JP4126054B2

JP4126054B2 - 眼科手術装置

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Publication number: JP4126054B2
Application number: JP2005295395A
Authority: JP
Inventors: ウェイジェイ; ヘルムートトーマス
Original assignee: Carl Zeiss AG
Current assignee: Carl Zeiss AG
Priority date: 1994-08-18
Filing date: 2005-10-07
Publication date: 2008-07-30
Anticipated expiration: 2015-08-15
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Description

本発明は、光学干渉性断層撮影により補助されている手術装置に関し、このような装置には例えば、（ａ）例えば白内障に使用するために後方眼内レンズ被膜に自動焦点調節し、例えば屈折手術に使用するためにインライン角膜局所解剖学測定を行う光学干渉性断層撮影ユニットと、（ｂ）例えば露出時間及び焦点サイズ及びレーザパワー等のレーザパラメータを制御する光学干渉性断層撮影ユニットを有するレーザ手術装置とがある。

公知のように、白内障手術は、眼から不透な眼内レンズを除去する眼科手術である。この手術では、眼内レンズが除去された後、人工眼内レンズを移植して、患者の視力を回復しなければならない。手術の間に使用される眼科手術用顕微鏡が、手術の間に眼内レンズ被膜に自動焦点調節する能力を有することが望ましく、この能力は、不透明な眼内レンズの大部分が除去された後にはとりわけ重要である。不透明な眼内レンズの大部分が、除去された後、小量の白内障残留物が、光学的に透明な眼内レンズ被膜に残ることがある、何故ならば眼内レンズ被膜は透明であるので、このような残留物は、見分けるのが困難であるからである。公知のように、このような残留物を完全に除去することが重要である、何故ならば眼内レンズ嚢にあるいかなる残留物も、新しい白内障の核として作用するからである。眼科手術用顕微鏡を自動焦点調節する従来の装置、例えば１９９４年２月２２日に発行された米国特許第５２８８９８７号明細書に開示されている従来の装置等は、対象体から散乱された光の強度を検出及び測定することを基礎としている。しかし、このような自動焦点調節装置は、不利である、何故ならば例えば後方眼内レンズ被膜等の光学的に透明な媒体に焦点調節することは困難である、何故ならばこの媒体からの反射は、正反射であり微弱であるからである。
米国特許第５２８８９８７号明細書このような理由から、このような技術において、白内障手術に使用するために後方眼内レンズ被膜に自動焦点調節できる眼科手術用顕微鏡が、必要となる。

公知のように、非正視手術は、その主目的として、角膜の屈折力を調整するために角膜を切開することにより非正視（屈折異状）を修正する手術である。角膜形状の手術的操作は、頂上から縁まで前方角膜曲率を測定する正確かつ精密な方法を必要とする。従来、角膜の中心の曲率の測定は、通常、角膜曲率計を使用して行い、角膜局所解剖学的なより正確な測定のためには、通常、ホト角膜検影法又はビデオ角膜検影法を利用する。

現在の角膜局所解剖学的測定装置は、大部分、プラシード円板を基礎とする角膜鏡である。このような装置では、一連の同心円が、円錐形ハウジングの上に配置され、これにより、角膜から反射された像は、空間の中で実際の上で平面的である。次いで、リングの配置が解析されて、角膜の局所解剖学が求められる。このタイプの従来の装置は、論文”人間の角膜の輪郭を求める新装置及び方法”（Ｇ．Ｔｏｗｎｓｌｅｙ著，Ｃｏｎｔａｃｔｏ誌，１１（４），１９６７，７２〜８１頁）に説明されている。このようなビデオ角膜鏡は、次の欠点を有する。すなわち、（ａ）角膜の半径が小さい（約８ｍｍ）ことに起因して、制限された数のリングしか、角膜の上で分解されない（通常、測定できる輪郭は、角膜の上で０．８〜１１ｍｍの直径の領域に制限される）ことと、（ｂ）リングの間に関する情報が得られないことと、（ｃ）リングを用いることに起因して、インライン測定が、眼科手術用顕微鏡と組合せて使用する場合に困難であることとである。論文”角膜曲率測定法と、ホト検影法と、校正されたスチールボールの上での角膜モデリングとの正確度及び精度”（Ｓ．Ｂ．Ｈａｎｎｕｓｈ及びＬ．Ｃｒａｗｆｏｒｄ及びＧ．Ｏ．ＷａｒｉｎｇＩＩＩ及びＭ．Ｃ．Ｇｅｍｍｉｌｌ及びＭ．Ｊ．Ｌｙｎｎ及びＡ．Ｎｉｚａｍ著，ＡｒｃｈＯｐｈｔｈａｌｍｏｌ誌，Ｖｏｌ．１０７，１９８９年８月，１２３５〜１２３９頁）は、これらの従来技術の方法及び装置の比較を記載している。

別の角膜局所解剖学的測定装置は、最近、ＰＡＲＭｉｃｒｏｓｙｓｔｅｍＣｏ．により開発された。この装置は、角膜局所解剖学的に測定するためにラスタ写真測量を利用する。この装置では、格子パターンが、角膜に投影される。次いで、格子パターンは、オフセット角度から目視され結像される。最後に、格子パターンの中のそれぞれの離散点で角膜の隆起が、投影された格子パターンと、その幾何学的形状とを用いて計算される。この装置は、論文”内部操作形ラスタ写真測量ーＰＡＲ角膜局所解剖学的システム”（Ｍ．Ｗ．Ｂｅｒｌｉｎ著，Ｊ．ＣａｔａｒａｃｔＲｅｆｒａｃｔＳｕｒｇ誌，Ｖｏｌ．１９，補足，１９９３年，１８８〜１９２頁）に説明されている。角膜局所解剖学的測定は、この装置では困難である、何故ならば、投影された格子パターンの像の中の制限された数の点しか、像光学装置により分解されないからである。

公知のように、後方角膜表面は、角膜の全屈折力の約−１４％寄与するので、いくつかの場合、前方角膜局所解剖学は、それ自身では、屈折手術に使用するために充分な情報を提供しない。この理由から、現在の角膜局所解剖学的測定では得られない精度で角膜局所解剖学的測定を得ることが、なお重要となる。

