JP2020192379A - 眼球構造モデル化装置 - Google Patents

Abstract

【課題】複数の眼球表面位置の眼球運動補償が適用された測定を行うための改良された補償システム及び方法を実現すること。【解決手段】眼のパラメータを、動き補償を適用してモデル化する装置において、装置の光学基準座標系に関する眼球の複数の位置パラメータを測定する第一の測定手段と、複数の光学基準座標における干渉信号を測定する第二の測定手段であって、複数の位置パラメータの測定と干渉信号の測定が時刻同期されるような第二の測定手段と、複数の位置パラメータのうちの１つのパラメータの変位を相殺するために干渉信号を補正する手段と、少なくとも一部に補正された干渉信号に基づいて眼のパラメータをモデル化する手段と、を含む。【選択図】図１

Description

本明細書に記載されている技術は、眼球のモデル化、特に眼球のパラメータの、動き補償を適用したモデル化に関する。

眼科処置では、眼球の１つ又は複数の構造、例えば角膜、水晶体、又は網膜を変化させることが多い。ある処置では、眼球の１つ又は複数の構造を除去もしくは置換するか、又はインプラントを加える。例えば、水晶体置換手術は、患者の既存の水晶体を取り除き、それを新しい水晶体と交換することに関する。レーザ視力矯正手術等、ある処置では、患者の眼球の既存の構造を除去もしくは置換したり、眼球にインプラントを追加したりせずに、既存の構造の形状を変化させる。実行する変化の種類（例えば、除去、置換、挿入、又は改変）に関係なく、眼球の光学的性能は、眼球の構造に加えられる調整によって変わる。したがって、何れの眼球の構造でも正確にモデル化するために、その眼球の眼球パラメータを判定する必要がある。これらのパラメータには、角膜、水晶体、網膜、又は他の関心対象構造等の眼球構造の形状、厚さ、及び屈折力が含まれる。

患者の眼内の要素の曲率、もしくは表面形状、又は厚さ等のパラメータの測定は従来、光干渉断層法（ＯＣＴ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）又は低コヒーレンス干渉断層画像測定法（ＯＬＣＲ：Ｏｐｔｉｃａｌ Ｌｏｗ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｒｅｆｌｅｃｔｏｍｅｔｒｙ）、プルキンエもしくはＳｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ画像システムを使って行われている。

生きている被験者を使い、必要な測定精度を考慮すると、ある程度の移動補償を取り入れる必要がある。移動補償のためのソリューションは、２０１２年１月２４日の米国特許出願公開第２０１２１４０１７５ Ａ号明細書（ＣＡＲＬ ＺＥＩＳＳ ＭＥＤＩＴＥＣ，ＩＮＣ）、２０１３年１月１７日の米国特許出願公開第２０１３１８８１４０ Ａ号明細書（ＣＡＲＬ ＺＥＩＳＳ，ＭＥＤＩＴＥＣ，ＩＮＣ）、２０１１年４月２９日の米国特許出願公開第２０１１２６７３４０ Ａ号明細書（ＵＮＩＶ ＦＲＩＥＤＲＩＣＨ ＡＬＥＸＡＮＤＥＲ ＥＲ［独］、ＭＡＳＳＡＣＨＵＳＥＴＴＳ ＩＮＳＴ ＴＥＣＨＮＯＬＯＧＹ［米］）、２０１２年１２月２日の欧州特許出願公開第２１９８７７１ Ａ号明細書（ＯＰＴＯＰＯＬ ＴＥＣＨＮＯＬＯＧＹ，ＳＡ）、及び２０１０年２月２４日の国際公開第２０１０／１０１１６２ Ａ号パンフレット（キャノン株式会社［日］、ヌマジリ ヤスユキ（ＮＵＭＡＪＩＲＩ ＹＡＳＵＹＵＫＩ）［日］、ヤマダ カズロ（ＹＡＭＡＤＡ ＫＡＺＵＲＯ）［日］、ヒロセ フトシ（ＨＩＲＯＳＥ ＦＵＴＯＳＨＩ）［日）で紹介されている。それに加えて、米国特許出願公開第２０１２２４９９５６ Ａ号明細書（ＮＡＲＡＳＩＭＨＡ−ＩＹＥＲ ＨＡＲＩＨＡＲ［米］、ＥＶＥＲＥＴＴ ＭＡＴＴＨＥＷ Ｊ［米］、ＺＥＩＳＳ ＣＡＲＬ ＭＥＤＩＴＥＣ ＩＮＣ［米］）、２００９年３月２６日の国際公開第２０１０／１４９４２０ Ａ号パンフレット（ＳＩＥＭＥＮＳ ＡＧ［独］、ＫＬＥＩＮＦＥＬＤ ＪＥＮＳ［独］、ＫＬＵＧＥ ＡＮＤＲＥ［独］、ＭＥＩＳＬ ＪＵＥＲＧＥＮ［独］、ＴＵＥＳＣＨＥＮ ＳＡＢＩＮＥ［独］、ＷＯ）、２０１２年８月３０日の米国特許出願公開第２０１３１９５３３６ Ａ号明細書（ウチダ ヒロキ（ＵＣＨＩＤＡ ＨＩＲＯＫＩ）［日］、キャノン株式会社［日）は、被験者／患者の頭の動きを考慮するために、運動補償に追加のデータ処理とスキャンパターンを適用している。２００８年８月３０日の米国特許出願公開第２００９０９１７６６ Ａ号明細書（キャノン株式会社［日］）と２００９年５月２８日の独国特許出願公開第１０２００９０２２９５８ Ａ号明細書（ＺＥＩＳＳ ＣＡＲＬ ＭＥＤＩＴＥＣ Ａ［独］）もまた、同時眼底画像を取得することにより、眼球運動を追跡し、したがってそれを補償して、光学パラメータの判定を改善している。

ＯＣＴ／ＯＬＣＲを使った眼科測定の判定と精度をさらに改善するために、これらのシステムを使用して行われた測定と、追加の測定／運動検出を組み合わせて動きアーチファクトを補正しようという試みがなされてきた。追加の測定モダリティを使用して正確な軸長測定を提供することにより、角膜頂位置の検出が進歩した。

１９９５年３月７日の米国特許第５３８７９５１ Ｂ号明細書（ＴＯＰＣＯＮ ＣＯＲＰ）は、被験者の頭の運動によって生じる測定エラーを回避する眼内長さ測定のための装置を開示している。測定プロセス中に眼球の軸方向の運動を同時に測定することによって、見掛け上の長さを軸方向の運動の量だけ調整することにより、実際の眼球の長さを計算できる。このシステムの欠点は、動き補正が軸方向の長さの測定にしか適用されない点である。

２００５年１０月５日の米国特許出願公開第２００７０７６２１７号明細書（ＣＡＲＬ ＺＥＩＳＳ ＭＥＤＩＴＥＣ，ＩＮＣ）は、眼球長さ測定のための光干渉断層撮影法の使用に関する。第二のＯＣＴ装置が、第一のＯＣＴ装置により行われた測定を補正するために使用される。米国特許第５３８７９５１号明細書と同様に、この開示は、Ａ−スキャン全体ではなく、軸長の補正に関しているにすぎない。さらに、測定及び補正において、ｚ軸方向の変位しか考慮されない。

２００８年７月２４日の米国特許出願公開第２０１００１４０５１ Ａ号明細書（ＳＩＳ ＡＧ ＳＵＲＧＩＣＡＬ ＩＮＳＴＲ ＳＹＳＴＥＭＳ）は、干渉法を組み合わせて眼の網膜の相対位置を判定し、第二の非干渉法を使って角膜の相対位置を判定し、これらの測定値を用いて眼の軸長を判定する。前述のように、ｚ軸の変位しか考慮されていない。動き補償Ａスキャン測定は不可能である。

