光コヒーレンストモグラフィーを使用する屈折処方

专利摘要:
ヒトの角膜の屈折力を測定する光コヒーレンストモグラフィー装置および方法が開示される。該装置は、角膜前面からの鏡面反射光と角膜内部からの拡散反射光の両方を捕集する。角膜の両面の複合屈折力が判定される。
公开号:JP2011509103A
申请号:JP2010540058
申请日:2008-12-20
公开日:2011-03-24
发明作者:イー． オハラ、キース；エイ． マイヤー、スコット
申请人:カール ツァイス メディテック アクチエンゲゼルシャフトＣａｒｌ Ｚｅｉｓｓ Ｍｅｄｉｔｅｃ ＡＧ；
IPC主号:A61B3-10

专利说明:

[0001] 本発明の一つまたは複数の実施形態は、概して、干渉トモグラフィーを用いてヒトの眼の屈折状態を判定することに関する。ヒトの眼の屈折面の全部または一部の屈折力を判定することは、白内障の場合に水晶体（ｎａｔｕｒａｌ ｌｅｎｓ）と置き換えるために使用されるレンズなどの屈折補正用レンズを処方する上で重要である。十分な精度の屈折処方装置は、円錐角膜などの疾患に見られる角膜異常の検出など、その他の診断用途でも有用である。]
背景技術

[0002] 従来の屈折診断機器と、光コヒーレンストモグラフィーおよび低コヒーレンス干渉装置とを組み合わせる装置が提案されている。たとえば、バース（Ｂａｒｔｈ）による米国特許第６，７９９，８９１号、ウェルティ（Ｗａｅｌｔｉ）による米国公開第２００５／０１４０９８１号、およびウェイ（Ｗｅｉ）による米国公開第２００５／０２０３４２２号などである。典型的には、前部（前）角膜形状が角膜から反射される光を撮像することによって測定され、網膜へと戻るより深い面の位置が低コヒーレンス干渉法や数種類のトモグラフィー法によって測定される。]
[0003] シャインプルーフ撮像法（Ｓｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ ｉｍａｇｉｎｇ）、スリットランプ撮像法、および光コヒーレンストモグラフィー（ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）などのトモグラフィー技術は、屈折面の断面画像を撮影する。これらの方法は、レンズの深度と角膜の厚みを所要の精度まで測定するのに十分である。しかし、トモグラフィーだけでは、これらの面の屈折力を判定するのに十分正確であると証明されていない。たとえば、ＯＣＴのみのアプローチと、ＯＣＴと別個の装置による前面形状測定との組み合わせとを最近比較したタン（Ｔａｎｇ）ら（２００６）を参照されたい。角膜前面の測定されたプロファイルである「レンズのサグ（ｓａｇ）」から屈折力への変換は、サグが半径１ｍｍの角膜の円形パッチ全体で測定される場合、１．３μｍ／ディオプトリである。したがって、屈折力を０．２５ディオプトリの精度まで測定するには、角膜形状のサブミクロンの分解能を必要とする。回析限界が、この分解能で非接触可視光撮像を達成するのを非常に困難とする。]
[0004] 角膜からの鏡面反射からピーク強度を発見することによって、２μｍ内に角膜面の位置を突き止める干渉範囲が示されている（ファング（Ｈｕａｎｇ）ら、１９９１）。この公開は、その技術を横断走査に拡張することを提案した。干渉法を使用して眼の前面の形状を判定する方法は、米国特許第５，３１７，３８９号のホッホベルク（Ｈｏｃｈｂｅｒｇ）およびバロス（Ｂａｒｏｔｈ）に記載されている。ホッホベルクおよびバロスは、バルク光学素子とスキャナの代わりのアレイ検出器とを使用して、１回のスナップショットで角膜上の線を横断する干渉写真を記録する。]
発明が解決しようとする課題

[0005] 我々は、単独の非接触測定装置を使用して、完全な屈折診断を判定する必要性を認識している。我々はここに、単独の光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）スキャナのみを使用して、十分な精度で必須情報を収集する方法を説明する。]
課題を解決するための手段

[0006] 本発明は、光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）システムを使用して角膜の前面の形状を判定する方法およびシステムに向けられている。ＯＣＴシステムは、光ビームを生成する光源と、サンプルアームと、基準アームと、検出アームとを含む。]
[0007] 本発明は、光ビームで眼を走査するステップと、角膜前面からの鏡面反射光と角膜の内部からの拡散反射光とを同時に捕集し、捕集された光に応答して出力信号を生成するステップであって、前記捕集が複数の光ビーム走査位置で実行されるステップと、捕集された鏡面反射光に基づき、出力信号を処理して角膜前面の形状を判定するステップと、判定結果を表示するステップと、を備える。]
[0008] 走査は、前面からの鏡面反射光が角膜上の少なくとも３ｍｍの横方向範囲にわたって捕集されるように好適に実行される。
出力信号を処理し角膜前面の形状を判定するステップは、走査位置の関数として鏡面反射光の位相変化を導き出すステップを備えることが特に有効であると判明している。]
[0009] 出力信号を処理して角膜前面の形状を判定するステップは、走査位置の関数として鏡面反射光のＺ軸に沿った強度のピークを判定するステップを有効に備える。
捕集された拡散反射光に基づき、出力信号を処理して複数の走査位置で角膜後面の形状を判定するステップと、判定された角膜前面および角膜後面の形状に基づき、角膜の屈折力を判定するステップとを好適に備えることによってさらなる利点が生じる。]
[0010] 好都合なことに、前記処理ステップ中、走査中の眼の動きによる出力信号内のアーチファクトが修正される。これは、出力信号、特に捕集された拡散反射光からドップラー偏移情報を導き出すことによってなされ得る。]
[0011] さらに好都合なことに、処理ステップ中、断層画像が鏡面反射光および拡散反射光から生成され、その断層画像がさらに処理されて、角膜前面の形状を導き出す。
本発明に係るシステムは、角膜前面からの鏡面反射光と角膜の内部からの拡散反射光との両方が検出アームを介して同時に捕集されるように、角膜上で光ビームを走査する光学素子と、捕集された光に応答して出力信号を生成する検出アームに結合される検出器と、出力信号を受信し、捕集された鏡面反射光に基づき角膜前面の形状を判定するプロセッサと、を備える。]
[0012] 該システムにおいて、走査光学素子は、走査ステップ中、角膜前面に対して略垂直な入射角で光ビームを維持するように有効に機能する。
好都合なことに、走査光学素子は、前面からの鏡面反射光が角膜上の少なくとも３ｍｍの横方向範囲にわたって捕集されるように配置される。]
[0013] 第２の側面によると、本発明は、撮像される特徴へとビームを方向付け、そこから反射される光を捕集する手持ち型プローブを備えた光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）システムを用いる断層画像を生成する方法であって、該方法は、特徴の様々な領域を照射するようにプローブを手動で移動させて、そこから反射される光を捕集するステップと、捕集された光に基づき断層画像を生成するステップと、特徴に対するプローブの動きを判定するために画像内のスペックルの変動を解析するステップと、判定された動きに基づき画像を修正するステップと、修正された画像を表示するステップと、を備える。]