前述の理由から、この技術において、屈折手術で使用するためにインライン形角膜局所解剖学的測定を行うことができる眼科手術用顕微鏡が必要となる。

最近、新型の眼科測定装置、すなわち、光学干渉性断層撮影装置が、開示され、この装置は、前述の従来の眼科測定装置に比して有利である。光学干渉性断層撮影装置は、白色干渉法の原理を基礎とする領域測定のための短い干渉性光源を使用する。光学干渉性断層撮影は、最近、いくつかの眼科用途での使用を提案された。例えば、このような提案が、論文”光学干渉性断層撮影によるインビボに眼前部のミクロン分解能結像”（Ｊ．Ａ．Ｉｚａｔｔ及びＭ．Ｒ．Ｈｅｅ及びＥ．Ａ．Ｓｗａｎｓｏｎ及びＣ．Ｐ．Ｌｉｎ及びＤ．Ｈｕａｎｇ及びＪ．Ｓ．ｓｃｈｕｍａｎ及びＣ．Ａ．Ｐｕｌｉａｆｉｔｏ及びＪ．Ｇ．Ｆｕｊｉｍｏｔｏ著，１９９４年，１２〜２４頁）で行われた。この論文が開示する光学干渉性断層撮影は、光ファイバ技術と、超光発光レーザダイオード源とを利用し、この光学干渉性断層撮影装置は、１０〜２０μｍの空間的分解能で眼内構造を結像するスリットランプ生体顕微鏡によりインターフェースされている。

この論文が開示する光学干渉性断層撮影装置は、（ａ）眼の横断面輪郭寸法、光学散乱、角膜の中の構造と、（ｂ）前方アングル領域と、（ｃ）虹彩と、（ｄ）水晶体との直接的なミクロン分解能測定を提供する。この論文は、更に、（ａ）後方角膜表面からレンズ前方被膜までの目視軸線に沿っての距離として定義されている前眼房深度と、（ｂ）角膜の後方表面と前方表面との曲率の曲率半径と、（ｃ）角膜屈折力と、（ｄ）例えば厚さ等の角膜寸法とを測定する光学干渉性断層撮影装置の使用を開示している。この論文は、更に、光学干渉性断層撮影装置が、小コストのダイオードレーザ源と光ファイバ移植とを用いて、既存の眼科器具と適合可能であることを開示している。最後に、この論文は、光学干渉性断層撮影の潜在的な医療用途のための次の提案を行っている、すなわち、（ａ）角膜と前方アングル領域と虹彩との病理を解明するためと、眼内質量すなわち腫瘍を識別及び監視するためとに用いる全前眼房の横断面像を提供することと、（ｂ）前眼房深度及び角膜曲率及び角膜屈折力を測定することと、（ｃ）角膜の厚さの変動と、角膜病理の量的解析のための角膜支質の中の散乱の分布とを示す高分解能を提供することとである。

公知のように、レーザは、眼の手術において種々の用途に使用され、その多分最も重要な用途は、網膜の光凝固と、角膜の光剥離とである。このような用途では、レーザ光線は、眼組織と相互作用し、この組織の構造的及びトポロジー的変化を発生する。このような用途では、通常、ＣＣＤマイクロチップインターフェースにより、又は、眼科手術用生体顕微鏡を有する双眼鏡アイピースによりビデオモニターで視覚的にこのような組織変化を監視することを行う。しかし、従来のＣＣＤ画像は、２つの基本的理由により制限される。従来のＣＣＤ画像が制限されている第１の理由は、ＣＣＤ画像は、組織表面の画像しか提供しないことにある。例えば黄斑孔のレーザ治療においては、視力機能を不必要に損なうことを回避するために明確に定義された領域に組織凝固を制限する必要があるにもかかわらず、高度に潅流されたコロイド層の出血を回避するために組織凝固の深さを制限する必要もある。組織変化の深さを制限する必要を示す別の例は、光屈折手術のためのレーザ剥離の間に角膜の内皮層の損傷を回避する必要である。従来のＣＣＤ画像が、制限されている第２の理由は、この画像が、レーザパワー及び露出時間及びスポットサイズを基礎として組織変化を制御する量的方法を提供しないことにある。

前述の理由から、レーザ治療の間に組織変化の程度を制御し、レーザパワー及び露出時間及びスポットサイズを基礎にして組織変化を制御する、レーザ治療に使用するための装置が必要である。

本発明によると、この課題は、レーザ光線を発生するレーザと、レーザ焦点に位置している対象体にレーザ光線を照射するレーザデリベリ手段と、光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）ビームを照射する光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）装置と、レーザ光線の焦点を横切って光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）装置からの光学出力を走査することにより、光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）ビームがレーザ焦点を横方向に交差するようにして、光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）装置からの光出力により、対象体を走査する走査手段と、対象体の部分でありレーザ光線を照射された部分を求めるために光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）装置からの検出信号出力を解析する解析手段と、（ａ）露出時間と、（ｂ）レーザパワーと、（ｃ）レーザ光線のスポットサイズとのうちの１つ以上を制御するために、解析手段からの出力に応答して、（ａ）レーザと、（ｂ）デリベリ手段とのうちの１つ以上と相互作用する手段とを具備することにより解決される。

本発明によると、この課題は、レーザ光線を発生するレーザと、対象体にレーザ光線を照射するレーザデリベリ手段と、光学干渉性断層撮影装置と、光学干渉性断層撮影装置からの光学出力により対象体を走査する走査手段と、対象体の一部でありレーザ光線により照射された部分を求めるために光学干渉性断層撮影装置からの検出信号出力を解析する解析手段と、解析手段からの出力に応答して、部分を表示する手段とを具備することにより解決される。

本発明の１つの参考例は、眼科手術用顕微鏡を有し、この顕微鏡は、内部的に、光学干渉性断層撮影装置と組合され、自動焦点調節は、光学干渉性断層撮影装置からの信号出力により眼科手術用顕微鏡の電動機駆動形内部焦点調節レンズを駆動することにより実現される。本発明の１つの参考例では、視界の１つ特定の対象体、例えば後方レンズ被膜が、重要となった場合はいつでも、光学干渉性断層撮影装置は、眼の長手方向軸線に沿って前眼房を走査し、これにより、特定の対象体に関する位置情報を提供する。次いで、光学干渉性断層撮影装置は、特定の対象体に眼科手術顕微鏡を自動焦点調節するために、電動機駆動形内部焦点調節レンズを駆動するために位置信号を出力する。

