本発明は、レーザ光を患者眼の患部に照射して、光凝固等の治療を行う眼科用レーザ治療装置に関する。 The present invention relates to an ophthalmic laser treatment apparatus that performs treatment such as photocoagulation by irradiating an affected area of a patient's eye with laser light.
網膜光凝固治療では、眼底におけるレーザ光のスポットサイズは２００〜５００μｍの比較的大きなサイズが使用される。眼底の光凝固治療の場合、レーザ光のスポットの中心部から焼け始める傾向があるため、レーザ光のエネルギ強度分布は均一なプロファイルよりも中心部が窪んだ凹状のプロファイルがより好ましいとされている。中心部が窪んだ凹状のプロファイルを実現するために、光ファイバの出射端に光強度分布変更フィルタを配置する技術（特許文献１参照）、光ファイバの出射端側で、光ファイバの出射端面像に負の歪曲収差を発生させる光学系を配置する技術が提案されている（特許文献２参照）。 In retinal photocoagulation treatment, the spot size of laser light on the fundus is a relatively large size of 200 to 500 μm. In the case of photocoagulation treatment of the fundus, since there is a tendency to start burning from the center of the laser beam spot, it is considered that the energy intensity distribution of the laser beam is more preferably a concave profile with a depressed center than a uniform profile. . Technology for disposing a light intensity distribution changing filter at the output end of the optical fiber (see Patent Document 1) to realize a concave profile with a depressed center part, and an output end face image of the optical fiber on the output end side of the optical fiber A technique has been proposed in which an optical system that generates negative distortion is disposed (see Patent Document 2).
また、光凝固に使用されるレーザ治療装置は、虹彩の切開（イリドトミー）にも使用されることが多い。この虹彩の切開では、レーザ光のスポットサイズが５０μｍ等の小さなサイズで、中心部のエネルギ密度が高くなっていることが良いとされている。
しかし、光強度分布変更フィルタを使用する技術（特許文献１）では、フィルタによるレーザ光のエネルギ損失があり、特に、虹彩の切開を行う場合には、中心部のエネルギ密度が高いプロファイルを得るために、中心部のエネルギ密度を変えずに、周辺部の透過率を下げることによって中心部のエネルギ密度が相対的に高くなるようにしているので、全体的にはレーザ光のエネルギ損失が大きくなる。また、コア径が５０μｍの光ファイバの出射端付近にフィルタを配置しなければならず、フィルタの光軸合わせ位置が強度分布の対称性に大きく影響するため、フィルタの光軸合わせが極めて難しい。さらに、フィルタには熱吸収があり、光ファイバの出射端又は入射端の付近に配置される構成では、光ファイバの破損の要因となり、現実的ではない。またさらに、特許文献１では、光強度分布変更フィルタが光ファイバの出射端側に配置されているので、光ファイバの出射端側の構成が大型化及び複雑化し、スリットランプ等の観察光学系と組み合わせて使用する場合に不利となる。 However, in the technique using the light intensity distribution changing filter (Patent Document 1), there is energy loss of laser light due to the filter. In particular, when an incision of the iris is performed, a profile with a high energy density at the center is obtained. In addition, since the energy density of the central part is relatively increased by lowering the transmittance of the peripheral part without changing the energy density of the central part, the energy loss of the laser light is increased as a whole. . In addition, the filter must be disposed near the exit end of the optical fiber having a core diameter of 50 μm, and the optical axis alignment position of the filter greatly affects the symmetry of the intensity distribution, so that the optical axis alignment of the filter is extremely difficult. Furthermore, the filter absorbs heat, and a configuration in which the filter is disposed near the output end or the input end of the optical fiber causes damage to the optical fiber, which is not realistic. Furthermore, in Patent Document 1, since the light intensity distribution changing filter is arranged on the output end side of the optical fiber, the configuration on the output end side of the optical fiber becomes larger and complicated, and an observation optical system such as a slit lamp is used. This is disadvantageous when used in combination.
光ファイバの出射端面像に負の歪曲収差を発生させる光学系を配置する技術（特許文献２）では、歪曲収差を発生させるための第１焦点レンズと第２焦点レンズとの光路長を十分に長くする必要があり、光ファイバの出射端側が大型化する問題、光路長を長くするためにプリズムが使用されているが、プリズムの光路への出し入れの機構が大掛かりとなる問題がある。また、歪曲収差を頼りにしているので、患者眼に接触される手術用コンタクトレンズの収差の影響を受け、術者が使用する手術用コンタクトレンズの種類によっては、エネルギ分布の中央部での窪み程度が大きく変化する問題がある。 In the technique (Patent Document 2) in which an optical system for generating negative distortion is provided in the output end face image of an optical fiber, the optical path length between the first focal lens and the second focal lens for generating distortion is sufficiently large. There is a problem that the output end side of the optical fiber is enlarged, and a prism is used to increase the optical path length. However, there is a problem that a mechanism for putting in and out the optical path of the prism becomes large. In addition, because it relies on distortion aberration, it is affected by the aberration of the surgical contact lens that comes into contact with the patient's eye, and depending on the type of surgical contact lens used by the surgeon, the depression at the center of the energy distribution There is a problem that the degree varies greatly.
また、別の問題として、コヒーレンス性の高いレーザ光源からのレーザ光をマルチモードファイバに入射させて導光する場合、スペックルノイズが発生し、不均一な凝固斑が生じる原因となる。 As another problem, when laser light from a laser light source with high coherence is incident on a multimode fiber and guided, speckle noise is generated, which causes uneven solidification spots.
本発明は、上記従来技術の問題点に鑑み、レーザ光のエネルギ損失を抑え、また、複雑な構成の歪曲収差発生光学系を使用することなく、適切なビームプロファイルを持つレーザ光を得ることができる眼科用レーザ治療装置を提供することを技術課題とする。また、スペックルノイズを低減して、より均一な凝固斑を形成できる眼科用レーザ治療装置を提供することを技術課題とする。
In view of the above-described problems of the prior art, the present invention can obtain laser light having an appropriate beam profile without suppressing energy loss of laser light and without using a distortion-generating optical system having a complicated configuration. An object of the present invention is to provide an ophthalmic laser treatment apparatus that can be used. Another object of the present invention is to provide an ophthalmic laser treatment apparatus capable of reducing speckle noise and forming more uniform coagulation spots.
上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。 In order to solve the above problems, the present invention is characterized by having the following configuration.
（１） 治療レーザ光源からのレーザ光を所定のビーム径に集光して光ファイバに入射させる導光光学系を備え、前記光ファイバから出射したレーザ光を患者眼の患部に照射する眼科用レーザ治療装置において、前記光ファイバはマルチモードファイバであり、前記光ファイバの入射側に配置され、前記光ファイバに入射するレーザ光を入射端面の中心に対して偏心させて入射させることが可能な偏心光学系と、ビーム径が前記入射端面に入った状態で前記偏心光学系を駆動し、前記入射端面におけるレーザ光の入射位置を、前記入射端面における同一の平面上で変化させることで、前記光ファイバの出射端面におけるビームプロファイルを変化させる偏心位置変更手段と、を備えることを特徴とする。
(1) An ophthalmic apparatus that includes a light guide optical system that condenses laser light from a treatment laser light source into a predetermined beam diameter and enters the optical fiber, and irradiates the affected part of the patient's eye with the laser light emitted from the optical fiber. in the laser treatment apparatus, wherein the optical fiber is a multimode fiber, is arranged on the incident side of the optical fiber, it can be made incident by decentering the center of theentrance morphism end faceof the laser light incident on the optical fiber and Do decentered optical system,the beam diameterdrives the eccentric optical systemin a state that has entered the incident end face, the incident position of the laser beam in the incident end face,by changing on the same plane in the incident endface, And an eccentric position changing meansfor changing a beam profile on the exit end face of the optical fiber .
