JP2010538700A

JP2010538700A - 外科的光破壊の精密な目標設定

Info

Publication number: JP2010538700A
Application number: JP2010524212A
Authority: JP
Inventors: エム．カーツ，ロナルド; ラクシ，フェレンク; カラヴィティス，マイケル
Original assignee: アルコンレンゼックス，インコーポレーテッド
Priority date: 2007-09-06
Filing date: 2008-09-05
Publication date: 2010-12-16
Also published as: JP6705701B2; WO2009033111A2; WO2009033111A3; EP2826436A3; US20090131921A1; EP2194903A4; ES2673575T3; JP2019058708A; ES2655204T3; US8764737B2; US9408749B2; US9044303B2; EP2826436B1; EP2826436A2; EP2194903A2; US20140188093A1; JP2015109973A; EP2194903B1; JP2016190047A; US20150328045A1

Abstract

画像誘導手術技術、装置及びシステムを含むレーザ手術のための技術、装置及びシステム。
【選択図】図１

Description

優先権及び関連出願
本出願は、２００７年９月６日に出願された米国特許出願第６０／９７０，４７７号、発明の名称、「Precise Targeting of Surgical Photodisruption」の優先権を主張し、この文献の全体は、本願に援用される。

背景
本発明は、レーザパルスによって組織内に引き起こされる光破壊に基づくレーザ手術技術、装置及びシステムを含むレーザ手術技術、装置及びシステムに関する。

レーザ光線は、人間及び動物の眼及び他の組織において様々な手術を実行するために使用することができる。例えば、フェムト秒レーザを用いてフラップを作成することを伴うレーシック（ＬＡＳＩＫ）等、人間の眼を手術するためのレーザ手術法の近年の発展により、レーザを用いる人間の眼の手術では、手動的及び機械的な手術法では達成できない精度及び速度が要求されることが明らかになっている。レーザ手術、例えば、レーザ眼科手術では、レーザパルスは、標的組織とインタラクトし、組織内に１つ以上の所望の手術の効果を引き起こす。手術の効果の一具体例は、組織にイオン化を引き起こす光と組織との間の非線形の光学的インタラクションであるレーザ誘起光破壊（laser-induced photodisruption）である。レーザ誘起光破壊は、様々な手術、例えば、眼科のレーザ手術において、組織を選択的に除去又は分解するために使用することができる。従来型の眼科医療用の光破壊装置（ophthalmic photodisruptor）は、例えば、パルスＮｄ：ＹＡＧレーザ等のパルスレーザからの数個（例えば、３個）の一連のレーザパルスを含むパルス期間が比較的長いレーザを、シングルショットモード又はバーストモードで使用する。レーザ眼科手術システムを含むより新しいレーザ手術システムは、例えば、１秒あたり数千ショットの高い繰返し率で、かつ１パルスあたり比較的低いエネルギーを有する短レーザパルスで動作する傾向がある。

高い繰返し率の短いレーザパルスによる手術用レーザに関連する１つの技術的課題は、レーザパルスの精密な制御及び照準、例えば、手術用レーザビームのパルスのビーム位置決め及びビーム集光である。

本明細書は、レーザ手術のための技術、装置及びシステムの実施例を開示する。

一側面においては、レーザ手術システムは、レーザパルスからなるレーザビームを生成するパルスレーザと、レーザビームを受光し、レーザビームを標的組織に集光及び方向付けし、標的組織内に光破壊を引き起こす光学モジュールと、標的組織に接触してインタフェースを形成し、インタフェースを介して、標的にレーザパルスを透過させ、及び標的から反射又は散乱した光又は音波を透過させる圧平プレートと、標的からの光又は音波を捕捉して、標的組織の画像を生成するイメージングデバイスと、イメージングデバイスからの画像上のイメージング情報を処理し、光学モジュールを制御して、イメージング情報に基づいて、標的組織へのレーザビーム集光を調整するシステム制御モジュールとを備える。

他の側面においては、パルスレーザビームをレーザ手術における標的組織に目標設定する方法は、体の一部の標的組織の画像及び体の一部の参照の画像を監視して、標的組織にパルスレーザビームの照準を合わせるステップと、光破壊副産物の画像及び標的組織の画像を監視して、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ステップとを有する。

他の側面においては、パルスレーザビームをレーザ手術における標的組織に目標設定する方法は、体の一部の標的組織の画像及び体の一部の参照の画像を監視して、標的組織にパルスレーザビームの照準を合わせるステップと、較正材料内の光破壊副産物の画像を取得して、標的組織内部の３次元参照システムを生成するステップと、標的組織の術中に、３次元参照システムに基づいて、手術用レーザビームの集光及び走査を制御するステップとを有する。

