various cannulas used in the medical field can be suitably used. In the present embodiment, a general stainless steel cannula (for example, one having a diameter of 21 G) is used. The specific configuration of the handpiece 14 is not particularly limited as long as the intraocular illumination probe 10 can be easily grasped during fundus examination or surgery. In the present embodiment, a handpiece having a tubular structure made of ABS resin and covering the cannula 13 on the incident end side of the main body 11 can be used.
[0061]
The specific configuration of the collar portion 15 is not particularly limited, and a position on the rear side of the scattering optical portion 11a, for example, an end portion of the cannula 13 on the side where the main body portion 11 protrudes, ) ”-Like structure. In the present embodiment, as shown also on the right side of FIG. 2, a substantially disc-shaped collar portion 15 is formed. By providing the collar portion 15, it is possible to avoid a situation in which the intraocular illumination probe 10 is excessively pushed into the eyeball, as will be described later.
[0062]
The collar portion 15 may be integrated with the cannula 13 or may be separate from the cannula 13. The material is not particularly limited as long as it is strong enough to function as a stopper for the intraocular illumination probe 10 and does not adversely affect the eye to be examined.
[0063]
The photocoagulation probe 20 is connected to the integrated light source unit 30 by a coagulation light guide cable 22 and has a fiber shape like the intraocular illumination probe 10. The laser light for photocoagulation emitted from the integrated light source 30 is guided to one end (incident end) of the photocoagulation probe 20 by the coagulation light guide cable 22 and the other end (exit end / tip). ). A specific configuration of the photocoagulation probe 20 is not particularly limited, and an optical fiber dedicated to surgery used in a conventionally known photocoagulation operation can be preferably used.
[0064]
1 and 3, the integrated light source unit 30 includes a light source control unit (light source control unit) 31, a filter operation synchronization unit 32, a laser output safety control unit (laser output safety control unit) 33, an argon laser light source. (Abbreviated as Ar laser in FIG. 1) 34, laser diode for guide light (abbreviated as guide in FIG. 1) 35, first laser diode (abbreviated as LD1 in FIG. 1) 36, optical system 37, illumination light output switch 23, A coagulation light output switch 24, an illumination / coagulation switch 25, and a laser output detector 26 are provided.
[0065]
The light source control unit 31 is a control unit that controls the operation of the integrated light source unit 30 and controls the emission of laser light from each of the light sources so that a fundus examination can be performed during surgery, as will be described later. The specific configuration is not particularly limited, and a general arithmetic control circuit or the like can be suitably used.
[0066]
The filter operation synchronization unit 32 operates the filter switching unit 49 of the surgical microscope 40 to perform switching to insert or remove the laser light filtering filter 48 in the optical path. This switching control is performed based on the type of laser light emitted from the integrated light source unit 30, as will be described later. The specific configuration is not particularly limited, and a general arithmetic control circuit or the like can be suitably used. Further, the control circuit may be integrated with the light source control unit 31.
[0067]
The said laser output safety control part 33 reduces the output of the various laser beams used for intraocular illumination among the various light sources with which the integrated light source part 30 is provided to the safe level which does not give a disorder | damage | failure to a retina. The specific configuration is not particularly limited, but when the illumination light source is a laser diode, the output of the laser beam can be reduced by an electric circuit. On the other hand, when the laser light source for intraocular illumination is an argon laser tube, an ND filter can be used.
[0068]
In the present embodiment, the laser light source for intraocular illumination is the first laser diode 36. When such a laser diode is used as a light source, there is an advantage that the maximum output is as low as several tens of mW, the minimum output can correspond to the fundus contrast irradiation intensity, and the power consumption is low. Therefore, if the first laser diode 36 is used as an illumination light source, the output of the illumination laser beam can be controlled only by an electric circuit. Therefore, the laser output safety control unit 33 in the present embodiment may actually be an arithmetic control circuit that can be integrated with the light source control unit 31, and the block display in FIG. 1 explains the present invention. This is for convenience.
[0069]
The laser output safety control unit 33 is more preferably provided with a white light source 33a having an emission path parallel to the laser beam emission path. When the laser light as the illumination light source is not output, the illumination light for observation can be always guided from the illumination light guide cable 12 to the intraocular illumination probe 10 from the white light source 33a. Therefore, it is possible to more reliably and effectively perform intraocular observation by an operator's eye without fluorescent fundus imaging.
[0070]
As will be described later, the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention can also be used when performing vitrectomy surgery. Here, in general, in vitrectomy without fluorescence fundus imaging, the operation is performed while illuminating the inside of the eye using white light. Therefore, it is more preferable that the white light source 33a is provided so that white light can be irradiated into the eye as illumination light in a state where fluorescent fundus contrast is not performed. For convenience of explanation, the white light source 33a is not shown in the block diagram of FIG.
[0071]
Here, the part where the white light source 33a is provided is not limited to the laser output safety control unit 33, of course. However, in the configuration including the laser output safety control unit 33 as in the present invention, the laser output safety control unit 33 includes the white light source 33a so as to have an emission path parallel to the emission path of the laser light. This is preferable because white light can be irradiated into the eye without attenuation.
[0072]
Note that when the laser output safety control unit 33 in the present embodiment is actually an arithmetic control circuit that can be integrated with the light source control unit 31, the laser output safety control unit 33 is simply parallel to the laser light emission path. The white light source 33a may be provided independently so as to have an emission path. Therefore, depending on the configuration of the integrated light source unit 30, the expression that the white light source 33a is provided in the laser output safety control unit 33 as in the present embodiment may be an expression for convenience of explanation. The white light emitted from the white light source 33a and the laser light emitted from the laser output safety control unit 33 are switched by the switching mirror 37h and emitted from the intraocular illumination probe 10. .
[0073]
The argon laser light source 34 is a surgical light source that emits coagulation laser light to be irradiated from the tip of the photocoagulation probe 20 to a target site (operation target site) of the fundus in the eye to be examined. Can be used.
[0074]
The argon laser has a particularly strong oscillation line at a green wavelength of about 515 nm and a blue-green wavelength of about 488 nm, and is a laser that is suitably used for medical lasers such as ophthalmology and dermatology. Further, as described in detail in the third embodiment, the light in the wavelength range from green to blue is also excitation light that can excite fluorescein to cause fluorescence, so that it can also be used as contrast light in fluorescein fluorescence fundus imaging. Is possible.
[0075]
The guide light laser diode 35 is an index light source that emits laser light (guide light) as an index that is mixed with coagulation laser light (argon laser light) to guide the spot of the coagulation laser light to the surgical site. The specific configuration is not particularly limited as long as it is a laser light source capable of emitting laser light that can serve as guide light. In this embodiment, a laser diode that emits laser light having a red wavelength of about 640 nm is used.
[0076]
The first laser diode 36 is an illumination light source (visible laser light source) according to the present invention, and excites fluorescein to fluoresce the visible laser light in the green to blue wavelength range, that is, an illumination laser for illuminating the inside of the eye. Emits light. As the excitation light of fluorescein, laser light in the wavelength range of 465 nm to 490 nm can be suitably used. Therefore, the wavelengths of visible laser light in this embodiment are about 488 nm and about 512 nm. Further, the irradiation intensity on the fundus, that is, the irradiation intensity when emitted from the distal end portion (scattering optical unit 11a) of the intraocular illumination probe 10 and reaching the fundus surface of the eye to be examined is 0.22 mW / cm. 2 It is as follows. The basis for limiting the numerical value of the irradiation intensity will be described in detail in Examples.
[0077]
The irradiation intensity on the fundus surface of the eye to be examined will be described. The illumination laser light emitted from the intraocular illumination probe 10 reaches the fundus surface while being scattered. On the surface of the retina when reaching the retina, the wavelengths of visible laser light are 488 nm and 512 nm, and the irradiation intensity after being emitted from the intraocular illumination probe is 0.22 mW / cm at the fundus surface of the eye to be examined. 2 The retina is not damaged if: Therefore, when illuminating the inside of the eye, if the irradiation intensity of the illumination laser light is set within a predetermined range on the fundus surface, which is the final illuminated part, the effect on the retina due to retinal phototoxicity can be avoided. Become.
[0078]
Since the average size of the human eyeball (axial length) is 23 mm, ideally, if the output of the illumination laser light when entering the illumination light guide cable 12 is 100 mW, the eye is examined. The illumination laser light emitted from the inserted intraocular illumination probe 10 is scattered almost uniformly, and the irradiation intensity on the fundus surface about 20 mm away is 0.22 mW / cm. 2 It becomes.
[0079]
Therefore, when the intraocular illumination probe 10 is closer to the irradiation plane (fundus surface) than about 20 mm, the irradiation intensity of the illumination laser light is increased, and when it is separated from the irradiation plane (fundus surface) about 20 mm, the irradiation intensity is decreased. Become. On the contrary, when the irradiation interval of the illumination laser light is more than about 20 mm, the fundus can be obtained with the necessary irradiation intensity by increasing the intensity of the illumination laser light when entering the illumination light guide cable 12 to be greater than 100 mW. It becomes possible to scatter and reflect illumination laser light on the surface.
[0080]
In the present invention, the irradiation intensity of the illumination laser beam on the fundus surface is set within a predetermined range by performing feedback control that reflects the detection result of the laser output detection unit 26 in the control by the laser output safety control unit 33. .
[0081]
Here, the fluorescent fundus contrast method performed in the present embodiment will be briefly described. Fluorescent fundus imaging methods have different applications depending on the wavelength of fluorescence generated from the contrast agent and its characteristics. Specifically, when imaging a retinal blood vessel, fluorescein fluorescent fundus imaging (FAG) using fluorescein as a contrast agent and visible light in the green to blue wavelength range as illumination light is used. Is particularly preferred. In the present invention, in this FAG, visible laser light in a wavelength range that has not been used at all for retinal phototoxicity is used as illumination light.
[0082]
Laser light from each of the light sources is emitted outside the integrated light source unit 30 through the optical system 37 and guided to the intraocular illumination probe 10 and the photocoagulation probe 20 by the illumination light guide cable 12 and the coagulation light guide cable 22. The light is irradiated and applied to the fundus of the subject's eye.
[0083]
In the present embodiment, the optical system 37 includes a lens 37a for condensing coagulation laser light emitted from the argon laser light source 34, a lens 37b for condensing guide light emitted from the guide light laser diode 35, and a coagulation laser. Light is emitted from a half mirror (semi-transparent mirror) 37c used for mixing guide light with light, a lens 37d for condensing visible laser light emitted from the first laser diode 36, a laser output safety control unit 33, or a white light source 33a. It includes optical components such as a switching mirror 37h for switching light. The specific configuration of these optical components is not particularly limited, and a conventionally known configuration can be used. In addition, other optical components may be included in accordance with the shape of the integrated light source unit 30 or the like, and some of the optical components may not be included.
[0084]
As shown in FIG. 1, the argon laser light source 34 and the guide laser diode 35 are arranged so that the optical paths of the laser beams intersect each other substantially perpendicularly, and a half mirror 37 c is inclined at the intersection. It has been. Since the half mirror 37c has translucency, the solidified laser light incident from the back surface can be transmitted as it is and emitted from the integrated light source unit 30. Further, the half mirror 37c arranged at an inclination can reflect the guide light incident from the side in the same direction as the coagulated laser light and emit it from the integrated light source unit 30. Therefore, the guide light can be mixed with the solidified laser light by the half mirror 37c.
[0085]
Each of the illumination light output switch 23 and the coagulation light output switch 24 is an activation switch for outputting illumination laser light or coagulation laser light from the integrated light source unit 30. The illumination / coagulation switch 25 switches the type of laser light emitted from the integrated light source unit 30. In other words, the illumination / coagulation switch 25 also serves as a mode switching means for switching various operation modes of the ophthalmic surgical apparatus according to the present embodiment. ing. The configuration of each of these switch means is not particularly limited, and conventionally known general switches can be used.