２０１３年９月１３日の国際公開第２０１４／０４３５１７ Ａ号パンフレット（ＵＮＩＶ ＪＯＨＮＳ ＨＯＰＫＩＮＳ［米］）もまた、隣接スキャンの相関関係に基づいて偏差を補正する動き補償ＯＣＴ及びフィードバックシステムに関する。しかしながら、この文献は、絶対的動き追跡は提供しない。

２００９年７月２９日の国際公開第２０１０／０１０１１６ Ａ号パンフレット（ＢＩＯＧＡＳＯＬ ＩＰＲ ＡＰＳ［独］、ＭＩＫＫＥＬＳＥＮ ＭＡＲＩＥ ＪＵＳＴ［デンマーク］、ＹＡＯ ＳＨＵＯ［デンマーク）は、角膜頂位置検出において、Ｓｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇの原理を追加の測定モダリティと共に実行する。この文献は、角膜頂位置（ｘ，ｙ，ｚ）の測定手段を提供するが、軸方向の眼球の動き、すなわちｚ軸補償しか提供しない。

２００９年６月１２日の国際公開第２００９／１４９９５３ Ａ号パンフレット（ＺＥＩＳＳ ＣＡＲＬ ＭＥＤＩＴＥＣ ＡＧ［独］、ＢＵＢＬＩＴＺ ＤＡＮＩＥＬ［独］、ＫＲＡＭＰＥＲＴ ＧＥＲＨＡＲＤ［独］、ＨＡＣＫＥＲ ＭＡＲＴＩＮ［独］）は、第一及び第二のＯＣＴ測定を利用して完全なＡスキャンＯＣＴを補償しているが、ここでも、眼球の能動運動の補償、すなわちｚ−軸補償しか提供しない。

そこで、本発明の目的は、複数の眼球表面位置の眼球運動補償が適用された測定を行うための改良された補償システム及び方法を実現することである。２つの測定方法が実行される上述のようなシステムにおいて、補償は軸長測定にのみ関し、補償はｚ軸変位に関している。本発明の目的は、より正確なシステム、すなわち眼球の動きによる影響を受けない測定システムを提供することである。

理解すべき点として、上述の概念と以下に詳しく説明するその他の概念のあらゆる組合せ（かかる概念が相互に矛盾しないかぎり）は、本願において開示されている発明的主題の一部であると想定される。特に、本開示の末尾にある特許請求対象の主題のあらゆる組合せは、本明細書において開示されている発明的主題の一部であると想定される。また、同じく理解すべき点として、本明細書中で明白に使用され、また参照によって本願に援用される何れかの開示中にも出ているかもしれない用語には、本明細書において開示されている特定の概念に適合する意味が付与されるべきである。

本明細書に記載されている発明は、眼球のパラメータの、動き補償を適用したモデル化のための装置を含み、これは、
装置の光学的基準座標系に関する眼の複数の位置パラメータを測定する第一の測定手段と、
複数の光学的基準座標における干渉信号を測定する第二の測定手段であって、複数の位置パラメータの測定と干渉信号の測定は時刻同期されるような第二の測定手段と、
複数の位置パラメータのうちのあるパラメータの変位を考慮するために、干渉信号を補正する手段と、
少なくとも一部に、補正された干渉信号に基づいて眼球のパラメータをモデル化する手段と、
を含む。

眼球モデル化のためのこの統合型測定システムによって、患者の眼球の動きに関係なく、すなわち眼球の動きによる影響を受けずに眼球を測定することが可能となる。第一の測定手段は、眼球位置パラメータの瞬間測定を提供し、その一方で、第二の測定手段は光路長の差の測定を提供する。

複数の位置パラメータには、光学的基準座標系のｘ軸に沿った横方向の変位と、光学的基準座標系のｙ軸に沿った横方向の変位と、光学的基準座標系のｚ軸に沿った軸方向の変位が含まれていてもよい。

複数の位置パラメータには、ｚ軸の周囲での円運動が含まれていてもよい。

複数の位置パラメータには、ｘ軸の周囲での回転及びｙ軸の周囲での回転が含まれていてもよい。

複数の平面内での眼球位置の瞬間測定を提供することによって、眼球の回旋が考慮されるため、正確な動き補償が容易になる。眼球パラメータ／眼球モデル化のための位置パラメータの組合せによって、より正確な眼球パラメータの再構築が可能となる。例えば、第二の測定手段が時間領域のＡスキャンを提供するＯＣＴシステムであり、第一の測定手段がプルキンエ画像システムもしくは他の光干渉断層撮影又はＳｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ画像システムである場合、特許請求されている装置により、デュアルビームＯＬＣＲ方式のように２つの表面間のＯＰＤだけではなく、Ａ−スキャン全体を補償できる。動き補償Ａ−スキャンでは、横方向の眼球運動のほか、軸方向の変位も考慮される。特徴の組合せにより、スキャンの厳格な要求事項を緩和できる。例えば、第二の測定手段がＯＣＴシステムであれば、より低速のスキャナを使用でき、これは、ＯＣＴ測定を動き補償できることから、患者がじっとしていることは重要でないからである。

モデル化される眼球パラメータには、眼球の形状、厚さ、距離、又は位置が含まれていてもよい。

変位を判定する手段は、複数の位置パラメータの測定間で補間を行う手段を含んでいてもよい。

具現化される装置は、第二の測定装置の基準位置を決定する手段と、測定された位置パラメータに基づいて前記基準位置を補正する手段をさらに含んでいてもよい。

補正する手段は、軸外レイトレース経路長と光学的基準座標系のｚ軸に沿った経路長との間の光路長の差に基づいて光路長を補正する手段をさらに含んでいてもよい。

第一の測定装置は、網膜の反射に基づいて位置パラメータを測定する手段をさらに含んでいてもよい。

光路長は反復的に補正されてもよい。

第一の測定装置は、標的の眼球表面を少なくとも１つの入射光ビームで照明する手段と、照明された眼球表面から戻る少なくとも２つの光ビームを画像形成装置へと案内する手段と、を含んでいてもよい。

眼球表面としては、角膜前面、角膜後面、水晶体前面、水晶体後面、又は網膜表面が含まれていてもよい。

第一の測定手段は、プルキンエミラー画像装置、光干渉断層撮影装置、又はＳｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ画像装置を含むリストから選択されてもよく、第二の測定手段は光干渉装置を含む。第二の測定手段は、プルキンエミラー画像装置、光干渉断層撮影装置、又はＳｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ画像装置を含むリストから選択されてもよい。

装置は、眼球表面における屈折を判定し、モデル化された眼球パラメータを、判定された屈折に基づいて補正する手段をさらに含んでいてもよい。

本発明の別の実施形態は、眼球のパラメータの、動き補正したモデル化の方法を含み、これは、
装置の光学的基準座標系に関する眼球の複数の位置パラメータを測定するステップと、
複数の光学的基準座標における干渉信号を測定するステップであって、複数の位置パラメータの測定と干渉信号の測定は時刻同期されるようなステップと、
複数の位置パラメータのうちの１つのパラメータの変位を考慮するために、干渉信号を補正するステップと、
少なくとも一部に、補正された干渉信号に基づいて眼球パラメータをモデル化するステップと、
を含む。