本発明によれば、レーザ光のエネルギ損失を抑え、複雑な構成の歪曲収差発生光学系を使用することなく、適切なビームプロファイルを持つレーザ光を得ることができる。また、スペックルノイズを低減して、より均一な凝固斑を形成できる。 According to the present invention, it is possible to obtain a laser beam having an appropriate beam profile without suppressing the energy loss of the laser beam and without using a distortion aberration generating optical system having a complicated configuration. Moreover, speckle noise can be reduced and more uniform solidification spots can be formed.
本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。図１は患者眼の光凝固及び虹彩切開を行う眼科用レーザ治療装置の外観略図である。図２は、装置の光学系及び制御系の概略構成図である。装置本体１には、治療レーザ光源１０及びレーザ光を光ファイバ２に入射させる導光光学系が収納されている。また、装置本体１には、レーザ出力、照射時間、エイミング光の点灯状態等のレーザ照射条件や装置の必要な設定を行うレーザ照射コントロールパネル３が設置されている。コントロールパネル３には、手術条件に応じて患者眼に照射されるレーザ光のビームプロファイルを選択するためのスイッチ３ａ、３ｂ、３ｃが設けられている。 Embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic external view of an ophthalmic laser treatment apparatus that performs photocoagulation and iris incision of a patient's eye. FIG. 2 is a schematic configuration diagram of an optical system and a control system of the apparatus. The apparatus main body 1 houses a treatment laser light source 10 and a light guide optical system for causing the laser light to enter the optical fiber 2. Further, the apparatus main body 1 is provided with a laser irradiation control panel 3 for performing laser irradiation conditions such as laser output, irradiation time, aiming light lighting state, and necessary settings of the apparatus. The control panel 3 is provided with switches 3a, 3b, and 3c for selecting the beam profile of the laser light irradiated to the patient's eye according to the surgical conditions.
レーザ治療装置は、患者眼を観察するスリットランプ４を備える。スリットランプ４は、患者眼を照明する照明部６、観察光学系としての双眼の顕微鏡部４ａ、照明部６及び顕微鏡部４ａを移動させるためのジョイスティック７を備える。装置本体１からのレーザ光は、スリットランプ４に取り付けられたレーザ照射部５に光ファイバ２により導光される。光ファイバ２は、コア径が５０μmのマルチモードファイバが使用されている。レーザ照射のトリガ信号は、フットスイッチ８により入力される。 The laser treatment apparatus includes a slit lamp 4 for observing a patient's eye. The slit lamp 4 includes an illumination unit 6 that illuminates a patient's eye, a binocular microscope unit 4a as an observation optical system, an illumination unit 6, and a joystick 7 for moving the microscope unit 4a. Laser light from the apparatus main body 1 is guided by the optical fiber 2 to the laser irradiation unit 5 attached to the slit lamp 4. The optical fiber 2 is a multimode fiber having a core diameter of 50 μm. A laser irradiation trigger signal is input by the foot switch 8.
レーザ照射部５には患者眼眼底上に結像するレーザ光のスポット像（光ファイバの出射端面像）の径を変えるためのスポット径調節ツマミ５ｂが設けられている。スポット径調節ツマミ５ｂが操作されることにより、レーザ光のスポット径が５０μｍから５００μｍまで変えられる。 The laser irradiator 5 is provided with a spot diameter adjusting knob 5b for changing the diameter of a spot image of laser light (image of the end face of the optical fiber) formed on the fundus of the patient's eye. By operating the spot diameter adjusting knob 5b, the spot diameter of the laser beam is changed from 50 μm to 500 μm.
図２において、治療レーザ光を出射する治療用レーザ光源１０として、波長１０６４ｎｍの基本波を発振するＮｄ：ＹＡＧレーザから、その２倍波（波長５３２ｎｍ）である緑色光を得るものが使用されている。レーザ光源１０からのレーザ光は、その一部がビームスプリッタ１４により反射された後、拡散板１５を通過して出力センサ１６に入射される。出力センサ１６はレーザ光源１０からのレーザ光の出力を検出する。 In FIG. 2, a treatment laser light source 10 that emits treatment laser light is used to obtain green light that is a second harmonic (wavelength 532 nm) from an Nd: YAG laser that oscillates a fundamental wave of wavelength 1064 nm. Yes. A part of the laser light from the laser light source 10 is reflected by the beam splitter 14, passes through the diffusion plate 15, and enters the output sensor 16. The output sensor 16 detects the output of the laser light from the laser light source 10.
ビームスプリッタ１４を透過したレーザ光は、ダイクロイックミラー１８により光ファイバ２側に反射される。赤色光を発する可視半導体レーザ等により構成されるエイミング光源１９からのエイミング光は、コリメータレンズ２０を介した後、ダイクロイックミラー１８を透過して治療用レーザ光と同軸にされる。 The laser beam that has passed through the beam splitter 14 is reflected by the dichroic mirror 18 toward the optical fiber 2. Aiming light from an aiming light source 19 composed of a visible semiconductor laser or the like that emits red light passes through the collimator lens 20 and then passes through the dichroic mirror 18 to be coaxial with the therapeutic laser light.
光ファイバ２の入射端２ａ側には、集光レンズ２２と偏向光学部材により、光ファイバ２に入射させるレーザ光を入射端２ａの中心から偏心させる偏心光学系７０が配置されている。図２の例では、偏向光学部材は２枚のウェッジプリズム７１、７２により構成されている。ウェッジプリズム７１、７２は、ウェッジ角度及び触れ角が同一のものが使用されている。ウェッジプリズム７１、７２を通過したレーザ光は、集光レンズ２２によって光ファイバ２の入射面２ａに集光して入射される。光ファイバ２の入射面２ａに入射されるレーザ光は、集光レンズ２２により、光ファイバ２のコア径（５０μｍ）より小さな径に集光される。光ファイバ２の中心軸は、集光レンズ２２の光軸Ｌ１と一致するように位置合わせされている。 On the incident end 2a side of the optical fiber 2, a decentering optical system 70 is arranged to decenter the laser light incident on the optical fiber 2 from the center of the incident end 2a by the condenser lens 22 and the deflecting optical member. In the example of FIG. 2, the deflecting optical member is composed of two wedge prisms 71 and 72. The wedge prisms 71 and 72 have the same wedge angle and touch angle. The laser light that has passed through the wedge prisms 71 and 72 is collected and incident on the incident surface 2 a of the optical fiber 2 by the condenser lens 22. The laser light incident on the incident surface 2 a of the optical fiber 2 is condensed by the condenser lens 22 to a diameter smaller than the core diameter (50 μm) of the optical fiber 2. The center axis of the optical fiber 2 is aligned with the optical axis L1 of the condensing lens 22.
各ウェッジプリズム７１、７２は、それぞれモータを持つ回転ユニット７３、７４により集光レンズ２２の光軸Ｌ１の軸回りに回転される。また、回転ユニット７３、７４には、各ウェッジプリズム７１、７２の回転角を検出するための検出器としてのエンコーダ７５、７６がそれぞれ接続されている。エンコーダ７５、７６の検出信号は制御部５０に入力され、回転ユニット７３、７４は制御部５０によって制御される。これら回転ユニット７３、７４、エンコーダ７５、７６、制御部５０及びコントロールパネル３等により、光ファイバ２の入射端面２ａに入射するレーザ光の偏心位置を変える偏心位置変更ユニットが構成される。 The wedge prisms 71 and 72 are rotated around the optical axis L1 of the condenser lens 22 by rotating units 73 and 74 having motors, respectively. In addition, encoders 75 and 76 serving as detectors for detecting the rotation angles of the wedge prisms 71 and 72 are connected to the rotation units 73 and 74, respectively. Detection signals from the encoders 75 and 76 are input to the control unit 50, and the rotation units 73 and 74 are controlled by the control unit 50. The rotation units 73 and 74, the encoders 75 and 76, the control unit 50, the control panel 3, and the like constitute an eccentric position changing unit that changes the eccentric position of the laser light incident on the incident end face 2a of the optical fiber 2.