[0086]
The laser output detection unit 26 is a power sensor that detects the intensity of the illumination laser beam, and outputs the detection result to the laser output safety control unit 33 so that the output of the illumination laser beam on the fundus surface, that is, the irradiation intensity is constant. It functions as a calibration device (calibration device).
[0087]
Depending on the subject or patient undergoing fundus examination or fundus surgery, the size of the eyeball varies from person to person. Therefore, even if the illumination laser light is emitted from the intraocular illumination probe 10 with a constant irradiation intensity, the fundus cannot always be illuminated with an appropriate irradiation intensity at an irradiation interval of about 20 mm. Therefore, the intensity of the illumination laser light applied to the fundus surface according to the size of the eyeball of the subject (patient) before performing the fluorescence fundus contrast is 0.22 mW / cm. 2 It is necessary to perform calibration for the following settings.
[0088]
In general, when performing vitreous surgery, the axial length is measured as a preoperative examination. In general, a surgical instrument using a laser beam is equipped with an intensity meter. Therefore, in the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention, first, the length of the eyeball (ocular axis length) of the eye to be examined is measured, and the irradiation intensity of the illumination laser beam is detected by the laser output detector 26, and these measurements are performed. By feeding back the result and the detection result to the light source control unit 31, the output of the illumination laser beam on the fundus surface, that is, the irradiation intensity is made constant.
[0089]
Note that the feedback control by the laser output detection unit 26 may be performed only once for one patient before fluorescent fundus angiography or surgery based on the measurement of the axial length, and does not need to be performed during surgery. .
[0090]
As shown in FIG. 1, the surgical microscope 40 includes an objective lens 41, a variable magnification lens 42, a filter unit 43, an observation light separation unit 44, an eyepiece lens 45, an imaging mirror 46, and a side endoscope 47. The observation light separation unit 44 is provided with at least a beam splitter 44 a, and observation light from the eye to be examined received through the objective lens 41, the variable magnification lens 42, and the filter unit 43 is provided on the eyepiece lens 45 side and the imaging mirror 46. And the side endoscope 47 side.
[0091]
About this surgical microscope 40 and said each member and means which comprise this, a conventionally well-known structure can be used except the filter part 43, The detailed structure is not specifically limited. As shown in FIG. 1, the optical system of the surgical microscope 40 is provided so as to form two optical paths in order to correspond to both eyes of the operator. For optical components such as various lenses, an objective lens 41 is provided. Except for almost all, one is provided in each of the two optical paths.
[0092]
The filter unit 43 is arranged between the objective lens 41 and the eyepiece lens 45. In the present embodiment, the objective lens 41, the variable power lens 42, the filter unit 43, the observation light separating unit 44, and the eyepiece 45 are arranged in this order. The filter unit 43 includes a laser light filtration filter 48, a frame 48c, and a filter switching unit 49. The filter unit 43 is inserted into the optical path between the objective lens 41 and the eyepiece lens 45, and the laser light filtration filter. 48 or the frame 48c is switched, and any one of them is inserted into the optical path between the objective lens 41 and the eyepiece lens 45.
[0093]
Specifically, in a state where the laser light filtering filter 48 is inserted in the optical path, light having a specific wavelength (laser light in the present embodiment) included in the observation light from the eye to be examined is blocked. On the other hand, in a state where the frame 48c is inserted in the optical path, the observation light from the eye to be examined is allowed to pass as it is to reach the eyepiece 41.
[0094]
In the present embodiment, a high-pass filter that blocks (cuts) light having a wavelength of less than 515 nm is used as the laser light filter 48. Specifically, if the wavelength of laser light (515 nm or 488 nm wavelength) that photocoagulates the retina or performs fundus imaging is observed as it is, there is a possibility that the eye of the surgeon may be damaged. In a conventional surgical microscope, a protective filter is incorporated in the optical path, and when the eye to be examined is irradiated with laser light, a configuration in which the protective filter is inserted in conjunction with the optical path is generally used.
[0095]
Since the protective filter in this case is intended to protect the eyes of the surgeon, it had a filter characteristic that almost cuts off light having a wavelength of 530 nm or less. Here, if the protection filter having such characteristics is applied to FAG as it is, the wavelength peak of the emitted light of fluorescein excited by the illumination laser light is around 515 nm, and the emitted light by the fluorescence can be sufficiently transmitted. Can not. Therefore, in the present invention, in order to prioritize the contrast function, a laser filter having a filter characteristic that cuts light having a wavelength of less than 515 nm is employed as the laser filtration filter 48. As a result, contrast light can be sufficiently detected, and laser light having a wavelength that is irritating to the surgeon's eyes can be blocked.
[0096]
In addition, it is very preferable that the laser light filter 48 is removed from the state inserted in the optical path between the objective lens 41 and the eyepiece lens 45. Therefore, it is very preferable that the frame body 48c is provided as described above.
[0097]
In general, it is difficult to remove vitreous opacity that is difficult to see through the fundus with known treatment techniques using laser irradiation. This is because the vitreous body Vb slightly adheres to the retina Re and has a close relationship with the retina Re depending on the intraocular region. Even if the vitreous body Vb is partially turbid, if it is not completely removed, it may cause complications such as retinal detachment after the operation. In many operations, the vitreous body Vb is carefully separated from the retina Re, and all the vitreous body Vb is separated and removed. In the vitrectomy operation, such a delicate technique is required, and at present, dedicated equipment is required for vitrectomy.
[0098]
When performing a vitrectomy operation, it is not necessary to perform fundus imaging. In this case, if a laser light filter 48 is disposed in the optical path of the surgical microscope 40, the laser light filter 48 White light irradiation is obstructed, making it difficult for the operator to observe the inside of the eye. Therefore, as described above, it is very preferable that the laser light filter 48 is inserted into or removed from the optical path.
[0099]
The vitrectomy equipment is generally made of metal, is a 21G-sized probe, and has a configuration including a cutter whose tip rotates at high speed. In this configuration, the vitreous body Vb is separated and sucked. For convenience of explanation, this configuration is expressed as a vitreous body separation suction type equipment.
[0100]
Also in the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention, it is very preferable to have a structure that is used in combination with the vitreous detachment suction type equipment. When performing surgery using this type of equipment, it is easier to see through the eye by using a white light source when observing the inside of the eye. Actually, a known vitreous separation / suction type equipment is equipped with a white light source, and a dedicated optical fiber is connected to the white light source.
[0101]
Therefore, as described above, the white light source 33a is provided, and for example, as shown in FIG. 3, the filter unit 43 has not only the laser light filtration filter 48 but also the same outer shape as the laser light filtration filter 48. And a frame 48c having a hole at a position corresponding to the optical path. Thus, by appropriately switching between the laser light filtration filter 48 and the frame 48c, the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention can be used in combination with the vitreous body separation suction type equipment.
[0102]
As shown in FIGS. 1 and 3, the intraocular monitor unit 50 includes a CCD camera (imaging unit) 51, a recording unit (image recording unit) 52, a display unit (display unit) 53, and a monitor control unit 54. Yes.
[0103]
The CCD camera 51 captures an intraocular image of the subject's eye obtained from the surgical microscope 40 as a digital image via the imaging mirror 46 and outputs the digital image to the recording unit 52 and the display unit 53. The recording unit 52 records the intraocular image obtained from the CCD camera 51. The display unit 53 displays an intraocular image output from the CCD camera 51 or the recording unit 52. The operation of the intraocular monitor unit 50 is controlled by the monitor control unit 54. In particular, in the present embodiment, as shown in FIG. 3, since the control signal can be input and output between the monitor control unit 54 and the light source control unit 30, the operation of the intraocular monitor unit 50 is the integrated light source. It synchronizes with the operation of the unit 30. This makes it possible to capture and record an intraocular image in a timely and reliable manner during fundus examination.
[0104]
In the present embodiment, the CCD camera 51 is not particularly limited as long as it can capture the fluorescence of fluorescein. In particular, in the present invention, since the fluorescence of fluorescein can be increased as compared with a conventional intraocular examination apparatus for surgery, it is not necessary to use an ultrasensitive camera, which is advantageous in terms of cost.
[0105]
The recording unit 52 and the display unit 53 are not particularly limited, and a conventionally known configuration can be suitably used. In this embodiment, a known video deck and a liquid crystal display are used.
[0106]
Next, the operation of the ophthalmic surgical apparatus in the present embodiment will be described.
[0107]
The ophthalmic surgical apparatus can have at least three operation modes: a FAG single mode, a single operation mode, and a combined surgery / FAG mode. Therefore, in the present embodiment, an appropriate operation can be performed by switching each operation mode according to the condition of the fundus oculi disease.
[0108]
Specifically, as shown in FIG. 1, the structure of the eye E is, in order from the cornea Co, the lens Le, the vitreous body Vb, and the fundus M, and the fundus M is the retina Re from the vitreous body Vb side. , A multi-layer structure in which the choroid Ch and the sclera Sc overlap in this order. Here, when there is a vascular lesion in the retina Re, the fundus can be examined by FAG. However, if there is no bleeding or turbidity in the vitreous body Vb in front of the retina Re, the retina Re is examined by FAG. However, if there is bleeding or turbidity, the retinal image by FAG is hindered by these, and the retina Re cannot be examined.
[0109]
Therefore, in fundus surgery using the above ophthalmic surgical apparatus, (1) when there is no bleeding or turbidity in the vitreous body Vb, fundus examination is performed in the FAG single mode, and then the fundus is switched to the single operation mode. Surgery may be performed. On the other hand, (2) If the vitreous body Vb has bleeding or turbidity and the fundus examination cannot be performed before the operation, the fundus examination is performed during the fundus operation as the operation / FAG combined mode.
[0110]
(1) When performing fundus examination first
(1-1) FAG single mode
First, preliminary preparation is performed on the eye E. That is, as shown in FIG. 1, a surgical contact lens CL is attached to the eye to be examined, and a hole called a port is formed in a side portion. In the present embodiment, an intraocular pressure holding port (not shown) formed for holding intraocular pressure, an illumination port P1 formed for inserting the intraocular illumination probe 10 into the eye, and photocoagulation A total of three ports are formed, including a coagulation port P2 formed for inserting the probe 20 into the eye. In this state, the patient is under general anesthesia.
[0111]
Next, the illumination / coagulation switch 25 is operated to select the FAG single mode. As a result, visible laser light can be output from the first laser diode 36. The surgeon inserts the intraocular illumination probe 10 into the eye from the illumination port P1. At this stage, the visible laser beam is not yet guided into the eye to be examined.
[0112]
The position of the tip of the intraocular illumination probe 10 to be inserted is almost directly below the eyeball insertion hole, but since the intraocular illumination probe 10 is provided with a collar portion 15, It is possible to avoid a situation in which the intraocular illumination probe 10 is excessively pushed into the eyeball unconsciously.
[0113]
Next, a fluorescein injection solution prepared under a predetermined condition is intravenously injected under a predetermined condition into a patient (subject). Since fluorescein normally arrives at the central artery of the retina Re 10 seconds after the start of injection, the operator operates the illumination light output switch 23 accordingly. In synchronization with this, in the filter unit 43, the frame body 48 c inserted in the optical path is switched to the laser filtration filter 48. Then, the visible laser light as the illumination laser light is output from the integrated light source unit 30 and emitted from the intraocular illumination probe 10 into the eye to illuminate the fundus M. At the same time, the intraocular monitor 50 captures and records an intraocular image. The timing for illuminating the fundus M with the illumination laser light may be determined using a timer or the like.
[0114]
In this state, the medium level visible laser beam output from the first laser diode 36 is attenuated to a safe level free from retinal phototoxicity by passing through the laser output safety control unit 33, and the illumination light guide cable 12. Through the distal end of the intraocular illumination probe 10. Here, as described above, the distal end portion of the intraocular illumination probe 10 is provided with the scattering optical portion 11a integrated with the main body portion 11, so that the low-power visible laser attenuated to a safe level. Light is scattered in the eye.