本発明の別の１つの参考例では、前眼房のインライン角膜断層撮影測定が、例えば２つの走査電動機を有する走査装置等の走査装置を用いて行われ、これにより、角膜のラスタ横方向光学干渉性断層撮影走査が、長手方向光学干渉性断層撮影走査と組合されて得られる。この走査の結果は、次のデータを提供するためにコンピュータにより解析される、すなわち、これらのデータとは、（ａ）前方角膜表面輪郭と、（ｂ）後方角膜表面輪郭と、（ｃ）角膜の厚さとである。容易に分かるように、このような輪郭は、３次元輪郭である。これらのデータは、屈折手術の間に角膜屈折力のインライン及びオンライン監視を提供するために用いられる。

本発明では、眼科手術用顕微鏡の参考例では、手術の間に直接に目視するためにアイピースと、ＣＣＤカメラとが、設けられている。光学干渉性断層撮影装置は、眼科手術用顕微鏡と内部的に組合されているので、有利には、顕微鏡対物レンズの作業距離は、維持される。

本発明の別の１つの参考例は、レーザデリベリ光学系を有し、このレーザデリベリ光学系は、光学干渉性断層撮影装置と組合せられ、この場合、レーザ治療の間の組織変化の程度は、レーザデリベリ光学系を制御するために光学干渉性断層撮影装置からの出力を解析することにより監視及び制御される。

次に本発明を実施例に基づいて図を用いて詳細に説明する。

なお、異なる図における同一部分は、同一参照番号により示されている。

図１は、概略的に、本発明の実施例を示し、この実施例は、眼科手術用顕微鏡１００と、光学干渉性断層撮影装置２００（”ＯＣＴ２００”）と、ビデオ画像装置２２０とを有する。図１に示されているように、眼科手術用顕微鏡１００は、対物レンズ１１０を有し、対物レンズ１１０は、手術過程の間に患者の眼１０００に焦点調節するための長い作業距離（約２００ｍｍ）を有する。ビームコンバイナ１２０は、照明路３００からの照明光３１０と、光学干渉性断層撮影路４００からの光学干渉性断層撮影光線４１０とを対物レンズ１１０に向ける。図１に示されているように、ビームコンバイナ１２０は、ビームスプリッタである。図１に示されているように、眼科手術顕微鏡１００は、更に、光学倍率調整器１３０を有し、光学倍率調整器１３０は、ある特定の手術を行うために適する条件に設定される（通常、多数のレンズ群が、ドラムに配置され、これにより種々の倍率、例えば５Ｘ、１２Ｘ、２０Ｘ等が得られる）。光学倍率調整器１３０に入射する光は、コリメートされる。

眼科手術顕微鏡１００は、更に、（ａ）リレーレンズ１４０を有し、このリレーレンズ１４０は、光学倍率調整器１３０からのコリメートされた出力光を受取り、例えば眼１０００等の対象体の中間像を形成し、眼科手術顕微鏡１００は、更に、（ｂ）内部焦点調節レンズ１５０を有し、この内部焦点調節レンズ１５０は、リレーレンズ１４０により形成された対象物の中間像に焦点を合せ、コリメートされたビームを形成する（内部焦点調節レンズ１５０が、目視路５００に沿って上下移動し、これにより、内部焦点調節調整が行われる）。

内部焦点調節レンズ１５０を通過すると、光線は、コリメートされ、ビームスプリッタ１６０は、コリメートされた光線の一部を光路６００に結合し、これによりビデオ画像が得られる。ビデオ画像は、ビデオレンズ１９０と、ＣＣＤカメラ１９５と、ビデオモニター２２０とを使用して得られる。当業者であれば容易に分かるように、単一のＣＣＤカメラの使用が示されているにもかかわらず、本発明の精神から逸脱せずに、実施例は、２つのビームスプリッタを使用して形成でき、すなわちビームスプリッタ１６０と、類似に配置されているビームスプリッタとを使用して形成でき、これにより、２つのＣＣＤカメラにより立体的にみることが可能となる。

最後に、チューブレンズ１７０は、ビームスプリッタ１６０を通過したコリメートされた光線をアイピース１８０の物平面に焦点調節する。次いで、アイピース１８０は、コリメートされた光を出力し、このコリメートされた出力光は、目視者の眼により焦点調節される。前述の目視路５００は、双眼鏡的であるので、ステレオスコープ的にみることができる。

図１に示されているように、照明路３００は、（ａ）白熱電球形照明光線発生源３１０を有し、照明路３００は、更に、（ｂ）コンデンサレンズ３２０を有し、このコンデンサレンズ３２０は、発生源３１０からの出力光線を集め、照明路３００は、更に、（ｃ）像レンズ３３０を有し、この像レンズ３３０は、対物レンズ１１０の入射ひとみを白熱電球形照明光線発生源３１０のフィラメントにより満たす。ビームコンバイナ３４０は、光学干渉性断層撮影ビーム４１０を、照明路３００からの照明光線３１０と結合する。１つの有利な参考例では、ビームコンバイナ３４０は、コールドミラー形ビームスプリッタである、すなわちこのミラーは、例えば約７００ｎｍより短い波長の光線を反射し、例えば約７００ｎｍより長い波長の光線を透過させる。

