(57)【要約】  眼の収差を測定する波面センシングデバイスは、特に、網膜イルミネーションコンポーネントおよび波面結像コンポーネント（例えば、シャック−ハートマン波面センサのミクロレンズアレイ）を備える。網膜イルミネーションコンポーネントは、レーザソースおよび固定されたコリメートレンズを備える。ある実施形態では、改良されたデバイスは、網膜イルミネーションコンポーネントと患者の眼との間に、網膜上にイルミネーションビームの焦点を合わせる屈折、回折、または位相変更コンポーネントのいずれも含まないビーム経路を有する。別の実施形態では、網膜イルミネーションコンポーネントは、網膜上の直径が、−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の患者の眼の屈折焦点範囲にわたる波面結像コンポーネントの回折限界よりも小さいビームを提供する。
2005514087.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の眼から収差波面を測定する改良された波面センシングデバイスであって、該デバイスは、眼の収差情報を検出、測定、および表示するために統合された、網膜イルミネーションコンポーネントを含む光ヘッドと、検出器上に収差波面を結像するレンズレットアレイを含むデータ獲得、格納、および処理システムと、相互接続電気機器とを備え、該改良は、
該イルミネーションソースと該患者の眼との中間の該デバイスの光路は、屈折、回折、または位相変更コンポーネントを有しないことを特徴とする、デバイス。
【請求項２】
前記イルミネーションコンポーネントは、光源と、該光源に対して固定するように位置付けられるコリメートレンズとを備える、請求項１に記載のデバイス。
【請求項３】
前記光源は、ダイオードレーザ、レーザダイオード、およびスーパールミネセントダイオードのいずれか１つを備える、請求項２に記載のデバイス。
【請求項４】
前記光源は、約７８０ｎｍ〜８００ｎｍの範囲の波長を放射する、請求項５に記載のデバイス。
【請求項５】
前記光源は、ガウシアンビーム特性を有するコリメートされたビームを提供する、請求項２に記載のデバイス。
【請求項６】
前記ビームの角膜上での直径は、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の前記眼の屈折パワー範囲にわたる前記検出器に、前記収差波面の少なくとも一部分のスポットイメージを形成するレンズレットの回折限界値よりも小さい、請求項５に記載のデバイス。
【請求項７】
前記ビームは、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の前記眼の屈折パワー範囲と等しいか、または、それ以上であるレイリー範囲を有する、請求項５に記載のデバイス。
【請求項８】
前記網膜イルミネーションコンポーネントの角膜上での直径は、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の前記眼の屈折パワー範囲にわたる前記検出器に、前記収差波面の少なくとも一部分のスポットイメージを形成するレンズレットの回折限界値よりも小さい、請求項１に記載のデバイス。
【請求項９】
前記ビームは、前記デバイスの光学測定軸から置き換えられるビーム経路を有する、請求項８に記載のデバイス。
【請求項１０】
前記置換は、後方の角膜表面において測定される約０．６ｍｍ〜１．０ｍｍの間の平行移動である、請求項９に記載のデバイス。
【請求項１１】
前記網膜イルミネーションコンポーネントは、前記眼の角膜表面から反射した光が第１の経路に沿って移動し、かつ、前記網膜から反射した光が該第１の経路から空間的に分離された第２の経路に沿って移動するように該患者の眼に対して位置付けられる、請求項１に記載のデバイス。
【請求項１２】
眼の波面収差を測定する波面センシングデバイスであって、網膜イルミネーションコンポーネントと波面結像コンポーネントを備え、該網膜イルミネーションコンポーネントと患者の角膜との中間の光路に、回折、屈折、または位相変更コンポーネントのいずれも存在しない、デバイス。
【請求項１３】
前記網膜イルミネーションコンポーネントは、光源と、該光源に対して固定するように位置付けられるコリメートオプティクスとを含む、請求項１２に記載のデバイス。
【請求項１４】
前記光源は、レーザダイオード、ダイオードレーザ、およびスーパールミネセントダイオードのいずれか１つである、請求項１３に記載のデバイス。
【請求項１５】
前記波面結像コンポーネントは、屈折、回折、および位相変更媒体のうちのいずれかである、請求項１２に記載のデバイス。