各ウェッジプリズム７１、７２の回転角度は、コントロールパネル３に設けられたスイッチ３ａ、３ｂ、３ｃ等からの入力信号に基づいて設定される。スイッチ３ａが選択されると、２枚のウェッジプリズム７１、７２の頂角の向きが同一方向となるように回転される。一方、スイッチ３ｂが選択されると、ウェッジプリズム７１と７２の頂角の向きが互いに１８０度の角度を持つように配置される。スイッチ３ｃでは、ウェッジプリズム７１、７２の頂角の向きを任意又は段階的に変更可能にされる。 The rotation angles of the wedge prisms 71 and 72 are set based on input signals from switches 3 a, 3 b, 3 c and the like provided on the control panel 3. When the switch 3a is selected, the wedge angles of the two wedge prisms 71 and 72 are rotated so that they are in the same direction. On the other hand, when the switch 3b is selected, the vertical angles of the wedge prisms 71 and 72 are arranged so as to have an angle of 180 degrees. In the switch 3c, the directions of the apex angles of the wedge prisms 71 and 72 can be changed arbitrarily or stepwise.
なお、図２の例では２枚のウェッジプリズム７１、７２の夫々を回転可能に取付けた場合について示しているが、回転ユニット７３、７４及びエンコーダ７５、７６は、少なくとも１つのウェッジプリズムに配置されていれば良い（１枚のウェッジプリズムは固定であっても良い）。 In the example of FIG. 2, the two wedge prisms 71 and 72 are each rotatably mounted. However, the rotation units 73 and 74 and the encoders 75 and 76 are disposed on at least one wedge prism. (One wedge prism may be fixed).
図２の光学系において、ビームスプリッタ１４から光ファイバ２に至る光路には、異常時発生の場合に光路に挿入され、レーザ光を遮断するための安全シャッタが設けられているが、図２では安全シャッタは省略されている。 In the optical system of FIG. 2, the optical path from the beam splitter 14 to the optical fiber 2 is provided with a safety shutter that is inserted into the optical path in the event of an abnormality and blocks the laser light. The safety shutter is omitted.
レーザ照射部５のレーザ照射光学系において、光ファイバ２により導光されたレーザ光は、出射端面２ｂから出射し、リレーレンズ２４、レーザ光のスポットサイズを変更するために光軸方向に移動可能なズームレンズ（変倍光学系）２５、対物レンズ２６を介した後、可動ミラー２７で反射し、コンタクトレンズ２８を経て患者眼Ｅの眼底に照射される。 In the laser irradiation optical system of the laser irradiation unit 5, the laser light guided by the optical fiber 2 is emitted from the emission end face 2b, and can be moved in the optical axis direction in order to change the relay lens 24 and the spot size of the laser light. After passing through a zoom lens (variable magnification optical system) 25 and an objective lens 26, the light is reflected by a movable mirror 27 and irradiated to the fundus of the patient's eye E through a contact lens 28.
スリット光を投影する照明部６は、照明光源３０からの照明光がコンデンサーレンズ３１、スリット３２、投影レンズ３３を介した後、分割ミラー３５ａ、３５ｂで反射され、コンタクトレンズ２８を介して患者眼を照明する。３４は分割ミラーで反射される照明光の光路長を補正する補正レンズである。双眼の顕微鏡部４ａの観察光学系は、対物レンズ４０、変倍光学系４１、保護フィルタ４２、正立プリズム群４３、視野絞り４４、接眼レンズ４５を備える。 The illumination unit 6 that projects the slit light reflects the illumination light from the illumination light source 30 through the condenser lens 31, the slit 32, and the projection lens 33, and then is reflected by the split mirrors 35 a and 35 b, and through the contact lens 28. Illuminate. Reference numeral 34 denotes a correction lens that corrects the optical path length of the illumination light reflected by the split mirror. The observation optical system of the binocular microscope unit 4a includes an objective lens 40, a variable magnification optical system 41, a protective filter 42, an erecting prism group 43, a field stop 44, and an eyepiece lens 45.
次に、偏心光学系７０により、患者眼に照射されるレーザ光のビームプロファイルを変える方法を説明する。前述したように、光凝固手術では、均一な凝固班を得るために、レーザ照射によるエネルギ分布の中心部が窪んだプロファイルが好ましい。一方、イリドトミーでは、レーザ光の中心部のエネルギ強度が高いビームプロファイルが好ましい。 Next, a method for changing the beam profile of the laser beam irradiated to the patient's eye using the decentering optical system 70 will be described. As described above, in photocoagulation surgery, in order to obtain a uniform coagulation spot, a profile in which the central portion of the energy distribution by laser irradiation is depressed is preferable. On the other hand, in iritotomy, a beam profile with high energy intensity at the center of the laser beam is preferable.
図３は、光ファイバ２の入射端面２ａに入射されるレーザ光の偏心位置の説明図である。本実施形態では、コア径Ｗ１が５０μｍの光ファイバ２に、ビーム径Ｗ２が１０μｍのレーザ光を入射させた場合を例にしている。図４は、ウェッジプリズム７１、７２の頂角の向きにより、光ファイバ２の入射端面２ａに入射されるレーザ光が偏心される状態を説明する図である。図４（ａ）のように、ウェッジプリズム７１の頂角ｐ１とウェッジプリズム７２の頂角ｐ２の向きが互いに１８０度の角度を持つように配置されると、レーザ光はウェッジプリズム７１、７２を通過しても、レーザ光の進行方向は変えられず、ファイバ２の入射端面２ａの中心位置Ｃ０に入射される。ウェッジプリズム７１の頂角ｐ１とウェッジプリズム７２の頂角ｐ２の成す角度が１８０度より小さくなると、レーザ光はウェッジプリズム７１、７２を通過するときの進行方向が偏向され、入射端面２ａの中心に対してレーザ光の中心位置が、図３のＣ１、Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４のように偏心される。ウェッジプリズム７１、７２の頂角の成す角度が連続的に変化されることにより、入射端面２ａの中心位置Ｃ０に対するレーザ光の中心位置の偏心量Ｄも連続的に変えられる。そして、図４（ｂ）のように、ウェッジプリズム７１、７２の頂角が同一方向（０度）となるように配置されたとき、偏心量Ｄが最大とされる。 FIG. 3 is an explanatory diagram of the eccentric position of the laser light incident on the incident end face 2 a of the optical fiber 2. In this embodiment, a case where a laser beam having a beam diameter W2 of 10 μm is incident on an optical fiber 2 having a core diameter W1 of 50 μm is taken as an example. FIG. 4 is a diagram for explaining a state in which the laser light incident on the incident end face 2a of the optical fiber 2 is decentered depending on the directions of the apex angles of the wedge prisms 71 and 72. FIG. As shown in FIG. 4A, when the apex angle p1 of the wedge prism 71 and the apex angle p2 of the wedge prism 72 are arranged so as to have an angle of 180 degrees, the laser light passes through the wedge prisms 71 and 72. Even if the laser beam passes, the traveling direction of the laser beam is not changed, and is incident on the center position C0 of the incident end face 2a of the fiber 2. When the angle formed by the apex angle p1 of the wedge prism 71 and the apex angle p2 of the wedge prism 72 is smaller than 180 degrees, the traveling direction of the laser light when passing through the wedge prisms 71 and 72 is deflected, and the laser beam is centered on the incident end face 2a. On the other hand, the center position of the laser beam is decentered as C1, C2, C3, and C4 in FIG. By continuously changing the angle formed by the apex angles of the wedge prisms 71 and 72, the eccentric amount D of the center position of the laser beam with respect to the center position C0 of the incident end face 2a is also continuously changed. And when it arrange | positions so that the vertex angle of the wedge prisms 71 and 72 may become the same direction (0 degree) like FIG.4 (b), the eccentric amount D is made the maximum.