[0014] それにより、好都合なことに、捕集された光が一連の軸方向スキャンを備え、連続して捕集されるＡスキャン間の相互相関を測定することによってスペックルの変動が解析される。]
図面の簡単な説明

[0015] ＯＣＴビームを走査する好適な形態の概略図である。
ＯＣＴビームを走査する好適な形態の概略図である。
ＯＣＴビームを走査する好適な形態の概略図である。
角膜のＯＣＴ画像を示す図である。
角膜の前面と後面のプロファイルを示す図である。
角膜からの反射の位相に基づき変調した角膜のＯＣＴ画像を示す図である。
角膜からの反射の位相に基づき変調した角膜のＯＣＴ画像を示す図である。
本文書に記載する二つの方法によって判定される角膜前面までの光遅延を示す図である。
本文書に記載する二つの方法によって判定される角膜前面までの光遅延を示す図である。
いくつかの断層像の取得中、検出されたヒトの眼の動きを示す図である。
不規則な横断走査速度を用いて撮像された肌組織のＯＣＴ画像を示す図である。
撮像された組織に対する、図７の各列の推定横方向位置を示す図である。
横方向の動きに対して大まかに修正された図７の断層像を示す図である。
スペクトル領域ＯＣＴスキャナの鏡像アーチファクト特徴を含む、ヒトの眼の前部のＯＣＴ画像を示す図である。
スペクトル領域ＯＣＴスキャナの鏡像アーチファクト特徴を含む、ヒトの眼の前部のＯＣＴ画像を示す図である。
鏡像アーチファクトを抑制するための位相シフトとドップラー情報の利用から生じるＯＣＴ画像を示す図である。
鏡像アーチファクトを抑制するための位相シフトとドップラー情報の利用から生じるＯＣＴ画像を示す図である。
鏡像アーチファクトを抑制するための位相シフトとドップラー情報の利用から生じるＯＣＴ画像を示す図である。
ヒトの眼の前部と後部でＯＣＴビームを同時に集束させる装置の概略図である。] 図７
実施例

[0016] 角膜前面からの走査ビームの鏡面反射がＯＣＴ画像の一部として捕集されるように眼を走査するべく構成される光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）システムを説明する。鏡面反射は、鏡面反射の重心を通って、または位相感知（ｐｈａｓｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ）ＯＣＴの位相を通って、角膜前面のプロファイルを突き止める。このような１セットのプロファイル測定値は、屈折処方に必要な精度で、角膜前面の面トポグラフィーを提供する。本件の方法では、従来のＯＣＴシステムで利用可能な距離分解能よりも正確な測定値を提供する。]
[0017] 一実施形態では、鏡面反射がピーク強度を有するｚ軸（深度軸）の位置は、横位置の関数として判定される。このｚ軸の位置が角膜前面に対応する。典型的な従来技術のＯＣＴシステムは、意図的でなく捕捉された偶発的鏡面反射を除き、拡散して反射された光を測定して、干渉スペックルからなる画像を生成することに留意すべきである。本文書の装置は、拡散反射と角膜前面の広い領域からの鏡面反射の両方を同時に捕集することのできるＯＣＴ走査形態の変形を含む。このように、従来のＯＣＴ画像とトポグラフィー情報の両方が同じ捕捉で測定される。]
[0018] 別の実施形態では、鏡面反射ビームの位相が、ここでも角膜を横断する横位置の関数として測定される。この角膜前面反射の位相は、角膜前面のサブ波長スケールのトポグラフィー情報を担持する。]
[0019] ＯＣＴ走査中、患者が軸方向に動くと、測定されたトポグラフィーに大きな誤差が生じる。軸方向の動きは、特定の横位置を繰り返し走査し、連続走査でその位置での角膜の軸方向位置の変化からこの動きを推定することによって修正可能である。もしくは、この動きの影響は、角膜支質（ｃｏｒｎｅａｌ ｓｔｒｏｍａ）（角膜表面間の角膜内部の組織）からのＯＣＴ信号をドップラー解析することによって修正することができる。]
[0020] 角膜後面も、鏡面反射（位相または強度のいずれか）を用いて同様にマッピングすることができる。しかしながら、後面全体の屈折率の変化はかなり小さく、支質の屈折率と房水（ａｑｕｅｏｕｓ ｈｕｍｏｒ）の屈折率との差であり、どちらも水の屈折率に近い。よって、１ディオプトリの何分の１かまで屈折を測定するという我々の目的のために後面の隆起を測定する要件はずっと緩やかである。最近のＯＣＴシステムの分解能は、角膜の断層像（ｔｏｍｏｇｒａｍ）が角膜力を算出するため十分精密に後面の位置を突き止めるのに十分であるため、角膜後面からの鏡面反射を分ける必要はない。この角膜の断層像は同じシステムで作製することができ、前面からの鏡面反射と同時に容易に得ることができる。]
[0021] 白内障の場合に水晶体と置き換える眼球内レンズ（ＩＯＬ）の処方のため、角膜から網膜までの距離が処方に必要であり、水晶体の各面の位置が正確な処方のために所望される。これらの距離は、（たとえばカールツァイスメディテック社製の製品ＩＯＬマスターおよびＶｉｓａｎｔｅを使用して）ＯＣＴに関連する干渉手段により簡便かつ正確に測定される。]
[0022] 原則的に、ＯＣＴスキャナは、眼の全長を走査することによって眼の長さを測定するように構成することができる。しかしながら、角膜画像に所望される２〜２０μｍの分解能で眼の全長を直接撮像するには不便である。わずか２〜８ｍｍの撮像範囲を用いて所望される８〜４０ｍｍの距離を測定する二重露光方法を以下に説明する。
走査形態
角膜前面は、反射型角膜トポグラファー（ｔｏｐｏｇｒａｐｈｅｒ）（市販品のＡｔｌａｓなど）とケラトメータ（ｋｅｒａｔｏｍｅｔｅｒ）（市販品のＩＯＬマスターに含まれるものなど）によって従来利用される鏡面反射を生成する。光学素子が鏡面反射を捕捉するように設計される場合、同じ反射がＯＣＴ断層像に現れる。拡散して散乱する組織からのスペックルの粗い外観と対照的に、鏡面反射光の振幅と位相は反射全体で滑らかに変動する。角膜面が走査ＯＣＴビームとずれると、この反射の振幅は低下するため、（図１ｂ、１ｃに示される）反転アーク走査形態は、広い領域にわたり角膜への略垂直の入射角でビームを維持するために使用される。] 図１ｂ
[0023] 図１ａは、ヒトの眼の内部を撮像する典型的なＯＣＴシステムの概略図である。光源１０１はファイバーベースの干渉計に光を供給する。方向性結合器１０２は、基準アーム１０３とサンプルアーム１０４とに光源１０１からの光を分割する役割を果たす。レンズ１１１とミラー１１２は、基準光を結合器１０２に戻す役割を果たす。走査ミラー１２０、およびレンズ１２１、１２２、１２３、１２４を備える走査システムは、サンプル１４０内の連続位置に、１３０ａ、１３０ｂ、１３０ｃなどの経路に沿って連続的に光ビームを方向付ける。サンプル１４０から散乱したいくらかの光は、照射路に十分密接に沿って戻り、ファイバー干渉計に再入射し、結合器１０２内で基準光と結合する。干渉したサンプルと基準光は検出器１３０で検出される。プロセッサ１３１は、検出された干渉信号を断面画像、すなわち断層像に変換する。] 図１ａ
[0024] 図１ｂは、現在開示されている方法を適用するために光学素子を構成する一つの方法を示す。ファイバー部分は図１ａと同じにすることができるため図示しない。図１ｂの構成は、角膜を横断して弧状にＯＣＴビームを走査し、角膜前面への略垂直な入射を常に維持する。さらに、この構成により、光ビーム１３０が角膜近傍で集束する（米国特許第６，７４１，３５９号に記載されるように、ビームが走査されるにつれ、ビーム１３０の焦点は好ましくは角膜の曲線をたどる）。] 図１ａ 図１ｂ