[0115]
For this reason, it is possible to irradiate a wide range of the fundus M with visible laser light, and the output of the visible laser light is attenuated to a sufficiently safe level by scattering by the scattering optical unit 11a. Therefore, it is possible to illuminate the inside of the eye while avoiding a situation where the retina Re is damaged.
[0116]
In addition, the visible laser light output from the first laser diode 36 is not generated from a white light source via an excitation filter as in the prior art, and has a wavelength as excitation light from the beginning. become. Therefore, it is possible to procure excitation light having a light quantity that can generate sufficient fluorescence, and the operator (examiner) can confirm the fluorescence of fluorescein with the naked eye.
[0117]
Further, in the surgical microscope 40, the filter unit 43 can cut the observation light having a wavelength that adversely affects the eyes of the observer (operator). Therefore, it is possible to grasp the surgical target site more accurately and reliably. In addition, when the fluorescence is strong as described above, the intraocular monitor unit 50 does not need to use a conventional ultra-sensitive imaging means, and the efficiency and certainty of the fundus examination can be further improved.
[0118]
In the present invention, the FAG filter is applied to a protective filter used to protect the eyes of the operator in the general surgical microscope 40. For this reason, in the present embodiment, it is not necessary to substantially switch the protective filter and the filtration filter, so that the operation of the ophthalmic surgical apparatus can be further simplified. Further, as described later (1-2), fundus surgery and fundus examination can be performed concurrently.
[0119]
Further, the light source control unit 31 performs irradiation time control so that the irradiation time of the visible laser light output from the first laser diode 36 is 60 seconds or less. Although the retinal phototoxicity is low, it is not preferable to irradiate the fundus M with visible laser light for a very long time. However, if the irradiation time is within this time, the effect of visible laser light on the eye E is affected. This is because it can be almost eliminated and the safety can be further improved. This maximum irradiation time will also be described in later examples.
[0120]
As described above, when the fundus examination is completed, the surgical site of the fundus M is specifically determined.
[0121]
(1-2) Surgery only mode
Next, the surgeon operates the illumination / coagulation switch 25 to select the single operation mode. As a result, the argon laser light source 34 can output coagulation laser light. The surgeon extracts the intraocular illumination probe 10 from the illumination port P1 from the eye and inserts the photocoagulation probe 20 into the eye from the coagulation port P2.
[0122]
Then, the coagulation light output switch 24 is operated while confirming the fundus M of the eye E to be examined and the red guide light guided into the eye from the guide light laser diode 35 with the operation microscope 40. In synchronization with this, after the frame 48 c inserted in the optical path by the filter unit 43 is switched to the laser filtration filter 48, coagulation laser light is output from the argon laser light source 34. Thereafter, a coagulation laser beam is irradiated from the photocoagulation probe 20 to the surgical target site, and a photocoagulation operation is performed.
[0123]
In this state, the high-output coagulation laser light from the argon laser light source 34 is maintained at a high output even when passing through the optical system 37 such as the half mirror 37c, and is used for photocoagulation through the coagulation light guide cable 22. The light is emitted from the distal end portion of the probe 20 to a surgical target site in the eye.
[0124]
Here, the coagulation laser beam is an argon laser beam and includes laser beams having wavelengths of about 488 nm and about 512 nm having retinal phototoxicity, but the surgical microscope 40 is provided with a filter unit 43. For this reason, since the observation light of less than 515 nm is blocked by the laser light filtration filter 48 switched from the frame 48c, the laser light of each wavelength is also blocked, but most of the light in other wavelength regions including the guide light is blocked. Not blocked. Therefore, the surgeon can efficiently perform the operation without adversely affecting the eyes.
[0125]
(2) When performing fundus examination during surgery (Surgery / FAG combined mode)
Since the advance preparation for the eye E is the same as (1-1) above, the description thereof is omitted. Next, the illumination / coagulation switch 25 is operated to select the operation / FAG combination mode. As a result, the argon laser light source 34 can output coagulated laser light, and the first laser diode 36 can output visible laser light. The surgeon inserts the intraocular illumination probe 10 from the illumination port P1 and the photocoagulation probe 20 from the coagulation port P2.
[0126]
And the bleeding site | part and turbidity site | part in the vitreous body Vb are removed using the vitreous body separation suction type | mold equipment mentioned above. Thereafter, the patient (subject) is intravenously injected with a fluorescein injection solution prepared under predetermined conditions. The surgeon operates the illumination light output switch 23 in accordance with this, guides the visible laser beam into the eye, illuminates the fundus M and visually observes it, and captures an intraocular image with the intraocular monitor unit 50. Record.
[0127]
Thereby, the fundus examination is completed, and the operation target site of the fundus M is specifically determined. After that, it is not necessary to switch the operation mode, and only by operating the coagulation light output switch 24, the operation target site can be operated by photocoagulation in the same manner as (1-2).
[0128]
In addition, as shown in FIG. 1, if FAG is performed in parallel with the photocoagulation process, the circulatory dynamics of the retina at the time of surgery can be confirmed. Therefore, it is possible to immediately grasp the influence of the operation on the retina, and the operation can be more reliably performed.
[0129]
As described above, in the ophthalmic surgical apparatus according to the present embodiment, by using the intraocular illumination probe having the scattering optical unit at the tip, and investigating the retinal phototoxicity of the laser light in advance, The laser output safety control unit can attenuate the laser beam to a safe level. Therefore, it is possible to use laser light as illumination light for FAG, and not only can perform fundus examination by FAG efficiently and reliably, but also integrate the illumination light source and the surgical light source as one integrated light source unit. As a result, fundus inspection by FAG can be performed efficiently and reliably even during surgery.
[0130]
In particular, if fundus examination is possible during fundus surgery, the target site (surgical site) can be determined reliably even if the vitreous body is bleeding or cloudy and cannot be examined in advance. Immediately understand the effects on hemodynamics during surgery. As a result, more accurate and efficient fundus surgery can be performed.
[0131]
In addition, the light source control unit included in the integrated light source unit can perform control of either simultaneous light emission control that simultaneously emits illumination laser light and coagulation laser light or switching light emission control that switches between illumination laser light and coagulation laser light. Therefore, in the ophthalmic surgical apparatus according to the present embodiment, the three operation modes of the FAG single mode, the single operation mode, and the combined surgery / FAG mode can be switched with one touch. Therefore, it is possible to provide an ophthalmic surgical apparatus having excellent versatility.
[0132]
In the present invention, the irradiation intensity of the illumination laser beam is 0.22 mW / cm on the fundus surface of the eye to be examined. 2 It only has to be as follows. That is, the upper limit of the irradiation intensity of the illumination laser light is 0.22 mW / cm. 2 However, the lower limit is not particularly limited as long as the irradiation intensity is sufficient to excite fluorescein to a visible level.
[0133]
The minimum intensity of the laser beam for illumination that can excite fluorescein is not known at all, and the visible level varies depending on the characteristics of the laser light filtration filter, the concentration of fluorescein in blood, and the like. In the present invention, 0.1 mW / cm under the condition that the average human eye axis length is 23 mm and the general intravenous dose of fluorescein is 0.07 ml / kg. 2 Fluorescein fluorescence can be observed with the naked eye if there is a light exposure concentration on the retina.
[0134]
[Embodiment 2]
The following describes the second embodiment of the present invention with reference to FIGS. Note that the present invention is not limited to this. For convenience of explanation, the description of the same configuration and method as those described in Embodiment 1 is omitted.
[0135]
In the ophthalmic surgical apparatus in the first embodiment, fundus surgery and fundus examination by FAG can be performed. In this embodiment, indocyanine green is further used as a contrast agent, and illumination light is used. It is also possible to perform fundus examination by indocyanine green fluorescent fundus examination method (ICGA) using near infrared light.
[0136]
As described above, the use of the fluorescence fundus imaging method differs depending on the wavelength of fluorescence generated from the contrast agent and its characteristics. FAG is an effective method particularly when imaging and examining the blood vessels of the retina Re, while ICGA is a particularly effective method when imaging and examining the blood vessels of the choroid. In general, fundus diseases rarely cause vascular lesions of the sclera Sc among the three layers of the sclera Sc, choroid Ch, and retina Re existing in the fundus M, and cause vascular lesions of the retina Re and choroid Ch. And often. Therefore, if the fundus examination can be performed not only by FAG but also by ICGA during the operation as in the present embodiment, it is possible to deal with a wide range of fundus diseases, and the versatility of the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention. Can be increased.
[0137]
As shown in FIG. 4, the ophthalmic surgical apparatus in the present embodiment includes an intraocular illumination probe 10, a photocoagulation probe 20, an integrated light source unit 30, a surgical microscope 40, and an intraocular monitor unit 50. The basic configuration is the same as that of the ophthalmic surgical apparatus in the first embodiment.
[0138]
The specific configurations of the intraocular illumination probe 10, the photocoagulation probe 20, and the intraocular monitor unit 50 are exactly the same as the configurations described in the first embodiment, and a description thereof will be omitted.
[0139]
Further, the specific configurations of the integrated light source unit 30 and the surgical microscope 40 are basically the same as those described in the first embodiment, but are different from the first embodiment in that FIG. 5, the integrated light source unit 30 is provided with a second laser diode 38, a filter operation synchronization unit (filter switching control means), and a mirror driving unit 39 as an ICGA illumination light source. Forty filter parts 43 are provided with two types of laser light filtration filters 48 (first filtration filter 48a and second filtration filter 48b in FIG. 5).
[0140]
Specifically, first, in the integrated light source means 30, as in the first embodiment, a light source control unit 31, a laser output safety control unit 33, an argon laser light source (abbreviated as Ar laser in FIG. 4) 34, and guide light A laser diode (abbreviated as a guide in FIG. 4) 35, a first laser diode (abbreviated as LD1 in FIG. 1) 36, an optical system 37, an illumination light output switch 23, a coagulation light output switch 24, and an illumination / coagulation switch 25 are provided. Furthermore, a filter operation synchronizing unit 32, a second laser diode 38, and a mirror driving unit 39 are provided.
[0141]
The second laser diode 38 is an infrared laser light source according to the present invention, and emits infrared laser light in a wavelength region that excites indocyanine green to fluoresce, that is, illumination laser light for illuminating the inside of the eye. As the excitation light of indocyanine green, laser light in the wavelength range of 750 nm to 820 nm can be suitably used. Therefore, the wavelength of the infrared laser light in this embodiment is about 790 nm. The irradiation intensity on the fundus M, that is, the irradiation intensity after exiting from the distal end portion (scattering optical unit 11a) of the intraocular illumination probe 10 is 0.22 mW / cm on the fundus surface of the eye to be examined. 2 It is as follows (refer to Examples described later).
[0142]
A specific configuration of the second laser diode 38 in the present embodiment is not particularly limited, and a general infrared laser diode can be suitably used.
[0143]
Similarly to the first embodiment, the laser light from each of the light sources is emitted outside the integrated light source unit 30 through the optical system 37, and the intraocular illumination probe by the illumination light guide cable 12 or the coagulation light guide cable 22. 10 and the photocoagulation probe 20 are guided to the fundus M of the eye E to be examined. The specific optical system 37 is also the same as that of the first embodiment, but in the present embodiment, a lens 37e that condenses the infrared laser light output from the second laser diode 38, and visible laser light. And a variable mirror 37f for appropriately switching between the infrared laser beam and the laser output safety control unit 33.
[0144]
As shown in FIG. 4, the first laser diode 36 and the second laser diode 38 are arranged so that the output portions of the illumination laser light face each other, and the variable mirror 37f can change the tilt angle therebetween. Is arranged. That is, the optical path starting from each of the illumination light sources is a straight line so as to connect the output portions, and the variable mirror 37f is provided at an intermediate position. Further, the mirror surface (reflective surface) of the variable mirror 37f is directed to the laser output safety control unit 33 side regardless of the tilt angle of the variable mirror 37f. The variable mirror 37f is driven by the mirror driving unit 39 so as to change the tilt angle.
[0145]