図２は、概略的に、光学干渉性断層撮影装置２００の１つの光ファイバを用いた実施例を示す。図３に示されているように、光学干渉性断層撮影装置２００は、例えば実質的に８５０ｎｍに集中している光線を出力する超光発光レーザダイオード等のＣＷ光線発生源２２０を有する。発生源２２０からの出力光は、光ファイバ２３０に結合され、５０／５０結合器２４０により２つのビームに分割される。５０／５０結合器２４０からの出力光は、光ファイバ２５０及び２７０のそれぞれに結合される。光ファイバ２７０からの出力光は、レンズ２８０により参照鏡２９０に結像され、光ファイバ２５０からの出力光は、横方向走査機構２６０に導かれる。横方向走査機構２６０からの出力光は、更に導かれて、以下に詳細に説明する方法で対象体に入射する。次いで、対象体から反射された光線は、光ファイバ２５０に結合されて戻り、５０／５０結合器２４０により、参照鏡２９０から反射され光ファイバ２７０に戻った光線と重畳される。５０／５０結合器２４０からの重畳された出力光線は、光ファイバ２６５に結合される。公知のように、対象体から反射された光線と、参照鏡２９０から反射された光線との間に、光路差が光線発生源２２０のコヒーレンス長より短い場合、干渉が発生する。参照鏡２９０は、実質的に一定の速度で、当業者には自明の（図示されていない）手段により動かされ、その結果、干渉が、光検出器２７５により得られる検出器信号の周期的変動として検出され、周期的変動の周波数は、ドップラーシフト周波数に等しい、すなわち、このドップラーシフト周波数は、一定速度で運動する参照鏡２９０により導入される。光検出器２７５からの出力信号は、復調器２８５により復調され、復調出力信号は、アナログ・ディジタル変換器２９５（Ａ／Ｄ変換器２９５）によりディジタル信号に変換され、Ａ／Ｄ変換器２９５からの出力信号は、入力信号としてコンピュータ２１０に入力されて解析される。干渉信号は、対象体から反射された光線と、参照鏡２９０から反射された光線との間の光路差が、発生源２２０のコヒーレンス長より長くなるとただちに消失する。

図１に示されているように、光学干渉性断層撮影装置２００からの出力光は、光ファイバ２５０を介して光学干渉性断層撮影路４００に結合され、光学干渉性断層撮影路４００は、以下に説明する横方向走査機構を含む。前述のように、図１の実施例では、光学干渉性断層撮影ビーム４１０は、８５０ｎｍの周辺に集中している波長を有し、ビームスプリッタ１２０は、ダイクロイックコーティングによりコーティングされ、従って、光学干渉性断層撮影路４００からの光線は、手術の間連続的に走査でき、その際、眼科手術顕微鏡１００による目視は、中断されない。

本発明では、横方向走査を実現する２つの形態が可能である。第１の形態では、図１に示されているように、横方向走査を実現するために、走査鏡４５０及び４６０が、直交的に取付けられ、検流計駆動の走査鏡４５０及び４６０は、一対の電動機（図示せず）に取付けられ、レンズ４７０は、光ファイバ２５０からの出力光線をコリメートする。走査電動機は、コンピュータ２１０により制御されて作動され、この作動方法は、当業者に良く知られている。第１の形態では、走査鏡４５０及び４６０は、対物レンズ１１０の後側焦点の近くに配置されている。図４は、概略的に、第１の形態での、走査鏡４５０及び４６０と、眼１０００との間の光学干渉性断層撮影ビーム４１０の主光線を示す。図４に示されているように、対物レンズ１１０の後側焦点１５００は、走査鏡４５０及び４６０に近く位置し、光学干渉性断層撮影ビーム４１０の主光線は、物体空間の中の光学軸に平行であり、なお、物体空間とは、対物レンズ１１０と眼１０００との間の領域のことである。図４から容易に分かるように、眼１０００の角膜の外縁から反射された光線は、光学干渉性断層撮影装置２００への戻り路から逸れて導かれる、これは、角膜への光線の入射角が大きいことに起因する。

横方向走査を実現する第２の形態は、図３に示されている。図３に示されているように、リレーレンズ４９０は、光学干渉性断層撮影点発生源を光ファイバ２５０から中間像へ転送するのに使用され、この中間像は、走査鏡４５０と４６０との間に位置し、走査鏡４５０及び４６０は、走査レンズ４８０の後側焦点の非常に近くに配置されている。

図５は、概念的に、第２の形態で、走査鏡４５０及び４６０と、眼１０００との光学干渉性断層撮影ビーム４１０の主光線を示す。図５に示されているように、走査ビームの主光線は、リレー空間の中で平行であり、リレー空間とは、走査レンズ４８０と対物レンズ１００との間の空間であり、主光線は、眼１０００の角膜の曲率の中心の近くに焦点調節される。光学干渉性断層撮影ビーム４１０は、角膜曲率の中心に焦点調節されるので、光学干渉性断層撮影ビーム４１０は、角膜の表面に垂直であり、反射ビームは、戻り路に再帰反射される。その結果、第２の場合、最大信号強度は、角膜表面のいずれの個所でも得られ、図３の実施例は、本発明の有利な実施例である。

本発明の第１の形態では、光学干渉性断層撮影ユニット２００は、コンピュータ２１０からの命令に従って、眼の長手方向軸線に沿って眼１０００の前房を公知の方法で走査し、この走査により、例えば後方レンズ被膜等の特定の対象体に対する位置情報が得られる。この対象体は、前眼房の中の数層のうちの１つの層である。これらの層から反射された光学干渉性断層撮影信号の各最大値は、１つの特定の層に対応する。参照鏡は、手術用顕微鏡の物体空間の中の内部焦点調節レンズ１５０のフォカス像に相応する数センチメートルのオーダの距離を走査する。

参照鏡の零位置は、対物レンズ１１０からの物体平面の公称距離に相応する。コンピュータ２１０は、それぞれの光学干渉性断層撮影信号最大値を検出し、参照鏡のそれぞれの位置を記録する。この情報は、対物レンズ１１０からの各層の距離を決める。

各最大値は、１つの特定の層に対応する。層の数は、白内障手術の特定の環境に特有である。当該の層の数は、オペレータにより決められ、コンピュータプログラムの初期構成の一部である。通常、後方レンズ被膜は、当該の層である。

次いで、コンピュータ２１０は、（適切な信号を電動機１５５に送ることにより）内部焦点調節レンズ１５０を位置決めし、これにより、手術用顕微鏡の相応する焦点平面は、内部焦点調節レンズ１５０の位置に依存して、前述の処理により識別された後方レンズ被膜の位置に位置する。