複数の位置パラメータは、光学的基準座標系のｘ軸に沿った横方向の変位と、光学的基準座標系のｙ軸に沿った横方向の変位と、光学的基準座標系のｚ軸に沿った軸方向の変位と、を含んでいてもよい。

複数の位置パラメータは、ｚ軸の周囲での円運動を含んでいてもよい。

複数の位置パラメータは。ｘ軸の周囲での回転とｙ軸の周囲での回転を含んでいてもよい。

モデル化された眼球パラメータは、眼球の形状、厚さ、距離、又は位置を含んでいてもよい。

変位を判定するステップは、複数の位置パラメータの測定間で補間するステップを含んでいてもよい。

具現化される方法は、第二の測定装置の基準位置を判定するステップと、判定された位置パラメータに基づいて前記基準位置を補正するステップと、をさらに含んでいてもよい。

補正するステップは、軸外レイトレース光路長と光学的基準座標系のｚ軸に沿った光路長との間の項の差に基づいて光路長を補正するステップを含む。

方法は、網膜での反射に基づいて位置パラメータを測定するステップをさらに含んでいてもよい。

光路長は反復的に補正されてもよい。

方法は、標的眼球表面を少なくとも１つの入射光ビームで照明するステップと、照明された眼球表面から戻る少なくとも２つの光ビームを画像形成装置へと案内する手段をさらに含んでいてもよい。

眼球表面には、角膜前面、角膜後面、水晶体前面、水晶体後面、又は網膜表面が含まれていてもよい。

方法は、眼球表面での屈折を測定するステップと、判定された屈折に基づいて、モデル化された眼球パラメータを補正するステップと、をさらに含んでいてもよい。

本発明の別の実施形態は、特許請求項１〜１４の何れか１項に記載の装置を含み、カメラをさらに含むシステムを含む。

また、コンピュータプログラムに上述の方法を実行させるためのプログラム命令を含むコンピュータプログラムも提供され、これは記録媒体、キャリア信号、又はレードオンリメモリ上で具現化されてもよい。

本明細書に記載される技術の各種の非限定的な実施形態は、下記のような図面を特に参照しては説明されない。理解すべき点として、図面は必ずしも正確な縮尺によって描かれているとはかぎらない。

本発明のある実施形態による眼球測定のためのプルキンエミラー画像撮影モダリティ（ＰＭＩ）及びＯＬＣＲ測定装置を組み合わせた光学システムの構成を示す。 本発明による、抽出のための照明経路内の特徴を示す。 Ｐ１スポット位置からの並進眼球位置測定を説明する。 本発明によるＰＭＩで測定可能な眼球運動範囲、すなわち眼球の動きの並進３自由度及び回転３自由度を示す。 ＯＣＴで使用されるスキャニング測定原理を示す。 ＰＭＩ追跡眼球位置を用いたＯＣＴ−Ａスキャンにおける軸方向動き補償を描く。 本発明による眼球座標系内の１つの測定点において得られる複数のＡ−スキャンを整列されるために用いられる位置合わせを説明する。 眼球長さ測定のためのＯＬＣＲ Ａスキャンにおける軸外補償を示す。 眼球座標系内の複数のＯＣＴ測定点とＰＭＩとの組合せに基づく眼球表面の再構築を明示する。 本発明による被検眼内のＯＬＣＲ測定ビームの反射を考慮に入れた、眼球パラメータの再構築を説明する。 本発明による眼球表面の再構成のための反復的プロセスを示す。

ここで、上述の技術の態様及びその他の態様を、より詳しく説明する。態様は個別にでも、すべてを一緒でも、又は２つ以上の何れの組合せによっても使用されてよく、そこれは、本願の技術はこの点において限定されないからである。

図１に示されるシステムは、本発明による関心対象構造の眼球側測定のための、プラキンエミラー画像撮影（ＰＭＩ）モダリティ１００と光低コヒーレンス反射率計法（ＯＣＬＲ） ２００を複合させた光学システムの構成を説明している。関心対象構造は、完全な構造（例えば、水晶体）でも、表面（例えば、水晶体前面）でもよく、パラメータは関心対象構造の形状、厚さ、又は反射率であってもよい。これらのパラメータの何れも、最終的な結果としての、又は他のパラメータを測定するための手段としての、又はその両方の目的のための何れの関心対象であってもよい。例えば、角膜の形状は、角膜をモデル化するための最終結果として関心対象であってもよいが、角膜の藩主率の判定を容易にしてもよい。

プルキエミラー画像撮影モダリティ１００は、光源と光学系１０１を含み、これらはコリメート光を発するように配置される。コリメート光は関心対象の表面を照明する。表面照明は、何れの種類の何れの波長のビームで行うこともでき、コヒーレントレーザ光でも、部分的コヒーレントＬＥＤ光でも、インコヒーレント広帯域光源でもよい。好ましい実施形態において、波長は、眼球の水及び組織吸収が最小となるように選択される。４００〜１３００ｎｍ（広帯域）、好ましくは７００〜９００ｎｍの波長範囲が最適である。

ビームスプリッタ１０２は、照明光を少なくとも２つの照明路へと反射させる。図１に示されている光路１１１は、外側及び内側ミラー１０３、１０４からなる照明路を通る照明を例示している。これらのミラーは、図１に示されるように、照明ビーム１１１を光学的基準座標系１１３（ｘ，ｙ，ｚ）に関して一定の照明角度α１で眼１１５へと方向付けるように配置される。これらのミラーは、例えばロッドミラーであってもよい。しかしながら、これらはそのように限定されず、ミラー又はガラスコーンを持つ、又は持たないプリズムの組合せを含む何れの反射素子を含んでいてもよいことがわかるであろう。

照明ビームがミラーに当たると、これらは眼球表面１１６、１１７、１１８、１１９、１２０へと方向付けられ、その後、そこから反射される。眼球表面には、角膜前面１１６、角膜後面１１７、水晶体前面１１８、水晶体後面１１９、及び網膜表面１２０が含まれることがわかるであろう。

眼球表面で反射された光は、少なくとも２つの画像チャネルによって少なくとも１つの画像形成装置１１０へと集光される。

このような画像チャネルの一例は光路１１２によって示され、これは画像チャネルを通じた画像形成を説明している。角膜前面１１６からの反射光は外側ミラー１０５と内側ミラー１０６により収束される。この反射及び収束光はその後、ビームスプリッタ１０２を透過する。

眼球面からの反射（プルキエ反射）の画像形成装置１１０上でのテレセントリック画像形成を達成するためピンホール１０８が２つのレンズ１０７及び１０９の焦点に設置される。この画像チャネル内で、光学系の座標系１１３に関して一定の角度α２をなす反射光線について画像が形成される。

眼球をコリメートビームにより一定の角度α１で照明するために使用される照明チャネルが、画像形成チャネルと同時に使用されて、一定の角度α２で反射した光を画像形成装置１１０へと透過させる。

このようなＰＭＩユニットに適した構成は、２０１２年３月２６日の国際公開第２０１２／１３０８１８ Ａ号パンフレット（ＮＡＴ ＤＩＧＩＴＡＬ ＲＥＳ ＣＴ［アイルランド］）に記載されており、その全体を参照によって本願に援用する。本明細書に記載されているシステムは、「Ｍｉｒｒｉｃｏｎ」システムと呼ばれる。Ｍｉｒｒｉｃｏｎシステムでは、コリメート光源からの照明ビームがシステムに入射されて、光軸上に置かれたミラーを照明する。光源からの光線がミラーに当たると、これらの光線は放射線方向の平面ミラーの系へと反射される。Ｍｉｒｒｉｃｏｎシステムは、軸外のコリメートビームで眼を照明すること、及びプルキンエ反射を結像させることの両方のために構成される。戻り光は本明細書に記載されているように、画像形成装置へと戻る。