[0025] この焦点での開口数は十分に大きいため、ビームの公差を角膜への略垂直な入射にしつつも、サンプル路１０４へ戻る十分な鏡面反射光を捕集できる。ビームが走査されるにつれ角膜前面反射の捕集部分は１０００分の１以上変動する可能性があるが、それでも適切に検出されて断層像に再構成されるため、一技術としてのＯＣＴの高感度と広いダイナミックレンジはここでは非常に有益である。鏡面反射は好ましくは、角膜の少なくとも中心３ｍｍ全域で捕集される。ヒトの眼の瞳孔の典型的な径は３ｍｍであり、瞳孔に入って視覚のために利用される光を屈折させる角膜の少なくとも横方向の範囲を正確に測定することが望まれる。]
[0026] 図１ａと図１ｂの間の明確な変化は、所望の走査形態を生成する一つの方法であるレンズ１２５の追加である。図１ａのレンズ１２２〜１２４は、スキャナの回転点（ｐｉｖｏｔ ｐｏｉｎｔ）が眼の瞳孔近傍に中継されるように、スキャナ１２１から出射する平行走査ビームをヒトの眼１４０の瞳孔上に中継する働きをした。図１ｂでは、レンズ１２２〜１２４はこの中継機能を提供するが、追加された発散レンズ１２５が二つの変化をもたらす。第１に、ＯＣＴビームは、まるでスキャナ１２０のちょうど上流のビーム焦点から発せられるように、平行にされる代わりに発散する。中継システムはこの仮想ビーム焦点を、眼１４０の瞳孔の上流に対応する距離で配置される実際のビーム焦点に移動させる。この実際の焦点が眼１４０の角膜の近傍になるように、レンズ１２５の度（ｐｏｗｅｒ）が選択される。第２に、発散レンズ１２５は、スキャナ１２０の仮想画像を物理的なスキャナ位置よりもレンズ１２５に近くするため、スキャナ１２０の有効な回転点を下流に移動させる。レンズ素子１２２〜１２４は、眼１４０内で瞳孔よりも深い位置に回転点を中継し、ビームの中継された回転点が角膜の湾曲のほぼ中心（この湾曲の中心は通常、瞳孔よりも４ｍｍ深い）となるようにレンズ１２５の位置が選択される。] 図１ａ 図１ｂ
[0027] 図１ｃは、角膜を横断する走査形態の概略近接図である。領域１４１は、画像の範囲と形状を示す。後で示す画像（断層像）は、従来の矩形状で提示されており、ビームに沿った深度は常に縦軸として示されるが、我々は実際の走査領域が弧状セグメント１４１であることを念頭に置いている。
強度画像からの角膜面の位置決め
図２は、灰色の陰が濃いほど検出された干渉信号が大きいことを表す角膜断層像を示す。断層像の各列は、１３０ａ〜ｃとして先に示されたようなＯＣＴビームの経路のうちの一つに対応する。画像内の任意の特徴（ｆｅａｔｕｒｅ）の縦方向位置は、サンプル内の対応する特徴に対するビーム経路１３０に沿った光学的遅延に相当する。具体的には、ＯＣＴ分野で十分既知な信号処理理論が教示するように、当該遅延は位相遅延とは異なり群遅延（ｇｒｏｕｐ ｄｅｌａｙ）である。群遅延は、概念的には、光パルスがビーム経路１３０に沿った特定距離を移動するのに必要な時間のことである。よって、図２に表されるような角膜上面と角膜下面の間隔が、ビームが角膜組織を通って移動する距離×角膜組織の群屈折率である。] 図１ｃ 図２
[0028] 図２の画像の大半はスペックルから成るが、角膜前面（図２の上面）は一つの連続的な高反射率領域として現れ、図２の右側からほぼ左側へと湾曲する。この反射の連続的な性質のため、画像を横断して左から右へと反射の中心を追う曲線を見つけることができる。連続的反射の中心に沿った曲線は、この反射の軸方向（縦方向）の範囲よりもずっと正確に位置を突き止めることができ、この軸方向の範囲がＯＣＴシステムの距離分解能である。我々は、前面を自動的に発見するプロセッサ１３１の機能を拡大したいと考える。画像におけるこの曲線の位置を自動的に突き止める方法の一つは、左から右へ画像を横断する最低コストの経路を発見することであり、コスト関数は反射率信号の強度の負数である。] 図２
[0029] 角膜後面（図２ａの下面）は、ＯＣＴ画像処理の通常の方法を用いて断層像を分割することによって発見できる。前面を横断する連続的反射により最低コスト経路を画像上に直接発見することができるが、後面を発見するには、スペックルのコントラストが角膜支質と房水間のコントラストのレベル未満まで低減されるまで、画像を相当平滑化させる必要がある。次に、平滑化された画像の縦方向の強度勾配は、スペックルにより局所最大および最小を越える境界で最大となる。平滑化後、平滑化された縦方向の強度勾配は、後面の境界で最小となる。この勾配は、角膜後面をほぼたどる経路を発見する最低コスト経路アルゴリズムにとってのコスト関数として働く。図２のような画像から後面の位置を突き止める精度はスペックルのサイズによって制限され、スペックルの軸方向の大きさはＯＣＴ装置の距離分解能である。表面全体の屈折率の変化は前面の場合よりもずっと小さいため、屈折処方にはこの精度で十分である。屈折率の変化が小さいということは、後面での屈折が前面での屈折よりもずっと弱いため、該表面を発見する際の誤差が角膜の予測総屈折力にあまり影響を及ぼさないということを意味する。走査形態が分かれば、図２の座標から実空間へ座標変換を実行することができる。図２の座標は、ｕで示されるスキャナ１２０の前進とｔで示される各面への光学的群遅延である。実空間での曲線は図３に示されており、角膜前面を上に、角膜後面を下に示す。前面でのＯＣＴビームの屈折は、後面の走査座標（ｔ、ｕ）から実空間座標への変換にわずかに影響する。
断層像の位相情報の利用
光コヒーレンストモグラフィーは干渉技術であるため、断層像上の各点での干渉信号の位相を提供することができる。図４は図２と同じ画像を示すが、図４は検出された干渉信号の位相φに従って変調されている（具体的には、図２はｌｏｇ（Ｉ＋Ｉ０）を示し、Ｉは干渉の強度、Ｉ０は参照強度である。図４は、すべての点に１＋ｃｏｓφを掛けたｌｏｇ（Ｉ＋Ｉ０）を示す）。図４ａは図２と同じ角膜の範囲を示すが、図４ｂは図４ａの点線部分のボックスで表示される、より小さな領域を示し、周縁構造を可視にするため拡大されている。角膜前面での連続的反射が連続的に変動する位相を有することが見てとれ、それは図４の上面を横切り滑らかに振動する強度によって示される。位相φの各サイクルは、走査ビームの一定位相面に対する、角膜面のｚにおける（ＯＣＴビームで使用される光の）半波長の差に相当する。図５ａの曲線は、λ／２πを掛けたこの反射の総合位相（ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｐｈａｓｅ）を示し、λは位相が測定されるＯＣＴビームの中心波長である。よって、図５ａは、走査進捗ｕの関数である角膜前面に対する位相遅延を示す。] 図２ 図２ａ 図３ 図４ａ 図４ｂ 図５ａ
[0030] 角膜後面は、鏡面反射を記録することによって同じように測定することができる。前反射と後反射間の位相差は、角膜の局所厚×位相指数（ｐｈａｓｅ ｉｎｄｅｘ）に等しい。この積は、まさに光学モデルで必要とされるものである。それは、上述したように強度画像から角膜後面の位置を突き止めるのに十分正確であり、概してより簡便である。]
[0031] 走査座標の図５ａの曲線から、実空間座標ｘおよびｚへの同様の座標変換によっても、図３の上の曲線の情報に匹敵する角膜前面プロファイルが判定されるが、ここでは、角膜前面の位置を突き止める際のサブ波長の精度がより高い。図５ａの位相遅延プロファイルとの比較のため、図５ｂの曲線は、図２ａのＯＣＴ断層像における鏡面反射の自明な高さから判定される群遅延プロファイルを示す。角膜前面プロファイルのこれらの測定間の重要性を次に説明する。