更に、コンピュータ２１０からの出力信号は、ＣＲＴ２１１に表示され、ＣＲＴ２１１で、光学干渉性断層撮影縦方向走査により得られた種々の特徴が、例えば位置の関数としての信号の表示により明らかにされる。後方眼レンズの位置は、既知であるので、この位置は、熟練観察者により容易に識別できる。次いで、例えばキーボード２１２及び／又はマウス（図示せず）によるコンピュータ２１０へのユーザ入力は、縦方向走査の位置の領域を指定し、これにより、自動焦点調節が可能となる。ユーザ入力に応答して、コンピュータ２１０は、位置の特定領域の中の信号強度最大値を形成する位置を選択し、内部焦点調節レンズ１５０の適切な位置を求め、これにより、信号強度最大値を形成する位置への適切な焦点調節が達成される。次いで、コンピュータ２１０は、適切な信号を電動機１５５に送り、これにより、内部焦点調節レンズ１５０が、適切な位置へ動かされる。

本発明の第２の形態では、光学干渉性断層撮影ユニット２００と、走査鏡４５０及び４６０とは、コンピュータ２１０の命令に従って、縦方向光学干渉性断層撮影走査と組合せて角膜のラスタ状の横方向光学干渉性断層撮影走査を提供し、これはすべて、公知の方法で行われる。その結果は、コンピュータ２１０により解析され、これにより、角膜の局所解剖学測定値が得られ、これらの測定値は例えば、（ａ）前方角膜表面輪郭、（ｂ）後方角膜表面輪郭、（ｃ）角膜の厚さである。容易に分かるように、このような輪郭は、３次元輪郭である。これらのデータは、屈折外科手術の間に角膜屈折力のオンライン監視を提供するために用いられる。本発明のこの形態の１つの実施例では、閾値が、コンピュータ２１０に入力され、これにより、眼房の中の所定表面に対応する信号最大値が、識別される。次いで、コンピュータ２１０は、所定表面の最大値より大きいレベルを有する信号の間の対応を行い、ラスタ走査で長手方向走査位置と光学干渉性断層撮影ビームの位置とから空間の中の表面の空間座標を捕捉する。空間の中のこれらの値は、コンピュータ２１０に記憶される。角膜の厚さは、長手方向走査の間に後方角膜表面と前方角膜表面とにより発生される信号ピークの空間的差と、角膜の良く知られている光学特性例えば屈折率等とから求められる。

ラスタ走査が完了すると、コンピュータ２１０は、後方角膜輪郭と前方角膜輪郭とが得られるように表面の空間座標の適合を行う。当業者には良く知られているように、角膜の表面は、球面ではなく、従って、表面は、１組の曲率により描かれ、この１組の曲率は、曲率分布と呼ばれる。表面輪郭は、角膜の後方表面及び前方表面の曲率分布の中の曲率の測定値を求めるために用いられ、ひいては、それらの測定値から、角膜の屈折力の測定値を求めるために用いられる。

図６は、概略的に、本発明の１つの実施例を示し、この実施例は、光学干渉性断層撮影装置２００と、コンピュータ６１０と、治療レーザ６８０と、照準レーザ６８１と、レーザデリベリ光学装置６９０と、レーザ制御ユニット６７０と、眼科手術用生体顕微鏡１００と、ビデオモニター２２０とを有する。図６に示されているように、治療レーザ６８０からの出力光は、ダイクロイックビームスプリッタ７０３を通過し、レンズ系７０５により光導体の中に収束され、照準レーザ７０３からの出力光は、ダイクロイックビームスプリッタ７０３により反射され、レンズ系７０５により光導波体７１０の中に集束される。例えば光凝固及び光切除等に用いる治療レーザ６８０の実施例は、当業者には良く知られており、照準レーザ６８１の実施例も、当業者には良く知られている。例えば、照準レーザ６８１を実施するために用いられる良く知られている１つのレーザは、Ｈｅ−Ｎｅレーザである。

光導波体７１０からの出力光は、コリメートレンズ７１５により実質的に平行なレーザビームに変換され、この実質的に平行なレーザビームは、同焦点光学系７１７への入力光として用いられる。図６に示されているように、同焦点光学系７１７は、収束レンズ７２０と、発散レンズ７３０と、収束レンズ７４０とを有する。レンズ７２０及び７３０は、レーザデリベリ光学装置６９０の軸線に沿って可動である。レーザデリベリ光学装置６９０の軸線に沿ってレンズ７２０及び７３０を動かす装置は、当業者に良く知られており、わかり易くするためと、本発明の理解を容易にするために、図示されていない。レーザデリベリ光学装置６９０の軸線の方向は、矢印７１９により示され、以下においてｚ軸線と呼ばれる。当業者には良く知られているように、同焦点光学系７１７からの出力光は、実質的に平行なビームであり、このビームは、可変のビーム直径を有し、ビーム直径の大きさは、ｚ軸線すなわちレーザデリベリ光学装置６９０の軸線に沿ってのレンズ７２０及び７３０の位置により求められる。

図６に示されているように、同焦点光学系７１７の出力光は、ビームコンバイナ７４５を通過し、マイクロマニピュレータレンズ７５０への入力光として用いられる。マイクロマニピュレータレンズ７５０からの出力光は、ビームディレクタ７５５により、眼１０００の表面上のレーザ焦点７６０に導かれる。図６は、眼１０００の角膜に焦点調節されているレーザビームを示す。しかし、当業者には自明なように、レーザビームは、同一の構成により網膜に焦点調節することもでき、これは、例えばコンタクトレンズを用いて行い、その際、コンタクトレンズは、患者の眼の角膜に押圧される。コンタクトレンズの目的は、角膜の屈折力を中和することにある。この場合、眼と装置との間の作業距離を調整して、レーザビームを網膜に焦点調節する。

ビームコンバイナ７４５は、同焦点光学系７１７からのレーザ出力光線と、光学干渉性断層撮影装置２００からの出力光である光学干渉性断層撮影ビーム７２５からの光線とを結合する。１つの有利な実施例では、ビームコンバイナ７４５はビームスプリッタである、このビームスプリッタは、治療レーザ６８０及び照準レーザ６８１からの出力光の波長のレーザ光線を透過させ、光学干渉性断層撮影ビーム７２５の波長の光線を反射する。この有利な実施例では、ビームディレクタ７５５は、鏡又は反射プリズムであり、この鏡又は反射プリズムは、眼科手術用生体顕微鏡１００の２つの観察路の間に配置されている。マイクロマニピュレータレンズ７５０は、ｚ軸線に垂直な１つの平面の中で可動であり、この平面は、以下においてｘ・ｙ平面と呼ばれる。ｘ・ｙ平面の中でマイクロマニピュレータレンズを動かす装置は、当業者には周知であり、わかり易くかつ、本発明の理解を容易にするために図示されていない。

