JP6557237B2 - 眼球バイオメトリのための統合されたｏｃｔ−屈折計システム - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本願は、発明者がアレキサンダー Ｎ．アルシュクホヴィッヒ、Ｚ．アラス アスラン、リングフェング ユウ及びミハイル ボウクニイである「眼球バイオメトリのための統合されたＯＣＴ−屈折計システム」と称する２０１３年９月１９日付け米国特許出願番号１４／０３１,７９９の優先権を主張するものであり、参照することにより、その全体が本明細書に完全に記載されていると同様に含まれる。

ここに記載の実施形態は、統合されたＯＣＴ−屈折計システムに関する。より詳細には、実施形態は、ＯＣＴ画像および屈折マッピングに基づいて眼球の屈折特性を測定するために、眼球の視覚化システム、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージングシステム、および、屈折計に関する。

白内障の手術、角膜内インレー（ｉｎｔｒａ−ｃｏｒｎｅａｌ ｉｎｌａｙ）、レーザ光線による近視手術（ＬＡＳＩＫ）、及び、レーザ屈折矯正角膜切除術（ＰＲＫ）等の現在の眼の屈折外科手技（ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ ｓｕｒｇｉｃａｌ ｍｅｔｈｏｄ）は、眼球生体測定データに依存して最適の屈折補正を処方する。歴史的に、眼の外科手順は、超音波生体測定機器を使用して眼球の部分を画像化していた。ある場合には、これらの生体測定機器は、眼球のＡスキャン、つまり、典型的には眼球の光軸に整合した、つまり、それと平行または小さな角度のみを形成する撮像軸に沿う全てのインターフェースからの音響エコー信号を生成した。他の機器は、Ｂスキャン、原則的にＡスキャンの集まりを組み立てたもので、生体測定機器のヘッドまたは先端がスキャニングラインに沿って連続的にスキャンしたときに、取得される。このスキャニングラインは、典型的には眼球の光軸に対して水平方向である。これらの超音波ＡまたはＢスキャンは、この後、眼球の眼軸長、眼球の前房震度または角膜曲率等の生体測定データを測定および決定するために使用される。このような超音波眼球生体測定装置は、Ａｌｃｏｎ ＵｌｔｒａＳａｎおよびＡｌｃｏｎ ＯｃｕＳｃａｎ ＲｘＰを含む。

ある外科的処置では、第２の別個の角膜測定器を使用して屈折率および角膜のデータを測定する。超音波測定および屈折率データは、半経験的公式で組み合わされ、後の白内障超音波水晶体乳化吸引手術（ｃａｔａｒａｃｔ ｐｈａｃｏ ｓｕｒｇｅｒｙ）の際に処方し挿入すべき最適の眼内レンズ（Ｉｎｔｒａ Ｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓ：ＩＯＬ）の特性を計算する。

最近になって、超音波生体測定装置が、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）の原理に基づく光学イメージングおよび生体測定機器に急速に変わってきている。例には、ザイス眼内レンズＭａｓｔｅｒ（Ｚｅｉｓｓ ＩＯＬ Ｍａｓｔｅｒ）及び ハーグ−ストレートＬｅｎｓｔａｒ（Ｈａａｇ−Ｓｔｒｅｉｔ Ｌｅｎｓｔａｒ）がある。このようなＯＣＴ機器は、現在、全てのＩＯＬ処方された場合の８０〜９０％で使用されている。特にこれらの成功は、撮像の非接触性および超音波生体測定よりも高度の正確性による。

しかし、これらの最近の進歩にもかかわらず、生体計測及び撮像装置の機能に対して、実質的に更なる成長及び発展が必要とされている。

１．現在の機器の問題の１つは、生体情報の測定に使用されている方法が、種々の透光体（ｏｃｕｌａｒ ｍｅｄｉａ）内の超音波の速度および種々の眼球媒体の屈折率等の以前使用していた眼球モデルの仮定に大きく依存した生体情報を測定するために使用されていることである。これらは更に、実際には変化するにもかかわらず、屈折率および超音波速度は眼球内位置および時間によって変化しないという仮説等の簡略化した説明に依存している。したがって、仮定を使用することに代え、測定した眼球パラメータ（ｅｙｅ−ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ）をモデルとするシステムが優れた正確性を提供する。

２．更に、応用モデルは、多くの手術及び多くの患者集団からもたらされた平均値、平均屈折を使用する。このように、現在の方法は、平均情報に基づき、患者一人ひとりの相違を無視または過少評価している。これらの変化は、年齢、性別、地域および他の要因による相違を含む。患者一人ひとりの相違をとらえることができるシステムは、手術選択を改善することになる。

３．眼球バイオメトリ測定は、典型的には、医療または眼科診療所で白内障手術の数週間前に行われる。しかし、患者の眼球のバイオメトリには手術に至る数週間のうちに無視できない変化が生じる可能性がある。これらの変化は、弛緩剤及び他の薬剤の投与等の他の手術自体の準備、及び、手術現場と診療所との間の相違により複雑になることがある。したがって、手術時により近いバイオメトリック情報を提供することが有益となる。

４．更に、バイオメトリック測定は白内障の眼球で行われ、光信号がある程度ぼやけ、または、ゆがみを生じることがある。したがって、眼球モデルに基づく処方は、最適の処方から逸れることがある。したがって、ぼやけのない測定に基づくバイオメトリック情報を提供するシステムは、精度を向上する。

５．現在の手順では、別個の生体測定及びイメージング機器を使用しているため、生体測定及びイメージングデータを相互に参照し、記録することが必要であり、これは課題の追加を生じさせる。統合した測定能力を有するシステムが、より優れた記録を提供することができる。

６．特定の時における特定の患者の特定の眼球に対する次善の結果となる可能性のある予備の生体測定及びイメージングの上述の全ての問題以上に、外科医に対して有益な追加のフォードバック及びコントロール情報となることが可能なものであっても、生体測定が手術中に利用できないという追加の問題がある。第１の例は、術前生体測定に基づく減張切開が行われ、しかし、ＩＯＬがまだ挿入されてないステージである。この時点で、実行した所定の切開が術前モデリングで予測された屈折結果が実際に達成されているかどうかチェックするために追加の測定を行うことができるシステムは、追加の修正または調整を提供するために有益である。

７．術中バイオメトリ（ｉｎｔｒａ−ｏｐｅｒａｔｉｖｅ ｂｉｏｍｅｔｒｙ）の他の有用性は、円環状のＩＯＬが乱視眼内に挿入されたときに、円環状のＩＯＬは眼球の乱視に対して最適に配向されるはずであることである。現在、外科医は、術前のバイオメトリに基づく処方によって案内されている。しかし、実際に処方された通りにＩＯＬ軸が外科医によって配向されることを確実にするために、術中バイオメトリにより円環状のＩＯＬの軸の配向を追跡することが役立つ。更に、このようなシステムは、配向角に対する術前処方が実際に最適に維持されているかどうかチェックするために追加の術中バイオメトリを実行することができる。この生体測定の結果は、手術用顕微鏡の内側のヘッドアップディスプレイで外科医に中継し、円環の軸の向きを効率的に案内することができる。

８．同様な文脈で、白内障手術中のＩＯＬの中心化も同じく重要である。この場合も、術中バイオメトリシステムは、ＩＯＬ挿入を行う外科医にとって、非常に有益な手引きを提供することができる。

少なくともこれらの理由１〜８に対して、白内障手術、ＩＯＬの選択および挿入の実行及び調整段階の適宜の時に、各患者の個々の眼に関する統合されたイメージング及びバイオメトリック情報を実現する機器及び方法に対する必要性が存在する。

注目すべきことに、これらの必要とされる機能に関わらず、屈折及びイメージング機器の統合は、その初期段階にある。特に、現在は、屈折生体測定装置及びＯＣＴイメージングシステムを統合した術中顕微鏡は利用することができない。

上記の必要性に対応するため、本発明の実施形態は、眼球の撮像される領域の視覚映像を提供するように構成された眼球視覚化システム（ｅｙｅ−ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）、撮像される領域のＯＣＴ画像を生成するように構成された光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージングシステム、撮像される領域の屈折マッピングを生成するように構成された屈折計、及び、ＯＣＴ画像及び屈折マッピングに基づいて眼球の屈折特性を測定するように構成されたアナライザを備える細隙灯または顕微鏡の統合されたＯＣＴ−屈折計システムを含み、屈折計及びＯＣＴイメージングシステムは、眼球視覚化システムに統合される。

いくつかの実施形態は、眼球の撮像される領域の視覚画像を提供するように構成された手術用顕微鏡、撮像される領域のＯＣＴ画像を生成するように構成された光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージングシステム、撮像される領域の屈折情報を測定するように構成された屈折計、ＯＣＴ画像及び屈折に基づいて眼球のバイオメトリック情報を測定するように構成されたアナライザ、及び、測定したバイオメトリック情報を手術用顕微鏡の光路内に表示するように構成されたヘッドアップディスプレイを備える術中バイオメータを含む。

いくつかの実施形態は、統合されたＯＣＴ−屈折計システムの操作方法を含み、この方法は、ＯＣＴイメージングシステムで眼球の眼の撮像される領域のＯＣＴ画像を生成し、屈折計で眼球の撮像される領域の屈折マッピングを生成し、ＯＣＴ画像、屈折マッピングおよび眼球モデルに基づいて、アナライザで眼球の統合された生体測定の分析を実行し、生体測定の分析に基づいて、アナライザでバイオメトリック情報を生成して外科的選択肢を知らせ、そして、ビデオディスプレイ及びヘッドアップディスプレイの一方を介してバイオメトリック情報を表示する。