ＰＭＩユニット１００と共に、ＯＣＴ画像撮影モダリティユニット／眼球スキャニングユニット２００が提供される。このユニットには、光源２０１と、光検出器２０２と、光カプラ２０３と、基準ミラー２０４での基準光ビームと、物体光ビーム２０５と、が統合されている。ＯＣＴ画像撮影モダリティは、時間領域ＯＣＴでも、光コヒーレンスリフレクトメトリでも、ＯＬＣＲでも、又は広帯域光源又は波長掃引光源（ｓｗｅｐｔ ｓｏｕｒｃｅ）を用いたスペクトル領域ＯＣＴでもよいことがわかるであろう。本明細誌に特に明記されていないかぎり、ＯＣＴはこれらのシステムの何れを指してもよい。

図１のシステムによれば、画像形成装置１１０は、少なくとも２つの照明チャネル内の照明ビーンズからのプルキンエ反射の空間位置に関する情報を含む画像を撮影して保存し、少なくとも２つの画像形成チャネルを通じて画像形成する。理解される点として、一般に、照明チャネルの入射光から反射され、画像チャネルを透過した少なくとも４つのプルキンエ像が見えるのが普通であり、例えば、第一のプルキンエ像（Ｐ１）は角膜前面からの反射である。第二のプルキンエ像（Ｐ２）は、角膜後面からの反射である。第三のプルキンエ像（Ｐ３）は、水晶体前面からの反射である。第四のプルキンエ像（Ｐ４）は、水晶体後面からの反射である。

さらに、画像形成装置１１０は、照明チャネルから発せられた光を捕捉し、これは網膜表面１２０で再帰性反射し、照明チャネルを再び透過して画像形成装置１１０へと入射する。図２に示されるように、網膜反射の領域の境界線は、画像チャネルを通って画像形成装置で結像される瞳孔境界線を示す。図２に示される画像は、網膜再帰性反射がある場合とない場合の瞳孔境界線を示す。ｐ１画像の照明レベルは、両方のケースで異なる。

眼球のパラメータには、眼球の形状、厚さ、距離、位置、及び眼球の眼球構造の反射率を含んでいてもよい。上述のパラメータのうちのいくつかはその眼球に固有のものであるが、眼球の位置等の測定値は、他のパラメータの測定値から導出されることがわかるであろう。関心対象の眼球構造の形状、厚さ、及び／又は反射率のうちの何れの１つの測定値も、その測定手法により採用される光が関心対象の構造に先行する何れかの眼球構造を通過する間に生じる方向の変化に依存するかもしれない。それゆえ、本願の技術の１つの態様によれば、眼球構造の形状厚さ、及び／又は反射率の測定は、その構造に関するその他のパラメータの測定値のほか、先行する構造のパラメータの何れかへの依存性を考慮するために、補正されてもよい。

眼球パラメータの何れかを再構築するために、画像形成装置１１０で収集され、保存された情報を使い、少なくとも２つの照明チャネルからの反射を集束させる少なくとも２つの画像チャネルの像を含むＰＭＩ画像取得に基づいて、プルキンエ像の位置と瞳孔境界位置を含む特徴が判定される。

眼球の何れのパラメータの再構築も、モデル化された光学システムを通じたリバースレイトレーシングを使って実行されてもよい。このようなシステムにおいて、光線は画像形成装置１１０上での検出された特徴の検出位置から画像チャネルを通じて、特定の特徴を含む眼球面へとリバーストレーシングされ、そこで光線は特定の角度で反射して戻される。この角度は、図１に示される照明角度α１と一致しなければならないことがわかるであろう。これらの角度が一致しなければ、モデル化された被験者の眼球の初期パラメータを、基準面の角度が照明角度α１と一致するまで変化させる。したがって、検出されたプルキンエ位置の各々について、角度制約が得られる。既知の照明角度α１と再構築された角度との差はメリット関数に入れられ、すなわち、メリット関数は、検出された各々のプルキンエ像からの複数の角度制約から構築される。光学コヒーレンスピーク位置から得られる眼球表面間の光路差（ＯＰＤ：ｏｐｔｉｃａｌ ｐａｔｈ ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅｓ）は、メリット関数に入れることのできる別の制約として使用される。好ましい実施形態において、再構築は反復的最適化方法を使って実行される。被検眼のパラメータをメリット関数が最小となるまで変化させる。最適化方法の例には、減衰最小二乗ルゴリズム（ＤＬＳ：ｄａｍｐｅｄ ｌｅａｓｔ ｓｑｕａｒｅｓ）又は直交降下（ＯＤ：Ｏｒｔｈｏｇｏｎａｌ Ｄｅｓｃｅｎｔ）アルゴリズムが含まれる。例えばＤＬＳアルゴリズムは、数値的に計算された微分係数を使ってより低いメリット関数の最適な構成を生成する解空間の方向を決定する。それに対して、ＯＤでは、可変数の直交正規化と解空間の離散サンプリングを使ってメリット関数を減少させる。ＯＤアルゴリズムでは、メリット関数の数値的微分係数は計算されない。

眼球位置を含む、前角膜パラメータ等のパラメータに関して、再構築はまた、相対するスポットからの光線位置をマッチさせることに基づいても可能である。例えば、両方が同時に照明されるある２つのチャネルＡ及びＢの場合、第一のステップでＡが照明されてＢが結像され、第二のステップではＢが照明されてＡが結像される。ビームが同じ経路を反対向きにたどるという前提に基づき、光線の位置をマッチさせてメリット関数を作成できる。このような構成は、前角膜又は眼球位置の再構築に適している。逐次的な照明が十分に高速で、瞬間的と考えてもよい場合は、上述の方法も前角膜に適用できる。例えば、眼球位置を光学系基準軸に関して判定してもよい。システムの基準軸は、ＯＣＴシステムの中心軸でも、又は基準軸１１３のような、その他の何れの定義された基準軸であってもよい。

追加の、又は代替的な実施形態において、眼球位置測定は、検出された特徴から直接判定されてもよい。これには最適化手順が不要であることがわかるであろう。例えば、横方向又は軸方向の位置変化は、測定されたＰ１スポット位置から直接推測できる。これらのスポット位置は、相対する照明チャネルから発生し、相対する画像チャネルによってカメラ面上に結像される。図３は、眼球の軸方向変位Δｚと横方向変位Δｘを示している。これはさらに、カメラ面と共役の仮想面内のスポット位置の変化も示している。眼球の光軸に沿った変位Δｚは、相対する照明チャネル内のスポット間の距離の変化Δｄ＝ｄ−ｄ’に比例する。ｘ−ｙ平面内の変位Δｘは、相対する照明チャネルからのスポットの重力中心の変位Δｃに比例する。ΔｄとΔｚ及びΔｃとΔｚとの間の一定の関係は、ＰＭＩ構成の形状により決まる。

瞳孔境界線の位置から導出されるＰ４及び瞳孔中心位置もまた、眼球位置の判定に利用できることがさらにわかるであろう。

図４は、図示されている光学系基準軸に関する、ＰＭＩ取得から再構築可能な眼球位置パラメータを示している。これらの眼球位置パラメータには横方向の変位Δｘ、Δｙが含まれ、これらはそれぞれｘ、ｙ軸に沿って示されている。パラメータにはまた、軸方向の変位Δｚも含まれ、これはｚ軸に沿って示されている。それに加えて、円運動δが示されており、δはｚ軸の周囲での回転である。図２ｂに示されているその他のパラメータρはｘ軸の周囲での回転を表す（眼球回旋運動）。ｙ軸の周囲での回転（眼球回旋運動）は、記号θで表される。これらのパラメータの１つもしくは複数又は何れか組合せでも再構築又は決判定できることがわかるであろう。本発明によれば、図５に示されているように、Ａスキャン、すなわち軸方向スキャンとＢスキャン、すなわち横方向スキャンが実行される。これらのスキャンは時間依存である。幾何学的再構築は、眼球の動きによる眼球の変位に依存する。

図６のグラフは、光学系基準軸における、ある横方向位置ｘ，ｙでの時間領域ＯＣＴ／ＯＬＣＲ軸の軸方向動き補償を説明している。

ＯＣＴ画像撮影モダリティ２００の光検出器２０２で検出された干渉信号はフィルタ処理され、基準ミラー２０４が光学系基準軸に関して既知の変位量ｚ_ｒｅｆ（ｔ）だけ移動する間の前記干渉信号の時間ｔに関する包絡線信号Ｉ（ｔ）が抽出される（図６Ａ参照）。

例えば、本発明によるＯＣＴスキャンにより、眼球の各測定につき、３２の干渉画像が得られる。３２はここで、例として挙げられているにすぎない。包絡線信号は、干渉画像の信号から再構築される。一例において、干渉画像の包絡線は、未処理の干渉画像をガボールフィルタでフィルタ処理することによって再構築されてもよい。このようなフィルタは２つのパラメータ、すなわちガウスの包絡線の幅と正弦波変調の周波数によって定義される。フィルタの変調周波数は、干渉画像の周波数ｆとマッチしなければならず、これはスキャンの速度ｖ及び光源の波長λにより、
ｆ＝２^＊ｖ／λ
と定義される。

代替案として、包絡線は、フーリエフィルタ干渉画像のヒルベルト変換から得られる複素解析信号の絶対値を取ることによって得てもよい。

スキャン期間中、ＰＭＩモダリティ１００は、画像形成装置１１０上で画像を取得する。任意選択により、これらの画像は、一定の時間間隔Δｔで得てもよい。一定の時間間隔が選択される場合、この間隔は、捕捉周波数が眼球運動の典型的な時間周波数より高くなるように選択される。あるいは、例えば、前眼房スキャン中では、より高い周波数が選択されてもよい。

図６に示される実施形態において、ＰＭＩ画像の取得は、光検出器上で検出される干渉信号の測定と時刻同期される。これによって、ＰＭＩ画像取得が包絡線信号Ｉ（ｔ）の既知の時点に対応することが確実となる。

例えば、測定されたＰＭＩ画像から、被検眼基準軸１１４に関する位置［ｘ’，ｙ’，ｚ’］＝（０，０，０）における前角膜の光学系基準軸に関する軸方向の変位Δｚ（Δｔｉ）が再構築される。軸方向変位測定Δｚ（Δｔｉ）の個別の集合を使って、補間法により関数Δｚ（ｔ）が得られる（図６Ｂ参照）。この補間法は線形補間法、最近隣補間法、又はスプライン補間法又はその他とすることができる。

すると、軸方向のスキャナ位置は被検眼座標系に関して、
ｚ’_ｒｅｆ（ｔ）＝ｚ_ｒｅｆ（ｔ）＋Δｚ（ｔ）
と表現できる。

関数ｚ’_ｒｅｆ（ｔ）がわかっていると、包絡線信号Ｉ（ｔ）は、被検眼基準軸の軸座標ｚ’の関数Ｉ’（ｚ’）として表現し、軸方向の眼の変位に関して補償されたＡ−スキャンを得ることができる（図６Ｃ参照）。

光学系基準軸におけるある横方向の位置ｘ，ｙにおいて逐次的に得られる複数のＡ−スキャンは、眼球の動きが補償された個々のＡ−スキャンを合算することにより、平均化できる。

ＯＣＴモダリティの絶対スキャナ位置ｚ（ｔ）が光学系座標軸に関して不明である場合、すなわち、スキャナの相対的位置変化しかわからない場合、眼球の動きが補償された複数のＡ−スキャンには、複数のＡ−スキャンを平均化する前に配列し直すことが必要となる。この再配列は、位置合わせアルゴリズムによって実行できる。前記位置合わせアルゴリズムは、図７に示されているように、逐次的なＡスキャン信号Ｉ（ｔ）間の相関関係反復の最大化に基づくものとすることができる。

動き補償について、図８〜１１に示される実施形態でさらに説明する。

図８に示される第一の実施形態では、ＯＬＣＲ軸長測定についてＸ、Ｙ動き補償又は軸外補償が実行される。眼球長さ測定のための１つのＯＣＴ／ＯＬＣＲ Ａ−スキャンの動き補償では、ＰＭＩ画像捕捉から再構築された系座標軸に関する被検眼基準軸の横方向の軸外位置（Δｘ，Δｙ）が考慮される。このような実施形態は図８で説明されており、これは光学系基準軸ｘ、ｙ、及びｚと、ｚ方向に沿ったＯＣＴの光学測定軸ならびに前方角膜頂位置に中心をおく被検眼座標系を示す。

正確な眼球長さ測定のためには、光学系のｚ軸と被検眼のｚ’軸が整列した時にＯＣＴ Ａ−スキャンを測定するのが望ましいことがわかるであろう。

眼球の動きによって横方向に変位した眼球座標系に関して、角膜でのＯＬＣＲ測定ビームの反射は、測定ビームが、軸外位置（Δｘ，Δｙ）に依存する追加の光路長ε（Δｘ，Δｙ）だけ移動した後に発生する。

眼球長さの測定における軸外位置を補償するために、光学基準系に関する前角膜の軸方向の変位Δｚ（ｔ）の再構築による測定は、Δｚ_ｃｏｒｒ（ｔ）＝Δｚ（ｔ）−ε，（Δｘ（ｔ），Δｙ（ｔ），Δｚ（ｔ））として補正される。補正関数ε，（ｘ，ｙ，ｚ）は、複数の眼球の角膜の平均的形状から、又は測定されたＰＭＩ眼球パラメータから導出された被検眼の角膜曲率測定から導出できる。

補正関数ε，（ｘ，ｙ，ｚ）は、スキャナ位置ｚ（ｔ）の軸方向の変位にさらに依存することがわかるであろう。

予想される網膜位置に近いスキャナ位置に関して、関数ε，（ｘ，ｙ，ｚ）は０と等しく、それによって、網膜表面からのＯＣＴ信号が検出されたときに測定された軸方向の変位Δｚ（ｔ）に軸外補正は加えられない。図９に示される本発明の実施形態は、軸外位置ＸＹにおいて測定されたＰＭＩとＯＬＣＲ／ＯＣＴを組み合わせたシステムを説明するものである。この実施形態において、ＯＣＴ物体ビームは、眼球座標系内の複数の測定点において測定される。被験者の眼球座標系内の異なる位置での複数の測定は、ＯＣＴ測定ビームの横方向スキャン（Ｂ−スキャン）を使って行われる。代替案では、複数の測定は、被検眼の座標系を光学系座標に関して受動的に移動させることによって、被験者の眼球座標系内の異なる位置で行われる。このような受動的な相対移動は、眼球を移動させるか、又は手持ち式のＰＭＩ／ＯＣＴ測定装置を移動させることによって生じさせることができる。