【請求項１６】
前記波面結像コンポーネントは、ミクロレンズアレイである、請求項１５に記載のデバイス。
【請求項１７】
前記網膜イルミネーションコンポーネントは、前記網膜上の直径が、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の患者の眼の屈折範囲にわたる前記波面結像コンポーネントの回折限界値よりも小さいビームを提供する、請求項１２に記載のデバイス。
【請求項１８】
前記ビームは、ガウシアンビームである、請求項１７に記載のデバイス。
【請求項１９】
約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の該患者の眼の屈折範囲にわたる前記波面結像コンポーネントの回折限界値よりも小さい特徴的なビーム径を有するビームを、患者の眼の中心窩表面に提供する網膜イルミネーションコンポーネントを備える、眼の波面センシングデバイス。
【請求項２０】
前記ビームは、ガウシアンビームである、請求項１９に記載のデバイス。
【請求項２１】
前記デバイスは、シャック−ハートマン波面センサである、請求項１９に記載のデバイス。
【請求項２２】
収差分析器により患者の眼の波面測定を達成する方法であって、
網膜イルミネーションビームを提供するステップであって、該ビームの該眼の網膜上の直径は、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の該患者の眼の屈折焦点範囲にわたる検出器上に、該波面の少なくとも一部分を結像するために利用されるレンズの回折限界値よりも小さい、ステップ
を包含する、方法。
【請求項２３】
約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の前記患者の眼の前記屈折焦点範囲よりも大きいレイリー範囲を有するガウシアンイルミネーションビームを提供するステップを包含する、請求項２２に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（発明の分野）
本発明は、波面センシングの分野に関し、特に、網膜イルミネーションの眼の収差分析器および方法の改良に関する。
【背景技術】
【０００２】
（関連技術の説明）
収差分析器と呼ばれることが多い波面センサ（これらの用語は、本明細書中で置換可能に用いられる）は、歪んだ波面と、理想的または基準波面との間の光の光路差を測定するデバイスである。適切に処理された測定は、光が伝播する光学系において種々の収差の値をもたらす。近年の関心は、視覚の質を改善することを目的として、眼の収差を測定する波面センサの設計および利用に焦点が当てられている。Ｗｉｌｌｉａｍｓによる米国特許第５，７７７，７１９号は、種々のパラメータの中でも、眼の高次収差を測定するために用いられ得るシャック−ハートマン（Ｓｈａｃｋ−Ｈａｒｔｍａｎｎ）タイプの波面センサを開示する。シャック−ハートマン波面センサは、検出器状のスポットのアレイに網膜からの光の反射を結像するミクロレンズ（レンズレット）アレイによって特徴付けられる。結果として生じるスポットイメージアレイは、無収差の光学系から生じる規則的なアレイから置換される。これらのスポットの置換を利用して、各スポット位置の波面の傾きを決定し、この情報を利用して、通常、波面収差の異なる次数およびモードを表すチェルニケ（Ｚｅｒｎｉｋｅ）多項式の係数を決定する。他のタイプの収差は、Ｓｃｈｅｉｎｅｒ視力計に基づく空間分解屈折計を備える。これは、チェルニング（Ｔｓｃｈｅｒｎｉｎｇ）原理、検影システム（Ｓｋｉａｓｃｏｐｉｃ  ｓｙｓｔｅｍ）、トレーシー（Ｔｒａｃｅｙ）技術タイプの走査システム、光線追跡デバイスその他に基づく。これらの収差分析器タイプのすべては、眼の波面検知の分野において周知であり、従って、本発明を理解するためにこれらのデバイスについて詳細に記載する必要はない。これらのデバイスの説明は、例えば、Ｊ．Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ  Ｓｕｒｇ．１６（５）（２０００年９／１０月）に見出され得る。
【０００３】