細隙灯または顕微鏡の統合されたＯＣＴ−屈折計システムの実施形態を説明する図である。 細隙灯または顕微鏡の統合されたＯＣＴ−屈折計システムの実施形態を説明する図である。 細隙灯または顕微鏡の統合されたＯＣＴ−屈折計システムの実施形態を説明する図である。 細隙灯または顕微鏡の統合されたＯＣＴ−屈折計システムの実施形態を説明する図である。 細隙灯または顕微鏡の統合されたＯＣＴ−屈折計システムの実施形態を説明する図である。 統合されたＯＣＴ−屈折計システムの実施形態を説明する図である。 統合されたＯＣＴ−屈折計システムの実施形態を説明する図である。 統合されたＯＣＴ−屈折計システムの実施形態を説明する図である。 統合されたＯＣＴ−屈折計システムの操作方法を説明する。

図中、同じ記号表示を有する部材は同じまたは同様な機能を有する。
以下の説明中、具体的な詳細は、特定の実施形態を説明して説明する。しかし、当業者であれば、開示された実施形態は、これらの特定の詳細の一部または全てがなくとも実施できることは明らかである。提示の実施形態は、説明のためであり、限定するものではない。当業者であれば、本明細書に具体的に記載されていないとしても、本開示の範囲および精神に含まれる他の重要事項を実現することができる。

本発明の実施形態は、上記概説した必要性１〜８に対処するものである。特に、本発明による機器及び方法は、これらの必要性に対応する眼球生体測定のための統合されたＯＣＴ−屈折計測システムを含む。この統合システムは顕微鏡または細隙灯に搭載可能であるため、細隙灯または顕微鏡に統合されたＯＣＴ−屈折計システム（Ｓｌｉｔ ｌａｍｐ−ｏｒ−Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ−Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ−ＯＣＴ−Ｒｅｆｒａｃｔｏｍｅｔｅｒ Ｓｙｓｔｅｍ）、または、ＳＭＩＯＲＳと称する。細隙灯統合システムは、眼科診療所をベースとしたシステムに有益であり、ここで外科手術計画が実行される。顕微鏡統合システムは、眼球手術現場で役立つことができる。ＳＭＩＯＲＳは以下のように上述の必要性に対処する。

１．ＳＭＩＯＲＳの実施形態は、個々の患者の個々の眼の屈折率及び特性及びバイオメトリック情報を測定するように構成することができる。ＳＭＩＯＲＳは、特注の眼球生体測定モデルを構築するために、可視光線追跡ソフトウェア（ｏｐｔｉｃａｌ ｒａｙ ｔｒａｃｉｎｇ ｓｏｆｔｗａｒｅ）を用いるように構成することができる。

このようなカスタマイズされたモデルは、カスタマイズされた屈折補正を提供する白内障屈折矯正手術を処方するために用いることができる。白内障手術を最適化する実施例は、挿入したＩＯＬのタイプ、位置及び向きを立案すること、更に、辺縁減張切開のサイズ、形状および位置を立案することを含む。

更に、患者の眼球が、例えば屈折率の空間的変動を示す場合は、ＳＭＩＯＲＳはこの変動をある程度捕らえることができ、これにより生体測定分析を行うことができる。

２．同じ文脈で、ＳＭＩＯＲＳは特注の眼球生体測定モデルを形成し、集団平均値の使用に代えることができる。他のいくつかの実施形態では、ＳＭＩＯＲＳは標準の眼モデルであるが、カスタマイズされたパラメータを使用することができる。これは、他の態様であり、ＳＭＩＯＲＳが現在の集団平均手術立案者よりも正確な手術計画を提供すことができる。

３．ＳＭＩＯＲＳの実施形態は、更に、手術準備段階等の実際の手術時間に非常に近い上述のバイオメトリック情報を測定することを可能とすることができる。したがって、ＳＭＩＯＲＳは、手術計画室訪問とその後の白内障手術との間の実質的な時間差、及び、これらの二つの間の状態の変化から生じる問題を避けることができる。

４．ＳＭＩＯＲＳは、無水晶体眼の、すなわち白内障水晶体を取り外した後、生体測定を行うことができる。これは、ＳＭＩＯＲＳが、白内障による不鮮明でない光情報を提供することを可能とする。無水晶体眼の生体測定を術前モデリングと比較することで、外科医がモデリングシュミレーションを再実行すること及び必要に応じて処方を変更することを支援する。

５．ＳＭＩＯＲＳの実施形態は更に統合することができ、つまり、ＯＣＴイメージングシステム及び屈折システムを、後で記録及び参照を必要とする別個の装置を使用することに代えて、同じ顕微鏡に搭載することができる。統合されたＳＭＩＯＲＳでは、屈折及びＯＣＴイメージング情報を、より確実かつ正確に記録することができる。

６．ＳＭＩＯＲｓのいくつかの実施形態は、術中に生体測定及び屈折測定を行うように構成することができる。このようなＳＭＩＯＲＳは、多くの利点を提供する。例えば、減張切開を白内障手術の早い段階で行っているが、ＩＯＬはまだ挿入されていないときに、ＳＭＩＯＲＳの実施形態は、生体測定を行い、所定の切開が実際にモデリングで予見された結果が達成されているかどうかをチェックするのに利用することができる。そうでない場合、外科医は、術前生体測定にのみ基づく処方とは異なるＩＯＬを選択することができる。

７．術中生体測定の他の有用性は、円環状のＩＯＬが乱視の眼球中に挿入されたときに、円環状のＩＯＬの軸を乱視に対して最適に配向する必要があることにある。現在、外科医は術前生体測定の処方によって案内されている。明らかに、外科医によって挿入されたときに、円環状ＩＯＬの配向をチェックするために、追加の術中生体測定を実行することは役立つことができる。更に、術中生体測定は、術前処方が実際に最適であったかどうかチェックすることができる。この生体測定の結果は、手術用顕微鏡の内側のヘッドアップディスプレイで外科医に中継し、円環軸の配向を効果的に案内することができる。

８．術中バイオメトリは、更に、彼または彼女がカプセル内へＩＯＬを中心に置こうとするときに、外科医に有益なフィードバックを提供することができる。先のように、術中生体測定の結果を手術用顕微鏡の内側のヘッドアップディスプレイに提供することは、特に有益なものとすることができる。

いくつかのＳＭＩＯＲＳは、手術用顕微鏡に搭載または統合することにより、説明した必要性に対処することができる。いくつかの実施形態は、従来の顕微鏡ベースのＯＣＴ装置と対照的に、手術スペース内への侵入を防止可能とすることができる。例えば、ＳＭＩＯＲＳは顕微鏡の既存のポート内に実装することができる。手術用顕微鏡の設計におけるスペースに対する要請は特に差し迫っているため、これは実質的な利点となり得る。いくつかのＳＭＩＯＲＳの実施形態は、２インチより少なく、さらに１インチよりも少なく、顕微鏡双眼鏡の高さを増大することにより具体化することができる。

ここでは、いくつかの既存のシステムは屈折計を顕微鏡に統合していることを述べる。しかし、このようなシステムは、不完全なイメージング情報を提供するに過ぎない。ＳＭＩＯＲＳの実施形態は、ＯＣＴイメージングシステムを更に顕微鏡または細隙灯に追加的に統合することにより、より完全なイメージングおよび生体測定情報を提供する。

図１は、細隙灯または顕微鏡統合ＯＣＴ屈折計システム、または、ＳＭＩＯＲＳ１００の実施形態を示す。ＳＭＩＯＲＳ１００は、眼球１０の撮像される領域の視覚画像を提供するように構成された眼球視覚化システム１１０、撮像される領域のＯＣＴ画像を生成するように構成された光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージングシステム１２０、撮像される領域の屈折マッピングを生成するように構成された屈折計１３０、ＯＣＴイメージ及び屈折マッピングに基づく眼球の屈折特性を測定するように構成されたアナライザ１４０を含むことができ、ＯＣＴイメージングシステム１２０及び屈折計１３０は眼球視覚化システム１１０に統合することができる。

撮像される領域は、例えば外科的処置の対象である眼球１０の一部または領域とすることができる。角膜の処理中、撮像される領域は角膜１２の一部とすることができる。白内障の手術中、撮像される領域は、カプセル及び眼球の（水晶のような）レンズ１４とすることができる。撮像される領域は、更に、眼球の前眼房を含んでもよい。網膜の処理中、撮像される領域は、網膜１６の領域とすることができる。これらの撮像される領域の適宜の組合せは、更に、撮像された領域とすることができる。

眼球視覚化システム１１０は、顕微鏡１１２を含むことができる。他の実施形態では、細隙灯を含むことができる。顕微鏡１１２は、光学顕微鏡、手術用顕微鏡、ビデオ顕微鏡またはこれらの組合せとすることができる。図１の実施形態では、視覚化システム１１０（太い実線で示す）は、手術用の顕微鏡１１２を含むことができ、顕微鏡１１２は、対物レンズ１１３、オプティクス１１５および双眼または接眼レンズ１１７を含むことができる。眼球視覚化システム１１０は、ビデオ顕微鏡のカメラ１１８を含むこともできる。

ＳＭＩＯＲＳ１００は、更に、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージングシステム１２０を含むことができる。ＯＣＴイメージングシステム１２０は、撮像される領域のＯＣＴ画像を生成することができる。ＯＣＴイメージングシステムは、撮像される領域のＡスキャンまたはＢスキャンを生成するように構成することができる。ＯＣＴ画像または画像情報は、出力された「屈折出力」信号と組合わされてアナライザ１４０で使用可能な「ＯＣＴ出力」信号で出力し、眼球の生体測定または屈折特性を測定することができる。

ＯＣＴイメージングシステム１２０は、５００〜２,０００ｎｍの波長範囲、いくつかの実施形態では９００〜１,４００ｎｍの範囲で作用するＯＣＴレーザを含むことができる。ＯＣＴイメージングシステム１２０は、時間領域、周波数領域、掃引周波数、または、フーリエ領域モード同期（ＦＤＭＬ）ＯＣＴシステム１２０であってもよい。

ＯＣＴ１２０の一部は顕微鏡の内部に統合することができ、その一部は別個のコンソールに実装することができる。いくつかの実施形態では、顕微鏡に統合されたＯＣＴ部は、ＯＣＴレーザ等のＯＣＴ光源のみを有することができる。ＯＣＴレーザまたは撮像光は、眼球から戻り、ファイバ内に送られ、ＯＣＴ１２０の第２部分、顕微鏡の外部のＯＣＴ干渉計に導かれる。ＯＣＴ干渉計は、別箇のコンソール内に配置されることができ、更に、ここに配置された好適な電子装置がＯＣＴ干渉計信号を処理する。

ＯＣＴレーザの実施形態は、例えば角膜先端とレンズ先端との間の距離等、眼球の前室の長さよりも長いコヒーレンス長を有することができる。この距離は、多くの患者でほぼ６ｍｍであり、したがって、このような実施形態は４〜１０ｍｍの範囲のコヒーレンス長を有することができる。他の実施形態は、例えば３０〜５０ｍｍの眼球全軸方向長さにわたるコヒーレンス長を有することができる。更に他の実施形態は、例えば１０〜３０ｍｍの中間のコヒーレンス長を有することができ、最終的には、いくつかの実施形態は、５０ｍｍよりも長いコヒーレンス長を有することができる。いくつかの掃引周波数レーザは、これらのコヒーレンス長範囲に近づいている。フーリエ領域モード同期（ＦＤＭＬ）レーザは、既にこれらの範囲のコヒーレンス長のレーザビームを送り出すことができる。

ＳＭＩＯＲＳ１００は、更に、屈折計１３０を含むことができ、撮像される領域の屈折マッピングを生成する。屈折計１３０は、レーザ光トレーサ、シャック−ハートマン（Ｓｈａｃｋ−Ｈａｒｔｍａｎｎ）、タルボット−モイア（Ｔａｌｂｏｔ−Ｍｏｉｒｅ）または他の屈折計を含む広範囲に使用されている任意のものでよい。屈折計１３０は、波面アナライザ、収差ディテクタ、または、誤差測定器を含むことができる。これらの用語を使用するいくつかの参照は、本質的に交換可能で同義である。屈折計１３０のダイナミックレンジは、有水晶体および無水晶体眼の双方、すなわち自然のレンズを有する眼球および有しない眼球をカバーすることができる。屈折計１３０の実施形態は、図２Ａ〜Ｄとの関係でより長きにわたって説明する。

ここからいくつかのＳＭＩＯＲＳ１００では、ＯＣＴイメージングシステム１２０および屈折計１３０は、顕微鏡１１２の主光路または細隙灯への光学的連結を提供する（ダウン）ビームスプリッタ１５２ｄを含むことができる顕微鏡インターフェース１５０を介して、統合することができる。ミラー１５４−１は屈折計１３０の光を光路内に連結し、ミラー１５４−２はＯＣＴ１２０の光を光路内に連結することができる。顕微鏡インターフェース１５０、そのビームスプリッタ１５２ｄ、および、ミラー１５４−１／２はＯＣＴイメージングシステム１２０及び屈折計１３０を眼球視覚化システム１１０に統合することができる。

ＯＣＴイメージングシステム１２０が９００〜１,４００ｎｍの近赤外線（ＩＲ）範囲で作動し、屈折計が７００〜９００ｎｍの範囲で作動する実施形態では、ビームスプリッタ１５２ｄは、４００ｎｍ〜７００ｎｍの可視範囲で１００％透明に近く、７００〜１,４００ｎｍの範囲の近ＩＲ範囲で１００％近く反射し、高効率かつ低ノイズで作動する。

同じ表象により、ミラー１５４−１が屈折計１３０に光の向きを変えるＳＭＩＯＲＳ１００内では、ミラー１５４−１は７００〜９００ｎｍの近ＩＲ範囲でほぼ１００％反射し、ミラー１５４−２は９００〜１,４００ｎｍの近ＩＲ範囲でほぼ１００％反射し、ＯＣＴイメージングシステム１２０に向きを変える。ここで、「ほぼ１００％」は、いくつかの実施形態では５０〜１００％の範囲の値を、他では８０〜１００％の範囲の値をいう。

いくつかの特定の実施形態では、ビームスプリッタ１５２ｄは、７００〜１,４００ｎｍの範囲の波長に対して５０〜１００％の反射率、４００〜７００ｎｍの範囲の波長に対して０〜５０％の範囲の反射率を有することができる。

図１は、ＳＭＩＯＲＳ１００が第２のアップビームスプリッタ１５２ｕをダウンビームスプリッタ１５２ｄに加えて含むことができることを示す。ダウンビームスプリッタ１５２ｄは、対物レンズ１１３と統合ＯＣＴ１２０／屈折計１３０集合体の間に光の向きを変えることができる。アップビームスプリッタ１５２ｕは、以下に説明するように、ディスプレイ１６０と双眼接眼レンズ１１７の間に光の向きを変えることができる。

アナライザまたはコントローラ１４０は、受けたＯＣＴ及び屈折情報に基づいて統合した生体測定情報分析を行うことができる。分析は、光追跡ソフトウェア及びコンピュータ支援設計（ＣＡＤ）ソフトウェアを含む周知の光ソフトウェアシステム及び製品を使用することができる。統合された生体測定の結果は、（１）眼球の一部の屈折力の値及び適応するＩＯＬに対する対応する提案または処方されたジオプタ、（２）角膜の乱視の値及び配向、及び、この乱視を補正するために提案または処方された円環状ＩＯＬの円環パラメータ、（３）特に、この乱視を補正するための１または複数の減張切開の位置及び長さとすることができる。

アナライザ１４０は、この統合された生体測定の結果をディスプレイ１６０に向けて出力することができ、これにより、ディスプレイ１６０は、これらの結果を外科医に表示することができる。ディスプレイ１６０は、眼球視覚化システム１１０に設けられた電子ビデオディスプレイまたはコンピュータ化されたディスプレイとすることができる。他の実施形態では、ディスプレイ１６０は、例えば顕微鏡１１２の外側に取付けられた等の顕微鏡１１２に近接したディスプレイとすることができる。最後に、いくつかの実施形態では、ディスプレイ１６０はマイクロディスプレイ、または、表示光を顕微鏡１１２の光通路内に投影するヘッドアップディスプレイとすることができる。この投影はミラー１５７を介して主光通路内に連結することができる。他の実施形態では、ヘッドアップディスプレイ１６０の全体を、顕微鏡１１２の内側に配置し、または、顕微鏡１１２のポートに統合することができる。

図１に示す実施形態は、ディスプレイ１６０がヘッドアップディスプレイであり、ミラー１５７を介して顕微鏡インターフェース１５０に戻す向きにバイオメトリック情報を投影する。このような実施形態では、顕微鏡インターフェース１５０はダウンビームスプリッタ１５２ｄ及びアップビームスプリッタ１５２ｕの２つのビームスプリッタを含むことができる。ダウンビームスプリッタ１５２ｄはＯＣＴ１２０及び屈折計１３０の光を患者の眼球に向けて変更し、眼球１０からの光をＯＣＴ１２０及び屈折計１３０に向けて変更する。アップビームスプリッタ１５２ｕは、ヘッドアップディスプレイ１６０からのディスプレイの光を顕微鏡の双眼または接眼レンズ１１７に向けて変更し、したがって、外科医は手術中に表示されたバイオメトリック情報を見ることができ、表示された生体測定に基づいて情報に基づく決断を行うことができる。

図２Ａは、シャックハルトマン（ＳＨ）屈折計１３０を含む屈折計１３０の実施形態を示す。ＳＨ屈折計１３０は屈折レーザ源１３１を含み、この光はミラー１５４−１を介して手術用顕微鏡１１２の主光路および顕微鏡インターフェース１５０に連結される。上述のように、２つのビームスプリッタが存在する実施形態では、屈折計１３０の光は、光を対物レンズ１１３及び患者の眼球１０に向けて変更する下方ビームスプリッタ１５２ｄに導くことができる。これらの２つのビームスプリッタの実施形態では、顕微鏡インターフェース１５０は、２つの色消し手段（ａｃｈｒｏｍａｔｉｚａｔｏｒ）１５３、または、略して色消しレンズ１５３を含むことができる。

眼球１０の撮像される領域から戻る光は、同じダウンビームスプリッタ１５２ｄで向きを変えられ、ミラー１５４−２に達し、ここで、撮像される領域から戻る屈折光ビームを受け、ビームレットに分解する小型レンズアレイ１３３を含むことができる屈折センサ（ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ ｓｅｎｓｏｒ）１３２に反射することができる。小型レンズアレイ１３３は、ビームレットを、ビームレットを個々に検出し、撮像される領域の屈折マッピングを検出したビームレットをベースとして実行するＳＨ検出器１３４または検出器アレイ１３４に焦点を合わせることができる。ＳＨ検出器またはＳＨ検出器アレイ１３４は、検出したビームレットから計算した屈折情報を載せた「屈折出力（ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ ｏｕｔ）」信号を出力することができる。検出したビームレットに基づく、撮像される領域自体の屈折マッピングは、屈折計１３０に直接設けられたプロセッサで実行することができる。他の実施形態では、検出したビームレット信号は、別個のアナライザ／コントローラ１４０に送られ、屈折マッピングを実行する。

ＯＣＴイメージングシステム１２０の光は、ＯＣＴスキャナ１２１を介してスキャンすることができ、この後、ミラー１５４−３で主光路に連結され、顕微鏡インターフェース１５０のダウンビームスプリッタ１５２ｄに向きを変えられる。戻されたＯＣＴ光は、ミラー１５４−３により主光路から向きを変えられ、「ＯＣＴ出力」信号として光ファイバに送られ、外部コンソールに配置された外部ＯＣＴ干渉計及び電子装置に導かれる。いくつかの実施形態では、ＯＣＴ干渉計及びＯＣＴ電子装置は、アナライザ／コントローラ１４０の一部とすることができる。他の実施形態では、ＯＣＴ干渉計及びＯＣＴ電子装置は別個のブロックとすることができる。

眼球視覚化システム１１０は、更に、ＣＣＤまたはＣＭＯＳアレイ１１９を含むことができ、「ビデオ出力」として出力可能なデジタル画像を生成するカメラ１１８を含むことができる。ＣＭＯＳカメラは典型的にはＣＣＤカメラよりも高速に働く。これは、リアルタイムのイメージングに近くかつ術中情報を外科医に送ることができるという利点を有する。

いくつかのＳＭＩＯＲＳ１００の実施形態では、複数の光線を同じ光路で共有することができる。例えば、屈折計１３０の光、ＯＣＴ１２０の光及びカメラ１１８で使用される光は、いくつかの実施形態で同じ通路で共有されている。したがって、いくつかの実施形態では、戻りの光が分解され、これにより、光成分は対応するセンサ及び検出器に向きを変えられる。例えば、図２Ａでは、ミラー１５４−３はＯＣＴ光をＯＣＴシステム１２０に向きを変え、ミラー１５４−２は屈折光を屈折計１３０に向きを変え、残りの光はそれぞれカメラ１１８に到達することができる。

この機能は、好適なスペクトル設計で達成することができる。例えば、ＯＣＴ１２０は、９００〜１,４００ｎｍの波長範囲のＯＣＴレーザ光で作動するように設計することができる。屈折計１３０は、７００〜９００ｎｍの範囲の屈折レーザ光で作動することができる。最後に、カメラ１１８は、４００〜７００ｎｍの範囲の可視スペクトルで作動することができる。したがって、ミラー１５４−３が９００〜１,４００ｎｍの範囲は反射するが、より短い波長は透過し、ミラー１５４−２が７００〜９００ｎｍの範囲で反射するが、より短い波長は透過する場合には、スペクトル設計は、撮像される領域から戻った光を分けかつ分解することができる。このようなスペクトル設計は、戻った光の適切な成分がＯＣＴ１２０、反射計１３０及びカメラ１１８に到達するのを確実にすることができる。

屈折レーザ１３１は更にミラー１５４−１によりビーム路内に連結される。システム１００が適正に機能するために、ミラー１５４−１は７００〜９００ｎｍの範囲で半反射することができ、したがって、戻った屈折光の半分が通過してミラー１５４−２に到達し、このミラーはこの光を屈折センサ１３２の向きに変える。

ミラー１５４−１／４に加え、ビームスプリッタ１５２ｕ／ｄは更に好適なスペクトル設計を有することができる。いくつかの実施形態では、屈折計１３０は７００〜９００ｎｍの範囲の波長で作動でき、７００〜９００ｎｍの範囲の波長に対して５０〜１００％の範囲の反射率を有するビームスプリッタ１５２ｄを介して眼球視覚化システム１１０の光路に連結することができる。

これらの実施形態のいくつかでは、ＯＣＴイメージングシステム１２０が９００〜１,４００ｎｍの範囲の波長で作動でき、９００〜１,４００ｎｍの範囲の波長に対する５０〜１００％の反射率を有するビームスプリッタ１５２ｄを介して眼球視覚化システム１１０の光路に連結することができる。

ＳＭＩＯＲＳ１００の実施形態は、多くの他のスペクトル設計で構成することができる。波長範囲、透過特性、反射特性および光学部材の順番は、上述の機能を維持しつつ、広範囲の種々の配置をとることができる。

特に、光路に沿うカメラ１１８、ＯＣＴ１２０及び屈折計１３０の順番は、スペクトル設計を考慮して任意の順番とすることができる。他のいくつかの実施形態では、波長範囲を透過するミラーを採用する必要があることがあり、波長範囲内の光を透過しかつこの範囲より上および下の光を反射する。例えば、いくつかの実施形態では、光路内で、屈折計１３０を最初に、そして、ＯＣＴ１２０を屈折計１３０の後に配置することができる。

上述のように、アナライザ１４０は、「ＯＣＴ出力」および「屈折出力」信号を受けることができる。いくつかの実施形態では、アナライザ１４０は、さらに、カメラ１１８からの「ビデオ出力」信号を使用することができる。アナライザまたはコントローラ１４０は、既存の眼球モデル、変更された眼球モデルまたは特注の眼球モデルでこれらの入力信号を分析するために様々な光分析ソフトウェアを使用することができる。

眼球モデルは、特に、エムスレイ（Ｅｍｓｌｅｙ）モデル、グレイベンカンプ（Ｇｒｅｉｖｅｎｋａｍｐ）モデル、ガルスタンド（Ｇｕｌｌｓｔｒａｎｄ）モデル、ヘルムホルツ−ローレンス（Ｈｅｌｍｈｏｌｔｚ−Ｌａｕｒｅｎｃｅ）モデル、または、リウ−ブレナン（Ｌｉｏｕｕ−Ｂｒｅｎｎａｎ）モデルとすることができる。眼球モデルの決定されたモデルは、１または複数の曲率半径を含む球パラメータ、円筒パラメータ、及び、レンズ及び角膜の配向角度を含むことができる。アナライザ１４０は、光線追跡ソフトウェアを実行することにより、これらのパラメータを決定するためにプログラミングしておくことができる。これらのソフトウェア製品及び「ＯＣＴ出力」及び「屈折出力」信号で、アナライザは統合したバイオメトリック分析を行うことができる。

アナライザ１４０は、ＯＣＴ画像及び屈折マッピングの双方を使用して眼球モデルのパラメータを決定するためにプログラムすることができるプロセッサ及びメモリでこの分析を行うことができる。分析の一部は、アナライザがＯＣＴ画像及び屈折マッピングを記録することができる。例えば、ＯＣＴ画像は角膜曲率を決定するために使用可能な角膜の横断面を提供することができる。角膜曲率の角度依存は、複数の方向でＯＣＴのＢスキャンを実行することにより抽出することができる。平行して、屈折マッピングは角膜の光学特性について情報を提供することができる。屈折及びＯＣＴ画像を組み合わせると、これにより、角膜の乱視の詳細な特性を明らかにすることができる。

この分析の結果は、眼球自体の屈折特性とすることができる。いくつかの実施形態では、アナライザ１４０は、処置眼球の上述の眼球モデルの一つのいくつかまたは全てのパラメータを決定することにより、処置眼球１０の屈折特性を決定するために使用することができる。これは、特定の患者の眼球に対する眼球モデルを個別化するアナライザ１４０と見ることができる。

眼球モデルのパラメータがアナライザ１４０で決定されると、アナライザ１４０は、バイオメトリック分析を実行し続けることができる。このバイオメトリック分析は、（１）実質的に手術前に診療所を訪れる際、（２）手術直前に手術室内で手術準備する際、（３）手術が開始し、減張切開が行われた後で、ＩＯＬの挿入が開始される前、（４）手術が開始し、白内障細胞核（ｃａｔａｒａｃｔｏｕｓ ｎｕｃｌｅｕｓ）が除去され、ＩＯＬ挿入が開始する前、（５）ＩＯＬ挿入が開始した後、を含む複数のステージで実行できる。

ステージ（１）および（２）において、いくつかの実施形態では、アナライザは利用可能な眼内レンズ（ＩＯＬ）のデータベースから選択し、処置眼球１０内に挿入したときに処置眼球１０の所要の光学補正を行うことができる。所要の光学補正は、処置眼球１０の以下の特性の少なくとも１つに関するものとすることができ、これには、屈折誤差、乱視、屈折力、高次の収差、コマ収差（ｃｏｍａ）、ゼルニケ係数、中心化及び傾きが含まれる。

いくつかの実施形態では、アナライザ１４０は、推奨された／処方されたＩＯＬ屈折力、または、円環状ＩＯＬの乱視の値及び配向、多焦点特性、及び、眼球の所要の光学補正を達成するために眼球のカプセル内の眼内レンズ（ＩＯＬ）の位置を決定するように構成することができる。

いくつかの高速ＳＭＩＯＲＳ１００の実施形態は、ステージ（３）〜（５）で術中バイオメトリを実行するように構成することができる。いくつかの実施形態では、アナライザ１４０は、ＯＣＴイメージングシステム１２０及び屈折計１３０と共に、１０秒以内に眼球の屈折特性を決定するプログラムされたプロセッサ及びメモリを有することができる。このような高速ＳＭＩＯＲＳ１００は、術中のバイオメトリック及び屈折情報、屈折性外科手術結果を最適にするために外科医を支援するのに非常に有益となり得る特徴を提供できる。

いくつかの実施形態では、プロセッサ及びメモリを含むアナライザ１４０は、ステージ（３）すなわち、減張切開を眼組織に形成した後、ＯＣＴ画像及び屈折マッピングから眼球モデルパラメータを決定し、決定した眼球モデルパラメータが予め作用可能に決定した眼球モデルパラメータと相違するときに、訂正するバイオメトリ情報をディスプレイ１６０に出力するようにプログラムすることができる。

いくつかの実施形態では、プロセッサ及びアナライザ１４０のメモリを含むアナライザ１４０は、ステージ（４）すなわち、自然のレンズが眼球から除去された後、ＯＣＴ画像及び無水晶体眼球の屈折マッピングから眼球モデルパラメータを決定するようにプログラムすることができる。アナライザ１４０は、決定された眼球モデルパラメータが予め作動可能に決定された眼球モデルパラメータと相違するときに、訂正するバイオメトリ情報をディスプレイ１６０に出力することができる。

いくつかの実施形態では、アナライザ１４０は、ステージ（５）すなわち、ＩＯＬレンズの眼球カプセル内への挿入が開始した後、ＯＣＴ画像及び屈折マッピングから眼球モデルパラメータを決定し、挿入されたＩＯＬの中心化及び円環配向の少なくとも１つを調整するために、バイオメトリ情報をディスプレイに出力するようにプログラムすることができる。

ＯＣＴイメージング、屈折マッピング及びバイオメトリック分析は、種々の機能ブロックで実行することができる。イメージング機能のいくつかは、ＯＣＴイメージングシステム１２０に設けられたプロセッサにより、他のイメージング機能はアナライザ１４０により実行することができる。いくつかの屈折マッピング機能は、屈折計１３０に設けられたプロセッサにより、他の屈折マッピング機能はアナライザ１４０により実行することができる。

バイオメトリック分析が実行されると、アナライザ１４０は、対応する情報及び信号をディスプレイ１６０に送ることができる。図２Ａの実施形態では、ディスプレイ１６０は、バイオメトリック情報をＳＭＩＯＲＳ１００の光路に戻して投影するマイクロディスプレイ、または、ヘッドアップディスプレイ１６０である。このようなＳＭＩＯＲＳ１００では、ディスプレイのビームは、ディスプレイのビームの向きを双眼／接眼レンズ１１７を介して外科医に変えることのできるアップビームスプリッタ１５２ｕに導くことができる。このような設計は、外科医が、ヘッドアップディスプレイのバイオメトリック情報を見つつ、外科手術プロセスの視覚観察を維持することを可能とする。

最後に、固定ＬＥＤ１３７は、いくつかの実施形態に設けられ、患者を見つめるための固視灯を提供する。患者は、そのように外科医を支援し、ＳＭＩＯＲＳ１００と患者の眼球１０の整合を維持する。固定ＬＥＤ１３７の光は、ミラー１５４−４を介して光路内に連結される。上述の検討事項の観点から、固定ＬＥＤ１３７の波長及びミラー１５４−４の反射特性に依存する波長は、他の構成部材のスペクトル設計に基づいて選択することができる。例えば、４００〜７００ｎｍの可視スペクトルに狭く限定したピークとすることができる。

図２Ｂは、屈折計１３０の他の実施形態がタルボット−モイア（ＴＭ）屈折計を含むことができることを示す。ＴＭ屈折計１３０は、一部が手術用顕微鏡１１２の光路を介して撮像される領域に導かれるレーザビームを生成するように構成された屈折レーザ源１３１を含むことができる。屈折レーザビームは、ミラー１５４−１を介して光路内に連結することができる。続いて、ビームは、顕微鏡インターフェース１５０を介して眼球視覚化システム１１０の手術用顕微鏡の主光路に連結することができる。いくつかの実施形態では、顕微鏡インターフェース１５０は、１または複数のビームスプリッタ１５２及び対応する数の色消し手段１５３を含むことができる。２つのビームスプリッタでは、屈折計１３０の光は、下方ビームスプリッタ１５２ｄを介して主光路に連結することができる。

更に、ＴＭ実施形態１３０は、本実施形態では、相対角度を変更可能で、撮像される領域から戻ったビームを受ける２つの交差した格子１３５を含み、受けたビームに対応するモイア（Ｍｏｉｒｅ）パターンを出力する屈折センサ１３２を含むことができる。屈折センサ１３２は、更に、モイアパターンを検出し、検出したモイアパターンに基づいて撮像される領域の屈折マッピングを実行する検出器１３６を含むことができる。残りの実施形態は、図２Ａの実施形態と同様にすることができる。

図２Ｃは、ＳＭＩＯＲＳ１００の他の実施形態を示す。この実施形態は、図２Ａ，２Ｂの実施形態と複数の要素が共通しており、これらは同様な番号を付してある。更に、屈折計１３０の実施形態は、レーザ光線追跡システムであり得る。（なお、用語「レーザ光線追跡」は屈折計１３０のハードウェア実装を参照しており、屈折レーザビームの光線をスキャナ等のハードウェア手段でスキャニングすることを含む。しかし、用語「光線追跡」は、アナライザ１４０で実行される光学モデリングのソフトウェアの記述にも用いられる。明瞭にするため、ソフトウェアで実行される光線追跡方法は、図２Ｃのレーザ光線追跡実施形態だけでなく、図２Ａ〜Ｄのものも含む屈折計１３０のいずれか及び全ての実施形態に使用することができる。）

屈折計１３０のレーザ源１３１は、一組の面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ）または他の同様なマトリックスレーザ源を含むことができる。ＶＣＳＥＬマトリックス１３１は、例えば短パルスを順に発光することのできる１６ｘ１６の個別ＶＣＳＥＬレーザを有することができる。このパルスの順序は、スキャニングパターンに沿ってスキャンする単一レーザ光相当を生成する。ＶＣＳＥＬレーザの利点の一つは、個々のＶＣＳＥＬレーザの発射順序を変更することにより、最小の調整で広範囲にわたってスキャニングパターンを変更できることである。

ＶＣＳＥＬマトリックス１３１の「走査ビーム」は、ミラー１５４−１を介して、ダウンビームスプリッタ１５２ｄに向かう途中で患者の眼球に向きを変えられ、顕微鏡１１２の光路に連結することができる。

屈折光が撮像される領域から戻ると、光線追跡実施形態１３０では、カメラ１１８が以下の態様で屈折センサ１３２の役割を果たすことができる。ＶＣＳＥＬレーザマトリックス１３１は、個々のＶＣＳＥＬレーザを円形パターンで発射することにより、円形の「スキャンパターン」を生成するために使用することができる。光線追跡屈折計１３０は、ループに沿って屈折レーザをスキャンし、走査屈折レーザを撮像される領域に導き、スキャン中に撮像される領域内の屈折レーザ掃引の経路を記録することができる。患者の眼球が正視すなわち屈折誤差がない場合、スキャン中、「ビーム」は黄斑上の一つの斑点に焦点を合わせたまま残る。換言すると、正視眼ではＶＣＳＥＬレーザマトリックス１３１のそれぞれの個別ＶＣＳＥＬレーザが同じ斑点に当たり、屈折誤差がないことを示す。

ここから眼球は、少なくとも２つのタイプの屈折誤差を有することができ、つまり走査ビームは過焦点または不足焦点、すなわち、それぞれ網膜に対して遠くにまたは網膜に対して近くに集束することができる。過焦点ビームは、正の屈折誤差で、不足焦点ビームは負の誤差といわれている。これらの双方の場合、ＶＣＳＥＬレーザは、リングまたはループに沿って「スキャン」され、眼球で集束されたビームは眼底のレーザスポットのリングに沿ってスキャンする。リング径が大きくなると、屈折誤差が大きくなる。

屈折誤差のサインは、ＶＣＳＥＬレーザの「スキャニング」と眼底に現れる集束されたレーザスポットのスキャニングとの間の位相を測定する。負の屈折誤差を有する眼球内の不足焦点ビームは交差しない。このような眼球では、ＶＣＳＥＬレーザ及び眼底のスキャンされたスポットは同相である。例えば、ＶＣＳＥＬレーザが時計方向のリング状に発射すると、眼底のレーザスポットも、時計方向のリング状にスキャンする。

対照的に、正の屈折誤差を有する眼球の過焦点ビームは、網膜に達する前に交差する。このような眼球では、ＶＣＳＥＬレーザが時計方向のリング状に発射すると、眼底のレーザスポットは反時計方向のリング状にスキャンする。

双方の場合、カメラ１１８は屈折センサ１３２の役割を行うことができる。出力された［ビデオ出力」信号には、カメラは、リングまたは眼底のレーザスポットでスキャンされた経路の半径またはサイズを指示することができる。これは、屈折誤差の程度または大きさを測定できることを可能とする。カメラは更に、ＶＣＳＥＬレーザのスキャニングまたは発射順序、及び、眼底のスポットのスキャニングが同相かまたは逆位相かどうか指示することができる。

カメラ１１８からの「ビデオ出力」信号を使用し、アナライザ１４０は、眼球または眼球の一部の屈折力を、記録した経路のサイズから測定し、記録した経路の位相から眼球の屈折力の符号を測定するように構成することができる。

いくつかの実施形態では、同相でまたは異位相で移動する２つのスキャンを測定することは、位置センサで実行することができ、ＣＭＯＳアレイ１１９を使用しないこともある。カメラ１１８のポジションセンサは、例えば４であるピクセルの低い数字で検出信号を追跡することができ、屈折ＶＣＳＥＬレーザのループスキャンで眼底スキャンまたは経路が、位相一致または不一致であるかどうか低解像度表現を出力できる。このような位置センサは、低解像度情報のみを提供するが、全カメラよりもより迅速である。

最後に、円筒状成分に屈折誤差を有する眼球に対して、ＶＣＳＥＬレーザの円形／ループスキャンは眼底のスポットを楕円経路に沿ってスキャンさせることができる。楕円の長軸の角度は、乱視角度を決定する。短軸及び長軸の相対サイズ、そのアスペクト比は球状または円筒状誤差を示す。

上述の場合の全てで、カメラ１１８は、場合により、四分円弧を基にした位置センサと組み合わせて、屈折センサ１３２として作用することができる。したがって、このような光線追跡実施形態におけるカメラ１１８は屈折計１３０の一部とみることができる。カメラ１１８からの「ビデオ出力」または「屈折／ビデオ出力」データは、アナライザ１４０に送ることができる。アナライザ１４０は更にＯＣＴ１２０から「ＯＣＴ出力」信号を受けることができる。これらのデータを統一すると、アナライザ１４０は、表示するためのいくつかのバイオメトリックまたは屈折情報を決定することができる。この「表示するためのバイオメトリ」信号は、次にアナライザ１４０により、ディスプレイ１６０に向けて出力することができる。図２Ｃの実施形態では、ディスプレイ１６０は、アップビームスプリッタ１５２ｕを介して顕微鏡１１２の光路内にバイオメトリック情報を投影するマイクロディスプレイまたはヘッドアップディスプレイ１６０とすることができ、これにより双眼または接眼レンズ１１７を介して外科医に到達する。

図２Ｄは、ＳＭＩＯＲＳ１００の更に他の実施形態を示す。この実施形態は、図２Ａ〜Ｃの実施形態と複数の要素を共有しており、これらは同様な番号を付してある。屈折計１３０の実施形態もまた、レーザ光線追跡システムであるが、ＯＣＴイメージングシステム１２０により密に統合されている。屈折レーザ１３１で生成された光は、ＯＣＴイメージングシステム１２０と共有のスキャナ１２１に連結される。他の実施形態では、光線追跡装置１３０は、自身のスキャナを有することができる。スキャナ１２１は、撮像される領域内でスキャニングパターンに沿ってレーザ光を順に導くことができる。したがって、ＯＣＴシステムの共有スキャナ１２１は、図２ＣのＶＣＳＥＬレーザマトリックススキャニングシステム１３１と交換または切換えることができる。この切換えの特徴の一つは、ＶＣＳＥＬシステムでは、レーザマトリックスの各個別のレーザの光が、マトリックスの異なるポイントで生成されるため、適性に焦点を合わせることが困難となる可能性があることである。対照的に、図２Ｄの実施形態は、単一レーザ源１３１を有し、焦点を合わせることに役立つ。

上述のように、スキャンされた屈折レーザ光は、ミラー１５４−１／３により共有の光路内に、ダウンビームスプリッタ１５２ｄにより顕微鏡１１２の主光路内に連結することができる。図２Ｃの実施形態に関しては、戻りのスキャンした屈折光は、カメラ１１８で受け、検出することができる。

屈折分析は、屈折レーザビームを円、リングまたはループ状にスキャニングするスキャナ１２１、眼底で屈折レーザビームのスポットによりスキャンまたは掃引された経路の径または位相を記録するカメラ１１８に基づいて実行することができる。カメラ１１８の出力は、「屈折／ビデオ出力」信号として、まさに、ＯＣＴ画像、または、「ＯＣＴ出力」信号としてＯＣＴシステム１２０からのデータとして、アナライザ１４０に連結することができる。この後、アナライザ１４０は、これらの信号に基づいて統合されたバイオメトリ分析を実行することができる。統合された分析の結果は、「表示するためのバイオメトリ」信号として、ディスプレイ１６０に送ることができる。ヘッドアップディスプレイまたはマイクロディスプレイ１６０は、受取ったバイオメトリ情報を、顕微鏡インターフェース１５０のアップビームスプリッタ１５２ｕを介して、顕微鏡１１２の光路に投影することができる。

図２Ａ〜Ｄの上記実施形態では、ＯＣＴイメージングシステム１２０及び屈折計１３０は、眼球視覚化システム１１０の手術用顕微鏡１１２内で顕微鏡の最先端レンズに近接して連結することができ、これにより顕微鏡−眼球作動距離の減少を避けることができる。いくつかの実施形態では、ＯＣＴイメージングシステム１２０と屈折計１３０を、手術用顕微鏡の少なくとも１のビームスプリッタポートを通して手術用顕微鏡１１２内に連結することにより、これを達成することができる。このような実施形態は、顕微鏡の接眼レンズまたは双眼接眼レンズ１１７の高さの増加を、２インチよりも少なくまたはわずか１インチよりも少なく制限することができる。

先のポイント６〜８で整理した、術中使用に対する現存の必要性に戻ると、ＳＭＩＯＲＳ１００の実施形態は、ステージ（３）でＯＣＴ及び屈折情報の統合された分析を実行するために使用することができる。これは、術前分析に基づいて定められた、形成したての減張切開の試験とすることができる。術前分析に基づいて定められた減張切開が、計画したものと僅かに相違する屈折補正の結果となるいくつかの場合が生じ得る。ステージ（３）で術中バイオメトリを実行することは、外科医に修正行為、例えば、先に決定した挿入すべきＩＯＬの屈折力を、減張切開で生じる小さな予定外の差を追加的に保障する他のものへの変更を行う機会を与えることができる。

ＳＭＩＯＲＳ１００の実施形態は、更に、ＯＣＴ及び白内障水晶体レンズを取外した無水晶体眼の屈折情報の統合した分析を実行するために使用することができる。このステージ（４）でのバイオメトリを実行することは、白内障水晶体レンズが取外され、光学信号が白内障でぼやけてない状態の術前に作成された眼球のモデリングを試験するために非常に有益である。白内障レンズの取外し後でかつＩＯＬ挿入前のバイオメトリック分析は、外科医が新たなバイオメトリに照らして挿入すべきＩＯＬの屈折力を変更することができる最後のステージを提供する。

最後に、いくつかの場合では、術中バイオメトリは、白内障水晶体レンズの除去後だけでなく、外科医によるＩＯＬの挿入が開始した後のステージ（５）においても実行することができる。このような実施形態では、例えば、外科医はレンズカプセル内に円環状ＩＯＬの挿入を開始することができる。術中バイオメトリは、円環状ＩＯＬの主軸の向きが実際に術前診断および処方で規定された方向であるかどうかチェックするプロセス中に実行することができる。更に、この処置は、円環状ＩＯＬのモデルとした方向が実際に、術前の提案されたモデリングのように適正に働いているかどうかチェックすることもできる。リアルタイムの術中バイオメトリ分析で、アナライザ１４０は、既に挿入された円環状ＩＯＬの乱視の軸の方向の変更が、眼球の全体の光学性能を改善することができることを発見できる。

アナライザ１４０がステージ（３）〜（５）の術中バイオメトリック分析のいずれかを実行した後、アナライザ１４０は、手術用顕微鏡１１２の共有光路内に外科医に対して円環状ＩＯＬの向きの提案した回転を、ヘッドアップディスプレイ１６０に表示させることができる。応答して、外科医は、彼または彼女の眼を顕微鏡１１２から移動することなく、直ちにＩＯＬ挿入プロセスをそれに応じて調節することができる。

いくつかの同様な実施形態では、ＳＭＩＯＲＳ１００は、眼球の撮像される領域の視覚画像を提供する手術用顕微鏡１１２、撮像される領域のＯＣＴ画像を生成するように構成された光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージングシステム１２０、撮像される領域の屈折情報を測定するように構成された屈折計１３０、ＯＣＴ画像および屈折情報に基づいて眼球のバイオメトリック情報を測定するように構成されたアナライザ１４０、及び、手術用顕微鏡１１２の光路内に測定されたバイオメトリック情報を表示するように構成されたヘッドアップディスプレイ１６０を備える術中バイオメータ１００を含むことができる。いくつかの実施形態では、測定されたバイオメトリック情報は、術中に表示することができる。

図３Ａ〜Ｃは、ＳＭＩＯＲＳ１００または術中バイオメータ１００の実施形態を示す。この実施形態の眼球可視化システム１１０は、対物レンズ１１３及び双眼接眼レンズ１１７を有する手術用顕微鏡１１２を含むことができる。ＯＣＴイメージングシステム１２０及び屈折計１３０は、顕微鏡インターフェース１５０を介してＳＭＩＯＲＳ１００内に統合することができる。ＯＣＴイメージング情報及び屈折マッピングは、眼球視覚可システム１１０の外部に配置することのできるアナライザ１４０に送ることができる。アナライザ１４０は、ＯＣＴ画像及び屈折マッピングに基づいて統合したバイオメトリック分析を実行し、バイオメトリック情報を生成することができる。アナライザ１４０は、測定したバイオメトリック情報を、手術用顕微鏡１１２の光路に測定したバイオメトリック情報を表示するように構成されたヘッドアップディスプレイ１６０に信号を送ることができる。

図３Ａは、顕微鏡インターフェース１５０が、顕微鏡１１２の先端対物レンズから比較的離隔して配置されている実施形態を示す。図３Ｂは、顕微鏡インターフェース１５０が更に先端位置に配置された点で相違する同様な実施形態を示す。最後に、図３Ｃは、混合した実施形態を示す。ここで、ＯＣＴ１２０及び屈折計１３０は先端側顕微鏡インターフェース１５０に統合することができ、ここで、ヘッドアップディスプレイは、近接位置で顕微鏡１１２に連結することができる。

最後に、図４は、ＳＭＩＯＲＳ１００の実施形態の作動方法２００を示す。この方法２００は、
２１０．例えばＯＣＴイメージングシステム１２０であるＯＣＴイメージングシステムで、眼球の眼の撮像される領域のＯＣＴ画像を生成し、
２２０．例えば屈折計１３０である屈折計で眼の撮像される領域の屈折マッピングを生成し、
２３０．例えばアナライザ１４０であるアナライザで、ＯＣＴ画像、屈折マッピング及び眼球モデルに基づいて眼球の統合されたバイオメトリック分析を実行し、
２４０．手術選択を知らせるために、バイオメトリック分析に基づいて、アナライザでバイオメトリック情報を生成し、更に、
２５０．ビデオディスプレイ、及び、例えばディスプレイ１６０であるヘッドアップディスプレイの一方を介してバイオメトリック情報を表示する、ことを含む。

ここに記載の実施形態は、ＯＣＴおよび屈折計を統合した細隙灯または顕微鏡を提供する。上述の実施例は、例示するだけであり、制限することを意図するものではない。当業者であれば、本開示の範囲内であることを意味する開示した実施形態と一致する他のシステムを開発することは容易であろう。このように、本願は以下の請求の範囲によってのみ限定される。
本明細書に開示される発明は以下の態様を含む。
〔態様１〕
眼球内の撮像される領域の視像を提供するように構成された眼球視覚化システムと、
撮像される前記領域のＯＣＴ画像を生成するように構成された光コヒーレンストモグラフィイ（ＯＣＴ）メージングシステムと、
撮像される前記領域の屈折マッピングを生成するように構成された屈折計と、
ＯＣＴ画像及び屈折マッピングに基づいて前記眼球の屈折特性を測定するように構成されたアナライザと、を備え、
前記屈折計及び前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記眼球視覚化システムに統合される、
細隙灯または顕微鏡の統合されたＯＣＴ−屈曲計システム。
〔態様２〕
前記眼球視覚化システムは、顕微鏡及び細隙灯の少なくとも一方を備える、態様１に記載のシステム。
〔態様３〕
前記屈折計はシャック−ハートマンタイプであり、
前記眼球視覚化システムの光路を介して部分的に、撮像される前記領域に導かれるレーザビームを生成するように構成される屈折レーザ源、及び、屈折センサを備え、
前記屈折センサは、
小型レンズアレイを備え、前記小型レンズアレイは、
撮像される前期領域から戻るビームを受け、
戻ったビームをビームレットに分解させ、更に、
前記ビームレットを検出器アレイに焦点を合わせるように構成され、
前記検出器アレイは、
前記ビームレットを検出し、更に、
検出したビームレットに基づいて撮像される前記領域の屈折マッピングを実行するように構成される、態様１に記載のシステム。
〔態様４〕
前記屈折計はタルボット−モイアタイプであり、
前記眼球視覚化システムの光路を介して部分的に、撮像される前記領域に導かれるレーザビームを生成するように構成された屈折レーザ源、及び、
屈折センサを備え、前記屈折センサは、
相対角を可変の２つの交差した格子を備え、前記格子は、
撮像される前期領域から戻るビーム受け、更に、
受けたビームに対応するモイアパターンを生成するように構成され、
検出器を備え、前記検出器は、
前記モイルパターンを検出し、更に、
検出した前記モイアパターンに基づいて、撮像する前記領域の屈折マッピングを実行するように構成される、態様１に記載のシステム。
〔態様５〕
前記屈折計は、レーザ光追跡システムを備え、前記レーザ光追跡システムは、
屈折レーザマトリックス源を備え、前記屈折レーザマトリックス源は、
一連のレーザパルスを生成し、撮像される前記領域内でスキャニングパターンに沿って前記眼球視覚化システムの光路を部分的に通してレーザパルスを効果的にスキャンするように構成され、
検出器を備え、前記検出器は、
撮像される前期領域から戻るレーザビームを検出し、更に、
検出した前記レーザビームに基づいて、撮像される前記領域の屈折マッピングを実行するように要請される、態様１に記載のシステム。
〔態様６〕
前記屈折レーザマトリックス源は、面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ）を備え、更に、
前記検出器はＣＭＯＳカメラを備える、態様５に記載のシステム。
〔態様７〕
前記屈折計はレーザ光追跡システムを備え、前記レーザ光追跡システムは、
レーザビームを生成するように構成される屈折レーザ源と、
スキャナを備え、前記スキャナは、
レーザ源からレーザビームを受け、更に、
前記眼球視覚化システムの光路を通過した一部の前記レーザビームを、撮像される前記領域でスキャニングパターンに沿ってスキャンするように構成され、更に、
検出器を備え、前記検出器は、
撮像される前期領域から戻る前期レーザビームを検出し、更に、
検出した前記レーザビームに基づいて撮像される前記領域の屈折マッピングを実行するように構成される、態様１に記載のシステム。
〔態様８〕
前記検出器はＣＭＯＳカメラを備え、更に、
前記スキャナは、前記屈折計及び前記ＯＣＴイメージングシステムによって共有される、態様７に記載のシステム。
〔態様９〕
前記屈折計は、光線追跡屈折計であり、前記屈折計は、
ループに沿って屈折レーザをスキャンし、
スキャンした前記屈折レーザを撮像される前記領域に導き、更に、
スキャニング中に撮像される前記領域内で前記屈折レーザが掃引する経路を記録するように構成され、更に、
前記アナライザは、
記録された前記経路のサイズから前記眼球の屈折力を測定し、更に、
記録された前記経路の位相から前記眼球の前記屈折力の符号を測定するように、構成される、態様１に記載のシステム。
〔態様１０〕
前記屈折計は、波面アナライザ、収差検出器、及び、誤差測定器の少なくとも１つを備える、態様１に記載のシステム。
〔態様１１〕
前記屈折計及び前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記顕微鏡の最も先端のレンズの近部で、前記眼球視覚化システムの顕微鏡内に統合され、顕微鏡−眼球作動距離の減少を避ける、態様１に記載のシステム。
〔態様１２〕
前記屈折計及び前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記手術用顕微鏡の少なくとも１のビームスプリッタポートを通して、前記手術用顕微鏡に統合される、態様１に記載のシステム。
〔態様１３〕
前記アナライザは、前記ＯＣＴ画像及び前記屈折マッピングを記録するように構成される態様１に記載のシステム。
〔態様１４〕
前記アナライザは、プロセッサ及びメモリを備え、前記ＯＣＴ画像及び前記屈折マッピングの双方に使用する眼球モデルのパラメータを測定するようにプログラムされる、態様１に記載のシステム。
〔態様１５〕
前記眼球モデルは、エンスレイモデル、グレイベンカンプモデル、ガルストランドモデル、ヘルムホルツ−ローレンスモデル及びリウ−ブレナンモデルの１つであり、
前記アナライザは、光線追跡ソフトウェアの実行によりパラメータを測定するようにプログラムされ、更に、
前記眼球モデルのパラメータは、球パラメータ、円筒パラメータ及び前記眼球の乱視の配向角度の少なくとも１つを含む、態様１４のシステム。
〔態様１６〕
前記アナライザの前記プロセッサ及び前記メモリは、前記眼球モデルの決定したパラメータ、ＩＯＬの光学特性に基づいて、利用可能な眼内レンズ（ＩＯＬ）のデータベースから選択し、選択したＩＯＬが前記眼球内に挿入されたときに、前記眼球の所要の光学補正を達成するようにプログラムされる、態様１４に記載のシステム。
〔態様１７〕
所要の前記光学補正は、
球状屈折誤差、円筒屈折誤差、乱視値、乱視角、屈折力、高次収差、コマ収差、ゼルニケ係数、中心化、及び、傾き、の特性の少なくとも１に関係する、態様１６に記載のシステム。
〔態様１８〕
前記アナライザは、推奨されるＩＯＬ屈折力、円環状ＩＯＬの乱視の値及び配向、多焦点特性、及び、前記眼球のカプセル内の眼内レンズ（ＩＯＬ）の位置の少なくとも１つを決定し、前記眼球の所要の前記光学補正を達成するように構成される、態様１６に記載のシステム。
〔態様１９〕
前記アナライザは、
自然のレンズが取り外された後、前記ＯＣＴ画像及び前記屈折マッピングから眼球モデルパラメータを測定し、
補正バイオメトリ情報を出力し、測定された前記眼球モデルパラメータが術前に測定した眼球モデルパラメータと相違するときに、表示するようにプログラムされる、態様１４に記載のシステム。
〔態様２０〕
前記アナライザは、
眼組織に減張切開を形成した後、前記ＯＣＴ画像及び前記屈折マッピングから眼球モデルパラメータを測定し、更に、
補正バイオメトリ情報を出力し、測定された前記眼球モデルパラメータが術前に測定した眼球モデルパラメータと相違するときに、表示するようにプログラムされる、態様１４に記載のシステム。
〔態様２１〕
前記アナライザは、
ＩＯＬレンズを前記眼球のカプセル内に挿入開始した後、前記ＯＣＴ画像及び前記屈折マッピングから眼球モデルパラメータを測定し、更に、
補正バイオメトリ情報を出力し、挿入された前記ＩＯＬの中心化及び円環状の配向の少なくとも１つを調整する、ようにプログラムされる、態様１４に記載のシステム。
〔態様２２〕
前記ＯＣＴイメージングシステムは、時間領域、周波数領域、掃引周波数、及び、フーリエ領域モード同期ＯＣＴイメージングシステムの１つを備える、態様１に記載のシステム。
〔態様２３〕
前記ＯＣＴイメージングシステムは、
５００ｎｍ〜２,０００ｎｍ、及び、９００ｎｍ〜１,４００ｎｍの範囲の１つの作動波長、及び、
４〜１０ｍｍ、１０〜３０ｍｍ、３０〜５０ｍｍ、及び、５０ｍｍより大きい範囲の１つのコヒーレンス長のレーザを備える、態様１に記載のシステム。
〔態様２４〕
前記屈折計は、
７００〜９００ｎｍの範囲の波長で作用し、更に、
７００〜９００ｎｍの範囲の波長に対して５０〜１００％の範囲の反射率のミラーを介して、前記眼球視覚化システムの前記光路内に連結されるように構成され、
前記ＯＣＴイメージングシステムは、
９００〜１,４００ｎｍの範囲の波長で作用し、更に、
９００〜１,４００ｎｍの範囲の波長に対して５０〜１００％の範囲の反射率のミラーを介して、前記眼球視覚化システムの前記光路内に連結されるように構成される、態様１に記載のシステム。
〔態様２５〕
ヘッドアップディスプレイとマイクロディスプレイの少なくとも一方は、前記アナライザで測定された前記眼球のバイオメトリック情報と反射特性の少なくとも一方を、前記眼球視覚化システムの顕微鏡の光路に投影するように構成される、態様１に記載のシステム。
〔態様２６〕
前記眼球視覚化システムの光路の外側に配置され、更に、
前記アナライザで測定された、前記眼球のバイオメトリック情報及び屈折特性の少なくとも一方を表示するように構成された、
ビデオディスプレイ及びコンピュータ化されたディスプレイの少なくとも一方を備える、態様１に記載のシステム。
〔態様２７〕
眼球の撮像される領域の視覚画像を提供するように構成された手術用顕微鏡、
撮像される前記領域のＯＣＴ画像を生成するように構成された光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージングシステム、
撮像される前記領域の屈折情報を測定するように構成された収差計、及び、
前記ＯＣＴ画像及び前記屈折情報に基づいて前記眼球のバイオメトリック情報を測定するように構成されたアナライザ、及び、
前記手術用顕微鏡の光路内に、測定した前記バイオメトリック情報を表示するように構成されたヘッドアップディスプレイ、
を備える、術中作動可能なバイオメータ。
〔態様２８〕
統合されたＯＣＴ−屈折計システムを操作する方法であって、
ＯＣＴイメージングシステムで、眼球の眼の撮像される領域のＯＣＴ画像を生成し、
屈折計で、前記眼の撮像される領域の屈折マッピングを生成し、
前記ＯＣＴ画像、前記屈折マッピング及び眼球モデルに基づいて、アナライザで前記眼球の統合されたバイオメトリック分析を実行し、
手術の選択を知らせるため、前記バイオメトリック分析に基づいて、前記アナライザでバイオメトリック情報を生成し、更に、
ビデオディスプレイ及びヘッドアップディスプレイの一方を介して前記バイオメトリック情報を表示することを有する、方法。

Claims (25)

1. 眼球内の撮像される領域の視像を提供するように構成された眼球視覚化システムと、
   撮像される前記領域のＯＣＴ画像データを生成するように構成されたＯＣＴ（光コヒーレンストモグラフィ）イメージングシステムと、
   撮像される前記領域の屈折マッピングデータを生成するように構成された屈折計と、
   プロセッサとメモリとを備えるアナライザであって、
   前記ＯＣＴイメージングシステムからＯＣＴ画像データを受け、
   前記屈折計から屈折マッピングデータを受け、
   前記ＯＣＴ画像データと前記屈折マッピングデータとを記録し、
   前記ＯＣＴ画像データと前記屈折マッピングデータとに基づいて前記眼球の屈折特性を測定すべく光線追跡ソフトウェアを実行するように構成されたプロセッサとメモリとを備えるアナライザと、を備え、
   前記屈折計及び前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記眼球視覚化システムに統合される、細隙灯または顕微鏡の統合されたＯＣＴ−屈曲計システム。
2. 前記眼球視覚化システムは、顕微鏡及び細隙灯の少なくとも一方を備える、請求項１に記載のシステム。
3. 前記屈折計はシャック−ハートマンタイプであり、
   前記眼球視覚化システムの光路を介して部分的に、撮像される前記領域に導かれるレーザビームを生成するように構成される屈折レーザ源、及び、屈折センサを備え、
   前記屈折センサは、
   小型レンズアレイを備え、前記小型レンズアレイは、
   撮像される前記領域から戻るビームを受け、
   戻ったビームをビームレットに分解させ、更に、
   前記ビームレットを検出器アレイに焦点を合わせるように構成され、
   前記検出器アレイは、
   前記ビームレットを検出し、更に、
   検出したビームレットに基づいて撮像される前記領域の屈折マッピングを実行するように構成される、請求項１に記載のシステム。
4. 前記屈折計はタルボット−モイアタイプであり、
   前記眼球視覚化システムの光路を介して部分的に、撮像される前記領域に導かれるレーザビームを生成するように構成された屈折レーザ源、及び、
   屈折センサを備え、前記屈折センサは、
   相対角を可変の２つの交差した格子を備え、前記格子は、
   撮像される前記領域から戻るビーム受け、更に、
   受けたビームに対応するモイアパターンを生成するように構成され、
   検出器を備え、前記検出器は、
   前記モイアパターンを検出し、更に、
   検出した前記モイアパターンに基づいて、撮像する前記領域の屈折マッピングを実行するように構成される、請求項１に記載のシステム。
5. 前記屈折計は、光線追跡屈折計であり、前記屈折計は、
   ループに沿って屈折レーザをスキャンし、
   スキャンした前記屈折レーザを撮像される前記領域に導き、更に、
   スキャニング中に撮像される前記領域内で前記屈折レーザが掃引する経路を記録するように構成され、更に、
   前記アナライザは、
   記録された前記経路のサイズから前記眼球の屈折力を測定し、更に、
   記録された前記経路の位相から前記眼球の前記屈折力の符号を測定するように、構成される、請求項１に記載のシステム。
6. 前記屈折計は、波面アナライザ、収差検出器、及び、誤差測定器の少なくとも１つを備える、請求項１に記載のシステム。
7. 前記屈折計及び前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記顕微鏡の最も先端のレンズの近部で、前記眼球視覚化システムの顕微鏡内に統合され、顕微鏡−眼球作動距離の減少を避ける、請求項１に記載のシステム。
8. 前記屈折計及び前記ＯＣＴイメージングシステムは、顕微鏡の少なくとも１つのビームスプリッタポートを通して、該顕微鏡に統合される、請求項１に記載のシステム。
9. 前記ＯＣＴイメージングシステムは、時間領域、周波数領域、掃引周波数、及び、フーリエ領域モード同期ＯＣＴイメージングシステムの１つを備える、請求項１に記載のシステム。
10. 前記ＯＣＴイメージングシステムは、
    ５００ｎｍ〜２,０００ｎｍ、及び、９００ｎｍ〜１,４００ｎｍの範囲の１つの作動波長、及び、
    ４〜１０ｍｍ、１０〜３０ｍｍ、３０〜５０ｍｍ、及び、５０ｍｍより大きい範囲の１つのコヒーレンス長のレーザを備える、請求項１に記載のシステム。
11. 前記屈折計は、
    ７００〜９００ｎｍの範囲の波長で作用し、更に、
    ７００〜９００ｎｍの範囲の波長に対して５０〜１００％の範囲の反射率のミラーを介して、前記眼球視覚化システムの光路内に連結されるように構成され、
    前記ＯＣＴイメージングシステムは、
    ９００〜１,４００ｎｍの範囲の波長で作用し、更に、
    ９００〜１,４００ｎｍの範囲の波長に対して５０〜１００％の範囲の反射率のミラーを介して、前記眼球視覚化システムの光路内に連結されるように構成される、請求項１に記載のシステム。
12. 前記アナライザで測定された前記眼球のバイオメトリック情報と反射特性の少なくとも一方を、前記眼球視覚化システムの顕微鏡の光路に投影するように構成された、ヘッドアップディスプレイとマイクロディスプレイの少なくとも一方を備える、請求項１に記載のシステム。
13. 前記眼球視覚化システムの光路の外側に配置され、更に、
    前記アナライザで測定された、前記眼球のバイオメトリック情報及び屈折特性の少なくとも一方を表示するように構成された、
    ビデオディスプレイ及びコンピュータ化されたディスプレイの少なくとも一方を備える、請求項１に記載のシステム。
14. 前記屈折計は、レーザ光線追跡システムを備え、前記レーザ光線追跡システムは、
    屈折レーザマトリックス源を備え、前記屈折レーザマトリックス源は、
    一連のレーザパルスを生成し、撮像される前記領域内でスキャニングパターンに沿って前記眼球視覚化システムの光路を部分的に通してレーザパルスを効果的にスキャンするように構成され、
    検出器を備え、前記検出器は、
    撮像される前記領域から戻るレーザビームを検出し、更に、
    検出した前記レーザビームに基づいて、撮像される前記領域の屈折マッピングを実行するように構成される、請求項１に記載のシステム。
15. 前記屈折レーザマトリックス源は、面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ）のアレイを備え、更に、前記検出器はＣＭＯＳカメラを備える、請求項１４に記載のシステム。
16. 前記屈折計はレーザ光線追跡システムを備え、前記レーザ光線追跡システムは、
    レーザビームを生成するように構成される屈折レーザ源と、
    スキャナを備え、前記スキャナは、
    レーザ源からレーザビームを受け、更に、
    前記眼球視覚化システムの光路を通過した一部の前記レーザビームを、撮像される前記領域でスキャニングパターンに沿ってスキャンするように構成され、更に、
    検出器を備え、前記検出器は、
    撮像される前記領域から戻る前記レーザビームを検出し、更に、
    検出した前記レーザビームに基づいて撮像される前記領域の屈折マッピングを実行するように構成される、請求項１に記載のシステム。
17. 前記検出器はＣＭＯＳカメラを備え、更に、
    前記スキャナは、前記屈折計及び前記ＯＣＴイメージングシステムによって共有される、請求項１６に記載のシステム。
18. 前記アナライザは、プロセッサ及びメモリを備え、ＯＣＴ画像及び屈折マッピングの双方に使用する眼球モデルのパラメータを測定するようにプログラムされる、請求項１に記載のシステム。
19. 前記眼球モデルは、エンスレイモデル、グレイベンカンプモデル、ガルストランドモデル、ヘルムホルツ−ローレンスモデル及びリウ−ブレナンモデルの１つであり、
    前記アナライザは、光線追跡ソフトウェアの実行によりパラメータを測定するようにプログラムされ、更に、
    前記眼球モデルのパラメータは、球パラメータ、円筒パラメータ及び前記眼球の乱視の配向角度の少なくとも１つを含む、請求項１８のシステム。
20. 前記アナライザは、
    自然のレンズが取り外された後、前記ＯＣＴ画像及び前記屈折マッピングから眼球モデルパラメータを測定し、
    補正バイオメトリ情報を出力し、測定された前記眼球モデルパラメータが術前に測定した眼球モデルパラメータと相違するときに、表示するようにプログラムされる、請求項１８に記載のシステム。
21. 前記アナライザは、
    眼組織に減張切開を形成した後、前記ＯＣＴ画像及び前記屈折マッピングから眼球モデルパラメータを測定し、更に、
    補正バイオメトリ情報を出力し、測定された前記眼球モデルパラメータが術前に測定した眼球モデルパラメータと相違するときに、表示するようにプログラムされる、請求項１８に記載のシステム。
22. 前記アナライザは、
    ＩＯＬレンズを前記眼球のカプセル内に挿入開始した後、前記ＯＣＴ画像及び前記屈折マッピングから眼球モデルパラメータを測定し、更に、
    バイオメトリ情報をディスプレイに出力し、挿入されたＩＯＬの中心化及び円環状の配向の少なくとも１つを調整する、ようにプログラムされる、請求項１８に記載のシステム。
23. 前記アナライザの前記プロセッサ及び前記メモリは、前記眼球モデルの決定したパラメータ、ＩＯＬの光学特性に基づいて、利用可能な眼内レンズ（ＩＯＬ）のデータベースから選択し、選択したＩＯＬが前記眼球内に挿入されたときに、前記眼球の所要の光学補正を達成するようにプログラムされる、請求項１８に記載のシステム。
24. 所要の前記光学補正は、
    球状屈折誤差、円筒屈折誤差、乱視値、乱視角、屈折力、高次収差、コマ収差、ゼルニケ係数、中心化、及び、傾き、の眼の特性の少なくとも１つに関係する、請求項２３に記載のシステム。
25. 前記アナライザは、推奨されるＩＯＬ屈折力、円環状ＩＯＬの乱視の値及び配向、多焦点特性、及び、前記眼球のカプセル内の眼内レンズ（ＩＯＬ）の位置の少なくとも１つを決定し、前記眼球の所要の前記光学補正を達成するように構成される、請求項２３に記載のシステム。