Specific configurations of the variable mirror 37f and the mirror driving unit 39 are not particularly limited, and mirrors and driving means used in various conventionally known optical devices can be suitably used. In the present invention, the optical path configuration including the variable mirror 37f as described above is not limited as long as the illumination laser light can be switched as appropriate.
[0146]
The filter operation synchronization unit 32 operates the filter switching unit 49 of the surgical microscope 40 to switch between the two types of laser light filtration filters 48 and the frame 48c. The switching control is performed based on the type of laser light or white light emitted from the integrated light source unit 30, as will be described later. The specific configuration is not particularly limited, and a general arithmetic control circuit or the like can be suitably used. Further, the control circuit may be integrated with the light source control unit 31.
[0147]
In the surgical microscope 40, as in the first embodiment, a filter unit 43 is disposed between the objective lens 41 and the eyepiece lens 45. The filter unit 43 is shown in FIG. Thus, two types of laser light filtration filters 48, that is, a first filtration filter 48a and a second filtration filter 48b, a frame 48c, and a filter switching unit 49 are provided.
[0148]
As shown in FIGS. 4 and 5, in the present embodiment, a control signal can be output from the filter operation synchronization unit 32 of the integrated light source unit 30 to the filter unit 43 of the surgical microscope 40. The filter switching unit 49 of the filter unit 43 is included in the observation light from the eye to be examined by appropriately switching the first filtration filter 48a or the second filtration filter 48b based on the control signal from the filter operation synchronization unit 32. To block certain wavelengths of light.
[0149]
Of the two types of laser light filtration filters 48, as the first filtration filter 48a, a high-pass filter that blocks light having a wavelength of less than 515 nm is used as in the first embodiment. On the other hand, as the second filtration filter 48b, a high-pass filter that blocks light having a wavelength of less than 815 nm is used.
[0150]
Thus, since the two types of laser light filtration filters 48 are appropriately switched by the filter switching unit 49, it is not necessary for the operator (operator of the apparatus) to switch the laser light filtration filters 48 one by one. In addition, if a control signal can be output from the filter operation synchronization unit 32 to the filter unit 43 of the surgical microscope 40, the output of various laser beams from the integrated light source unit 30 and the laser in the filter unit 43 of the surgical microscope 40 are performed. Switching of the light filtration filter 48 can be synchronized. Therefore, a more appropriate switching operation can be performed and the switching operation is minimized. As a result, the operation of the ophthalmic surgical apparatus in the present embodiment can be further simplified.
[0151]
Further, as described in the first embodiment, it is not necessary to perform fundus imaging when performing a vitrectomy operation. Therefore, it is very preferable that the two types of laser light filtration filters 48 can be removed from the optical path by switching between the first and second filtration filters 48a and 48b and the frame 48c.
[0152]
Next, the operation of the ophthalmic surgical apparatus in the present embodiment will be described.
[0153]
The ophthalmic surgical apparatus can have at least five operation modes: a FAG single mode, an ICGA single mode, a single operation mode, a combined surgery / FAG mode, and a combined surgery / ICGA mode. Therefore, in the present embodiment, an appropriate operation can be performed by switching each operation mode according to the condition of the fundus oculi disease.
[0154]
That is, in the fundus surgery using the above ophthalmic surgery apparatus, (3) when there is no bleeding or turbidity in the vitreous body Vb, the fundus examination is performed in at least one of the FAG single mode and the ICGA single mode. Thereafter, the fundus surgery may be performed by switching to the surgery single mode. On the other hand, (4) If the vitreous Vb has bleeding or turbidity and the fundus cannot be examined before surgery, the fundus is examined during the fundus surgery in at least one of the operation / FAG combined mode and the operation / ICGA combined mode. To implement.
[0155]
(3) When performing fundus examination first
(3-1) FAG single mode
Since the preparation before the operation is the same as that in the operation (1) in the first embodiment, the description thereof is omitted. Next, the illumination / coagulation switch 25 is operated to select the FAG single mode. As a result, visible laser light can be output from the first laser diode 36.
[0156]
At this time, the mirror driving unit 39 drives the variable mirror 37 f under the control of the integrated light source unit 30. As a result, as shown in FIG. 4, the variable mirror 37f has a mirror surface (reflection surface) facing the first laser diode 36 and the laser output safety control unit 33 side and a back surface facing the second laser diode 38 side. The tilt angle changes.
[0157]
Further, at the same time, the laser output safety control unit 33 adjusts the setting so that the visible laser beam can be attenuated to a predetermined safety level by the control of the optical control unit 31. Thereafter, the filter operation synchronization unit 32 outputs a control signal to the filter unit 43 of the surgical microscope 40 under the control of the optical control unit 31. The preparation for irradiation with visible laser light is now complete.
[0158]
Next, the surgeon inserts the intraocular illumination probe 10 into the eye from the illumination port P1. Thereafter, the patient (subject) is intravenously injected with a fluorescein injection solution prepared under a predetermined condition under a predetermined condition. The surgeon operates the illumination light output switch 23 in accordance with arrival at the central artery of the fluorescein retina Re. In synchronization with this, the filter unit 43 switches from the frame 48c inserted in the optical path to the laser light filtration filter 48. At this time, of the two types of laser light filtration filters 48, the first one is the first one. A filtration filter 48a is selected and placed in the observation optical path.
[0159]
In this state, the surgeon guides the visible laser beam output from the integrated light source unit 30 into the eye, illuminates the fundus M and visually confirms it, and captures and records an intraocular image with the intraocular monitor unit 50. . At this time, since the irradiation intensity and irradiation time of the visible laser beam are at a safe level, of course, the eye E is not adversely affected.
[0160]
Moreover, at this time, in the surgical microscope 40, the first filtering filter 48a in the filter unit 43 can cut the observation light having a wavelength that adversely affects the eyes of the observer (operator). Therefore, as in the first embodiment, the surgical target site can be grasped more accurately and reliably, and the efficiency and certainty of the fundus examination can be further improved.
[0161]
In the present invention, the FAG filter is applied to a protective filter used to protect the eyes of the operator in the surgical microscope 40. Therefore, in the present embodiment, the switching of the filter can be suppressed to the minimum necessary, and the operation of the ophthalmic surgical apparatus can be further simplified.
[0162]
(3-2) ICGA single mode
Since the preparation before the operation is the same as that in the operation (1) in the first embodiment, the description thereof is omitted. Next, the illumination / coagulation switch 25 is operated to select the ICGA single mode. As a result, visible laser light can be output from the second laser diode 38.
[0163]
At this time, the mirror driving unit 39 drives the variable mirror 37 f under the control of the integrated light source unit 30. As a result, as shown in FIG. 6, the variable mirror 37f has a mirror surface (reflection surface) facing the second laser diode 38 and the laser output safety control unit 33 side and a back surface facing the first laser diode 36 side. The tilt angle changes.
[0164]
Furthermore, at the same time, the laser output safety control unit 33 adjusts the setting to a state where the infrared laser light can be attenuated to a predetermined safety level by the control of the optical control unit 31. Thereafter, the filter operation synchronization unit 32 outputs a control signal to the filter unit 43 of the surgical microscope 40 under the control of the optical control unit 31. The preparation for irradiation with infrared laser light is now complete.
[0165]
Next, the surgeon inserts the intraocular illumination probe 10 into the eye from the illumination port P1. Thereafter, an injecting solution of indocyanine green prepared under predetermined conditions is intravenously injected into the patient (subject) under predetermined conditions. Then, the surgeon operates the illumination light output switch 23 in accordance with arrival at the central choroidal artery of indocyanine green. In synchronization with this, the second filtration filter 48b is selected from the two types of laser light filtration filters 48 and switched to the frame 48c inserted in the optical path. Thereafter, infrared laser light output from the integrated light source unit 30 is guided into the eye to illuminate the fundus M, and an intraocular image is captured and recorded by the intraocular monitor unit 50.
[0166]
At this time, the light source control unit 31 performs the irradiation time control so that the irradiation time of the infrared laser light output from the second laser diode 38 is 60 seconds or less as in the case of the visible laser light. As a result, the influence of the infrared laser beam on the eye E can be almost eliminated, and the safety can be further improved. Of course, it goes without saying that the irradiation intensity of the infrared laser light is also at the above-mentioned safety level.
[0167]
In the surgical microscope 40, the second filtering filter 48b in the filter unit 43 can cut the observation light having a wavelength that adversely affects the eyes of the observer (operator). Therefore, the fundus examination by ICGA can be performed efficiently and reliably as well as the fundus examination by FAG, and the region to be operated can be grasped more accurately and reliably.
[0168]
As described above, when the fundus examination is completed, the target site of the fundus M, that is, the surgical target site is specifically determined. The FAG single mode and the ICGA single mode may be performed independently, or both may be performed before the surgery single mode. Further, the order of implementation is not particularly limited, and the FAG single mode may be first, or the ICGA single mode may be first.
[0169]
(3-3) Surgery only mode
Next, the operation mode is selected by operating the illumination / coagulation switch 25. As a result, the argon laser light source 34 can output coagulation laser light.
[0170]
At this time, in the integrated light source unit 30, the filter operation synchronization unit 32 outputs a control signal to the filter unit 43 of the surgical microscope 40 under the control of the light source control unit 31. Since the preparation of photocoagulation of the target site by the coagulation laser beam is now complete, the operator pulls out the intraocular illumination probe 10 from the illumination port P1 and uses the coagulation port P2 for photocoagulation. The probe 20 is inserted into the eye.
[0171]
Then, while confirming the fundus M of the eye E to be examined and the red guide light guided into the eye from the guide light laser diode 35 with the operation microscope 40, the coagulation laser light is applied from the photocoagulation probe 20 to the operation target site. Irradiate and perform photocoagulation surgery. Here, of the two types of laser light filtration filters 48, the first filtration filter 48a is selected and placed in the observation optical path of the surgical microscope 40, but the fundus examination performed immediately before is based on the FAG single mode. Then, since the first filtration filter 48a has already been selected and arranged in the filter unit 43, there is no need to switch.
[0172]
The coagulation laser beam is an argon laser beam and includes laser beams having wavelengths of about 488 nm and about 512 nm having retinal phototoxicity. In the filter unit 43 of the surgical microscope 40, the first filtration filter 48a is selectively arranged. Has been. Therefore, since the observation light of less than 515 nm is blocked by the first filtration filter 48a, the laser light of each wavelength is also blocked, but the light in other wavelength regions including the guide light is hardly blocked. Therefore, the surgeon can efficiently perform the operation without adversely affecting the eyes.
[0173]
(4) When performing fundus examination during surgery
(4-1) Surgery / FAG combination mode
Since preliminary preparation for the eye to be examined is the same as (1-1) above, description thereof is omitted. Next, the illumination / coagulation switch 25 is operated to select the operation / FAG combination mode. As a result, the argon laser light source 34 can output coagulated laser light, and the first laser diode 36 can output visible laser light. The surgeon inserts the intraocular illumination probe 10 from the illumination port P1 and the photocoagulation probe 20 from the coagulation port P2.
[0174]
At this time, similarly to the above (3-1), the mirror drive unit 39 drives the variable mirror 37f under the control of the light source control unit 31, and changes the tilt angle of the variable mirror 37f as shown in FIG. In the laser output safety control unit 33, the setting is adjusted to a state where the visible laser beam can be attenuated to a predetermined safety level.
[0175]
And the bleeding part and turbidity part in the vitreous body Vb are removed using the above-mentioned vitreous body separation suction type | mold equipment. Thereafter, the patient (subject) is intravenously injected with a fluorescein injection solution prepared under predetermined conditions. The surgeon operates the illumination light output switch 23 accordingly. In synchronization with this, in the filter unit 43 of the surgical microscope 40, the first filtration filter 48a is selected and inserted into the optical path. Thereafter, the surgeon guides visible laser light into the eye, illuminates the fundus M and visually observes it, and captures and records an intraocular image with the intraocular monitor unit 50.
[0176]
As a result, the fundus examination is completed, and a target site of the fundus M, that is, a surgical target site is specifically determined. After that, it is not necessary to switch the operation mode, and only by operating the coagulation light output switch 24, the surgical site can be operated by photocoagulation in the same manner as (3-3).