異なるタイプの収差分析器の検知原理に関わらず、収差分析器は全て、網膜イルミネーションソースを必要とする。これは、通常、発光ダイオード、スーパールミネセントダイオード（ＳＬＤ）、ダイオードレーザ（通常は、閾値より下で動作する）、または、患者の網膜に点源を生成する別の好ましい部分的にコヒーレントなソースである。実際に、眼のイルミネーションが眼の中心窩で焦点が合うことにより、究極的な波面測定が中心窩、すなわち網膜の最も分解能の高い部分における収差を表すことが、極めて好ましい。中心窩よりも広い面積を覆うイルミネーションは、より不正確な収差の値を発生させる。通常、患者の屈折誤差は、収差分析器波面測定で対処する最大光学欠損である。このような誤差は、収差分析器の測定範囲を制限する。通常の眼の患者は、±１５ジオプトリー（Ｄ）の広い範囲で、補正されていないデフォーカスを有する。つまり、眼は、網膜平面の前後どちらかに、いくらかの距離を置いて集光し、この値がゼロでない場合、デフォーカスのイメージを網膜上に生成する。
【０００４】
網膜イルミネーションを提供するために利用されるレーザ（本明細書全体を通して、網膜イルミネーションソースを参照するように利用される）は、通常、約１．５ｍｍのビーム径を有する。眼の中心窩も、直径が約１．５ｍｍであるため、眼のいくらかのデフォーカス力は、照射光と網膜ターゲットとの間の密接な整合を妨害する。収差分析器は、通常、それぞれの光学系が患者の屈折力を考慮する再集光手段を備え、さらに、波面イメージスポットが波面検出器上に集光するように構成される。レーザビームの再集光は、再集光が患者のデフォーカスの補正とともに生じるように、収差分析器光学系のある位置にレーザビームを注入することによって達成され得る。もしくは、別個の集光光路が、照射光に対して提供され得る。これらのソリューションは、レーザビームが屈折オプティクス（レンズ）を通過することを必要とする。しかし、主要な欠点は、眼に入射する光と出射する光との間の光強度の内在的な不均一性により、後方散乱から波面センサで発生するノイズである。７８０ｎｍの光では、例えば、イルミネーションビームの約０．１％が、波面結像のために収集される。偏光オプティクスにより提供されるソリューションは、コストがかさむため、有効ではない。
【０００５】
正確な波面測定の別の問題は、収差分析測定の入力側の屈折誤差の補償である。中心窩に小さなイルミネーションスポットを提供する１つのアプローチは、平面波から光のパワーを加算または減算することによって入力光を幾何学的に補正することによって、最良の焦点を形成することであった。従って、入力光は、近視または遠視のそれぞれを補償するために、発散または集中する。しかし、小さな瞳孔径を有する近視眼では、入力ビームは、角膜を妨害する前に発散し、入力光のプロファイルは、網膜に当たる前に重要な収差の形跡を残し得る。これは、中心窩の結像されたスポットを局所化する（中心化する）際、および、その後、波面を再構築する際に誤差を妨害し得る強度プロファイルのばらつきを深刻に低下させる。さらに、非常に小さい入力ビームが、回折効果から生じ、かつ、測定範囲を縮小する。
【０００６】
中心窩のスポットの非対称性は、正確な波面測定に影響を与えるさらなる問題である。結像されたレンズレットスポットの貧弱かつ不正確な局所化は、再構築された波面のチェルニケ多項式において誤差を生成し得る。シャック−ハートマンデバイスは、微分波面を検知するので、チェルニケ項は、もはや相互に独立ではない（すなわち、非直交性である）。このため、システムノイズは、実際に存在しない人工的に生成されたチェルニケ量を導く、チェルニケ項のクロスカップリングを誘導する。
【０００７】
従って、本発明者は、現在の技術の欠点に対処する収差分析器および関連する方法において、網膜イルミネーション装置の必要性を認識した。本発明のこれらおよびその他の利点および目的は、以下の説明および添付の図面からより明らかになる。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【０００８】
（発明の要旨）
本発明は、概して、ビームの特性、例えば、直径またはプロファイルを有するイルミネーションビームにより波面測定を行うために、患者の網膜を照射することに関する。イルミネーションビームは、ａ）ソースと患者の角膜との間で再集光する必要性を排除し、かつ、ｂ）通常、多くの患者が遭遇するデフォーカス範囲（すなわち、約１１２Ｄ〜＋１０Ｄの間、好ましくは、−１２Ｄ（±０．２５Ｄ）〜＋６Ｄ（±０．２５Ｄ）の間）にわたる波面結像コンポーネントの回折限界よりも小さい中心窩のビームスポット領域を維持する。本発明の実施形態は、改良された波面センシングデバイスに関する。改良の特徴は、網膜イルミネーションソースと患者の眼との間の、屈折、回折、または他の位相変更コンポーネントを含まない光路を有する、収差分析器である。言い換えると、ビームステアリングコンポーネントのみが（もしあれば）、網膜イルミネーションソースと患者の眼との間の光路に存在する。