眼球座標系内の眼球表面上でのＯＣＴ物体ビームの反射位置の測定位置（ｘ’，ｙ’）は、光学系座標軸内の測定位置（ｘ，ｙ，ｚ）及びＰＭＩ取得から得られる測定された眼球位置パラメータから計算できる。

眼球座標系内の前記眼球表面上の前記反射位置における軸方向変位ｚ’は、再構築された眼球パラメータからも、ＯＣＴスキャンで測定されたピーク位置からも得ることができる。これはそれゆえ、新しい制約を提供し、これをメリット関数に入れることにより、眼球座標系内の複数の測定点に基づいて、眼球パラメータをより正確に再構築できる。

反復的プロセスを適用して、既知の表面地点での光伝播及び屈折に起因するかもしれない補正を計算してもよい。例えば、眼球表面は、補正されたＯＰＤ／ＯＬＣＲ／ＯＣＴ信号に基づいて再構築されてもよい。これらの補正の微分は、反復的プロセスで実行されてもよい。

図１０は、眼球表面での屈折を考慮しながら、ＰＭＩとＯＬＣＲとの組合せを用いたＸ、Ｙ、及び眼球回旋運動の補償を詳しく示している。この反復的再構築はしたがって、ＰＭＩとＯＬＣＲピーク位置及び眼球内の光伝播／屈折との組合せに基づく。

実際の光路２と想定光路１が図１０に示されている。想定光路１に沿った眼球表面間の距離がｄ１、ｄ２、ｄ３、及びｄ４として、ｄ１’、ｄ２’、ｄ３’、及び４ｄ’として示される実際の光路に沿ったそれに対応する距離と共に示されている。例えば、想定光路に沿った表面１と表面２との間の距離はｄ１であり、それに対応する実際の経路に沿った距離はｄ１’として示される。

例えば、表面１は角膜の前面であってもよく、表面２は角膜の後面であってもよい。距離ｄ１及びｄ１’はしたがって、角膜の前面及び後面間の想定及び実距離である。表面３は眼球の水晶体の前面として、また表面４は眼球の水晶体の後面として考えてもよい。角膜及び水晶体は、距離ｄ２及びｄ２’すなわち、角膜の後面から水晶体の前面までの想定及び実切により分離される。距離ｄ３及びｄ３’は、水晶体の前面と後面の間である。表面５は、眼球の網膜であってもよい。表面５は、表面４又は水晶体の後面から、距離ｄ４又はｄ４’だけ分離される。図７のグラフに示されているように、第一のグラフは想定光路上の表面を示し、第二のグラフは実光路上の表面を示す。

再構築の第一の反復において、眼球パラメータは、被験眼のｚ’軸に沿った想定光路１に属するＯＰＤ値を使って再構築される。

第二の反復において、ＯＣＴ測定ビームは、眼球位置測定値（Δｘ、Δｙ、Δｚ、θ、ρ、δ）を含む再構築された眼球パラメータに基づいて眼球を通って追跡される。

実光路２に沿った光路長ｄ_ｎ’は、測定されたＯＣＴ距離に対応しなければならない。そうでなければ、眼球は、被検眼のｚ’軸に沿った補正済みのＯＰＤ測定ｄ_１．．ｄ_ｎ−１（想定距離）で再構築しなければならない。

例示的な反復的プロセスが図１１に示されている。

各眼球面について、表面ｎまでのｎ＝１，２，３，４，５の眼球パラメータが、上で概説したようなＯＰＤ距離測定ｄ_１．．．ｄ_ｎ−１を使って再構築される（８０１）。第一の反復で、軸上ＯＰＤ距離測定は、測定されたＯＬＣＲ距離測定ｄ_ｎ−１’に対応する。

ＯＬＣＲ測定ビームは、表面及び眼球位置測定（Δｘ、Δｙ、Δｚ、θ、ρ、δ）まで再構築された眼球に基づいて、関係する表面ｎまで追跡され、それゆえ、図１０に示される表面のピークが測定値された時間ｔにおけるシステム座標系に関する位置が定義される。

次に、軸上ＯＰＤ距離測定ｄ_ｎ−１が補正される（８０２）。この補正は、追跡距離と測定距離との差ｄ_ｎ−１’に応じて行われる。追跡距離と測定距離との差ｄ_ｎ−１が閾値より大きいと、ステップ８０１で再び反復プロセスが始まる。距離間の差が閾値より小さいか、それと等しい場合、測定位置が新しい表面に移動され、その新しい表面でプロセスが再開される。

別の実施形態において、非反復的再構築も実行されてよい。このような実施形態において、眼球再構築では、眼球移動と眼球表面での屈折が考慮される。第一のステップにおいて、前角膜の形状と眼球座標系に関するＯＬＣＲ／ＯＣＴビームの位置及び入射がＰＭＩで瞬時に再構築される。ＰＭＩにより、前角膜から発せられるＯＬＣＲ／ＯＣＴ Ａ−スキャン信号を眼球座標系にマッピングし、前角膜表面で生じるＯＬＣＲ／ＯＣＴ測定ビームの入射の変化を評価できる。

第二のステップで、角膜後面は、再構築された角膜前面、瞬間的に取得されたＰＭＩ Ｐ２信号、及び眼球座標系に関する角膜後面から発せられたＯＬＣＲ／ＯＣＴ Ａ−スキャン信号の位置における角膜厚さＯＰＤに基づいて再構築される。再構築された角膜後面により、この表面でのＯＬＣＲ／ＯＣＴ測定ビームの入射の変化を評価できる。

第三のステップにおいて、水晶体前面は、再構築された角膜前面及び後面、瞬間的に取得されたＰ３信号、及び眼球座標系に関する水晶体前面から発せられたＯＬＣＲ／ＯＣＴ Ａ−スキャン信号の位置における前眼房深さＯＰＤに基づいて再構築される。再構築された水晶体前面により、ＯＬＣＲ／ＯＣＴ測定ビームの入射の変化を評価できる。水晶体後面も同様にして再構成される。

最後に、網膜表面から発せられるＯＬＣＲ／ＯＣＴ Ａ−スキャン信号は、再構築された表面を通してＯＬＣＲ／ＯＣＴ測定ビームを追跡することによって、眼球座標系にマッピングできる。

本明細書に記載されている本発明とその実施形態は、眼球パラメータの再構築のためのＰＭＩ／ＯＣＴモダリティの組合せを提供し、この場合、ＰＭＩモダリティはＯＣＴ測定の（受動的、オフライン）運動補償に使用される。これによって、より正確な眼球パラメータの再構築が可能となる。

さらに、時間領域ＯＣＴ Ａ−スキャンにおける複数の眼球表面位置の、眼球運動を補償した測定が提供される（すなわち、デュアルビームＯＬＣＲ方式のような２つの表面間のＯＰＤだけでなく、Ａ−スキャン全体について動き補償される。

上述の実施形態により、軸方向変位Δｚに加えて、横方向の眼球運動（Δｘ，Δｙ）を考慮して、眼球長さ測定のための動き補償されたＯＣＴ Ａ−スキャンも可能となる。

補正の高精度化によって、より低速のスキャナを実装できるという点でＯＣＴ／ＯＬＣＲスキャナに対する要求事項が緩和される。各変位について追加の光が集光されるため、ＳＮＲ比を大きくできることがわかるであろう。

本明細書に記載されている実施形態によってはまた、再構築された眼球を通るＯＬＣＲ測定ビームの光路を考慮して、眼球パラメータのＰＭＩ及びＯＬＣＲ／ＯＣＴに基づく反復的再構築も容易になる。

眼球座標系内の複数のＯＣＴ測定点に基づく眼球表面の再構築と、ＰＭＩを用いた複数のスキャンの整列により、検出されたピークの使用を通じてより正確な再構築が可能となる。

ＰＭＩモダリティはまた、眼球運動の時間分解測定Δｘ、Δｙ、Δｚ、θ、ρ、δも可能にする。

したがって、理解すべき点として、本明細書記載されている各種の技術は、水晶体インプラントを含む水晶体の設計に利用してもよい。この技術は、様々な種類のレンズの設計に応用されてもよく、これには例えば、平面、凸面、凹面、多焦点（屈折、回折等）、トーリック、調節可能、プリズム、複数のレンズ構成、可変曲率（例えば、非球面）、フェーキック眼内レンズ、光調節可能レンズ、又はこれらのあらゆる組合せが含まれるが、これらに限定されない。

それに加えて、本明細書に記載されている技術の１つ又は複数は、様々な種類の手術を計画又は実行することに関して使用されてもよい。このような手術には、例えば近視、遠視、老眼ＬＡＳＩＫ、ＬＡＳＥＫ又はＰＲＫ、伝導式角膜形成術、放射状角膜切開術、又は上記の組合せが含まれていてもよいが、これらに限定されない。

理解すべき点として、上述の各種の態様は人間の眼に限定されず、何れの種類の眼にも適用されてよく、これには人間の眼又はその他の器官が含まれる。これに加えて、各種の態様を、眼球又は眼用のインプラントの構造に関して説明したが、理解すべき点として、この技術はまた、別の要素、例えば眼鏡、コンタクトレンズ、又はその他の眼科目的に使用される要素にも応用されてよい。

前述のように、理解すべき点として、上述の方法と装置は、眼球内のいくつの関心対象構造のモデルを形成するためにも使用されてよい。例えば、いくつかの実施形態によれば、眼の完全なモデルが形成されてもよい。他の実施形態では、単独の構造（例えば、水晶体、又は水晶体の表面）のモデルが形成されてもよい。また別の実施形態において、上述の方法及び／又は装置は、ある構造の中の１つの関心対象パラメータを測定するために使用してもよい。

それゆえ、上述の方法の個々の動作をいくつかの用途に使用しても、他の動作も実行されるか否かを問わない。

本願の技術の上述の実施形態では、何れの方法で実行することもできる。例えば、実施形態は、ハードウェア、ソフトウェア、又はその組合せを使って実装されてよい。ソフトウェアで実装する場合、ソフトウェアコードは、何れの適当なプロセッサ又はプロセッサの集合上で実行することもでき、単独のコンピュータ内で提供されるか、複数のコンピュータ間に分散されるかを問わない。理解すべき点として、上述の機能を実行する何れのコンポーネント又はコンポーネントの集合も、遺伝子学的に、上述の機能を制御する１つ又は複数のコントローラと考えることができる。１つ又は複数のコントローラは、様々な方法で実装でき、例えば、専用ハードウェアで、又は上述の機能を実行するようにマイクロコード又はソフトウェアでプログラムされた汎用ハートウェア（例えば、１つ又は複数のプロセッサ）で実装できる。この点において、理解すべき点として、本願の技術の実施形態の１つの実施例は、プロセッサにより実行された時に本願の技術の実施形態の上述の機能を実行するコンピュータプログラム（すなわち複数の命令）でコード化された少なくとも１つのコンピュータ判読可能記憶媒体（例えば、コンピュータメモリ、フロッピディスク、コンパクトディスク、テープ、フラッシュドライブ、等）を含む。コンピュータ読取可能記憶媒体は、トランスポート可能とすることができ、それによって、その上に記憶されたプログラムは、本明細書に記載されている本願の技術の態様を実行するための何れのコンピュータリソース上にロードすることもできる。それに加えて、理解すべき点として、実行された時に上述の機能を実行するコンピュータプログラムへの言及は、ホストコンピュータ上で実行されるアプリケーションプログラムに限定されない。むしろ、コンピュータプログラムという用語は、本明細書においては包括的な意味で、本願の技術の上述の態様を実行するようにプロセッサをプログラムするために使用可能な何れの種類のコンピュータコード（例えば、ソフトウェア又はマイクロコード）にも言及するために使用される。

本明細書では、様々な発明的な実施形態を説明し、示したが、当業者であれば、本明細書に記載されている機能を実行し、及び／又はその結果及び／又は利点を取得するための他の様々な手段及び／又は構造を容易に着想でき、かかる変形案及び／又は改変も本明細書に記載されている発明的実施形態の範囲に含まれるとみなされる。当業者であれば、本明細書に記載されている具体的な発明的実施形態との多くの等価物を認識するか、又はごく通常の実験を使って確認することができるであろう。したがって、上述の実施形態は例として示されているにすぎず、付属の特許請求の範囲及びその等価物の範囲内で、発明的実施形態は、具体的に記載され、特許請求されているもの以外でも実施できると理解すべきである。本発明の技術の発明的実施形態は、本明細書に記載されている個々の特徴、システム、成形品、材料、キット、及び／又は方法の各々に関する。それに加えて、２つ以上のそのような特徴、システム、成形品、材料、キット、及び／又は方法のあらゆる組合せが、かかる特徴、システム、成形品、材料、きっと、及び／又は方法が相互に矛盾しないのであれば、本開示の発明の範囲に含まれる。すべての定義は、本明細書で定義され、使用されるかぎり、辞書の定義、参照によって本願に引用された文献の中の定義、及び／又は定義された用語の一般的な意味に優先されると理解すべきである。不定冠詞（ａ、ａｎ）は、本明細書及び特許請求の範囲で使用されるかぎり、明確な別段の指示がないかぎり、「少なくとも１つ」を意味すると理解すべきである。

