JP2010520801A - 眼球手術及び減張切開部を作成するための装置 - Google Patents

Abstract

眼科の外科的処置及びシステムを提供する。本発明は、光ビームを発生させる段階と、スキャナを用いて光ビームを偏向させて第１及び第２の治療パターンを形成する段階と、第１の治療パターンをターゲット組織へ送出して、患者の眼の眼房へのアクセスを提供する切開部を形成する段階と、第２の治療パターンをターゲット組織へ送出し、患者の眼のリンバス組織に沿って又はその近くに又はリンバス組織の前の角膜組織に沿って減張切開部を形成してその乱視を軽減する段階とを含む、患者の眼のターゲット組織を治療するシステム及び方法である。
【選択図】図１

Description

関連出願
本出願は、２００７年３月１３日出願の米国特許仮出願第６０／９０６、９４４号の恩典を主張し、これは、本明細書において引用により組み込まれている。

本発明は、眼科の外科的処置及びシステムに関する。

白内障摘出は、２０００年には米国で年間に実施された２５０万例と、世界中で９１０万例と推定された世界で最も一般的に実施された外科的処置の１つである。これは、２００６年には全世界の症例が推定約１、３３０万例まで増加すると予測された。この市場は、移植のための眼内レンズ、外科的手技を容易にする粘弾性ポリマー、超音波水晶体乳化吸引先端部を含む使い捨て器具類、管類、並びに様々なナイフ及び鉗子を含む様々なセグメントから成る。最新の白内障手術は、典型的には、超音波水晶体乳化吸引術と呼ばれる技術を用いて実施され、冷却目的のための付随水流を有する超音波先端部を用いて、前嚢切開術又は最近になって被膜破裂法と呼ばれる前水晶体嚢における開口の実施後にレンズの比較的硬い核を彫刻する。これらの段階、並びに断片化することなく吸引法による残りのより柔らかい水晶体皮質の除去の後に、合成折り畳み式眼内レンズ（ＩＯＬ）が、小さな切開部を通して眼の中に挿入される。

多くの白内障患者は、乱視である。乱視は、角膜が１つの方向で他よりも曲率が異なる時に起こる可能性がある。ＩＯＬは、多くの患者がより深刻な収差を有するにも関わらず、現在、５Ｄを超える乱視を矯正するのには用いられない。それを更に矯正する段階は、多くの場合、角膜形状をより球形に又は少なくともより半径方向に対称にする段階を伴う。「角膜形成」、「乱視角膜切除術（ＡＫ）」、「角膜減張切開術（ＣＲＩ）」、及び「角膜輪部減張切開術（ＬＲＩ）」を含む多くの手法が存在している。全ては、手作業の機械的切開術を用いて行われる。現在、乱視は、標準的な技術及び手法を用いても容易に又は予想通りには完全に矯正することはできない。異常を矯正する手術を受けた者の約３分の１は、彼らの眼がかなりの程度まで退行し、僅かな改善のみが分かることを見出している。患者の別の３分の１は、乱視が著しく軽減しているが完全には矯正されていないことを見出している。残りの３分の１は、望ましい矯正の殆ど又は全てが達成された最も有望な結果を有する。

米国特許仮出願第６０／９０６、９４４号 米国特許第５、７４８、８９８号 米国特許第５、７４８、３５２号 米国特許第５、４５９、５７０号 米国特許第６、１１１、６４５号 米国特許第６、０５３、６１３号

必要なものは、侵襲性白内障及び他の眼科病変に関連する場合がある角膜形状の医療水準を進歩させる眼科的方法、技術、及び装置である。

角膜及び／又はリンバスにおける迅速かつ正確な開口部形成は、パターン化レーザ切断を実施する走査システムを用いて可能である。パターン化レーザ切断は、正確性及び精度を改善すると同時に処置時間を短縮する。

患者の眼のターゲット組織を治療するための走査システムは、光ビームを発生させるための光源、光ビームを偏向させて、コントローラの制御下で光ビームの第１及び第２の治療パターンを形成するためのスキャナ、及び第１の治療パターンをターゲット組織へ送出し、そこに患者の眼の眼房へのアクセスを提供する白内障切開部を形成するための送出システムを含む。送出システムはまた、第２の治療パターンをターゲット組織へ送出し、患者の眼のリンバス組織に沿って又はその近くに、又はリンバス組織の前の角膜組織に沿って減張切開部を形成してその乱視を軽減するためのものである。

本発明の他の目的及び特徴は、明細書、特許請求の範囲、及び添付の図の精査によって明らかであろう。

光学ビーム走査システムの概略図である。 代替のビーム結合手法を示す光学図である。 代替のＯＣＴ構成を有する光学ビーム走査システムの概略図である。 別の代替のＯＣＴ結合手法を有する光学ビーム走査システムの概略図である。 白内障切開部を示す患者の眼の上面図である。 白内障切開部を示す患者の眼の側面断面図である。 表面形状測定装置サブシステムを有する光学ビーム走査システムの概略図である。 角膜減張切開部を示す患者の眼の上面図である。 特殊な幾何学形状を有する切開部を示す患者の眼の側面断面図である。 患者の眼に近いコンタクトレンズの側面断面図である。

本明細書に開示する技術及びシステムは、医療の現在の基準に勝る多くの利点を提供する。具体的には、角膜及び／又はリンバスにおける迅速かつ正確な開口部が、３次元パターン化レーザ切断を用いて形成される。切開部の正確性及び精度は、従来の方法に勝って改善されると同時に、処置の期間と切開部の作成に関連する危険は、両方軽減される。本発明は、解剖学的及び光学特性、並びにフィードバックを利用して、眼の前眼房への外科医のアクセスを可能にする外科的切開部の作成と共に角膜輪部及び角膜減張切開術のような乱視角膜切除術を実施することができる。外科的切開部は、臨床的状況に応じて完全に又は部分的に作ることができる。波面センサ、干渉計、表面観測記録装置、又は他のそのような装置を用いて、乱視又は他の視覚収差を矯正するための処方をもたらすことができる。同様に、これらの同じ装置を用いて、パターン化走査システムの外科的矯正を検証することができ、更に、治療処置中にそれを調節して望ましい成果を生成する。更に、本発明を複数のセッションで用いて乱視矯正の治癒を調整し、かつ創傷治癒過程を通して矯正治療を促進することができる。本発明はまた、画像誘導式切開部アラインメントを提供する。

