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。