JP2010537794A - レーザ手術におけるレーザ誘起保護シールド - Google Patents

Abstract

手術用レーザパルスから敏感な組織を保護するレーザ手術のための技術、装置及びシステムを開示する。例えば、眼科手術方法は、眼内の手術標的領域を判定するステップと、手術標的領域と感光性の組織との間の保護領域を選択するステップと、感光性の組織のダメージ閾値及び保護領域の保護閾値を推定するステップと、保護領域にダメージ閾値と保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを適用して、保護バリアを形成するステップと、手術標的領域に手術用レーザパルスを適用するステップとを有していてもよい。
【選択図】 図３Ｂ

Description

関連出願への相互参照
本出願は、２００７年９月５日に出願された米国仮出願第６０／９７０，２１４号発明の名称、「Laser-Induced Protection Shield in Laser Ophthalmic Surgery」の優先権を主張し、この文献の全体は、引用によって本願に援用される。

背景
本発明は、レーザ眼科手術を含むレーザ手術に関する。

レーザ眼科手術において、レーザ誘起光破壊（laser-induced photodisruption）が広く用いられている。光破壊に基づく様々な眼科レーザ手術システムは、シングルショットモード又はバーストモードで、パルス期間が比較的長いレーザを使用する。例えば、幾つかの施術では、Ｎｄ：ＹＡＧレーザを使用して、幾つかの連続するパルス、例えば、約３つの連続するレーザパルスを含むレーザビームを生成してもよい。このようなレーザデバイスを用いる手術では、眼に伝えられる手術用レーザビームの平均レーザパワーは小さく、眼の網膜又は他の構造に達する手術用レーザビームの残りの光の平均パワーは、網膜又は他の構造に損傷を引き起こす可能性がある閾値パワーレベルより小さくすることができる。

幾つかの手術において、数百個のレーザパルスを照射する場合であっても、これらは、例えば、数百ミクロンの桁程度の、低い精度で照射することが多い。

すなわち、レーザパルスは、多くの場合、衝突エネルギが小さく、十分に幅のある間隔を有しており、したがって、このようなレーザパルスによって、意図された手術標的に隣接する網膜及び他の構造に熱又は光による損傷が生じる可能性は低く、これらのレーザ手術システムで手術を行う場合は、網膜を保護するための特別な措置を講じる必要がないこともある。

手術用レーザパルスから敏感な組織を保護するレーザ手術のための技術、装置及びシステムを開示する。

一側面においては、眼科手術方法は、眼内の手術標的領域を判定するステップと、手術標的領域と感光性の組織との間の保護領域を選択するステップと、感光性の組織のダメージ閾値及び保護領域の保護閾値を推定するステップと、保護領域にダメージ閾値と保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを適用して、保護バリアを形成するステップと、手術標的領域に手術用レーザパルスを適用するステップとを有していてもよい。

保護領域を選択するステップは、保護領域内に形成される保護バリアが、残りの手術用レーザパルスによるダメージから感光性の組織を保護できるように、保護領域の位置及び形状を選択するステップを含んでいてもよい。

感光性の組織の保護は、残りの手術用レーザパルスの遮蔽、散乱及び吸収のうちの少なくとも１つを含んでいてもよい。

保護領域を選択するステップは、眼の核の境界の部分を判定するステップを含んでいてもよい。

感光性の組織のダメージ閾値を推定するステップは、ダメージ閾値レーザパラメータを推定するステップを含んでいてもよく、ダメージ閾値レーザパラメータを用いて適用されるレーザパルスは、感光性の組織にダメージを与えることができる。

保護領域の保護閾値を推定するステップは、保護閾値レーザパラメータを推定するステップを含んでいてもよく、保護閾値レーザパラメータを用いて適用されるレーザパルスは、保護領域内に保護バリアを形成できる。

保護閾値及びダメージ閾値を推定するステップは、手術用レーザシステムの要素の特徴の分析、予備測定及び術前測定、患者の眼の観察、計算の使用、年齢ベースのアルゴリズムの使用、死体実験から取得されたデータの使用及びデータベースの参照のうちの少なくとも１つを含んでいてもよい。

ダメージ閾値及び保護閾値を推定するステップは、０．５μＪ〜５０μＪの範囲のレーザパルスエネルギを推定するステップと、０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の範囲のレーザパルスの継続時間を推定するステップと、１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲の適用されるレーザパルスの周波数を推定するステップと、１ミクロン〜５０ミクロンの範囲のレーザパルスの標的領域の分離距離を推定するステップとを含んでいてもよい。

ダメージ閾値と保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを適用するステップは、感光性の組織にダメージを与えることを回避するのに適したレーザパラメータで予備的レーザパルスを適用するステップを含んでいてもよい。

幾つかの実施例では、眼の手術方法は、眼内の水晶体内の核の境界の部分を特定するステップと、網膜のダメージ閾値及び核の保護閾値を推定するステップと、ダメージ閾値と保護閾値との間のレーザパラメータを有する予備的レーザパルスを、核の後方領域内の保護領域に適用して、保護バリアを形成するステップと、核内の保護バリアより前方の標的領域に手術用レーザパルスを適用するステップとを有していてもよい。

核の境界の部分を特定するステップは、水晶体内に空間的に離間したプローブ気泡を生成するステップと、生成されたプローブ気泡の特性を観測するステップと、プローブ気泡の観測された特性に関連して境界の部分を特定するステップとを含んでいてもよい。

生成された気泡の特性を観測するステップは、第１の成長率を示す１つ以上のプローブ気泡を特定するステップと、第１の成長率とは異なる第２の成長率を示す１つ以上のプローブ気泡を特定するステップとを含んでいてもよく、境界の部分を特定するステップは、第１の成長率を示すプローブ気泡と、第２の成長率を示すプローブ気泡との間の境界を特定するステップを含んでいてもよい。

生成されたプローブ気泡の特性を観測するステップは、水晶体に超音波を印加するステップと、超音波に第１の応答を示す１つ以上のプローブ気泡を特定するステップと、第１の応答とは異なる第２の応答を示す１つ以上のプローブ気泡を特定するステップとを含み、境界の部分を特定するステップは、第１の応答を示すプローブ気泡と、第２の応答を示すプローブ気泡との間の境界を特定するステップを含んでいてもよい。

境界を特定するステップは、光イメージング法によってプローブ気泡を観測するステップと、光干渉断層法によってプローブ気泡を観測するステップとのうちの少なくとも１つを含んでいてもよい。

境界を特定するステップは、術前及び術中の境界の特定と、核の境界を眼の測定可能な特徴に関連付けるデータベースの参照と、測定可能な特徴に基づく計算の実行と、境界の年齢ベースの判定の実行とのうちの少なくとも１つを含んでいてもよい。

網膜のダメージ閾値を推定するステップは、ダメージ閾値レーザパラメータを推定するステップを含んでいてもよく、ダメージ閾値レーザパラメータを用いて適用されるレーザパルスは、網膜にダメージを与えることができる。

核の保護閾値を推定するステップは、保護閾値レーザパラメータを推定するステップを含んでいてもよく、保護閾値レーザパラメータを用いて適用されるレーザパルスは、保護領域内に保護バリアを形成できる。

保護閾値及びダメージ閾値を推定するステップは、手術用レーザシステムの要素の特徴の分析、予備測定及び術前測定、患者の眼の観察、計算の使用、年齢ベースのアルゴリズムの使用、死体実験及びデータベースの参照を含んでいてもよい。

ダメージ閾値及び保護閾値を推定するステップは、０．５μＪ〜５０μＪの範囲のレーザパルスエネルギを推定するステップと、０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の範囲のレーザパルスの継続時間を推定するステップと、１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲の適用されるレーザパルスの周波数を推定するステップと、１ミクロン〜５０ミクロンの範囲のレーザパルスの標的領域の分離距離を推定するステップとを含んでいてもよい。

予備的レーザパルスを適用するステップは、予備的レーザパルスが、僅かな程度のみ、網膜にダメージを与えることを確実にするレーザパラメータを有する予備的レーザパルスを適用するステップと、網膜を残りの手術用レーザパルスから保護できるように配置及び整形された保護バリアを形成するステップとを含んでいてもよい。

手術用レーザパルスを適用するステップは、核の一部の分解、断片化及び乳化を含んでいてもよい。

実施例は、眼の水晶体を断片化するレーザシステムを含み、レーザシステムは、レーザパルスからなるレーザビームを生成するように構成されているパルスレーザと、パルスレーザを制御して、感光性の組織のダメージ閾値と、保護領域の保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを眼内の保護領域に適用して、保護バリアを形成し、手術用レーザパルスを手術標的領域に適用するように構成されているレーザコントローラとを備える。

レーザコントローラは、パルスレーザを制御して、約０．５μＪ〜５０μＪの範囲のエネルギと、約１ミクロン〜５０ミクロンの範囲の隣接する標的領域の分離距離と、約０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の範囲の継続時間と、１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲の繰返し率とを有するレーザパルスを生成するように構成してもよい。

レーザシステムは、眼の水晶体内に生成されたプローブ気泡の特性を観測するように構成された光学システムと、プローブ気泡の観測された特性を用いて、水晶体内の核を特定するように構成されたプロセッサとを更に備えていてもよい。

実施例は、光破壊の標的の遠位にある感光性の組織を保護する手術方法を含んでいてもよく、この方法は、患者の体の手術標的領域を判定するステップと、手術標的領域と感光性の組織との間の保護領域を選択するステップと、感光性の組織のダメージ閾値及び保護領域の保護閾値を推定するステップと、保護領域にダメージ閾値と保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを適用して、保護バリアを形成するステップと、手術標的領域に手術用レーザパルスを適用するステップとを有していてもよい。

他の実施例は、以下を含む。一実施例は、レーザ手術において網膜を保護するための方法を含み、この方法は、眼内で手術標的領域を選択するステップと、１つ以上の予備的レーザパルスからなる予備的レーザビームを眼に方向付け、眼内の選択された手術標的領域と網膜との間又は選択された手術標的領域の後方の領域に又はその近傍に予備的レーザビームを集光して、網膜又は隣接している敏感な組織にダメージを与えることなく、光破壊を生成するステップとを有する。１つ以上の予備的レーザパルスによって領域内に生成された光破壊副産物は、選択された手術標的と網膜との間に保護領域を形成する。この方法では、予備的レーザビームの供給の後に、１つ以上の手術用レーザパルスからなる手術用レーザビームが選択された手術標的領域に方向付けられ、手術が実行される。

他の実施例は、光破壊の意図された標的の遠位の敏感な組織を保護する方法である。この方法は、患者の体の手術標的領域を選択するステップと、１つ以上の予備的レーザパルスからなる予備的レーザビームを体に方向付け、選択された手術標的領域と敏感な組織との間又は光学的に敏感な組織に最も近い選択された手術標的領域の領域内の体の領域において又はこの領域の近くに予備的レーザビームを集光し、敏感な組織にダメージを与えることなく、光破壊を生成するステップとを有する。１つ以上の予備的レーザパルスによって領域内に生成された光破壊副産物は、選択された手術標的と敏感な組織との間に保護領域を形成する。予備的レーザビームの供給の後に、１つ以上の手術用レーザパルスからなる手術用レーザビームが選択された手術標的領域に方向付けられ、手術が実行される。

他の実施例は、レーザ手術を実行するためのレーザ手術システムであり、レーザ手術システムは、眼内で手術標的領域を選択する手段と、網膜又はこれに隣接する敏感な組織にダメージを与えることなく、眼の領域内に光破壊を生成するように動作可能な１つ以上の予備的レーザパルスからなる予備的レーザビームを生成する手段と、予備的レーザビームを眼に方向付け、選択された手術標的領域と網膜との間又は光学的に敏感な組織に最も近い選択された手術標的領域の領域内の眼内の領域において又はこの領域の近くに予備的レーザビームを集光し、光破壊を生成する手段とを備える。１つ以上の予備的レーザパルスによって領域内に生成された光破壊副産物は、選択された手術標的と網膜との間に保護領域を形成する。また、このシステムは、予備的レーザビームの供給の後に、１つ以上の手術用レーザパルスからなる手術用レーザビームを生成し、選択された手術標的領域に方向付け、手術を実行する手段を備える。

更に他の実施例は、レーザ手術を実行するためのレーザ手術システムであり、レーザ手術システムは、生成されるレーザパルスのパラメータを変更することによって調整可能なレーザパルスを生成するレーザ光源と、レーザ光源からレーザパルスを受光し、レーザパルスを誘導して、手術下の患者の体の手術標的に方向付ける光学モジュールと、患者におけるレーザパルスの位置を監視するように配設された監視ユニットと、レーザ光源及び光学モジュールと通信し、レーザ光源及び光学モジュールを制御するコントローラとを備える。コントローラは、レーザ光源を制御して、レーザパルスが方向付けられている場所から遠位の敏感な組織にダメージを与えることなく、患者の体内に光破壊を生成するように、レーザパルスのレーザパラメータが設定される第１のモードで動作させ、及びレーザパルスが方向付けられている場所において、組織にダメージを与えることによって、患者に対して手術を行うように、レーザパルスのレーザパラメータが設定される第２のモードで動作させることができる。コントローラは、光学モジュールを制御して、モニタユニットからの情報に基づいて、レーザパルスの方向及び位置を調整し、レーザ光源によって生成されたレーザパルスを、第１のモードにおいて、手術標的と敏感な組織との間の位置に配置して、保護的な光破壊領域を生成し、次に、第２のモードのレーザ光源によって生成されたパルスレーザを手術標的に配置するように動作できる。

これらの及びこの他の特徴は、以下の詳細な説明、図面及び特許請求の範囲により詳細に開示されている。

眼の概要を示す図である。 保護領域の導入なしの眼科手術的処置の具体例を示す図である。 保護領域の導入ありの眼科手術的処置の具体例を示す図である。 保護領域の導入ありの同様の眼科手術的処置の具体例を示す図である。 保護領域の導入ありの例示的な眼科手術的処置のステップを示す図である。 眼の核を示す図である。 眼科手術的処置の具体例を示す図である。 Ａ〜Ｃは、図６の処置の実施の形態を示す図である。 ステップ６１０の実施の形態を示す図である。 レーザ制御のために標的のイメージングを行うイメージングモジュールが設けられた画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 画像誘導レーザ手術システムを用いてレーザ手術を実行する方法の具体例を示す図である。 光干渉断層法（ＯＣＴ）イメージングモジュールからの眼の画像の具体例を示す図である。 Ａ〜Ｄは、画像誘導レーザ手術システムを較正するための較正サンプルの２つの具体例を示す図である。 システムを較正するために、画像誘導レーザ手術システム内の患者インタフェースに較正サンプル材料を取り付ける具体例を示す図である。 手術用レーザビームによってガラス表面に作成された参照マークの具体例を示す図である。 画像誘導レーザ手術システムの較正処理及び較正後の手術の具体例を示す図である。 レーザ誘起光破壊副産物及び標的組織の画像を捕捉し、レーザ整列を誘導する例示的な画像誘導レーザ手術システムの動作モードを示す図である。 レーザ誘起光破壊副産物及び標的組織の画像を捕捉し、レーザ整列を誘導する例示的な画像誘導レーザ手術システムの動作モードを示す図である。 画像誘導レーザ手術システムにおけるレーザ整列動作の具体例を示す図である。 画像誘導レーザ手術システムにおけるレーザ整列動作の具体例を示す図である。 光破壊副産物の画像を用いるレーザ整列に基づく例示的なレーザ手術システムを示す図である。

図１は、眼の全体的な構造を示している。入射光は、角膜、前眼房、瞳孔、後眼房、水晶体及び硝子体を含む光路を介して伝播される。これらの光学的要素は、網膜上に光を誘導する。

様々な眼科レーザ手術システムは、パルスエネルギレベルが低く、繰返し率が高いレーザを使用して、例えば、数ミクロン又は数十ミクロンの精度で、レーザの目標設定（targeting）をより正確に制御する。これらの施術では、高い繰返し率によって、標的及び隣接する構造に比較的高い平均パワーが伝えられることがある。手術標的領域内には、レーザパルスの伝えられる光エネルギの一部だけが吸収される。したがって、吸収されていない、すなわち残りのレーザ光線は、眼内で伝播し続け、眼内のより深い構造に到達し、意図された手術標的ではない眼内の１つ以上の他の構造を傷つけることがある。

例えば、眼底の網膜は、可視光及び他の波長の光の吸収率が高いために、敏感な組織である。したがって、上述したな高繰返し率レーザ手術システムでは、手術ターゲット領域に吸収されなかった残りの光が、網膜に到達して網膜を傷つける潜在的リスクがある。例えば、角膜又は水晶体の手術では、残りの光が、角膜と網膜との間の虹彩及び水晶体を含む構造を通過した後、危険に高いパワーレベルで網膜に達することがある。更に、これらの複数のパルスの集光が不適切であると、意図された標的ではない敏感な組織が直接傷つけられることもある。

本明細書は、高平均パワー光破壊レーザ眼科手術システム（high average power photodisruptive laser ophthalmic surgery system）の残りの光によって眼内の網膜又は他の敏感な非標的構造が傷つけられるリスクを低減する保護技術の実施例を開示する。更に、この保護技術を実施することによって、意図された標的以外の部位における光破壊から直接的な損傷のリスクを低減することができる。

また、ここに説明する保護方法は、単に眼だけではなく、眼以外の体内の感光性領域においても実施することもできる。

幾つかの実施例では、手術用レーザパルスの適用の前に、予備的レーザパルスを、手術標的領域と網膜又は他の敏感な標的との間の保護領域に集光し、保護領域に光破壊を引き起こす。この処理によって、保護バリアとして機能する光破壊副産物を生成することができる。

例えば、眼科手術を実行する前に、レーザによって、保護領域内に、保護バリアとしての一組のキャビテーション気泡（cavitation bubbles）を作成できる。レーザ誘起保護バリア（laser-induced protection barrier）は、光を散乱させ又は吸収し、この結果、眼の施術の間に使用される光による不適切な光破壊に対する、網膜又は他の敏感な組織のための保護シールドを提供する。

予備的パルスを適用して、保護バリア又はシールドを形成した後、手術用パルスを手術標的領域に適用して光破壊手術を実行することができる。幾つかの状況では、手術標的領域に予備的レーザパルスを方向付けて、手術標的内又はその境界に隣接する領域に保護バリアを形成してもよい。予備的レーザパルスのパルスパラメータ、例えば、エネルギ、繰返し率、スポット分離及び他のパルスパラメータは、網膜又は他の敏感な組織を破損するリスクを最小化するように選択することができる。予備的パルスの後、手術用レーザパルスを供給して、手術を行うことができる。

図２は、手術標的領域と網膜との間に上述した保護バリアを形成していないレーザ光破壊プロセスを示している。パルスレーザ１１０を用いて、レーザパルスから構成されるレーザビーム１１２を生成することができる。レーザビーム１１２を眼内の標的１０１に集光及び方向付けすることによって、レーザ手術を実行することができる。レーザ誘起光破壊の結果、眼内の標的１０１内に光破壊副産物１２０が生成されることがある。光破壊副産物１２０には、サイズが１ミクロン未満から数百ミクロンまでの広範囲に亘って異なる気泡及び光学的特性がレーザビーム１１２によって変更された組織が含まれる。眼内の標的１０１の光破壊に関与せず、及び眼内の標的１０１に吸収されなかった又は光破壊副産物１２０によって散乱されなかった残りの光１３０は、網膜１０２に到達することがあり、このパワーが大きければ、網膜１０２が傷つく場合がある。

図３Ａ〜図３Ｂは、上述した保護バリアが形成された状態のレーザ光破壊プロセスを示している。準備段階において、手術用レーザシステムの特徴、患者の眼及び眼疾患の事前の測定及び観察、並びに他の要素に基づいて、網膜の負傷の可能性を推定できる。

この準備段階では、レーザビーム１１２が、網膜１０２又は他の事前に選択された感光性の組織を傷つける可能性がある条件を表す１つ以上のダメージ閾値レーザパラメータを推定できる。レーザパラメータには、エネルギ、パルス幅、空間的な分離及びレーザパルスの繰返し率が含まれる。

更に、この準備段階において、レーザビームが、事前に選択された領域内に、網膜１０２又は他の感光性の組織を保護できる光破壊副産物１２０を生成する可能性があるときの条件を表す１つ以上の保護閾値レーザパラメータを推定することもできる。保護閾値は、光破壊副産物１２０が生成される組織又は領域に応じて決定してもよい。

図３Ａは、眼内の標的１０１に手術用レーザパルスを適用する前に、レーザ１１０を動作させ、予備的光破壊レーザパルス１１２−１を、網膜１０２と手術標的１０１との間の選択された保護領域２１０に供給するように制御することを示している。予備的光破壊レーザパルス１１２−１のレーザパラメータは、準備段階で推定したダメージ閾値と保護閾値パラメータとの間で選択できる。このような選択によって、予備的レーザパルス１１２−１は、網膜１０２を傷つけることを回避しながら、保護領域２１０内の組織を光破壊し又は光学的に変質させることができる。

予備的レーザパルス１１２−１の適用の結果の１つとして、保護領域２１０内に光破壊副産物１２０から形成される保護バリア２２０を生成できる。光破壊副産物１２０には、様々なサイズの気泡及び透明度又は不透明度等の光学的特性が変質された組織が含まれる。この保護バリア２２０は、後の手術用レーザパルス１１２−２の適用から網膜１０２又は他の感光性の組織を保護でき、この場合、手術用レーザパルス１１２−２のレーザパラメータは、ダメージ閾値を超えていてもよい。

網膜１０２は、湾曲しているので、保護バリア２２０の形状は、眼内の標的１０１と網膜１０２との間のバリアとして、眼内の標的領域１０１を部分的に囲むように形成できる。このような保護バリア２２０は、手術用レーザパルス１１２−２の残りの光を遮蔽することができる。

図３Ｂは、保護バリア２２０が形成された後に、レーザ１１０を動作させ、高パワーの手術用レーザパルス１１２−２を眼内の標的１０１に供給し、眼内の標的１０１に対して眼の手術を実行することを示している。手術用レーザパルス１１２−２のレーザパラメータは、ダメージ閾値を超えていてもよく、このような場合であっても、事前に形成されている保護バリア２２０による残りの光１３０の遮蔽又は散乱のために、網膜１０２は、手術用レーザパルス１１２−２から保護された状態を保っている。

図４は、上述した眼科手術方法４００の実施例のステップを示している。

ステップ４１０は、眼内の手術標的領域１０１を決定することを含む。更に、手術用レーザパルスが、網膜に対する影響を限定しながら、所望の手術を達成するために十分であるように、手術標的領域に対する眼科手術のための手術用レーザパルスの手術用レーザパラメータを選択してもよい。

ステップ４２０は、保護領域２１０を特定することを含む。保護領域２１０は、手術標的領域１０１と網膜１０２等の感光性の組織との間に位置するように選択できる。

また、保護領域２１０は、手術標的領域１０１の最後部の近傍又はこの最後部に隣接するように選択できる。保護領域２１０の形状は、平面であってもよく、曲面であってもよく、網膜１０２の表面に追従するような曲面であってもよい。

ステップ４２０は、幾つかの場合、後に図６のステップ６１０に関連して詳しく説明するように、水晶体核の境界の一部を判定することを含む。

ステップ４３０は、眼科手術に関連するレーザパラメータの、感光性の組織のダメージ閾値及び保護領域の保護閾値を推定することを含む。このステップ４３０は、手術用レーザシステムの部品の特徴の分析、予備測定及び術前測定、患者の眼の観察、計算の使用、年齢ベースのアルゴリズムの使用、死体実験、データベース及び眼疾患の性質の参照、並びに他の要素を含んでいてもよい。

レーザビーム１１２が網膜１０２又は他の感光性の組織にダメージを与える可能性があるときの条件を表す１つ以上のダメージ閾値レーザパラメータを推定することができる。レーザパラメータには、レーザビーム１１２のエネルギ、パルス幅、パルスの空間的な分離、繰返し率、レーザパルスの繰返しの総数又は継続時間が含まれる。ダメージ閾値は、網膜１０２又は感光性の組織の特徴に応じて決定してもよい。

更に、レーザビームが、保護領域内に、網膜１０２又は他の感光性の組織を保護できる光破壊副産物１２０を生成する可能性があるときの条件を表す１つ以上の保護閾値レーザパラメータを推定してもよい。このような副産物は、光学的特性が変質された気泡又は組織を含んでいてもよい。これらの光学的特性は、組織又は気泡の透明度及び不透明度を含んでいてもよい。保護閾値は、これらの保護閾値パラメータを有するレーザビームによって生成される光破壊副産物１２０が、手術用パルスが適用される際、手術用パルスを遮蔽し、偏向し、拡散し、吸収し、又は網膜の負傷の可能性を他の何らかの形式で緩和するように選択してもよい。例えば、保護閾値レーザパラメータは、これらの保護閾値パラメータを有するレーザビームによって生成されるキャビテーション気泡が、手術用パラメータを有するレーザビームを遮蔽することができる十分な密度に形成されるように選択してもよい。

ステップ４２０における保護領域の特定及びステップ４３０における保護閾値の推定は、繰り返し実行してもよい。ある具体例では、レーザ１１０のオペレータは、意図された保護領域２１０を選択し、その領域に予備的な測定を実行して、保護閾値を推定し、次に、望ましくない保護閾値を発見し、意図された保護領域２１０を変更し、新たな保護閾値を推定してもよい。

ステップ４４０は、特定された保護領域２１０に又はこの近傍に集光された一組の予備的レーザパルス１１２−１を適用することを含み、ここで、予備的レーザパルス１１２−１のレーザパラメータは、ダメージ閾値と保護閾値の間の値である。ステップ４４０は、予備的レーザパルス１１２−１を適用して、保護領域２１０内に保護バリア２２０を形成することを含んでいてもよい。保護バリア２２０は、例えば、光学的特性が変質された気泡又は組織等の光破壊副産物１２０を含んでいてもよい。保護バリア２２０の形状は、平面であってもよく、曲面であってもよく、網膜１０２の表面に追従するような曲面であってもよい。

保護バリア２２０は、本質的に永久的な気泡を含んでいてもよく、一時的な、最終的に消滅する気泡を含んでいてもよい。

ステップ４５０は、手術用レーザパラメータを有する手術用レーザパルス１１２−２を選択された眼内の標的領域１０１に適用することを含み、この手術用レーザパルス１１２−２は、ダメージ閾値を超えている場合もある。

上述した方法４００の結果、眼内の標的１０１の手術に最適であるが、予備的レーザパルス１１２−１によって形成される保護バリア２２０がなければ、網膜を傷つける可能性があるエネルギ及び繰返し率で、高繰返し率レーザパルスを眼内の標的１０１に供給することができる。この技術は、虹彩等、網膜の生来的な保護器官の背後で手術を実行する場合、特に有益であることがある。他の具体例は、水晶体又は硝子体、若しくは眼の硝子体腔内の構造に対して実行される手術を含む。

方法４００の一実施の形態では、レーザ１１０は、まず、予備的レーザパルス１１２−１を供給するように制御され、次に、手術用レーザパルス１１２−２を供給するように制御される。光破壊を用いる眼の手術の一具体例では、レーザ１１０を用いて、百パルス毎秒乃至十億パルス毎秒の繰返し率で、光破壊を生成する能力があるレーザパルスを生成することができる。光学モジュールを使用して、レーザパルスを眼の構造に集光及び方向付けすることができる。

レーザパルスパラメータは、網膜を傷つけるおそれがない１つ以上の予備的レーザパルス１１２−１を適用するように選択できる。１つ以上の予備的レーザパルス１１２−１は、選択された保護領域２１０に方向付けることができ、保護領域２１０は、網膜１０２と所望の手術標的１０１との間にあり、更には、手術標的１０１自体の後部にあってもよい。予備的レーザパルス１１２−１は、保護領域２１０内に光破壊副産物１２０を生成し、保護バリア２２０を形成することができる。

１つ以上の予備的レーザパルス１１２−１の供給の後には、網膜を傷つけるリスクを有するような１つ以上の手術用レーザパルス１１２−２のための手術用レーザパルスパラメータを選択できるようになる。手術を実行するために、手術用レーザ１１０及び光学モジュールを制御して、１つ以上の手術用レーザパルス１１２−２を標的１０１に供給してもよい。予備的レーザパルス１１２−１によって生成される光破壊副産物１２０は、術中に、残りの光１３０及び手術用レーザパルス１１２−２の他の影響から、網膜１０２を保護できる。

図５〜図８は、上述した方法４００の特定の実施例を示している。この実施の形態は、水晶体核の治療を含む白内障手術の実行に関する。

図５は、人間の眼の水晶体５００内において、ある領域の透明度が低下していることを示している。水晶体５００は、その約９０％が、タンパク質であるα−クリスタリン、β−クリスタリン及びγ−クリスタリンから構成されているため、水晶体（crystalline lens）と呼ばれる。水晶体は、眼の動的な焦点調節能力を含む眼内の複数の光学的機能を有する。水晶体は、妊娠、出産後及び生涯に亘ってサイズが成長し続けるという点で、人体の特有の組織である。水晶体は、水晶体赤道部に位置する胚中心から開始して、新たな水晶体線維細胞を分化することによって発育する。核５０１の周りの新たな成長物は、皮質５０３と呼ばれ、同心楕円状の層、領域又はゾーンに発育する。核５０１及び皮質５０３は、人間の発育の異なる段階で形成されるため、これらの光学的特性は、異なっている。

この複雑な成長過程の結果、典型的な水晶体５００は、軸方向の長さが約２ｍｍのより硬い核５０１と、この周囲を取り囲む、軸方向の幅が１〜２ｍｍのより柔らかい皮質５０３と、これを収容する、典型的な幅が約２０ミクロンのより薄い嚢包５０５とを含む。これらの値は、個人差が大きい。

水晶体線維細胞では、時間の経過に伴って、細胞質要素の進行性消失が起こる。水晶体には、その内部の領域に静脈もリンパ管も通っていないので、年齢が高くなると、水晶体の光学的透明性、柔軟性及び他の機能的な特性が劣化することがある。

長期にわたる紫外線への曝露、一般的な放射への曝露、水晶体タンパク質の変性、疾患、例えば、糖尿病の合併症、高血圧及び老化等の幾つかの状況において、核５０１の領域が、透明度が低下した領域５０７になることがある。このような変化の結果の１つは、老眼及び白内障の進行であり、これらは、年齢と共に、症状が重くなり、罹病率が高くなる。

透明度低下又は白内障領域５０７は、白内障手術によって除去することができる。一般的な施術は、濁った水晶体の嚢包５０５を切開し（切嚢術）、水晶体嚢胞５０５の完全性を実質的に保ちながら、内部、すなわち、皮質５０３及び核５０１を外科的に除去することである。皮質５０３は、流体力学的な粘性を示し、したがって、吸引（aspiration）又は単なる吸気（suction）によっても除去することができるが、核は、硬すぎるため、これらの手法では除去することができない。以前の施術では、核５０１は、通常、その全体が除去されていた。この施術では、嚢包５０５にかなり大きい、例えば、１２ｍｍの長さの切込みを切開する必要があった。最終的に、核５０１の代わりとして、嚢包５０５内にプラスチック製の「眼内」レンズを挿入することが多かった。しかしながら、このような感覚器官へのこのような大規模な処置は、例えば、更なる手術が必要になる等、望ましくない結果を生じることも多い。

白内障手術は、上述した方法４００を実施することによって、効率的に行うことができる。本出願の実施例は、嚢包５０５に切開されたより小さい切込みを介して核５０１を取り出すことを容易にするために、核５０１を分割する光破壊法を含む。これによって、意図されていない副作用を低減でき、二次白内障手術が必要になる患者のパーセンテージを減少させることができる。

幾つかの実施の形態では、光破壊法は、硬い水晶体領域に適用され、この領域は、核５０１とはある程度異なっていてもよい。この領域は、例えば、核を除去するのではなく、削り取る場合のように、核５０１の一部のみを含んでいてもよい。また、他のケースとして、光破壊法によって核５０１の周囲の領域を処置してもよい。ここでは、硬い水晶体領域の全てのバリエーションを核５０１と総称する。幾つかの場合、この核５０１は、長径（equatorial diameter）が約６〜８ｍｍ、短径（axial diameter）又は広がりが約２〜３．５ｍｍの楕円体状の領域を占める。この領域の寸法は、患者、疾患及び施術によって異なる。

レーザ誘起水晶体断片化処理において、レーザパルスは、標的領域をイオン化及びガス化させ、光破壊副産物１２０として、キャビテーション気泡の形成を促す。これらの気泡は、数ミクロンの直径で形成され、超音速で５０〜１００ミクロンに膨張することがある。気泡の膨張が亜音速に低下すると、気泡は、周囲の組織内に衝撃波を誘起し、二次分離を引き起こす。気泡自体及び誘起された衝撃波の両方は、施術の目的を達成し、すなわち、嚢包５０５上に切込みを切開することなく、標的である核５０１の分解、断片化又は乳化を引き起こす。分解された核５０１は、場合によっては、水晶体自体に手術用器具を挿入することなく、遙かに小さい切込みを介して除去することができる。

但し、この施術のレーザパルスは、網膜１０２を傷つける可能性があるエネルギ、パルス幅、空間的な分離、繰返し率又は他のレーザパラメータを有することがある。

網膜１０２を傷つける危険性は、エネルギがより小さいパルスを適用することによって又はレーザパルスの繰返し率を減少させることによって低減することができる。しかしながら、このようにすることによって、レーザパルス１１２の影響も低下し、眼手術を完了するために必要な時間が長くなる。

患者の眼は、様々な理由のために、時間と共により制御不能に動き始めるので、手術に費やすことができる時間は限られていることが多い。典型的な手術時間は、１分程度であり、２分を超えることはあまりない。

上述した方法４００又はその変形例を適用して、まず、予備的レーザパルス１１２−１によって保護バリア２２０を形成することによって、眼手術用レーザ１１０のオペレータは、次に、より大きいエネルギ及びより高い密度の手術用レーザパルス１１２−２を使用することができる。保護バリア２２０がなければ、このような手術用レーザパラメータを有するレーザパルスは、網膜１０２を傷つけるおそれがある。したがって、この方法によって、手術に必要な時間を短縮することができる。

図６は、白内障手術に関連して、核５０１を光破壊する、上述した考察から発展させた、眼手術のプロセス６００の実施例を示している。

図７は、図６の方法の実施の形態を示しており、ここでは、光破壊副産物１２０は、主に気泡である。また、光破壊副産物１２０の他の実施の形態も可能である。

ステップ６１０では、水晶体５００の機械的又は光学的な特徴の測定から核５０１の境界７０２を特定できる。レーザパルスを核５０１の外側に照射すると、生成された気泡は、かなり広がり、制御が困難になるので、方法６００の実施例は、ステップ６１０を含んでいてもよい。すなわち、保護領域２１０内の核５０１の内側に予備的レーザパルス１１２−１を集光し、よく制御された保護バリア２２０を形成することができるように、幾つかの実施例は、最初に、核５０１の境界７０２を判定することを含んでいてもよい。

図８は、気泡の機械的特性に基づくステップ６１０の実施例を示している。水晶体５００内には例えば、実質的に眼の主軸について平行であって、１０〜１００ミクロン等、適切な距離だけ分離した一列のプローブ気泡８１０を生成してもよい。水晶体の他の領域に、他の気泡列を生成することもできる。ここに示すように、より硬い核５０１は、柔らかい皮質５０３に比べて、気泡の膨張に対する抵抗が大きいので、硬い核５０１内のプローブ気泡８１０−１は、皮質５０３内より膨張が遅い。さらに、皮質５０３は、核５０１に比べて、気泡の膨張に対する抵抗が小さいので、皮質５０３のプローブ気泡８１０−２は、より速く膨張する。核５０１と皮質５０３との間の境界７０２の一部は、膨張が速いプローブ気泡８１０−２から膨張が遅いプローブ気泡８１０−１を分離する線又は領域として特定できる。

プローブ気泡８１０の膨張及び特定される分離ラインは、光学的観測方法によって観測及び追跡できる。全ての種類のイメージング技術を含む、このような多くの方法が知られている。これらの分離ポイントをマップ化又は他の手法で記録することによって、より硬い核５０１とより柔らかい皮質５０３の水晶体領域との間で、境界７０２又はその少なくとも一部を確定することができる。ステップ６１０のこの実施例は、術前に、すなわち、手術の前に実行してもよく、術中に、すなわち、手術の初期段階として実行してもよい。

また、ステップ６１０には、他の幾つかの手法を適用してもよい。例えば、患者に対する手術の前に、光学的又は構造的な測定を実行してもよい。また、例えば、年齢に依存するアルゴリズム（age-dependent algorithm）を用いて、眼に関する他の測定可能な特徴を核のサイズに関連付ける何らかのデータベースを用いてもよい。幾つかの場合、明示的な演算を行ってもよい。幾つかの場合、死体からのデータを利用することもできる。また、上述した気泡列を生成し、そして、超音波攪拌を適用して、誘起された気泡の振動、特にそれらの周波数を観測することもできる。これらの観測からも、周囲の組織の硬度を推定できる。

幾つかの場合、ステップ６１０において、光干渉断層法（Optical Coherence Tomography：ＯＣＴ）を利用できる。ＯＣＴの側面の１つとして、ＯＣＴは、イメージングされた組織の不透明度を測定できる。この測定から、気泡のサイズ及び領域の硬度を再び推定できる。

更に、例えば、白内障領域のみを除去するか、又は核５０１を削るだけであるか等の他の幾つかの考察に基づいて、核５０１を選択できる。これらの方法の全ては、図６のステップ６１０の範囲に含まれ、図７Ａでは、核５０１の境界７０２を示す点線によって図示している。

図６に示すように、ステップ６２０では、網膜１０２のダメージ閾値及び核５０１の保護閾値を判定できる。ステップ４３０に関連して上述したように、予備的レーザパルス１１２−１のエネルギ、スポット分離、継続時間及び繰返し周波数は、水晶体の光学的又は構造的な特性の術前測定に基づいて選択できる。これに代えて、レーザエネルギ及び標的分離の選択は、全体的な水晶体の寸法の術前測定、年齢に依存するアルゴリズムの使用、計算、死体測定、データベース又は他の同様に適切な手法に基づいて行ってもよい。

閾値は、何れのレーザパラメータについても設定できる。例えば、幾つかの実施例では、予備的レーザパルス１１２−１の継続時間は、０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の閾値の間で変更してもよい。幾つかの実施例では、予備的レーザパルス１つあたりのレーザエネルギは、０．５μＪ〜５０μＪの閾値の間で変更してもよい。幾つかの施術では、１パルスあたりのエネルギとして、５μＪ〜２５μＪの範囲のエネルギを使用してもよい。レーザパルス繰返し周期は、１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの閾値の間で変更してもよい。

ステップ６３０は、判定された閾値の間のレーザパラメータを有する予備的レーザパルス１１２−１を、核５０１の後方部の保護領域２１０に適用して、保護バリア２２０を形成することを含む。保護バリア２２０は、気泡等の光破壊副産物１２０を含むことができる。予備的レーザパルス１１２−１のレーザパラメータは、ダメージ閾値と保護閾値との間であるため、これらは、保護バリア２２０を形成できると共に、網膜１０２を大きく傷つけることはない。

図７Ｂは、境界７０２に近接する核５０１の後方部で保護領域２１０が特定され、続いて、予備的レーザパルス１１２−１を適用して保護バリア２２０を形成するステップ６３０の実施の形態を示している。ステップ６３０は、気泡を生成して、核５０１の保護バリア２２０の組織を光破壊し、断片化し又は場合によっては乳化することを含んでいてもよい。

ステップ６４０は、核５０１内の保護バリア２２０より前方の手術標的領域１０１に手術用レーザパルス１１２−２を適用することを含む。ステップ６３０において保護バリア２２０が形成されているので、手術用レーザパルス１１２−２のレーザパラメータは、ダメージ閾値を超えて選択できる。このようなレーザパルスは、先のステップ６３０で形成された保護バリア２２０がなければ、網膜１０２を傷つける可能性がある。

図７Ｃは、ステップ６４０の実施の形態を示しており、ここでは、手術用レーザパルス１１２−２によって、手術標的領域１０１内に気泡の第２の組が生成されている。手術標的領域１０１は、既に形成されている保護バリア２２０より前方にあってもよい。

両方のステップ６３０、６４０において、レーザパルス１１２は、小さい領域（例えば、１〜１０ミクロンの直径を有する領域）に集光し、次に、渦巻状又は同心円状の経路等、規則的な手法で、焦点を移動させることができる。他の実施例では、レーザパルス１１２は、より拡大された領域、例えば、数百ミクロンの直径を有する領域に適用され、この場合、焦点領域の移動は、限定的であってもよく、行わなくてもよい。

方法６００の実施例では、核５０１の後方から核５０１の前方への方向に沿って、手術用レーザパルス１１２−２の焦点又は標的領域を移動させることによって、手術のステップ６４０を繰り返し適用できる。手術のステップ６４０のこのシーケンスは、後の手術用レーザパルス１１２−２の光路内に気泡が形成され、広がることを制御及び制限する。これらの実施例によって、後の手術用レーザパルス１１２−２は、その全てのエネルギを標的領域に伝えることができ、手術領域をより明確にイメージングできることに加えて、後の手術用レーザパルス１１２−２をより良好に制御することができ、施術者にとって有益である。

これらのステップ６１０〜６４０の後に、白内障手術等において必要な場合又は望ましい場合、断片化され、分解され、乳化され又はこの他の手法で変質された核５０１の除去を行ってもよい。断片化され、分解され又は他の手法で変質された核５０１を除去する１つの方法は、水晶体嚢胞５０５に１個以上の小さな開口又は切込みを切開し、次に、吸引プローブ（aspiration probe）を挿入し、断片化された物質を吸引によって除去することである。他の実施例では、嚢包にプローブを挿入することなく、単純な吸気によって、皮質等の断片化されていない粘性がある物質と同様に、断片化された物質を抽出することができる。更に他の実施の形態では、機械、吸気、超音波、レーザ、加熱流体又は他の除去手段を用いてもよい。

図９〜図２８は、上述した技術及び施術を実施するために用いることができる様々なレーザ眼科手術システムを示している。

レーザ手術の１つの重要な側面は、レーザビームの精密な制御及び照準、例えば、ビーム位置決め及びビーム集光である。レーザ手術システムは、レーザパルスを組織内の特定の標的に目標設定するレーザ制御及び照準ツールを含むように設計することができる。様々なナノ秒光破壊レーザ手術システム、例えば、Ｎｄ：ＹＡＧレーザシステムでは、目標設定精度の必要なレベルは、比較的低い。この理由の１つは、使用されるレーザエネルギが比較的高く、したがって、影響を受ける組織領域も比較的大きく、衝撃を受ける領域が数百ミクロンの寸法に亘ってカバーされることが多いためである。このようなシステムにおけるレーザパルス間の時間は、長い傾向があり、手動制御の目標設定が可能であり、一般的に用いられている。このような手動の目標設定メカニズムの一具体例は、標的組織を可視化する生体顕微鏡と、照準ビームとして使用される二次レーザ光源との組合せである。手術医は、通常、ジョイスティックコントローラを用いて、顕微鏡を介する画像と（オフセットの有無にかかわらず）同焦点であるレーザ集光レンズの集光を手動で移動させ、手術用ビーム又は照準ビームを意図された標的上に最良に集光する。

繰返し率が低いレーザ手術システムと共に使用するように設計されたこのような技術は、１秒あたり数千ショットで動作し、１パルスあたりのエネルギが比較的低い、高繰返し率のレーザと共に使用することは困難である場合がある。繰返し率が高いレーザを用いる手術では、個々のレーザパルスの効果が小さいために、遙かに高い精度が必要となることがあり、及び何千ものパルスを新たな治療領域に非常に速やかに供給する必要性のために、遙かに高い位置決め速度が必要となることがある。

レーザ手術システムのための繰返し率が高いパルスレーザの具体例は、１秒あたり数千ショット又はこれ以上のパルス繰返し率を有し、１パルスあたりのエネルギが比較的低いパルスレーザを含む。このようなレーザは、１パルスあたりのエネルギが比較的低く、組織の影響を局所化し、レーザ誘起光破壊によって引き起こされる、例えば、光破壊によって衝撃を受ける組織領域を数ミクロン又は数十ミクロン程度にする。このように組織の影響を局所化することによって、レーザ手術の精度を改善でき、これは、レーザ眼科手術等のある手術において、望ましい場合がある。このような手術の一具体例においては、連続する、略々連続する又は既知の間隔だけ分離された、数百、数千乃至数百万のパルスを用いて、ある所望の手術効果、例えば組織の切開、分離又は断片化等を達成することができる。

レーザパルス幅が短く、繰返し率が高い光破壊レーザ手術システムを用いる様々な手術は、標的組織上の標的部位に関する絶対的位置、及び先行するパルスに関する相対的位置の両方において、手術下の標的組織における各パルスの位置決めに高い精度を要求することがある。例えば、幾つかの場合、レーザパルスは、数マイクロ秒程度であることもあるパルス間の時間内に、数ミクロンの精度で互いに隣り合うように供給する必要があることがある。この場合、２つの連続するパルス間の間隔は短く、パルス整列に関する精度要求は高いので、繰返し率が低いパルスレーザシステムで用いられる手動の目標設定は、不適切又は不可能である。

レーザパルスを組織に供給するための精密な高速位置決め要求を実現及び制御する１つの技術は、透明材料、例えば、組織に接触する予め定義された接触面を有するガラスから形成された圧平プレート（applanation plate）を取り付け、圧平プレートの接触面が組織とのよく定義された光インタフェースを形成するようにすることである。このよく定義されたインタフェースは、組織へのレーザ光線の透過及び集光を補助し、眼内の角膜の前面にある空気／組織インタフェースにおいて最も重大な、光学収差又は変動（例えば、特定の眼の光学的特性又は表面の乾燥によって生じる変化に起因する。）を制御又は減少させることができる。様々な用途、並びに眼及び他の組織内の標的について、使い捨てのもの及び再使用可能なものを含むコンタクトレンズを設計することができる。標的組織の表面上のコンタクトガラス又は圧平プレートは、参照プレート（reference plate）として用いることができ、これに対して、レーザパルスは、レーザ供給システム内の集光要素の調整によって集光される。このようにコンタクトガラス又は圧平プレートを使用することによって、組織表面の光学品質をより良好に制御することができ、この結果、レーザパルスの光学的歪みを小さく抑えながら、圧平参照プレートに対する標的組織内の所望の位置（相互作用点）にレーザパルスを速やかに正確に配置することができる。

眼の上で圧平プレートを使用する一手法は、眼内の標的組織にレーザパルスを供給するための位置基準を提供する圧平プレートを用いることである。このような圧平プレートの位置基準としての使用は、標的内のレーザパルスを出射する前に十分な精度で特定されたレーザパルス集光の既知の所望の位置に基づくことができ、参照プレートと個々の内部の組織標的との相対的位置は、レーザ出射の間、一定のままである必要がある。更に、この方法は、異なる眼の間で又は同じ眼内の異なる領域の間で、予測可能で再現可能な所望の位置へのレーザパルスの集光を必要とすることがある。実際のシステムでは、上述した条件が満たされない場合があるため、実際のシステムでは、位置基準として圧平プレートを用いて、レーザパルスを眼内で正確に局所化することが困難であることがある。

例えば、手術標的が水晶体である場合、眼の表面にある参照プレートから標的への正確な距離は、角膜自体、前眼房、虹彩等の伸縮可能な構造（collapsible structures）の存在のために、変化する傾向がある。異なる個々の眼の間で、圧平された角膜と水晶体との間の距離の変化がかなり大きいだけではなく、同じ眼内においても、手術医が使用する特定の手術及び圧平技術によって、変化があることもある。更に、手術の効果を達成するために必要な数千個のレーザパルスを出射している間に、圧平された表面に対して、目標設定された水晶体組織が移動することもあり、これによって、パルスの正確な供給が更に複雑になる。更に、眼内の構造は、キャビテーション気泡等の光破壊副産物の形成を原因として動くことがある。例えば、水晶体に供給されたレーザパルスによって、水晶体嚢胞が前方に膨らむことがあり、この場合、その後のレーザパルスの配置のために、この組織に目標設定する調整が必要である。更に、コンピュータモデル及びシミュレーションを使用して、圧平プレートを取り除いた後に、標的組織の実際の位置を十分な精度で予測すること、及び圧平なしで、レーザパルスの配置を調整して、所望の局所化を達成することは、困難である場合があり、この理由の一部は、圧平効果は、個々の角膜又は眼、並びに手術医が使用する特定の手術及び圧平技術に固有の因子に依存することがあるので、非常に変化しやすい性質を有するためである。

ある手術的処置において、内部組織構造の局所化に対して不均衡に影響する圧平の物理的な効果に加えて、目標設定システムは、パルス継続時間が短いレーザを使用するときに生じる可能性がある光破壊の非線型特性を予測又は考慮することが望ましいことがある。光破壊は、組織物質における非線形の光学プロセスであり、ビーム整列及びビーム目標設定を複雑にすることがある。例えば、光破壊の間にレーザパルスと相互作用する際の組織物質における非線形の光学的効果の１つとして、レーザパルスが受ける組織物質の屈折率が一定ではなくなり、光の強度によって変化するようになる。レーザパルスの光強度は、パルスレーザビームの伝播方向に沿う方向及びこの伝播方向を横切る方向に亘ってパルスレーザビーム内で空間的に変化するので、組織物質の屈折率も空間的に変化する。この非線形の屈折率の１つの結果は、組織内でパルスレーザビームの実際の集光を変化させ、及び集光の位置をシフトさせる組織物質の自己収束（self-focusing）又は自己発散（self-defocusing）である。したがって、標的組織内の各標的組織位置へのパルスレーザビームの正確な整列では、レーザビームに対する組織物質の非線形の光学的効果を考慮する必要がある場合がある。更に、異なる物理的特徴、例えば硬度等のために又は特定の領域に伝播するレーザパルス光の吸収又は拡散等の光学的な要件のために、各パルス内のエネルギを調整して、標的内の異なる領域に同じ物理的な効果を提供する必要があることもある。このような場合、エネルギ値が異なるパルス間の非線形集光効果の差も、手術用パルスのレーザ整列及びレーザ目標設定に影響することがある。

したがって、非表層の構造（non superficial structure）が標的になる手術では、圧平プレートが提供する位置基準に基づく表層の圧平プレート（superficial applanation plate）の使用は、内部の組織標的におけるレーザパルスの正確な局所化を達成するには、不十分であることがある。レーザ供給を誘導するための参照として圧平プレートを使用する場合、公称値からの偏りが、深さ精度誤差に直接影響するので、圧平プレートの厚さ及びプレート位置を高精度で測定する必要があることがある。高精密圧平レンズは、特に一回だけしか使用できない使い捨ての圧平プレートの場合、高価であることがある。

本明細書に開示する技術、装置及びシステムを実施することによって、レーザパルスを出射する前に、標的内のレーザパルス焦点の所望の位置を十分な精度で知る必要なく、及びレーザ出射の間に、参照プレートと個々の内部の組織標的の相対的位置を一定のままにする必要なく、圧平プレートを介して、眼内の所望の局所に、高精度且つ高速に短いレーザパルスを供給する目標設定メカニズムを提供することができる。すなわち、この技術、装置及びシステムは、手術下の標的組織の物理的条件が変化する傾向があり、制御することが困難であり、圧平レンズの寸法がレンズ毎に異なる傾向がある様々な手術のために用いることができる。また、この技術、装置及びシステムは、構造の表面に対する手術標的の歪み又は動きが存在し、又は非線形の光学的効果が正確な目標設定を難しくする他の手術標的にも使用することができる。このような手術標的の具体例としては、眼以外に、心臓、皮膚の深部組織等が含まれる。

この技術、装置及びシステムは、圧平された表面の内部構造に光破壊の正確な局所化を提供しながら、例えば、表面形状及び水和（hydration）の制御、並びに光学的歪みの低減を含む圧平プレートによって提供される利益を維持するように実施することができる。これは、統合されたイメージングデバイスを使用して、供給システムの集光光学素子に対して、標的組織を局所化することによって達成できる。イメージングデバイス及び方法の正確なタイプは、標的の特定の性質及び精度の必要なレベルに応じて異なっていてもよい。

圧平レンズは、眼の並進運動及び回転運動を防止するように眼を固定する他のメカニズムによっても実現できる。このような固定デバイスの具体例は、吸気リング（suction ring）の使用を含む。また、このような固定メカニズムによっても、手術標的の望ましくない歪み又は動きが生じることがある。本発明の技術、装置及びシステムを実施することによって、非表層の手術標的のために圧平プレート及び／又は固定手段を利用する高繰返し率レーザ手術システムに、手術標的のこのような歪み及び動きを監視する術中イメージングを提供する目標設定メカニズムを提供することができる。

以下、光イメージングモジュールを用いて、標的組織の画像を捕捉し、例えば、術前及び術中に標的組織の位置決め情報を得るレーザ手術技術、装置及びシステムの特定の具体例を説明する。このようにして得られた位置決め情報を用いて、高繰返し率レーザシステムにおいて、標的組織における手術用レーザビームの位置決め及び集光を制御し、手術用レーザパルスの配置を正確に制御することができる。一具体例では、術中に、光イメージングモジュールによって得られた画像を用いて、手術用レーザビームの位置及び集光を動的に制御することができる。更に、エネルギが小さい短いレーザパルスは、光学的歪みに対して敏感である傾向があり、このようなレーザ手術システムは、標的組織に取り付けられた平坦な又は曲面のインタフェースを有する圧平プレートによって、標的組織及び手術用レーザシステムとの間に、制御された安定した光インタフェースを提供し、組織表面において、光学収差を緩和及び制御することができる。

具体例として、図９は、光イメージング及び圧平に基づくレーザ手術システムを示している。このシステムは、レーザパルスからなる手術用レーザビーム１０１２を生成するパルスレーザ１０１０と、手術用レーザビーム１０１２を受光し、集光し、集光された手術用レーザビーム１０２２を、例えば眼である標的組織１００１に方向付け、標的組織１００１内に光破壊を引き起こす光学モジュール１０２０とを含む。標的組織１００１に接触するように圧平プレートを設け、標的組織１００１へのレーザパルス及び標的組織１００１からの光を透過させるインタフェースを形成してもよい。なお、ここでは、標的組織画像１０５０を搬送する光１０５０又は標的組織１００１からのイメージング情報を捕捉して、標的組織１００１の画像を生成する光イメージングデバイス１０３０を設けている。イメージングデバイス１０３０からのイメージング信号１０３２は、システム制御モジュール１０４０に供給される。システム制御モジュール１０４０は、イメージングデバイス１０３０からの捕捉された画像を処理し、捕捉された画像からの情報に基づいて、光学モジュール１０２０を制御して、標的組織１００１における手術用レーザビーム１０２２の位置及び集光を調整するように動作する。光学モジュール１０２０は、１つ以上のレンズを含むことができ、更に、１つ以上の反射板を含んでいてもよい。光学モジュール１０２０は、システム制御モジュール１０４０からのビーム制御信号１０４４に応じて、集光及びビーム方向を調整する制御アクチュエータを含んでいてもよい。また、制御モジュール１０４０は、レーザ制御信号１０４２によって、パルスレーザ１０１０も制御できる。

光イメージングデバイス１０３０は、標的組織１００１を精査する（probe）ための、手術用レーザビーム１０２２とは別の光イメージングビームを生成してもよく、光イメージングデバイス１０３０は、この光イメージングビームの戻り光を捕捉して、標的組織１００１の画像を得る。このような光イメージングデバイス１０３０の一具体例は、一方が圧平プレートを介して標的組織１００１に方向付けられるプローブビームであり、他方が参照光路内の参照ビームである２つのイメージングビームを用いて、これらを互いに光学的に干渉させて、標的組織１００１の画像を得る光干渉断層法（optical coherence tomography：ＯＣＴ）イメージングモジュールである。他の実施例では、光イメージングデバイス１０３０は、専用の光イメージングビームを標的組織１００１に供給することなく、標的組織１００１から散乱又は反射された光を用いて、画像を捕捉する。例えば、イメージングデバイス１０３０は、例えば、ＣＣＤ又はＣＭＳセンサ等の感知素子のセンサアレイであってもよい。例えば、手術用レーザビーム１０２２によって生成された光破壊副産物の画像は、手術用レーザビーム１０２２の集光及び位置決めを制御するために、光イメージングデバイス１０３０によって捕捉することができる。光イメージングデバイス１０３０が、光破壊副産物の画像を用いて、手術用レーザビーム整列を誘導するように設計されている場合、光イメージングデバイス１０３０は、光破壊副産物、例えば、レーザによって誘起された気泡又は空洞等の画像を捕捉する。また、イメージングデバイス１０３０は、超音波画像（acoustic image）に基づいて画像を捕捉する超音波イメージングデバイスであってもよい。

システム制御モジュール１０４０は、標的組織１００１内の標的組織位置からの光破壊副産物の位置オフセット情報を含むイメージングデバイス１０３０からの画像データを処理する。画像から得られた情報に基づいて、ビーム制御信号１０４４が生成され、レーザビーム１０２２を調整する光学モジュール１０２０が制御される。システム制御モジュール１０４０は、レーザ整列のために様々なデータ処理を実行するデジタル処理ユニットに含ませることができる。

上述した技術及びシステムを用いて、高繰返し率レーザパルスを、切断又は体積分解の用途に必要とされる連続的なパルス配置に必要な精度で、表面下の標的に供給することができる。これは、標的の表面上の参照源の使用の有無にかかわらず行うことができ、及び圧平の後の又はレーザパルスの配置の間の標的の動きを考慮に入れることができる。

このシステムの圧平プレートは、レーザパルスを組織に供給するための、正確且つ高速な位置決め要求を補助及び制御するために設けられている。このような圧平プレートは、組織に接触する予め定義された接触面を有する透明材料、例えば、ガラスから作製することができ、圧平プレートの接触面は、よく定義された、組織との光インタフェースを形成する。このよく定義されたインタフェースは、組織へのレーザ光線の透過及び集光を補助し、眼内の角膜の前面にある空気／組織インタフェースにおいて最も重大な、光学収差又は変動（例えば、特定の眼の光学的特性又は表面の乾燥によって生じる変化に起因する。）を制御又は減少させることができる。様々な用途、並びに眼及び他の組織内の標的のために多くのコンタクトレンズが設計されており、これらには、使い捨てのものと再使用可能なものとが含まれる。標的組織の表面上のコンタクトガラス又は圧平プレートは、参照プレート（reference plate）として用いられ、これに対して、レーザパルスは、レーザ供給システム内の集光要素の調整によって集光される。このような手法は、組織表面の光学品質の制御を含む、コンタクトガラス又は圧平プレートによって提供される上述したような更なる利点を生来的に有する。したがって、レーザパルスの光学的歪みを小さく抑えながら、圧平参照プレートに対する標的組織内の所望の位置（相互作用点）にレーザパルスを速やかに正確に配置することができる。

図９の光イメージングデバイス１０３０は、圧平プレートを介して標的組織１００１の画像を捕捉する。制御モジュール１０４０は、捕捉された画像を処理し、捕捉された画像から位置情報を抽出し、抽出された位置情報を位置基準又はガイドとして用いて、手術用レーザビーム１０２２の位置及び集光を制御する。上述したように、圧平プレートの位置は、様々な要因のために変化する傾向があるので、この画像誘導レーザ手術は、位置基準としての圧平プレートに依存することなく行うことができる。すなわち、圧平プレートは、手術用レーザビームが標的組織に入り、及び標的組織の画像を捕捉するための望ましい光インタフェースを提供するが、手術用レーザビームの位置及び集光を整列及び制御してレーザパルスを正確に供給するための位置基準として圧平プレートを使用することは、難しい場合がある。イメージングデバイス１０３０及び制御モジュール１０４０に基づく手術用レーザビームの位置及び集光の画像誘導制御によって、位置基準を提供するために圧平プレートを使用することなく、標的組織１００１の画像、例えば、眼の内側の構造の画像を位置基準として使用することができる。

ある手術的処置において、内部組織構造の局所化に不均衡に影響する圧平の物理的な効果に加えて、目標設定システムは、パルス継続時間が短いレーザを使用するときに生じる可能性がある光破壊の非線型特性を予測又は考慮することが望ましいことがある。光破壊は、ビーム整列及びビーム目標設定を複雑にすることがある。例えば、光破壊の間にレーザパルスと相互作用する際の組織物質における非線形の光学的効果の１つとして、レーザパルスが受ける組織物質の屈折率が一定ではなくなり、光の強度によって変化するようになる。レーザパルスの光強度は、パルスレーザビームの伝播方向に沿う方向及びこの伝播方向を横切る方向に亘ってパルスレーザビーム内で空間的に変化するので、組織物質の屈折率も空間的に変化する。この非線形の屈折率の１つの結果は、組織内でパルスレーザビームの実際の集光を変化させ、及び集光の位置をシフトさせる組織物質の自己収束（self-focusing）又は自己発散（self-defocusing）である。したがって、標的組織内の各標的組織位置へのパルスレーザビームの正確な整列では、レーザビームに対する組織物質の非線形の光学的効果を考慮する必要がある場合がある。異なる物理的特徴、例えば硬度等のために又は特定の領域に伝播するレーザパルス光の吸収又は拡散等の光学的な要件のために、各パルス内のエネルギを調整して、標的内の異なる領域に同じ物理的な効果を提供してもよい。このような場合、エネルギ値が異なるパルス間の非線形集光効果の差も、手術用パルスのレーザ整列及びレーザ目標設定に影響することがある。これに関して、イメージングデバイス１０３０によって標的組織から取得された直接画像を用いて、標的組織内の非線形の光学的効果の組み合わされた効果を反映する手術用レーザビーム１０２２の実際の位置を監視し、ビーム位置及びビーム集光の制御のための位置基準を提供することができる。

ここに開示する技術、装置及びシステムを圧平プレートと組み合わせて使用することによって、表面形状及び水和の制御を提供し、光学的歪みを低減し、圧平された表面を介して、内部構造に光破壊の精密な局所化を提供することができる。ここに開示するビーム位置及び集光の画像誘導制御は、圧平プレート以外の眼を固定する手段を用いる手術システム及び施術に適用でき、これらには、吸気リングの使用が含まれ、これによって、手術標的の歪み又は動きが生じることがある。

以下では、まず、イメージング機能を、システムのレーザ制御部分に様々な度合いで統合した、自動化された画像誘導レーザ手術のための技術、装置及びシステムの具体例を説明する。光学式又は他の様式のイメージングモジュール、例えば、ＯＣＴイメージングモジュールを用いて、プローブ光又は他の種類のビームを方向付け、標的組織、例えば、眼内の構造の画像を捕捉することができる。レーザパルス、例えば、フェムト秒レーザパルス又はピコ秒レーザパルスからなる手術用レーザビームは、捕捉された画像の位置情報によって誘導でき、術中に、手術用レーザビームの集光及び位置決めを制御することができる。手術用レーザビーム及びプローブ光ビームの両方は、捕捉された画像に基づいて手術用レーザビームを制御でき、手術を精密且つ正確に行うことが確実となるように、術中に、標的組織に順次的に方向付けてもよく、同時に方向付けてもよい。

このような画像誘導レーザ手術では、ビーム制御は、手術用パルスの供給の直前又は略々同時の圧平又は標的組織の固定の後の標的組織の画像に基づいているので、術中の手術用レーザビームの正確で精密な集光と位置決めを提供することができる。なお、標的組織、例えば、眼について術前に測定された何らかのパラメータは、様々な要因、例えば、標的組織の準備（例えば、眼を圧平レンズに固定すること）手術的措置による標的組織の変質等のために、術中に変化することがある。したがって、このような要因及び／又は術前に測定された標的組織のパラメータは、術中には、標的組織の物理的状態を反映しなくなる。本発明の画像誘導レーザ手術は、術前及び術中の手術用レーザビームの集光及び位置決めについてのこのような変化に関する技術的問題を緩和できる。

この画像誘導レーザ手術は、標的組織内の正確な手術のために効果的に用いることができる。例えば、眼内でレーザ手術を実行する場合、レーザ光線は、眼内に集光され、目標設定された組織の光学的な破壊が行われ、このような光学的相互作用は、眼の内部構造を変化させることがある。例えば、水晶体は、事前の測定と手術との間だけではなく、術中にも、遠近調節によって位置、形状、厚さ及び直径が変化する。機械的手段によって手術器具を眼に取り付けることによって、眼の形状がよく定義されていない状態に変化することもあり、この変化した状態が、例えば、患者の動き等の様々な要因のために、術中に更に変化することもある。取付手段は、吸気リングによって眼を固定すること、及び平坦な又は曲面のレンズによって眼を圧平することを含む。これらの変化は、数ミリメートルに達することもある。眼内で精密なレーザ顕微手術を実行する場合、例えば、角膜又は角膜縁の前面等の眼の表面を機械的に参照及び固定することは、うまく機能しない。

この画像誘導レーザ手術では、準備後又は略々同時のイメージングを用いて、術前及び術間に変化が生じる環境内で、眼の内部の特徴と手術器具との間で３次元的な位置基準を確立することができる。眼の圧平及び／又は固定の前又は実際の手術の最中にイメージングによって提供される位置基準情報は、眼における変化の効果を反映し、したがって、手術用レーザビームの集光及び位置決めを正確に誘導することができる。本発明の画像誘導レーザ手術に基づくシステムは、構造を単純に構成でき、コスト効率にも優れている。例えば、手術用レーザビームの誘導に関連する光部品の一部は、標的組織をイメージングするためにプローブ光ビームを誘導する光部品と共有でき、デバイス構造並びにイメージング光ビーム及び手術用光ビームの光学的整列及び較正が簡素化される。

以下に説明する画像誘導レーザ手術システムは、イメージングデバイスの具体例としてＯＣＴイメージングを使用し、また、術中に手術用レーザを制御するための画像を捕捉するために、他の非ＯＣＴイメージングデバイスを用いてもよい。以下の具体例に示すように、イメージングサブシステム及び手術サブシステムの統合は、様々な度合いで実現できる。ハードウェアを統合しない最も簡単な形式では、イメージングサブシステム及びレーザ手術サブシステムは、分離され、インタフェースを介して互いに通信を行うことができる。このような設計によって、２つのサブシステムの設計が柔軟になる。例えば、患者インタフェース等の幾つかのハードウェアコンポーネントによって、２つのサブシステムを統合することにより、手術領域をハードウェアコンポーネントにより良好に位置合わせでき、機能性が拡張され、より正確な較正が実現し、ワークフローを改善できる。２つのサブシステム間の統合の度合いを高めるにつれて、システムは、よりコスト効率が高まり、小型化され、システム較正が簡素化され、時間に伴ってより安定する。図１０〜図１８は、様々な度合いで統合された画像誘導レーザシステムの具体例を示している。

本発明の画像誘導レーザ手術システムの１つの実施例は、例えば、手術下の標的組織に外科的な変化を引き起こす手術用レーザパルスからなる手術用レーザビームを生成する手術用レーザと、患者インタフェースを標的組織に接触するように係合させ、標的組織を所定の位置に保持する患者インタフェースマウントと、手術用レーザと患者インタフェースとの間に位置し、患者インタフェースを介して手術用レーザビームを標的組織に方向付けるように構成されたレーザビーム供給モジュールとを含む。このレーザビーム供給モジュールは、所定の手術パターンに沿って、標的組織内で手術用レーザビームを走査するように動作できる。このシステムは、更に、手術用レーザの動作を制御し、及びレーザビーム供給モジュールを制御して、所定の手術パターンを生成するレーザ制御モジュールと、患者インタフェースに対して位置決めされ、患者インタフェース及び患者インタフェースに固定された標的組織に関して既知の空間的関係を有するＯＣＴモジュールとを含む。ＯＣＴモジュールは、手術用レーザビームが標的組織に方向付けられ、手術が実行されている間、光プローブビームを標的組織に方向付け、標的組織から、光プローブビームの戻りプローブ光（returned probe light）を受光し、標的組織のＯＣＴ画像を捕捉するように構成されており、これにより、光プローブビーム及び手術用レーザビームは、標的組織内に同時に存在する。ＯＣＴモジュールは、レーザ制御モジュールと通信し、捕捉されたＯＣＴ画像の情報をレーザ制御モジュールに送信する。

更に、この特定のシステムのレーザ制御モジュールは、捕捉されたＯＣＴ画像の情報に応じて、レーザビーム供給モジュールを操作して、手術用レーザビームを集光及び走査し、捕捉されたＯＣＴ画像内の位置決め情報に基づいて、標的組織における手術用レーザビームの集光及び走査を調整する。

幾つかの実施例では、標的と手術器具とを位置合わせするためには、標的組織の完全な画像を取得する必要はなく、標的組織の一部、例えば、生来的な又は人工的な目印である手術領域からの幾つかの点を取得するだけで十分な場合もある。例えば、剛体は、３次元空間内で６の自由度を有し、剛体を定義するためには、独立した６個の点だけで十分である。手術領域の正確な寸法が未知である場合は、位置基準を提供するために更なる点が必要である。これに関して、幾つかの点を用いることによって、通常、個人差がある人間の眼の水晶体の前面及び後面の位置及び曲率、並びに厚さ及び直径を判定することができる。これらのデータに基づき、所定のパラメータを有する楕円体の２つの片半分から構成される体積体によって、水晶体を近似させ、実用的な目的のために可視化することができる。他の実施例では、捕捉された画像からの情報を他のソースからの情報、例えば、コントローラへの入力として用いられる水晶体の厚さの術前測定の測定値に結合してもよい。

図１０は、分離されたレーザ手術システム２１００及びイメージングシステム２２００を備える画像誘導レーザ手術システムの一具体例を示している。レーザ手術システム２１００は、手術用レーザパルスからなる手術用レーザビーム２１６０を生成する手術用レーザを有するレーザエンジン２１３０を含む。レーザビーム供給モジュール２１４０は、患者インタフェース２１５０を介して、レーザエンジン２１３０から標的組織１００１に手術用レーザビーム２１６０を方向付け、所定の手術パターンに沿って、標的組織１００１内で手術用レーザビーム２１６０を走査するように動作できる。レーザ制御モジュール２１２０は、通信チャネル２１２１を介して、レーザエンジン２１３０内の手術用レーザの動作を制御し、及びコントロールは、通信チャネル２１２２を介して、レーザビーム供給モジュール２１４０を制御して、所定の手術パターンを生成する。更に、患者インタフェース２１５０を標的組織１００１に接触するように係合させ、標的組織１００１を所定の位置に保持する患者インタフェースマウントを設けている。患者インタフェース２１５０は、眼の前面の形状に従って係合し、所定の位置に眼を保持する、平坦な又は曲面の表面を有するコンタクトレンズ又は圧平レンズを含むように実現することができる。

図１０のイメージングシステム２２００は、手術システム２１００の患者インタフェース２１５０に対して位置決めされたＯＣＴモジュールであってもよく、これは、患者インタフェース２１５０及び患者インタフェース２１５０に固定されている標的組織１００１に対して既知の空間的関係を有するように位置決めされている。このＯＣＴモジュール２２００は、標的組織１００１とインタラクトするＯＣＴモジュール２２００自体の患者インタフェース２２４０を有するように構成してもよい。イメージングシステム２２００は、イメージング制御モジュール２２２０及びイメージングサブシステム２２３０を含む。サブシステム２２３０は、標的１００１をイメージングするためのイメージングビーム２２５０を生成する光源と、光プローブビーム又はイメージングビーム２２５０を標的組織１００１に方向付け、標的組織１００１から、光イメージングビーム２２５０の戻りプローブ光２２６０を受光し、標的組織１００１のＯＣＴ画像を捕捉するイメージングビーム供給モジュールとを含む。光イメージングビーム２２５０及び手術用ビーム２１６０は、標的組織１００１に同時に方向付けることができ、これによって、イメージング及び手術を順次的又は同時に行うことができる。

図１０に示すように、レーザ手術システム２１００とイメージングシステム２２００の両方に通信インタフェース２１１０、２２１０を設け、レーザ制御モジュール２１２０によるレーザ制御とイメージングシステム２２００によるイメージングとの間で通信を可能にしており、これによって、ＯＣＴモジュール２２００は、捕捉されたＯＣＴ画像の情報をレーザ制御モジュール２１２０に送信することができる。このシステムのレーザ制御モジュール２１２０は、捕捉されたＯＣＴ画像の情報に応じて、手術用レーザビーム２１６０を集光及び走査させるようレーザビーム供給モジュール２１４０を動作させ、及び捕捉されたＯＣＴ画像内の位置決め情報に基づいて、標的組織１００１における手術用レーザビーム２１６０の集光及び走査を動的に調整する。レーザ手術システム２１００とイメージングシステム２２００との間の統合は、主に、通信インタフェース２１１０、２２１０の間の通信を介してソフトウェアレベルで実現される。

また、この具体例及び他の具体例において、様々なサブシステム又はデバイスを統合することもできる。例えば、ある診断器具、例えば、波面収差計（wavefront aberrometer）、角膜トポグラフィー測定デバイス（corneal topography measuring device）等をシステム内に含ませてもよく、又はこれらのデバイスからの術前情報を利用して、術中イメージング（intra-operative imaging）を補強してもよい。

図１１は、更なる統合特徴を有する画像誘導レーザ手術システムの具体例を示している。このイメージング及び手術システムは、図１０に示す２つの別々の患者インタフェースとは異なり、標的組織１００１（例えば、眼）を固定する共通の患者インタフェース３３００を共有する。手術用ビーム３２１０及びイメージングビーム３２２０は、患者インタフェース３３００において結合され、共通の患者インタフェース３３００によって、標的１００１に方向付けられる。更に、イメージングサブシステム２２３０及び手術部分（レーザエンジン２１３０及びビーム供給システム２１４０）の両方を制御するための共通の制御モジュール３１００が設けられている。イメージング部分と手術部分の間の統合の度合いを高めることによって、２つのサブシステムの正確な較正、並びに患者及び手術体積体（surgical volume）の位置の安定性が実現する。手術サブシステム及びイメージングサブシステムの両方は、共通のハウジング３４００に収容されている。２つのシステムが共通のハウジング内に統合されない場合、共通の患者インタフェース３３００は、イメージングサブシステム及び手術サブシステムの何れかの一部であってもよい。

図１２は、レーザ手術システム及びイメージングシステムが、共通のビーム供給モジュール４１００及び共通の患者インタフェース４２００の両方を共有する画像誘導レーザ手術システムの具体例を示している。この統合によって、システム構造及びシステム制御機能が更に簡素化される。

一実施例においては、上述及び他の具体例におけるイメージングシステムは、光コンピュータ断層撮影（optical computed tomography：ＯＣＴ）システムであってもよく、レーザ手術システムは、フェムト秒レーザ又はピコ秒レーザを用いる眼科手術システムであってもよい。ＯＣＴでは、低コヒーレンスの広帯域光源、例えば、スーパールミネッセントダイオードからの光が、別々の参照ビーム及び信号ビームに分割される。信号ビームは、手術標的に供給されるイメージングビームであり、イメージングビームの戻り光は、回収され、参照ビームにコヒーレントに再結合され、干渉計が形成される。光学トレインの光軸又は光の伝播方向に垂直に信号ビームを走査すると、ｘ−ｙ方向に空間分解能が提供され、一方、深さ分解能は、干渉計の参照アームの光路長と、戻り信号ビームの信号アームの光路長との間の差分の抽出に由来する。異なるＯＣＴ実施例のｘ−ｙスキャナは、本質的には同じであるが、光路長の比較及びｚ−スキャン情報の取得は、異なる手法で行われることがある。例えば、時間領域ＯＣＴとも呼ばれる一実施例においては、参照アームは、その光路長を継続的に変化させ、一方、フォトディテクタは、再結合されたビームの強度から干渉変調を検出する。異なる実施例では、参照アームは、実質的に固定されており、干渉を調べるために結合光のスペクトルが解析される。結合ビームのスペクトルをフーリエ変換することによって、サンプルの内部からの拡散に関する空間情報が得られる。この方法は、スペクトル領域又はフーリエＯＣＴ法として知られている。周波数掃引ＯＣＴ（frequency swept OCT）（S. R. Chinn, et.al.Opt.Lett.22 (1997)）として知られている異なる実施例では、スペクトル範囲に亘って周波数が高速に掃引される狭帯域光源が使用される。参照アームと信号アームとの間の干渉は、高速検出器及び動的信号解析器によって検出される。これらの具体例では、この目的のために開発された外部共振器調整ダイオードレーザ又は周波数が調整された（Frequency tuned of）周波数領域モード同期（frequency domain mode-locked：ＦＤＭＬ）レーザ（R. Huber et.al.Opt.Express, 13, 2005）（S. H. Yun, IEEE J. of Sel.Q. El.3(4) p. 1087-1096, 1997）を光源として使用することができる。ＯＣＴシステムの光源として使用されるフェムト秒レーザは、十分な帯域幅を有することができ、及び信号対雑音比を向上させる更なる利点を提供する。

本明細書に開示するシステムにおけるＯＣＴイメージングデバイスは、様々なイメージング機能を実行するために使用することができる。例えば、ＯＣＴを用いて、システムの光学的構成又は圧平プレートの存在から生じる複素共役を抑制し、標的組織内の選択された部分のＯＣＴ画像を捕捉して、標的組織内における手術用レーザビームの集光及び走査を制御するための３次元的な位置決め情報を提供し、若しくは、標的組織の表面上又は圧平プレート上の選択された部分のＯＣＴ画像を捕捉して、直立から仰向け等、標的の位置の変化によって生じる向きの変化を制御するための位置合わせを提供することができる。ＯＣＴは、標的の１つの向きにおけるマーク又はマーカの配置に基づく位置合わせ処理によって較正でき、ＯＣＴモジュールは、標的が他の向きにあるとき、これらのマーク又はマーカを検出できる。他の実施例では、ＯＣＴイメージングシステムを用いて、眼の内部構造に関する情報を光学的に収集するために偏光されたプローブ光ビームを生成する。レーザビーム及びプローブ光ビームは、異なる偏光方向に偏光してもよい。ＯＣＴは、上述した光断層法のために用いられるプローブ光を制御して、プローブ光が眼に向かって伝播する際、プローブ光を１つの偏光方向に偏光し、プローブ光が眼から戻る方向に伝播する際、プローブ光を他の異なる偏光方向に偏光する偏光制御メカニズムを含むことができる。偏光制御メカニズムは、例えば、波長板又はファラデー回転子を含んでいてもよい。

図１２のシステムは、スペクトルＯＣＴ構成として示されており、手術システムとイメージングシステムとの間で、ビーム供給モジュールの集光光学素子部分を共有するように構成できる。この光学素子のための主な要求は、動作波長、画質、解像度、歪み等に関連する。レーザ手術システムは、例えば、約２〜３マイクロメータ等、回析が制限された焦点サイズを達成するように設計された高開口数システムを含むフェムト秒レーザシステムであってもよい。様々な眼科手術用のフェムト秒レーザが、様々な波長、例えば、約１．０５マイクロメータの波長で動作できる。イメージングデバイスの動作波長は、レーザ波長に近い波長に選択でき、これにより、光学素子は、両方の波長について、色収差を補償（chromatically compensated）できる。このようなシステムは、第３の光チャネル、例えば、標的組織の画像を捕捉するための更なるイメージングデバイスを提供する手術用顕微鏡等の視覚的観察チャネル（visual observation channel）を含むことができる。この第３の光チャネルのための光路が、手術用レーザビーム及びＯＣＴイメージングデバイスの光と光学素子を共有する場合、共有された光学素子は、第３の光チャネルのための可視スペクトル帯域と、手術用レーザビーム及びＯＣＴイメージングビームのためのスペクトル帯域とにおける色収差を補償するように構成できる。

図１３は、図１１の設計の特定の具体例を示しており、ここでは、手術用レーザビームを走査するためのスキャナ５１００及び手術用レーザビームを調整（コリメート及び集光）するためのビーム調整器５２００は、ＯＣＴのためにイメージングビームを制御するためのＯＣＴイメージングモジュール５３００内の光学素子から独立している。手術システム及びイメージングシステムは、対物レンズ５６００モジュール及び患者インタフェース３３００を共有している。対物レンズ５６００は、手術用レーザビーム及びイメージングビームの両方を患者インタフェース３３００に方向付け及び集光し、その集光は、制御モジュール３１００によって制御されている。手術ビーム及びイメージングビームを方向付けるために、２つのビームスプリッタ５４１０、５４２０が設けられている。また、ビームスプリッタ５４２０は、戻りのイメージングビームをＯＣＴイメージングモジュール５３００に戻すように方向付けるためにも使用される。また、２つのビームスプリッタ５４１０、５４２０は、標的１００１から視覚的観察光学ユニット５５００に光を方向付け、標的１００１のダイレクトビュー又は画像を提供する。ユニット５５００は、手術医が標的１００１を見るためのレンズイメージングシステムであってもよく、標的１００１の画像又は映像を捕捉するカメラであってもよい。例えば、ダイクロイックビームスプリッタ及び偏光ビームスプリッタ、光学格子、ホログラムビームスプリッタ（holographic beam splitter）、又はこれらの組合せ等の様々なビームスプリッタを用いることができる。

幾つかの実施例では、光ビームの光路の複数の表面からのグレアを低減するために、手術用波長及びＯＣＴ波長の両方について、光部品を反射防止コーティングによって適切にコーティングしてもよい。このようなコーティングを行わず、反射がある場合、ＯＣＴイメージングユニット内の背景光を増加させることによって、システムのスループットが低下し、及び信号対雑音比が低下する。ＯＣＴにおけるグレアを低減させる１つの手法は、標的組織の近くに配置されたファラデーアイソレータの波長板によって、サンプルからの戻り光の偏光方向を回転させ、ＯＣＴ検出器の正面の偏光子が、サンプルから戻る光を優先的に検出し、光部品から散乱された光を抑制するように向けることである。

レーザ手術システムでは、手術用レーザ及びＯＣＴシステムのそれぞれが、標的組織内の同じ手術領域をカバーするようにビームスキャナを有することができる。したがって、手術用レーザビームのためのビーム走査及びイメージングビームのためのビーム走査は、共通の走査デバイスを共有するように統合できる。

図１４は、このようなシステムの具体例を詳細に示している。この実施例では、ｘ−ｙスキャナ６４１０及びｚスキャナ６４２０は、両方のサブシステムによって共有されている。手術動作及びイメージング動作の両方のシステム動作を制御するために、共通のコントローラ６１００が設けられている。ＯＣＴサブシステムは、イメージング光を生成するＯＣＴ光源６２００を含み、イメージング光は、ビームスプリッタ６２１０によって、イメージングビーム及び参照ビームに分離される。イメージングビームは、ビームスプリッタ６３１０において手術用ビームに結合され、標的１００１に到達する共通の光路に沿って伝播する。スキャナ６４１０、６４２０及びビーム調整ユニット６４３０は、ビームスプリッタ６３１０からのダウンストリーム側に配設されている。ビームスプリッタ６４４０は、イメージングビーム及び手術用ビームを対物レンズ５６００及び患者インタフェース３３００に方向付けるために使用される。

ＯＣＴサブシステムでは、参照ビームが、ビームスプリッタ６２１０を介して、光遅延デバイス６２２０に供給され、反射ミラー６２３０によって反射される。標的１００１から戻るイメージングビームは、ビームスプリッタ６３１０に戻るように方向付けられ、ビームスプリッタ６３１０は、戻りのイメージングビームの少なくとも一部をビームスプリッタ６２１０に反射し、ここで、反射した参照ビーム及び戻りのイメージングビームが重なり、互いに干渉する。分光検出器６２４０は、干渉を検出し、標的１００１のＯＣＴ画像を生成するために使用される。ＯＣＴ画像情報は、手術用レーザエンジン２１３０、スキャナ６４１０、６４２０及び対物レンズ５６００を制御して手術用レーザビームを制御するために、制御システム６１００に送信される。一実施例では、光遅延デバイス６２２０は、標的組織１００１内の様々な深さを検出するように、光遅延を変化させることができる。

ＯＣＴシステムが時間領域システムである場合、２つのサブシステムは、２つの異なるｚスキャナを使用する。これは、２つのスキャナの動作が異なるためである。この具体例では、手術システムのｚスキャナは、手術用ビーム光路内のビームの光路長を変化させることなく、ビーム調整ユニットにおいて、手術用ビームの拡がり角を変更することによって動作する。一方、時間領域ＯＣＴは、可変遅延によって、又は参照ビーム反射ミラーの位置を移動させることによって、ビーム光路を物理的に変更することにより、ｚ−方向の走査を行う。較正の後に、２つのｚスキャナは、レーザ制御モジュールによって同期させることができる。２つの動きの間の関係は、制御モジュールが処理できる一次式又は多項式に従属するように簡素化でき、又はこれに代えて、較正点によってルックアップテーブルを定義して、適切なスケーリングを提供してもよい。スペクトル／フーリエ領域及び周波数掃引光源ＯＣＴデバイスは、ｚスキャナを有しておらず、参照アームの長さは固定である。コストを削減できることに加えて、２つのシステムの相互の較正は、比較的簡単である。集光光学素子及び２つのシステムのスキャナは、共有されているので、集光光学素子の画像歪み又は２つのシステムのスキャナの差分から生じる差分を補償する必要はない。

手術システムの実用的な実施例では、集光対物レンズ５６００は、ベースに摺動可能又は移動可能に取り付けられ、対物レンズの重量は、患者の眼に加わる力を制限するようにバランスがとられる。患者インタフェース３３００は、患者インタフェースマウントに取り付けられた圧平レンズを含んでいてもよい。患者インタフェースマウントは、集光対物レンズを保持する取付ユニットに取り付けられている。この取付ユニットは、患者に避けられない動きがあった場合に、患者インタフェースとシステムとの間の安定した接続を確実にし、及び眼への負担がより軽くなるように患者インタフェースを眼に連結するように設計されている。集光対物レンズについては、様々な実施例を用いることができる。可調整集光対物レンズを設けることによって、ＯＣＴサブシステムのための光干渉計の一部として、光プローブ光の光路長を変更することができる。対物レンズ５６００及び患者インタフェース３３００の動きによって、ＯＣＴの参照ビームとイメージング信号ビームとの間の光路長の差分が制御不能に変化し、これによって、ＯＣＴによって検出されるＯＣＴ深さ情報が劣化することがある。これは時間領域ＯＣＴシステムのみではなく、スペクトル／フーリエ領域及び周波数掃引ＯＣＴシステムにおいても生じることがある。

図１５及び図１６は、可調整集光対物レンズに関連する技術的課題を解決する例示的な画像誘導レーザ手術システムを示している。

図１５のシステムは、可動集光対物レンズ７１００に連結された位置感知デバイス７１１０を備え、位置感知デバイス７１１０は、摺動可能マウント上の対物レンズ７１００の位置を測定し、測定した位置をＯＣＴシステムの制御モジュール７２００に伝える。制御システム６１００は、対物レンズ７１００の位置を制御し、移動させて、ＯＣＴ動作のためにイメージング信号ビームが伝播する光路長を調整することができ、レンズ７１００の位置は、位置エンコーダ７１１０によって測定及び監視され、この情報は、ＯＣＴ制御モジュール７２００に直接供給される。ＯＣＴシステムの制御モジュール７２００は、ＯＣＴデータの処理において３次元画像を構築する際、患者インタフェース３３００に対する集光対物レンズ７１００の動きによって生じた、ＯＣＴ内の干渉計の参照アームと信号アームとの間の差分を補償するアルゴリズムを適用する。ＯＣＴ制御モジュール７２００によって算出されたレンズ７１００の位置の変化の適切な量は、制御モジュール６１００に伝えられ、制御モジュールは、レンズ７１００を制御して、その位置を変更する。

図１６は、ＯＣＴシステムの干渉計の参照アーム内の反射ミラー６２３０又はＯＣＴシステムの光路長遅延アセンブリ内の少なくとも１つの一部が、可動集光対物レンズ７１００に固定的に取り付けられており、対物レンズ７１００が移動すると、信号アーム及び参照アームの光路長が同じ量だけ変化する他の例示的なシステムを示している。この場合、スライド上で対物レンズ７１００が動いた場合、ＯＣＴシステムの光路長差分が自動的に補償され、更に演算によって補償を行う必要はない。

画像誘導レーザ手術システムの上述の具体例では、レーザ手術システム及びＯＣＴシステムは、異なる光源を使用している。レーザ手術システムとＯＣＴシステムとを更に完全に統合した具体例では、手術用レーザビームのための光源としての手術用フェムト秒レーザが、ＯＣＴシステムのための光源としても使用される。

図１７は、光モジュール９１００内のフェムト秒パルスレーザが、手術のための手術用レーザビーム及びＯＣＴイメージングのためのプローブ光ビームの両方を生成するために使用される具体例を示している。ビームスプリッタ９３００は、レーザビームを、手術用レーザビーム及びＯＣＴのための信号ビームの両方としての第１のビームと、ＯＣＴのための参照ビームとしての第２のビームとに分割する。第１のビームは、第１のビームの伝播方向に垂直なｘ方向及びｙ方向にビームを走査するｘ−ｙスキャナ６４１０と、ビームの拡がり角を変更して、標的組織１００１における第１のビームの集光を調整する第２のスキャナ（ｚスキャナ）６４２０とを介して方向付けられる。この第１のビームは、標的組織１００１において手術を実行し、この第１のビームの一部は、患者インタフェースに後方散乱し、対物レンズによって、ＯＣＴシステムの光干渉計の信号アームのための信号ビームとして回収される。この戻り光は、参照アーム内の反射ミラー６２３０によって反射され、時間領域ＯＣＴのための可調整光遅延要素６２２０によって遅延された第２のビームに結合され、標的組織１００１の異なる深さをイメージングする際に、信号ビームと参照ビームとの間の光路差が制御される。制御システム９２００は、システム動作を制御する。

角膜に対する実際の手術例によって、良好な手術結果を得るためには、数百フェムト秒のパルス幅で十分である場合があり、一方、十分な深さ分解能のＯＣＴのためには、より短いパルス、例えば、数十フェムト秒以下のパルスによって生成されるより広いスペクトル帯域幅が必要であることがわかった。この文脈においては、ＯＣＴデバイスの設計が手術用フェムト秒レーザからのパルスの継続時間を決定する。

図１８は、単一のパルスレーザ９１００を用いて、手術用ビーム及びイメージングビームを生成する他の画像誘導システムを示している。フェムト秒パルスレーザの出力光路内には、例えば、白色光生成又はスペクトル広帯域化等の光学非線形プロセスを用いて、通常、手術で用いられる数百フェムト秒の比較的長いパルスのレーザ光源からのパルスのスペクトル帯域幅を広げる非線形スペクトル広帯域化媒体９４００が配設されている。媒体９４００は、例えば、光ファイバ材料であってもよい。２つのシステムの光強度要求は、異なり、ビーム強度を調整するメカニズムは、２つのシステムにおけるこのような要求を満たすように実現できる。例えば、ビームステアリングミラー、ビームシャッタ又は減衰器を２つのシステムの光路に配設して、ＯＣＴ画像を取得する際、又は手術を実行する際、患者及び敏感な器具を過度の光強度から保護するために、ビームの存在及び強度を適切に制御することができる。

実際の動作では、図１０〜図１８の上述の具体例を用いて、画像誘導レーザ手術を実行することができる。図１９は、画像誘導レーザ手術システムを用いてレーザ手術を実行する方法の一具体例を示している。この方法では、システム内の患者インタフェースを用いて、手術下の標的組織に係合させ、標的組織を所定の位置に保持し、システム内のレーザからのレーザパルスからなる手術用レーザビーム及びシステム内のＯＣＴモジュールからの光プローブビームを、患者インタフェースを介して標的組織に同時に方向付ける。そして、手術用レーザビームを制御して標的組織においてレーザ手術を実行し、ＯＣＴモジュールを動作させて、標的組織から戻る光プローブビームの光から標的組織内のＯＣＴ画像を取得する。取得されたＯＣＴ画像内の位置情報は、術前又は術中に、標的組織における手術用レーザビームの集光及び走査を調整するために、手術用レーザビームの集光及び走査に適用される。

図２０は、眼のＯＣＴ画像の具体例を示している。患者インタフェース内の圧平レンズの接触面は、圧平の際に眼に加わる圧力に起因する角膜における歪み又は折り曲がりを最小化する曲率を有するように構成できる。患者インタフェースにおいて、眼の圧平が成功すると、ＯＣＴ画像を取得することができる。図２０に示すように、水晶体と角膜の曲率、及び水晶体及び角膜との間の距離は、ＯＣＴ画像において特定可能である。上皮−角膜界面等の、より微細な特徴も検出可能である。これらの特定可能な特徴は、眼に対するレーザ座標の内部参照として使用してもよい。角膜及び水晶体の座標は、例えば、エッジ又はブロブ検出等の実績のあるコンピュータビジョンアルゴリズムを用いてデジタル化できる。一旦、水晶体の座標が確立されると、これらを用いて、手術のために、手術用レーザビームの集光及び位置決めを制御することができる。

これに代えて、較正サンプル材料を用いて、既知の位置座標の位置に参照マークの３次元アレイを形成してもよい。較正サンプル材料のＯＣＴ画像を取得して、参照マークの既知の位置座標と、取得されたＯＣＴ画像内の参照マークのＯＣＴ画像との間でマッピング関係を確立することができる。このマッピング関係は、デジタル較正データとして保存され、術中に取得された標的組織のＯＣＴ画像に基づいて、標的組織の術中に、手術用レーザビームの集光及び走査を制御する際に適用される。なお、ＯＣＴイメージングシステムは、例示的なものであり、この較正は、他のイメージング技術を介して取得された画像にも適用できる。

ここに開示する画像誘導レーザ手術システムでは、手術用レーザは、高開口数集光の下で、眼の内部（すなわち、角膜及び水晶体の内部）に強光子場／多光子イオン化を引き起こすために十分な比較的高いピークパワーを生成できる。これらの条件下では、手術用レーザからの１つのパルスは、焦点体積（focal volume）内にプラズマを生成する。プラズマの冷却の結果、よく定義されたダメージゾーン又は「気泡」が生じ、これは、参照点として用いることができる。以下では、手術用レーザによって生成されたダメージゾーンを用いて、ＯＣＴベースのイメージングシステムに対して手術用レーザを較正する較正処理について説明する。

ＯＣＴは、手術用レーザに対して較正され、標的組織において、ＯＣＴによって取得された標的組織のＯＣＴ画像内の画像に関連する位置に対して、手術用レーザを所定の位置で制御できるように、相対的な位置関係が確立された後、手術が実行できるようになる。この較正を実行するための１つの手法では、レーザによってダメージを与えることができ、及びＯＣＴによってイメージングできる予め較正された標的又は「ファントム（phantom）」を使用する。ファントムは、材料が手術用レーザによって生成された光ダメージを永久的に記録できるように、例えば、ガラス又は硬化プラスチック（例えば、ＰＭＭＡ）等の様々な材料から形成することができる。また、ファントムは、手術標的と同様の光学的特性又は他の特性（例えば、含水率）を有するように選択できる。

ファントムは、例えば、少なくとも１０ｍｍの直径（又は供給システムの走査の直径）と、眼の上皮から水晶体への距離に亘る、又は手術システムの走査深度と同じ長さである少なくとも１０ｍｍの高さとを有する筒状材料であってもよい。ファントムの上面は、患者インタフェースに隙間なく一致するような曲面であってもよく、又はファントム材料は、完全な圧平を許容するように圧縮可能であってもよい。ファントムは、レーザ位置（ｘ及びｙ）及び集光（ｚ）の両方、並びにＯＣＴ画像を、ファントムに対して参照できるように３次元グリッドを有していてもよい。

図２１のＡ〜Ｄは、ファントムの２つの例示的な構成を示している。図２１のＡは、薄いディスクにセグメント化されたファントムを示している。図２１のＢは、ファントムに亘ってレーザ位置を判定するための参照（すなわち、ｘ座標及びｙ座標）としての参照マークのグリッドを有するようにパターン化された単一のディスクを示している。ｚ−座標（深さ）は、スタックから個々のディスクを取り出し、共焦点顕微鏡下でこれをイメージングすることによって判定できる。

図２１のＣは、２つの片半分に分離することができるファントムを示している。図２１のＡのセグメント化されたファントムと同様に、このファントムは、ｘ座標及びｙ座標においてレーザ位置を判定するために参照される参照マークのグリッドを含むように構造化されている。深さ情報は、ファントムを２つの片半分に分離し、ダメージゾーン間の距離を測定することによって抽出することができる。これらの情報を組み合わせて、画像誘導手術のためのパラメータを提供できる。

図２２は、画像誘導レーザ手術システムの手術システム部分を示している。このシステムは、例えば、検流計又はボイスコイル等のアクチュエータによって駆動されるステアリングミラーと、対物レンズと、使い捨ての患者インタフェースとを含む。手術用レーザビームは、ステアリングミラーから対物レンズを介して反射される。対物レンズは、患者インタフェースの直後にビームを集光する。ｘ座標及びｙ座標における走査は、対物レンズに対してビームの角度を変更することによって実行される。ｚ−平面での走査は、ステアリングミラーのアップストリーム側のレンズのシステムを用いて、入射ビームの拡がり角を変更することによって達成される。

この具体例では、使い捨ての患者インタフェースの円錐部分は、空気によって区切られていても、中実であってもよく、患者に接触する部分は、曲面を有するコンタクトレンズを含む。曲面を有するコンタクトレンズは、溶融シリカ又は電離放射線による放射の際に色中心が形成されることを防ぐ他の材料から作製できる。曲率半径は、眼と互換性がある上限、例えば、約１０ｍｍに設定する。

較正処理の第１のステップは、患者インタフェースをファントムに連結することである。ファントムの曲率は、患者インタフェースの曲率に一致する。連結の後、処理の次のステップは、ファントムの内部に光ダメージを作成して、参照マークを生成することを伴う。

図２３は、フェムト秒レーザによってガラス内に作成された実際のダメージゾーンの具体例を示している。ダメージゾーン間の間隔は、平均的に８μｍである（パルスエネルギは、半値全幅で５８０ｆｓの継続時間で２．２μＪである）。図２３に示す光ダメージから、フェムト秒レーザによって作成されたダメージゾーンは、よく定義されており、離散的であることがわかる。ここに示す具体例では、ダメージゾーンは、約２．５μｍの直径を有する。図２２に示すものと同様の光ダメージゾーンは、様々な深さでファントム内に作成され、参照マークの３次元アレイが形成される。これらのダメージゾーンは、適切なディスクを抽出し、共焦点顕微鏡下でこれをイメージングする（図２１のＡ）ことによって又はファントムを２つの片半分に分割して、マイクロメータを用いて深さを測定する（図２１のＣ）ことによって、較正されたファントムに対して参照される。ｘ座標及びｙ座標は、予め較正されたグリッドから確立することができる。

手術用レーザによってファントムにダメージを作成をした後に、ファントムに対してＯＣＴが実行される。ＯＣＴイメージングシステムは、ＯＣＴ座標系とファントムとの間の関係を確立するファントムの３Ｄレンダリングを提供する。ダメージゾーンは、イメージングシステムによって検出可能である。ＯＣＴ及びレーザは、ファントムの内部基準を用いて、相互較正してもよい。ＯＣＴ及びレーザが互いに参照された後、ファントムを取り除くことができる。

術前に、較正を検証してもよい。この検証ステップは、第２のファントムの内部の様々な位置に光ダメージを作成することを伴う。ＯＣＴによって、円形パターンを形成する複数のダメージゾーンをイメージングできるように、光ダメージは、十分に鮮明である必要がある。パターンが作成された後、第２のファントムは、ＯＣＴによってイメージングされる。術前にＯＣＴ画像をレーザ座標と比較することによって、システム較正の最終的なチェックが行われる。

一旦、レーザに座標が提供されると、眼内でレーザ手術を実行できる。これは、レーザを用いた水晶体の光乳化（photo-emulsification）及びこの他の眼のレーザ治療を含む。手術は、いつでも停止することができ、前眼部（図１９）を再イメージングして、手術の進行を監視することができ、更に、眼内レンズ（intraocular lens：ＩＯＬ）を挿入した後に、（光によって又は圧平なしで）ＩＯＬをイメージングすることによって、眼内のＩＯＬの位置に関する情報が得られる。医師は、この情報を利用して、ＩＯＬの位置の精度を高めることができる。

図２４は、較正処理及び較正後の手術の具体例を示している。この具体例に示す画像誘導レーザ手術システムを用いてレーザ手術を実行する方法は、手術下の標的組織に係合（engage）し、標的組織を所定の位置に保持するシステム内の患者インタフェースを用いて、手術を実行する前の較正処理の間、較正サンプル材料を保持するステップと、システム内のレーザからのレーザパルスからなる手術用レーザビームを、患者インタフェースを介して、較正サンプル材料に方向付け、選択された３次元参照位置において、参照マークを焼付けるステップと、システム内の光干渉断層法（ＯＣＴ）モジュールからの光プローブビームを、患者インタフェースを介して較正サンプル材料に方向付け、焼付けられた参照マークのＯＣＴ画像を捕捉するステップと、ＯＣＴモジュールと焼付けられた参照マークの位置座標間の関係を確立するステップとを有することが可能である。関係を確立した後、システム内の患者インタフェースを手術下の標的組織に係合（engage）させ、標的組織を所定の位置に保持する。レーザパルスからなる手術用レーザビーム及び光プローブビームは、患者インタフェースを介して標的組織に方向付けられる。手術用レーザビームは、標的組織内でレーザ手術を実行するように制御される。ＯＣＴモジュールは、標的組織から戻る光プローブビームの光から標的組織内のＯＣＴ画像を取得し、取得されたＯＣＴ画像内の位置情報及び確立された関係を手術用レーザビームの集光及び走査に適用して、術中に、標的組織における手術用レーザビームの集光及び走査を調整するように動作する。このような較正は、レーザ手術の直前に行うことができるが、これらの較正は、手術の前に様々な間隔をあけて行い、この間隔の間に、較正のドリフト又は変化がないことを確かめる較正検証（calibration validation）を行ってもよい。

以下の具体例は、手術用レーザビームの整列のためにレーザ誘起光破壊副産物の画像を用いる画像誘導レーザ手術技術及びシステムを説明する。

図２５Ａ及び図２５Ｂは、この技術の他の実施例を示しており、ここでは、標的組織内の実際の光破壊副産物を用いて、更なるレーザ配置を誘導している。例えば、フェムト秒レーザ又はピコ秒レーザであるパルスレーザ１７１０は、レーザパルスを含むレーザビーム１７１２を生成し、標的組織１００１に光破壊を引き起こす。標的組織１００１は、患者の体の一部１７００であってもよく、例えば、一方の眼の水晶体の一部であってもよい。レーザビーム１７１２は、ある手術の効果を達成するために、レーザ１７１０のための光学モジュールによって、標的組織１００１の標的組織位置に集光及び方向付けされる。標的表面は、レーザ波長及び標的組織からの画像波長を透過する圧平プレート１７３０によって光学的にレーザ光学モジュールに連結されている。圧平プレート１７３０は、圧平レンズであってもよい。イメージングデバイス１７２０は、圧平プレートが適用される前又は後（若しくはその両方）に、標的組織１００１から反射又は散乱した光又は音波を回収し、標的組織１００１の画像を捕捉する。そして、レーザシステム制御モジュールが捕捉された画像データを処理し、所望の標的組織位置を判定する。レーザシステム制御モジュールは、標準の光学モデルに基づいて、光学要素又はレーザ要素を移動又は調整して、光破壊副産物１７０２の中心が標的組織位置に重なることを確実にする。これは、手術の過程の間に光破壊副産物１７０２と標的組織１００１の画像を継続的に監視し、各標的組織位置においてレーザビームが適切に配設されていることを確実にする動的な整列処理であってもよい。

一具体例では、レーザシステムは、２つのモードで動作させることができる。まず、診断モードでは、レーザビーム１７１２は、整列レーザパルスを用いて、初期的に整列され、整列のための光破壊副産物１７０２を生成し、次に、手術モードでは、実際の手術を実行するための手術用レーザパルスが生成される。両方のモードにおいて、ビーム整列を制御するために光破壊副産物１７０２及び標的組織１００１の画像が監視される。図２５Ａは、レーザビーム１７１２内の整列レーザパルスを、手術用レーザパルスのエネルギレベルとは異なるエネルギレベルに設定できる診断モードを示している。例えば、イメージングデバイス１７２０によって光破壊副産物１７０２を捕捉するために組織内に顕著な光破壊を引き起こすために十分であれば、整列レーザパルスは、手術用レーザパルスよりエネルギが小さくてもよい。所望の手術の効果を提供するためには、この粗い目標設定の分解能が十分ではないことがある。捕捉された画像に基づいて、レーザビーム１７１２を適切に整列することができる。この初期の整列の後、レーザ１７１０を制御して、より高いエネルギレベルで手術用レーザパルスを生成して、手術を実行することができる。手術用レーザパルスは、整列レーザパルスとは異なるエネルギレベルを有するので、光破壊における組織物質の非線形効果によって、レーザビーム１７１２が診断モードの間のビーム位置とは異なる位置に集光されることがある。したがって、診断モードの間に行われた整列は、粗い整列であり、手術用レーザパルスが実際の手術を実行する手術モードの間に、各手術用レーザパルスをより精密に位置決めする更なる整列を実行してもよい。図２５Ａに示すように、イメージングデバイス１７２０は、手術モードの間に標的組織１００１から画像を捕捉し、レーザ制御モジュールは、レーザビーム１７１２を調整して、レーザビーム１７１２の集光位置１７１４を標的組織１００１内の所望の標的組織位置に配置する。この処理は、各標的組織位置毎に実行される。

図２６は、まず、標的組織において、概略的にレーザビームの照準を合わせ、次に、光破壊副産物の画像を捕捉し、これを用いて、レーザビームを整列するレーザ整列の１つの実施例を示している。標的組織としての体の一部の標的組織の画像及びその体の一部の参照用の画像は、標的組織においてパルスレーザビームの照準を合わせるために監視される。光破壊副産物及び標的組織の画像は、パルスレーザビームを調整して、光破壊副産物の位置を標的組織に重ね合わせるために使用される。

図２７は、レーザ手術における標的組織内の光破壊副産物のイメージングに基づくレーザ整列方法の１つの実施例を示している。この方法では、パルスレーザビームは、標的組織内の標的組織位置に照準を合わされ、初期の整列レーザパルスのシーケンスが標的組織位置に供給される。標的組織位置及び初期の整列レーザパルスによって生じた光破壊副産物の画像は、監視され、標的組織位置に対する光破壊副産物の位置が取得される。初期の整列レーザパルスとは異なる手術用パルスエネルギレベルを有する手術用レーザパルスによって生じた光破壊副産物の位置は、手術用レーザパルスのパルスレーザビームが標的組織位置に配置された際に判定される。パルスレーザビームは、手術用パルスエネルギレベルで手術用レーザパルスを供給するように制御される。パルスレーザビームの位置は、手術用パルスエネルギレベルにおいて、光破壊副産物の位置を、判定された位置に配置するように調整される。標的組織及び光破壊副産物の画像を監視しながら、手術用パルスエネルギレベルのパルスレーザビームの位置は、標的組織内の新たな標的組織位置にパルスレーザビームを動かす際、光破壊副産物の位置を、各判定された位置に配置するように調整される。

図２８は、光破壊副産物の画像を用いるレーザ整列に基づく例示的なレーザ手術システムを示している。光学モジュール２０１０は、レーザビームを標的組織１７００に集光し、方向付ける。光学モジュール２０１０は、１個以上のレンズを含んでいてもよく、更に１個以上の反射鏡を含んでいてもよい。光学モジュール２０１０内には、ビーム制御信号に応じて集光及びビーム方向を調整する制御アクチュエータが含まれている。システム制御モジュール２０２０は、レーザ制御信号を介してパルスレーザ１０１０を制御し、及びビーム制御信号を介して光学モジュール２０１０を制御する。システム制御モジュール２０２０は、標的組織１７００内の標的組織位置からの光破壊副産物１７０２の位置オフセット情報を含む、イメージングデバイス２０３０からの画像データを処理する。画像から得られた情報に基づいて、レーザビームを調整する光学モジュール２０１０を制御するビーム制御信号が生成される。システム制御モジュール２０２０には、レーザ整列のための様々なデータ処理を実行するデジタル処理ユニットが含まれている。

イメージングデバイス２０３０は、光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスを含む様々な形式で実現することができる。また、超音波イメージングデバイスを用いてもよい。レーザ焦点の位置は、イメージングデバイスの分解能で、焦点が標的に概略的に配置されるように動かされる。標的へのレーザ焦点の参照における誤差及び可能性がある非線形光学効果、例えば、自己収束によって、レーザ焦点の位置及び後の光破壊イベントを正確に予測することが困難になる。物質内でのレーザの集光を予測するモデルシステム又はソフトウェアプログラムの使用を含む様々な較正法を用いて、イメージングされた組織内でのレーザの粗い目標設定を行うことができる。標的のイメージングは、光破壊の前及び後の両方で行うことができる。標的に対する光破壊副産物の位置を用いて、レーザの焦点を移動させ、標的において又は標的に対して、レーザ集光及び光破壊プロセスをより良好に局所化させる。このように、実際の光破壊イベントは、後の手術用パルスの配置のために精密な目標設定を提供するために使用される。

診断モードの間の光破壊のための目標設定は、システムの手術モードにおける後の手術処理のために必要なエネルギレベルと比べて、より低い、より高い、又は同じエネルギレベルで実行できる。光学パルスエネルギレベルは、光破壊イベントの正確な位置に影響を与えることがあるので、診断モードにおいて異なるエネルギで実行される光破壊イベントの局所化を、手術のエネルギにおいて予測される局所化と関連付ける較正を行ってもよい。一旦、この初期の局所化及び整列を実行した後、この位置決めに対して複数のレーザパルス（又は単一のパルス）のボリューム又はパターンを供給することができる。更なるレーザパルスを供給する間に、更なるサンプリング画像を生成して、レーザの適切な局所化を確実にしてもよい（サンプリング画像は、より低い、より高い又は同じエネルギパルスを用いて取得してもよい）。一具体例では、超音波デバイスを用いて、キャビテーション気泡又は衝撃波、若しくは他の光破壊副産物を検出する。そして、この局所化は、超音波又は他の様式によって取得された標的の画像に関連付けることができる。他の実施の形態においては、イメージングデバイスは、単なる生体顕微鏡であってもよく、光干渉断層法等、オペレータによる光破壊イベントの他の光学的可視化であってもよい。初期の観察では、レーザ焦点は、所望の標的位置に動かされ、この後、この最初の位置に対して、パルスのパターン又はボリュームが供給される。

特定の具体例として、精密な表面下光破壊のためのレーザシステムは、１秒あたり百〜十億パルスの繰返し率で光破壊を生成することができるレーザパルスを生成するための手段と、標的の画像及びその画像へのレーザ集光の較正を用いて、手術の効果を生成することなく、表面下の標的にレーザパルスを粗く集光する手段と、表面下を検出又は可視化して、標的、標的の周りの隣接する空間又は物質、及び標的の近傍に粗く局所化された少なくとも１つの光破壊イベントの副産物の画像又は可視情報を提供する手段と、光破壊の副産物の位置を表面下の標的の位置に少なくとも一回関連付け、レーザパルスの焦点を移動させ、光破壊の副産物を表面下の標的に又は標的に対する相対的位置に位置決めする手段と、少なくとも１つの更なるレーザパルスの後続するトレインを、光破壊の副産物の表面化の標的の位置への上述した精密な関連付けによって示される位置に対するパターンで供給する手段と、後のパルスのトレインの配置の間、光破壊イベントの監視を継続し、イメージングされている同じ又は改訂された標的に対して、後続するレーザパルスの位置を微調整する手段とを含むことができる。

上述した技術及びシステムを用いて、高繰返し率レーザパルスを、切断又は体積分解の用途に必要とされる連続的なパルス配置に必要な精度で、表面下の標的に供給することができる。これは、標的の表面上の参照源の使用の有無にかかわらず行うことができ、及び圧平の後の又はレーザパルスの配置の間の標的の動きを考慮に入れることができる。

本明細書は、様々な実施の形態及び実施例を開示しているが、これらは、特許請求の範囲又は特許請求可能な範囲を制限するものではなく、本発明の特定の実施の形態の特定の特徴の記述として解釈される。本明細書おいて、別個の実施の形態の文脈で開示した幾つかの特徴を組み合わせて、単一の実施の形態として実施してもよい。逆に、単一の実施の形態の文脈で開示した様々な特徴は、複数の実施の形態として別個に実施してもよく、適切な如何なる部分的組合せとして実施してもよい。更に、以上では、幾つかの特徴を、ある組合せで機能するものと説明しているが、初期的には、そのように特許請求している場合であっても、特許請求された組合せからの１つ以上の特徴は、幾つかの場合、組合せから除外でき、特許請求された組合せは、部分的組合せ又は部分的な組合せの変形に変更してもよい。

レーザ手術技術、装置及びシステムの幾つかの実施例を開示した。ここに説明し例示したことから、開示した実施例の変形例、拡張例及び他の実施例を想到できることは明らかである。

Claims (25)

1. 眼内の手術標的領域を判定するステップと、
   前記手術標的領域と感光性の組織との間の保護領域を選択するステップと、
   前記感光性の組織のダメージ閾値及び前記保護領域の保護閾値を推定するステップと、
   前記保護領域に前記ダメージ閾値と前記保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを適用して、保護バリアを形成するステップと、
   前記手術標的領域に手術用レーザパルスを適用するステップとを有する眼科手術方法。
2. 前記保護領域を選択するステップは、
   前記保護領域内に形成される前記保護バリアが、残りの手術用レーザパルスによるダメージから前記感光性の組織を保護できるように、前記保護領域の位置及び形状を選択するステップを含む請求項１記載の方法。
3. 前記感光性の組織の保護は、
   前記残りの手術用レーザパルスの遮蔽、散乱及び吸収のうちの少なくとも１つを含む請求項２記載の方法。
4. 前記保護領域を選択するステップは、
   前記眼の核の境界の部分を判定するステップを含む請求項１記載の方法。
5. 前記感光性の組織のダメージ閾値を推定するステップは、
   ダメージ閾値レーザパラメータを推定するステップを含み、前記ダメージ閾値レーザパラメータを用いて適用されるレーザパルスは、前記感光性の組織にダメージを与えることができる請求項１記載の方法。
6. 前記保護領域の保護閾値を推定するステップは、
   保護閾値レーザパラメータを推定するステップを含み、前記保護閾値レーザパラメータを用いて適用されるレーザパルスは、前記保護領域内に前記保護バリアを形成できる請求項１記載の方法。
7. 前記保護閾値及びダメージ閾値を推定するステップは、
   手術用レーザシステムの要素の特徴の分析、予備測定及び術前測定、患者の眼の観察、計算の使用、年齢ベースのアルゴリズムの使用、死体実験から取得されたデータの使用及びデータベースの参照のうちの少なくとも１つを含む請求項１記載の方法。
8. 前記ダメージ閾値及び保護閾値を推定するステップは、
   ０．５μＪ〜５０μＪの範囲のレーザパルスエネルギを推定するステップと、
   ０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の範囲のレーザパルスの継続時間を推定するステップと、
   １０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲の適用されるレーザパルスの周波数を推定するステップと、
   １ミクロン〜５０ミクロンの範囲のレーザパルスの標的領域の分離距離を推定するステップとを含む請求項１記載の方法。
9. 前記ダメージ閾値と前記保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを適用するステップは、
   前記感光性の組織にダメージを与えることを回避するのに適したレーザパラメータで前記予備的レーザパルスを適用するステップを含む請求項１記載の方法。
10. 眼内の水晶体内の核の境界の部分を特定するステップと、
    網膜のダメージ閾値及び核の保護閾値を推定するステップと、
    前記ダメージ閾値と前記保護閾値との間のレーザパラメータを有する予備的レーザパルスを、前記核の後方領域内の保護領域に適用して、保護バリアを形成するステップと、
    前記核内の前記保護バリアより前方の標的領域に手術用レーザパルスを適用するステップとを有する眼の手術方法。
11. 前記核の境界の部分を特定するステップは、
    前記水晶体内に空間的に離間したプローブ気泡を生成するステップと、
    前記生成されたプローブ気泡の特性を観測するステップと、
    前記プローブ気泡の観測された特性に関連して前記境界の部分を特定するステップとを含む請求項１０記載の方法。
12. 前記生成されたプローブ気泡の特性を観測するステップは、
    第１の成長率を示す１つ以上のプローブ気泡を特定するステップと、
    前記第１の成長率とは異なる第２の成長率を示す１つ以上のプローブ気泡を特定するステップとを含み、
    前記境界の部分を特定するステップは、
    前記第１の成長率を示すプローブ気泡と、前記第２の成長率を示すプローブ気泡との間の境界を特定するステップを含む請求項１１記載の方法。
13. 前記生成されたプローブ気泡の特性を観測するステップは、
    前記水晶体に超音波を印加するステップと、
    前記超音波に第１の応答を示す１つ以上のプローブ気泡を特定するステップと、
    前記第１の応答とは異なる第２の応答を示す１つ以上のプローブ気泡を特定するステップとを含み、
    前記境界の部分を特定するステップは、
    前記第１の応答を示すプローブ気泡と、前記第２の応答を示すプローブ気泡との間の境界を特定するステップを含む請求項１１記載の方法。
14. 前記境界を特定するステップは、
    光イメージング法によって前記プローブ気泡を観測するステップと、
    光干渉断層法によって前記プローブ気泡を観測するステップとのうちの少なくとも１つを含む請求項１１記載の方法。
15. 前記境界を特定するステップは、
    術前及び術中の境界の特定と、
    前記核の境界を前記眼の測定可能な特徴に関連付けるデータベースの参照と、
    測定可能な特徴に基づく計算の実行と、
    前記境界の年齢ベースの判定の実行とのうちの少なくとも１つを使用する請求項１０記載の方法。
16. 前記網膜のダメージ閾値を推定するステップは、
    ダメージ閾値レーザパラメータを推定するステップを含み、前記ダメージ閾値レーザパラメータを用いて適用されるレーザパルスは、前記網膜にダメージを与えることができる請求項１０記載の方法。
17. 前記核の保護閾値を推定するステップは、
    保護閾値レーザパラメータを推定するステップを含み、前記保護閾値レーザパラメータを用いて適用されるレーザパルスは、前記保護領域内に保護バリアを形成できる請求項１０記載の方法。
18. 前記保護閾値及びダメージ閾値を推定するステップは、
    手術用レーザシステムの要素の特徴の分析、予備測定及び術前測定、患者の眼の観察、計算の使用、年齢ベースのアルゴリズムの使用、死体実験及びデータベースの参照のうちの少なくとも１つを含む請求項１０記載の方法。
19. 前記ダメージ閾値及び保護閾値を推定するステップは、
    ０．５μＪ〜５０μＪの範囲のレーザパルスエネルギを推定するステップと、
    ０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の範囲のレーザパルスの継続時間を推定するステップと、
    １０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲の適用されるレーザパルスの周波数を推定するステップと、
    １ミクロン〜５０ミクロンの範囲のレーザパルスの標的領域の分離距離を推定するステップとを含む請求項１０記載の方法。
20. 前記予備的レーザパルスを適用するステップは、
    前記予備的レーザパルスが、僅かな程度のみ、前記網膜にダメージを与えることを確実にするレーザパラメータを有する予備的レーザパルスを適用するステップと、
    前記網膜を残りの手術用レーザパルスから保護できるように配置及び整形された前記保護バリアを形成するステップとを含む請求項１０記載の方法。
21. 前記手術用レーザパルスを適用するステップは、
    前記核の一部の分解、断片化及び乳化のうちの少なくとも１つを含む請求項１０記載の方法。
22. 眼科手術のためのレーザシステムにおいて、
    レーザパルスからなるレーザビームを生成するように構成されているパルスレーザと、
    前記パルスレーザを制御して、
    感光性の組織のダメージ閾値と、保護領域の保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを眼内の保護領域に適用して、保護バリアを形成し、
    手術用レーザパルスを手術標的領域に適用するように構成されているレーザコントローラとを備えるレーザシステム。
23. 前記レーザコントローラは、前記パルスレーザを制御して、
    約０．５μＪ〜５０μＪの範囲のエネルギと、
    約１ミクロン〜５０ミクロンの範囲の隣接する標的領域の分離距離と、
    約０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の範囲の継続時間と、
    １０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲の繰返し率とを有するレーザパルスを生成するように構成されている請求項２２記載のレーザシステム。
24. 前記眼の水晶体内に生成されたプローブ気泡の特性を観測するように構成された光学システムと、
    前記プローブ気泡の観測された特性を用いて、前記水晶体内の核を特定するように構成されたプロセッサとを更に備える請求項２２記載のレーザシステム。
25. 光破壊の標的の遠位にある感光性の組織を保護する手術方法において、
    患者の体の手術標的領域を判定するステップと、
    前記手術標的領域と前記感光性の組織との間の保護領域を選択するステップと、
    前記感光性の組織のダメージ閾値及び前記保護領域の保護閾値を推定するステップと、
    前記保護領域に前記ダメージ閾値と前記保護閾値との間のパラメータを有する予備的レーザパルスを適用して、保護バリアを形成するステップと、
    前記保護バリアの形成の後に、前記手術標的領域に手術用レーザパルスを適用するステップとを有する手術方法。

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