ＯＣＴ画像からの座標判定の詳細
ＯＣＴ機器に関する光学的な詳細は、我々が測定しているミクロンスケールの高さの規模で顕著となる。] 図２ａ 図３ 図５ａ 図５ｂ
[0032] 第１に、ＯＣＴビーム１３０に沿った位相遅延は、ＯＣＴビームに沿った群遅延と異なる。ＯＣＴビームが光学システムにおいてレンズの中心を通って走査される際、より多くのガラスを通過する。光線追跡ソフトウェアを使用して各種のガラスを通るビームの物理的な経路長を判定した後、位相遅延を算出する加重としての屈折率と、群遅延を算出する各種ガラスの群屈折率とを使用して経路長の加重和を形成することによって、遅延を算出することができる。ビームのガラス通過は通常、位相遅延よりも群遅延の方に多くを追加する。図１ｂに示される特定のシステムの場合、走査の縁に対して光学素子の中心で余分な群遅延を算出することができ、空気中の６０μｍの通過と同等である。図２ａのＯＣＴ強度画像の座標（ｔ、ｕ）と図５ｂのプロファイルに導入するため、図５ａのプロファイルにこの余分の群遅延を追加することができる。] 図１ｂ 図２ａ 図５ａ 図５ｂ
[0033] 第２に、鏡面反射が、反射を起こさせる材料の深度とは異なる深度で、再構成されたＯＣＴ画像に出現することができる。これは図２ａと図４の左側に見ることができ、そこで、鏡面反射からの連続的な高反射率領域が角膜組織内に現れている。この明らかな変位の原因は、撮像システムにおける横方向の色（ｌａｔｅｒａｌ ｃｏｌｏｒ）である。レンズの色分散により、ＯＣＴで使用されるスペクトルの赤色部分は、青色部分よりもわずかに横方向に多く走査された。断層像の左側で、スペクトルの赤色部分は、青色部分よりもさらに左までサンプリングされた。この区別が、反射面の勾配と結びつき、波長に左右される鏡面反射光の位相遅延をもたらす。波長依存の位相遅延は群遅延を生じさせる（この効果は、米国特許第６，２８２，０１１号に記載されるように、高速走査光遅延を生じさせるためにＯＣＴの分野で利用される）。スキャナに戻る際、図２の左側で鏡面反射から捕集されるスペクトルの赤端は、スペクトルの青端よりも位相遅延が少ない。スペクトルの青端上の大きな光路は余分な群遅延と同等であるため、鏡面反射は図２の再構成された像において下方向に変位されて、反射までのより大きな見かけ上の距離を表す。鏡面反射は散乱組織内にわずかに現れるが、反射の実際の位置は角膜の最上面からである。] 図２ 図２ａ
[0034] 原則的に、前の段落で説明した作用は、各波長でのＯＣＴビームの横断走査に従い、各波長で独立に設定されるＯＣＴデータを横方向に拡大することによって修正することができる。より実際的には、いったん作用の大きさが特定の走査光学素子に対して判定されれば、この反射を追う図５ａの曲線を修正することができる。ここに示す例では、横方向の色による余分の見かけ上の深度は、光軸に沿ってゼロから２９０μｍ×走査端部での反射の勾配まで変動する。] 図５ａ
[0035] 像からの前面反射を隔離するアルゴリズムを選択する際、前面反射はＯＣＴ断層像において角膜前面にわたって全体に常に現れるわけではないことに留意する必要がある。
第３に、角膜前面は、ビーム焦点で正確でない点にＯＣＴビームを反射させる場合がある。前面がＯＣＴビームに沿ってＯＣＴビームの焦点から距離ｄの位置に離れている場合、および表面がビームの垂線に対して傾きｓを有している場合、その表面は、主光線に対して傾斜ｓでそれらのＯＣＴ光線をサンプルアーム１０４へと選択的に反射し返す。主光線、前面、およびサンプルアームに反射される光線によって形成される三角形の形態から、検出された光線は焦点の上方のｄ×（１−ｓ２／２）の距離で表面に当たるが、表面は主光線に沿って測定される焦点の下方の距離ｄにある。表面は、ｄｓ２／２分、高く現れる。この作用は通常数ミクロン以下だが、いったんビームウエストの位置が捕捉された断層像の範囲１４１に関して測定されれば、後面反射の曲線に基づき再び修正することができる。
機器軸に沿った患者の動き
軸スキャン（ａｘｉａｌ ｓｃａｎ）（Ａスキャン、図２の画像内の列）は同時に捕集されないため、患者の動きは測定された表面の形状に影響を及ぼす。頭が一般的な眼科用の顎置きに置かれたとき、患者の眼のｚに沿った軸方向の動きは、８Ｈｚの発振周波数で２ｍｍ／秒の速さになる可能性がある。対応する軸方向加速度は、下記に使用する０．１ｍ／ｓ２である。加えて、６ｍ／ｓ２より大きな短時間の軸方向加速度が観察される。] 図２
[0036] この軸方向の動きは、推定される角膜度数（ｃｏｒｎｅａｌ ｐｏｗｅｒ）に大きな影響を及ぼす。一定軸方向加速度ａでの患者の軸方向の動きによる時間ｔの関数である高さｚの変化と
ｚ＝ａｔ２／２
半径Ｒの角膜の湾曲による横方向位置ｘの関数である高さｚの変化
ｚ＝（ｘ２／Ｒ）／２
とを比較すると、湾曲１／Ｒを測定する際の動きによって誘発された誤差は
Δ（１／Ｒ）＝ａ／ｖ２
であることが分かる。]
[0037] ただし、ｖは測定ビームの一定横断走査速度であるため、ｘ＝ｖｔである。２０００Ａスキャン／秒の速度で横方向に５０μｍ毎の間隔をおいてＡスキャンを捕集すれば、角膜を渡る横断走査速度はｖ＝０．１ｍ／ｓとなる。この場合、標準的な患者加速度ａ＝０．１ｍ／ｓ２であると、誤差はΔ（１／Ｒ）１０／ｍとなる。角膜前面の屈折力の対応誤差は（ｎ−１）Δ（１／Ｒ）≒３．８ディオプトリと許容不能なほど大きく、そこで我々は角膜の屈折率としてｎ＝１．３７６を使用した。]
[0038] 走査中の軸方向の動きは、固定位置を横断して繰り返し走査することによって容易に判定することができる。本願の好適な走査パターンは、米国特許第７，４５２，０７７号の図１に示される走査面の星型パターンである。ＯＣＴ走査ビームは、星型パターンの中心を横断して繰り返し走査する。星型パターンの中心での測定毎に、患者が動けば、その位置での角膜の測定高さが異なる。図６は、符号「＋」６０２としてこれらの高さの測定値を示す。横方向の動きもある場合、高さ６０２は角膜上の様々な位置で測定される可能性がある。しかしながら、本願では、角膜中央が最も関連性が高いため、患者は通常、角膜の最高点が機器軸のほぼ中心になるように位置合わせされる。この場合、機器の軸と交差するところで角膜面の勾配が小さいため、横方向の動きは機器の軸に沿った角膜面までの距離に小さな影響しか及ぼさない。] 図６
[0039] 測定された高さを通るスプラインフィット（ｓｐｌｉｎｅ ｆｉｔ）６０１は最小限の加速度の補間曲線であり、連続的な軸方向の患者の動きを好適に推定したものである。図６のスプラインフィット６０１からの動きの推定が、図３の実空間角膜プロファイルのｚ位置に適用される。] 図３ 図６
[0040] ＯＣＴ走査中の軸方向の動きは、ＯＣＴ信号に固有のドップラー偏移情報を用いて測定することもできる。強い前面反射の下方のスペックル領域として図２に現れる支質からの散乱は、患者とＯＣＴスキャナとの間の相対運動に比例する関連のドップラー偏移を有する。このドップラー偏移からの軸方向速度の抽出は、たとえば米国特許第６，７３５，４６３号でイザットらにより説明されている。ドップラー情報は干渉法に特有のものであるため、時間領域ＯＣＴ（たとえば、米国特許第６，７３５，４６３号および米国特許第６，５４９，８０１号）、スペクトル領域ＯＣＴ（たとえばライトゲープ（Ｌｅｉｔｇｅｂ）のオプティクス・エクスプレス１１（２３）：３１１６〜３１２１）、および掃引源ＯＣＴ（たとえば、パーク（Ｐａｒｋ）のオプティクス・エクスプレス１３（１１）：３９３１〜３９４４）などの各種検出スキームで利用可能である。] 図２