図５は、偏心量Ｄを順次変化させたときに、ファイバ２の出射端面２ｂから出射されるレーザ光のビームプロファイルのシミュレーション結果である。なお、ファイバ２の入射端面２ａにはファイバ２のコア径５０μｍより小さなビーム径（１０μｍ）の円形のレーザ光を入射させているが、レーザ光がファイバ２内で反射されて伝送されることにより、出射端面２ｂでのビームプロファイルは、ファイバ２の中心軸を中心にしてほぼ回転されたものとなることが実験及び経験的に確認されている。 FIG. 5 shows a simulation result of the beam profile of the laser beam emitted from the emission end face 2b of the fiber 2 when the eccentricity D is sequentially changed. A circular laser beam having a beam diameter (10 μm) smaller than the core diameter 50 μm of the fiber 2 is incident on the incident end face 2 a of the fiber 2, but the laser beam is reflected in the fiber 2 and transmitted. It has been experimentally and experimentally confirmed that the beam profile at the exit end face 2b is substantially rotated about the central axis of the fiber 2.
図５（ａ）は偏心量Ｄがゼロのとき（偏心が無いとき）のビームプロファイルである。偏心量Ｄが略ゼロのとき（偏心がほぼ無いとき）には、出射端面２ｂでのビームプロファイルは中心部のエネルギ強度が高く、レーザ光のビーム径（１０μｍ）より外側でのエネルギ強度は低いのもとなっている。 FIG. 5A shows a beam profile when the amount of eccentricity D is zero (no eccentricity). When the amount of eccentricity D is substantially zero (when there is almost no eccentricity), the beam profile at the emission end face 2b has a high energy intensity at the center, and the energy intensity outside the laser beam diameter (10 μm) is low. It is the basis of.
図５（ｂ）は、偏心量Ｄがビーム径Ｗ２（１０μｍ）の０．５倍（５μｍ）であるときのビームプロファイルである。この場合、図５（ａ）に対して周辺のエネルギ強度がやや高くなっているものの、中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルは現れず、中心部のエネルギ強度が高いものとなっている。 FIG. 5B shows a beam profile when the amount of eccentricity D is 0.5 times (5 μm) the beam diameter W2 (10 μm). In this case, although the peripheral energy intensity is slightly higher than that in FIG. 5A, a concave beam profile with a depressed central part does not appear, and the central part has high energy intensity.
図５（ｃ）は、偏心量Ｄがビーム径Ｗ２の１倍（１０μｍ）であるときのビームプロファイルである。この場合、中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルとなっている。 FIG. 5C shows a beam profile when the amount of eccentricity D is 1 time (10 μm) of the beam diameter W2. In this case, the beam profile has a concave shape with a depressed center.
図５（ｄ）は、偏心量Ｄがビーム径Ｗ２の１．５倍（１５μｍ）であるときのビームプロファイルである。この場合、図５（ｃ）に対して、中心部の窪みが大きくなった凹状のビームプロファイルが現れてきている。また、ファイバ２のコア径の外周端でのエネルギ強度が急激に立ち上がるようになっている。 FIG. 5D shows a beam profile when the eccentric amount D is 1.5 times (15 μm) the beam diameter W2. In this case, as shown in FIG. 5C, a concave beam profile having a large depression at the center appears. Further, the energy intensity at the outer peripheral end of the core diameter of the fiber 2 rises abruptly.
図５（ｅ）は、偏心量Ｄがビーム径Ｗ２の２倍（２０μｍ）であるときのビームプロファイルである。この場合、図５（ｄ）に対して、さらに中心部の窪みが大きくなった凹状のビームプロファイルとなっている。ファイバ２のコア径の外周端でのエネルギ強度は、図５（ｄ）よりもさらに急激に立ち上がっており、エッジが強調されるビームプロファイルとなっている。 FIG. 5E shows a beam profile when the amount of eccentricity D is twice the beam diameter W2 (20 μm). In this case, compared to FIG. 5 (d), a concave beam profile having a larger depression at the center is obtained. The energy intensity at the outer peripheral end of the core diameter of the fiber 2 rises more rapidly than in FIG. 5D, and has a beam profile in which the edge is emphasized.
図５に示されるように、偏心量Ｄが大きくなるに従って、ビームプロファイルの中心部の窪みも大きくなる。中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルを得るためには、図５（ｃ）、図５（ｄ）及び図５（ｅ）のように、偏心量Ｄは入射端面２ａに入射されるビーム径Ｗ２以上とされる。また、偏心量Ｄを大きくし、レーザ光のビーム径Ｗ２がファイバ２のコア径Ｗ１から外れてしまうとエネルギのロスとなる。このため、偏心量Ｄはビーム径Ｗ２がコア径Ｗ１内に入る範囲が好ましい。眼底上でのビームスポット径を１００μｍ以上とし、照射時間を２００ｍｓｅｃ程度とする一般的な照射条件での光凝固においては、レーザ光の偏心を位置Ｃ４にしたときの図５（ｅ）のビームプロファイルのときに、均一な凝固斑が得られ易くなる。 As shown in FIG. 5, as the amount of eccentricity D increases, the depression at the center of the beam profile also increases. In order to obtain a concave beam profile with a depressed center, as shown in FIGS. 5 (c), 5 (d) and 5 (e), the amount of eccentricity D is the beam diameter W2 incident on the incident end face 2a. It is said above. Further, if the amount of eccentricity D is increased and the beam diameter W2 of the laser beam deviates from the core diameter W1 of the fiber 2, energy loss occurs. For this reason, the amount of eccentricity D is preferably in the range where the beam diameter W2 falls within the core diameter W1. In photocoagulation under a general irradiation condition in which the beam spot diameter on the fundus is 100 μm or more and the irradiation time is about 200 msec, the beam profile in FIG. 5E when the eccentricity of the laser beam is set to the position C4. In this case, uniform coagulation spots are easily obtained.
なお、レーザ光の偏心に関して図３の位置Ｃ４のように、ビーム径が光ファイバ２のコアから外れない範囲で最大の偏心量とする場合、ウェッジプリズム等の偏向光学部材の振れ角度θと、光ファイバ２のコアの半径ｗ１、集光レンズ２２により光ファイバ２に入射端面２ａに入射されるビームの半径ｗ２、集光レンズ２２の焦点距離ｆとの間には
ｗ１−ｗ２＝ｆ・tanθ
の関係がある。この関係を満たす振れ角度θを持つウェッジプリズム７１、７２が設計される。When the beam diameter is set to the maximum amount of eccentricity within a range that does not deviate from the core of the optical fiber 2, as shown at position C4 in FIG. 3, the deflection angle θ of the deflecting optical member such as a wedge prism, Between the radius w1 of the core of the optical fiber 2, the radius w2 of the beam incident on the optical fiber 2 by the condenser lens 22 and the focal length f of the condenser lens 22, w1−w2 = f · tan θ.
There is a relationship. Wedge prisms 71 and 72 having a deflection angle θ that satisfies this relationship are designed.