他の側面においては、パルスレーザビームをレーザ手術における標的組織に目標設定する方法は、標的組織内の標的組織位置にパルスレーザビームの照準を合わせ、標的組織位置に初期の整列レーザパルスのシーケンスを供給するステップと、標的組織位置の画像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を監視し、標的組織位置に対する光破壊副産物の位置を取得するステップと、手術用レーザパルスを手術用パルスエネルギレベルにする（carry）ようにパルスレーザビームを制御するステップと、手術用パルスエネルギレベルにおけるパルスレーザビームの位置を調整して、光破壊副産物の位置を判定された位置に配置するステップと、標的組織の画像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においてパルスレーザビームの位置の調整を継続し、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したとき、光破壊副産物の位置を、各判定された位置に配置するステップとを有する。

他の側面においては、レーザ手術システムは、パルスレーザビームを生成するパルスレーザと、パルスレーザビームを標的組織内の標的組織位置に方向付け、標的組織位置に初期の整列レーザパルスのシーケンスを供給するビーム制御光学モジュールと、標的組織位置の画像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を監視し、標的組織位置に対する光破壊副産物の位置を取得するモニタと、パルスレーザビームのパワーレベルを制御し、手術用レーザパルスを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にする、及びモニタからの標的組織及び光破壊副産物の監視された画像に基づいて、ビーム制御光学モジュールを操作して、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を調整して、光破壊副産物の位置を所望の位置に配置するレーザ制御ユニットとを備える。

他の側面においては、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は、システム内の圧平プレートを用いて、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及び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標的組織に、順次的に又は同時に方向付けるステップと、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するステップと、ＯＣＴモジュールを動作させ、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画像を取得するステップと、取得されたＯＣＴ画像内の位置情報を手術用レーザビームの集光及び走査に適用して、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動的に調整するステップとを有する。

他の側面においては、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は、術前の較正処理の間に、システム内の圧平プレートを用いて、較正サンプル材料を保持するステップと、前記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、前記患者インタフェースを介して、前記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、関係を確立した後、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するステップと、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を、患者インタフェースを介して標的組織に同時に又は順次的に方向付けるステップと、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するステップと、ＯＣＴモジュールを動作させ、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画像を取得するステップと、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動的に調整するステップとを有する。

他の側面においては、眼のレーザ手術を実行するためのレーザシステムは、制御システムと、制御システムの制御の下で、眼の組織に外科的な影響を与えるようにレーザビームを出射するレーザ光源と、制御システムの制御の下で、眼の内部構造に関する情報を光学的に収集するプローブ光ビームを生成する光干渉断層法（ＯＣＴ）イメージングシステムと、眼の表面を所定の位置に固定し、３次元空間内で、ＯＣＴイメージングシステムに対する参照を提供するように構造化された取付メカニズムと、ＯＣＴイメージングシステムから導出された眼の内部構造に関する位置情報を制御システムに供給するメカニズムと、外科的治療のために、制御システムによって制御されるレーザビームを眼に集光する光学ユニットとを備える。

他の側面においては、画像誘導レーザ手術システムは、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、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可能なレーザビーム供給モジュールと、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前記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光干渉断層法（ＯＣＴ）モジュールとを備える。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し、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。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。

他の側面においては、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パルスレーザと、レーザビームを受光し、レーザビームを標的組織に集光及び方向付けし、標的組織内に光破壊を引き起こす光学モジュールと、標的組織に接触してインタフェースを形成し、インタフェースを介して、標的にレーザパルスを透過し、及び標的から反射した光又は音波を透過させる圧平プレートと、標的からの光又は音波を捕捉して、標的組織の画像を生成するイメージングデバイスと、イメージングデバイスからの捕捉された画像上のイメージング情報を処理し、光学モジュールを制御して、標的組織へのレーザビーム集光を調整するシステム制御モジュールとを備える。

他の側面においては、レーザシステムは、他の側面においては、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パルスレーザと、レーザビームを標的組織に集光及び方向付けし、標的組織内に光破壊を引き起こす光学モジュールと、標的組織に接触してインタフェースを形成し、インタフェースを介して、標的にレーザパルスを透過し、及び標的から反射した光又は音波を透過させる圧平プレートと、標的組織の画像及び光破壊によって標的組織内に生成された光破壊副産物の画像を捕捉するイメージングデバイスと、イメージングデバイスからの捕捉された画像上のイメージング情報を処理し、光破壊副産物の画像と標的組織の目標設定された位置との間の位置のオフセットを取得するシステム制御モジュールと、を備える。ここで、該システム制御モジュールは、光学モジュールを制御し、レーザビームを調整して、後のレーザパルスにおけるオフセットを減少させるように動作する。

他の側面においては、パルスレーザビームをレーザ手術における標的組織に目標設定する方法は、標的組織内の標的組織位置にパルスレーザビームの照準を合わせ、標的組織位置に初期の整列レーザパルスのシーケンスを供給するステップと、標的組織位置の画像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を監視し、標的組織位置に対する光破壊副産物の位置を取得するステップと、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、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における手術用レーザパルスによって生成された光破壊副産物の位置を判定するステップと、パルスレーザビームを制御し、手術用レーザパルスを手術用パルスエネルギレベルにするステップと、手術用パルスエネルギレベルにおけるパルスレーザビームの位置を調整し、光破壊副産物の位置を、判定された位置に配置するステップと、手術用パルスエネルギレベルにおけるパルスレーザビームの位置の調整を継続し、標的組織及び光破壊副産物の画像を監視しながら、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したとき、光破壊副産物の位置を、各判定された位置に配置するステップとを有する。

更に他の側面においては、レーザ手術システムは、パルスレーザビームを生成するパルスレーザと、パルスレーザビームを標的組織内の標的組織位置に方向付け、標的組織位置に初期の整列レーザパルスのシーケンスを供給するビーム制御光学モジュールと、標的組織位置の画像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を監視し、標的組織位置に対する光破壊副産物の位置を取得するモニタと、パルスレーザビームのパワーレベルを制御し、手術用レーザパルスを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にする、及びモニタからの標的組織及び光破壊副産物の監視された画像に基づいて、ビーム制御光学モジュールを操作して、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を調整して、光破壊副産物の位置を所望の位置に配置するレーザ制御ユニットとを備える。

これらの及びこの他の側面、並びにレーザ手術のための技術、装置及びシステムの様々な実施例は、図面、詳細な説明及び特許請求の範囲に詳細に開示されている。

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。

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１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１０１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１２０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１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参照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、位置参照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参照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、位置参照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参照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２〜図１０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２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２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２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３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２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４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４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５は、図３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）、又はこれらデバイス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６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６２０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７及び図８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７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。位置エンコーダ７１１０は、対物レンズ７１００に連結され、圧平プレート及び標的組織に対する、又はＯＣＴデバイスに対する対物レンズ７１００の位置の変化を測定するように構成されている。そして、レンズ７１００の測定位置は、ＯＣＴ制御モジュール７２００に供給される。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８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つの部分が、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９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１０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２〜図１０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１１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１２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１２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１３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１３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１３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１３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１３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１４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１５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１５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１４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１３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１３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１１）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１６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。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１７Ａ及び図１７Ｂ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１７Ａ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１７Ａ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１８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１９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２０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。

本出願は、様々な詳細を含んでいるが、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。本出願において、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。

画像誘導レーザ手術技術、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

１．レーザパルスからなるレーザビームを生成するパルスレーザと、
２．前記レーザビームを受光し、前記レーザビームを標的組織に集光及び方向付けし、前記標的組織内に光破壊を引き起こす光学モジュールと、
３．前記標的組織に接触してインタフェースを形成し、前記インタフェースを介して、前記標的にレーザパルスを、及び前記標的から反射又は散乱した光又は音波を透過させる圧平プレートと、
４．前記標的からの光又は音波を捕捉して、前記標的組織の画像を生成するイメージングデバイスと、
５．前記イメージングデバイスからの前記画像上のイメージング情報を処理し、前記光学モジュールを制御して、前記イメージング情報に基づいて、前記標的組織へのレーザビーム集光を調整するシステム制御モジュールとを備えるレーザ手術システム。
１．前記イメージングデバイスは、前記標的組織の画像及び前記光破壊によって前記標的組織内に生成された光破壊副産物の画像を捕捉し、
２．前記システム制御モジュールは、イメージング情報を処理して、前記光破壊副産物の画像と標的組織の目標設定された位置との間の位置のオフセットを取得し、前記システム制御モジュールは、前記光学モジュールを制御し、前記レーザビームを調整して、後のレーザパルスにおけるオフセットを減少させるように動作する請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイス又は他の光学イメージングデバイスである請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的の表面への圧平プレートの配置の後であって、前記パルスレーザの供給の前に、前記標的組織の画像を生成する請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、少なくとも、表面下の標的の動きを評価する処理の間以外の期間に、前記標的組織の画像を生成する請求項４記載のシステム。
前記施術中の前記表面下の標的の動きは、少なくともキャビテーション気泡を含む光破壊副産物又は衝撃波によって引き起こされる請求項５記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記圧平プレートに対して配置され、前記圧平プレート又は前記接触する標的組織の表面に関して既知の空間的関係を有する光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスであり、前記ＯＣＴモジュールは、前記標的組織に光プローブビームを方向付け、前記標的組織からの前記光プローブビームの戻りプローブ光を、前記圧平プレートを介して受光し、手術を実行するための前記手術用レーザビームを前記標的組織に方向付ける前に又は前記手術用レーザビームを前記標的組織に方向付けている間に前記標的組織のＯＣＴ画像を捕捉し、前記光プローブビーム及び前記手術用レーザビームが前記標的組織内に順次的に又は同時に存在するように構成され、前記ＯＣＴモジュールは、前記レーザ制御モジュールと通信して、前記捕捉されたＯＣＴ画像の情報を前記レーザ制御モジュールに供給し、前記レーザ制御モジュールは、前記捕捉されたＯＣＴ画像の情報に応じて、レーザビーム供給モジュールを動作させて、手術用レーザビームの集光及び走査を行わせ、及び前記捕捉されたＯＣＴ画像内の位置決め情報に基づいて、前記標的組織内の前記手術用レーザビームの集光及び走査を調整する請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記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するように動作可能である光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスである請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織内の選択された部分のＯＣＴ画像を捕捉して、前記標的組織内における前記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するように構成された光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスである請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織の表面上又は前記圧平プレート上の選択された部分のＯＣＴ画像を捕捉して、直立から仰向けを含む、前記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ように構成された光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスである請求項１記載のシステム。
前記位置合わせは、前記標的が他の向きにあるときを前記ＯＣＴモジュールによって検出できる、前記標的の１つの向きにおけるマーク又はマーカの配置を介して実行される請求項１０記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、レーザビーム供給モジュールから独立し、前記標的組織に前記光プローブビームを方向付けるＯＣＴイメージングモジュールを備える光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスである請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織に光プローブビームを方向付けて前記画像を捕捉する光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスであり、前記システムは、前記パルスレーザからの前記レーザビーム及び前記ＯＣＴデバイスからの前記光プローブビームの両方を前記圧平プレート及び前記標的組織に方向付け、並びに前記標的組織からの戻りプローブ光を前記ＯＣＴデバイスに方向付ける対物レンズモジュールを有するレーザビーム供給モジュールを備える請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織への光プローブビームを生成して前記画像を捕捉する光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスであり、前記システムは、前記レーザビームの光路内に位置し、前記光プローブビームを走査することなく、前記手術用レーザビームを走査する手術用レーザビームスキャナを有するレーザビーム供給モジュールを備える請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織への光プローブビームを生成して前記画像を捕捉する光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスであり、前記システムは、前記レーザビームの光路及び及び前記光プローブビームの光路内に位置し、前記手術用レーザビーム及び前記光プローブビームの両方を走査する手術用レーザビームスキャナを有するレーザビーム供給モジュールを備える請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織への光プローブビームを生成して前記画像を捕捉する光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスであり、
前記システムは、
前記圧平プレートを介して前記標的組織に前記レーザビーム及び前記光プローブビームを集光する対物レンズモジュールと、
前記対物レンズモジュールに接続され、前記圧平プレート及び前記標的組織に対する、又は前記ＯＣＴデバイスに対する前記対物レンズモジュールの位置変化を測定するように構成された位置エンコーダとを備え、
前記ＯＣＴデバイスは、前記光プローブビームの一部を、前記戻りプローブ光と空間的に重なり及び光学的に干渉するように方向付けられた参照ビームとして受光する参照光路を含み、
前記ＯＣＴデバイスは、前記位置エンコーダと通信して、前記対物レンズモジュールの測定された位置の変化を受け取り、前記対物レンズモジュールの位置の変化によって生じる前記戻りプローブ光と前記参照ビームとの間の光路差における前記変化を補償するように構成されている請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織への光プローブビームを生成して前記画像を捕捉する光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスであり、前記ＯＣＴデバイスは、光プローブビームの一部を、参照ビームとして受光する参照光路と、前記参照光路内に設けられ、前記参照ビームを反射し、前記標的組織からの前記戻りプローブ光と空間的に重なり及び光学的に干渉するように方向付ける参照ミラーとを含み、
前記システムは、前記圧平プレートを介して前記標的組織に前記レーザビーム及び前記光プローブビームを集光する対物レンズモジュールを備え、前記参照ミラーは、前記対物レンズモジュールと連結され、前記対物レンズモジュールの位置が前記圧平プレートに対して調整されると、前記対物レンズモジュールと共に動く請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織への光プローブビームを生成して前記画像を捕捉する光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスであり、前記システムは、
前記レーザビーム及び前記光プローブビームの両方を受光し、前記圧平プレート及び前記標的組織に、共通の光路に沿って共に伝播するよう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を備え、前記ＯＣＴデバイスは、前記標的組織から、前記共通の光路を介して、戻りプローブ光を受光する請求項１記載のシステム。
前記レーザビーム供給モジュールは、前記共通の光路内に設けられ、前記共通の光路に垂直な１つ又は２つの方向に光を走査する第１のスキャナと、前記共通の光路内に設けられ、前記共通の光路内で光の拡がり角を変更する第２のスキャナと、前記患者インタフェース及び前記標的組織に光を方向付け、及び前記患者インタフェース及び前記標的組織から光を受光する対物レンズモジュールとを含む請求項１８記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、前記標的組織への光プローブビームを生成して前記画像を捕捉する光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスであり、前記システム制御モジュールは、捕捉されたＯＣＴ画像と前記標的組織内の３次元参照位置との間の関係を記述するＯＣＴ較正データを含むように構成されており、及び前記システム制御モジュールは、前記標的組織の術中に、前記レーザビームの集光及び走査に前記ＯＣＴ較正データを適用するように構成されている請求項１記載のシステム。
前記イメージングデバイスは、超音波デバイスである請求項１記載のシステム。
パルスレーザビームをレーザ手術における標的組織に目標設定する方法において、
１．体の一部の標的組織の画像及び体の一部の参照の画像を監視して、標的組織にパルスレーザビームの照準を合わせるステップと、
２．光破壊副産物の画像及び前記標的組織の画像を監視して、前記パルスレーザビームを調整して、前記光破壊副産物の位置を前記標的組織に重ね合わせるステップとを有する方法。
前記体の一部についての参照は、標的組織に接触して、インタフェースを形成する圧平プレートであり、前記インターフェースを介して前記パルスレーザビームを前記標的組織に方向付ける請求項２２記載の方法。
パルスレーザビームをレーザ手術における標的組織に目標設定する方法において、
１．体の一部の標的組織の画像及び体の一部の参照の画像を監視して、標的組織にパルスレーザビームの照準を合わせるステップと、
２．較正材料内の光破壊副産物の画像を取得して、前記標的組織内に３次元参照システムを生成するステップと、
３．前記標的組織の術中に、前記３次元参照システムに基づいて、前記手術用レーザビームの集光及び走査を制御するステップとを有する方法。
パルスレーザビームをレーザ手術における標的組織に目標設定する方法において、
１．標的組織内の標的組織位置にパルスレーザビームの照準を合わせ、前記標的組織位置に初期の整列レーザパルスのシーケンスを供給するステップと、
２．前記標的組織位置の画像及び前記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を監視し、前記標的組織位置に対する前記光破壊副産物の位置を取得するステップと、
３．手術用パルスエネルギレベルで前記手術用レーザパルスを搬送するようにパルスレーザビームを制御するステップと、
４．前記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を調整して、前記光破壊副産物の位置を判定された位置に配置するステップと、
５．前記標的組織の画像及び前記光破壊副産物の画像を監視しながら、前記手術用パルスエネルギレベルにおいて前記パルスレーザビームの位置の調整を継続し、前記標的組織内の新たな標的組織位置に前記パルスレーザビームを動かしたとき、前記光破壊副産物の位置を、各判定された位置に配置するステップとを有する方法。
前記手術用パルスエネルギレベルの手術用レーザパルスによって生じる前記光破壊副産物の位置は、前記標的組織位置において前記手術用パルスを最初に配置するために用いた初期の整列レーザパルスのエネルギレベルとは異なる請求項２５記載の方法。
１．パルスレーザビームを生成するパルスレーザと、
２．前記パルスレーザビームを標的組織内の標的組織位置に方向付け、前記標的組織位置に初期の整列レーザパルスのシーケンスを供給するビーム制御光学モジュールと、
３．前記標的組織位置の画像及び前記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を監視し、前記標的組織位置に対する前記光破壊副産物の位置を取得するモニタと、
４．前記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で手術用レーザパルスを搬送する前記パルスレーザビームのパワーレベルを制御し、及び前記モニタからの前記標的組織及び光破壊副産物の監視された画像に基づいて、前記ビーム制御光学モジュールを操作して、前記手術用パルスエネルギレベルの前記パルスレーザビームの位置を調整して、光破壊副産物の位置を所望の位置に配置するレーザ制御ユニットとを備えるレーザ手術システム。
前記標的組織に接触してインタフェースを形成し、水和及び光学品質を維持し、前記インタフェースを介して、前記標的へのレーザパルス及び前記標的からの戻り光を透過する、曲面を有する又は平坦な圧平プレートを備える請求項２７記載のシステム。
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において、
前記システム内の圧平プレートを用いて、手術下の標的組織に係合させ、前記標的組織を所定の位置に保持するステップと、
前記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前記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、前記患者インタフェースを介して標的組織に、順次的に又は同時に方向付けるステップと、
前記手術用レーザビームを制御して、前記標的組織においてレーザ手術を実行するステップと、
前記ＯＣＴモジュールを動作させ、前記標的組織から戻る光プローブビームの光から、前記標的組織内のＯＣＴ画像を取得するステップと、
前記取得されたＯＣＴ画像内の位置情報を前記手術用レーザビームの集光及び走査に適用して、術前又は術中に、前記標的組織における前記手術用レーザビームの集光及び走査を動的に調整するステップとを有する方法。
前記手術用レーザビーム及び前記光プローブビームの両方を、共通の光路に沿って、前記患者インタフェース及び標的組織に方向付けるステップを有する請求項２９記載の方法。
前記共通の光路内でビームスキャナを操作して、前記手術用レーザビーム及び前記光プローブビームの両方を走査させ、前記手術用レーザビームが前記標的組織内で所定の手術パターンを辿るようにする請求項２９記載の方法。
前記標的組織の手術の間、前記手術用レーザビームの集光及び走査を制御する際に、前記取得されたＯＣＴ画像と前記標的組織内の３次元参照位置との間の関係を提供するＯＣＴ較正データを適用するステップを有する請求項２９記載の方法。
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において、
術前の較正処理の間に、前記システム内の圧平プレートを用いて、較正サンプル材料を保持するステップと、
前記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、前記患者インタフェースを介して、前記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、
前記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、前記患者インタフェースを介して、前記較正サンプル材料に方向付け、前記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、
前記ＯＣＴモジュールと前記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、
前記関係を確立した後、前記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させ、前記標的組織を所定の位置に保持するステップと、
前記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を、前記患者インタフェースを介して前記標的組織に同時に又は順次的に方向付けるステップと、
前記手術用レーザビームを制御して、前記標的組織においてレーザ手術を実行するステップと、
前記ＯＣＴモジュールを動作させ、前記標的組織から戻る光プローブビームの光から、前記標的組織内のＯＣＴ画像を取得するステップと、
前記取得されたＯＣＴ画像内の位置情報及び前記確立された関係を前記手術用レーザビームの集光及び走査に適用して、術前又は術中に、前記標的組織における前記手術用レーザビームの集光及び走査を動的に調整するステップとを有する方法。
眼のレーザ手術を実行するためのレーザシステムにおいて、
制御システムと、
前記制御システムの制御の下で、眼の組織に外科的な影響を与えるようにレーザビームを出射するレーザ光源と、
前記制御システムの制御の下で、眼の内部構造に関する情報を光学的に収集するプローブ光ビームを生成する光干渉断層法（ＯＣＴ）イメージングシステムと、
前記眼の表面を所定の位置に固定するように構造化され、３次元空間内で、前記ＯＣＴイメージングシステムに対する参照を提供する取付メカニズムと、
前記ＯＣＴイメージングシステムから導出された前記眼の内部構造に関する位置情報を前記制御システムに供給するメカニズムと、
外科的治療のために、前記制御システムによって制御される前記レーザビームを前記眼に集光する光学ユニットとを備えるシステム。
前記取付メカニズムは、前記眼の前面に接触し、表面水和を維持し、及び光学品質を維持する平坦な又は曲面を有するレンズを備える請求項３４記載のシステム。
前記レーザ光源は、１フェムト秒から１００ピコ秒までの範囲の継続時間を有するパルスを出射するパルスレーザである請求項３４記載のシステム。
前記ＯＣＴイメージングシステムは、時間領域ＯＣＴイメージングシステム又はスペクトル領域ＯＣＴイメージングシステムを含む請求項３４記載のシステム。
前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記眼への光プローブビームを生成するフェムト秒レーザ光源又は低コヒーレンス長スーパールミネセントダイオードを含む請求項３４記載のシステム。
前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記眼への光プローブビームを生成するための周波数掃引光源を含む請求項３４記載のシステム。
前記取付メカニズムに対して位置決めされ、前記レーザビーム及び前記プローブ光ビームを前記眼に集光し、前記眼の内部構造に関する光干渉断層情報を取得する共通の集光対物レンズを備える請求項３４記載のシステム。
前記眼の内部構造は、前記眼の水晶体及び／又は角膜の少なくとも一部を含む請求項４０記載のシステム。
前記眼の組織に外科的な影響を与える光軸に垂直なレーザビームと、光干渉断層画像の光軸に垂直な断面を取得するためのプローブ光との両方を走査する共通の走査メカニズムを備える請求項４０記載のシステム。
少なくとも前記レーザビーム及び前記プローブ光を結合ビームに結合し、前記結合ビームを上記共通の集光対物レンズに方向付ける光ビーム結合デバイスを備える請求項４０記載のシステム。
前記光ビーム結合デバイスは、光ビームスプリッタ、ダイクロイックビームスプリッタ、偏光ビームスプリッタ、光学格子、光ファイバビームスプリッタ及びホログラムビームスプリッタのうちの少なくとも１つ又は組合せを備える請求項４３記載のシステム。
前記ＯＣＴイメージングシステムは、偏光されて、前記眼の内部構造に関する情報を光学的に収集するプローブ光ビームを生成する請求項３４記載のシステム。
前記レーザビーム及び前記プローブ光ビームは、異なる偏光方向に偏光される請求項４５記載のシステム。
前記プローブ光を制御して、前記眼に向かって伝播する際、１つの偏光方向に偏光し、前記眼から戻る方向に伝播する際、異なる偏光方向に偏光する偏光制御メカニズムを備える請求項３４記載のシステム。
前記偏光制御メカニズムは、波長板を含む請求項４７記載のシステム。
前記偏光制御メカニズムは、ファラデー回転子を含む請求項４７記載のシステム。
前記ＯＣＴイメージングシステムの前記プローブ光ビームは、前記眼の組織に外科的な影響を与えるレーザビームから分離されたビームである請求項３４記載のシステム。
前記ＯＣＴイメージングシステムの前記プローブ光ビームは、前記眼の組織に外科的な影響を与えるレーザビームを用いて、白色光生成によって生成されたビームである請求項３４記載のシステム。
前記レーザビーム及び前記プローブ光ビームは、互いに重なり合う２つの異なるスペクトル帯域内にある請求項３４記載のシステム。
前記レーザビームの伝播方向に沿って前記レーザビームの焦点を走査し、変化する深さにおいて、前記眼の組織に外科的な影響を与える第１の走査メカニズムと、
前記ＯＣＴイメージングシステム内で遅延する参照アームを走査する第２の走査メカニズムとを備え、前記第１及び第２の走査メカニズムは、互いに同期される請求項３４記載のシステム。
前記取付メカニズムに対して位置決めされ、前記レーザビーム及び前記プローブ光ビームを前記眼に集光する共通の集光対物レンズと、
前記共通の集光対物レンズが摺動可能に取り付けられたレンズベースと、
前記レンズベースに対する前記共通の集光対物レンズの位置を測定する測定デバイスと、
前記測定された位置を前記ＯＣＴイメージングシステムに伝え、前記ＯＣＴイメージングシステムの干渉計の信号アームと参照アームとの間の光路差を補償する信号通信メカニズムとを備える請求項３４記載のシステム。
前記取付メカニズムに対して位置決めされ、前記レーザビーム及び前記プローブ光ビームを前記眼に集光する共通の集光対物レンズと、
前記共通の集光対物レンズが摺動可能に取り付けられたレンズベースとを備え、
前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記ＯＣＴイメージングシステム内の光干渉計の参照アーム内に反射ミラーを備え、前記反射ミラーは、前記共通の集光対物レンズに固定的に取り付けられている請求項３４記載のシステム。
前記取付メカニズムに対して位置決めされ、前記レーザビーム及び前記プローブ光ビームを前記眼に集光する共通の集光対物レンズと、
前記共通の集光対物レンズが摺動可能に取り付けられたレンズベースとを備え、
前記ＯＣＴイメージングシステムは、前記ＯＣＴイメージングシステム内の光干渉計の参照アーム内に光路長遅延アセンブリを含み、前記光路長遅延アセンブリの少なくとも１つの部分は、前記共通の集光対物レンズに固定的に取り付けられている請求項３４記載のシステム。
前記ＯＣＴイメージングシステム内の光干渉計は、前記摺動可能なレンズに固定的に取り付けられている請求項５６記載のシステム。
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前記標的組織に接触するように係合させ、前記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、
前記手術用レーザと前記患者インタフェースとの間に位置し、前記患者インタフェースを介して前記手術用レーザビームを前記標的組織に方向付けるように構成され、所定の手術パターンに沿って、前記標的組織内で前記手術用レーザビームを走査するように動作可能なレーザビーム供給モジュールと、
前記手術用レーザの動作を制御し、及び前記レーザビーム供給モジュールを制御して、前記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、
前記患者インタフェースに対して位置決めされ、前記患者インタフェース及び前記患者インタフェースに固定された前記標的組織に関して既知の空間的関係を有する光干渉断層法（ＯＣＴ）モジュールとを備え、
前記ＯＣＴモジュールは、前記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前記標的組織に方向付け、前記標的組織から、前記光プローブビームの戻りプローブ光を受光し、前記標的組織のＯＣＴ画像を捕捉するように構成されており、これにより、前記光プローブビーム及び前記手術用レーザビームは、前記標的組織内に同時に存在し、前記ＯＣＴモジュールは、前記レーザ制御モジュールと通信し、前記捕捉されたＯＣＴ画像の情報を前記レーザ制御モジュールに送信し、
前記レーザ制御モジュールは、前記捕捉されたＯＣＴ画像の情報に応じて、前記レーザビーム供給モジュールを操作して、前記手術用レーザビームを集光及び走査し、前記捕捉されたＯＣＴ画像内の位置決め情報に基づいて、前記標的組織における前記手術用レーザビームの集光及び走査を調整する画像誘導レーザ手術システム。
前記ＯＣＴモジュールは、前記標的組織内の選択された部分のＯＣＴ画像を捕捉して、前記標的組織内における前記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するように構成されている請求項５８記載のシステム。
前記ＯＣＴモジュールは、前記レーザビーム供給モジュールから独立し、前記標的組織に前記光プローブビームを方向付けるＯＣＴイメージングモジュールを備える請求項５８記載のシステム。
前記レーザビーム供給モジュールは、前記手術用レーザからの手術用レーザビーム及び前記ＯＣＴモジュールからの光プローブビームの両方を前記患者インタフェース及び前記標的組織に方向付ける対物レンズモジュールを備える請求項５８記載のシステム。
前記レーザビーム供給モジュールは、前記手術用レーザビームの光路内に位置し、前記光プローブビームを走査することなく、前記手術用レーザビームを走査する手術用レーザビームスキャナを備える請求項６１記載のシステム。
前記レーザビーム供給モジュールは、前記手術用レーザビームの光路内及び前記光プローブビームの光路内に位置し、前記手術用レーザビーム及び前記光プローブビームの両方を走査する手術用レーザビームスキャナを備える請求項６１記載のシステム。
前記対物レンズモジュールに接続され、前記患者インタフェース及び前記標的組織に対する前記対物レンズモジュールの位置変化を測定するように構成された位置エンコーダを備え、
前記ＯＣＴモジュールは、前記光プローブビームの一部を、前記戻りプローブ光と空間的に重なり及び光学的に干渉するように方向付けられた参照ビームとして受光する参照光路を含み、
前記ＯＣＴモジュールは、前記位置エンコーダと通信して、前記対物レンズモジュールの測定された位置の変化を受け取り、前記対物レンズモジュールの位置の変化によって生じる前記戻りプローブ光と前記参照ビームとの間の光路差における前記変化を補償するように構成されている請求項６１記載のシステム。
前記ＯＣＴモジュールは、前記光プローブビームの一部を、参照ビームとして受光する参照光路を含み、前記参照光路は、前記参照ビームを反射し、前記戻りプローブ光と空間的に重なり、光学的に干渉するように方向付ける参照ミラーを含み、
前記参照ミラーは、前記対物レンズモジュールに連結され、前記対物レンズモジュールの位置が前記患者インタフェースに対して調整されると、前記対物レンズモジュールと共に動く請求項６１記載のシステム。
前記レーザビーム供給モジュールは、前記レーザビーム及び前記光プローブビームの両方を受光し、かつ方向付け、前記患者インタフェース及び前記標的組織に、共通の光路に沿って共に伝播させるように構成されており、前記ＯＣＴモジュールは、前記標的組織から、前記共通の光路を介して、前記戻りプローブ光を受光する請求項５８記載のシステム。
前記レーザビーム供給モジュールは、前記共通の光路内に設けられ、前記共通の光路に垂直な１つ又は２つの方向に光を走査する第１のスキャナと、前記共通の光路内に設けられ、前記共通の光路内で光の拡がり角を変更する第２のスキャナと、前記患者インタフェース及び前記標的組織に光を方向付け、及び前記患者インタフェース及び前記標的組織から光を受光する対物レンズモジュールとを含む請求項６６記載のシステム。
前記レーザ制御モジュールは、前記捕捉されたＯＣＴ画像と、前記標的組織内の３次元参照位置との間の関係を記述するＯＣＴ較正データを含むように構成されており、
前記レーザ制御モジュールは、前記標的組織の術中に、前記手術用レーザビームの集光及び走査に上記ＯＣＴ較正データを適用するように構成されている請求項５８記載のシステム。