[0041] ドップラー情報の精度は、屈折処方のために前面測定値を修正するのに十分である。ドップラーＯＣＴにおける個々の位相測定値の分散値（標準偏差の２乗）は信号対ノイズ比の逆数として知られる。たとえば、パークら（オプティクス・エクスプレス１３（１１）：３９３１−３９４４）を参照。本願では、信号対ノイズ比は通常、角膜支質の場合１０である。角膜厚全体で信号の平均をとると、ＳＮＲは約４０に上昇する。よって、個々のドップラー位相は標準偏差約０．１５ラジアンに相当する０．０２５ラジアン２の分散値を有し、眼のＯＣＴで使用される近赤外線波長の場合、わずか０．０３μｍである。]
[0042] この深度平均ドップラー効果（ｄｅｐｔｈ−ａｖｅｒａｇｅｄ Ｄｏｐｐｌｅｒ ｅｆｆｅｃｔ）を算出する好適な方法は、走査における深度ｚの関数として測定された反射係数ｒを含む、二つの連続的な軸方向走査ｒ１（ｚ）とｒ２（ｚ）を使用する。ここでの反射係数は、測定された干渉フリンジ振幅と比例する大きさを有し、干渉フリンジ振幅は、反射電界と干渉フリンジ位相によって判定された位相とに順に比例する。ｃｏｎｊ（ｒ１）×ｒ２の積の位相（ただしｃｏｎｊ（）は共役複素数を表す）は平均して、患者の大きな動きと、後で検討するその他のドップラー効果とによるドップラー位相である。ノイズと、二つの軸方向走査でサンプリングされたわずかに異なる組織とのために、ｃｏｎｊ（ｒ１）×ｒ２の位相には局所的な変動がある。ｃｏｎｊ（ｒ１）×ｒ２の積は、支質からの可能な限り多くの反射を含めつつ、この反射が捕集される場合、角膜前面からの鏡面反射の下方から始まり、好ましくは角膜後面からの鏡面反射の上方で終わる深度ｚの範囲全体で積分される。この方法は、時間領域ＯＣＴ（チェン（Ｃｈｅｎ）らによる米国特許第６，５４９，８０１号）または掃引源ＯＣＴまたはスペクトル領域ＯＣＴを用いて測定される軸方向走査ｒ２（ｚ）に適用することができる。このようなドップラー位相によって推定される患者の動きを、図６の曲線６０３で示す。] 図６
[0043] 前面での光の屈曲、組織内の短波長、またはその他の屈折作用に関連する測定されたドップラー偏移に特定の修正を行うことを検討する可能性がある。しかしながら、患者の動きによる前面高さの変化を測定するのに、これらの作用を修正する必要はない。これは、屈折および患者の動きが存在する場合にＯＣＴビームの全体経路長を検討することによって、最も容易に見出すことができる。長さを変化させる経路の部分は空気中の部分のみであって、まさに我々が修正する必要のある距離の測定値である。]
[0044] もう一つ考えられる厄介な問題は、潜在的に傾斜する角膜面を横断する横断走査が空気中の経路長を変化させ、患者の動きに関係なくドップラー偏移を見かけ上生み出すことである。理想的なスキャナでの横断走査における連続ステップから、所与の散乱体に到達する光線は同一の総位相遅延を有するため、今回もこの厄介な問題を解決することができる。このことは、理想的なスキャナを仮定してフェルマー（Ｆｅｒｍａｔ）の原理を適用することにより、あるいは実験により立証することができる。]
[0045] ポドレアヌ（Ｐｏｄｏｌｅａｎｕ）（オプティクス・レターズ２３（３）：１４７〜１４９（１９９８））により説明されるように、走査ミラー上のビームの位置合わせ不良の影響などのスキャナ自体によるドップラー効果は補償可能である。このような作用は所与の測定装置に対して固定される測定面に対して追加のオフセットを生じさせるため、たとえば既知の形状の面を測定することにより、システム較正に取り込むことができる。
横方向の動き
患者の横方向の動きは、横方向の尺度、上述の式ではｘを、患者の動きと走査速度の比によって表わされるパーセント分縮小または拡大させる作用を有する。これにより、測定された角膜度数に同じパーセントの誤差が生じる。横方向の動きは、約１ｍｍ／秒小さくなる傾向があるため、同じ０．１ｍ／秒走査速度の場合、横方向の動きは結果的に度数に約１％の誤差をもたらす。この誤差は多くの用途で許容可能であろう。仮に許容可能でない場合、等価でほぼ逆の誤差を２回測定するように、横断走査の方向を交互させるなどして、直接的な誤差キャンセル方法を適用することができる。米国特許第７，４５２，０７７号は、特に角膜に適用可能な修正方法を記載している。スペックル相関を利用して、横方向動きを推定し、大まかに修正する別の方法を後述する。このような試みにより、横方向動きの影響を許容可能な限界にまで低減させることができる。
横方向の動きを推定するスペックル相関
ＯＣＴ画像内のスペックルは、撮像光学素子の横分解能によって判定される、実空間での横サイズｗを有する。横方向に動くサンプル全域を横方向に走査する場合、軸方向走査（Ａスキャン）のサンプリングは実空間では一定でないため、結果として生じる断層像は画像の両端間で見かけ上のスペックルのサイズが変動する。図７は、様々な動きでの実際の実験のため、眼の代わりに指の皮膚で測定した断層像を示す。] 図７
[0046] 見かけ上変動するスペックルサイズを解析することにより、以下の原則
相対横断速度＝ｋｗ／（ｎｔ）
（ただし、ｗは光学素子により判定されるスペックルの横サイズ、ｎは記録された断層像のいくつかの局所部分内でスペックルを相関させるＡスキャンの数、ｔは連続的Ａスキャンの取得間の時間である）に従い、走査ビームとサンプル間の相対的横断速度を推定することができる。Ａスキャン間の相関に関する我々の好適な推定は、軸ｚ方向のすべての現実的なオフセット中で最大値を選択する（つまり、二つの信号間の最大相関に相当する遅延を選択することに類似する）正規化相互相関である。概念上、断層像の所与の領域に関して相関されたＡスキャンの数ｎは、何らかの閾値を超える正規化相互相関を有する、取得シーケンスから選択された一対のＡスキャン間の最大間隔ｎである。ノイズをよりよく除去するため、相互相関はＡスキャン間の間隔の関数として算出され、間隔を有するこの相互相関関数の減衰は、分離を表す軸に沿って自由に縮小拡大される典型的な減衰曲線に適合し、最適な適合の拡大縮小は相関数ｎに比例する。リアルタイムの実施では、各Ａスキャンは、前回取得されたＡスキャンとのみ相関させられる。]
[0047] 速度の算出後、横方向位置が速度を積分することにより算出される。積分された速度は、Ａスキャンの数とサンプルに沿った横断距離とを関連させた図８に示す。所与のスキャナとサンプルクラスの場合、サンプルのもっともらしい動きに基づき、相対速度に有効なフィルタを選択できることが多い（米国出願公開第２００６／０２２８０１１号の図４は、同様の状況における眼の位置データのフィルタリング結果を示す）。図７のＡスキャンが図８の曲線に従い配置されて、図９の断層像が生成される。] 図７ 図８ 図９
[0048] 横断走査速度を判定するこの方法の別の用途は、手持ち型ＯＣＴプローブでの使用である。手術中に網膜を走査するために使用可能な網膜手術用使い捨てＯＣＴプローブが提案されている（たとえば、ウー（Ｗｕ）らの「対角回転走査光コヒーレンス断層前方撮像プローブ」、オプティクス・レターズ３１（９）：１２６５（２００６））。提案されるプローブは、線形走査パターンを生成する逆回転プリズム（ｃｏｕｎｔｅｒ−ｒｏｔａｔｉｎｇ ｐｒｉｓｍ）を有する。しかしながら、これらのプローブのコストと複雑性は、実際の使用には大きすぎる。もしくは、網膜手術中に既に外科医は、網膜にレーザビームを送出するための手持ち型使い捨てプローブを持っている。外科医が手動でプローブを当該領域に走査させる場合、同様の非走査プローブを使用してＯＣＴ画像を作製することができる。結果としてできる画像は、事前に既知ではないが、生じた画像内のスペックルセルのサイズを測定することによって推定可能な走査速度を有する。したがって、表示された画像はｘ方向に拡大縮小される。