図６に示されているように、光学干渉性断層撮影ビーム７２５は、光学干渉性断層撮影装置２００の光ファイバ２５０からの出力光であり、レンズ８７０によりコリメートされる。レンズ８７０からのコリメートされた出力光は、走査鏡８５０及び８６０に入射され、これらの走査鏡は、直交的に取付けられ、検流計により駆動される走査鏡である。走査鏡８５０及び８６０は、一対の電動機（図示せず）に取付けられ、これらの電動機は、コンピュータ６１０により、当業者には周知のように作動され、これにより、光学干渉性断層撮影ビーム７２５の横方向走査が行われる。走査鏡８５０及び８６０から反射された光学干渉性断層撮影ビーム８２５は、ビームコンバイナ７４５に向けられる。本発明では、走査鏡８５０及び８６０は実質的に、マイクロマニピュレータレンズ７５０の後側焦点平面に配置されている。

走査鏡８５０及び８６０は、当業者には周知のようにのこぎり波形電圧関数により駆動される。それぞれの駆動電圧の位相及び周波数が、互いに等しい場合、これにより得られる走査パターンは、線形走査である。このようにして、（走査鏡８５０及び８６０により形成される）線形走査は、（図２の参照鏡２９０の運動により形成される）眼１０００へ向かう長手方向での光学干渉性断層撮影走査と組合され、これにより、平面の中での光学干渉性断層撮影走査が行われる。それぞれののこぎり波形の振幅は、当業者には周知のように個々に調整でき、これにより、線形走査のオリエンテーションが調整され、ひいては、光学干渉性断層撮影走査の平面のオリエンテーションが調整される。線形走査のオリエンテーション、ひいては平面のオリエンテーションは、それぞれののこぎり波形の振幅の比により求められる。このようにして、本発明では、光学干渉性断層撮影走査の平面は、振幅の比を調整することにより回転できる（ｚ軸線が回転軸線）。

図６の装置では、光学干渉性断層撮影ビーム８２５の主光線は、レーザデリベリ光学装置６９０から発射するレーザビームと同一の平面の中にある。このようにして、光学干渉性断層撮影ビーム８２５は、治療レーザ６８０からのビームと同一の焦点面の中に焦点調節される。更に、光学干渉性断層撮影ビーム８２５は、マイクロマニピュレータレンズ７５０がｘ・ｙ方向において動かされると動く。その結果、光学干渉性断層撮影ビーム８２５は常に、物体平面の中でレーザ焦点７６０を横切って横方向に走査し、対称にレーザ焦点７６０を横切って横方向に走査する、すなわち、レーザ焦点７６０のそれぞれの側での横方向走査の部分の長さは、互いに等しい。

光学干渉性断層撮影ビーム８２５からの光線は、眼１０００から後方散乱され、光学干渉性断層撮影装置２００に戻される。図２に関連して前に説明したように、光学干渉性断層撮影信号は、光学干渉性断層撮影装置２００により発生され、コンピュータ６１０に送信され、解析される。更に、照準レーザ６８１からの光線は、ビームディレクタ７５５により眼１０００から反射され、眼科手術用生体顕微鏡１００の中に導かれる。最後に、ビデオモニター２２０は、画像を提供し、この画像は、マイクロマニピュレータレンズ７５０の位置を調整することによりレーザ焦点７６０を位置決めするのに用いる。図６の装置も、照明光学装置を有することもあり、これにより、眼１０００の像が供給され、この像は、ビデオモニター２２０でのレーザ焦点７６０の位置と組合せて観察される。しかし、このような照明光学装置は、前に説明しており、わかり易くするためと、本発明の理解を容易にするために図示されていない。

次に、治療レーザ６８０の走査を制御するためにコンピュータ６１０により行われる解析を説明する。光学干渉性断層撮影ビーム８２５からの後方散乱された光線の振幅は、レーザ治療された組織における場合と、治療されていない周囲組織の場合とでは異なる。実際のところ、実験研究により、このような後方散乱光線の振幅は、レーザ治療された組織の場合の方が、治療されていない周囲組織の場合に比して大きいことが分かり、この事実は、レーザ治療された組織を識別するのに用いられる。レーザ治療された組織の反射性と、治療されていない組織の反射性とは、実験的に、例えばレーザパワーと露出時間との関数として求められる。これらのデータは、解析で用いる基準閾値レベルを形成するために利用される。例えば、基準閾値レベルより高い値を有する振幅は、レーザ治療された組織から受取ったものと見なされ、基準閾値レベルより低い値を有する振幅は、治療されない組織から受取ったものと見なされる。当業者であれば分かるように、ノイズ及び眼の微小運動の影響を考慮することが、基準閾値レベルを求める場合には必要である。これらの基準閾値レベルは、コンピュータ６１０に記憶されている。容易に分かるように、基準閾値レベルは、当該の組織及び／又はレーザパワー及び／又は露出時間の関数であることもある。しかし、本発明を理解するために、単一の基準閾値レベルしか存在しないと仮定する。以下の説明により、当業者には、基準閾値レベルのより複雑な変形を考慮した実施例をいかにして形成できるかが、自明となる。

本発明では、コンピュータ６１０は、光学干渉性断層撮影装置２００と、走査鏡８５０及び８６０とを作動し、これにより、眼１０００の一部の光学干渉性断層撮影走査が行われる。前述のように、走査鏡８５０及び８６０は、線形横方向光学干渉性断層撮影走査を実現し、線形横方向光学干渉性断層撮影走査において所定の点で、眼１０００の中へ向かう長手方向に沿って光学干渉性断層撮影光線８２５の経路の中のすべての散乱体から反射された光学干渉性断層撮影光線は、参照路からの光線と比較され、参照路の光路長は、周期的に変化し、この光路は、正確に知られている（図２に関連した前述の説明での光学干渉性断層撮影に関する個所を参照）。前述のように、光学干渉性断層撮影出力信号は、眼１０００の１つの特徴個所から反射された光学干渉性断層撮影光線の光路長が、参照路の光路長すなわち光学干渉性断層撮影光線の一時的コヒーレンス長に等しい場合にのみ発生される。本発明では、振幅情報は、反射された光学干渉性断層撮影光線の場合、線形横方向走査においてそれぞれの所定の点で、眼１０００の中へ向かう長手方向に沿って深さの関数として得られる。このようにして、光学干渉性断層撮影走査の後、コンピュータ６１０は、（以下において横方向平面と呼ばれる）１つの平面に関する振幅情報を有するデータを収集し、横方向平面は、レーザ焦点７６０の回りに延在し、かつその際、眼１０００へ向かう長手方向に延在する。データは、コンピュータ６１０により解析され、これにより、横方向平面の中のレーザ治療された組織の領域が求められる。この領域は、所定のやり方の治療での所望の医療効果に関する情報と比較され、この情報は、例えば医者によりコンピュータ６１０に入力されている。次いで、コンピュータ６１０は、レーザ制御ユニット６７０により治療レーザ６８０と相互に作用し、これにより、治療レーザ６８０がスイッチオフされたり、露出時間が調整されたりする。更に、コンピュータ６１０は、スポットサイズを調整する必要を指示でき、この場合、コンピュータの一部であるディスプレーで所望のスポットサイズを実現するためにレンズ７２０及び７３０の位置決めのためのパラメータを供給し、これによりオペレータは、レンズ７２０及び７３０を適切に位置決めする。選択的に、レンズ７２０及び７３０は、例えばステッピングモータ等の電動機（図示せず）に取付けられ、コンピュータ６７０によりレンズ７２０及び７３０が動かれ、これにより、当業者には良く知られている方法で電動機と直接に相互作用することにより所望のスポットサイズが実現される。解析の別の実施例では、基準閾値レベルは、光学干渉性断層撮影画像の中の最大振幅値の所定の整数分の１に設定される。所定の整数分の１は、実験的に求められる。解析のこの実施例は、眼の治療部分が患者毎に異なることに起因する後方散乱強度の変動による影響が、比較的小さい。

レーザ治療された組織は、識別され、レーザ治療プロセスは、本発明により次のように制御される。横方向平面からのデータは、治療レーザ６８０のパルス持続時間の間に得られ、データは、コンピュータ６１０に記憶される。通常の横方向平面は、約２ｍｍ×１ｍｍの領域を含み、通常の横方向平面のための通常のデータ組は、約３０×１００値の格子からのデータを含む。治療に使用される通常のレーザパルスの長さは、約１００ｍｓである。本発明の１つの有利な実施例では、１０個までの光学干渉性断層撮影走査組が、１００ｍｓレーザパルスの持続時間の間に得られる。これは、それぞれの横方向平面からの（３０００値から成る）データが、１０ｍｓの間に処理されなければならないことを意味する。この有利な実施例では、横方向平面のための振幅データを解析する際、格子の中の１つの個所における振幅が、基準閾値レベルより高い場合、格子位置が、レーザ治療された組織に相応すると仮定される。格子の中の各位置に対するデータが、解析されると、レーザ治療された組織の格子の中の位置に相応するマトリクスへの入力が行われ、カウンタが、レーザ治療された組織が検出されたそれぞれの個所に対して１ステップだけ増加される。カウンタは、レーザ治療の効果が測定可能である横方向平面の中の格子位置の数を計数する。このプロセスは、３０×１００データ値を有する横方向平面のための光学干渉性断層撮影データ組が、全部得られると、完了する。最後のカウンタ値は、横方向平面のレーザ治療領域の測定値を提供する。本発明の別の１つの実施例では、格子に対するデータが、ディスプレーに表示され、この表示は、レーザ治療の効果を示すために求められた格子位置が、識別されるように行われる。例えば、基準閾値を越える値は、周囲組織の値とは異なる色彩で表示される。これにより、オペレータは、横方向平面にわたるレーザ治療の効果の視覚により画像を見ることができる。

前述の実施例では、処理時間を節約するために横方向平面からのデータを解析すると有利である。この利点は、対称なレーザビームを用い、これによりレーザ治療の効果が、眼１０００の中に向かう長手方向に沿って１つ線の回りに対称に現れる場合に得られる。しかし、本発明は、ある体積にわたってレーザ治療組織を検出する実施例を含む。本発明では、眼１０００の体積に対するデータは、前述の方法により、すなわち、走査鏡８５０及び８６０を駆動するために印加される、のこぎり波電圧の振幅の比を調整することにより、所定の量だけ線形横方向光学干渉性断層撮影走査の方向を回転することにより得られる。次いで、回転された位置での横方向平面に関するデータが、収集され、次いで、横方向平面は、再び回転され、更にこれが繰返され、その体積に関するデータが収集されるまで繰返される。データは、前述の方法で解析され、これにより、レーザ治療された組織を識別するマトリクスが、得られる。更に、すべての横方向平面のためのカウンタが加算され、これにより、レーザ治療された組織の測定値が得られる。別の実施例では、体積は、ディスプレーに表示され、この表示は、レーザ治療の効果を示すように求められた位置が、識別されるように行われる。例えば、基準閾値を越える値は、周囲組織の値とは異なる色彩で表示される。これにより、その体積にわたるレーザ治療の効果の視覚的図が得られる。

本発明では、レーザ治療された組織の横方向平面の測定面積は、次のパラメータのうちの１つ以上のパラメータを制御するのに用いられる、すなわち、パラメータとは、（ａ）治療レーザ６８０に関しては、露出時間及びレーザパワーと、（ｂ）レンズ７２０及び７３０に関しては、治療レーザ６８０のスポットサイズとである。前述のように、レーザ治療された組織の横方向平面の測定面積は、レーザ露出の間に数回測定され、測定面積は、これらの測定値のそれぞれの測定値に対して実験的に求められた基準値と比較される。有利な実施例では、基準値の選択は、横方向平面の中のレーザ治療組織の領域が、隣接組織への損傷を回避するために充分小さいように行われ、更に、この基準値の選択は、本発明により、レーザが、この限界値に到達する前にスイッチオフされるように行われる。容易に分かるように、治療レーザ６８０の露出時間及びレーザパワーと、ビームのスポットサイズとは、測定振幅と基準閾値レベルとの間の差に依存することが検出されることもある。この場合、実験研究を用いて、振幅が基準閾値レベルを上回るか下回るかに依存するだけでなく、振幅と基準閾値との間の差値にも依存するこれらのパラメータの値を制御することも可能である。当業者には、前述の説明に関してこのような効果を考慮した本発明の実施例を形成できることは自明である。