[0177]
(4-2) Surgery / ICGA combination mode
This operation mode includes a change in the tilt angle of the variable mirror 37f under the control of the light source control unit 31 (see FIG. 6), the setting of the laser output safety control unit 33, and the second filtration filter 48b in the filter unit 43 of the surgical microscope 40. Since other than the selection is the same as (4-1) above, the description thereof is omitted.
[0178]
As described above, the ophthalmic surgical apparatus according to the present embodiment also uses the same intraocular illumination probe as that of the first embodiment, and the laser output safety control unit can attenuate the laser light to a safe level. Yes. Further, in the light source control unit provided in the integrated light source unit, simultaneous light emission control or switching light emission control can be performed as in the first embodiment, and visible laser light and infrared laser light are used as illumination laser light. Therefore, illumination light switching control for switching these can also be performed.
[0179]
Therefore, in the ophthalmic surgical apparatus according to the present embodiment, the FAG single mode and the ICGA single mode can be implemented as the fluorescence fundus imaging single mode, and the FAG or ICGA is also used in the surgery / fluorescence fundus contrast combination mode. Can be implemented respectively. Therefore, it is possible to provide an ophthalmic surgical apparatus having excellent versatility.
[0180]
[Embodiment 3]
A third embodiment of the present invention will be described below with reference to FIGS. Note that the present invention is not limited to this. For the sake of convenience, the description of the same configuration and method as those described in Embodiment 1 or 2 will be omitted.
[0181]
In the first and second embodiments, the integrated light source unit 30 includes the argon laser light source 34 as the coagulation light source, the first laser diode 36 as the visible laser light source among the illumination light sources, and the infrared light among the illumination light sources. Although the second laser diode 38 is provided as the laser light source, in the present embodiment, among these light sources, the coagulation light source and the visible laser light source are combined with one argon laser light source.
[0182]
As shown in FIG. 7, the ophthalmic surgical apparatus in the present embodiment includes an intraocular illumination probe 10, a photocoagulation probe 20, an integrated light source unit 30, a surgical microscope 40, and an intraocular monitor unit 50. The basic configuration is the same as that of the ophthalmic surgical apparatus in the first and second embodiments. Also, the specific configuration of the surgical microscope 40 is basically the same as the configuration described in the second embodiment.
[0183]
The configuration of the integrated light source unit 30 in the present embodiment is basically the same as that described in the second embodiment, but as shown in FIGS. 7 and 8, the first laser diode 36 (and the guide). The difference is that no laser light source 35) is provided.
[0184]
Specifically, since the first laser diode 36 is not provided, the argon laser light source 34 and the second laser diode 38 are arranged so that the optical paths of the laser beams intersect each other substantially perpendicularly. A half mirror 37b is inclined at the intersection. Further, on the extension of the optical path from the argon laser light source 34, a variable mirror 37g for appropriately switching between coagulation laser light and infrared laser light is provided. The variable mirror 37g is driven by the mirror drive unit 39 in the same manner as the variable mirror 37f. As the variable mirror 37g, a conventionally known configuration can be used similarly to the variable mirror 37f.
[0185]
A laser output safety control unit 33 and a connection port for the coagulation light guide cable 22 are provided at the arrangement position of the variable mirror 37g so as to face each other. Therefore, the coagulation laser light and the infrared laser light share the same optical path from the half mirror 37b to the variable mirror 37g, but the coagulation laser light is used as a connection port by changing the tilt angle of the variable mirror 37g. The infrared laser light is guided to the laser output safety control unit 33.
[0186]
In the present embodiment, the argon laser light source 34 is used as an illumination light source. In general, the argon laser light source 34 has a minimum output as high as several hundred mW, so that the irradiation intensity is too strong to be used as a fundus contrast light source. This is why the laser light source is used only in the retinal photocoagulation device. Therefore, in this embodiment, an ND filter is used as the laser output safety control unit 33.
[0187]
The ND filter is also called a gray filter or a neutral filter, and is a filter capable of attenuating the light intensity without changing the relative spectral distribution of light energy. Therefore, it becomes possible to attenuate only the intensity of the laser light emitted from the argon gas laser light source 34, and it can be used as illumination laser light for illuminating the fundus.
[0188]
The ND filter as the laser output safety control unit 33 in the present embodiment is optically physically inserted in the optical path from the argon laser light source 34 to the illumination light guide cable 12 so that the output intensity of the laser light can be attenuated. If it is, it will not specifically limit about the structure and arrangement | positioning.
[0189]
Next, the operation of the ophthalmic surgical apparatus in the present embodiment will be described.
[0190]
Similarly to the second embodiment, the above ophthalmic surgical apparatus can take at least five operation modes of the FAG single mode, the ICGA single mode, the single operation mode, the combined surgery / FAG mode, and the combined surgery / ICGA mode. . Therefore, also in the present embodiment, (5) when there is no bleeding or turbidity in the vitreous body Vb, the fundus examination is performed in at least one of the FAG single mode and the ICGA single mode, and then the single operation mode. It is possible to perform fundus surgery by switching to. (6) If the vitreous Vb has bleeding or turbidity and cannot be examined before surgery, the fundus examination will be performed during fundus surgery in at least one of the operation / FAG combined mode and operation / ICGA combined mode. To implement.
[0191]
(5) When performing fundus examination first
(5-1) FAG single mode
Since the preparation before the operation is the same as that in the operation (1) in the first embodiment, the description thereof is omitted. Next, the illumination / coagulation switch 25 is operated to select the FAG single mode. In this case, unlike the second embodiment, visible laser light can be output from the argon laser light source 34.
[0192]
At this time, the mirror driving unit 39 drives the variable mirror 37g under the control of the integrated light source unit 30. As a result, as shown in FIG. 7, the tilt angle of the variable mirror 37g changes so that the mirror surface (reflection surface) faces the laser output safety control unit 33 side. At the same time, under the control of the optical control unit 31, the laser output safety control unit 33 adjusts the setting so that the visible laser light from the argon laser light source 34 can be attenuated to a predetermined safety level. Thereafter, the filter operation synchronization unit 32 outputs a control signal to the filter unit 43 of the surgical microscope 40 under the control of the optical control unit 31. The preparation for irradiation with visible laser light is now complete.
[0193]
Next, the surgeon inserts the intraocular illumination probe 10 into the eye from the illumination port P1. Thereafter, the patient (subject) is intravenously injected with a fluorescein injection solution prepared under a predetermined condition under a predetermined condition. The surgeon operates the illumination light output switch 23 in accordance with arrival at the central artery of the fluorescein retina Re. In synchronization with this, in the filter unit 43, the first filtration filter 48a is selected and disposed in the optical path of the surgical microscope 40 instead of the frame 48c. Thereafter, the surgeon guides visible laser light output from the integrated light source unit 30 into the eye, illuminates the fundus M and visually confirms it, and captures and records an intraocular image with the intraocular monitor unit 50.
[0194]
Here, the visible laser beam output from the argon laser light source 34 is the same as the coagulation laser beam. However, particularly strong wavelengths with an argon laser are about 488 nm and about 512 nm, which are sufficient to cause fluorescein to fluoresce. Therefore, just by attenuating the visible laser beam to a safe level by the laser output safety control unit 33, the FAG illumination laser beam (excitation light) as in the case of the visible laser beam from the first laser diode 36 in the first and second embodiments. ) Can be used.
[0195]
Therefore, also in the present embodiment, as in the first and second embodiments, it is possible to grasp the surgical target site more accurately and reliably and to further improve the efficiency and certainty of the fundus examination. it can.
[0196]
(5-2) ICGA single mode
Since the preparation before the operation is the same as that in the operation (1) in the first embodiment, the description thereof is omitted. Next, the illumination / coagulation switch 25 is operated to select the ICGA single mode. As a result, visible laser light can be output from the second laser diode 38.
[0197]
At this time, the mirror driving unit 39 drives the variable mirror 37g under the control of the integrated light source unit 30. As a result, as shown in FIG. 9, the tilt angle of the variable mirror 37g changes so that the mirror surface (reflection surface) faces the laser output safety control unit 33 side. At the same time, under the control of the optical control unit 31, the laser output safety control unit 33 adjusts the setting so that the infrared laser light can be attenuated to a predetermined safety level. Thereafter, the filter operation synchronization unit 32 outputs a control signal to the filter unit 43 of the surgical microscope 40 under the control of the optical control unit 31. The preparation for irradiation with infrared laser light is now complete.
[0198]
Since the subsequent intraocular illumination process of infrared laser light is the same as (3-2) in the above embodiment, the description thereof is omitted. Note that the second filtration filter 48b is selected as the laser filtration filter 48 arranged in the observation optical path.
[0199]
As described above, in the present embodiment as well, the fundus examination by ICGA can be performed efficiently and reliably as in the second embodiment, and the region to be operated can be grasped more accurately and reliably.
[0200]
As described above, when the fundus examination is completed, the surgical site of the fundus M is specifically determined. Also in this embodiment, the FAG single mode and the ICGA single mode may be performed independently, or both may be performed before the surgery single mode, and the order of implementation is particularly limited. It is not a thing.
[0201]
(5-3) Surgery only mode
Next, the operation mode is selected by operating the illumination / coagulation switch 25. In this case as well, the coagulation laser light can be output from the argon laser light source 34 as in (5-1) above.
[0202]
At this time, the mirror driving unit 39 drives the variable mirror 37g under the control of the integrated light source unit 30. As a result, as shown in FIG. 10, the tilt angle of the variable mirror 37g changes so that the mirror surface (reflection surface) faces the connection port side of the coagulation light guide cable 22. Thereafter, the filter operation synchronization unit 32 outputs a control signal to the filter unit 43 of the surgical microscope 40 under the control of the optical control unit 31. This completes preparation for irradiation with coagulation laser light.
[0203]
Since the subsequent photocoagulation process of the surgical target site by irradiation with the coagulation laser beam is the same as (3-3) in the above embodiment, the description thereof is omitted.
[0204]
Note that the first filtration filter 48a is selected as the laser filtration filter 48 arranged in the observation optical path. Of course, if the fundus examination performed immediately before is based on the FAG single mode, the filter unit 43 already has the laser filtration filter 48a. Since the first filtration filter 48a is selectively arranged, there is no need to switch.
[0205]
(6) When performing fundus examination during surgery
(6-1) Surgery / FAG combination mode
Since preliminary preparation for the eye to be examined is the same as (1-1) above, description thereof is omitted. Next, the illumination / coagulation switch 25 is operated to select the operation / FAG combination mode. In this case, only the coagulation laser light can be output from the argon laser light source 34. The surgeon inserts the intraocular illumination probe 10 from the illumination port P1 and the photocoagulation probe 20 from the coagulation port P2.
[0206]
At this time, similarly to the above (5-1), the laser output safety control unit 33 is set to a state where the visible laser light can be attenuated to a predetermined safety level by the control of the light source control unit 31, and further, In the filter unit 43 of the surgical microscope 40, the first filtration filter 48a is selected. As for the variable mirror 37g, the mirror surface (reflection surface) is solidified as shown in FIG. The inclination angle changes so as to face the connection port side of the optical light guide cable 22.
[0207]
Next, the bleeding part and the turbidity part in the vitreous body Vb are removed using the vitreous body separation and suction type equipment described above. Thereafter, the patient (subject) is intravenously injected with a fluorescein injection solution prepared under predetermined conditions. When the surgeon operates the illumination light output switch 23 in accordance with this, the light source control unit 31 has a mirror surface (reflection surface) as shown in FIG. The tilt angle of the variable mirror 37g is changed so as to face the 33 side.
[0208]
Then, the first filtration filter 48a is switched to the frame 48c, and an argon laser (visible laser beam) attenuated to a safe level is guided from the intraocular illumination probe 10 into the eye to illuminate the fundus M and visually observed. In addition, an intraocular image is captured and recorded by the intraocular monitor unit 50.
[0209]
Thereby, the fundus examination is completed, and the operation target site of the fundus M is specifically determined. After that, it is not necessary to switch the operation mode, and only by operating the coagulation light output switch 24, the surgical site can be operated by photocoagulation in the same manner as (5-3).
[0210]
(6-2) Surgery / ICGA combination mode
Since the advance preparation for the eye E is the same as (1-1) above, the description thereof is omitted. Next, the surgery / ICGA combination mode is selected by operating the illumination / coagulation switch 25. In this case, the argon laser light source 34 can output coagulation laser light, and the second laser diode 38 can output infrared laser light. The surgeon inserts the intraocular illumination probe 10 from the illumination port P1 and the photocoagulation probe 20 from the coagulation port P2.
[0211]
At this time, similarly to the above (5-2), the laser output safety control unit 33 is set to a state in which the infrared laser light can be attenuated to a predetermined safety level by the control of the light source control unit 31, and further, In the filter unit 43 of the surgical microscope 40, the second filtration filter 48b is selected. Further, as in (5-3), the tilt angle of the variable mirror 37g is changed so that the mirror surface (reflective surface) faces the connection port side of the coagulation light guide cable 22 as shown in FIG.
[0212]
Next, the bleeding part and the turbidity part in the vitreous body Vb are removed using the vitreous body separation and suction type equipment described above. Thereafter, an indocyanine green injection solution prepared under predetermined conditions is intravenously injected into the patient (subject) under predetermined conditions. When the surgeon operates the illumination light output switch 23 in accordance with this, the light source control unit 31 has a mirror surface (reflection surface) as shown in FIG. The tilt angle of the variable mirror 37g is changed so as to face the 33 side.
[0213]
Then, infrared laser light is guided into the eye from the intraocular illumination probe 10 to illuminate the fundus M and observed visually, and an intraocular image is captured and recorded by the intraocular monitor unit 50.
[0214]
Thereby, the fundus examination is completed, and the operation target site of the fundus M is specifically determined. Thereafter, by the operation of the coagulation light output switch 24, the second filtration filter 48b is switched to the first filtration filter 48a in the filter unit 43, and the operation target site is operated by photocoagulation in the same manner as in (5-3). Can do.
[0215]
As described above, the ophthalmic surgical apparatus according to the present embodiment also uses the same intraocular illumination probe as in the first or second embodiment, and the laser output safety control unit attenuates the laser light to a safe level. It is possible. Therefore, it is possible to use argon laser light used as coagulation laser light as illumination light for FAG, and not only can efficiently and reliably perform fundus inspection by FAG, but also can reduce the number of members and some optical paths Can share. Therefore, the configuration of the integrated light source unit can be simplified and downsized, and the manufacturing cost can be reduced.
[0216]
Although detailed description is omitted, in Embodiments 1 to 3, only fundus examination by FAG or ICGA may be performed without assuming fundus surgery. In this case, an objective lens type intraocular illumination means that can irradiate visible laser light into the eye from the front of the eye to be examined without using the intraocular illumination probe that is inserted in the eye in the form of a fiber is used. Good. Accordingly, the ophthalmic surgical apparatus can be used as an ophthalmic examination apparatus that performs only FAG or ICGA fundus examination.
[0217]
【Example】
Hereinafter, the present invention will be described in more detail based on Examples and FIG. 11, but the present invention is not limited thereto.
[0218]
[Example 1]
In the present invention, argon laser light used for surgery, that is, visible laser light in a wavelength range from green to blue is used as FAG excitation light. Light in this wavelength range has retinal phototoxicity that damages the retina. Therefore, when an argon laser tube is used as an illumination light source, the output level of light in this wavelength range causes damage to the eye, but the output level is below the safe level, that is, the fundus The laser irradiation intensity that does not cause damage was investigated.
[0219]
First, using the intraocular illumination probe (Barrett probe) described in the first embodiment, the light intensity distribution on the retina surface of the eye to be received was measured with a beam view analyzer. As the subject, Dutch colored rabbits were used.
[0220]
Specifically, the lens-vitreous body of both eyes was excised from 18 colored rabbits under general anesthesia. Then, after irradiating one eye with argon laser light having a wavelength of about 488 nm and about 512 nm, the irradiation intensity and irradiation time are arbitrarily changed, and the entire retina is detected from the vicinity of the ciliary flat part by the probe. Was irradiated. The other eye was used as a control. Furthermore, changes in retinal function were evaluated by electroretinogram (ERG) with total retinal stimulation.
[0221]
Recording was performed before irradiation and on the 7th and 14th days after irradiation, and the latency and amplitude of binocular ERG were compared. Test with Paired-t test (p <0.05) was considered significant. In addition, retinal nitro-blue-tetrazolium (NBT) staining was performed, and the tissue change due to photodamage was examined in the free radical activity state of the outer segment immediately after irradiation. The intensity and time of irradiation were examined based on the effects of the above laser on the retina.
[0222]
As a result, there was no left-right difference in postoperative ERG with an argon laser output intensity of 12 mW and irradiation of 60 sec or less. The irradiation intensity of the retinal surface irradiated with argon laser light showed a concentric distribution and attenuated toward the periphery. 0.22mW / cm at the strongest center 2 No morphological left-right difference was observed in NBT staining immediately after irradiation under these conditions. Therefore, as an irradiation condition of the argon laser in the eye in the present invention, the irradiation intensity is 0.22 mW / cm at the maximum on the fundus surface of the eye to be examined. 2 The irradiation time was found to be a maximum of 60 seconds.
[0223]
[Example 2]
In the same manner as in Example 1, the lens-vitreous body of both eyes was excised from 18 colored rabbits under general anesthesia, and then the intraocular illumination probe (Barrett) described in the first embodiment was used. Type probe) was inserted from the ciliary flat portion of the eye to be examined, and the entire retina was irradiated with argon laser light. At the same time, a commercially available fluorescein sodium injection was intravenously injected and FAG was performed. The output intensity of the argon laser beam was 12 mW, and the irradiation time was 30 seconds or less.
[0224]
The intensity distribution of argon laser light on the retina surface by irradiation with the above-mentioned intraocular illumination probe was examined with a Beam View analyzer (COHERENT). The fundus image was recorded on a video tape recorder using a near-infrared high sensitivity CCD camera.
[0225]
As a result, the argon laser light was scattered and applied to a wide area of the retina by the intraocular illumination probe. The intensity distribution of the irradiated argon laser light spreads concentrically on the retinal surface and attenuated toward the periphery. Further, on the fundus surface of the eye to be examined, even at the strongest central portion, 0.22 mW / cm as in the first embodiment. 2 Met. The fluorescein circulating in the retina was excited by the irradiation of argon laser light of this intensity and emitted fluorescence.
[0226]
The fluorescence of fluorescein was transmitted through the laser light filtration filter of the surgical microscope, and as shown in FIG. Further, the operator's operation did not require any special skill, and the contrast image could be clearly confirmed with the naked eye.
[0227]
From this result, the FAG condition in the present invention is the result of Example 1 (maximum irradiation intensity of argon laser light 0.22 mW / cm 2 In addition to a maximum irradiation time of 60 sec), the dose of fluorescein is 0.07 ml per kg of body weight (in the case of a commercially available sodium fluorescein injection). 0x10 -Four Lx and an S / N ratio of 48 dB were found to be suitable.
[0228]
Currently, the only clinical device that uses argon laser light as a fundus contrast irradiation light source is an operational laser ophthalmoscope (SLO) (medical device approval number 20300BZY0069000). The SLO scans the fundus with 60 μW laser light with a point light source having a diameter of about 7 μm to perform a fundus examination by ICGA. In SLO, since the technique of a scanning laser microscope is applied, the method of irradiating the fundus of laser light is different from the present invention.
[0229]
In other words, in a scanning laser microscope, laser light whose beam diameter has been expanded by a beam expander passes through two scanners for two-dimensional scanning of the sample, and then is condensed once and passes through the objective lens to form a spot on the sample surface. tie. In the case of reflected light such as fluorescent light, it returns along the incident path of the laser light, enters the detection system by a dichroic mirror or a polarizing beam splitter, is signal-processed, and is displayed on the monitor.
[0230]
In this SLO, when the irradiation amount of laser light to the retina per second is converted into a continuous irradiation amount, it is about 0.3 mW / cm. 2 However, in the present invention, as described above, 0.22 mW / cm. 2 It is. That is, in SLO, laser light having a light amount approximately 1.5 times that of the present invention is irradiated into the eye. Therefore, in the present invention, since the amount of irradiation energy of laser light can theoretically be less than that of SLO, it is possible to extremely reduce the damage received by the retina of the eye to be examined.
[0231]
Therefore, if the present invention is used clinically, it will be possible to elucidate the pathological conditions of numerous fundus diseases and improve the effects of intraoperative treatment, thereby improving the surgical technique and improving the results.
[0232]
【The invention's effect】
As described above, the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention uses laser light in a wavelength region used for photocoagulation as illumination light (excitation light) for fundus examination by FAG. In addition, the intraocular illumination probe according to the present invention is suitably used for the ophthalmic surgical apparatus described above, and is fiber-like and has a bullet-shaped tip.
[0233]
As can be seen in the argon laser beam used for surgery, visible laser light in the wavelength range from green to blue has a strong retinal phototoxicity that damages the retina. For this reason, no one has paid attention to the use of laser light in the above-mentioned wavelength region as FAG excitation light.
[0234]
However, as a result of intensive studies by the present inventors, the laser used for retinal photocoagulation treatment is devised by devising the configuration of the intraocular illumination probe as described above and providing a laser output safety control unit that attenuates the laser beam. The light can be used for the FAG illumination light. Further, by applying a filter for fluorescence fundus imaging such as FAG to a protective filter for protecting an operator's eyes in a surgical microscope, fundus contrast examination can be performed concurrently with surgery.
[0235]
Therefore, in the present invention, in particular, it is possible to appropriately deal with a fundus case in which fluorescence fundus imaging cannot be performed before surgery, and it is possible to perform fluorescence fundus imaging during surgery. As a result, the effect on the circulatory dynamics during surgery of the retina and choroid can be immediately grasped.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram showing a schematic configuration of an ophthalmic surgical apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a partial cross-sectional view (left) showing a schematic configuration of the intraocular illumination probe according to the first embodiment of the present invention, and a front view (right) from the corresponding tip portion.
3 is a block diagram of the ophthalmic surgical apparatus shown in FIG. 1. FIG.
FIG. 4 is an explanatory diagram showing a schematic configuration of an apparatus for ophthalmic surgery according to a second embodiment of the present invention, showing a state in which FAG is being performed during surgery.
5 is a block diagram of the ophthalmic surgical apparatus shown in FIG. 4. FIG.
6 is an explanatory diagram showing a state in which ICGA is performed during surgery in the ophthalmic surgical apparatus shown in FIG. 4; FIG.
FIG. 7 is an explanatory diagram showing a schematic configuration of an apparatus for ophthalmic surgery according to a third embodiment of the present invention, showing a state in which FAG is performed.
8 is a block diagram of the ophthalmic surgical apparatus shown in FIG.
FIG. 9 is an explanatory diagram showing a state in which ICGA is performed in the ophthalmic surgical apparatus shown in FIG. 7;
10 is an explanatory view showing a state in which photocoagulation is performed in the ophthalmic surgical apparatus shown in FIG. 7; FIG.
FIG. 11 is an angiogram (fundus image) of the papillary blood vessels in the optic nerve of a rabbit taken with the ophthalmic surgical apparatus according to the present invention.
[Explanation of symbols]
10 Intraocular illumination probe (intraocular illumination means)
11 Body
11a Scattering optics
20 Photocoagulation probe
30 Integrated light source (integrated light source means / intraocular illumination means)
31 Light source control unit (light source control means)
32 Filter operation synchronization unit (filter switching control means)
33 Laser output safety control unit (Laser output safety control means)
34 Argon laser light source (surgical light source / visible laser light source)
36 1st laser diode (light source for illumination / visible laser light source)
38 Second laser diode (infrared laser light source)
40 Surgical microscope (intraocular observation means)
41 Objective lens
45 Eyepiece
48 Laser light filtration filter
48a First filtration filter
48b Second filtration filter
49 Filter switching part (filter switching means)
50 Intraocular monitor (intraocular image visualization means)
51 CCD camera (imaging means)
52 Recording unit (image recording means)
53 Display (Display means)
E Eye to be examined
P1 and P2 ports