角膜の屈折力
角膜の屈折力は、前面と後面の修正済みプロファイルから判定することができる。患者の前側から見られるように、様々な角度において星型パターンで角膜を横断しビームを走査することによって、図２ａを含む１セットの断層像を作製した。これらの走査面のそれぞれから捕集される断層像は、角膜前面の正確なプロファイルを提供する角膜前面からの連続的鏡面反射を含み、拡散反射光から得られる通常のＯＣＴ画像は、標準的な画像分割技術に基づき角膜後面のプロファイルを発見するために使用される。よって、各断層像は、図３のように角膜前面および後面プロファイルを生じる。これらのプロファイルの半径は、最適な適合の球（ｂｅｓｔ−ｆｉｔ ｓｐｈｅｒｅｓ）の半径として発見され、ここで、適合は好ましくは角膜中央に最も大きな荷重を置くものである。プロファイル間の間隔は、角膜の厚みをもたらす。これらの半径、角膜の中央厚、および角膜の屈折率（１．３７６）と房水の屈折率（１．３３６）から、厚レンズの公式によって各走査面での屈折力を導き出すことができる。これらの半径および屈折力を下記の表に示す。] 図２ａ 図３
[0049] この眼は膜中央角の厚みが６３０μｍであり、４５．６ディオプトリの球等価度数（ｓｐｈｅｒｉｃａｌ−ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ ｐｏｗｅｒ）プラスシリンダの０．７ディオプトリを示す。後面半径の測定値は、スペックルを通る表面を発見する際の不確定性のため、より大きく変動する。当該技術において既知であるように、より詳細に表面を説明する高次収差を含めることができる。
較正
走査座標を正確に知ることが本願では重要である。サンプル経路に沿った光遅延が、たとえばファイバーを通る光遅延の熱ドリフトにより５０μｍずれる場合、画像データは図１ｃに示す弧状の走査形態１４１に不正確に配置されることとなる。角膜湾曲の半径において結果として生じる５０μｍの誤差は、角膜度数の０．３ディオプトリの誤差につながる。断層像で捕集される領域１４１の位置は、ＯＣＴビームが各横断走査方向に回転する中心点に対して正確に分かっていなければならない。これらの回転中心点は、弧状座標システムの中心である。] 図１ｃ
[0050] 当該分野の機器を再較正する方法の一つが、ＯＣＴビームを使用して最終のレンズ１２４の表面を撮像することである。ＯＣＴビームはレンズ１２４で集束していないが、ビーム位置１３０ｂで、これらのレンズ面からの反射がわずかにサンプル経路１０４に戻り、ＯＣＴは高感度であるためこの反射を容易に検知可能である。]
[0051] 基準経路長は、レンズ１２４からの反射がＯＣＴシステムの走査範囲に収まるまでミラー１１２を移動させることにより設定可能である。レンズ１２４の表面までの光遅延は、光遅延からＯＣＴビームの回転中心点までかなり一定したオフセットを有する。]
[0052] 同様に、ＯＣＴ走査の横座標ｕをＯＣＴスキャナを使用して再較正し、レンズ１２４の縁の位置を突き止めることができる。
レンズ位置
ヒトの水晶体の前房深度（Ａｎｔｅｒｉｏｒ ｃｈａｍｂｅｒ ｄｅｐｔｈ：ＡＣＤ）とレンズ厚（ｌｅｎｓ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ：ＬＴ）が眼内レンズの処方に利用されて、眼内レンズを配置する位置を推定する。これらの距離は、光コヒーレンストモグラフィーを用いて測定されてきた（たとえば、ベイクオフ博士のジャーナルオブカタラクトアンドリフラクティブサージェリー３０（９）：１８４３−１８５０（２００４））。しかしながら、すべてのＯＣＴ装置が、前房とレンズ全体を撮像するのに必要な深度範囲を有しているわけではない。これらの構造はそれぞれ約４ｍｍの深さであるが、網膜または角膜の撮像を専門とする高分解能ＯＣＴは、所与の画像上にわずか２ｍｍの深度範囲しか必要としない。フーリエ領域ＯＣＴ技術は特に、広い深度範囲の撮像を困難にする鏡像アーチファクトを欠点とする。しかしながら、屈折処方目的では、高品質の撮像を要しない。角膜前面に対する水晶体の前面と後面の位置を判定するだけでよい。水晶体は眼球内レンズが挿入される前に除去されるため、眼内処方目的で水晶体の形状を測定する必要はなく、眼内レンズを配置する位置を予測するために、その位置を測定するだけでよい。この目的では、鏡像の大まかな修正で十分である。
ＯＣＴ鏡像の取扱いアプローチ
図１０ａは、スペクトル領域ＯＣＴシステムにより記録される前房の画像を示す。鏡像は画像の解釈を複雑にする。図１０ｂは、図１０ａのＯＣＴ情報から導き出した画像を示し、同図では、患者の動きの局所ドップラー信号が、組織が白で示されるか黒で示されるかを決定する。正立画像（ｕｐｒｉｇｈｔ ｉｍａｇｅ）は逆方向に反転画像の方に移動するため、ドップラー情報は二重画像の曖昧性を除去する。図１０ｂのドップラー画像の左部分は白で角膜の正立画像を示し、黒で反転画像を示す。図１０の走査中、患者の動きが反転した。図１０ｂの右部分は黒で角膜の正立画像を示し、白で反転画像を示す。このようなドップラー画像をいくつか連続して捕集すれば、最終的に患者の動きで正立画像を完全に白くする。] 図１０ａ 図１０ｂ
[0053] 患者の動きに依存するよりも、連続する軸方向走査ＡとＢ間の信頼性の高い位相シフトψを生成するスキャナを設計することが好ましいであろう。従来のＯＣＴスキャナの些細な調節で、たとえば走査ミラー上のビームを偏位させることによって（ポドレアヌオプティクス・レターズ２３（３）：１４７〜１４９（１９９８））、既知の制御された位相シフトψを追加することができる。]
[0054] 主な網膜ＯＣＴスキャナでは、前房での選択集束と同時に上記の位相シフトを可能にする簡便な方法は、ビームが走査ミラーに到達する前に、ＯＣＴ走査経路内にレンズを反転させることである。このレンズは、網膜から前房へビームウエストを移動させる適切な度数と、スキャナ上でセンタリングされるビームをシフトさせて（ドップラー偏移なし）、スキャナ上のビーム径に匹敵する量だけ偏位させる適切なプリズムとを有するべきである。]
[0055] 制御される位相シフトは、たとえば米国特許第７，４３３，０４６号に記載される可変光遅延の回転ディスクを使用することによって、光路の別の場所に容易に追加することもできる。走査および位相シフト用の別個の装置を使用することで、走査パターンをより柔軟に選択することができる。]
[0056] フェルヒャー（Ｆｅｒｃｈｅｒ）は、米国特許第６，３７７，３４９号でスペクトル領域ＯＣＴでの位相シフトの利用を記載している。フェルヒャーの示唆するように、均等に間隔をおいた位相
Ｃ＝ｒｅ−ｉψ＋ｒｍｅｉψ， Ａ＝ｒ＋ｒｍ， Ｂ＝ｒｅｉψ＋ｒｍｅ−ｉψ，
で３回の測定を行うことによって、位相ψを設定する際の誤差をキャンセルすることができる。これらの測定は、位相ψを設定する際の誤差をキャンセルするように組み合わされる。Ａ−ｉ（Ｂ−Ｃ）／（２ｓｉｎψ）の組み合わせは２ｒとなり（ただし、ｒは正立画像をもたらす所望の反射フィールドである）、ψが約９０度である場合、ψの推定における誤差は結果にほとんど影響を及ぼさない。このような重複した測定により、走査ミラー上のビームの位置ずれ、段階状ではなく滑らかな厚変動を有する回転ディスクなど、位相ψを概算する安価な方法の使用が実際的になる。]