本発明によって提供される外科的手法が存在し、角膜及びリンバスの中及びこれらの周囲の正確な位置に、非常に小さくて幾何学的に正確な開口部及び切開部の形成を可能にする。切開部は、従来の眼科処置に対してより大きな精度又は修正を可能にするだけでなく、新しい処置を可能にする。切開部は、円形形状だけに限定されることなく、治癒をもたらすあらゆる形状とすることができ、又は処置の結果生じる場合がある。これらの切開部は、これらが自然に密封されるか又は自己又は合成組織接着剤、光化学結合剤、又は他のそのような方法で密封することができるように配置することができるであろう。更に、本発明は、最適効果のために切開パターンの自動発生を提供する。

本明細書に説明する技術が可能にする別の処置は、切開部又は切開部のパターンの制御された形成を提供する。従来の技術は、機械的切断器具を用いて眼の外側からアクセス可能な区域に限定され、従って、組織の前区から後区まで切開部を作成することができるに過ぎない。反対に、本明細書に説明する制御可能なパターン化レーザ技術を用いて、実際上あらゆる位置に及び実際上あらゆる形状で切開部を作成することができる。切開部の適合は、前部及び後部区画の両方で行うことができる。本発明は、そのような適合する切開を実施するのに独特に適している。

更に、これらの切開部を調整して、処置の一部として挿入されているか又は予め挿入された非対称ＩＯＬを補完することができる。本発明は、ＩＯＬ配置の測定及びその後の自動計算、並びにこれらの補完的角膜又はリンバス切開の発生を可能にする。本明細書に説明する制御可能なパターン化レーザ技術は、周囲の組織に対する影響を最小にしながら切開部又は開口部形成を可能にする利用可能な正確なレンズ測定値及び他の寸法情報を有し、及び／又はそれらを利用する。

本発明は、超高速（ＵＦ）光源４（例えば、フェムト秒レーザ）を含む図１に示すシステム２のような患者の眼６８に光学ビームを投影するか又は走査するシステムによって実施することができる。このシステムを用いて、ビームは、３次元Ｘ、Ｙ、Ｚで患者の眼の中で走査することができる。この実施形態では、ＵＦ波長は、１０１０ｎｍから１１００ｎｍで異なる場合があり、かつパルス幅は、１００ｆｓから１００００ｆｓで異なる場合がある。パルス繰返し周波数も、１０ｋＨｚから２５０ｋＨｚで異なる場合がある。非ターゲット組織に対する意図しない損傷に関する安全限界は、繰返し数及びパルスエネルギに関する上限を規定すると同時に、閾値エネルギ、処置を完了する時間、及び安定性は、パルスエネルギ及び繰返し数に対して下限を規定する。眼６８の中、並びに具体的には水晶体６９及び眼の前嚢内の焦点スポットのピーク電力は、光学破壊を生成してプラズマ媒介アブレーション過程を開始するのに十分である。近赤外線波長は、生体組織中の線形光吸収及び散乱がこのスペクトル領域にわたって低下するので好ましい。例示的に、レーザ４は、１００ｋＨｚの繰返し数及び１０マイクロジュール範囲の個々のパルスエネルギで５００ｆｓパルスを生成する繰返しパルス式１０３５ｎｍ装置とすることができる。

レーザ４は、入力及び出力装置３０２を通じて制御電子器械３００によって制御されて光学ビーム６を作成する。制御電子器械３００は、コンピュータ、マイクロコントローラ、その他とすることができる。この例では、全体のシステムは、コントローラ３００、及び入力／出力装置ＩＯ３０２を通って移動されたデータによって制御される。グラフィカル・ユーザインタフェースＧＵＩ３０４を用いて、システム作動パラメータ、ＧＵＩ３０４上のプロセスユーザ入力（ＵＩ）３０６、及び眼球構造の画像のようなディスプレイ収集情報を設定することができる。

発生したＵＦ光ビーム６は、半位相差板８及び直線偏光子１０を通過して患者の眼６８に向って進む。ビームの偏光状態は、望ましい量の光が、ＵＦビーム６に対して可変減衰器として一緒に作用する半位相差板８及び直線偏光子１０を通過するように調節することができる。更に、直線偏光子１０の向きは、ビーム結合器３４に入射する入射偏光状態を決め、それによってビーム結合器の処理機能を最適化する。

ＵＦビームは、シャッター１２、絞り１４、及びピックオフ装置１６を通って進む。システム制御シャッター１２は、処置及び安全上の理由に対してレーザのオン／オフ制御を保証する。絞りは、レーザビームに対して外側の有用な直径を設定し、ピックオフは、有用なビームの出力をモニタする。ピックオフ装置１６は、部分反射鏡２０及び検出器１８を含む。パルスエネルギ、平均電力、又は組合せは、検出器１８を用いて測定することができる。情報は、減衰のための半位相差板８へのフィードバックのために及びシャッター１２が開いているか又は閉じているかを検証するために用いることができる。更に、シャッター１２は、冗長状態検出をもたらすように位置センサを有することができる。

ビームは、ビーム直径、発散、循環性、及び乱視のようなビームパラメータを修正することができるビーム調整ステージ２２を通過する。この例示的な例では、ビーム調整ステージ２２は、意図するビームサイズ及び平行化を達成するために球形光学器械２４及び２６から成る２要素ビーム拡大望遠鏡を含む。本明細書には示されていないが、アナモルフィック又は他の光学システムを用いて望ましいビームパラメータを達成することができる。これらのビームパラメータを判断するのに用いる係数は、レーザの出力ビームパラメータ、システムの全体の倍率、及び治療位置における望ましい開口数（ＮＡ）を含む。更に、光学システム２２を用いて、望ましい位置（例えば、以下に説明する２軸走査装置５０間の中心位置）に絞り１４を結像することができる。このようにして、絞り１４を確実に通過する光の量が、走査システムを確実に通ることが保証される。ピックオフ装置１６は、こうして使用可能光の信頼できる測定器である。

調整ステージ２２を出た後に、ビーム６は、折り畳み鏡２８、３０、及び３２から反射する。これらの鏡は、アラインメント目的のために調節可能にすることができる。ビーム６は、次に、ビーム結合器３４に入射する。ビーム結合器３４は、ＵＦビーム６を反射する（かつ以下に説明するＯＣＴ１１４及び照準２０２ビームの両方を透過する）。効率的なビーム結合器作動に対して、入射角は、好ましくは、４５度未満に保持され、可能であればビームの偏光が固定される。ＵＦビーム６に対して、直線偏光子１０の向きは、固定偏光をもたらす。

ビーム結合器３４の後に、ビーム６は、ｚ調節又はＺ走査装置４０へと続く。この例示的な例では、ｚ調節は、２つのレンズ群４２及び４４（各レンズ群は、１つ又はそれよりも多くのレンズを含む）を有する「ガリレイ」望遠鏡を含む。レンズ群４２は、望遠鏡の平行化位置の周りのｚ軸に沿って移動する。このようにして、患者の眼６８のスポットの焦点位置は、図のようにｚ軸に沿って移動する。一般的に、レンズ４２の運動と焦点の運動の間に固定直線関係がある。この場合には、ｚ調節望遠鏡は、約２ｘビーム拡大率と、レンズ４２の移動対焦点の移動の１：１の関係とを有する。代替的に、レンズ群４４は、ｚ軸に沿って移動し、ｚ調節及び走査を移動させることができる。ｚ調節は、眼６８の治療のためのｚ走査装置である。それは、システムによって自動的かつ動的に制御することができ、独立であるように又は次に説明するＸ−Ｙ走査装置と相互作用するように選択することができる。鏡３６及び３８は、光軸をｚ調節装置４０の軸に整列させるために用いることができる。

ｚ軸装置４０を通過した後に、ビーム６は、鏡４６及び４８によってｘ−ｙ走査装置に向けられる。鏡４６及び４８は、アラインメント目的のために調節可能にすることができる。Ｘ−Ｙ走査は、モータ、検流計、又はあらゆる他の公知の光移動装置を用いて直交方向に回転する制御電子器械３００の制御下で、好ましくは、２つの鏡５２及び５４を用いて走査装置５０によって達成される。鏡５２及び５４は、以下に説明する対物レンズ５８及びコンタクトレンズ６６の組合せのテレセントリック位置の近くに位置する。これらの鏡５２／５４を傾斜させることにより、これらがビーム６を反射するようにし、患者の眼６８に位置するＵＦ焦点の平面内に横方向変位を引き起こす。対物レンズ５８は、図示のように、複合多要素レンズ要素とすることができ、レンズ６０、６２、及び６４によって表すことができる。レンズ５８の複雑性は、走査視野サイズ、焦点スポットサイズ、対物レンズ５８の近位側及び遠位側の両方に対して利用可能な作動距離、並びに収差制御の量に依存することになる。１５ｍｍの直径の入力ビームサイズを有する１０ｍｍの視野にわたって１０μｍのスポットサイズを発生させる焦点距離６０ｍｍのｆ−シータレンズ５８は、一例である。代替的に、スキャナ５０によるＸ−Ｙ走査は、入力及び出力装置３０２を通じて制御電子器械３００によって制御することができる１つ又はそれよりも多くの移動可能光学器械（例えば、レンズ、回折格子）を用いることによって達成することができる。

照準及び治療走査パターンは、コントローラ３００の制御下でスキャナ５０によって自動的に発生させることができる。そのようなパターンは、光の単一スポット、光の複数のスポット、光の連続パターン、光の複数の連続パターン、及び／又はこれらのあらゆる組合せから成るであろう。更に、照準パターンは（以下に説明する照準ビーム２０２を用いて）、治療パターン（光ビーム６を用いて）と同一である必要はなく、好ましくは、治療光が患者の安全性のために望ましいターゲット区域内だけに送出されることを保証するためにその境界を少なくとも形成する。これは、例えば、意図する治療パターンの輪郭を設ける照準パターンを有することによって行うことができる。このようにして、治療パターンの空間的範囲は、個々のスポット自体の正確な位置ではないにしても、ユーザに知らせることができ、従って、走査が、速度、効率、及び精度に対して最適化される。照準パターンも、ユーザに対してその可視性を更に高めるために点滅として認識されるようにすることができる。

いずれかの好ましい眼科用レンズとすることができる任意的なコンタクトレンズ６６を用いて、眼の位置を安定化させるのを助けながら光学ビーム６の焦点を患者の眼６８に合わせるのに役立たせることができる。光学ビーム６の位置決め及び特徴、及び／又はビーム６が眼６８上に形成する走査パターンは、ジョイスティックのような入力装置、又はあらゆる他の好ましいユーザ入力装置（例えば、ＧＵＩ３０４）の使用によって更に制御され、患者及び／又は光学システムを位置決めすることができる。

ＵＦレーザ４及びコントローラ３００を設定して、眼６８のターゲット構造の表面を標的にし、かつビーム６が必要に応じて集束されて無意識に非ターゲット組織を損傷しないことを保証することができる。例えば、「光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）」、「Ｐｕｒｋｉｎｊｅ」画像、「Ｓｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ」画像、又は超音波のような本明細書に説明する画像診断法及び技術を用いて、２Ｄ及び３Ｄパターン形成を含むレーザ集束法に対してより高い正確性をもたらすようにレンズ及び水晶体嚢の位置を求めて厚みを測定することができる。レーザ集束法も、照準ビーム、「光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）」、「Ｐｕｒｋｉｎｊｅ」画像、「Ｓｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ」画像、超音波、又は他の公知の眼科用又は医用画像診断法及び／又はこれらの組合せの直接観察を含む１つ又はそれよりも多くの方法を用いて達成することができる。図１の実施形態では、ＯＣＴ装置１００を説明したが、他の様式も本発明の範囲にある。眼のＯＣＴ走査は、前及び後水晶体嚢の軸線方向位置、白内障の核の境界、並びに前房の深度に関する情報を提供することになる。この情報は、次に、制御電子器械３００内にロードされてその後のレーザ支援外科的処置をプログラムして制御するのに用いられる。この情報はまた、例えば、水晶体嚢を切断するために用いる焦点面の軸線方向上限及び下限、並びに水晶体皮質及と核の区分け、とりわけ水晶体嚢の厚みのような処置に関連する広範なパターンを判断するのに用いることができる。

図１のＯＣＴ装置１００は、ファイバー結合器１０４によって基準アーム１０６とサンプルアーム１１０とに分けられたブロードバンド又は掃引光源１０２を含む。基準アーム１０６は、好ましい分散及び経路長補償と共に基準反射を収容するモジュール１０８を含む。ＯＣＴ装置１００のサンプルアーム１１０は、残りのＵＦレーザシステムに対してインタフェースとして機能を果たす出力コネクタ１１２を有する。基準及びサンプルアーム１０６、１１０の両方からの戻り信号は、次に、時間領域の周波数又は単一ポイント検出技術のいずれかを使用する検出装置１２８に結合器１０４によって向けられる。図１では、周波数領域技術は、９２０ｎｍのＯＣＴ波長及び１００ｎｍの帯域幅で用いられる。

コネクタ１１２を出ると、ＯＣＴビーム１１４は、レンズ１１６を用いて平行化される。平行化ビーム１１４のサイズは、レンズ１１６の焦点距離によって決定される。ビーム１１４のサイズは、眼の焦点における望ましいＮＡと眼６８をもたらすビーム列の倍率とに依存する。一般的には、ＯＣＴビーム１１４は、焦点面のＵＦビーム６と同じ高さのＮＡを必要とせず、従って、ＯＣＴビーム１１４は、ビーム結合器３４の位置においてＵＦビーム６よりも直径が小さい。その後の平行化レンズ１１６は、眼においてＯＣＴビーム１１４の得られるＮＡを更に修正する絞り１１８である。絞り１１８の直径は、ターゲット組織に入射するＯＣＴ光及び戻り信号の強度を最適化するように選択される。能動的又は動的とすることができる偏光制御要素１２０を用いて、例えば、角膜複屈折の個々の差によって生じる場合がある偏光状態変化を補償する。鏡１２２及び１２４は、次に、ＯＣＴビーム１１４をビーム結合器１２６及び３４に向けるのに用いられる。鏡１２２及び１２４は、アラインメント目的のために、特にビーム結合器３４の後のＵＦビーム６に対してＯＣＴビーム１１４の上に重ねるために調節可能にすることができる。同様に、ビーム結合器１２６を用いて、ＯＣＴビーム１１４を以下に説明する照準ビーム２０２と結合する。

ビーム結合器３４の後のＵＦビーム６と結合した状態で、ＯＣＴビーム１１４は、残りのシステムを通ってＵＦビーム６と同じ経路を辿る。このようにして、ＯＣＴビーム１１４は、ＵＦビーム６の位置を示す。ＯＣＴビーム１１４は、ｚ走査４０及びｘ−ｙ走査５０装置、次に、対物レンズ５８、コンタクトレンズ６６を通過して眼６８に入る。眼の内の構造体からの反射及び散乱は、光学システムを通ってコネクタ１１２へ、結合器１０４を通ってＯＣＴ検出器１２８まで元に戻る戻りビームを提供する。これらの戻り反射は、ＯＣＴ信号を提供し、これらは、次に、ＵＦビーム６の焦点位置のＸ、Ｙ、Ｚにおける位置に関してシステムによって解釈される。

ＯＣＴ装置１００は、その基準アームとサンプルアームの間の光路長の差を測定する原理に基づいて働く。従って、ｚ調節４０を通るＯＣＴの通過は、光路長が、４２の移動の関数として変化しないので、ＯＣＴシステム１００のｚ範囲を広げない。ＯＣＴシステム１００は、検出手法に関連している固有のｚ範囲を有し、かつ周波数領域検出の場合には、それは、具体的には、分光計及び基準アーム１０６の位置に関連している。図１で用いるＯＣＴシステム１００の場合には、ｚ範囲は、水性環境において約１−２ｍｍである。この範囲を少なくとも４ｍｍまで広げることは、ＯＣＴシステム１００内の基準アームの経路長の調節を含む。ｚ調節４０のｚ走査を通る基準アーム内のＯＣＴビーム１１４の通過は、ＯＣＴ信号強度の最適化を可能にする。これは、ＯＣＴシステム１００の基準アーム１０６内の経路を相応に増大させることによって拡大光路長に対応しながら、ＯＣＴビーム１１４の焦点をターゲット構造に合わせることによって達成される。

浸漬指数、屈折、並びに有色及び単色の両方の色収差のような影響によるＵＦ焦点装置に対するＯＣＴ測定の基本的な相違のために、ＵＦビーム焦点位置に対してＯＣＴ信号を分析するのに注意が必要である。Ｘ、Ｙ、Ｚの関数としての較正又は位置合わせ手順は、ＯＣＴ信号情報をＵＦ焦点位置に適合させるために、かつ絶対寸法量に関連付けるためにも行う必要がある。

照準ビームの観察もＵＦレーザ焦点の指示に関してユーザを助けるのに用いることができる。更に、赤外線ＯＣＴ及びＵＦビームの代わりに肉眼で見える照準ビームは、照準ビームが正確に赤外線ビームパラメータを表すならば、アラインメントに役に立つ場合がある。照準サブシステム２００は、図１に示す構成に使用される。照準ビーム２０２は、６３３ｎｍの波長におけるヘリウムネオンレーザ作動のような照準ビーム光源２０１によって発生される。代替的に、６３０−６５０ｎｍ範囲のレーザダイオードを用いることができる。ヘリウムネオン６３３ｎｍビームを用いる利点は、例えば、ビーム列の光学品質を測定するために、レーザ不均等経路干渉計（ＬＵＰＩ）として照準経路の使用を可能にすると考えられるその長い干渉長である。

照準ビーム光源が照準ビーム２０２を発生させた状態で、照準ビーム２０２は、レンズ２０４を用いて平行化される。平行化ビームのサイズは、レンズ２０４の焦点距離によって決定される。照準ビーム２０２のサイズは、眼の焦点における望ましいＮＡと眼６８をもたらすビーム列の倍率とに依存する。一般的には、照準ビーム２０２は、焦点面のＵＦビーム６と同じＮＡに近い必要があり、従って、照準ビーム２０２は、ビーム結合器３４位置においてＵＦビームに類似の直径から成る。照準ビームは、眼のターゲット組織へのシステムアラインメント中にＵＦビーム６の代わりをするようになっているために、照準経路の多くは、上述のようなＵＦ経路に似ている。照準ビーム２０２は、半位相差板２０６及び直線偏光子２０８を通って進む。照準ビーム２０２の偏光状態は、望ましい量の光が偏光子２０８を通過するように調節することができる。要素２０６及び２０８は、従って、照準ビーム２０２に対して可変減衰器として作用する。更に、偏光子２０８の向きは、ビーム結合器１２６及び３４に入射する入射偏光状態を決め、それによって偏光状態を固定してビーム結合器の処理機能の最適化を可能にする。勿論、固体レーザが照準ビーム光源２００として用いられる場合、駆動電流は、屈折力を調節するために変えることができる。

照準ビーム２０２は、シャッター２１０及び絞り２１２を通って進む。システム制御シャッター２１０は、照準ビーム２０２のオン／オフ制御を提供する。絞り２１２は、照準ビーム２０２に対して外側の有用な直径を設定して適切に調節することができる。眼において照準ビーム２０２の出力を測定する較正処置を用いて、偏光子２０６の制御を通じて照準ビーム２０２の減衰を設定することができる。

照準ビーム２０２は、次に、ビーム調整装置２１４を通過する。ビーム直径、発散、循環性、及び乱視のようなビームパラメータは、１つ又はそれよりも多くの公知のビーム調節光学器械を用いて修正することができる。光ファイバーから現れる照準ビーム２０２の場合には、ビーム調整装置２１４は、意図するビームサイズ及び平行化を達成するために２つの光学器械２１６及び２１８を有するビーム拡大望遠鏡を単に含むことができる。平行化の程度のような照準ビームパラメータを判断するために用いる最終因子は、眼６８の位置においてＵＦビーム６及び照準ビーム２０２を適合させるために必要なものに依存する。色差は、ビーム調整装置２１４の適切な調節によって考慮することができる。更に、光学システム２１４を用いて、絞り１４の共役位置のような望ましい位置に絞り２１２を結像する。

照準ビーム２０２は、次に、ビーム結合器３４の後のＵＦビーム６へのアラインメント位置合わせのために調節可能であることが好ましい折り畳み鏡２２２及び２２０から反射する。照準ビーム２０２は、次に、照準ビーム２０２がＯＣＴビーム１１４と結合されるビーム結合器１２６に入射する。ビーム結合器１２６は、照準ビーム２０２を反射してＯＣＴビーム１１４を透過し、これは、両波長範囲においてビーム結合機能の効率的作動を可能にする。代替的に、ビーム結合器１２６の透過及び反射機能は、逆にして、構成を反転することができる。ビーム結合器１２６の後で、ＯＣＴビーム１１４と共に照準ビーム２０２は、ビーム結合器３４によってＵＦビーム６と結合される。

眼６８上又は内にターゲット組織を結像するための装置は、撮像システム７１として図１に概略的に示されている。撮像システムは、ターゲット組織の画像を作成するためのカメラ７４及び照明光源８６を含む。撮像システム７１は、所定構造の周り又はその内部を中心にしたパターンを提供するために、システムコントローラ３００によって用いることができる画像を収集する。観察のための照明光源８６は、一般的には、ブロードバンド及びインコヒーレントである。例えば、光源８６は、図示のように複数のＬＥＤを含むことができる。観察光源８６の波長は、好ましくは、７００ｎｍから７５０ｎｍの範囲内であるが、ＵＦビーム６及び照準ビーム２０２に対して観察光をビーム経路と結合するビーム結合器５６（ビーム結合器５６は、ＯＣＴ及びＵＦ波長を透過しながら観察波長を反射する）によって達成されるいずれかのものとすることができる。ビーム結合器５６は、照準ビーム２０２が、ビームカメラ７４で見ることができるように、部分的に照準波長を透過することができる。光源８６の前の光学偏光要素８４は、直線偏光子、４分の１位相差板、半位相差板、又はあらゆる組合せとすることができ、かつ信号を最適化するのに用いられる。近赤外線波長によって発生するような疑似色画像も許容可能である。

光源８６からの照明光は、ＵＦ及び照準ビーム６、２０２と同じ対物レンズ５８及びコンタクトレンズ６６を用いて眼に向って下方に向けられる。眼６８の様々な構造体から反射して散乱した光は、同じレンズ５８及び６６によって収集されてビーム結合器５６に向けて後方に向けられる。そこで、戻り光は、ビーム結合器及び鏡８２を通じて観察経路内の後方、並びにカメラ７４の方向に向けられる。カメラ７４は、例えば、これに限定されるものではないが、適切な大きさにされたフォーマットのあらゆるシリコンベース検出器アレイとすることができる。ビデオレンズ７６は、カメラの検出器アレイ上に画像を形成すると同時に、光学器械８０及び７８は、偏光制御及び波長フィルタリングをそれぞれ提供する。絞り又は虹彩８１は、画像ＮＡの制御、従って、焦点深度及び被写界深度を提供する。小さな絞りは、患者ドッキング手順を助ける大きな被写界深度の利点をもたらす。代替的に、照明及びカメラ経路は、切り換えることができる。更に、照準光源２００は、直接見ることはできないが撮像システム７１を用いて取り込んで表示することができる赤外線を放出するように作ることができる。

粗調節位置合わせは、コンタクトレンズ６６が角膜と接触状態になる時に、ターゲット構造体がシステムのＸ、Ｙ走査の取り込み範囲にあるように、通常は必要である。従って、ドッキング手順が好ましく、これは、好ましくは、システムが接触条件（すなわち、患者の眼６８とコンタクトレンズ６６の間の接触）に近づく時に患者の運動を考慮に入れる。観察システム７１は、コンタクトレンズ６６が眼６８と接触する前に、患者の眼６８及び他の顕著な特徴を見ることができるほど焦点深度が十分大きいように構成される。

好ましくは、運動制御システム７０は、全体の制御システム２に組み込まれて、患者、システム２、又はその要素、又はその両方を移動させて、コンタクトレンズ６６と眼６８の間に正確かつ信頼できる接触を達成することができる。更に、真空吸引サブシステム及びフランジは、システム２に組み込むことができて、眼６８を安定化させるのに用いることができる。コンタクトレンズ６６を通じたシステム２への眼６８のアラインメントは、撮像システム７１の出力をモニタしながら達成することができ、ＩＯ３０２を通じて制御電子器械３００によって電子的に撮像システム７１によって生成された画像を分析することによって手動で又は自動的に実施することができる。力及び／又は圧力センサフィードバックも、接触を識別すると同時に真空サブシステムを開始するのに用いることができる。

代替のビーム結合構成は、図２の代替的な実施形態に示されている。例えば、図１の受動的ビーム結合器３４は、図２の能動的結合器１４０と交換することができる。能動的ビーム結合器３４は、図示のように検流走査鏡のような移動又は動的制御要素とすることができる。能動的結合器１４０は、ＵＦビーム６又は結合照準のいずれか及びＯＣＴビーム２０２、１１４をスキャナ５０及び最後には眼６８に１つずつ向けるために、その角度の向きを変化させる。能動的結合技術の利点は、それが、受動的ビーム結合器を用いて同様の波長範囲又は偏光状態を有するビームを結合させる難しさを回避することである。この機能は、能動的ビーム結合器１４０の位置許容誤差による時間的に同時のビーム、並びに場合によっては低い精度及び正確性を有する機能に対するトレードオフである。

別の代替的な実施形態が図３に示されており、それは、図１のそれと類似しているが、ＯＣＴ１００に対して代替の手法を利用する。図３では、ＯＣＴ１０１は、基準アーム１０６が基準アーム１３２に置換されていることを除いて図１のＯＣＴ１００と同じである。この自由空間ＯＣＴ基準アーム１３２は、レンズ１１６の後にビームスプリッタ１３０含むことによって達成される。基準ビーム１３２は、次に、偏光制御要素１３４を通って、次に、基準戻りモジュール１３６上に進む。基準戻りモジュール１３６は、適切な分散、並びに経路長調節及び補償要素を含んで、サンプル信号との干渉に対して適切な基準信号を発生させる。ＯＣＴ１０１のサンプルアームは、ここで、ビームスプリッタ１３０の後に生じる。この自由空間構成の潜在的利点は、基準及びサンプルアームの別々の偏光制御及び維持を含む。ＯＣＴ１０１のファイバーベースのビームスプリッタ１０４も、ファイバーベースの循環機と置換することができる。代替的に、ＯＣＴ検出器１２８及びビームスプリッタ１３０の両方は、基準アーム１３６とは対照的に互いに移動することができる。

図４は、ＯＣＴビーム１１４及びＵＦビーム６を結合するための別の代替的な実施形態を示している。図４では、ＯＣＴ１５６は（これは、ＯＣＴ１００又は１０１の構成のいずれかを含むことができる）、そのＯＣＴビーム１５４がビーム結合器１５２を用いてｚ走査４０の後にＵＦビーム６に連結されるように構成される。このようにして、ＯＣＴビーム１５４は、ｚ調節を使用しないようにされる。これは、ＯＣＴ１５６が、場合によってはより容易にビームに折り畳まれることを可能にして、より安定な作動のために経路長を短縮する。このＯＣＴ構成は、図１に対して示したように最適信号戻り強度を犠牲にしている。米国特許第５、７４８、８９８号、米国特許第５、７４８、３５２号、米国特許第５、４５９、５７０号、米国特許第６、１１１、６４５号、及び米国特許第６、０５３、６１３号（これらは、本明細書において引用により組み込まれている）に説明したように、時間及び周波数領域手法、単一及び二重ビーム法、掃引源、その他を含むＯＣＴ干渉計の構成に対する多くの可能性が存在する。

本発明は、典型的に「白内障切開」と呼ばれるレンズ除去器具へのアクセスを可能にする切開部の作成に備えるものである。これは、図５Ａ及び５Ｂに示す患者の眼６８に対する白内障切開部４０２として示される。これらの図では、白内障切開部４０２は、眼６８に対して作られて、瞳孔４０４が拡張している間に角膜４０６を通して水晶体４１２へのアクセスを可能にする。切開部４０２は、角膜４０６に示されているが、代替的に、リンバス４０８又は強膜４１０に配置することができる。切開部は、調節可能な正確な寸法（半径及び範囲の両方）、半径方向の向き及び深度で作ることができる。完全な切断は、例えば、周囲への眼の開口が、例えば、眼内炎の更に別の危険を及ぼすような消毒されていない現場など全ての状況下で望ましいとは限らない場合がある。この場合には、本発明は、部分的にのみ角膜４０６、リンバス４０８、及び／又は強膜４１０を浸透する白内障切開部を提供することができる。システム２の常駐撮像装置も、切開を計画するための入力を提供することができる。例えば、撮像システム７１及び／又はＯＣＴ１００は、角膜輪部境界を特定して所定の深度でそれに従うように切開を誘導することができる。更に、外科医は、多くの場合、コールドスチール技術を使用する時にリンバス４１０に対して正しい位置で切開を開始すること、並びに最後に角膜４０６及び強膜４１０の両方に浸透する切開を回避するのにナイフを真っ直ぐに保つことが困難である。そのような傾斜した切開は、眼内炎の引き裂かれたエッジ及び著しく高い危険を有する可能性が高いことが分かっている。

本発明は、統合ＯＣＴシステム１００を利用して、角膜４０６に対してリンバス４０８及び強膜４１０をこれらの間の大きな光散乱の差によって識別することができる。これらは、ＯＣＴ装置１００を用いて直接結像することができ、かつ透明（角膜４０６）から散乱（強膜４１０）への遷移の位置（リンバス４０８）は、システム２のＣＰＵ３００によって決定されて用いられ、レーザ作成切開部の配置を誘導することができる。この遷移に対応するスキャナ位置の値は、リンバス４０８の位置を定める。従って、互いに位置合わせされた状態で、ＯＣＴ１００は、リンバス４０８に対してビーム６の位置を誘導することができる。この同じ撮像手法を用いて、組織の厚みも識別することができる。従って、切開部の深度及び組織内の切開の配置は、正確に定めることができる。その点に鑑みて、ＯＣＴ装置１００に対する波長の選択は、好ましくは、強膜測定の要件に対処するものである。８００−１４００ｎｍの範囲の波長は、それらが組織中であまり散乱しない（かつ〜１ｍｍの深度まで浸透する）と同時に、そうでなければこれらの性能を低下させると考えられる水又は他の組織成分によって線形光吸収が損なわれることがないので、これに適している。

標準白内障切開部は、典型的には、直接眼の周りから見た時に〜３０°の角膜輪部角度を必要とする。そのような切開部は、平均して０から１．０Ｄの乱視を誘発することが示されている。従って、術後正視眼を達成することは、より困難になる場合がある。乱視に対処するために、本発明はまた、「乱視角膜切除術（ＡＫ）」切開部を生成することができる。そのような切開部は、非対称形状の角膜をその急勾配軸に沿って減張することによって乱視を矯正するのに日常的に用いられる。白内障切開部と同様に、そのような減張切開部（ＲＩ）は、リンバスに沿って又はリンバスのすぐ近くに正確に配置する必要があり、「角膜輪部減張切開術（ＬＲＩ）」として公知である。減張切開術は、しかし、部分的浸透切開術であるに過ぎない。これらは、その進行中の構造的一体性を維持するために少なくとも２００μｍの組織厚を残す必要がある。同様に、「角膜減張切開術（ＣＲＩ）」は、透明角膜組織中のリンバスの前方に設けられて、乱視矯正の同じ臨床目的を果たす切開術である。具体的な臨床上の詳細に加えて、周方向の向き及び角度範囲も、白内障切開部の影響を受ける。従って、本発明により、ＲＩは、白内障切開部と共に計画されて実行され、他の可能なものよりも良好な視力矯正を達成することができる。全体の治療を最適化するために、白内障切開部は、角膜の急勾配軸において又はこの近くに配置すべきではない。そうである場合、１つのＲＩのみが従来から推奨されている。現在、臨床医によって用いられて、ＲＩの配置及び範囲を規定する経験的観察に基づく様々な計算図表がある。これらは、それらに限定されるものではないが、「Ｄｏｎｎｅｎｆｅｌｄ」、「Ｇｉｌｌｓ」、「Ｎｉｃｈａｍｉｎ」、及び「Ｋｏｃｈ」計算図表を含む。

図６は、図１に示すようなシステム２ではあるが、患者の角膜の乱視を特徴付けるサブシステムを有するシステム２を示している。具体的には、Ｘ−Ｙスキャナ５０の遠位側に表面形状測定装置４１５が含まれて、患者の眼６８の角膜の連続的な遮るものがない視界を可能にする。表面形状測定装置４１５及びそのセンサ４１７は、ビーム結合器４１９を通じてシステム２に付加されて、入力／出力バス３０２によりシステムコントローラ３００に図６に示すように接続される。図１に説明する構成と比べて、この実施形態では、コンタクトレンズ６６又は眼６８の角膜４０６に対するその配置は、作動の表面形状測定装置のモードに適するように修正又は補償する必要がある場合がある。これは、表面形状測定装置４１５が、角膜が表面と接触させるのではなくてその自然な状態あること、及び場合によってはその形状に適合して、入力／出力バス３０２及び制御電子器械３００を通じて計算及び位置合わせのために正確に角膜４０６を測定してシステム２にデータを提供することを必要とするからである。代替的に、コンタクトレンズ６６は、眼との接触から取り出すことができ、システム２の診断及び治療部分は、図９に示すように眼６８まで間隙４２１を横切るようにされた。コンタクトレンズ６６を取り出すことによって作られた眼６８とシステム２の間の関係の変化は、次に、ビーム６、１１４、及び２０２の測距及び位置合わせにおいて対処すべきである。角膜４０６の位置及び形状を識別するためのＯＣＴ１００の使用は、角膜４０６からの反射が、位置合わせを容易にする非常に強力な信号を提供することになるので、この点で特に有用である。

この実施形態では、表面形状測定装置４１５を用いて、患者の角膜の形状を矯正してその乱視を軽減するように乱視角膜切除を処方することができる。表面形状測定装置４１５は、プラシドシステム、三角測量システム、レーザ変位センサ、干渉計、又は他のそのような装置とすることができ、これは、ある所定の軸に対する横方向寸法の関数として角膜の表面プロフィール又は表面サグ（すなわち、矢状）としても公知の角膜トポグラフィーを測定する。この軸は、典型的には、眼の視軸であるが、角膜の光軸とすることができる。代替的に、表面形状測定装置４１５を波面センサと置換して、より完全に患者の眼を光学的に特徴付けることができる。波面感知システムは、眼の光学システムの収差を測定する。この仕事を達成するための共通の技術は、眼の瞳孔を出る光の波面（定位相の表面）の形状を測定する「Ｓｈａｃｋ−Ｈａｒｔｍａｎｎ」波面センサである。眼が完全な光学システムであったら、これらの波面は、完全に平坦になるであろう。眼は、完全ではないので、波面は、平坦でなくて不規則な湾曲形状を有する。「Ｓｈａｃｋ−Ｈａｒｔｍａｎｎ」センサは、入射ビーム及びその全体の波面をサブビームに分け、各々がマイクロレンズによって検出ピクセルのサブアレイに集束させた別々のファセットに波面を分ける。各ファセットからの焦点スポットが、ピクセルのそのサブアレイに衝突する場所に応じて、次に、局所波面傾斜（又は傾き）を判断することができる。全てのファセットのその後の分析は、互いに全体の波面形態の決定をもたらす。完全に全体的平坦波面からのこれらのずれは、角膜表面で行うことができる限局性矯正を示している。波面センサの測定結果は、上述のように、システムに常駐する予測アルゴリズムを通じて乱視角膜切除術を自動的に処方するために、コントローラ３００によって用いることができる。

図７は、そのような乱視角膜切除術の可能な構成を示している。この例では、眼６８が示され、一連の減張切開部ＲＩ４２０は、角膜４０６の区域内の位置で作られる。同様に、当業技術で公知のように、そのような減張切開部は、リンバス４０８又は強膜４１０に作ることができる。乱視は、角膜が球形でない時に存在し、すなわち、それは、一方の子午線方向において他方の（直交の）子午線方向よりも急勾配である。乱視が「直乱視」、「倒乱視」、又は斜乱視であるか否かに関わらず、角膜形状の性質を判断することは重要である。「直」乱視では、垂直子午線は、水平子午線よりも急勾配であり、「倒」乱視では、水平子午線は、垂直子午線よりも急勾配である。角膜輪部減張切開術（ＬＲＩ）は、乱視角膜切除術（ＡＫ）の修正、乱視を治療するための処置である。ＬＲＩは、角膜の遠い周囲アスペクト（リンバス）上に設けられ、より丸い角膜を生じる。乱視は、軽減して裸眼視力は、改善している。ＬＲＩは、８ジオプター（Ｄ）まで乱視を矯正することができるが、ＬＲＩの使用は、０．５−４Ｄの乱視の矯正のために現在日常的に制限されている。ＬＲＩは、角膜減張切開術（ＣＲＩ）に比較して弱い矯正処置であるが、ＬＲＩは、術後グレアを起こしにくくて、患者の不快感を起こしにくい。更に、これらの切開部は、より早く治る。ＣＲＩと異なって、リンバスにおいて切開部を作ることで、角膜の完全な光学的品質を保つ。ＬＲＩも、より寛容な処置であり、かつ外科医は、多くの場合に早期の症例でさえも優れた結果を得る。

減張切開部４２０の望ましい長さ、数、及び深度は、計算図表を用いて判断することができる。開始点の計算図表は、ＬＲＩの長さ及び数によって手術を調節することができる。しかし、長さ及び配置は、トポグラフィー及び他の因子に基づいて異なる場合がある。この目標は、倒乱視を最小にする必要があるために、円筒形屈折力を低減すること及び絶対に直乱視を過矯正しないようにすることである。強膜、リンバス、又は角膜に形成された減張切開部は、一般的には、直乱視及び低倒乱視の症例に用いられる。倒乱視と共に減張切開術を用いる時に、ＬＲＩは、僅かに角膜へ移動することができ、又は代替的にＬＲＩは、強膜、リンバス、又は角膜における別の減張切開部の反対側に配置することができる。直乱視又は斜乱視を有する患者に対して、減張切開部は、一時的に作られて、ＬＲＩは、急勾配軸に設けられる。ＬＲＩの配置は、角膜のトポグラフィーにカスタマイズする必要がある。非対称性乱視の症例では、急勾配軸のＬＲＩは、僅かに伸長させることができ、次に、２つの急勾配軸の同量のフラッタを短縮することができる。対にされたＬＲＩは、同じ子午線方向に作る必要はない。低（＜１．５Ｄ）倒乱視の患者は、白内障切開部の反対側に設けられた急勾配子午線方向の単一ＬＲＩのみを受け取る。しかし、乱視が、１．５Ｄよりも大きい場合、１対のＬＲＩを用いる必要がある。倒乱視症例では、１対のＬＲＩは、白内障切開部に組み込むことができる。ＬＲＩの長さは、白内障切開部の存在の影響を受けない。これは、現在の方法で正確に実施するのは困難である。低直乱視症例では、単一６ｍｍＬＲＩ（深度が０．６ｍｍ）は、９０°で作られる。ＬＲＩは、直乱視症例の白内障切開部とは無関係とすることができる（白内障切開部が一時的であり、かつＬＲＩが優位である場合）。

更に、外側で開始して内向きに切断する必要がある切開部の作成に対する従来のコールドスチールの外科的手法と異なって、これらの切開部を作るための光源の使用は、ＲＩ４２０を内側から外に作ることを可能にし、従って、組織の構造的一体性をより良く保って断裂及び感染の危険を制限する。更に、白内障切開部４０２及び減張切開部４２０は、システム２の撮像及び走査機能を用いて自動的に作ることができる。切開部４０２及び４２０を形成するために、１対の治療パターンを発生させることができ、従って、これらの切開部の絶対及び相対位置決め方式を通してより正確な制御をもたらす。治療パターンの対は、順次的に又は同時に適用することができる（すなわち、治療パターンの対は、切開部の両タイプを形成する単一治療パターンに組み合わせることができる）。治療ビームパターンの適正なアラインメントのために、システム２からの照準ビーム及び／又はパターンは、治療パターンが投影されることになる場所を示す可視光線でターゲット組織上に最初に投影することができる。これは、外科医が、治療パターンのサイズ、位置、及び形状をこれらの実際の適用前に調節して確認することを可能にする。その後、２次元又は３次元治療パターンは、システム２の走査機能を用いてターゲット組織に迅速に適用することができる。

従来の技術を用いて達成されない白内障切開部４０２に対する代替の幾何学形状を作成するための特殊な走査パターンも可能である。一例は、図８に示されている。白内障切開部４０２の代替の幾何学形状の断面図は、勾配付きの特徴４３０を有するように示されている。勾配付きの特徴４３０は、創傷治癒、密封、又は固定に有用であろう。そのような３次元白内障切開部４０２は、システム２の３次元走査機能を利用して正確かつ迅速に達成することができる。勾配付きの切開部を図示しているが、多くのそのような幾何学形状は、本発明を用いて使用可能であり、かつ本発明の範囲内である。以前と同様に、切開部４０２は、角膜４０６に示されているが、代替的に、リンバス４０８又は強膜４１０に配置することができる。

切開部がリンバス又は強膜のような最も外側の領域に作られる時のような大きな視野に対して、特殊なコンタクトレンズを用いることができる。このコンタクトレンズは、隅角鏡又はレンズの形態にすることができると考えられる。レンズは、正反対に対称である必要はない。レンズの１つの部分だけを延ばして、リンバス４０８及び強膜４１０のような眼の外側領域に到達することができる。いかなるターゲット位置も、特殊なレンズの適正な回転によって到達することができる。

本発明は、本明細書に上述して図示した実施形態に限定されることなく、特許請求の範囲に属するいかなる及び全ての変形を包含することは理解されるものとする。例えば、本明細書における本発明への参照は、いかなる特許請求の範囲又は特許請求の範囲の条項の範囲を限定するように意図したものではなく、特許請求の範囲の１つ又はそれよりも多くによって含むことができる１つ又はそれよりも多くの特徴を単に参照するに過ぎない。図１、３、及び４に示すスキャナ５０の下流の全ての光学要素は、ビーム６、１１４、及び２０２をターゲット組織へ送出するための光学要素の送出システムを形成する。おそらく、システムの望ましい特徴に応じて、示した光学要素の一部又はその殆どさえも送出システムでは省略することができ、システムは、依然として走査ビームをターゲット組織へ確実に送出する。

１００ 光干渉断層撮影法装置
１０２ ブロードバンド又は掃引光源
１０４ ファイバー結合器
１０６ 基準アーム
１１０ サンプルアーム

Claims (7)

1. 患者の眼のターゲット組織を治療するための走査システムであって、
   光ビームを発生させるための光源と、
   前記光ビームを偏向させて、コントローラの制御下で該光ビームの第１及び第２の治療パターンを形成するためのスキャナと、
   前記第１の治療パターンを前記ターゲット組織へ送出し、そこに患者の眼の眼房へのアクセスを提供する白内障切開部を形成するための送出システムと、
   を含み、
   前記送出システムはまた、前記第２の治療パターンを前記ターゲット組織へ送出し、そこに前記患者の眼のリンバス組織に沿って又はその近くに又は該リンバス組織の前の角膜組織に沿って減張切開部を形成してその乱視を軽減するためのものである、
   ことを特徴とするシステム。
2. 前記スキャナ及び前記コントローラは、前記第１及び第２の治療パターンを前記白内障切開部及び前記減張切開部の両方を形成するための単一治療パターンに組み合わせるように構成されることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
3. 前記光源、前記スキャナ、及び前記コントローラは、前記第１の治療パターンによって形成された前記白内障切開部が、前記ターゲット組織を通って部分的にのみ延びるように構成されることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
4. 前記患者の眼の角膜の表面の表面プロフィールを測定するための表面形状測定装置を更に含み、
   前記コントローラは、前記測定された表面プロフィールに応答して前記スキャナによる前記第２の治療パターンの前記形成を制御する、
   ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
5. 前記患者の眼上の異なる位置から散乱特性を測定するための検出器を更に含み、
   前記コントローラは、前記測定された散乱特性に応答して前記スキャナによる前記第１及び第２の治療パターンの少なくとも一方の前記形成を制御する、
   ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
6. 照準光ビームを発生させるための光源を更に含み、
   前記スキャナは、前記照準光ビームを偏向させて、前記ターゲット組織へ送出されて前記患者の眼上の前記第１及び第２の治療パターンの少なくとも一方の位置を視覚的に示す照準パターンを形成するように構成される、
   ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
7. 前記ターゲット組織の画像を取り込むためのカメラと、
   前記取り込み画像を表示するための表示装置と、
   前記患者の眼上の前記第１及び第２の治療パターンの少なくとも一方の構成及び位置を修正するためのグラフィカル・ユーザ・インタフェースと、
   を更に含むことを特徴とする請求項１に記載のシステム。

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