Claims (13)

光を透過する材質により形成されたファイバー状の本体部を有しており、眼科手術に際して、被検眼の側部に開けられたポートを介して挿入されることで、その先端部から被検眼内を照明する光を出射可能とする眼内照明用プローブにおいて、
光源から伝達される光がレーザー光であり、かつ、上記光を透過する材質が二酸化ケイ素ガラスであるとともに、
上記レーザー光が網膜光毒性のある波長域のレーザー光である場合に、この波長域のレーザー光を網膜に障害を与えない安全レベルまで低下させて、眼底検査用の光として用いるために、
上記先端部には、該レーザー光を散乱させる散乱光学部が設けられており、
上記本体部の先端部を、放物線状の断面を有する弾丸形状に加工することで、上記散乱光学部を形成しており、
上記散乱光学部の後方につば部が設けられていることを特徴とする眼内照明用プローブ。It has a fiber-like main body formed of a material that transmits light, and is inserted through a port opened in a side portion of the eye during ophthalmic surgery, so that the inside of the eye to be examined can be In an intraocular illumination probe that can emit light for illuminating
The light transmitted from the light source is laser light, and the material that transmits the light is silicon dioxide glass,
When the laser beam is a laser beam in a wavelength region having retinal phototoxicity, the laser beam in this wavelength region is reduced to a safe level that does not damage the retina, and used as light for fundus examination.
The tip part is provided with a scattering optical part for scattering the laser light,
The scattering optical part is formed by processing the tip of the main body part into a bullet shape having a parabolic cross section,
A probe for intraocular illumination, wherein a collar portion is provided behind the scattering optical portion. 被検者の眼内を照明する眼内照明手段と、照明された眼内の様子を観察する眼内観察手段と、被検眼の側部に開けられたポートを介して眼内に挿入される光凝固用プローブと、該光凝固用プローブに凝固レーザー光を出力する手術用光源とを備えており、眼内の目的部位に対して上記光凝固用プローブにより凝固レーザー光を照射することで光凝固を行う眼科手術用装置において、Inserted into the eye via an intraocular illumination means for illuminating the inside of the subject's eye, an intraocular observation means for observing the interior of the illuminated eye, and a port opened on the side of the subject eye A photocoagulation probe; and a surgical light source that outputs coagulation laser light to the photocoagulation probe. In an ophthalmic surgery device that performs coagulation,
上記眼内照明手段は、眼底検査用の照明用光として照明レーザー光を発する照明用光源と、放物線状の断面を有する弾丸形状に先端部を加工して散乱光学部を設け、さらに上記散乱光学部の後方につば部を設けたファイバー状の眼内照明用プローブとを有しており、The intraocular illumination means includes an illumination light source that emits illumination laser light as illumination light for fundus examination, a tip portion is processed into a bullet shape having a parabolic cross section, and a scattering optical unit is provided. And a fiber-shaped intraocular illumination probe with a collar part behind the part,
該眼内照明用プローブは、被検眼の側部に開けられたポートを介して眼内に挿入することで、照明用光源から出力された照明レーザー光を眼内に照明するようになっており、The intraocular illumination probe is configured to illuminate the illumination laser light output from the illumination light source into the eye by being inserted into the eye via a port opened on the side of the eye to be examined. ,
さらに、上記眼内照明手段が有する照明用光源と上記手術用光源とは、統合光源手段として一体化されているとともに、該統合光源手段は、眼底検査用の照明レーザー光の出力を、網膜に障害を与えない安全レベルまで低下させるレーザー出力安全制御手段と、Further, the illumination light source of the intraocular illumination means and the surgical light source are integrated as integrated light source means, and the integrated light source means outputs illumination laser light for fundus examination to the retina. Laser power safety control means to reduce to a safe level that does not cause trouble,
上記眼底検査用の照明レーザー光の強度を検出するレーザー光出力検出手段とを備えており、A laser light output detection means for detecting the intensity of the illumination laser light for the fundus examination,
上記レーザー光出力検出手段の検出結果をレーザー出力安全制御手段に出力することで、眼底表面における眼底検査用の照明レーザー光の照射強度を一定とすることを特徴とする眼科手術用装置。An apparatus for ophthalmic surgery characterized in that the irradiation intensity of illumination laser light for fundus examination on the fundus surface is made constant by outputting the detection result of the laser light output detection means to the laser output safety control means. 上記照明用光源として、フルオレセインを励起させる波長を有する可視レーザー光を発する可視レーザー光源が用いられるとともに、As the illumination light source, a visible laser light source that emits visible laser light having a wavelength that excites fluorescein is used,
上記眼内観察手段は、接眼レンズおよび対物レンズと、これら各レンズの間に配置され特定波長のレーザー光を遮断するレーザー光濾過フィルターとを有しており、The intraocular observation means includes an eyepiece lens and an objective lens, and a laser light filtration filter that is arranged between these lenses and blocks laser light having a specific wavelength.
該レーザー光濾過フィルターとしては、波長が５１５ｎｍ未満のレーザー光を遮断するハイパスフィルターが用いられていることを特徴とする請求項２に記載の眼科手術用装置。The apparatus for ophthalmic surgery according to claim 2, wherein a high-pass filter that blocks laser light having a wavelength of less than 515 nm is used as the laser light filtering filter. さらに、上記照明用光源として、インドシアニングリーンを励起させる波長を有する赤外レーザー光を発する赤外レーザー光源が用いられることを特徴とする請求項３に記載の眼科手術用装置。The apparatus for ophthalmic surgery according to claim 3, wherein an infrared laser light source that emits infrared laser light having a wavelength that excites indocyanine green is used as the illumination light source. さらに、上記レーザー光濾過フィルターとしては、さらに波長が８１５ｎｍ未満のレーザー光を遮断するハイパスフィルターが用いられているとともに、Furthermore, as the laser light filtration filter, a high-pass filter that further blocks laser light having a wavelength of less than 815 nm is used,
上記各ハイパスフィルターを切り換えるフィルター切換手段を有していることを特徴とIt has a filter switching means for switching each high-pass filter. する請求項４に記載の眼科手術用装置。The apparatus for ophthalmic surgery according to claim 4. さらに、上記統合光源手段には、該統合光源手段から出力されるレーザー光の種類に基づいて、上記眼内観察手段が有するフィルター切換手段を稼動させて、上記各ハイパスフィルターを切り換えるフィルター切換制御手段を有していることを特徴とする請求項５に記載の眼科手術用装置。Further, the integrated light source means operates filter switching means included in the intraocular observation means based on the type of laser light output from the integrated light source means, and switches the high-pass filters. The apparatus for ophthalmic surgery according to claim 5, wherein 上記統合光源手段では、一つのアルゴンレーザー光源により、照明用光源のうちの可視レーザー光源と手術用光源とが兼用されていることを特徴とする請求項３ないし６の何れか１項に記載の眼科手術用装置。7. The integrated light source means according to claim 3, wherein a visible laser light source and a surgical light source among the illumination light sources are used together by a single argon laser light source. 8. Equipment for ophthalmic surgery. さらに、眼内観察手段によって得られる被検者の眼内画像を撮像する撮像手段と、該撮像手段から出力される眼内画像を記録する画像記録手段と、該撮像手段または画像記録手段から出力される眼内画像を表示する表示手段とを有する眼内画像顕像化手段を備えていることを特徴とする請求項２ないし７の何れか１項に記載の眼科手術用装置。Further, an imaging means for imaging an intraocular image of the subject obtained by the intraocular observation means, an image recording means for recording an intraocular image output from the imaging means, and an output from the imaging means or the image recording means The ophthalmic surgical apparatus according to claim 2, further comprising an intraocular image visualization unit having a display unit configured to display the intraocular image to be displayed. さらに、統合光源手段の動作を制御する光源制御手段を備えているとともに、該光源制御手段は、照明レーザー光と凝固レーザー光とを同時に発させる同時発光制御か、照明レーザー光と凝固レーザー光とを切り換える切換発光制御の何れかを行うことを特徴とする請求項２ないし８の何れか１項に記載の眼科手術用装置。Furthermore, the light source control means for controlling the operation of the integrated light source means is provided. The light source control means is a simultaneous light emission control for simultaneously emitting the illumination laser light and the coagulation laser light, or The apparatus for ophthalmic surgery according to any one of claims 2 to 8, wherein any one of the switching light emission control for switching between the two is performed. さらに、統合光源手段が赤外照明用光源を有している場合には、上記光源制御手段は、可視レーザー光と赤外レーザー光とを切り換える照明光切換制御を行うことを特徴とする請求項９に記載の眼科手術用装置。Further, when the integrated light source means has a light source for infrared illumination, the light source control means performs illumination light switching control for switching between visible laser light and infrared laser light. 9. An apparatus for ophthalmic surgery according to 9. 上記可視レーザー光源から出力される可視レーザー光の波長が４８８ｎｍおよび５１２ｎｍであり、かつ眼内照明用プローブから出射された可視レーザー光の照射強度が被検眼の眼底表面で０．２２ｍＷ／ｃｍThe wavelengths of the visible laser light output from the visible laser light source are 488 nm and 512 nm, and the irradiation intensity of the visible laser light emitted from the intraocular illumination probe is 0.22 mW / cm on the fundus surface of the eye to be examined. 22 以下であることを特徴とする請求項３ないし１０の何れか１項に記載の眼科手術用装置。The apparatus for ophthalmic surgery according to any one of claims 3 to 10, wherein: 上記赤外レーザー光源から出力される赤外レーザー光の波長が７９０ｎｍのであり、かつ眼内照明用プローブから出射された赤外レーザー光の照射強度が被検眼の眼底表面で０．２２ｍＷ／ｃｍThe wavelength of the infrared laser light output from the infrared laser light source is 790 nm, and the irradiation intensity of the infrared laser light emitted from the intraocular illumination probe is 0.22 mW / cm on the fundus surface of the eye to be examined. 22 以下であることを特徴とする請求項４ないし１１の何れか１項に記載の眼科手術用装置。The apparatus for ophthalmic surgery according to any one of claims 4 to 11, wherein: 上記光源制御手段は、可視レーザー光または赤外レーザー光の照射時間を６０秒以下とする照射時間制御を行うことを特徴とする請求項１１または１２に記載の眼科手術用装置。The apparatus for ophthalmic surgery according to claim 11 or 12, wherein the light source control means performs irradiation time control so that the irradiation time of visible laser light or infrared laser light is 60 seconds or less.
JP2001308000A 2001-10-03 2001-10-03 Intraocular illumination probe and ophthalmic surgical apparatus Expired - Fee Related JP3929735B2 (en)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2001308000A JP3929735B2 (en) 2001-10-03 2001-10-03 Intraocular illumination probe and ophthalmic surgical apparatus
PCT/JP2002/003603 WO2003030791A1 (en) 2001-10-03 2002-04-11 Endoillumination probe and ophthalmological surgery device