従って、ガウシアン（Ｇａｕｓｓｉａｎ）波伝播の効果的な利用は、特定の屈折誤差範囲にわたって広がる密接なビームウエストおよびレイリー（Ｒａｙｌｅｉｇｈ）範囲を提供する。好ましくは、患者の前方の角膜におけるイルミネーションビームのビーム径は、１ｍｍよりも短い。網膜イルミネーションソースは、好ましくは、一体化されたコリメートレンズを備える７８０ｍｍダイオードレーザアセンブリである。あるいは、適切な波長のコヒーレントまたはセミコヒーレント光を生成するＳＬＤまたは他のソースは、固定されたレンズコンポーネントをプラスして、適切なイルミネーションサイズおよびプロファイルを提供し得る。検出器状に未知の波面の少なくとも１部分を結像する波面結像コンポーネントは、好ましくは、シャック−ハートマンセンサのｏミクロンレンズアレイのレンズレットである。
【０００９】
別の実施形態では、患者の眼のより正確な波面測定を行う方法は、ソースと患者の眼との間の、屈折、回折、または位相変更コンポーネントのいずれもない光路間で、患者の眼をイルミネーションビームにより照射するステップを包含する。この実施形態のある局面は、中心窩イルミネーションを提供するステップを包含する。このとき、ビーム径は、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の患者の眼の屈折焦点範囲にわたる検出器上に波面の一部分を結像する、結像コンポーネントの回折限界値よりも小さい。この方法は、レイリー範囲を有するガウシアンイルミネーションビームを提供するステップをさらに必要とする。レイリー範囲は、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの範囲の患者の眼の屈折焦点範囲よりも大きい。
【００１０】
本発明のこれらおよび他の目的は、以下の詳細な説明からより容易に理解される。しかし、理解されるべきことは、詳細な説明および特定の例は、本発明の好ましい実施形態を示すが、例示の目的のみに与えられることである。なぜなら、本発明の意図および範囲内の様々な変更および改変は、本発明の説明および図面ならびに添付の特許請求の範囲に基づいて当業者に理解されるからである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
図１は、本発明の実施形態による、シャック−ハートマン収差分析器１０の形式の改良された波面センサの図である。本発明は、シャック−ハートマン収差分析器に限定されるのではなく、実際には、収差分析のために点源網膜イルミネーションおよび波面結像を必要とする全ての収差分析器および波面センシング方法に適用されることが理解されるべきである。通常、収差分析器１０は、光ヘッドと、波面収差データを検出、測定、および表示するデータ獲得、格納、および処理システムと、相互接続電子機器およびソフトウェアとを必要とする。光ヘッドは、（好ましくは、ガウシアン、好ましくは、コヒーレントな透過モードビームを出力する７８０ｍｍレーザダイオードイルミネーションソース７０および一体化されたコリメートレンズ７２の形式の）イルミネーションコンポーネント１２と、イルミネーションコンポーネント１２から透過および反射した光を操作する結像レンズ１４およびビームスプリッタ１６と、ミクロレンズアレイ１８とを包含する。例示的な図、λ＝７８５ｎｍ、および、ｆ＝６．０ｍｍ、ｄ＝０．２ｍｍであり、各レンズレットをｆ／３０とし、回折限界値を５７μに等しくする。イルミネーションコンポーネント１２は、レーザダイオード７０、および、レーザ７０に対する位置が固定されたコリメートレンズ７２からなる。レーザは、全開散が１０度である環状ビームを提供する７８５ｎｍ  Ｂｌｕｅ  Ｓｋｙ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  ＣｉｒｃｕＬａｓｅｒ  Ｄｉｏｄｅ（ＰＳ１０８−００）である。コリメートレンズ７２は、焦点距離が短く、コストが妥当である（既にコーティングされ、マウントされた状態でＴｈｏｒｌａｂｓから市販されている）ことから選択された、Ｇｅｌｔｅｃｈ  ｍｏｌｄｅｄ  ａｓｐｈｅｒｅ３５０２００である。焦点距離は、角膜に入射するレーザビーム径が非常に小さく、好ましくは、１ｍｍ以下となるように選択され、入力パスの眼の波面誤差の影響を回避する。ＺＥＭＡＸ（登録商標）光学光線追跡アイモデルは、図２に対応して形成され、角膜７４および網膜７６上の予測されるスポットサイズを評価する。このモデルは、レーザソース７０、コリメートレンズ７２、および、普通の眼７５のモデル（Ｇｕｌｌｓｔｒａｎｄ）を含む。コリメートレンズ７２の第２の表面７２ｂから前方の角膜７４までの軸方向の距離は、１０４．９２ｍｍである。レーザ７０からコリメートレンズ７２までの距離は、０．７３５ｍｍである。ガウシアンビーム伝播を用いて、ガウシアン断面強度分布によるレーザビームの挙動をシミュレートする。２ミクロン入力ビームウエストが、前提とされる。光線追跡分析は、おおよそ０．４６ｍｍの角膜のビーム径を示し、目標の１ｍｍ以下に十分に収まる。網膜上のスポットサイズの６４ミクロンは、眼から出る＋／−０．１１度の角度範囲に対応する。これは、ｈ＝Ｆ  ｔａｎ（θ）の幾何学的関係式を用いて計算される。ｈは、物体高さであり、Ｆは、レンズの焦点距離であり（眼について、おおよそ１７ｍｍ）、θは、画角である。ここで、トロンボーンに近づくビームは、＋／−０．１１度に対する角度を有する。トロンボーンを出る際に、トロンボーンの角度の拡大率により、＋／−０．１２度まで増加する。特定の設計の手近なトロンボーンは、１．０７５の焦点距離比を有する２つのレンズからなり、これにより、その因子だけ角度が増加する。ここで、ビームは、±０．１２度の広がりを有する角度のレンズレットアレイへ向かうトロンボーンから出る。ビームがレンズレットアレイへ入射する際に、各レンズは、同じ方程式ｈ＝Ｆ  ｔａｎ（θ）を用いて、対応する角度をイメージサイズに変換する。レンズは、それぞれ６ｍｍの焦点距離を有するので、レンズは、それぞれ、２ｈ＝２ｘ６ｍｍｘｔａｎ（０．１２度）＝２５ミクロンのスポット径を検出器上に形成する。これは、５７μのｆ／３０レンズレットの回折スポットサイズと比較して、著しく小さい。従って、トロンボーンの拡大率およびレンズレット焦点距離により、検出器上に、網膜のスポットサイズよりも小さいスポットを結像する。トロンボーンの拡大率とレンズレット焦点距離とには、同じ結果をもたらす、いくつかのほかの組み合わせが存在する。他の場合、以下に説明されるように、角膜のスポットサイズは、変化するが、イメージ（レンズレットアレイの後ろの検出器）上ではより小さくなる。
【００１２】
屈折誤差をシミュレートするために、アイレンズ７７の後ろから網膜７６までの距離は、近視をシミュレートするために伸び、遠視をシミュレートするために短くされる。−１２Ｄの屈折誤差を有する患者の場合、網膜のスポットサイズは、さらに小さくなり、つまり、この長さの眼球では、網膜は、最小ビームウエスト位置まで近づく。＋６Ｄの患者の場合、網膜上のスポットは、９４ミクロン径と同程度の大きさになり得る。これは、波面センサ上では、３７ミクロンスポットに対応する。別の場合では、レーザ７０からコリメートレンズ７２までの距離を変化させて、網膜７６に最小ビームウエストを置き得る。上述のソリューションは、０Ｄの場合のスポットサイズを最小化する。しかし、この距離が短くされるにつれ、−１２Ｄの患者のスポットは、１０ミクロン程度に小さくなり得るが、＋６ジオプトリの患者のスポットが、９５ミクロンまで大きくならないことはない。
【００１３】
拡大率がこのアプローチに対する重要な局面であることが理解される。レンズレットアレイが光学系である場合、常に、対象をイメージへ拡大（または縮小）する。この場合、スポットは、カメラセンサまで網膜上に投影される。レンズレットのぼやけたスポット（大気のスポットまたは回折に限定されるスポット）の角度の広がりは、常に、物体に対応する角度よりも大きくある必要がある（網膜上のスポット）。このように、レーザ注入オプティクスおよび波面カメラ結像オプティクス（レンズレット、およびずっと度が小さい場合には、トロンボーンオプティクス）の両方を選択し得、それにより、これは、屈折誤差全体にわたって同様である。
【００１４】
波面センシング経路からの角膜の後方反射を維持することが、さらに好ましい。この実施形態のある局面では、イルミネーションコンポーネント１２は、図３に概略的に示される患者の眼３２に対してｏｆｆ軸に位置する。図３は、網膜Ｒのｏｆｆ軸イルミネーションの基本的なシャック−ハートマン収差分析器システム１００の概略図である。レーザコンポーネント１２は、ビームスプリッタ１６ａに向かうビーム４０を放射する。イルミネーションコンポーネント１２およびビームスプリッタ１６ａは、光ビーム４０が眼の光学軸Ａから眼３２にぶつかるように位置付けられる。このように、眼の角膜４２から反射した光ビーム４１は、光学軸Ａから反射する。残りの光は、眼３２の網膜ＲのレーザビーコンＢを形成する。眼のオプティクスは、ビームスプリッタ１６ａを通過する眼からの光ビーム５０を伝播する。ビーム５０は、その後、レンズ５６、角膜から反射するビーム４１をブロックしつつビーム５０を通過させるストップ５８、および、レンズ６０を通過して、Ｈａｒｔｍａｎｎ−Ｓｈａｃｋ検出器６２まで至る。検出器６２は、ＣＣＤまたは他の適切な二次元検出器２２の光スポットのアレイとして、ビーム５０の焦点を合わせるレンズレットアレイ１８を備える。ビーム４０は、アレイ１８のレンズレットから回折に制限されたスポットサイズより短いままの網膜スポット径を維持するために、上述のガウシアンの特性を示す。
【００１５】
図４を参照して示される別の局面では、コリメートされたレーザビーム１１０は、眼の光学軸１１２から側面に沿ってオフセットされ、波面センシング経路から角膜後方反射１１４を導く。前方の角膜表面１１６の通常の半径に基づくと、約０．５ｍｍ〜１ｍｍの間のオフセットＹが適切であり、好ましいオフセットは約０．７ｍｍ〜１ｍｍの間にある。さらに、瞳孔の幾何学的中心に対して角膜の頂点の側面方向の位置が、患者から患者で変化するという事実により、側面方向のオフセットＹは、垂直方向にある（図４の上または下）ことが好ましい。しかし、これらの差は、０．１ｍｍから０．６ｍｍまでを変化し得るが、この差は、通常、垂直方向ではより小さくなる。入射するビームの側面方向のオフセットにより、網膜Ｒのスポットの位置は、屈折誤差の関数として変化する。図４に示されるように、１ｍｍのオフセットでは、変動は、遠視の患者では最大０．１ｍｍとなり得、最も近視の患者では０．２１ｍｍとなり得る。角度の点では、これらは、それぞれ０．３４度、および、０．７度に対応する。従って、−４．７〜＋４．０ジオプトリの患者では、スポットは、中心窩内に（０．５度径）に収まり、全ての場合について、中心窩内に（０．５度径に）十分に収まる。検出器における角膜後方反射の存在が検出され得、従って、オペレータは、調節を行うために警告され得る。これは、ミリメートル未満の増分だけ移動し得る場合に、患者に対して器具内のレーザ、または、器具全体を移動させることによって、行われ得る。この差が記録されている限り、患者の眼に対して測定される波面のマッピングをアップセットすべきではない。
【００１６】
本発明による方法の実施形態は、波面センシングデバイスを有するより正確な眼の波面収差測定を達成することに関する。ある局面では、イルミネーションソースと患者の眼との間の伝播経路に沿って、ビームの焦点を合わせなおす必要性を排除する、ビーム特性を有する網膜イルミネーションソースが提供される。好ましいビーム特性は、眼の屈折範囲にわたって、好ましくは、約＋６Ｄ〜−１２Ｄの間の屈折範囲にわたって、効果的にも直径が一定であるビームウエストを有するガウシアンプロファイルである。ある関連のある局面では、ある直径を有する網膜イルミネーションビームを眼の網膜に提供することが好ましい。このときの直径は、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の患者の眼の屈折焦点範囲にわたる検出器の波面の一部分を結像するために利用される結像コンポーネントの回折制限値よりも小さい。
【００１７】
様々な有利な実施形態が本発明を例示するために選択されたが、添付の特許請求の範囲に規定される範囲から逸脱することなく、本発明の変更および改変がなされ得ることが、当業者には明らかである。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】図１は、本発明の実施形態による、波面センサの光学的な構造を示す図である。
【図２】図２は、本発明の実施形態による、眼のデフォーカスの通常の範囲にわたるイルミネーションコンポーネントおよび出力網膜イルミネーションビームを示す概略図である。
【図３】図３は、本発明による、ｏｆｆ軸イルミネーションシステムの光学的な構造を示す図である。
【図４】図４は、本発明の別の実施形態による、ｏｆｆ軸イルミネーションシステムの光学的な構造を示す図である。
【図１】
2005514087.tif 000003
【図２】
2005514087.tif 000004
【図３】
2005514087.tif 000005
【図４】
2005514087.tif 000006
【手続補正書】
【提出日】平成16年3月28日(2004.3.28)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の眼（３２）から収差波面を測定する改良された波面センシングデバイス（１０）であって、該デバイスは、眼の収差情報を検出、測定、および表示するために統合された、網膜イルミネーションコンポーネント（１２）を含む光ヘッドと、検出器（２０）上に収差波面を結像するレンズレットアレイ（１８）を含むデータ獲得、格納、および処理システム（２４）と、相互接続電気機器とを備え、該網膜イルミネーションコンポーネント（１２）は、ガウシアンビーム特性を有するコリメートされたビーム（４０）を提供し、さらに、該イルミネーションコンポーネント（１２）から患者の眼の表面（７４）までの光路に沿って、屈折、回折、または光学位相変更コンポーネントのいずれも存在せず、
該改良は、
該コリメートされたビームが、患者の眼の該表面（７４）で半径ｄを有し、ここで、ｄ＜１ｍｍであることを特徴とする、デバイス。
【請求項２】
前記イルミネーションコンポーネントは、光源（７０）と、一体化され、固定されるように位置付けられるコリメートレンズ（７２）とからなる、請求項１に記載のデバイス。
【請求項３】
前記光源は、ダイオードレーザ、レーザダイオード、およびスーパールミネセントダイオードのいずれか１つを備える、請求項２に記載のデバイス。
【請求項４】
前記光源は、約７８０ｎｍ〜８００ｎｍの範囲の波長を放射する、請求項２に記載のデバイス。
【請求項５】
前記ビームは、約−１２Ｄ〜＋６Ｄの間の通常の患者群の眼球の屈折パワー範囲と等しいか、または、それ以上であるレイリー範囲を有する、請求項１に記載のデバイス。
【請求項６】
前記患者の眼は、光学軸（１１２）を有し、該光学軸は、前記デバイスの光学測定軸であり、さらに、前記光路は、該デバイスの該光学測定軸から置き換えられる、請求項１に記載のデバイス。
【請求項７】
前記置換は、前記患者の眼の表面において測定される約０．６ｍｍ〜１．０ｍｍの間の平行移動である、請求項６に記載のデバイス。
【請求項８】
前記網膜イルミネーションコンポーネントは、前記眼の角膜表面から反射した光が第１の経路（４１）に沿って移動し、かつ、前記網膜から反射した光が該第１の経路から空間的に分離された第２の経路（５０）に沿って移動するように該患者の眼に対して位置付けられる、請求項１に記載のデバイス。
【請求項９】
前記レンズレットアレイのレンズレットのぼやけたスポットの角度の広がりは、前記レーザビームによって形成される物体イルミネーションスポットに対する角度範囲よりも大きい、請求項１に記載のデバイス。
【請求項１０】
前記デバイスは、シャック−ハートマン波面センサである、請求項１に記載のデバイス。
【請求項１１】
０.４６ｍｍ≦ｄ＜１ｍｍである、請求項１に記載のデバイス。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００１１】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
図１は、本発明の実施形態による、シャック−ハートマン収差分析器１０の形式の改良された波面センサの図である。本発明は、シャック−ハートマン収差分析器に限定されるのではなく、実際には、収差分析のために点源網膜イルミネーションおよび波面結像を必要とする全ての収差分析器および波面センシング方法に適用されることが理解されるべきである。通常、収差分析器１０は、光ヘッドと、波面収差データを検出、測定、および表示するデータ獲得、格納、および処理システムと、相互接続電子機器およびソフトウェアとを必要とする。光ヘッドは、（好ましくは、ガウシアン、好ましくは、コヒーレントな透過モードビームを出力する７８０ｍｍレーザダイオードイルミネーションソース７０および一体化されたコリメートレンズ７２の形式の）イルミネーションコンポーネント１２と、イルミネーションコンポーネント１２から透過および反射した光を操作する結像レンズ１４およびビームスプリッタ１６と、眼の網膜からの未知の波面光を結像するミクロレンズアレイ１８と、波面カメラ２２に接続されたイメージの重心を検出するＣＣＤまたはＣＭＯＳセンサ２０と、収差データを計算する適切なソフトウェアを有するＰ．Ｃ．およびディスプレイ（図示せず）を含む処理システム２４と、アライメントカメラ２６とを包含する。固定ターゲット２８は、患者の眼３２の整列および計測を支援する。波面センシングデバイス１０は、好ましくは、光学トロンボーンシステム３０（あるいは、別の光学結像システム）を備え、患者の眼における屈折誤差を補正する。好ましくは、トロンボーンは、−１５Ｄ〜＋１０Ｄの球面デフォーカスを補正するが、約−１２Ｄ〜＋６Ｄ（±０．２５Ｄ）の範囲が好ましい範囲であり、通常よく用いられるものである。
本発明の実施形態によると、レーザイルミネーションコンポーネント１２と眼３２との間のレーザビーム光路は、眼までのビームをステアリングするビームスプリッタ１６のみを含む。注目に値するのは、コリメートレンズ７２以外の、患者の網膜にレーザビームの焦点を当てなおし、近視または遠視屈折誤差を補正する屈折、回折、または位相変更光学コンポーネントが、いずれも存在しないことである。コリメートレンズ７２は、以下により詳細に説明されるビーム特性を生成するレーザダイオード自体に対して固定されるように配置される。
図２は、患者の中心窩状にイルミネーションビームを提供することに関係する本発明の局面を、部分的に示す。患者の中心窩のビーム径は、外部の焦点合わせのない、−１２Ｄ〜＋６Ｄの範囲にわたる波面イメージ分析のための、検出器上における網膜からの反射した未知の波面を結像するコンポーネントの回折限界より短いままである。好ましい実施形態では、波面センサデバイスは、シャック−ハートマン収差分析器である。従って、結像コンポーネントは、各レンズレットの回折限界が、２．４４λｆ／ｄであるミクロレンズアレイであり、ここで、λは、イルミネーション波長、ｆは、レンズレット焦点距離、ｄは、レンズレット径である。例示的な図では、λ＝７８５ｎｍ、および、ｆ＝６．０ｍｍ、ｄ＝０．２ｍｍであり、各レンズレットをｆ／３０とし、回折限界値を５７μに等しくする。イルミネーションコンポーネント１２は、レーザダイオード７０、および、レーザ７０に対する位置が固定されたコリメートレンズ７２からなる。レーザは、全開散が１０度である環状ビームを提供する７８５ｎｍ  Ｂｌｕｅ  Ｓｋｙ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  ＣｉｒｃｕＬａｓｅｒ  Ｄｉｏｄｅ（ＰＳ１０８−００）である。コリメートレンズ７２は、焦点距離が短く、コストが妥当である（既にコーティングされ、マウントされた状態でＴｈｏｒｌａｂｓから市販されている）ことから選択された、Ｇｅｌｔｅｃｈ  ｍｏｌｄｅｄ  ａｓｐｈｅｒｅ３５０２００である。焦点距離は、角膜に入射するレーザビーム径が非常に小さく、好ましくは、１ｍｍ以下となるように選択され、入力パスの眼の波面誤差の影響を回避する。ＺＥＭＡＸ（登録商標）光学光線追跡アイモデルは、図２に対応して形成され、角膜７４および網膜７６上の予測されるスポットサイズを評価する。このモデルは、レーザソース７０、コリメートレンズ７２、および、普通の眼７５のモデル（Ｇｕｌｌｓｔｒａｎｄ）を含む。コリメートレンズ７２の第２の表面７２ｂから前方の角膜７４までの軸方向の距離は、１０４．９２ｍｍである。レーザ７０からコリメートレンズ７２までの距離は、０．７３５ｍｍである。ガウシアンビーム伝播を用いて、ガウシアン断面強度分布によるレーザビームの挙動をシミュレートする。２ミクロン入力ビームウエストが、前提とされる。光線追跡分析は、おおよそ０．４６ｍｍの角膜のビーム径を示し、目標の１ｍｍ以下に十分に収まる。網膜上のスポットサイズの６４ミクロンは、眼から出る＋／−０．１１度の角度範囲に対応する。これは、ｈ＝Ｆ  ｔａｎ（θ）の幾何学的関係式を用いて計算される。ｈは、物体高さであり、Ｆは、レンズの焦点距離であり（眼について、おおよそ１７ｍｍ）、θは、画角である。ここで、トロンボーンに近づくビームは、＋／−０．１１度に対する角度を有する。トロンボーンを出る際に、トロンボーンの角度の拡大率により、＋／−０．１２度まで増加する。特定の設計の手近なトロンボーンは、１．０７５の焦点距離比を有する２つのレンズからなり、これにより、その因子だけ角度が増加する。ここで、ビームは、±０．１２度の広がりを有する角度のレンズレットアレイへ向かうトロンボーンから出る。ビームがレンズレットアレイへ入射する際に、各レンズは、同じ方程式ｈ＝Ｆ  ｔａｎ（θ）を用いて、対応する角度をイメージサイズに変換する。レンズは、それぞれ６ｍｍの焦点距離を有するので、レンズは、それぞれ、２ｈ＝２ｘ６ｍｍｘｔａｎ（０．１２度）＝２５ミクロンのスポット径を検出器上に形成する。これは、５７μのｆ／３０レンズレットの回折スポットサイズと比較して、著しく小さい。従って、トロンボーンの拡大率およびレンズレット焦点距離により、検出器上に、網膜のスポットサイズよりも小さいスポットを結像する。トロンボーンの拡大率とレンズレット焦点距離とには、同じ結果をもたらす、いくつかのほかの組み合わせが存在する。他の場合、以下に説明されるように、角膜のスポットサイズは、変化するが、イメージ（レンズレットアレイの後ろの検出器）上ではより小さくなる。


【国際調査報告】
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