別の参考例では、レーザ治療された組織の測定体積を用いて、次のパラメータのうちの１つ以上のパラメータを制御する、すなわち、これらのパラメータとは、（ａ）治療レーザ６８０に関しては、露出時間及びレーザパワーと、（ｂ）レンズ７２０及び７３０に関しては、治療レーザ６８０のスポットサイズとである。本発明では、レーザ治療された組織の測定体積は、これらの測定のそれぞれの測定の間に１回以上測定され、測定体積は、これらの測定のそれぞれの測定において、実験的に求められた基準値と比較される。レーザ治療された組織の領域及び／又は体積の検出は、レーザパルスの印加中の検出に制限されず、このような検出は、レーザパルスの印加の終了後に行うこともできることに注意されたい。

当業者は、前述の説明が、本発明を理解するためのものにすぎないことが分かる筈である。すなわち、前述の説明は、すべての点を網羅することを意図しておらず、又、本発明は、前述の実施例により制限されない。

眼科手術用顕微鏡及び光学干渉性断層撮影装置を有する本発明の１つの実施例を説明する略図である。図１の光学干渉性断層撮影装置の１つの光ファイバ実施例の略図である。眼科手術顕微鏡及び光学干渉性断層撮影装置を有する本発明の１つの有利な実施例の概略図である。図１の実施例のための走査鏡と眼との間の光学干渉性断層撮影ビームの主光線の概略図である。図３の実施例のための走査鏡と眼との間の光学干渉性断層撮影ビームの主光線の概略図である。レーザ治療の間の組織の変化の程度を監視及び制御する本発明の１つの実施例の概略図である。

符号の説明

１００眼科手術用顕微鏡
１１０対物レンズ
１２０ビームコンバイナ
１３０光学倍率調整器
１５０内部焦点調節レンズ
１５５電動機
１６０ビームスプリッタ
１８０アイピース
１９５ＣＣＤカメラ
２００光学干渉性断層撮影装置
２１０コンピュータ
２１１ＣＲＴ
２１２キーボード
２２０ビデオ画像ユニット
２３０光ファイバ
２４０５０／５０結合器
２５０光ファイバ
２６０横方向走査機構
２６５光ファイバ
２７０光ファイバ
２７５光電検出器
２８０レンズ
２８５復調器
２９０参照鏡
２９５アナログ・ディジタル変換器
３００照明路
３１０照明光線
３３０像レンズ
３４０ビームコンバイナ
４００光学干渉性断層撮影路
４１０光学干渉性断層撮影ビーム
４５０走査鏡
４６０走査鏡
４８０走査レンズ
５００目視路
６００光路
６１０コンピュータ
６７０レーザ制御装置
６８０治療レーザ
６８１照準レーザ
６９０レーザデリベリ光学装置
７００レーザ制御ユニット
７０３ダイクロイックビームスプリッタ
７０５レンズ系
７１０光導波体
７１５コリメートレンズ
７１７同焦点光学系
７１９レーザ軸線の方向
７２０収束レンズ
７２５光学干渉性断層撮影ビーム
７３０発散レンズ
７４５ビームコンバイナ
７５０マイクロマニピュレータレンズ
７５５ビームディレクタ
７６０レーザ焦点
８２５光学干渉性断層撮影ビーム
８５０走査鏡
８６０走査鏡
８７０レンズ
１０００眼
１５００後側焦点

Claims

レーザ光線を発生するレーザ（６８０）と、
レーザ焦点（７６０）に位置している対象体にレーザ光線を照射するレーザデリベリ手段と、
光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）ビームを照射する光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）装置（２００）と、
レーザ光線の焦点を横切って光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）装置からの光学出力を走査することにより、前記光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）ビームが前記レーザ焦点（７６０）を横方向に交差するようにして、前記光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）装置（２００）からの光出力により、対象体を走査する走査手段と、
対象体の部分でありレーザ光線を照射された部分を求めるために前記光学干渉性断層撮影（ＯＣＴ）装置からの検出信号出力を解析する解析手段と、
（ａ）露出時間と、（ｂ）レーザパワーと、（ｃ）レーザ光線のスポットサイズとのうちの１つ以上を制御するために、前記解析手段からの出力に応答して、（ａ）レーザと、（ｂ）デリベリ手段とのうちの１つ以上と相互作用する手段とを具備することを特徴とする眼科手術装置。
解析手段が、光学干渉性断層撮影装置からの検出信号出力を基準閾値レベルと比較する手段を有することを特徴とする請求項１に記載の眼科手術装置。
解析手段が、更に、対象体の測定された容積又は前記対象体の測定された面積を、実験的に決定された基準値と比較することによって、レーザ光線の照射により制御される前記部分を決定するための手段を有することを特徴とする請求項２に記載の眼科手術装置。
走査手段が、レーザ光線の焦点を横切って光学干渉性断層撮影装置からの光学出力を走査する手段を有することを特徴とする請求項１に記載の眼科手術装置。
焦点を横切って走査する手段が、レーザ焦点を横切って対称に走査する手段を有することを特徴とする請求項４に記載の眼科手術装置。
解析手段が、対象体の横方向平面の１つ以上の領域に対して検出信号が基準閾値レベルを越える瞬間の数を計数し、記憶されている治療データと１つ以上の前記領域に対する前記瞬間の前記数を比較する手段を有することを特徴とする請求項２に記載の眼科手術装置。
対象体の一部でありレーザ光線により照射された部分を、検出信号が基準閾値レベルを越えた部分として求めることを特徴とする請求項２に記載の眼科手術装置。
レーザ光線を発生するレーザと、
対象体にレーザ光線を照射するレーザデリベリ手段と、
光学干渉性断層撮影装置と、
光学干渉性断層撮影装置からの光学出力により対象体を走査する走査手段と、
対象体の一部でありレーザ光線により照射された部分を求めるために光学干渉性断層撮影装置からの検出信号出力を解析する解析手段と、
前記解析手段からの出力に応答して、前記部分を表示する手段とを具備することを特徴とする眼科手術装置。