次に、以上のような構成を備える装置において、手術時の動作を説明する。まず眼底の光凝固手術について説明する。術者は手術に先立ち、照明部６からの照明光によって照らされた眼底を、顕微鏡部４ａを通して観察する。この時、術者は眼底に照射されたエイミング光を観察しながら、スポット径調節つまみ５ｂを使用して、所望するスポット径に設定する。なお、レーザスポット径が小さいと、ビームプロファイルの中央部にエネルギ分布が集中する傾向があるため、光凝固手術の場合には、レーザスポット径は、２００〜５００μｍのように大きく設定される。 Next, the operation at the time of operation in the apparatus having the above configuration will be described. First, the fundus photocoagulation operation will be described. Prior to surgery, the surgeon observes the fundus illuminated by the illumination light from the illumination unit 6 through the microscope unit 4a. At this time, the operator sets the desired spot diameter by using the spot diameter adjusting knob 5b while observing the aiming light irradiated to the fundus. If the laser spot diameter is small, the energy distribution tends to concentrate at the center of the beam profile. Therefore, in the case of photocoagulation surgery, the laser spot diameter is set to a large value such as 200 to 500 μm.
術者はコントロールパネル３の各種スイッチにて、レーザ照射時間、レーザ出力などのレーザ照射条件を設定する。また、術者はコントロールパネル３に設けられたスイッチ３ａ、３ｂ、３ｃにより、眼底に照射されるレーザ光のビームプロファイルを選択する。光凝固手術の場合、スイッチ３ａが選択されると、ファイバ２の中心に対してレーザ光の中心位置が図３の位置Ｃ４となるように設定される。すなわち、スイッチ３ａが選択されると、レーザ光のビームプロファイルは、図５（ｅ）のように、中心部の窪みが最も大きくなったものが設定される。スイッチ３ａからの入力信号が制御部５０に入力されると、制御部５０は回転ユニット７３、７４の駆動を制御し、図４（ｂ）に示されたように、ウェッジプリズム７１、７２の頂角ｐ１、ｐ２が光軸Ｌ１に対して同じ位置（回転角度の差が０度）となるように配置する。 The surgeon sets laser irradiation conditions such as laser irradiation time and laser output using various switches on the control panel 3. Further, the surgeon selects a beam profile of the laser light irradiated on the fundus by using the switches 3a, 3b, and 3c provided on the control panel 3. In the case of the photocoagulation operation, when the switch 3a is selected, the center position of the laser beam is set to the position C4 in FIG. That is, when the switch 3a is selected, the beam profile of the laser beam is set to have the largest depression at the center as shown in FIG. When the input signal from the switch 3a is input to the control unit 50, the control unit 50 controls the driving of the rotation units 73 and 74, and the tops of the wedge prisms 71 and 72 as shown in FIG. It arrange | positions so that the angle p1 and p2 may become the same position (the difference of a rotation angle is 0 degree | times) with respect to the optical axis L1.
術者はジョイスティック７又は図示無きマニュピレータの操作によりエイミング光の患部への位置合わせを行う。術者はエイミング光が患部で一番小さくなるように結像位置を合わせた後、フットスイッチ８を押してレーザ照射を行う。レーザ光源１０から出射されたレーザ光は、ウェッジプリズム７１、７２によって偏角され、入射端面２ａの中心から偏位された位置Ｃ４に入射される。その後、光ファイバ２によってレーザ照射部５へ導かれる。この時、光ファイバ２の出射端面２ｂでのビームプロファイルは、図５（ｅ）に示すように、照射面の中央部の強度が低く、周囲の強度が高くなる。このレーザ光が眼底に照射される。光凝固では、エネルギ強度が中央部で窪んだビームプロファイルにすると、中央部に熱が集まりにくくなり、均一な焼け具合の凝固斑が形成され易くなる。 The operator aligns the aiming light to the affected area by operating the joystick 7 or a manipulator (not shown). The surgeon adjusts the imaging position so that the aiming light is minimized at the affected area, and then presses the foot switch 8 to perform laser irradiation. The laser light emitted from the laser light source 10 is deflected by the wedge prisms 71 and 72 and is incident on the position C4 that is displaced from the center of the incident end face 2a. Thereafter, the light is guided to the laser irradiation unit 5 by the optical fiber 2. At this time, as shown in FIG. 5E, the beam profile at the emission end face 2b of the optical fiber 2 has a low intensity at the center of the irradiated surface and a high intensity at the periphery. This laser beam is applied to the fundus. In photocoagulation, if the beam profile is such that the energy intensity is depressed at the center, heat is less likely to collect at the center, and solidified spots with a uniform burn condition are likely to be formed.
術者はレーザ照射により眼底に形成された凝固斑を観察し、その焼け具合を確認する。ビームプロファイルの中央部の窪みを大きくしたことにより、凝固斑の中央部での焼けが少なくなりすぎた場合には、スイッチ３ｃによりファイバ２に入射させるレーザ光の偏心量を任意又は複数段階で変化させ、ビームプロファイルの中央部の窪みの程度を調整する。 The surgeon observes the coagulation spots formed on the fundus by laser irradiation and confirms the degree of burning. When the dent in the central part of the beam profile is enlarged, the amount of eccentricity of the laser light incident on the fiber 2 by the switch 3c can be changed arbitrarily or in multiple stages when the coagulation spots in the central part become too small. And adjust the degree of depression at the center of the beam profile.
例えば、光凝固のビームプロファイルのモードとして、「ハードモード」、「マイルドモード」、「ソフトモード」が設けられ、各モードはスイッチ３ｃにより選択される。入射端面２ａでのレーザ光の偏心量は、「ハードモード」では図３の位置Ｃ２に設定され、「マイルドモード」では図３の位置Ｃ３に設定され、「ソフトモード」では図３の位置Ｃ４に設定される。各モードが選択されると、制御部５０は、回転ユニット７３、７４の駆動を制御して、偏心量の各位置Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４に対応させてウェッジプリズム７１及び７２を回転させる。これにより、ビームプロファイルの中央部の窪みの程度を使い分けできる。なお、コントロールパネル３に設けられたディスプレイにレーザ光の偏心量に応じて変化されるビームプロファイルがグラフィックで表示されることにより、術者は所望のビームプロファイルを設定しやすくなる。 For example, “hard mode”, “mild mode”, and “soft mode” are provided as photocoagulation beam profile modes, and each mode is selected by the switch 3c. The eccentric amount of the laser beam on the incident end face 2a is set to the position C2 in FIG. 3 in the “hard mode”, the position C3 in FIG. 3 in the “mild mode”, and the position C4 in FIG. 3 in the “soft mode”. Set to When each mode is selected, the control unit 50 controls the driving of the rotation units 73 and 74 to rotate the wedge prisms 71 and 72 in correspondence with the eccentricity positions C2, C3, and C4. As a result, the degree of depression at the center of the beam profile can be properly used. Note that the operator can easily set a desired beam profile by graphically displaying the beam profile that changes according to the amount of eccentricity of the laser light on the display provided on the control panel 3.
以上のように、レーザ光のエネルギ損失を抑え、また、光ファイバ２の出射端側の構成を大型化することなく、中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルを得ることができる。光ファイバ２の出射端側の照射光学系は、特別な変更を加えることなく、従来のものがそのまま使用可能にされる。経強膜光凝固手術では、光ファイバ２の出射端がプローブに接続されたエンドフォトプローブが使用され、光ファイバ２の先端が眼内に挿入されるが、上記のように中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルを得るための偏心光学系７０が光ファイバ２の入射端側に設けられているので、そのままエンドフォトプローブを使用することができる。 As described above, it is possible to obtain a concave beam profile in which the central portion is depressed without suppressing the energy loss of the laser light and without increasing the size of the output end side of the optical fiber 2. The irradiation optical system on the exit end side of the optical fiber 2 can be used as it is without any special change. In transscleral photocoagulation surgery, an end photo probe in which the output end of the optical fiber 2 is connected to the probe is used, and the tip of the optical fiber 2 is inserted into the eye, but the center portion is depressed as described above. Since the decentering optical system 70 for obtaining the concave beam profile is provided on the incident end side of the optical fiber 2, the end photo probe can be used as it is.