[0057] 図１１ｂは、図１１ａの単独測定再構成と比較した、上記の３位相測定の結果を示す。位相シフト技術は、正確な位相シフトψを事前に知ることが再構成のために要求されないように、より多くの測定にも拡張することができる（ヤスノ（Ｙａｓｕｎｏ）アプライドオプティクス４５（８）：１８６１、バウマンオプティクス・エクスプレス１５（２０）：１３３７５）。]
[0058] これらの合計の代わりに、これら二つの測定値の簡便な積は、
ｅｉψＡＢ＊＝｜ｒ｜２＋｜ｒｍ｜２ｅ２ｉψ＋ｅｉψ２Ｒｅａｌ｛ｅ−ｉψｒ＊ｒｍ｝
となる。ただし、＊は複素共役を表し、Ｒｅａｌ｛｝は複素数の実数部を表す。上記の積は、位相係数ｅ−ｉψによって正確に判別される項を有する。ｅｉψＡＢ＊の実数部を取り、正の部分を選択することで、所望の反射パワー（ｒｅｆｌｅｃｔｅｄ ｐｏｗｅｒ）｜ｒ｜２を選択し、図１１ｃに見られるようにアーチファクト項を抑制する。位相シフトψの好適な値は鏡像項｜ｒｍ｜２ｅ２ｉψが正の実数部を持たないように、４５〜１３５度の間である。４５度近傍の位相シフトは、実数値の正立画像に対して加算も減算もしないように鏡像項が虚数であるという利点を備える。]
[0059] 正立像と鏡像の曖昧さを十分に除去するもう一つの方法によれば、患者の位置をわずかに異ならせた設定で、あるいは好ましくは、基準経路長の位置をわずかに異ならせて撮った二つの画像を比較する。デジタル映像の圧縮の必要性に促された近年のサブ画像トラッキングアルゴリズムの進歩の結果、二つの画像成分を分離する方法の選択肢が提供されている。]
[0060] 一つのＯＣＴ取得のみで、異なる見かけ上の患者位置で一対の画像を生成することができる。サンプル経路及び基準経路内での材料の色分散は、異なる遅延を有するように異なる光波長を生じさせる（米国特許出願公開第２００６０１７１５０３号でより詳細に説明される）。よって、照射光の様々なスペクトル領域を選択することによって形成されるＯＣＴ画像は、患者への見かけ上の距離が様々に異なる。スペクトル領域ＯＣＴ方法では、１回の取得で記録されるデータの様々なスペクトル区分から一対の画像を構築することができる。
眼の長さ
眼球内レンズを処方するには、網膜までの長さが分からなければならない。ヒトの眼の長さを正確に測定するため、市販装置のＩＯＬマスターなどのＯＣＴに密接に関連する干渉技術が長年使用されてきた。]
[0061] ほとんどのＯＣＴ装置が、ヒトの眼の２５ｍｍの深度全体を撮像するのに要する範囲を有していない。ヒトの眼の前部と後部を迅速に切り換える、あるいは前部と後部から同時に光を捕集する二重画像技術が、同時係属米国特許出願（公開第２００７００７６２１７号）に記載されている。]
[0062] 図１２は、二重画像を形成する追加の方法を示し、そこでは角膜焦点が調節され、経路長が単独のレンズを用いて補整されている。レンズ１２６はこれらの二つの機能を果たし、単純な単範囲撮像の場合は取り外すことができる。標準的な眼用レンズ１２４が中心にあり、患者の眼１４０は右に示されている。ＯＣＴビーム１３０ｂの光線は、網膜上で集束する光線と、角膜上で集束する光線とに部分反射によって分割される。上と下の光線図は、網膜焦点の光線と角膜焦点の光線とをそれぞれ示す。レンズ面での部分反射により、これらの経路は同時に作用する。二重反射は好ましくは、標準的な２５ｍｍ長のヒトの眼に近い光路長を追加する。レンズのガラスはおそらく眼内の色分散を補整しないが、１回の取得から、網膜画像または角膜画像のいずれかを鮮明にするように分散を数値的に修正するよう選択可能であるため、これが好都合であろう。簡潔に図示するため、レンズは眼用レンズの真後ろに示しているが、ビームがスキャナによって移動されない位置で、ファイバーコリメータの近くにあれば、ＯＣＴビームの自由空間路に沿った任意の位置に配置することができ、角膜焦点路の効率を高めるため、選択領域反射被覆を貼付することもできる。] 図１２
[0063] 網膜ＳＤ−ＯＣＴスキャナを使用し、組織内の単側深度範囲３ｍｍで、正立像と鏡像とを区別するために上記技術を適用することで、１９ｍｍ〜３１ｍｍの眼の長さの範囲に関し同じ画像に網膜と角膜の両方を収めることができる。眼の長さが１９ｍｍであれば、網膜は基準深度の上３ｍｍの画像の最上部に現れ、角膜は基準深度の下３ｍｍの画像の最下部に現れる。眼の長さが３１ｍｍの場合、網膜は基準深度の下３ｍｍの画像の最下部に現れ、角膜は基準深度の上３ｍｍの画像の最上部に現れる。]
[0064] 本発明の教示を組み込んだ各種実施形態を本文書において詳細に図示し説明したが、当業者であれば、これらの教示を組み込んだ多くの他の変更実施形態を容易に思いつくことができるであろう。以下の文献を引用によりここに組み込む。
米国特許文献
米国特許第６，３７７，３４９号明細書、フェルヒャー（Ｆｅｒｃｈｅｒ）
米国特許第６，７８８，４２１号明細書、フェルヒャー（Ｆｅｒｃｈｅｒ）
米国特許第５，３１７，３８９号明細書、ホッホベルク（Ｈｏｃｈｂｅｒｇ）
米国特許第６，２８２，０１１号明細書、ターニー（Ｔｅａｒｎｅｙ）
米国特許第６，５４９，８０１号明細書、チェン（Ｃｈｅｎ）
米国特許第６，７３５，４６３号明細書、イザット（Ｉｚａｔｔ）
米国特許第６，７４１，３５９号明細書、ウェイ（Ｗｅｉ）
米国特許第７，４５２，０７７号明細書、メイヤー（Ｍｅｙｅｒ）
米国特許出願公開第２００５／０１４０９８１号明細書、ウェルティ（Ｗａｅｌｔｉ）
米国特許出願公開第２００５／０２０３４２２号明細書、ウェイ（Ｗｅｉ）
米国特許出願公開第２００６／００７２４２４号明細書、エヴェレット（Ｅｖｅｒｅｔｔ）
米国特許出願公開第２００６／０２２８０１１号明細書、エヴェレット（Ｅｖｅｒｅｔｔ）
米国特許出願公開第２００６／０１７１５０３号明細書、オハラ（Ｏ’Ｈａｒａ）
米国特許出願公開第２００６／０２５６３４３号明細書、コーマ（Ｃｈｏｍａ）
米国特許出願公開第２００７／００７６２１７号明細書、ベイカー（Ｂａｋｅｒ）
その他出版物
ファング（Ｈｕａｎｇ）レーザーズアンドサージェリーインメディスン（Ｌａｓｅｒｓ ａｎｄ Ｓｕｒｇｅｒｙ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）１１：４１９〜４２５（１９９１）
ポドレアヌ（Ｐｏｄｐｌｅａｎｕ）オプティクス・レターズ（Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ）２３（３）：１４７〜１４９（１９９８）
オラディ（Ｈｏｌｌａｄａｙ） オペラティブテクニークスインカタラクトアンドリフラクティブ サージェリー（Ｏｐｅｒａｔｉｖｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ｉｎ Ｃａｔａｒａｃｔ ａｎｄ Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ Ｓｕｒｇｅｒｙ）１（３）：１０５（１９９８）
ツァオ（Ｚｈａｏ） オプティクス・レターズ（Ｏｐｔｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ）２５（２）：１１４〜１１６（２０００）
ライトゲープ（Ｌｅｉｔｇｅｂ） オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ）１１（２３）：３１１６〜３１２１（２００３）
パーク（Ｐａｒｋ） オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ）１３（１１）：３９３１〜３９４４（２００５）
ベイコフ（Ｂａｉｋｏｆｆ）ジャーナルオブカタラクト アンド リフラクティブ サージェリー（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｔａｒａｃｔ ＆ Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ Ｓｕｒｇｅｒｙ）３０（９）：１８４３〜１８５０（２００４）
ベイコック（Ｖａｋｏｃ） オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ）１３（１４）：５４８３（２００５）
ヤスノ（Ｙａｓｕｎｏ）アプライド オプティクス（Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ）４５（８）：１８６１（２００６）
タン（Ｔａｎｇ） ジャーナル オブ カタラクト アンド リフラクティブ サージェリー（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｔａｒａｃｔ ＆ Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ Ｓｕｒｇｅｒｙ）３２：１８４３〜１８５０（２００６）。
バウマン（Ｂａｕｍａｎｎ） オプティクス・エクスプレス（Ｏｐｔｉｃｓ Ｅｘｐｒｅｓｓ）１５（２０）：１３３７５（２００７）]

权利要求:

請求項1
光ビームを生成する光源と、サンプルアームと、基準アームと、検出アームとを有する光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）システムを使用して、角膜の前面の形状を判定する方法であって、前記光ビームで眼を走査するステップと、前記角膜前面からの鏡面反射光と前記角膜の内部からの拡散反射光とを同時に捕集し、捕集された光に応答して出力信号を生成するステップであって、前記捕集が複数の光ビーム走査位置において実行される、前記生成するステップと、捕集された前記鏡面反射光に基づき、前記出力信号を処理して前記角膜前面の形状を判定するステップと、判定結果を表示するステップとを備える方法。
請求項2
前記走査するステップが、前記前面からの鏡面反射光が前記角膜上の少なくとも３ｍｍの横方向範囲にわたって捕集されるように実行される、請求項１に記載の方法。
請求項3
出力信号を処理して角膜前面の形状を判定する前記ステップが、走査位置の関数として前記鏡面反射光の位相変化を導き出すことを含む、請求項１に記載の方法。
請求項4
出力信号を処理して角膜前面の形状を判定する前記ステップが、走査位置の関数として前記鏡面反射光のｚ軸に沿った強度のピークを判定することを含む、請求項１に記載の方法。
請求項5
捕集された前記拡散反射光に基づき、前記出力信号を処理して複数の走査位置における角膜後面の形状を判定するステップをさらに備える、請求項１に記載の方法。
請求項6
判定された前記角膜前面および前記角膜後面の形状に基づき、角膜の屈折力を判定するステップをさらに備える、請求項５に記載の方法。
請求項7
前記処理するステップの間に、走査中の眼の動きによる前記出力信号内のアーチファクトが修正される、請求項１に記載の方法。
請求項8
前記出力信号からドップラー偏移情報を導き出すことによって、前記眼の動きの影響が少なくとも部分的に修正される、請求項７に記載の方法。
請求項9
前記ドップラー偏移情報が、捕集された前記拡散反射光に基づく、請求項８に記載の方法。
請求項10
前記処理するステップの間に、断層画像が前記鏡面反射光および前記拡散反射光から生成され、前記断層画像がさらに処理されて前記角膜前面の形状を導き出す、請求項１に記載の方法。
請求項11
光ビームを生成する光源と、サンプルアームと、基準アームと、検出アームとを含む光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）システムであって、角膜前面からの鏡面反射光と前記角膜の内部からの拡散反射光との両方が前記検出アームを介して同時に捕集されるように、前記角膜上で前記光ビームを走査する光学素子と、前記検出アームに結合され、捕集された光に応答して出力信号を生成する検出器と、前記出力信号を受信し、捕集された前記鏡面反射光に基づいて前記角膜前面の形状を判定するプロセッサとを備えるＯＣＴシステム。
請求項12
前記走査する光学素子が、走査ステップの間に、前記角膜前面に対して略垂直な入射角で前記ビームを維持するように機能する、請求項１１に記載のシステム。
請求項13
前記プロセッサが、前記鏡面反射光と前記拡散反射光とから前記角膜の断層画像を最初に生成することによって、前記角膜前面の形状を判定する、請求項１１に記載のシステム。
請求項14
前記前面からの鏡面反射光が、角膜上の少なくとも３ｍｍの横方向範囲にわたり捕集されるように、前記走査する光学素子が配置される、請求項１１に記載のシステム。
請求項15
前記プロセッサが、走査位置の関数として前記鏡面反射光の位相変化を導き出すことによって、前記角膜前面の形状を判定する、請求項１１に記載のシステム。
請求項16
前記プロセッサが、走査位置の関数として前記鏡面反射光のｚ軸に沿った強度のピークを判定することによって、前記角膜前面の形状を判定する、請求項１１に記載のシステム。
請求項17
前記プロセッサが、捕集された前記拡散反射光に基づき、角膜後面の形状を判定する、請求項１１に記載のシステム。
請求項18
前記プロセッサが、判定された前記角膜前面および前記角膜後面の形状に基づき、角膜の屈折力を判定する、請求項１７に記載のシステム。
請求項19
前記プロセッサが、走査中の眼の動きによる前記出力信号内のアーチファクトを修正する、請求項１１に記載のシステム。
請求項20
前記出力信号からドップラー偏移情報を導き出すことによって、前記眼の動きの影響が少なくとも部分的に修正される、請求項１９に記載のシステム。
請求項21
前記ドップラー偏移情報が、捕集された前記拡散反射光に基づく、請求項２０に記載のシステム。
請求項22
光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）システムを使用して断層画像を生成する方法であって、前記ＯＣＴシステムが光ビームを生成する光源と、サンプルアームと、基準アームとを備え、前記サンプルアームは、撮像される特徴へと前記ビームを方向付け、そこから反射される光を捕集する手持ち型プローブを含み、該方法が、特徴の様々な領域を照射するように前記プローブを手動で移動させて、そこから反射される光を捕集するステップと、捕集された光に基づき断層画像を生成するステップと、前記特徴に対する前記プローブの動きを判定するために前記画像内のスペックルの変動を解析するステップと、判定された前記動きに基づき前記画像を修正するステップと、修正された前記画像を表示するステップとを備える方法。
請求項23
捕集された光が一連の軸方向スキャンを備え、連続して捕集されるＡスキャン間の相互相関を測定することによって、前記スペックルの変動が解析される、請求項２２に記載の方法。