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2001308000A JP3929735B2 (en) 2001-10-03 2001-10-03 Intraocular illumination probe and ophthalmic surgical apparatus

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2003111789A JP2003111789A (en) 2003-04-15
JP3929735B2 true JP3929735B2 (en) 2007-06-13

Family

ID=19127371

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2001308000A Expired - Fee Related JP3929735B2 (en) 2001-10-03 2001-10-03 Intraocular illumination probe and ophthalmic surgical apparatus

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP3929735B2 (en)
WO (1) WO2003030791A1 (en)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009226156A (en) * 2008-03-25 2009-10-08 Oita Univ Intraocular lighting probe

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005010207A (en) * 2003-06-16 2005-01-13 Olympus Corp Camera-shake correcting device
JP2005334232A (en) * 2004-05-26 2005-12-08 Topcon Corp Ophthalmologic apparatus
JP4628795B2 (en) * 2005-01-05 2011-02-09 株式会社ニデック Optometry equipment
DE102005026371B4 (en) * 2005-06-07 2024-02-08 Oculus Optikgeräte GmbH Method for operating an ophthalmological analysis system
JP4997364B2 (en) * 2006-03-29 2012-08-08 並木精密宝石株式会社 Light irradiation probe
US8139911B2 (en) 2007-08-29 2012-03-20 Namiki Seimitsu Houseki Kabushiki Kaisha Light-illuminating probe and fundus observing apparatus, fundus surgery apparatus, endoscope, and catheter using the light-illuminating probe
JP2009297073A (en) * 2008-06-10 2009-12-24 Topcon Corp Surgical microscope
WO2010143402A1 (en) 2009-06-09 2010-12-16 株式会社フジクラ Optical device, laser irradiation device and laser therapy device
US20100318074A1 (en) * 2009-06-10 2010-12-16 Bruno Dacquay Ophthalmic endoillumination using low-power laser light
WO2011059624A1 (en) * 2009-11-11 2011-05-19 Alcon Research, Ltd. Structured illumination probe and method
JP5480015B2 (en) * 2010-05-25 2014-04-23 湖北工業株式会社 Diffusing optical fiber and medical optical component using the same
US9386918B2 (en) * 2014-06-19 2016-07-12 Novartis Ag Ophthalmic surgical system with blue light filtering
US20160029892A1 (en) * 2014-07-30 2016-02-04 Novartis Ag Vital stain visualization in ophthalmic surgical procedures and associated devices, systems, and methods
EP3209194B1 (en) * 2014-10-20 2022-12-07 PHARMPUR GmbH Device for illuminating the intraocular space
US9696254B2 (en) * 2015-04-12 2017-07-04 Taiwan Biophotonic Corporation Device and method for alignment
JP7311519B2 (en) * 2018-01-05 2023-07-19 アルコン インコーポレイティド Multiple illumination transmission over optical fiber

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4551129A (en) * 1983-04-08 1985-11-05 Coleman D Jackson Technique and apparatus for intraocular and microsurgery including lighter-irrigator hypodermic tube
JPS61253057A (en) * 1985-05-01 1986-11-10 株式会社トプコン Inffuser with illumination
JPS6294154A (en) * 1985-10-18 1987-04-30 興和株式会社 Laser beam coagulation apparatus
US4733937A (en) * 1986-10-17 1988-03-29 Welch Allyn, Inc. Illuminating system for endoscope or borescope
JPH0758364B2 (en) * 1989-12-29 1995-06-21 持田製薬株式会社 Laser probe and manufacturing method thereof
US5048946A (en) * 1990-05-15 1991-09-17 Phoenix Laser Systems, Inc. Spectral division of reflected light in complex optical diagnostic and therapeutic systems
DE4320579C2 (en) * 1992-06-15 2000-06-15 Topcon Corp Surgical microscope
JP3514484B2 (en) * 1993-05-13 2004-03-31 株式会社トプコン Surgical microscope
US5279298A (en) * 1992-11-20 1994-01-18 The Johns Hopkins University Method and apparatus to identify and treat neovascular membranes in the eye
JPH07163613A (en) * 1993-06-15 1995-06-27 Kowa Co Light coagulator
CH687295A5 (en) * 1993-11-10 1996-11-15 Volpi Ag Ophthalmoscopic illumination probe.
JP3807871B2 (en) * 1998-05-28 2006-08-09 株式会社ニデック Laser therapy device
US6572608B1 (en) * 1999-04-08 2003-06-03 Eric T. Lee Directional laser probe

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009226156A (en) * 2008-03-25 2009-10-08 Oita Univ Intraocular lighting probe

Also Published As

Publication number Publication date
JP2003111789A (en) 2003-04-15
WO2003030791A1 (en) 2003-04-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3929735B2 (en) Intraocular illumination probe and ophthalmic surgical apparatus
Ma et al. Comprehensive review of surgical microscopes: technology development and medical applications
EP0669819B1 (en) Apparatus for identification and treatment of eye neovascular membranes
JP4755430B2 (en) Fundus fluorescence measuring device
KR101898652B1 (en) Optical coherence tomography and illumination using common light source
EP2408376A1 (en) Systems and methods for photoacoustic opthalmoscopy
WO2008049118A2 (en) Apparatus and method for obtaining and providing imaging information associated with at least one portion of a sample and effecting such portion(s)
US8882271B2 (en) Surgical microscope system for ophthalmology, and associated detection unit
US9919081B2 (en) Liquids and gels for the ophthalmology and microscopy system for observing the same
CA2947630C (en) Vital stain visualization in ophthalmic surgical procedures and associated devices, systems, and methods
JP2004525694A (en) Non-invasive spectrophotometer
JP3514484B2 (en) Surgical microscope
JP2007301215A (en) Intracranial pressure diagnostic apparatus
KR100796355B1 (en) Near infrared slit lamp
JP2009226156A (en) Intraocular lighting probe
US6758814B2 (en) Combination magnifying device, particularly a microscope comprising a measuring device
JP2004147829A (en) Eye fundus blood flowmeter
JPH11206711A (en) Ophthalmometer
JPH0680401U (en) Fundus endoscope
US20220354692A1 (en) Surgical laser system with illumination
WO2024129566A1 (en) Plasmonic nanobubble endoscope system for in vivo theranostics of cancer cells in tissue
CA3236027A1 (en) Optical system for obtaining surgical information
Pollonini et al. Dynamic light scattering and natural fluorescence measurements in healthy and pathological ocular tissues
JPH01238853A (en) Laser device for medical use
Reiss Optomechanical medical devices (instruments)

Legal Events

Date Code Title Description
RD03 Notification of appointment of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7423

Effective date: 20031210

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20060711

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060908

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20060908

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20061205

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20070130

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20070306

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20070307

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100316

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110316

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130316

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130316

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140316

Year of fee payment: 7

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees