(57)【要約】レーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路（３１０）によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・ユニット（１０）のためのレーザ較正システム及びレーザ較正方法を記載した。レーザ較正システムは、レーザ・パワー目標値と前記導光路に対応した補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニット（１０）を駆動してレーザ・ビームを発射させるレーザ・コントローラを備えている。検出機構（７０）が、前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を生成する。レーザ較正機構（８０２）が、前記レーザ・パワー目標値と前記測定信号との比較結果（８１０）に応じて誤差信号を生成し、該誤差信号に基づいて前記補償係数を調整する。【選択図】図２
2008543030.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
レーザ・ユニットがレーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・システムの較正方法において、
レーザ・パワー目標値を設定する目標値設定ステップと、
前記導光路に対応した補償係数を初期化する補償係数初期化ステップと、
前記レーザ・パワー目標値と前記補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニットを駆動してレーザ・ビームを発射するレーザ・ビーム発射ステップと、
前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を受取る測定信号受取ステップと、
前記測定信号と前記レーザ・パワー目標値とを比較して誤差信号を生成する誤差信号生成ステップと、
前記誤差信号に基づいて前記補償係数を調整する補償係数調整ステップと、
を含むことを特徴とする方法。
【請求項２】
前記導光路の識別を行う導光路識別ステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記レーザ・ビームは前記デリバリー・ポイントにおけるスポット・サイズが選択可能であり、前記方法が更に、選択されたスポット・サイズを識別するスポット・サイズ識別ステップを含んでおり、前記目標値設定ステップでは、選択されたスポット・サイズに対応したレーザ・パワー目標値を読出すことを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
【請求項４】
前記補償係数初期化ステップでは、前記導光路に対応した所定の減衰係数を読出すことを特徴とする請求項１乃至３の何れか１項記載の方法。
【請求項５】
前記導光路に対応した前記所定の減衰係数に自動較正係数を乗じるようにし、前記補償係数調整ステップでは、前記誤差信号に基づいて前記自動較正係数を調整することを特徴とする請求項４記載の方法。
【請求項６】
前記方法を反復して実行することによって前記レーザ・システムを複数の導光路について較正することを特徴とする請求項１乃至５の何れか１項記載の方法。
【請求項７】
前記方法を反復して実行することによって前記レーザ・システムを複数のレーザ・スポット・サイズについて較正することを特徴とする請求項３記載の方法。
【請求項８】
レーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・ユニットのためのレーザ較正システムにおいて、
レーザ・パワー目標値と前記導光路に対応した補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニットを駆動してレーザ・ビームを発射させるレーザ・コントローラと、
前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を生成する検出機構と、
前記レーザ・パワー目標値と前記測定信号との比較結果に応じて誤差信号を生成し、該誤差信号に基づいて前記補償係数を調整するレーザ較正機構と、
を備えたことを特徴とするレーザ較正システム。
【請求項９】
前記導光路の識別を行う導光路識別手段、
を更に備えたことを特徴とする請求項８記載のレーザ較正システム。
【請求項１０】
前記導光路識別手段は、ａ）細隙灯アダプタ、ｂ）眼内プローブ、ｃ）レーザ間接オフサルモスコープ、及びｄ）手術用顕微鏡アダプタから成る部類中から選択された導光路を識別することを特徴とする請求項９記載のレーザ較正システム。
【請求項１１】
前記導光路識別手段は更に、前記導光路において選択されたスポット・サイズを識別することを特徴とする請求項９又は１０記載のレーザ較正システム。
【請求項１２】
１つまたは複数の導光路に対応した複数の所定の減衰係数から成る減衰係数集合を格納するデータ・ストレージを更に備えたことを特徴とする請求項８乃至１１の何れか１項記載のレーザ較正システム。
【請求項１３】
前記レーザ較正機構は、前記導光路に対応した所定の減衰係数に乗じられる自動較正係数を調整することを特徴とする請求項１２記載のレーザ較正システム。
【請求項１４】
前記検出機構はフォトダイオードを備えており、該フォトダイオードは該フォトダイオードに入射するレーザ・パワーに関連した信号を生成することを特徴とする請求項８乃至１３の何れか１項記載のレーザ較正システム。
【請求項１５】
前記検出機構は更に、前記フォトダイオードに入射するレーザ・パワーを減衰させる光減衰手段を備えていることを特徴とする請求項１４記載のレーザ較正システム。
【請求項１６】
前記検出機構は、前記デリバリー・ポイントから射出されるレーザ・ビームが前記フォトダイオードに入射するようにして該検出機構を前記導光路の構成要素に装着するための装着手段を備えていることを特徴とする請求項８乃至１５の何れか１項記載のレーザ較正システム。
【請求項１７】
前記装着手段は前記検出機構のボディから延出した１本または複数本の案内ポストから成ることを特徴とする請求項１６記載のレーザ較正システム。
【請求項１８】
前記導光路の前記構成要素は細隙灯アダプタであることを特徴とする請求項１６又は１７記載のレーザ較正システム。
【請求項１９】
前記レーザ・システムの較正作業に関連した情報を表示するためのディスプレイを更に備えたことを特徴とする請求項８乃至１８の何れか１項記載のレーザ較正システム。
【請求項２０】
前記レーザ較正機構は前記誤差信号を処理する比例積分（ＰＩ）制御部を備えていることを特徴とする請求項８乃至１９の何れか１項記載のレーザ較正システム。
【請求項２１】
レーザ・システムにおいて、
レーザ・ビームを生成するレーザと、
所与の処置に対応した少なくとも１つの選択された構成要素によって提供されている導光路と、
前記導光路の末端に配置されて前記導光路の該末端におけるレーザ・ビームのパワーを測定する検出機構と、
前記検出機構によって得られる測定値に従ってレーザ・ビームのパワーを調整するレーザ・パワー調整手段と、
を備えたことを特徴とするレーザ・システム。
【請求項２２】
データ処理装置の動作を制御するための、マシン読取可能な記録媒体に記録されたマシン読取可能なプログラム・コードから成るコンピュータ・プログラム製品であって、前記データ処理装置上で前記プログラム・コードが実行されることによって、レーザ・ユニットがレーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・システムの較正方法が実行されるコンピュータ・プログラム製品において、
前記較正方法は、
前記導光路に対応したレーザ・パワー目標値を設定する目標値設定ステップと、
前記導光路に対応した補償係数を初期化する補償係数初期化ステップと、
前記レーザ・パワー目標値と前記補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニットを駆動してレーザ・ビームを発射するレーザ・ビーム発射ステップと、
前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を受取る測定信号受取ステップと、
前記測定信号と前記レーザ・パワー目標値とを比較して誤差信号を生成する誤差信号生成ステップと、
前記誤差信号に基づいて前記補償係数を調整する補償係数調整ステップと、
を含む方法である、
ことを特徴とするコンピュータ・プログラム製品。
【請求項２３】
データ処理装置の動作を制御するための、マシン読取可能なプログラム・コードから成るコンピュータ・プログラムであって、前記データ処理装置上で前記プログラム・コードが実行されることによって、レーザ・ユニットがレーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・システムの較正方法が実行されるコンピュータ・プログラムにおいて、
前記較正方法は、
前記導光路に対応したレーザ・パワー目標値を設定する目標値設定ステップと、
前記導光路に対応した補償係数を初期化する補償係数初期化ステップと、
前記レーザ・パワー目標値と前記補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニットを駆動してレーザ・ビームを発射するレーザ・ビーム発射ステップと、
前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を受取る測定信号受取ステップと、
前記測定信号と前記レーザ・パワー目標値とを比較して誤差信号を生成する誤差信号生成ステップと、
前記誤差信号に基づいて前記補償係数を調整する補償係数調整ステップと、
を含む方法である、
ことを特徴とするコンピュータ・プログラム。
【請求項２４】
図２、図７、図８、図１０Ａ〜図１０Ｃ、及び図１１を参照して明細書において説明した方法と実質的に同一のレーザ・システム較正方法。
【請求項２５】
図２、図７、図８、図１０Ａ〜図１０Ｃ、及び図１１を参照して明細書において説明したシステムと実質的に同一のレーザ較正システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明はレーザの較正に関し、より詳しくは、患者の網膜に処置を施すためのレーザ・ビームを供給する導光路を備えたレーザ・システムの較正に関する。
【背景技術】
【０００２】
レーザは、種々の医療処置において重要な用途を有するものであり、それら医療処置としては、例えば、外科手術、刺青除去、それに光を照射して行うその他の様々な処置などがある。
【０００３】
具体的な一例として、国際特許出願公開ＷＯ０２／０９４２６０号公報に記載されている医療処置においては、８１０ｎｍの眼科用レーザを用いて、患者の眼に対して、いわゆるインドシアニングリーン注入下の光凝固術（ｉ−ＭＰ術）を施すようにしている。尚、同国際特許出願公開公報の開示内容は、この言及をもって本願開示に組込まれたものとする。この光凝固術では、レーザ・ビームの出力パワーを眼に供給するにあたり、その供給量を極めて高精度のものとすることが要求される。もし、その出力パワーの供給量が、眼に処置を施すために必要な出力パワー目標値から５％以上偏位していたならば、それによって生じる過少照射または過剰照射のために、処置の治療効果が損なわれかねない。
【０００４】
それゆえ、治療対象の組織に処置を施すために用いられるレーザ装置には、しばしば、出力パワーの偏位に対処するための「出力モニタ」と呼ばれるフィードバック装置が装備されている。更に、カットアウト式の安全機構を装備して、レーザ・パワーが、人に対する処置にとって安全であると考えられる範囲から逸脱しないようにするということも行われている。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
一般的に、レーザ・コンソールの構成要素に対して較正が施されるのは、工場段階でのことであり、即ち、販売時点よりさかのぼった時点である。そのため時間の経過と共に、レーザ・コンソールの構成要素の状態が、正しく較正されていない状態に変化してしまうことがあり、それによって、レーザ・コンソールの出力パワーの精度が低下するおそれがある。このような事態を引き起こす可能性のある構成要素には、まずレーザ源があり、また更に、センサ用のフォトダイオードなどをはじめとする、そのレーザ源の出力パワーをモニタするための出力モニタ部品がある。これら構成要素を原因とする出力パワーの偏位はレーザ・コンソールの内部の出力モニタ手段によって検出されるが、しかしながら、国際電気標準会議（ＡＥＣ）の規格によれば、許容誤差のレベルは±２０％と定められており、そのため、患者の眼に供給されるレーザ・ビームの出力パワーの偏位が、ｉ−ＭＰ術をはじめとする幾つかの医療処置における最小限の安全レベルを、容易に超えてしまうおそれがある。
【０００６】
患者の眼を対象とした医療処置の典型的なもの（例えば国際特許出願公開ＷＯ０２／０９４２６０号公報に記載されている医療処置など）では、レーザ源から患者の眼に至るレーザ・ビーム光路中に、以上の他にも幾つもの構成要素が配設されている。
【０００７】
図１において、レーザ・コンソール１０から出射したレーザ・ビームは、導光路システムの中を伝達される。導光路システムは、例えば、光ファイバと、この光ファイバが接続した細隙灯アダプタ３０と、この細隙灯アダプタ３０が取付けられた細隙灯顕微鏡４０及びレーザ・コンタクト・レンズ６０とで構成されるものである。細隙灯アダプタ３０は規格化された装置であり、この細隙灯アダプタ３０を構成している構成要素は、光ファイバ・ケーブルと、レーザ・ビームのスポット・サイズを制御可能に設計されたガリレオ式顕微鏡（不図示）と、細隙灯アダプタ３０を細隙灯顕微鏡４０に取付けるための機械構造部（不図示）と、レーザ・ビームの中心と細隙灯顕微鏡４０の光路の中心とを揃えて同心的にするためのビーム・スプリッタ５０とである。この細隙灯アダプタ３０を使用することによって、検査または処置の対象である眼１００の各部寸法に応じてレーザ・ビームのスポット・サイズを調節することができる。
【０００８】
また、図１に示したように、導光路には、一般的にレーザ・コンタクト・レンズ６０と呼ばれている更にもう１つの光部品が配設されている。このレーザ・コンタクト・レンズ６０を使用することによって、患者の眼１００の網膜構造の観察が容易となる。
【０００９】
導光路に配設されている以上に説明した種々の構成要素はいずれも、実際に眼に到達するレーザビームの出力パワーを低下させる損失の発生原因となり得るものであり、しかもそれらによって発生する損失の大きさは制御不能且つ予測不能である。損失を発生させる要因には、例えば次のようなものがある。
・ビーム・スプリッタを構成している光部品の表面、光ファイバの先端面、対物レンズの表面、それに、コンタクト・レンズの表面への塵埃の堆積。
・光ファイバの劣化現象である「摩損及び裂損」の発生。
・光ファイバの内部の微細亀裂の発生。
・光ファイバの結合部の心ずれ（ミスアライメント）。
・レーザダイオードの経年変化。
【００１０】
従来のレーザ・システムにおけるレーザ・コンソール１０に組込まれている、標準的なパワー制御機能及びモニタ機能は、以上の要因によって発生する損失を考慮したものではなかった。しかるに、本発明の発明者らが推定計算したところによれば、以上の要因によって発生する導光路における損失の大きさは、１０％以上にもなる可能性があり、これほどの損失が発生すると、ｉ−ＭＰ術に関する医療プロトコルに規定されている限界を超えてしまうものと考えられる。
【００１１】
尚、本明細書における以上の背景技術に関する記載は、同記載が、オーストラリアであれ、その他のいかなる法域であれ、当該法域における周知の知識の一部を成すものであることを自認ないし示唆したものではなく、また、同記載が当業者によって確認され、理解され、また関連技術であると認識されることが合理的に予期されるであろうということを自認ないし示唆したものでもない。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明の第１の局面によれば、レーザ・システムの較正方法が提供され、このレーザ・システムの較正方法は、レーザ・ユニットがレーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・システムの較正方法において、
前記導光路に対応したレーザ・パワー目標値を設定する目標値設定ステップと、
前記導光路に対応した補償係数を初期化する補償係数初期化ステップと、
前記レーザ・パワー目標値と前記補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニットを駆動してレーザ・ビームを発射するレーザ・ビーム発射ステップと、
前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を受取る測定信号受取ステップと、
前記測定信号と前記レーザ・パワー目標値とを比較して誤差信号を生成する誤差信号生成ステップと、
前記誤差信号に基づいて前記補償係数を調整する補償係数調整ステップと、
を含むことを特徴とする方法である。
【００１３】
本発明の第２の局面によれば、レーザ較正システムが提供され、このレーザ構成システムは、レーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・ユニットのためのレーザ較正システムにおいて、
レーザ・パワー目標値と前記導光路に対応した補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニットを駆動してレーザ・ビームを発射させるレーザ・コントローラと、
前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を生成する検出機構と、
前記レーザ・パワー目標値と前記測定信号との比較結果に応じて誤差信号を生成し、該誤差信号に基づいて前記補償係数を調整するレーザ較正機構と、
を備えたことを特徴とするレーザ較正システムである。
【００１４】
本発明の更なる局面によれば、
レーザ・ビームを生成するレーザと、
所与の処置に対応した少なくとも１つの選択された構成要素によって提供されている導光路と、
前記導光路の末端に配置されて前記導光路の該末端におけるレーザ・ビームのパワーを測定する検出機構と、
前記検出機構によって得られる測定値に従ってレーザ・ビームのパワーを調整するレーザ・パワー調整手段と、
を備えたことを特徴とするレーザ・システムが提供される。
【００１５】
本発明の更なる局面によれば、コンピュータ・プログラム製品が提供され、このコンピュータ・プログラム製品は、データ処理装置の動作を制御するための、マシン読取可能な記録媒体に記録されたマシン読取可能なプログラム・コードから成るコンピュータ・プログラム製品であって、前記データ処理装置上で前記プログラム・コードが実行されることによって、レーザ・ユニットがレーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・システムの較正方法が実行されるコンピュータ・プログラム製品において、
前記較正方法は、
前記導光路に対応したレーザ・パワー目標値を設定する目標値設定ステップと、
前記導光路に対応した補償係数を初期化する補償係数初期化ステップと、
前記レーザ・パワー目標値と前記補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニットを駆動してレーザ・ビームを発射するレーザ・ビーム発射ステップと、
前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を受取る測定信号受取ステップと、
前記測定信号と前記レーザ・パワー目標値とを比較して誤差信号を生成する誤差信号生成ステップと、
前記誤差信号に基づいて前記補償係数を調整する補償係数調整ステップと、
を含む方法である、
ことを特徴とするコンピュータ・プログラム製品である。
【００１６】
本発明の更なる局面によれば、コンピュータ・プログラムが提供され、このコンピュータ・プログラムは、データ処理装置の動作を制御するための、マシン読取可能なプログラム・コードから成るコンピュータ・プログラムであって、前記データ処理装置上で前記プログラム・コードが実行されることによって、レーザ・ユニットがレーザ・ビームを発射し、その発射されたレーザ・ビームが導光路によって該導光路の末端のデリバリー・ポイントまで案内されるように構成されたレーザ・システムの較正方法が実行されるコンピュータ・プログラムにおいて、
前記較正方法は、
前記導光路に対応したレーザ・パワー目標値を設定する目標値設定ステップと、
前記導光路に対応した補償係数を初期化する補償係数初期化ステップと、
前記レーザ・パワー目標値と前記補償係数とに基づいて前記レーザ・ユニットを駆動してレーザ・ビームを発射するレーザ・ビーム発射ステップと、
前記デリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーに関連した測定信号を受取る測定信号受取ステップと、
前記測定信号と前記レーザ・パワー目標値とを比較して誤差信号を生成する誤差信号生成ステップと、
前記誤差信号に基づいて前記補償係数を調整する補償係数調整ステップと、
を含む方法である、
ことを特徴とするコンピュータ・プログラムである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
以下に図面を参照しつつ、本発明の実施の形態について説明して行く。
【００１８】
図１に示した従来のレーザ・システムは、光凝固用レーザ・システムの１つの具体例である。標準的な光凝固用レーザ・システムは、光凝固用レーザ・ユニット１０とその出力部に連結された導光路とを備えている。レーザ・ユニット１０を動作状態にすると、レーザ・ビームが導光路の中を伝達される。導光路は、そのレーザ・ビームを適切な状態に整えて、この導光路の末端のデリバリー・ポイントへ供給する。医療処置が実施されているときには、このデリバリー・ポイントは患者の眼１００に当てられている。導光路を構成している導光システムは、一般的に、光ファイバ・ケーブル２０と、細隙灯アダプタ３０と、細隙灯顕微鏡４０と、ビーム・スプリッタ５０と、導光路の末端のデリバリー・ポイントの構成要素（コンタクト・レンズ６０）とを備えている。コンタクト・レンズ６０は（医療処置が実施されているときには）通常、医療処置を必要としている眼の領域に接触させておき、このコンタクト・レンズ６０を介してレーザ・ビームを眼の中へ入射させるようにする。以上に説明したものとは異なる種類の導光路が用いられることもあり、用いられる導光路には、例えば、眼内プローブ、レーザ間接オフサルモスコープ、手術用顕微鏡アダプタなどがある。
【００１９】
図２に示したのは本明細書に記載する自動較正システムを組込んだレーザ・システムの全体図である。
【００２０】
導光路全体の中のデリバリー・ポイントに、レーザ・ビームのパワーを測定するための検出機構７０が配設されている。この構成によれば、患者の眼に実際に供給されるレーザ・ビームのパワーの真正の測定値を得ることができる。導光路の末端のデリバリー・ポイントにおいて検出機構７０により測定されたレーザ・ビームのパワー測定値は、続いて、供給すべきパワーの目標レベル即ち所要レベルであるパワー目標値と比較される。そして、後に更に詳細に説明するように、この比較によって得られた情報に基づいて、レーザ・コンソール１０が発生するレーザ・ビームのパワーを制御するために使用されている較正係数を調整するようにしている。こうすることによって、発生するレーザ・ビームのパワーが、導光路の影響を補償する大きさのパワーになるようにしている。
【００２１】
この方式によれば、医療処置の種類によって用いられる導光路が互いに大きく異なっていても、発生するレーザ・ビームのパワーを制御して、患者に供給されるレーザ・ビームのパワーが目標レベルになるようにすることができる。本明細書に記載する自動較正方式は更に、導光路の構成要素やレーザ・コンソールの内部の構成要素が取り替えられ或いは劣化することに因って生じるパワーの偏位にも対処し得るものである。
【００２２】
本発明のレーザ・システム較正方法は、医療処置の実施者がそれを実行したいと考えたときにはいつでも実行し得るものであるが、ただし、レーザ・システムを個々の患者に対して使用する直前に実行することが好ましい。尚、１つの構成例として、自動較正を実行しないまま、レーザ・システムを１０回を超える医療処置に使用しようとしたときには、そのレーザ・システムがロック状態となって、１０回以上の医療処置に使用できないようにしたものがある。レーザ・システムの較正が完了したならば、デリバリー・ポイントから検出機構７０を除去することにより、患者の眼１００に対する医療処置を実施できるようになる。
【００２３】
導光路の透過率に偏位が生じるとき、その偏位の方向は、通常、レーザ・ビームのパワーの損失を増大させる方向の偏位として生じるものである。しかしながら、例えば、レーザ・システムに対して、導光路の損失を補償するための較正を施した後に、そのレーザ・システムの構成要素のクリーニングまたは交換を行った場合などには、導光路の末端のデリバリー・ポイントに供給されるレーザ・ビームのパワーが、その損失補償のための較正を施した直後に供給されていたパワーより大きくなることがあり、その場合、患者に傷害を及ぼすおそれがある。
【００２４】
図２から明らかなように、本発明に係るシステムは検出機構７０を備えており、この検出機構７０は、既述の如く、コンタクト・レンズ６０の背面側に配置されて導光路の末端のデリバリー・ポイントにおけるレーザ・ビームのパワーを測定するものである。検出機構７０は、測定対象のそのレーザ・ビームのパワーを電気信号に変換して、その電気信号を、通信リンク７１を介してレーザ・コンソール１０の入力部１１へ供給する。この電気信号は、もしそれがデジタル信号でない場合にはデジタル信号に変換された上で、レーザ・コンソール１０の内部のプロセッサへ供給される。プロセッサは、検出機構７０が測定したパワー測定値が、導光路の末端のデリバリー・ポイントにおけるパワー目標値からどれほど偏位しているかを算出し、そして、それらパワー目標値とパワー測定値との差分を補償するための適切なステップを実行する。この補償が行われることによって、医療処置に際して最終的に患者へ供給されるパワーである供給パワーの値が、その医療処置に対応したパワー目標値ないしはそれに近い値になる。
【００２５】
レーザ・コンソールの説明
図３は、レーザ・コンソール１０を更に詳細に示した図である。メイン・レーザ用電源３０１は、レーザを発生させるために必要な電流を供給している。メイン・レーザ用パワー制御機構３０２は、出力パワーが目標パワーになるように、メイン・レーザへ供給する電流を制御するモジュールである。レーザ・ダイオード３０３は、医療処置のためのレーザ・ビームを発生する。発生するレーザの波長は８１０ｎｍである。この波長のレーザは赤外線レーザであり、人の眼には見えない。レーザ・ダイオード３０３が発生したレーザは、メイン・レーザ用コリメータ・レンズ群３０４を通過するようにしてあり、このコリメータ・レンズ群３０４は、光ファイバ・ケーブルの端面にレーザ・ビームを合焦させることができるように、予めそのレーザ・ビームを整形しておくためのレンズ群である。
【００２６】
コリメータ・レンズ群３０４を通過したレーザ・ビームは、続いてビーム・スプリッタ３０５へ入射する。このビーム・スプリッタ３０５は、レーザ・ビームを分割するための部分反射鏡であり、レーザ・ビームの一部を反射させてフォトセンサ３１２へ入射させており、このフォトセンサ３１２は安全機構の構成要素である。
【００２７】
ビーム・スプリッタ３０５へ入射したレーザ・ビームのうち、このビーム・スプリッタ３０５で反射されなかった残りの部分は、照準用ビーム・コンバイナ３０６へ入射している。照準用ビーム・コンバイナ３０６は、レーザ・ビームを併合するための特殊な鏡であり、レーザ・ダイオード３０３から到来するメイン・レーザ・ビームに、レーザ・ダイオード３１３から到来する照準用レーザ・ビームとを併合するものである。照準用レーザ・ビームは可視光ビーム（赤色ビーム）であり、処置医はこの照準用レーザ・ビームを利用してレーザ・ビームの照準を合わせる。１つの構成例においては、この照準用レーザ・ビームの波長を６３０ｎｍとし、その最大パワーを１ｍＷとしており、それに対して、メイン・レーザ・ビームの最大パワーは２．４Ｗとしている。
【００２８】
照準用ビーム・コンバイナ３０６から出射した併合レーザ・ビームは、光ファイバ結合用レンズ群３０７に入射しており、このレンズ群３０７は、そのレーザ・ビームを、導光路を構成している光ファイバ・ケーブルの端面に合焦させている。
【００２９】
レーザ・キャビティ３１１は金属製のボックスであり、その中には、メイン・レーザ・ダイオード３０３が収容され、また、レーザ・ビームの形状、合焦状態、それに方向を定めるための、上述した光学部品である構成要素３０４、３０５、３０６、３０７が収容されている。尚、このレーザ・キャビティ３１１の中に、照準用レーザ・ダイオード３１３を併せて収容するようにしてもよい。レーザ・キャビティ３１１の出力ノズルには、導光路３１０が接続されている。レーザ・キャビティ３１１は密閉状態としてあり、それによって、内部の光学系を塵埃及び湿気から防護している。レーザ・キャビティ３１１の出力ノズルには、光ファイバが光結合状態でロックされていることを検出するセンサ３０８が装備されており、このセンサ３０８は、光ファイバ・ケーブルがレーザ・コンソール１０に連結されているか否かの情報をコントローラに提供している。また、レーザ・コンソール１０には、ヒンジを介して機械式レーザ・シャッタ３０９が連結されており、この機械式レーザ・シャッタ３０９は、レーザ・コンソール１０に導光路デバイスが連結されていないときに出力ノズルを閉塞しておくためのものである。
【００３０】
このレーザ・コンソール１０に連結される導光路３１０は、その構成要素として、レーザ・ビームを患者の眼に供給するための光ファイバ・ケーブルを含むものであり、そのような導光路の具体例としては、例えば、眼内プローブ、細隙灯アダプタ、レーザ間接オフサルモスコープ、それに手術用顕微鏡アダプタなどがある。
【００３１】
ビーム・スプリッタ３０５へ入射したレーザ・ビームのうちの一部がこのビーム・スプリッタ３０５で分岐させられて、メイン・レーザの安全機構の構成要素であるフォトセンサ３１２へ入射している。このフォトセンサ３１２はフォトダイオードであり、パワー・レベルを読取って電気信号を生成しており、この電気信号を利用してレーザを安全動作範囲内で動作させるようにしている。
【００３２】
プロセッサ３１４は、レーザ装置の全体の機能を制御するものであり、レーザ・コンソール１０の様々な構成要素のうちの多くのものとの間で電気信号の送信ないし受信を行っている。１つの構成例においては、プロセッサ３１４を、「８０３２ファミリー」のマイクロプロセッサと、フラッシュ・メモリと、ＥＥＰＲＯＭと、ワッチドッグ・ユニットとを備えたものとしている。プロセッサ３１４に接続されているブザー３１５は、アラーム音、ビープ音、及びその他の音響信号を発生さるためのものである。
【００３３】
キーボード３１６は、処置医などの操作者が医療処置に関連した動作モード及びパラメータを制御するために使用するインターフェースであり、英数字ディスプレイ３１７は、レーザ・コンソール１０を使用している処置医に対して医療処置に関連したデータ及びパラメータを表示するためのインターフェースである。
【００３４】
レーザ・パワー設定ノブ３１８は、回転式のノブとすることが好ましく、処置医はこのノブ３１８を操作することによってメイン・レーザのパワーを設定することができる。このレーザ・パワー設定ノブ３１８はエンコーダを備えており、プロセッサ３１４は、そのエンコーダから読出した出力信号の解釈を実行し、その結果をディスプレイ上に表示することで、処置医に対してレーザ・パワー設定値を表示する。
【００３５】
パルス持続時間選択ダイヤル型ボタン３１９は、回転式のノブであり、処置医はこのダイヤル型ボタン３１９を操作することによって１回のレーザ発射の持続時間を設定することができる。このダイヤル型ボタン３１９はエンコーダを備えており、プロセッサ３１４は、そのエンコーダから読出した出力信号の解釈を実行し、その結果を例えばディスプレイ３１７などのディスプレイ上に表示することで、処置医に対してパルス持続時間を表示する。
【００３６】
パルス間隔選択ダイヤル型ボタン３２０は、回転式のノブであり、処置医はこのダイヤル型ボタン３２０を操作することによって反復間隔を設定することができる。このダイヤル型ボタン３２０はエンコーダを備えており、プロセッサ３１４は、そのエンコーダから読出した出力信号の解釈を実行する。
【００３７】
足踏スイッチ（足踏ペダル）３２１は、レーザ・ビームを発射させるためのスイッチである。この足踏ペダル３２１とレーザ・コンソール１０との間は光方式で接続してあり、それによって電気的な安全性を確保している。
【００３８】
インターロック・ユニット３２２は、レーザの安全性を更に高めるためにオプションとして設けられることのある装置である。このインターロック・ユニット３２２は、レーザ・コンソール１０にスイッチを接続するための入力部であり、ここに接続したスイッチを操作することによって、外部ドアが不注意に開扉されたときにレーザをディスエーブルすることができる。ユーザがこのリモート・インターロック機能を使用しないことを選択した場合には、レーザを動作可能にするためにはこのインターロック・ユニット３２２にバイパス・コネクタを挿入しておく必要がある。
【００３９】
「オートキー」コネクタ３２３には電気回路が内蔵されており、この電気回路は、いかなる導光路がレーザ・コンソール１０に連結されているのかを示す情報を、レーザ・コンソール１０に供給する。レーザ・コンソールに連結される様々な導光路デバイス３１０は、透過率に関する特性が夫々に異なっており、患者の眼１００に供給されるレーザ・パワーは、導光路デバイスの透過率に影響される。オートキー・コネクタ３２３からレーザ・コンソール１０へ情報が供給されることによって、レーザ・コンソール１０が、現在用いられている導光路デバイスを認識することが可能となっており、またそれによって、プロセッサ３１４が、導光路３１０におけるレーザ・パワーの減衰量を補償するような透過率（ＦＡＴ）の値を算出することが可能となっている。
【００４０】
電源３２４は、パワー制御機構３０２の回路へ所要の電力を供給すると共に、プロセッサ・ボード３１４の回路へも所要の電力を供給している。ＥＭＩ／ＥＭＣライン・フィルタ３２５は、電源サージが発生した場合に、それによってレーザが動作不良や損傷を生じないように、メイン・ラインから電気ノイズを除去するためのモジュールである。メイン・ケーブル３２６は、レーザ・コンソール１０を電源コンセントに接続するためのケーブルである。スイッチ３２７は、操作者がレーザ・コンソール１０の電源を投入及び切断するためのオン／オフ式スイッチである。
【００４１】
図４に示したのは、このレーザ・コンソール１０に用いられているパワー制御システム４００の機能ブロック図である。ただし、図４に示した機能ブロック図には、自動較正機能のブロックは示しておらず、この機能は図７に示してある。
【００４２】
安全回路４１４は、マイクロコントローラ３１４により制御されており、異常検出時には、この安全回路４１４がアクチュエータ４０６へ信号を送出することでレーザ・ダイオード３０３をオフに切り替えるようにしてあり、これによって、パワー・レベルが設定範囲から逸脱しているときにはレーザの発射が阻止されるようにしてある。マイクロコントローラ３１４は、オペレーショナル・ソフトウェアを格納して実行することのできるユニットである。レーザを動作状態にすることを命じるコマンドが入力されたならば、基準信号生成ブロック４０２が基準信号を生成する。この基準信号は、導光路３１０の末端のデリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーの目標レベルに関連した信号である。基準信号生成ブロック４０２は、マイクロプロセッサ３１４により構成されるモジュールとすることができる。
【００４３】
基準信号生成ブロック４０２が生成して送出した参照信号は、Ｄ／Ａコンバータ４０３によってアナログ電圧に変換される。変換されたアナログ信号は減算ブロック４０４に、その一方の入力信号として供給されている。この減算ブロック４０４には、その他方の入力信号として、レーザ・キャビティの内部でレーザ・ダイオード３０３が発生しているレーザのパワーの大きさに対応した信号が供給されている。減算ブロック４０４は、それら２つの入力信号を比較して誤差信号を生成しており、この誤差信号はＰＩＤ制御部４０５へ供給されている。従って、このＰＩＤ制御部４０５へ入力している入力信号は、パワー目標値と、レーザ・キャビティ３１１の内部で実際に発生してパワーを測定したパワー測定値との、差分を表す誤差信号である。ＰＩＤ制御部４０５は、制御系の動的特性を考慮に入れてその誤差信号を増幅し、その増幅した信号をアクチュエータ４０６へ送出している。そして、このアクチュエータ４０６が、レーザ・ダイオード３０３への供給電流を直接的に制御している。
【００４４】
既述のごとく、レーザ・ダイオード３０３の出力パワーは導光路を介して供給され、その導光路は、例えば、光ファイバ２０と細隙灯アダプタ３０とで構成されるものなどである。
【００４５】
デュアル型フォトダイオード３１２は、レーザ・ダイオード３０３の出力パワーをモニタして、パワー制御機能のためのフィードバック信号と、安全機能のためのフィードバック信号とを生成している。デュアル型フォトダイオード３１２の一方のフォトダイオードは、レーザ・キャビティ３１１の内部で発生しているパワーに対応した電圧信号を減算ブロック４０４へ送出している。デュアル型フォトダイオード３１２の他方のフォトダイオードが送出している電圧信号はＡ／Ｄコンバータ４１３へ供給されており、このＡ／Ｄコンバータ４１３からマイクロコントローラ３１４へ、実際に発生しているパワーのレベルを示したデジタル信号が供給されている。Ａ／Ｄコンバータ４１３を介して供給されているこの信号は、パワー制御のためのフィードバック・ループに用いられる信号ではなく、安全回路４１４で用いられる信号である。レーザ・キャビティ３１１の内部で発生しているパワーが、設定パワーより２０％以上過大となったならば、レーザ・ダイオード３０３が即座にオフに切換えられ、英数字ディスプレイ３１７上にエラー・メッセージが表示されるようにしてある。
【００４６】
レーザ・ビームは導光路の中を通過する間に減衰するため、その通過中にレーザ・パワーのうちの幾分かが失われて損失となる。そこで、様々な導光路デバイス及びスポット・サイズの各々に対応した減衰量を推定し、その推定して得られた情報に基づいてレーザ・コンソール１０のパワー制御を行う必要がある。例えば、導光路デバイスとして細隙灯アダプタ３０を使用して、そのスポット・サイズを２００μｍに選択した場合の減衰量の推定値が２０％であるならば、患者の眼１００に照射されるレーザ・パワーを処置医が設定したパワーに等しくするには、レーザ・キャビティ３１１の内部で発生するレーザ・パワーを２０％増しにする必要がある。
【００４７】
導光路の減衰量は、工場において、即ち、その導光路デバイスの製造過程において既に測定されている。この工場で測定して得られている減衰量の値に基づいて、補正係数を算出する。この補正係数は、いわゆる透過率（ＦＡＴ）であり、これは補償係数とも呼ばれることもある。レーザ・コンソール１０に装備されているメモリには、このレーザ・コンソール１０に連結して用いられる導光路デバイスの種類並びにスポット・サイズの各々に対応した透過率の値が格納されている。
【００４８】
以下の段落では、導光路デバイスとして細隙灯アダプタ３０を用いる場合に、レーザ・コンソール１０が、いかにして、その透過率に基づいてパワーを調節するかについて説明する。用いる導光路デバイスが細隙灯アダプタ以外のものである場合にも、同様の方式でパワーの調節を行うが、ただし、眼内プローブや、レーザ間接オフサルモスコープなどの導光路デバイスでは、スポット・サイズはただ１つの値に固定されている。
【００４９】
ｉ−ＭＰ術に用いられる細隙灯アダプタ３０には倍率変更機構が装備されており、５通りのレーザ・スポット・サイズを選択することができる。１つの構成例においては、それら５通りのスポット・サイズを、０．８ｍｍ、１．０ｍｍ、１．５ｍｍ、２．５ｍｍ、それに４．３ｍｍとしている。これらのスポット・サイズの値は、細隙灯アダプタ３０の焦点位置におけるレーザ・ビームの直径を表したものである。
【００５０】
選択されたスポット・サイズが異なれば、レーザ・ビームが通過するレンズ群が異なったものとなる。従ってスポット・サイズが異なれば、レーザ・ビームの減衰量も異なる。それゆえ、減衰量の影響を補償する上で、適切な透過率（ＦＡＴ）の値に基づいて計算を行うためには、選択されたスポット・サイズについての情報がレーザ・コンソール１０に供給されるようにしておく必要がある。図５に示したのは、様々に異なるスポット・サイズに適合するようにパワーを調節するための、基準信号生成ブロック４０２の動作を模式的に表した図である。この基準信号生成ブロック４０２は、マイクロコントローラ３１４の１つのサブシステムとして構成することができる。
【００５１】
基準信号生成ブロック４０２がオートキー３２３から入力信号を受取ったときには、それによって細隙灯アダプタ・ビーム径検出機構５０８がイネーブルされ、用いられている導光路デバイスの種類と選択されているスポット・サイズとが認識される。従って、ビーム径検出機構５０８は、導光路識別手段である。基準信号生成ブロック４０２は、こうして得られた情報に基づいて、メモリに格納してある透過率の値の集合５０６から、適切なＦＡＴの値を選択する（例えばスポット径が４．７ｍｍであるならば、ＦＡＴ５０４を選択する）。基準信号生成ブロック４０２はもう１つの入力信号を受取っており、これは、処置医がレーザ・パワー目標値を指定するための信号であり、例えばレーザ・パワー設定ノブ３１８の操作により生成される信号である。基準信号生成ブロック４０２は、このレーザ・パワー目標値の入力値５０２に、選択したＦＡＴ５０４を乗じることによって、レーザ・パワー目標値の出力値を生成しており、この出力値がＤ／Ａコンバータ４０３へ供給されている。
【００５２】
以上に説明したパワー制御システムによれば、処置医がパワーをいかなるレベルに設定した場合でも、理論上、患者の眼１００に供給されるパワーは、その設定されたパワーに等しくなる。また、ＰＩＤ制御部４０５のパラメータを適切に選択しておけば、レーザ・ダイオード３０３が発生するパワーに振動が生じることもない。しかしながら、患者の眼１００に供給されるパワーに影響を及ぼし得る要因のうちには、図５に示したパワー制御システムでは検出が不可能な要因も数多く存在している。図７に示した自動較正装置は、図５の構成にとって制約となっている問題のうちの幾つかに対処し、もって、パワー制御の精度を更に高めるべく設計されたものである。
【００５３】
パワー制御システムにとって制約となっている問題の１つに、レーザ・ダイオード３０３が非線形性を有するということがある。図６に示したのは、所与の基準電圧に対するレーザ・ダイオード３０３の出力パワーである。グラフ６００は、電圧６０２に対する出力パワー６０４を示している。レーザ・ダイオード３０３にとっての理想的な応答は、最小パワー点６１２と最大パワー点６１０とを結ぶ直線６０８で表される応答である。しかるに、実際の応答は、図６に示したように、非線形性を示す曲線６０６によって表されるものとなっている。
【００５４】
パワーの透過量に生じるその他の誤差のうちには、光ファイバの結合部に起因するものがある。光ファイバの結合部は高精度のコネクタにより構成されており、処置医などの操作者は、導光路の構成要素である光ファイバ・ケーブルを差し込みポートに挿入して時計回りに回転させることにより、そのコネクタの先端を差し込める限界まで深く差し込むようにする。しかしながら、こうして接続した光ファイバ・ケーブルを一旦取外して差し込みポートに再度挿入し、接続し直しただけでも、その挿し込み深さには既に、小さいながらもずれが生じている。これによって、パワーの透過量に最大５％の誤差が発生する可能性がある。上で説明したパワー制御システム４００は、レーザ・キャビティ３１１の内部で動作するものであるため、これによって発生するパワー誤差は、パワー制御システム４００では検出されず、従って補償されることもない。
【００５５】
更に、細隙灯アダプタ３０のレンズの表面に塵埃が付着した場合にも、それによってレーザ・システムから供給されるパワーが減衰する可能性がある。そして、この場合も、その減衰はレーザ・キャビティ３１１の外部で発生するものであるため、それによる誤差は図４のパワー制御システムでは補償されることはない。
【００５６】
レーザ・ダイオード３０３の経年変化も、パワー制御システムに誤差を生じさせる大きな要因の１つである。工場段階での較正作業では、例えば図６に示したような、レーザ・ダイオード３０３の特性曲線を求める。そして、最小パワー点６１２と最大パワー点６１０との間の範囲内でパワー制御システムの較正を実行して、このレーザ・ダイオード３０３のダイナミックレンジの範囲内において誤差が可及的に小さくなるようにする。しかるに、レーザ・ダイオード３０３は、経年変化によってその特性曲線の形状が変化し、それによって、最小パワー点及び最大パワー点が移動することもある。それゆえ、もし、レーザ・ダイオード３０３の較正を製造工程でしか行わないのであれば、レーザを使用しているうちに、時間の経過と共にその誤差は増大して行くことになる。
【００５７】
パワー制御システムの誤差に寄与するその他の要因としては、光ファイバ・ケーブルの内部における微細亀裂の発生や、光ファイバの結合部における心ずれ（ミスアライメント）などがある。
【００５８】
自動較正システム
自動較正機構を装備したパワー制御システムは、更なる補償係数（ＡＣＦＡＴ）を併用しており、また、この更なる補償係数を自動較正システムによって生成している。そして、処置医が選択したパワー目標値にＦＡＴを乗じた上に、更にこのＡＣＦＡＴを乗じて、Ｄ／Ａコンバータ４０３へ供給する基準値信号を生成するようにしている。
【００５９】
図７に示した機能ブロック図の構成は、図４の機能ブロックの構成と同様のものであるが、ただし、検出機構７０が追加されており、この検出機構７０は、導光路の末端のデリバリー・ポイントにおけるレーザ・パワーを読取り、その読取ったレーザ・パワーを表す電気信号を、マイクロコントローラ３１４へ帰還させるためのものである。検出機構７０は、高精度の光減衰器７５と、入射するレーザのパワーを測定するフォトダイオード７２と、デジタル信号を生成するＡ／Ｄコンバータ７４とを備えており、このＡ／Ｄコンバータ７４によって生成されたデジタル信号が、通信リンク７１を介してマイクロコントローラ３１４へフィードバックされるようにしてある。光減衰器７５は、入射するレーザのパワー（このパワーは、例えば、ある種の医療処置においては１Ｗとされている）を減衰させて、それをフォトダイオード７２の動作レンジ内のパワーにし、もって、フォトダイオード７２の飽和及び損傷を防止するものである。
【００６０】
レーザ・コンソール１０のパワーを設定可能な複数のパワー・レンジの各々に対して、特定の１つずつのＡＣＦＡＴの値が対応しており、自動較正ルーチンが実行される度に、対応するＡＣＦＡＴの値が算出される。自動較正作業が完了したならば、レーザ制御システムは通常動作モードに復帰し、通常動作モードで動作しているときのレーザ制御システムは、図４の機能ブロック図で示した機能を実行している。
【００６１】
レーザ較正機構８０２によって提供される自動較正の機能を図８に模式図で示した。このレーザ較正機構８０２は、図７の機能ブロック図における基準信号生成ブロック４０２に代置されるものである。
【００６２】
前記と同様に、レーザ較正機構８０２においても、オートキー３２３から入力信号を受取ったときには、それによってビーム径検出機構５０８がイネーブルされて、いかなる種類の導光路デバイスが選択され、また、いかなる大きさのスポット・サイズが選択されているかが検出される。レーザ較正機構８０２は、選択されているスポット・サイズに応じて、複数のＦＡＴ８０６ａ〜８０６ｃのうちから、その選択されているスポット・サイズに対応したＦＡＴを読出す。また、レーザ較正機構８０２は、複数のＡＣＦＡＴ８０８ａ〜８０８ｃのうちから、その選択されているスポット・サイズに対応したＡＣＦＡＴを選択する。更に、レーザ較正機構８０２は、複数の基準入力信号８０４ａ〜８０４ｃのうちから、その選択されているスポット・サイズに対応した基準入力信号を選択する。例えば選択されているスポット・サイズがスポット径４．３ｍｍである場合には、較正作業に用いる基準入力信号として、１０００ｍＷを表している基準入力信号が選択される。
【００６３】
次に、ＡＣＦＡＴ８０８ａの値の初期化が行われ、その値が１．０に設定される。続いて、（足踏スイッチ３２１を操作して）レーザを発射すると、検出機構７０が、デリバリー・ポイントにおいて受取ったパワーを読取り、その情報をマイクロコントローラ３１４へ送出する。こうして供給される信号はパワー測定値を表しており、この信号を、減算ブロック８１０が、そのとき選択されている基準入力信号８０４ａによって表されているパワー基準値と比較して、誤差信号を生成する。この誤差信号はＰＩ制御部８１２へ供給され、このＰＩ制御部８１２の出力信号がＡＣＦＡＴ８０８ａに加算される。尚、パワー測定値とパワー基準値とが等しかった場合には、誤差信号は０になり、ＡＣＦＡＴ８０８ａに対する調整は行われない。細隙灯アダプタ３０の出力部におけるパワー測定値がパワー基準値より小さかった場合には、ＡＣＦＡＴ８０８ａの値に、その誤差と外部制御ループの動的応答とに比例した正値が加算される。逆に、そのパワー測定値がパワー基準値より大きかった場合には、ＡＣＦＡＴ８０８ａの値に、負値が加算される。以上の動作が反復されることによって、ＡＣＦＡＴ８０８ａの値がある固定値に収束して行き、それによって、基準入力信号が表しているパワー基準値へパワー測定値が近付いてゆく。
【００６４】
ｉ−ＭＰ術についての医療プロトコルによれば、パワー・レベルはスポット・サイズに応じたものとすることとされており、また、供給パワーの偏位量を確実に５％以下にすることが要求されている。
【００６５】
ｉ−ＭＰ術についての医療プロトコルによれば、細隙灯アダプタ３０の末端のデリバリー・ポイントにおけるパワーを決定する主要な要因は３つあり、それらは、病変部の最大差し渡し寸法と、患者の体重と、患者の皮膚色素レベルとの３つである。レーザ・ダイオード３０３の非線形性に起因する誤差を可及的に小さく抑えるために、３つの基準点を用いるようにしており、それら３つの基準点の各々において、実際に供給されるパワーを自動較正装置が読取るようにしている。３つの基準点は以下の通りである。
・病変部寸法が１．５ｍｍ未満である場合には、１．５ｍｍのレーザ・スポット・サイズを用いる。
・病変部寸法が１．５ｍｍ以上３．０ｍｍ以下である場合には、２．５ｍｍのレーザ・スポット・サイズを用いる。
・病変部寸法が３．０ｍｍを超える場合には、４．３ｍｍのレーザ・スポット・サイズを用いる。
【００６６】
図１１に自動較正作業を実行する方法を示した。ステップ２０２では、較正を施そうとしている導光路の種類を判別する。この判別は、ビーム径検出機構５０８の出力に基づいて行うことができる。ステップ２０４では、現在選択されている導光路に対応したレーザ・パワー目標値を取得する。
【００６７】
ステップ２０６では、現在選択されている導光路に対応した補償係数ＡＣＦＡＴの値を初期化して、その値を１．０に設定する。続いてステップ２０８では、レーザ制御システム４００が、レーザ・ダイオードを駆動してレーザー・パワー目標値に応じたレーザを発射させる。ステップ２１０では、検出機構７０が導光路の末端における出力パワーを測定して、そのパワー測定値をマイクロコントローラ３１４へ送出する。続いてステップ２１２では、減算ブロック８１０がそのパワー測定値とパワー目標値とを比較して誤差信号を生成する。ステップ２１４では、ＰＩ制御部８１２が、ＡＣＦＡＴの値に対して、誤差信号の値が小さくなる方向を調整する。
【００６８】
ステップ２１６では、誤差信号の値がスレショルド値より小さいか否かを調べる。もし誤差信号の値がまだ過大であったならば（ステップ２１６のＮｏ分岐）、制御の流れはステップ２１０へ戻り、自動較正作業を継続する。一方、誤差信号が十分に小さかったならば（ステップ２１６のＹｅｓ分岐）、それは、現在の導光路に対して用いるＡＣＦＡＴの値が決定されたことを意味しており、この場合には続いてステップ２１８において、レーザ較正機構８０２が較正を施すべき導光路がまだ他に存在するか否か（即ち、その他のスポット・サイズについての較正作業が既に完了しているか）を調べる。較正を施さねばならないスポット・サイズが他になければ、自動較正作業を終了する（ステップ２２０）。一方、較正を施さねばならないスポット・サイズがまだ存在していたならば、処理の流れはステップ２０２へ戻り、そのようなスポット・サイズについての導光路の自動較正作業を実行する。
【００６９】
図１０Ａから明らかなように、検出機構７０は、高精度のフォトダイオード７２を備えており、このフォトダイオード７２に入射したレーザのパワーが、このフォトダイオード７２によってパワー測定値を表す電気信号に変換され、その電気信号が、増幅部７３によって増幅され、そしてＡＤＣ７４によってデジタル信号に変換される。このデジタル信号は、レーザ・コンソール１０の入力ポート１１に接続されているケーブル７１を介して、レーザ・コンソール１０へ伝達される。尚、ＡＤＣによる変換は、レーザ・コンソール１０の内部において実行するようにしてもよく、或いは更に別の適当な箇所で実行するようにしてもよい。また、検出機構７０は、光学フィルタ７５を備えており、この光学フィルタ７５は、可視波長の光を遮断して近赤外線波長の光だけをフォトダイオード７２に入射させる。更に、この光学フィルタ７５は、レーザ・パワーを減衰させて、フォトダイオード７２が飽和状態になるのを防止する。
【００７０】
図１０Ｂに示したのは検出機構７０の具体的な１つの構成例であり、この検出機構７０は、機械的結合構造７６、７７を介して細隙灯アダプタに装着されるように設計されている。この検出機構７０と、細隙灯アダプタ３０のボディとの両方に、この検出機構７０を適切に装着できるように案内するためのマークが形成されている。
【００７１】
自動較正作業を開始する前に、処置医などの操作者は、検出機構７０を細隙灯アダプタのボディに装着する。取付ポスト７６及び案内ポスト７７は、操作者が検出機構７０を細隙灯アダプタのボディに装着するのを補助するものである。図１０Ｃに示したように、検出機構７０の構成要素のうちには、レーザ・ビームを減衰させるためのフィルタ７５、フォトダイオードに付随する電子回路を搭載した電子回路板７３、高精度のフォトダイオード７２、電子回路板を取付けるための取付部７９、それに、電源ケーブル及び信号ケーブルを保護するための保護ブーツ８０が含まれている。
【００７２】
１つの構成例においては、自動較正作業における許容誤差の大きさを、工場設定値から３％以内と定めている。許容誤差をこのように定めることにより、レーザ・システムが、適切に較正が施されていない状態で、即ち、公称動作条件から逸脱した状態で使用されるのを防止することができる。また、１つの構成例においては、較正を一度実行してから次回の較正を実行するまでの間に、レーザ・システムを使用して実施する医療処置の回数を１０回まで許容するようにしている。この構成例では、レーザ・システムを１０回を超える医療処置に使用しようとしたときには、レーザ・コンソールがセルフ・ロック状態となると共に、処置医に較正作業の実行を要求するメッセージがディスプレイに表示される。そして、自動較正作業が新たに適切に実行されるまでは、処置医がそれ以上は医療処置を実施できないようにしている。尚、レーザ・コンソール１０を使用しないまま３〜５日間が経過したときや、取外されていた導光路デバイスを連結したときには、その都度、自動較正を実行することが勧められる。
【００７３】
操作者が「モード」ボタンを長く押下し続けていると、ディスプレイ３１７に「自動較正モード」というメッセージが表示される。この状態で操作者が「選択／ＯＫ」ボタンを押下すると自動較正モードに入り、続いてディスプレイに、自動較正手順を開始する意志があることの確認入力を行うよう操作者に求めるプロンプトが表示される。その確認入力を行ったならば、続いてディスプレイに、安全ゴーグルを着用した上で、安全ゴーグルを着用したことの確認入力を行うよう操作者に求めるプロンプトが表示される。続いて操作者は、検出機構７０を細隙灯アダプタ３０に装着する。またこのとき、照準用レーザの起動が自動的に行われて、操作者が検出機構７０を装着するのを補助するようにしておくのもよい。続いてディスプレイに、検出機構７０に形成されているマークと細隙灯アダプタ３０に形成されているマークとが正しく合っているか否かを操作者に尋ねるメッセージが表示される。操作者は「選択／ＯＫ」ボタンを押下することで、その確認入力を行う。この時点で、この自動較正手順は、スポット・サイズを選択することを操作者に要求し（スポット・サイズとしては例えば１．５ｍｍなどが選択される）、また更に、システムは、ディスプレイに、サム・ホイール（親指で操作するダイヤル）の回転位置がスポット・サイズを選択する正しい位置にあるかどうかをディスプレイにメッセージとして表示する。システムは続いて、足踏ペダル３２１を踏んでレーザを発射するよう操作者に促すプロンプトを表示する。足踏ペダルを踏んだならば、較正パラメータがディスプレイに表示され、操作者はその表示によって較正作業をモニタすることができる。このときのディスプレイの表示の１つの具体例を図９に示した。この具体例では、ディスプレイ３１７に、選択されているスポット・サイズが１．５ｍｍであることや、指定された出力パワーが３４８ｍＷであることが表示されている。また更に、実際の出力パワーが表示されており、それと共に、指定された出力パワーと実際の出力パワーとの間の誤差率が表示されている。この具体例では、誤差率は０．２％となっている。最大許容誤差率を規定しているスレショルド値は１％である。較正作業カウンタは、較正作業にかかる時間をカウントダウンしている。
【００７４】
この自動較正作業の実行中に、誤差が０．５％を超えた場合、それに、操作者が足踏ペダル３２１から足を離した場合には、較正作業カウンタがカウントダウンを最初からやり直す。１つのスポット・サイズについての較正作業の時間として許容されている最長時間は１２０秒である。この制限時間内にレーザ較正機構８０２が出力パワーの較正を完了できなかった場合には、ディスプレイ３１７にエラー・メッセージが表示されて、自動較正作業が中断される。
【００７５】
足踏ペダル３２１が踏まれている間は、レーザは動作状態にあり、ブザー３１５がビープ音を連続的に鳴動させている。較正作業カウンタが０に達したならば、レーザはオフになり、ディスプレイには、操作者にスポット・サイズを２．５ｍｍに切換えるよう促すプロンプトが表示される。この後システムは、２．５ｍｍのスポット・サイズについての自動較正作業を実行し、更に続いて、４．３ｍｍのスポット・サイズについての自動較正作業を実行する。そして、４．３ｍｍのスポット・サイズについての自動較正作業が完了したならば、ディスプレイ３１７に、自動較正作業が正常に完了したことを確認するメッセージを表示する。
【００７６】
操作者は、自動較正作業を実行させる際には、先ず、電気ケーブル７１を介して検出機構７０をレーザ・コンソール１０の入力ポート１１に接続する。続いて操作者は、メニューから自動較正ルーチンを起動する。
【００７７】
自動較正ルーチンが起動されたならば、ディスプレイのメニュー画面には、自動較正作業を実行するために操作者が以下の操作を行うように促すプロンプトが順次表示される。
・細隙灯アダプタ３０のレーザのスポット・サイズを１．５ｍｍに選択した上で、レーザの発射操作を行うこと。
・スポット・サイズを２．５ｍｍに変更した上で、レーザの発射操作を再度行うこと。
・スポット・サイズを４．３ｍｍに変更した上で、レーザの発射操作を再度行うこと。
【００７８】
レーザの発射操作を行う度に、自動較正機構が、フォトダイオードによって検出した出力パワーの測定値をレーザ・コンソール１０へフィードバックする。すると、オペレーショナル・ソフトウェアが、導光路デバイスの末端におけるパワーの目標値と、レーザ・キャビティから実際に供給されたパワーの測定値とを比較して、その差分を、比例積分（ＰＩ）制御部を介してオペレーショナル・ソフトウェアへフィードバックする。これによって得られるパワーの差分を表すデジタル信号に基づいて、細隙灯アダプタに対応した補償係数の新たな値が算出され、この補償係数の新たな値は、レーザ・キャビティから患者の眼に至る光路中の全ての損失を補償する値である。尚、比例積分微分（ＰＩＤ）制御部を使用することも可能である。
【００７９】
１つの具体例を示すと、細隙灯アダプタのある特定のスポット・サイズについて定められている透過率（ＦＡＴ）の値が７５％である場合に、レーザ・コンソールの出力パワーが２．５Ｗであるならば、患者の眼における最大出力パワーは１８７５ｍＷとなり、従って、導光路デバイスとして細隙灯アダプタを用いて、スポット・サイズをその特定のスポット・サイズとするとき、操作者がレーザを調節することのできる最大パワーは１８７５ｍＷになる。そして、このグロス透過率の上に、自動較正機構によって決定された補償係数（ＡＣＦＡＴ）が重畳され、このＡＣＦＡＴによるパワーの補償によって最大で２０％までのパワーが上乗せされる。以上の具体例において、自動較正ルーチンが実行されることにより決定された補償係数の算出値が１０％であったものとするならば、調節可能な最大パワーは１６８７ｍＷになる。
【００８０】
当業者には容易に理解されるように、以上に実施の形態として提示したレーザ・システムは、患者の眼に供給されるレーザ・パワーを高い精度をもって目標パワーとなし得るものである。ただし、本発明の用途は、以上に実施の形態として提示した具体的な用途に限定されない。本発明は、光凝固用レーザ・システムなどのその他の網膜用レーザ・システムや、フォトダイナミックセラピー用レーザ・システムなどにも適用可能である。更に本発明は、その構成要素及び／またはその特徴に関しても、本明細書に記載し図面に示した好適な実施の形態のものに限定されない。容易に理解されるように、本発明の基本原理から逸脱することなく、様々な変更を加えた実施の形態とすることが可能である。例えば、検出機構によって取得する測定値は、レーザ・コンソール１０へ無線通信するのに適したデジタル信号に変換するようにしてもよい。更に、オペレーショナル・ソフトウェアを搭載したＣＰＵは、レーザ・コンソールとは別に装備して、所要の制御機能をリモート・コントロール方式で制御するようにしてもよい。更に、患者の眼に供給されるレーザ・ビームのパワーの制御は、導光路の中に装備した適当な構成要素によって行うようにすることもできるが、そのパワーの制御を、レーザ・コンソールの動作それ自体を変化させることによって行うようにしてもよい。従って、本発明は、その発明範囲内に、そのような変更形態も全て包含するものであると理解されたい。
【００８１】
容易に理解されるように、本明細書に開示して明瞭に説明した本発明は、本明細書ないし添付図面に記載されまたは本明細書ないし添付図面の記載から明らかな様々な特徴のうちの２つ以上のものを組合せたあらゆる組合せをも包含する範囲を有するものである。また、それら様々な組合せはいずれも、開示したものとはまた別の、本発明のその他の様々な局面を構成するものである。
【図面の簡単な説明】
【００８２】
【図１】レーザ・ユニットと導光路とを備えた従来のレーザ・システムを示した図である。
【図２】導光路の中に検出機構を配設して、レーザ・ユニットの較正のための信号をフィードバックするようにしたレーザ・システムを示した図である。
【図３】図１及び図２におけるレーザ・ユニットを更に詳細に示した模式的ブロック図である。
【図４】本明細書に記載するシステムに用いられるレーザ・コントローラの機能ブロック図である。
【図５】図４のレーザ・コントローラの１つのサブシステムの機能ブロック図である。
【図６】レーザ・ダイオードの非線形性に起因する誤差を示したグラフである。
【図７】自動較正を実行するためのフィードバック経路を備えたレーザ・コントローラの機能ブロック図である。
【図８】レーザ・コントローラにおける較正係数を調整するレーザ較正部を示した図である。
【図９】自動較正ルーチンを実行しているときのレーザ・コンソールのディスプレイを例示した図である。
【図１０Ａ】図２のシステムに用いられる検出機構の模式図である。
【図１０Ｂ】検出機構の斜視図である。
【図１０Ｃ】図１０Ｂの検出機構の内部の構成要素を示した図である。
【図１１】レーザ・コントローラに較正を施す方法のフローチャートである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１０Ｃ】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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