次に、虹彩の切開手術について説明する。虹彩の切開手術は、光凝固とは異なり、均一な焼け具合を必要とせず、切開を目的としているため、中心部でのエネルギ密度が高い事が好ましいため、レーザスポット径は小さく設定される。例えば、術者は、スポット径調節ツマミ５ｂを操作して最小スポットの５０μｍに設定する。また、術者はコントロールパネル３のスイッチにより、眼底に照射されるレーザ光のビームプロファイルを選択する。虹彩の切開手術の場合、スイッチ３ｂが選択されると、ファイバ２に入射させるレーザ光の中心位置がファイバ２の中心位置Ｃ０に設定される。スイッチ３ｂからの入力信号が制御部５０に入力されると、制御部５０は回転ユニット７３、７４の駆動を制御し、図４（ａ）に示されたように、ウェッジプリズム７１、７２の頂角ｐ１、ｐ２を互いに反対側（回転角度の差が１８０度）となるように配置する。 Next, iris incision surgery will be described. Unlike the photocoagulation, the iris incision operation does not require a uniform burn condition and is intended for incision. Therefore, it is preferable that the energy density at the center is high, so the laser spot diameter is set small. For example, the surgeon operates the spot diameter adjusting knob 5b to set the minimum spot to 50 μm. In addition, the operator selects a beam profile of the laser light irradiated on the fundus by using a switch on the control panel 3. In the case of iris incision surgery, when the switch 3b is selected, the center position of the laser light incident on the fiber 2 is set to the center position C0 of the fiber 2. When the input signal from the switch 3b is input to the control unit 50, the control unit 50 controls the driving of the rotation units 73 and 74, and the tops of the wedge prisms 71 and 72 as shown in FIG. The angles p1 and p2 are arranged so as to be opposite to each other (the difference in rotation angle is 180 degrees).
術者は、エイミング光が虹彩の患部で一番小さくなるようにエイミングを行い、フットスイッチ８を押してレーザ照射を行う。ファイバ２から出射されるレーザ光のビームプロファイルは、図５（ａ）のように、中央部のエネルギ強度が高くされているので、虹彩を効率よく切開できる。また、光強度分布変更フィルタが用いられていないので、エネルギ損失が少なく、エネルギ効率のよいレーザ光を照射できる。 The surgeon performs aiming so that the aiming light becomes the smallest at the affected area of the iris, and presses the foot switch 8 to perform laser irradiation. As shown in FIG. 5A, the beam profile of the laser light emitted from the fiber 2 has a high energy intensity at the center, so that the iris can be cut efficiently. Further, since the light intensity distribution changing filter is not used, it is possible to irradiate the laser beam with low energy loss and high energy efficiency.
ところで、光ファイバ２としてマルチモードファイバが使用され、治療用レーザ光源１０からコヒーレンス性の高いレーザ光が出射される場合、光ファイバ２から出射されるレーザ光にスペックルノイズが発生し、不均一な凝固斑が生じる原因となる。この対応として、光ファイバ２の入射端面２ａに入射させるレーザ光を偏心させた状態で、光ファイバ２の中心軸（入射端面２ａの中心Ｃ０）の軸回りレーザ光を回転させると、眼底に照射されるレーザ光のスポットが重ね合わせられ、レーザ光のコヒーレンス性が低下した状態となり、スペックルノイズが低減される。 By the way, when a multimode fiber is used as the optical fiber 2 and laser light having high coherence is emitted from the therapeutic laser light source 10, speckle noise is generated in the laser light emitted from the optical fiber 2 and is not uniform. Cause the formation of clotting spots. To cope with this, if the laser light around the central axis of the optical fiber 2 (center C0 of the incident end face 2a) is rotated in a state where the laser light incident on the incident end face 2a of the optical fiber 2 is decentered, the fundus is irradiated. As a result, the laser beam spots are superimposed, and the coherence of the laser beam is lowered, thereby reducing speckle noise.
光ファイバ２の中心軸の軸回りにレーザ光を回転させる構成の概略を説明する。図６は、図２の２枚のウェッジプリズム７１及び７２を光ファイバ２の中心軸（集光レンズ２２の光軸Ｌ１）の軸回りに回転させる構成例である。 An outline of the configuration for rotating the laser beam around the central axis of the optical fiber 2 will be described. FIG. 6 shows a configuration example in which the two wedge prisms 71 and 72 in FIG. 2 are rotated about the central axis of the optical fiber 2 (the optical axis L1 of the condenser lens 22).
図６において、ウェッジプリズム７１及び７２の頂角ｐ１及びｐ２の位置には、それぞれスリット板１０１及び１０２が配置されている。また、装置には、各スリット板１０１及び１０２を検知するフォトセンサ等から構成される検出器１０３及び１０４が配置されている。 In FIG. 6, slit plates 101 and 102 are arranged at the positions of the apex angles p1 and p2 of the wedge prisms 71 and 72, respectively. In addition, detectors 103 and 104 including photosensors that detect the slit plates 101 and 102 are arranged in the apparatus.
光凝固手術に際して、術者は、コントロールパネル３の各種スイッチにて、レーザ照射時間、レーザ出力などのレーザ照射条件を設定し、また、眼底に照射されるレーザ光のビームプロファイルを選択する。スイッチ３ａが選択されると、制御部５０により回転ユニット７３、７４の駆動が制御され、ウェッジプリズム７１、７２の頂角が同一方向にされ、図３に示したように、入射端面２ａに入射されるレーザ光の偏心位置は位置Ｃ４の位置とされる。検出器１０３及び１０４によるスリット板１０１及び１０２の検出信号からウェッジプリズム７１、７２の頂角の位置がセットされる。そして、レーザ光の偏心が位置Ｃ４の状態で、回転ユニット７３、７４が駆動され、エンコーダ７５及び７６の回転角検出信号に基づいてウェッジプリズム７１、７２が同期して、入射端面２ａの中心位置Ｃ０を中心に回転される。これにより、光ファイバ２の入射端面２ａに入射されるレーザ光は、位置Ｃ４の偏心量を維持したまま、中心位置Ｃ０を中心に回転されることになる。このとき、制御部５０は、設定されたレーザ照射時間に対して少なくとも１回転する速度でウェッジプリズム７１、７２を回転するように、回転ユニット７３、７４を制御する。これにより、設定されたレーザ照射時間で眼底に照射されるレーザ光のスポットが重ね合わせられ、スペックルノイズが軽減される。なお、ウェッジプリズム７１、７２の回転速度が速くされることにより、よりスペックルノイズが低減される。 During photocoagulation surgery, the operator sets laser irradiation conditions such as laser irradiation time and laser output using various switches on the control panel 3, and selects the beam profile of the laser light irradiated to the fundus. When the switch 3a is selected, the drive of the rotation units 73 and 74 is controlled by the control unit 50, and the vertical angles of the wedge prisms 71 and 72 are made the same direction, and incident on the incident end face 2a as shown in FIG. The eccentric position of the laser beam to be performed is the position C4. From the detection signals of the slit plates 101 and 102 by the detectors 103 and 104, the positions of the apex angles of the wedge prisms 71 and 72 are set. Then, the rotation units 73 and 74 are driven in a state where the eccentricity of the laser beam is at the position C4, and the wedge prisms 71 and 72 are synchronized based on the rotation angle detection signals of the encoders 75 and 76, and the center position of the incident end face 2a. It is rotated around C0. As a result, the laser light incident on the incident end face 2a of the optical fiber 2 is rotated around the center position C0 while maintaining the eccentricity at the position C4. At this time, the control unit 50 controls the rotation units 73 and 74 to rotate the wedge prisms 71 and 72 at a speed of at least one rotation with respect to the set laser irradiation time. Thereby, the spot of the laser beam irradiated to the fundus for the set laser irradiation time is superimposed, and speckle noise is reduced. Note that the speckle noise is further reduced by increasing the rotational speed of the wedge prisms 71 and 72.