「及び／又は」という語句は、本明細書及び特許請求の範囲で使用されるかぎり、そのように接続された要素の「何れか、又は両方」を意味すると理解すべきであり、すなわち、ある場合において一緒に存在する要素は、他の場合では個別に存在する。「及び／又は」と共に挙げられた複数の要素も同様に解釈すべきであり、すなわち、そのように接続された要素の「１つ又は複数」と解釈すべきである。「及び／又は」クローズにより具体的に特定された要素以外に、その他の要素が任意選択で存在してもよく、具体的に特定されたこれらの要素に関係しているか、否かを問わない。それゆえ、非限定的な例として、「Ａ及び／又はＢ」という言及は、「〜を含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」等のオープンエンドの用語と共に使用されている場合、１つの実施形態ではＡのみ（任意選択で、Ｂ以外の要素を含む）に言及し、他の実施形態においては、Ｂのみ（任意選択で、Ａ以外の要素を含む）に言及し、また別の実施形態では、Ａ及びＢの両方（任意選択で、その要素を含む）に言及する、等である。本明細書及び特許請求の範囲においてここで使用されているように、「又は」は、上で定義した「及び／又は」と同じ意味を有すると理解すべきである。例えば、ある羅列の中の項目を分離する際に、「又は」、又は「及び／又は」は包括的として解釈されるものとし、すなわち、多数の要素又はその羅列のうちの少なくとも１つだけでなく、複数もまた含み、任意選択で、挙げられていない追加の品目も含むと解釈されるものとする。「〜のうちの１つのみ又は「〜のうちの正確に１つ」等、それと異なるように明確に示されている用語のみ、又は、特許請求の範囲で使用される場合には、「〜なる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ ｏｆ）」は、多数の要素又はその羅列のうちの正確に１つの要素が踏まれることに言及する。一般に、「又は」、という用語は、本明細書で使用されるかぎり、「何れか］、「〜のうちの１つ」、「〜のうちの１つのみ」、又は「〜のうちの正確に１つ」等の排他的な用語により先行されている場合、排他的選択（すなわち、「一方又は他方であるが、両方ではない」）を示していると理解するものとする。「基本的に〜なる」は、特許請求の範囲で使用されるかぎり、特許法の分野で使用されているその通常の意味を有するものとする。本明細書及び特許請求の範囲においてここで使用されているかぎり、１つ又は複数の要素の羅列に関する「少なくとも１つ」という語句は、要素の羅列の中の要素の何れか又は複数から選択される少なくとも１つの要素を意味すると理解すべきであるが、必ずしも、要素の羅列の中に具体的に列挙された個々の要素のうちの少なくとも１つを含んでいるとはかぎらず、要素の羅列の中の要素の何れの組合せも排除しない。この定義によってはまた、「少なくとも１つの」という語句が言及している要素の羅列の中で具体的に特定された要素以外の要素が任意選択で存在してもよく、それが具体的に特定された要素に関係するか無関係かを問わない。それゆえ、非限定的な例として、「Ａ及びＢの少なくとも一方」（又は、それと同等に、「Ａ又はＢの少なくとも一方」又はそれと同等に、「Ａ及び／又はＢのうちの少なくとも一方」）は、１つの実施形態においては、少なくとも１つの、任意選択で複数のＡを含み、Ｂは存在しない（及び任意選択によりＢ以外の要素を含む）ことに、他の実施形態においては、少なくとも１つの、任意選択で複数のＢを含み、Ａは存在しない（及び任意選択によりＡ以外の要素を含む）ことに、また別の実施形態では、少なくとも１つの、任意選択で複数のＡ及び少なくとも１つの、任意選択で複数のＢを含む（及び任意選択により他の要素を含む）こと、等に言及する可能性がある。これも理解すべき点として、明確に別の指示がないかぎり、本明細書において特許請求されている、複数のステップ又は動作を含む方法の何れにおいても、その方法のステップ又は動作の順番は必ずしも、その方法のステップ又は動作が記載されている順序に限定されるとはかぎらない。特許請求の範囲帯及び上述の明細書において、「〜を含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ，ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」、「〜を担持する（ｃａｒｒｙｉｎｇ）」、「〜を有する（ｈａｖｉｎｇ）」、「〜を包含する（ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ）」、「〜に関わる（ｉｎｖｏｌｖｉｎｇ）」、「〜を保持する（ｈｏｌｄｉｎｇ）」、「〜で構成される（ｃｏｍｐｏｓｅｄ ｏｆ）」、及びその他すべての移行句は、オープンエンドである、すなわち、〜を含むが、それに限定されないことを意味すると理解するものとする。移行句「〜からなる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ ｏｆ）、及び「基本的に〜なる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ ｅｓｓｅｎｔｉａｌｌｙ ｏｆ）だけが、米国特許庁特許審査便覧第２１１１．０３項に記載されているように、それぞれクローズ又はセミクローズの移行句であるものとする。

「〜を含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ／ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という単語と「〜を有する／含む（ｈａｖｉｎｇ／ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」という単語は、本明細書において本発明に関連して使用されるかぎり、明記された特徴、整数、ステップ、コンポーネントの存在を特定するために使用されており、１つ又は複数のその他の特徴、整数、ステップ、構成要素、又はそれらの集合の存在又は追加を排除していない。明瞭を期すために、別々の実施形態に関して述べられている本発明の特定の特徴は、１つの実施形態の中で組み合わせて提供されてもよい。逆に、簡潔さのために１つの実施形態に関連して記載されている本発明の各種の特徴はまた、別々に、又は何れの適当な組合せで提供されてもよい。

Claims (15)

1. 眼球のパラメータの、動き補償を適用したモデル化のための装置において、
   前記装置の光学的基準座標系に関する眼の複数の位置パラメータを測定する第一の測定手段と、
   複数の光学的基準座標における干渉信号を測定する第二の測定手段であって、前記複数の位置パラメータの前記測定と前記干渉信号の測定は時刻同期されるような第二の測定手段と、
   前記複数の位置パラメータのうちのあるパラメータの変位を考慮するために、前記干渉信号を補正する手段と、
   少なくとも一部に、前記補正された干渉信号に基づいて前記眼球パラメータをモデル化する手段と、
   を含む装置。
2. 前記複数の位置パラメータは、前記光学的基準座標系のｘ軸に沿った横方向の変位と、前記光学的基準座標系のｙ軸に沿った横方向の変位と、前記光学的基準座標系のｚ軸に沿った軸方向の変位と、を含む、請求項１に記載の装置。
3. 前記複数の位置パラメータは、前記ｚ軸の周囲での円運動を含む、請求項１〜２の何れか１項に記載の装置。
4. 前記複数の位置パラメータは、前記ｘ軸の周囲での回転と、前記ｙ軸の周囲での回転と、を含む、請求項１〜３の何れか１項に記載の装置。
5. 変位を判定する手段は、前記複数の位置パラメータの測定間で補間を行う手段を含む、請求項１〜４の何れか１項に記載の装置。
6. 前記第二の測定装置の基準位置を決定する手段と、前記測定された位置パラメータに基づいて前記基準位置を補正する手段と、をさらに含む、請求項１〜５の何れか１項に記載の装置。
7. 前記補正する手段は、軸外レイトレース経路長と前記光学的基準座標系の前記ｚ軸に沿った経路長との間の光路長の差に基づいて光路長を補正する手段をさらに含む、請求項１〜６の何れか１項に記載の装置。
8. 前記第一の測定装置は、網膜の反射に基づいて位置パラメータを測定する手段をさらに含む、請求項１〜７の何れか１項に記載の装置。
9. 前記光路長を反復的に補正する手段をさらに含む、請求項７に記載の装置。
10. 前記第一の測定装置は、標的の眼球表面（１１６〜１２０）を少なくとも１つの入射光ビームで照明する手段と、前記照明された眼球表面から戻る少なくとも２つの光ビームを画像形成装置（１１０）へと案内する手段と、を含む、請求項１〜９の何れか１項に記載の装置。
11. 前記眼球表面は、角膜前面、角膜後面、水晶体前面、水晶体後面、又は網膜表面を含む、請求項１０に記載の装置。
12. 前記第一の測定手段は、プルキンエミラー画像装置、光干渉断層撮影装置、又はＳｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ画像装置を含む一覧から選択され、前記第二の測定手段は光干渉装置を含む、請求項１〜１１の何れか１項に記載の装置。
13. 前記眼球表面における屈折を判定し、前記モデル化された眼球パラメータを、前記判定された屈折に基づいて補正する手段をさらに含む、請求項１１〜１４の何れか１項に記載の装置。
14. 眼球のパラメータの、動き補正を適用したモデル化の方法において、
    前記装置の光学的基準座標系に関する前記眼球の複数の位置パラメータを測定するステップと、
    複数の光学的基準座標における干渉信号を測定するステップであって、前記複数の位置パラメータの前記測定と前記干渉信号の測定は時刻同期されるようなステップと、
    前記複数の位置パラメータのうちの１つのパラメータの変位を考慮するために、前記干渉信号を補正するステップと、
    少なくとも一部に、前記補正された干渉信号に基づいて前記眼球パラメータをモデル化するステップと、
    を含む方法。
15. 処理モジュールにより実行されたときに請求項１４に記載の方法を実行するコンピュータプログラムがその上に保存されているコンピュータ読取可能プログラム可能媒体。

Images