また、スイッチ３ｃにより、入射端面２ａに入射されるレーザ光の偏心位置が位置Ｃ３、Ｃ２等に変更された場合も、同様に検出器１０３及び１０４、エンコーダ７５及び７６の回転角検出信号に基づいてウェッジプリズム７１、７２が同期して回転されることにより、眼底に照射されるレーザ光のスペックルノイズが低減される。 Similarly, when the eccentric position of the laser light incident on the incident end face 2a is changed to the positions C3, C2, and the like by the switch 3c, based on the rotation angle detection signals of the detectors 103 and 104 and the encoders 75 and 76. As a result, the wedge prisms 71 and 72 are rotated in synchronization with each other, so that speckle noise of the laser light applied to the fundus is reduced.
次に、中心部が窪んだビームプロファイルを得るための偏心光学系７０の変容例を説明する。図７は、偏心光学系７０の偏向光学部材として、ターレット板９０に異なる振れ角を有するウェッジプリズム９１ａ、９１ｂ、９１ｃ及び９１ｅと、開口９２を設けた例である。図２のウェッジプリズム７１及び７２に代え、ターレット板９０のウェッジプリズム９１ａ〜９１ｅ、開口９２の何れかが光路に配置されるように、モータを持つ回転ユニット９５により、回転中心９３を中心にしてターレット板９０が回転される。ウェッジプリズム９１ａ〜９１ｅは、図３の偏心量Ｄが段階的に増加するように設定されている。光凝固手術のときは、スイッチ３ｃにより、ウェッジプリズム９１ａ〜９１ｅの何れかが光路に挿入され、中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルが変えられる。虹彩切開手術では、開口９２が選択されることにより、すなわち、ウェッジプリズム９１ａ〜９１ｅが光路から外されことにより、中央部のエネルギ強度が高くされたビームプロファイルのレーザ光が得られる。 Next, a modification example of the decentration optical system 70 for obtaining a beam profile having a depressed center part will be described. FIG. 7 is an example in which wedge prisms 91 a, 91 b, 91 c and 91 e having different deflection angles and an opening 92 are provided on the turret plate 90 as a deflection optical member of the decentering optical system 70. In place of the wedge prisms 71 and 72 in FIG. 2, a rotation unit 95 having a motor is used to center the rotation center 93 so that any of the wedge prisms 91 a to 91 e and the opening 92 of the turret plate 90 is disposed in the optical path. The turret plate 90 is rotated. The wedge prisms 91a to 91e are set so that the amount of eccentricity D in FIG. 3 increases stepwise. During photocoagulation surgery, any one of the wedge prisms 91a to 91e is inserted into the optical path by the switch 3c, and the concave beam profile in which the central portion is depressed is changed. In the iridotomy operation, by selecting the opening 92, that is, by removing the wedge prisms 91a to 91e from the optical path, a laser beam having a beam profile with a high energy intensity at the center is obtained.
なお、上記のように中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルを複数のものに変更できることが好ましいが、中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルは少なくとも１つが選択できれば良い。この場合、例えば、図３の偏心量Ｄが位置Ｃ４となる一つのウェッジプリズムを図７のターレット板９０に設けておけば良い。このウェッジプリズムの光路への挿入及び脱出により、光凝固手術用に中心部が窪んだ凹状のビームプロファイルと、虹彩切開手術用に中央部のエネルギ強度が高くされたビームプロファイルを選択できる。 In addition, it is preferable that the concave beam profile in which the central portion is depressed as described above can be changed to a plurality of ones, but it is sufficient that at least one concave beam profile in which the central portion is depressed can be selected. In this case, for example, one wedge prism having the eccentricity D in FIG. 3 at the position C4 may be provided on the turret plate 90 in FIG. By inserting and exiting the wedge prism in the optical path, a concave beam profile with a depressed central portion for photocoagulation surgery and a beam profile with a high energy intensity at the central portion for irisection surgery can be selected.
また、眼底に照射されるレーザ光のスポットのスペックルノイズを低減する場合には、各ウェッジプリズム９１ａ〜９１ｅをそれぞれ保持するプリズムホルダ９７ａ〜９７ｅが、入射端面２ａの中心位置Ｃ０を中心にして回転可能にターレット板９０に保持される構成とする。また、各ホルダ９７ａ〜９７ｅはターレット板９０とは別に中心９３を中心にして太陽ギヤ９６により回転される構成とする。そして、太陽ギヤ９６が回転ユニット９８により回転されることにより、各ウェッジプリズム９１ａ〜９１ｅがそれぞれ入射端面２ａの中心位置Ｃ０を中心にして回転される。これにより、スペックルノイズが低減される。 Further, in order to reduce speckle noise in the spot of the laser beam irradiated to the fundus, the prism holders 97a to 97e that respectively hold the wedge prisms 91a to 91e are centered on the center position C0 of the incident end face 2a. The turret plate 90 is configured to be rotatable. Each holder 97 a to 97 e is configured to be rotated by the sun gear 96 around the center 93 separately from the turret plate 90. Then, when the sun gear 96 is rotated by the rotation unit 98, the wedge prisms 91a to 91e are rotated around the center position C0 of the incident end face 2a. Thereby, speckle noise is reduced.
図８は、偏心光学系７０の他の変容例であり、図２におけるウェッジプリズム７１、７２に代えて、偏向光学部材として球面レンズ１１０を使用する例である。図８では、球面レンズ１１０及び集光レンズ２２により、レーザ光源１０からのレーザ光を光ファイバ２の入射端面２ａに集光して入射させる光学系を構成している。球面レンズ１１０は、モータ及びスライド機構から構成される移動ユニット１１２により、集光レンズ２２の光軸Ｌ１に垂直な方向に移動される。球面レンズ１１０の光軸Ｌ２が集光レンズ２２の光軸Ｌ１に対して偏心されると、レーザ光が球面レンズ１１０を通過するときに、光軸Ｌ１に対して偏心される（すなわち、光ファイバ２の入射端面２ａの中心位置Ｃ０に対して偏心される）。入射端面２ａの入射するレーザ光の偏心量Ｄは、球面レンズ１１０及び集光レンズ２２と、光軸Ｌ１に対する光軸Ｌ２の偏心量により決定される。この構成によっても、中心部が窪んだビームプロファイルを得ることができる。また、球面レンズ１１０を中心位置Ｃ０の軸を中心に回転させることにより、スペックルノイズを軽減することができる。 FIG. 8 shows another modification of the decentration optical system 70, in which the spherical lens 110 is used as a deflection optical member in place of the wedge prisms 71 and 72 in FIG. In FIG. 8, the spherical lens 110 and the condensing lens 22 constitute an optical system that condenses and enters the laser light from the laser light source 10 onto the incident end face 2 a of the optical fiber 2. The spherical lens 110 is moved in a direction perpendicular to the optical axis L1 of the condenser lens 22 by a moving unit 112 including a motor and a slide mechanism. When the optical axis L2 of the spherical lens 110 is decentered with respect to the optical axis L1 of the condenser lens 22, when the laser light passes through the spherical lens 110, it is decentered with respect to the optical axis L1 (ie, optical fiber). 2 is eccentric with respect to the center position C0 of the incident end face 2a). The amount of eccentricity D of the laser beam incident on the incident end face 2a is determined by the amount of eccentricity of the optical axis L2 with respect to the spherical lens 110 and the condenser lens 22 and the optical axis L1. Also with this configuration, a beam profile with a depressed center can be obtained. In addition, speckle noise can be reduced by rotating the spherical lens 110 around the axis of the center position C0.
図９は、偏心光学系７０の更なる変容例であり、偏向光学部材としてミラー１２０を使用する例である。ミラー１２０は、レーザ光源１０からのレーザ光を反射させて集光レンズ２２に向かわせる。ミラー１２０が回転ユニット１２２により、矢印Ａ方向に回転されることにより、集光レンズ２２を通過するレーザ光が光軸Ｌ１から偏心される。また、ミラー１２０を中心位置Ｃ０の軸を中心に回転させることにより、スペックルノイズを軽減することができる。 FIG. 9 is a further modification of the decentration optical system 70, and is an example in which the mirror 120 is used as a deflecting optical member. The mirror 120 reflects the laser light from the laser light source 10 and directs it toward the condenser lens 22. When the mirror 120 is rotated in the direction of arrow A by the rotating unit 122, the laser light passing through the condenser lens 22 is decentered from the optical axis L1. Further, speckle noise can be reduced by rotating the mirror 120 around the axis of the center position C0.
以上のような変容例のほか、偏心光学系７０を構成する偏向光学部材としては、図２におけるウェッジプリズム７１、７２に代えて、光路に挿脱可能に配置された回折光学素子を使用することもできる。回折光学素子は、硝子や石英等の透光部材に所定方向の回折を起こすように微小な溝が形成されることにより構成され、ウェッジプリズム７１、７２と同様に通過するレーザ光の向きを変えることができる。このように、偏心光学系７０としては種々の変容が可能であり、これらも技術思想を同一とする範囲で本件発明に含まれる。 In addition to the above-described modification examples, a diffractive optical element disposed so as to be insertable / removable in the optical path is used as the deflecting optical member constituting the decentration optical system 70 in place of the wedge prisms 71 and 72 in FIG. You can also. The diffractive optical element is configured by forming a minute groove so as to cause diffraction in a predetermined direction in a light transmitting member such as glass or quartz, and changes the direction of the laser beam passing therethrough in the same manner as the wedge prisms 71 and 72. be able to. As described above, various modifications can be made to the decentered optical system 70, and these are also included in the present invention as long as they have the same technical idea.
１ 装置本体
２ 光ファイバ
３ レーザ照射コントロールパネル
１０ 治療レーザ光源
５０ 制御部
７０ 偏心光学系
７１、７２ ウェッジプリズム
７３、７４ 回転ユニット
７５、７６ エンコーダ
９０ ターレット板
１０１、１０２ スリット板
１０３、１０４ 検出器
１１０ 球面レンズ
１２０ ミラーDESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Apparatus main body 2 Optical fiber 3 Laser irradiation control panel 10 Treatment laser light source 50 Control part 70 Eccentric optical system 71, 72 Wedge prism 73, 74 Rotation unit 75, 76 Encoder 90 Turret plate 101, 102 Slit plate 103, 104 Detector 110 Spherical lens 120 mirror
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2008335402AJP5427406B2 (en) | 2008-12-27 | 2008-12-27 | Ophthalmic laser treatment device |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2008335402AJP5427406B2 (en) | 2008-12-27 | 2008-12-27 | Ophthalmic laser treatment device |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2010154978A JP2010154978A (en) | 2010-07-15 |
| JP5427406B2true JP5427406B2 (en) | 2014-02-26 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2008335402AExpired - Fee RelatedJP5427406B2 (en) | 2008-12-27 | 2008-12-27 | Ophthalmic laser treatment device |
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5427406B2 (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5628011B2 (en)* | 2010-11-30 | 2014-11-19 | 株式会社ニデック | Laser therapy device |
| JP5787062B2 (en)* | 2011-03-30 | 2015-09-30 | 株式会社ニデック | Laser therapy device |
| JP5861329B2 (en)* | 2011-08-31 | 2016-02-16 | 株式会社ニデック | Ophthalmic laser treatment device |
| EP2967751B1 (en)* | 2013-03-14 | 2018-09-26 | The Spectranetics Corporation | Smart multiplexed medical laser system |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06254112A (en)* | 1993-03-09 | 1994-09-13 | Kowa Co | Photocoagulator |
| JP3695901B2 (en)* | 1997-06-02 | 2005-09-14 | 株式会社ニデック | Laser therapy device |
| JP2003310653A (en)* | 2002-04-23 | 2003-11-05 | Nidek Co Ltd | Laser treatment device |
| JP2005352469A (en)* | 2004-05-12 | 2005-12-22 | Pentax Corp | Variable optical attenuator |
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2010154978A (en) | 2010-07-15 |
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6127090B2 (en) | Scanning device | |
| JP5028124B2 (en) | Ophthalmic laser treatment device | |
| JP4038350B2 (en) | Ophthalmic laser treatment device | |
| JP5372527B2 (en) | Ophthalmic laser treatment device | |
| JP2585830Y2 (en) | Light therapy equipment | |
| JP6006778B2 (en) | Ophthalmic equipment | |
| JPH0595970A (en) | Optically therapeutic apparatus | |
| JP4349705B2 (en) | Photocoagulator | |
| JP5861329B2 (en) | Ophthalmic laser treatment device | |
| JP5427406B2 (en) | Ophthalmic laser treatment device | |
| JP3807871B2 (en) | Laser therapy device | |
| JP2008161226A (en) | Ophthalmic laser treatment apparatus | |
| JP2005118166A (en) | Laser therapeutic apparatus | |
| JP2007159740A (en) | Laser treatment apparatus for ophthalmology | |
| JPH06205741A (en) | Ophthalmic equipment | |
| JP7735542B2 (en) | Single and/or dual (532 and/or 577) nm laser delivery systems attached to an ophthalmic microscope | |
| JP5325485B2 (en) | Laser surgical device | |
| JP6912230B2 (en) | Ophthalmic equipment | |
| US10470931B2 (en) | Ophthalmic laser treatment apparatus | |
| JP6756220B2 (en) | Laser treatment device for ophthalmology | |
| JP3675852B2 (en) | Ophthalmic surgery equipment | |
| JP7190565B2 (en) | Positioning device, optical processor with positioning device, and method for laser eye surgery using the optical processor | |
| JP4054538B2 (en) | Laser therapy device | |
| JP2004229965A (en) | Laser medical treatment device | |
| JP6961066B2 (en) | Ophthalmic equipment |
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date:20111220 | |
| A977 | Report on retrieval | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date:20130411 | |
| A131 | Notification of reasons for refusal | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date:20130424 | |
| A521 | Request for written amendment filed | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date:20130624 | |
| A131 | Notification of reasons for refusal | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date:20130806 | |
| A521 | Request for written amendment filed | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date:20131007 | |
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date:20131105 | |
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date:20131202 | |
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Ref document number:5427406 Country of ref document:JP Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 | |
| R250 | Receipt of annual fees | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 | |
| R250 | Receipt of annual fees | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 | |
| R250 | Receipt of annual fees | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 | |
| R250 | Receipt of annual fees | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 | |
| R250 | Receipt of annual fees | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 | |
| R250 | Receipt of annual fees | Free format text:JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 | |
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |