JP2011104370A - 非線形走査による手術標的組織のイメージング - Google Patents

Abstract

【課題】非線形走査による標的組織のイメージングに基づくレーザ手術のためのシステム及び技術を提供する。
【解決手段】眼の手術を誘導するための方法は、イメージングシステムに対して眼を位置決めするステップ１１０と、第１の弧に沿った点の第１の組における眼の標的領域の深さを判定することによって、第１の走査データを生成するステップ１２０と、第２の弧に沿った点の第２の組における眼の標的領域の深さを判定することによって、第２の走査データを生成するステップ１３０と、第１及び第２の走査データに基づいて、標的領域パラメータを判定するステップ１４０と、判定された標的領域パラメータに基づいて、１つ以上の手術位置パラメータを調整するステップ１５０とを有する。
【選択図】図３

Description

本出願は、眼科手術を含む手術用途のためのシステム及び技術に関する。

近年、角膜、水晶体、網膜及び眼の他の構造の一部を標的とした眼科手術のための様々な高度な手術用レーザシステムが開発されている。このような手術システムは、イメージングメカニズムを用いて、標的の手術領域の画像を取得して、眼の標的手術領域にレーザパルスを高い精度で配置するために、手術システムのオペレータ、例えば、医師を補助することができる。

本明細書は、イメージング間の非線形走査による標的組織のイメージングに基づくレーザ手術のためのシステム及び技術の具体例及び実施例を開示する。

例えば、眼の手術を誘導するための方法は、イメージングシステムに対して眼を位置決めするステップと、第１の弧に沿った点の第１の組における眼の標的領域の深さを判定することによって、第１の走査データを生成するステップと、第２の弧に沿った点の第２の組における眼の標的領域の深さを判定することによって、第２の走査データを生成するステップと、第１及び第２の走査データに基づいて、標的領域パラメータを判定するステップと、判定された標的領域パラメータに基づいて、１つ以上の手術位置パラメータを調整するステップとを有する。

幾つかの具体例では、深さを判定するステップは、光干渉断層法（ＯＣＴ）、超音波ベースの方法、顕微鏡的方法及び干渉に基づく方法のうちの少なくとも１つによって眼の標的領域をイメージングするステップを含む。

幾つかの具体例では、眼の標的領域は、角膜標的領域、前部水晶体表面、後部水晶体表面、水晶体標的領域、眼の層、及び瞳孔によって定義された表面のうちの１つである。

幾つかの具体例では、第１の弧及び第２の弧の少なくとも１つは、閉じたループの少なくとも一部を形成する。

幾つかの具体例では、第１の弧は、第１の走査表面が眼の標的領域に交わる第１の交線の一部であり、第２の弧は、第２の走査表面が眼の標的領域に交わる第２の交線の一部である。

幾つかの具体例では、第１の弧は、第１の円筒が眼の標的領域に交わる第１の交線の一部であり、第２の弧は、第２の円筒が眼の標的領域に交わる第２の交線の一部である。

幾つかの具体例では、第１の円筒及び第２の円筒は、同心であり、Ｚ軸を共有する。

幾つかの具体例では、第２の円筒のＺ軸は、第１の円筒のＺ軸からオフセットしている。

幾つかの具体例では、標的領域パラメータを判定するステップは、第１及び第２の走査データから走査特徴を抽出するステップを含む。

幾つかの具体例では、走査特徴を抽出するステップは、第１の走査データの第１の振幅及び第１の位相を抽出するステップと、第２の走査データの第２の振幅及び第２の位相を抽出するステップとを含む。

幾つかの具体例では、標的領域パラメータを判定するステップは、第１の振幅、第１の位相、第２の振幅及び第２の位相に基づいて標的領域の中心の位置パラメータを判定するステップを含む。

幾つかの具体例では、標的領域パラメータを判定するステップは、第１の振幅、第１の位相、第２の振幅及び第２の位相に基づいて標的領域のオブジェクト形状パラメータを判定するステップを含む。

幾つかの具体例では、標的領域パラメータを判定するステップは、第１の振幅、第１の位相、第２の振幅及び第２の位相に基づいてオブジェクト向きパラメータを判定するステップを含む。

幾つかの具体例では、標的領域パラメータを判定するステップは、標的領域の位置及び参照点に関する位置パラメータ更新を判定するステップを含む。

幾つかの具体例では、手術位置パラメータを調整するステップは、手術パターンの中心の位置パラメータを調整して、手術パターンの中心を標的領域の中心に整列させるステップを含む。

幾つかの具体例では、方法は、第１の走査及び第２の走査の後に、それ以上の走査を行わない。

幾つかの具体例では、第１の走査ステップの開始から手術位置パラメータの判定のステップの終了までの時間は、１００ミリ秒未満、１０００ミリ秒未満、１万ミリ秒未満である。

幾つかの具体例では、第１及び第２の弧の少なくとも１つは楕円である。

幾つかの具体例では、第１の弧及び第２の弧の少なくとも１つは開いた弧であり、第１の走査データ及び第２の走査データの少なくとも１つは、最大値及び最小値を有する。

幾つかの具体例では、眼の標的領域は、眼の水晶体の領域であり、標的領域パラメータは、水晶体の形状パラメータ、水晶体の傾斜パラメータ、及び水晶体の位置パラメータを含む。

幾つかの具体例では、標的領域パラメータを判定するステップは、少なくとも１つのあてはめパラメータ（fitting parameter）を有する関数を第１の走査データにあてはめるステップと、あてはめパラメータを用いて、標的領域パラメータを判定するステップとを含む。

幾つかの具体例において、オブジェクトをイメージングする方法は、イメージングシステムに対して、１つ以上の形状パラメータによって形状を記述できるオブジェクトを位置決めするステップと、弧に沿った一組の点におけるオブジェクトの座標を判定することによって走査データを生成するステップと、走査データに基づいて、オブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータを判定するステップとを有する。

幾つかの具体例では、オブジェクトは、球面層の一部であり、判定されるオブジェクト形状パラメータは、球面層の半径である。

幾つかの具体例では、オブジェクトは、眼の前部水晶体表面層であり、オブジェクト形状パラメータは、前部水晶体表面層の半径であり、オブジェクト位置パラメータは、前部水晶体表面の中心の座標である。

幾つかの具体例では、オブジェクト位置パラメータを判定するステップは、光干渉断層法（ＯＣＴ）、超音波ベースの方法、顕微鏡的方法及び干渉に基づく方法のうちの少なくとも１つによってオブジェクトをイメージングするステップを含む。

幾つかの具体例では、オブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータを判定するステップは、補助弧（auxiliary arc）に沿った点の補助的な組におけるオブジェクトの座標を判定することによって、補助走査データを生成するステップを含む。

幾つかの具体例では、オブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータを判定するステップは、走査データ及び補助走査データからオブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータを判定するステップを含む。

幾つかの具体例では、オブジェクトの位置パラメータは、オブジェクト層のＺ座標であり、弧は、走査円筒がオブジェクト層に交わる交線の一部である。

幾つかの具体例では、オブジェクト形状パラメータを判定するステップは、補助的な円筒がオブジェクト層に交わる交線に沿った点の補助的な組においてオブジェクト層のＺ座標を判定するステップを含む。

幾つかの具体例では、走査円筒及び補助円筒は、実質的に同心であり、Ｚ軸を共有する。

幾つかの具体例では、オブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータを判定するステップは、走査データの振幅及び位相を抽出するステップと、抽出された振幅及び位相に基づいてオブジェクト層の中心を判定するステップとを含む。

幾つかの具体例において、オブジェクト位置パラメータは、オブジェクト層の中心及びオブジェクト層の周辺のパラメータの１つである。

幾つかの具体例で方法は、走査及び補助走査の後に、それ以上の走査を行わない。

幾つかの具体例では、オブジェクト位置パラメータ及びオブジェクト形状パラメータの判定は、統合された手法で実行される。

幾つかの具体例では、オブジェクトは、閉じているオブジェクト及び開いているオブジェクトの１つである。

幾つかの具体例では、眼の手術を誘導するための方法は、（ａ）手術位置パラメータを有する手術用レーザシステムに対して水晶体を有する眼を位置決めするステップと、（ｂ）走査弧に沿って水晶体標的領域の位置データを判定するステップと、（ｃ）位置データに基づいて水晶体位置パラメータを判定するステップと、（ｄ）判定した水晶体位置パラメータに基づいて手術位置パラメータを調整するステップと、（ｅ）眼の手術の間、ステップ（ｂ）〜（ｄ）を繰り返し、手術位置パラメータを再調整するステップとを有する。

幾つかの具体例においては、水晶体標的は、前部水晶体表面、瞳孔によって定義された前面、水晶体標的領域及び後部水晶体表面の１つである。

幾つかの具体例では、水晶体位置パラメータを判定するステップは、位置データの振幅及び位相を抽出するステップを含む。

幾つかの具体例では、水晶体位置パラメータを判定するステップは、位置データの振幅及び位相に基づいて、水晶体標的の中心の位置パラメータを判定するステップを含む。

幾つかの具体例では、手術位置パラメータを調整するステップは、手術パターン中心のパラメータを調整して、水晶体の特徴的形状に対して手術パターンを３次元的に整列させるステップを含む。

眼科レーザシステムにおける目標のオフセットを示す図である。 眼科レーザシステムにおける目標のオフセットを示す図である。 眼科レーザシステムにおける目標のオフセットを示す図である。 既存の目標設定方法を示す図である。 眼の手術を誘導するための方法の実施の形態を示す図である。 図３の方法のステップを示す図である。 図３の方法のステップを示す図である。 図３の方法のステップを示す図である。 図３の方法のステップを示す図である。 図３の方法のステップを示す図である。 手術位置パラメータの調整を示す図である。 手術位置パラメータの調整を示す図である。 イメージング方法の実施の形態を示す図である。 イメージング方法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。

多くの眼の手術デバイスは、眼に接触し、手術システムの対物レンズに対して効果的に眼を固定するドッキングステージ（docking stage）を含む。あるシステムは、外科的施術を誘導するために、手術用レーザが集光される対物レンズの中心を示す標的パターンを生成する。これらのシステムは、眼の画像上に標的パターンを表示し、意図された眼の標的領域に正確にレーザビームを適用するように医師を誘導する。

図１Ａ及び図１Ｂは、画像誘導手術システム（image guided surgical system）の動作の具体例を示している。ドッキングステージ又は対物レンズが医師によって眼にドッキングされたとき、標的パターン４０は、眼に対して完全に中心合わせされていないことがあり、標的パターン４０の中心の位置が、眼の中心からオフセットしていることがある。

図１Ａは、このような、標的パターン４０が眼の顕著な構造、例えば、瞳孔１０、虹彩２０又は角膜輪部３０等と正しく中心合わせされていない場合を示している。この誤整列（misalignment）のために、眼科医が眼内の意図された標的に高精度でレーザパルスを配置することが困難になる。

誤整列の度合いに関する情報を抽出し、瞳孔１０等の選択された眼の構造に対して、標的パターン４０の位置を中心に調整する高度な画像誘導手術用レーザシステムを設計することができる。図１Ｂは、図１Ａに示すようなオフセットを実質的に取り除いた、このようなシステムにおける調整された整列を示している。このような高度なシステムでは、標的パターン４０を中心にシフトさせることができ、この後、高精密手術用レーザビームの適用が可能になる。

目標設定システムの精度が高い程、眼科手術がより効率的になる。したがって、標的パターン４０の手動の調整も可能であるが、コンピュータベースの自動整列調整を用いて、画像誘導システムの精度を向上させ、誤整列の問題を克服することができる。

図２は、コンピュータベースの自動整列調整の動作の一具体例を示している。この具体例では、直線に沿って走査を行い、この線形走査を反復的に繰り返し実行する。各線形走査は、誤整列に関して不完全な情報しか提供しないが、反復的な繰り返しによって、標的パターン４０の中心を移動させて標的領域の中心に次第に近付けるための誘導が向上する。

本明細書では、イメージングの間の非線形走査による標的組織のイメージングに基づくレーザ手術のためのシステム、装置及び技術の具体例及び実施例を提供する。非線形走査から得られたイメージング情報は、レーザビームを誘導して、標的組織にレーザ手術を実行するために使用される。

図３は、眼の手術を誘導する方法１００を示しており、これは、イメージングシステムに対して眼を位置決めするステップ１１０と、第１の弧に沿った点の第１の組における眼の標的領域の深さを判定することによって、第１の走査データを生成するステップ１２０と、第２の弧に沿った点の第２の組における眼の標的領域の深さを判定することによって、第２の走査データを生成するステップ１３０と、第１及び第２の走査データに基づいて、標的領域パラメータを判定するステップ１４０と、判定された標的領域パラメータに基づいて、１つ以上の手術位置パラメータを調整するステップ１５０とを含む。

位置決めステップ１１０は、適切な種類の患者インタフェース（patient interface）を適用することを含む様々な既知の方法を含むことができる。１つの可能性は、手術システムの患者インタフェース及び対物レンズを支持するガントリを眼に下ろすことである。患者インタフェースは、部分的に弾性材料から形成され、手術システムの光学目標設定システム、例えば、対物レンズを囲む柔軟なスカートを有することができる。患者インタフェースは、吸盤を含むことができる。一旦、患者インタフェースが眼の上で位置決めされると、吸盤の可撓性スカート（flexible skirt）の下に真空が適用され、眼と患者インタフェースとの間が機械的に接続され、安定化させる力が確立される。吸盤は、眼の大部分に真空を適用してもよく、眼のリング状の領域に真空を適用してもよい。

他の具体例では、患者インタフェースは、眼の表面に僅かに軽く食い込むことによって、眼のグリップを確立する波形表面（corrugated surface）を有していてもよい。これらの実施の形態では、真空を適用することなく、眼を位置決めすることもできる。更に他の実施の形態では、幾らかの圧力を加えることによって、機械的な接続を確立することができる。幾つかの実施の形態では、眼の一部、例えば、手術領域内、手術領域の周縁又は眼の外側領域を介して機械的な接続を確立してもよい。幾つかの実施の形態では、非機械的な接続を含む他の手段で眼を位置決めすることができる。

機械的な接続の度合いは、広範囲に亘り、幾つかの具体例では、眼を患者インタフェースに固定的に接続し、患者インタフェースに対する眼の動きを防止する。他の実施の形態では、接続は、中間的な強度であってもよく、眼の幾らかの相対的運動が許容される。幾つかの場合、ある種の相対的運動、例えば光軸に沿った動き又は光軸を横切る動き等が許容される。幾つかの実施の形態では、位置決めは、患者インタフェースへの直接の機械的接触を含まなくてもよい。

また、位置決めは、眼の接触面の異なる度合いの圧平（applanation）を含むことができる。幾つかの場合、眼の接触面を実質的に平らにし、他の場合、接触面を部分的に平らにし、更に他の場合、眼の自然な曲率を実質的に変更しない。

再び図１Ａ〜図１Ｃを参照して説明すると、眼の手術処置では、手術標的パターン４０を利用できる。医師は、この標的パターン４０によって定義される参照フレームワークを用いて、手術用レーザビームを、眼の手術領域内の正確に定義された位置に方向付けることができる。標的パターン４０は、例えば、ビデオ顕微鏡又は他の種類のディスプレイデバイス上に表示できる。標的パターン４０は、ビデオ顕微鏡上で眼の画像に重ねて表示できる。他の実施の形態では、標的パターン４０は、ソフトウェアプログラムの構成体に過ぎず、必ずしもどこかに表示しなくてもよい。これらの幾つかの実施の形態では、ソフトウェアは、単に、標的パターン４０の中心を追跡し、中心の位置に基づいて医師を誘導できるものであってもよい。半自動又は全自動の実施の形態では、システムのソフトウェアは、明示的な標的パターン４０を表示することなく、後述する誘導ステップを実行する。

外科的処置の開始時に、標的パターン４０の中心を患者インタフェース又は対物レンズの物理的又は幾何学的な中心に合わせてもよい。ステップ１１０において、患者インタフェースが眼の中心と完全に整列されて位置決め及びドッキングされることは希であるため、標的パターン４０は、通常、位置決め／ドッキングの後に、眼の中心又は眼の識別可能な構造に良好に整列されるように、シフティング又は調整する必要がある。ここで、眼の中心とは、眼の選択された構造の中心を意味し、この構造には、瞳孔１０、虹彩２０、角膜輪部３０又は水晶体５０が含まれる。識別可能な構造は、識別可能な辺縁構造（limbic structure）、血管、中心窩（fovea）、視神経円板又は他の構造であってもよい。

眼の構造、例えば、水晶体５０及び瞳孔１０は、中心が共通ではないことが多い。これは、例えば、眼の何らかの生来的な非対称性に起因し、又は患者インタフェースからの圧力によって、水晶体５０が瞳孔１０に対して移動又は傾斜するために生じる。

図１Ａ〜図１Ｃは、この典型的な状況において、イメージングシステムのオペレータが、標的パターン４０の第１のシフトを実行できることを示しており、標的パターン４０は、図１Ａに示す中心からずれた初期の位置から、図１Ｂの１回シフトされた標的パターン４０’によって示すように、顕著な眼の構造、例えば瞳孔１０に整列される。これは、手動で行ってもよく、部分的又は完全に自動化された手法で行ってもよい。水晶体５０を標的とする眼の施術において、瞳孔１０及び水晶体５０が中心を共有する場合、標的パターン４０を瞳孔１０に中心合わせすることによって、調整は完了し、医師は、水晶体手術を誘導するために、この１回シフトされた標的パターン４０’を用いることができる。

図１Ｃは、水晶体５０が瞳孔１０に整列していない場合を示している。この場合、標的パターン４０’を瞳孔１０に整列させる第１のシフトの後に、後の第２のステップにおいて、オペレータは、誘導方法１００を実行して、１回シフトされた標的パターン４０’及び瞳孔１０が、水晶体５０の中心からどれ程ずれているかを特定し、標的パターン４０’の第２のシフトを実行して、図１Ｃの２回シフトされた標的パターン４０”として示すように、水晶体５０の中心に整列させる。

幾つかの具体例では、標的パターン４０の第１及び第２のシフトは、標的パターン４０を、初期の「ドッキングしたままの」位置から水晶体５０の中心に移動させる誘導方法１００を実行することによって、統合された単一のステップで実行できる。

一旦、標的パターン４０が、例えば、水晶体５０の中心に中心合わせされた標的の手術領域に整列すると、標的パターン４０の参照フレームを用いて、水晶体５０に手術用レーザを適用して、手術を実行することができる。

標的パターン４０の位置は、例えば、手術システムのコンピュータコントローラに保存できる。幾つかの具体例では、ビデオインタフェースが、標的パターン４０の画像及び眼の実際の画像をビデオ顕微鏡上で重ねる。このような合成画像は、特に、標的パターン４０の中心が、瞳孔１０等の選択された眼の構造の中心からどれ程ずれているかを示す。このような重ねられた合成画像は、標的パターン４０を、例えば、瞳孔１０に整列させる第１のシフトを実行する際に役立つことがある。

なお、第１及び第２のシフト（又は統合された単一のシフト）は、標的パターン４０を患者インタフェース又は対物レンズの中心から離れるように移動させる。手術用光学素子（surgical optics）が十分に良好に設計されていれば、次に適用される手術用レーザは、この中心がずれている標的領域に適用された場合であっても、非点収差及び他の収差を低く維持できる。

手術用レーザを正確に目標設定することが有益な外科的処置の具体例としては、切嚢術、すなわち、取り除かれた既存の水晶体に代わって、眼内レンズ（Intra Ocular Lens：ＩＯＬ）を挿入する目的のために水晶体の嚢胞５０を円形に切り取る施術がある。切嚢術の切開を高い精度で中心合わせできれば、挿入された眼内レンズ（ＩＯＬ）が高い精度で中心合わせされ、白内障手術の結果が最適化される。

他の具体例は、水晶体の嚢胞から水晶体を除去するための準備において実行される水晶体自体の断片化又は液化（liquefication）である。一般的に、水晶体嚢胞の後面を傷つけることなく、水晶体のできるだけ大きい断片を取り除くことが望ましい。低精度の目標設定システムでは、医師は、後部嚢胞表面を傷つけないことを確実にするためだけに、嚢胞内に水晶体の厚い層を残す必要がある。一方、標的パターン４０を高精度で位置決めするシステムでは、後部嚢胞表面の非常に近くまで切り込むことができ、白内障手術の効率を向上させることができる。

なお、標的パターン４０は、１つの円又は複数の同心円、クロスヘアパターン（cross-hair pattern）、パターンの中心を示す他の目印、又は１つ以上の長方形の要素、並びに以上の組合せを含む様々なパターンの１つであってもよい。パターンは、可変の要素を有することができ、例えば、ラインの１つの色が変化し、又は更なるラインが現れることによって、例えば、ステップ１１０における眼の位置決めの成功、ステップ１５０における手術位置のパラメータの再調整の成功等、方法内の何れかのステップを指示するようにしてもよい。

なお、手術用レーザの適用は、手術パターンに従うことができ、手術パターンは、一般的に、標的パターンとは異なっていてもよい。手術パターンは、円、円筒、連続した層、渦巻、半径方向の４分割、６分割又は８分割、及び他の分割パターンを含む非常に広範囲に亘るパターンの１つであってもよい。この誘導方法１００の文脈では、この手術パターンの位置は、ステップ１５０におけるシフトされた標的パターンに基づいて調整できる。最も単純なケースでは、手術パターンの中心は、標的パターン４０の中心に整列させることができる。また、例えば、手術パターンの中心を標的パターン４０の中心に対してシフトさせる、又は手術パターンの開始位置を標的パターンの特定の点に置く等、様々な代替の調整も可能である。

幾つかの具体例では、ステップ１２０、１３０において深さを判定することは、光干渉断層法（optical coherence tomography：ＯＣＴ）、超音波ベースの方法、顕微鏡的方法及び干渉に基づく方法又はこれらの方法の組合せによって眼の標的領域をイメージングすることを含んでもよい。光干渉断層法は、時間領域又は周波数領域の断層法として実現することができる。

後の幾つかの章においては、上述した標的パターン４０の第２のシフト又は統合されたシフトを実行する文脈で、誘導方法１００について説明する。両方の具体例は、標的パターン４０と、水晶体５０等の眼の標的領域の中心との誤整列を判定することを伴う。

眼の標的領域は、角膜標的領域、前部水晶体表面、後部水晶体表面、水晶体標的領域、眼の層、又は瞳孔によって定義された表面であってもよい。「表面」という用語は、広い意味で用いており、最も外側にある幾何学的な面のみを指すのではなく、ある厚さを有する表面層も含む。例えば、表面層は、その生物学的、光学的又は機械的な性質によって定義することでき、ミクロン以下からミリメートル以上までの層厚を有することができる。また「層」という用語は、眼の構造内の層を意味することもできる。

手術領域は、角膜の処置、白内障の処置、切嚢術、水晶体の溶解又は断片化を含む様々な眼科手術処置において目標設定される。標的領域は、水晶体表面等の眼の処置自体の標的領域であってもよく、例えば、水晶体処置を容易にするためのアクセス用の切込みが角膜上に開設された領域等の補助標的領域であってもよい。

図４Ａは、方法１００の具体例を示している。ステップ１１０では、患者インタフェース２１０を眼の角膜２２０に接触させて、眼科手術のために眼を位置決めすることができる。例えば、患者インタフェース２１０は、不完全真空を適用することによって眼とその角膜２２０を固定できる。

ステップ１２０は、第１の弧２４１に沿って、第１の組の点２４１−Ｐ１…２４１−Ｐｎでの水晶体５０における眼の標的領域の深さ２４１−Ｄ１…２４１−Ｄｎを判定すること、及び深さ値２４１−Ｄを第１の走査データとして保存することを含んでいてもよい。

類似するステップ１３０は、第２の弧２４２に沿って、第２の組の点２４２−Ｐ１…２４２−Ｐｎでの深さ２４２−Ｄ１…２４２−Ｄｎを判定すること、及び深さ値２４２−Ｄを第２の走査データとして保存することを含んでいてもよい。

幾つかの具体例では、第１の弧及び第２の弧の少なくとも１つは、閉じたループの一部又は全部であってもよい。ループは、円、楕円、部分的に不規則なループ、又は適切に形成されたループであってもよい。他の具体例では、弧は、円、楕円又は他の適切な曲線の一部である開いた弧であってもよい。

幾つかの具体例では、弧、若しくは開いた又は閉じたループ２４１、２４２は、標的パターン４０の中心と中心合わせすることができる。したがって、標的領域の中心からループ２４１、２４２の中心までのオフセットを判定した後に、標的パターン４０の中心を、ループ２４１、２４２のオフセットだけシフトすることによって、標的パターン４０の中心を標的領域の中心に整列させることができる。以下の幾つかの実施の形態では、第１及び第２の弧２４１、２４２は、標的パターン４０と中心を共有する。

弧は、ＸＹ平面、すなわち、（一般的にＺ軸と呼ばれる）光軸と交わる平面内の無視できない曲率によって図２の直線から区別される様々なラインの１つであってもよい。なお、図２の直線でさえも、例えば、Ｚ軸及びＸ軸を含む平面、又はＺ軸及びＹ軸を含む平面内では、幾らかの曲率を有することがある。但し、これらは、ＸＹ平面で観察すれば、すなわちＸＹ平面に投写されれば、直線として現れるので、これらを弧とは呼んでいない。

図４Ｂに示すとおり、幾つかの実施の形態では、第１の弧２４１は、第１の走査面２４５が眼の標的領域、例えば、水晶体５０の前面領域と交わる第１の交線の一部であってもよい。同様に、第２の弧２４２は、第２の走査面が眼の標的領域と交わる第２の交線の一部であってもよい。

ここで、走査面２４５とは、走査ビームの特徴点、例えば、その焦点が標的領域のラインに沿って動かされることによって、走査ビームによって掃引される表面を意味する。

図４Ｂの具体例では、走査レーザビームの焦点は、ＸＹ平面の円に沿って動かすことができる。走査レーザビームは、光学システムの光軸（Ｚ軸）と実質的に平行であり、円筒を走査面２４５として定義する。図から明らかなように、この具体例では、第１の弧２４１は、筒状の走査面２４５と楕円体の水晶体５０との交線として形成されるループである。筒状の走査面２４５の中心の位置によって、第１の弧２４１は、円になることもあり、楕円になることもある。円２４１の中心が水晶体５０の中心に一致する場合、換言すれば、円２４１が水晶体５０と回転軸を共有する場合、円又は楕円２４１の平面は、Ｚ軸を横切ってもよく、すなわち、ＸＹ平面であってもよい。円２４１が水晶体５０と回転軸を共有しない場合、すなわち、円２４１の中心が水晶体５０の中心と一致しない場合、図４Ｂに示すように、円２４１の平面が傾くことがある。

図４Ｃは、第１及び第２の弧２４１、２４２が閉じたループ、例えば、円である実施の形態を示している。左側の図では、第１及び第２の走査円筒（scanning cylinder）及びこれらの対応するループ２４１、２４２は、同心であり、光軸、すなわちＺ軸を共有する。右側の図では、ループ２４１、２４２は、同心ではなく、これらの軸は、互いに対してオフセットしている。これらは、互いに交わっていても、交わっていなくてもよい。異なる実施の形態では、同心の走査円から大半の標的中心調整情報（target-center-adjustment information）を抽出してもよく、他は、オフセットした走査円から抽出してもよい。

図４Ｄは、ステップ１４０において、第１及び第２の走査データに基づいて、標的領域パラメータをどのように判定できるかを示している。左側の図では、この場合、水晶体５０である手術標的領域の中心５０−Ｃからオフセットした中心２４１−Ｃを有する円形走査弧２４１を示している。導入部分で述べたように、患者インタフェース２１０の中心が手術標的領域の中心から外れてドッキングされた場合、この状況又は類似の状況が発生する。

このような状況において、例えば、標的パターン４０の中心を水晶体の中心５０−Ｃと整列させることによって、このオフセットを補償するように手術用光学システムを動作させてもよい。上述のように、様々な実施の形態において、標的パターン４０の中心は、第１及び第２の走査弧の共有された中心２４１−Ｃ、２４２−Ｃに一致する。したがって、中心を整列させるこのタスクは、例えば、第１の弧の中心２４１−Ｃの標的の中心５０−Ｃからのオフセットを判定することと言い換えることができる。一旦、このオフセットが判定されると、標的パターン４０の中心を、このオフセットだけシフトさせて、水晶体の中心５０−Ｃと正しく整列させることができる。次に、適切に中心合わせされた標的パターン４０を用いて、手術パターンを定義することでき、この手術パターンに基づいて、手術用レーザビームを適用することができる。

後述するように、この調整は、手術標的領域の中心のみではなく、例えば、特徴的形状、スポットの色彩、不規則な特徴、血管等、手術標的領域の様々な特徴に基づいて行うことができる。

このような調整を行う１つの方法は、第１及び第２の走査データから第１及び第２の走査特徴を抽出することである。これらの走査特徴の具体例は、第１の走査データの第１の振幅及び第１の位相、並びに第２の走査データの第２の振幅及び第２の位相を含む。

図４Ｄの右側に示すように、第１のループ２４１が標的表面のオフセットした円又は楕円である場合、第１の弧上の点２４１−Ｐ１…２４１−Ｐｎの第１の走査又は深さデータ２４１−Ｄ１…２４１−Ｄｎは、正弦曲線の部分を形成する。一般化して言えば、この曲線は、高調波のフーリエ和によって表すことができる関数であってもよい。走査円２４１が標的領域の中心と完全に中心合わせされている場合、すなわち、２４１−Ｃが５０−Ｃと一致する場合、第１の走査又は深さデータは、定数関数になる。

第１の弧が完全な円である場合、正弦曲線は、正弦波の全期間を有することができる。走査は、通常、正弦波の最大値又は最小値からは始まらず、したがって、第１の走査又は深さデータは、走査弧２４１に沿った距離の関数としてプロットされると、位相がシフトされて開始される正弦波の形状を取る。

図４Ｅは、このような場合、例えば、第１の走査特徴は、第１の走査又は深さデータ２４１−Ｄ１…２４１−Ｄｎの正弦波の位相Ｆ１及び振幅Ａ１であってもよいことを示している。これらの走査特徴は、第１の走査又は深さデータに正弦関数をあてはめ、正弦波の可調整の位相及び振幅をあてはめパラメータ（fitting parameters）として扱うことによって判定できる。同様に、第２の振幅Ａ２及び第２の位相Ｆ２の第２の走査特徴は、第２の走査又は深さデータ２４２−Ｄ１…２４１−Ｄｎに正弦波をあてはめることによって抽出することができる。

包括的に言えば、走査ループの中心、したがって、通常、標的パターン４０の中心が、水晶体５０の中心と一致する場合、走査データ２４１−Ｄ１…２４１−Ｄｎは、一定であり、これは、正弦波では、ゼロ振幅を意味する。走査ループの中心２４１−Ｃの水晶体５０の中心からのオフセットが大きい程、振幅Ａ１も大きくなる。したがって、振幅Ａ１によって、走査ループの中心２４１−Ｃ、したがって、標的パターン４０が、標的領域の中心５０−Ｃに対してどれ程オフセットしているかを特徴付けることができる。位相Ｆ１は、走査円及び標的パターン４０の共有された中心２４１−Ｃが、標的領域の中心５０−Ｃからオフセットしている方向を特徴付けることができる。

このような位相及び振幅走査特徴は、走査弧２４１が円ではなく、楕円又は開いた弧である場合であっても抽出することができる。走査データが、単一の正弦波ではなく、数個、例えば、ｍ個のフーリエ高調波の和にあてはめることができる場合、これらのフーリエ高調波のそれぞれの振幅Ａ１…Ａｍ及び位相Ｆ１…Ｆｍは、標準のあてはめ手順（fitting procedures）によって抽出することができる。これらの振幅Ａ１…Ａｍ及び位相Ｆ１…Ｆｍの１つ以上、又はこれらの振幅及び位相の下位集合は、走査特徴として使用することができる。

また、幾つかの具体例では、走査特徴は、標的パターン４０の中心の最終的な調整に役立つ他の様々な特徴であってもよい。このような走査特徴は、特定の走査点における深さ値自体、深さデータ点の勾配、三角分割に関連するデータ、あてはめられた正弦波の様々な瞬間、又は高調波の特徴であってもよい。幾つかの具体例では、第１及び第２の走査データは、最大値及び最小値を有し、走査特徴は、これらの最小値及び最大値に関連していてもよい。走査特徴は、標的パターン４０のシフトの実行のために用いることができる適切なパラメータ又はデータであってもよい。

図５Ａは、標的領域パラメータを判定するステップ１４０は、第１の振幅Ａ１、第１の位相Ｆ１、第２の振幅Ａ２及び第２の位相Ｆ２に基づいて、標的領域の中心５０−Ｃの位置パラメータを判定することを含んでいてもよいことを示している。例えば、コンピュータコントローラは、走査ループ２４１及び標的パターン４０の共有された中心２４１−Ｃに中心合わせされた座標系を確立することができる。第１及び第２の振幅Ａ１、Ａ２、並びに位相Ｆ１、Ｆ２を用いて、この座標系における標的領域の中心５０−ＣのＣｘ及びＣｙ座標を判定できる。これらのＣｘ及びＣｙ座標は、オフセット又は標的領域パラメータが調べられ、これによって、標的パターンの中心４０−Ｃがシフトされ、標的領域、例えば、水晶体の中心５０−Ｃと整列される。

詳しくは、この標的領域パラメータを判定するステップは、以下のように一般化して表すことができる。

ＴＲｊ＝ＴＲｊ（Ａｉ，Ｆｉ） （１）
ＴＲｊは、標的領域パラメータＴＲ１及びＴＲ２を表し、Ａｉは、振幅を表し、Ｆｉは、位相を表し、これらは、走査特徴の特定の具体例である。上述の特定のケースでは、標的領域パラメータＴＲｉが標的パターン４０の参照フレーム内の標的領域中心のデカルト座標Ｃｘ及びＣｙであるとき、上の式（１）は、以下のように書き換えられる。

Ｃｘ＝Ｃｘ（Ａ１，Ａ２，Ｆ１，Ｆ２）
Ｃｙ＝Ｃｙ（Ａ１，Ａ２，Ｆ１，Ｆ２） （２）
幾つかの具体例では、中心座標Ｃｘ及びＣｙを判定するために、１つの走査円又はループだけで十分であることがある。

Ｃｘ＝Ｃｘ（Ａ１，Ｆ１）
Ｃｙ＝Ｃｙ（Ａ１，Ｆ１） （３）
他の実施の形態では、標的領域パラメータＴＲ１及びＴＲ２は、走査ループ中心２４１−Ｃに対する標的中心５０−Ｃのオフセットの方向及び大きさであり、これらは、例えば、動径座標（radial coordinates）で表現され、これも、位相Ｆ１及びＦ２及び振幅Ａ１、Ａ２走査特徴から判定できる。

幾つかの具体例では、標的領域パラメータを判定するステップ１４０は、第１の振幅、第１の位相、第２の振幅及び第２の位相に基づいて、標的領域の曲率半径Ｒパラメータを判定するステップを含むことができる。具体例として、これは、角膜２２０又は水晶体５０の曲率半径Ｒの判定であってもよい。曲率半径Ｒは、共有された走査ループの中心２４１−Ｃ及び標的パターンの中心４０−Ｃからの標的中心５０−Ｃのオフセットの判定に使用することができる。

Ｃｘ＝Ｃｘ（Ａ１，Ｆ１，Ｒ（Ａ１，Ｆ１））
Ｃｙ＝Ｃｙ（Ａ１，Ｆ１，Ｒ（Ａ１，Ｆ１）） （４）
第１の走査又は深さデータ２４１−Ｄ１…２４１−Ｄｎの正弦波的な挙動は、１つ以上の原点を有することがある。上述した標的パターン中心４０−Ｃ及び標的領域中心５０−Ｃのオフセットは、基本的な原点の１つである。但し、他の要素も貢献することがある。これらの要素は、眼の光軸の可能な傾斜、純粋な球体の形状からの偏り、例えば、楕円形状を有する標的領域等を含む。

これらのケースは、形状パラメータＳＰｉ、向きパラメータＯＰｉ及び位置パラメータＰＰｉという一般化された表現で捉えることができる。球状標的の半径Ｒは、形状パラメータＳＰの単純な具体例である。楕円状の標的は、３つの形状パラメータＳＰ１、ＳＰ２、ＳＰ３と、３つの軸ａ、ｂ、ｃの長さとによって特徴付けることができる。当然、標的の形状が複雑になる程、満足できる特徴付けのためにより多くの形状パラメータが必要である。

完全な球状の標的は、その生来的な球対称性のために、あらゆる方向が同等であるので、向きパラメータＯＰｉを有さない。このような完全な球対称性を有さない全ての標的の向きは、向きパラメータＯＰｉによって捉えることができる。この具体例には、例えば、（略々）球体の眼の上の瞳孔１０等、弁別的な領域を有する球状の標的が含まれる。他の具体例としては、楕円体の標的があり、この場合、例えば、主軸の向きを特徴付けるベクトルの成分が向きパラメータである。

特に注目される点として、水晶体５０は、２つの主軸ａ及びｃを有する楕円形状に良好に近似し、これは、水晶体が１つの回転軸について回転対称性を維持し、したがって、第３の軸ｂがａに等しいためである。したがって、ａ及びｃは、水晶体５０の形状パラメータＳＰ１及びＳＰ２の具体例である。回転対称の軸の方向を記述する、傾斜ベクトルとも呼ばれる単位ベクトルの２つの成分は、水晶体５０の一組の向きパラメータＯＰｉの具体例である。

最後に、水晶体の中心５０−Ｃの座標Ｃｉは、位置パラメータＰＰｉの具体例である。位置パラメータＰＰｉ、向きパラメータＯＰｉ及び形状パラメータＳＰｉは、まとめて、標的領域パラメータＴＲｉの包括的なリストである。

一般式において、これらの全ての標的領域パラメータＴＲｉは、振幅Ａｉや位相Ｆｉ等の走査特徴から抽出される。式（４）に代わる式として、これらの関係は、以下のように捉えることができる。

ＰＰｊ＝ＰＰｊ（Ａｉ，Ｆｉ）
ＳＰｊ＝ＳＰｊ（Ａｉ，Ｆｉ）
ＯＰｊ＝ＯＰｊ（Ａｉ，Ｆｉ） （５）
式（４）は、方法の中間ステップとして形状パラメータＳＰｉが判定されることを示しているが、式（５）は、形状パラメータＳＰｊまでもが走査特徴から判定されることを強調している。なお、標的領域パラメータＴＲｊの添字が走査特徴Ａｉ及びＦｉとは異なっていることは、通常、ＴＲｊパラメータの数が、走査特徴Ａｉ及びＦｉの数とは異なっていてもよいことを示している。典型的な実施の形態では、全ての必要な標的領域パラメータＴＲｊを判定するために十分大きな数の走査特徴Ａｉ及びＦｉを抽出する。

幾つかの実施の形態では、標的領域パラメータＴＲｊの忠実度が高い判定は、走査特徴Ａｉ及びＦｉに、幾つかの走査データ、例えば、直接的な深さデータ２４１−Ｄ１…２４１Ｄｎを補足することを含むことができる。

方法１００の幾つかの具体例では、２つの走査ループ２４１、２４２を用いる。水晶体５０の具体例に関して、このような方法を説明する。水晶体前面を１つの形状パラメータＳＨ１＝Ｒのみを有する球体に近似させ、ＸＹ平面内の２つの位置パラメータＰＰ１＝Ｃｘ及びＰＰ２＝Ｃｙについて方法を定式化すると、上の２つの手法は、以下の式によって表される。

Ｃｘ＝Ｃｘ（Ａ１，Ａ２，Ｆ１，Ｆ２，Ｒ（Ａｉ，Ｆｉ））
Ｃｙ＝Ｃｙ（Ａ１，Ａ２，Ｆ１，Ｆ２，Ｒ（Ａｉ，Ｆｉ）） （４’）

Ｃｘ＝Ｃｘ（Ａ１，Ａ２，Ｆ１，Ｆ２）
Ｃｙ＝Ｃｙ（Ａ１，Ａ２，Ｆ１，Ｆ２）
Ｒ＝Ｒ（Ａ１，Ａ２，Ｆ１，Ｆ２） （５’）
また、これらの式は、標的領域パラメータＴＲｊを判定するために必要な最小数より多くの走査特徴を抽出して使用すること、この具体例では、必要な最小数である３個に代えて、４個を使用することが、最終的な位置パラメータＰＰｊの忠実度を高める一手法であることを示している。

図５Ｂは、標的領域パラメータＴＲｊを判定するステップ１４０が標的領域及び参照点の位置に関連する位置パラメータ更新を判定することを含んでいてもよいことを示している。例示した具体例では、参照点は、走査ループ２４１及び標的パターン４０の共有された中心であり、標的領域に関連する位置は、標的領域の中心５０−Ｃであり、位置パラメータ更新は、シフト又はオフセットベクトル（Ｃｘ，Ｃｙ）であり、これによって、標的パターン４０の中心が、標的領域の中心５０−Ｃの中心に重なるようにシフトされる。

上述のように、このシフトベクトルは、シフトの角度及びシフトの長さを示す動径座標を含む様々な形式で表すことができる。

ステップ１４０は、標的パターンの中心４０−Ｃが標的領域の中心５０−Ｃに重なるように、ここで判定されたシフトベクトル（Ｃｘ，Ｃｙ）によって、標的パターンの中心４０−Ｃをシフトさせることを含んでいてもよい。

手術位置パラメータを調整するステップ１５０は、手術パターンの中心の位置パラメータを調整して、手術パターンの中心を標的領域の中心に整列させることを含んでいてもよい。

幾つかの実施の形態では、手術パターンは、標的パターン４０の中心に中心合わせすることができる。これらの実施の形態では、ステップ１５０は、手術パターン及び標的パターンの共有された中心を、最初の位置から、シフトベクトル又はステップ１４０で判定された位置パラメータ更新によってシフトすることによって実行できる。

他の実施の形態では、まず、標的パターンをシフトした後、手術パターンをシフトさせることができる。

上述のように、このシフトは、単一の統合されたシフトであってもよく、二段階のシフトであってもよく、二段階のシフトの場合、第１のステップは、誘導方法１００を実施することによって、若しくは手動又は部分的に自動化されたシフトによって、標的パターン４０及び手術パターンを、瞳孔１０等の容易に識別できる眼の構造に中心合わせすることによって実行してもよい。このシフトに続いて、標的及び手術パターンの中心を、真の標的領域、例えば、水晶体５０の中心にシフトさせることによって、第２のシフトを行うことができる。

既存の方法とは異なり、誘導方法１００の具体例では、通常、誘導方法１００を１回実行するだけで、このような位置更新又はシフトベクトルの高精度の判定を提供でき、これにより得られる位置更新又はシフトベクトルは、手術パターンを手術標的領域に高い精度で整列させる。したがって、誘導方法１００の幾つかの具体例では、方法のステップを１回実行するだけで、満足できる結果が得られる。

これは、方法のステップを反復的に繰り返し実行して、標的パターンの中心を標的領域に徐々に近付ける必要がある既存の方法の限定的な精度とは対称的である。

この誘導方法１００の高い精度は、眼の手術用途等、時間が重要である全ての用途において特に有益である。方法１００を１回実行するだけで高精度な結果が得られるという事実は、幾つかの具体例において、第１の走査ステップの開始から手術位置パラメータの判定のステップの終了までの時間を、１００ミリ秒未満、１０００ミリ秒未満、１万ミリ秒未満にできることを意味する。これらの特徴的な時間のそれぞれは、時間的な制約のある用途において決定的な利点を有することがある。

眼の手術の用途に関して誘導方法１００を説明したが、図６Ａは、説明した概念が、必ずしも眼科用途に関連せず、様々なイメージングプロセスにおいて利用できることを示している。包括的に言えば、方法３００は、侵襲的及び非侵襲的な医療処置のためのイメージングに適用することができる。また、これは、様々な手法で、材料処理のためのイメージングに適用でき、又は僅かな例を挙げれば、航空産業から原子力産業に至る様々な分野で用いられる材料疲労の非侵襲的解析に適用できる。

これらの用途の何れにおいても、イメージング方法３００は、以下のステップを含むことができる。

ステップ３１０では、イメージングシステムに対してオブジェクトを位置決めし、ここで、オブジェクトの形状は、１つ以上の形状パラメータによって記述でき、オブジェクトの向きは、１つ以上の向きパラメータによって記述できる。

ステップ３２０では、弧に沿った一組の点におけるオブジェクトの座標を判定することによって走査データを生成する。

ステップ３３０では、走査データに基づいて、オブジェクト形状及び向きパラメータ、並びにオブジェクト位置パラメータを判定する。

オブジェクトは、例えば、図４Ｂに示すように球面層の一部であってもよく、判定されるオブジェクト形状パラメータＳＰ１は、球面層の半径Ｒであってもよく、オブジェクト位置パラメータは、例えば、式（１）〜（５）に表されているように、球の中心のＸＹ座標であってもよい。

或いは、オブジェクトは、楕円体であってもよく、形状パラメータＳＰｊは、楕円体の３軸の長さであってもよく、向きパラメータＯＰｊは、主軸の方向を表す単位ベクトルの角度であってもよく、位置パラメータＰＰｊは、楕円体の中心の座標であってもよい。

眼の手術の用途に関して方法３００を説明したが、広範囲に亘る様々なイメージング用途を想到することができる。何らかの形式で光伝播を反射又は変更できるオブジェクトは、イメージング方法３００によって、イメージングすることができる。形状パラメータによって特徴付けることができるオブジェクトは、方法３００によってイメージングすることができる。材料品質を研究するために開発された幾つかの用途では、材料表面の波（corrugation）をイメージングすることができる。これらの幾つかの用途では、形状パラメータは、波状表面上の典型的な特徴寸法であってもよく、又は材料のグレイン又はドメインサイズの典型的な不均一であってもよい。機械部品の摩耗及び疲労を調査できる工学応用分野では、機械部品の形状は、設計段階から既知であることがあり、イメージング方法３００は、これらの既知の形状パラメータの劣化又は変化の度合い、例えば、ワイヤ又はビームの断面の直径の狭小化をイメージングしてもよい。

更に、これまで、閉じているオブジェクト、すなわち、閉曲面（closed surface）に囲まれたオブジェクトについてイメージング方法３００を説明してきた。他の実施の形態では、開曲面（open surface）によって囲まれた「開いているオブジェクト」をイメージングすることもできる。開曲面のクラスは、境界又は縁を有する表面を含む。開いているオブジェクトの具体例は、閉じているオブジェクトの一部、例えば、円形又は楕円形の境界又は縁を有する球又は楕円体の一部を含む。他の具体例は、あらゆる工学、品質管理、材料診断及び特徴付けを目的としてイメージングされる様々な表面を含む。イメージング方法３００の用途の特定のクラスは、透明ではない開いているオブジェクトのためのものである。このような非透明の開いているオブジェクトの多くの具体例は、様々な理由のために、イメージング方法３００によってイメージングされる。

これらの用途の多くでは、走査データを生成するステップ３２０は、特定の形状パラメータによってオブジェクトを特徴付けることができるという知識を用いて、画像オブジェクトの形状パラメータ、向きパラメータ及び位置パラメータを判定する十分なデータを提供できる。オブジェクトの形状の予備的な知識なしでオブジェクトをイメージングする幾つかの他の用途では、プロセッサが様々な形状を提案し、提案した形状に関して走査データを解析してもよい。幾つかのあてはめ基準（fitting criteria）を用いて、プロセッサは、提案した形状のどれが、イメージングされたオブジェクトについて最適であるかを判定して、オブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータの判定に進んでもよい。

幾つかの実施の形態では、オブジェクトは、眼の前部水晶体表面層であってもよく、オブジェクト形状パラメータは、前部水晶体表面層の半径であってもよく、オブジェクト位置パラメータは、前部水晶体表面の中心の座標であってもよい。

上述のように、ステップ３３０においてオブジェクト位置パラメータを判定することは、光干渉断層法（ＯＣＴ）、超音波ベースの方法、顕微鏡的方法及び干渉に基づく方法のうちの少なくとも１つによってオブジェクトをイメージングすることを含んでいてもよい。

オブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータを判定するステップ３３０は、補助弧に沿った点の補助的な組におけるオブジェクトの座標を判定することによって、補助走査データを生成することを含んでいてもよい。幾つかの実施の形態では、このステップは、ステップ３２０の元の弧に沿った走査データが、オブジェクトの形状及び位置パラメータを判定するために不十分である場合に実行してもよい。ステップ３２０の弧及びステップ３３０の補助弧は、図４Ａ〜Ｃの弧２４１、２４２に類するものであってもよい。

幾つかの実施の形態では、オブジェクトの座標は、オブジェクト層のＺ座標であり、弧は、走査円筒がオブジェクト層に交わる交線の一部である。

ステップ３３０においてオブジェクト形状パラメータを判定することは、補助的な円筒がオブジェクト層に交わる交線に沿った点の補助的な組においてオブジェクト層のＺ座標を判定することを含んでいてもよい。図４Ｃに類似する具体例では、走査円筒及び補助円筒は、実質的に同心であり、Ｚ軸を共有していてもよい。

オブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータを判定するステップ３３０は、走査データの振幅及び位相を抽出し、抽出された振幅及び位相に基づいてオブジェクト層の中心を判定することを含んでいてもよい。

様々な具体例でにおいて、オブジェクト位置パラメータは、オブジェクト層の中心又はオブジェクト層の周辺のパラメータであってもよい。

上述と同様に、方法３００の効率の高さのために、幾つかの具体例では、走査データ作成ステップ３２０を１回実行すれば十分であり、したがって、第１の走査、場合によっては第１の補助走査の後に、追加的な走査は不要である。これは、走査ステップ３２０を繰り返すことによって形状又は位置パラメータが反復的に判定される既存のシステムとは対照的である。

また、上述と同様に、オブジェクト位置パラメータ及びオブジェクト形状パラメータは、統合された手法で判定することができる。

図６Ｂは、上述したイメージング方法１００、３００の一側面を示している。これらの方法は、非常に効率的であるので、標的位置データを適時に提供できる。これにより、幾つかの具体例では、例えば、手術処置の間に、イメージング方法１００又は３００を繰り返し実行して、実質的にリアルタイムな又は僅かに遅れた時刻の位置情報を提供できる。そして、何らかの理由のために、標的領域に変化があった場合、例えば、患者が眼を動かした場合、イメージングシステムは、略々リアルタイムで標的位置パラメータの更新を判定でき、これに応じて手術パターンをシフトし、シフトされた手術パターンに基づいて手術用レーザを適用できる。この（略々）リアルタイムの能力は、眼科手術処置の精度を更に向上させる。

このような眼の手術のための（略々）リアルタイムのイメージング及び誘導方法４００は、以下のステップを含んでいてもよい。

（ａ）手術位置パラメータを有する手術用レーザシステムに対して水晶体を有する眼を位置決めする−ステップ４１０
（ｂ）走査弧に沿って水晶体標的領域の位置データを判定する−ステップ４２０
（ｃ）位置データに基づいて水晶体位置パラメータを判定する−ステップ４３０
（ｄ）判定した水晶体位置パラメータに基づいて手術位置パラメータを調整する−ステップ４４０
（ｅ）眼の手術の間、ステップ（ｂ）〜（ｄ）を繰り返し、手術位置パラメータを再調整する−ステップ４５０
方法４００は、例えば、水晶体標的が前部水晶体表面、瞳孔によって定義された前面、水晶体標的領域及び後部水晶体表面の１つである手術において使用することができる。

図４Ａ〜Ｅに類似する具体例では、水晶体位置パラメータを判定するステップ４３０は、位置データの振幅及び位相を抽出し、次に、この位置データの振幅及び位相に基づいて、水晶体標的の中心の位置パラメータを判定することを含んでいてもよい。

幾つかの具体例では、手術位置パラメータを調整するステップ４４０は、手術パターンの中心のパラメータを調整して、水晶体の特徴的形状に対して手術パターンを３次元的に整列させることを含んでいてもよい。

図７〜図１７は、レーザ眼科手術システムの実施形態を示している。

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７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７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８〜図１６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８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８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８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９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１０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１０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１１は、図９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１２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１３及び図１４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１３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１４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１５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１６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８〜図１６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１７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。

本明細書は、多くの詳細事項を含んでいるが、これらの詳細事項は、任意の発明の範囲又は特許請求の範囲を限定するものとは解釈されず、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現してもよい。逆に、単一の実施の形態の文脈で開示した様々な特徴は、複数の実施の形態に別個に具現化してもよく、適切な如何なる部分的組合せとして具現化してもよい。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。

Claims (16)

1. 眼をイメージングする方法において、
   イメージングシステムに対して眼を位置決めするステップと、
   第１の弧に沿った点の第１の組における眼の標的領域の深さを判定することによって、第１の走査データを生成するステップと、
   第２の弧に沿った点の第２の組における眼の標的領域の深さを判定することによって、第２の走査データを生成するステップと、
   前記第１及び第２の走査データに基づいて、標的領域パラメータを判定するステップとを有する方法。
2. 前記深さを判定するステップは、
   光干渉断層法（ＯＣＴ）、超音波ベースの方法、顕微鏡的方法及び干渉に基づく方法のうちの少なくとも１つによって前記眼の標的領域をイメージングするステップを含む請求項１記載の方法。
3. 前記眼の標的領域は、
   角膜標的領域、前部水晶体表面、後部水晶体表面、水晶体標的領域、眼の層、及び瞳孔によって定義された表面のうちの１つである請求項１記載の方法。
4. 前記第１の弧及び前記第２の弧の少なくとも１つは、閉じたループの少なくとも一部を形成する請求項１記載の方法。
5. 前記第１の弧は、第１の円筒が眼の標的領域に交わる第１の交線の一部であり、
   前記第２の弧は、第２の円筒が眼の標的領域に交わる第２の交線の一部である請求項１記載の方法。
6. 第１の走査データの第１の振幅及び第１の位相を抽出するステップと、
   第２の走査データの第２の振幅及び第２の位相を抽出するステップとを有する請求項１記載の方法。
7. 前記標的領域パラメータを判定するステップは、
   前記第１の振幅、前記第１の位相、前記第２の振幅及び前記第２の位相に基づいて前記標的領域の中心の位置パラメータを判定するステップを含む請求項６記載の方法。
8. 前記標的領域パラメータを判定するステップは、
   前記第１の振幅、前記第１の位相、前記第２の振幅及び前記第２の位相に基づいて前記標的領域のオブジェクト形状パラメータを判定するステップを含む請求項６記載の方法。
9. 前記標的領域パラメータを判定するステップは、
   前記第１の振幅、前記第１の位相、前記第２の振幅及び前記第２の位相に基づいてオブジェクト向きパラメータを判定するステップを含む請求項６記載の方法。
10. 前記標的領域パラメータを判定するステップは、
    前記標的領域の位置及び参照点に関する位置パラメータ更新を判定するステップを含む請求項６記載の方法。
11. 前記眼の標的領域は、眼の水晶体の領域であり、
    前記標的領域パラメータは、
    水晶体の形状パラメータ、
    水晶体の傾斜パラメータ、及び
    水晶体の位置パラメータを含む請求項１記載の方法。
12. オブジェクトをイメージングする方法において、
    イメージングシステムに対して、１つ以上の形状パラメータによって形状を記述できるオブジェクトを位置決めするステップと、
    弧に沿った一組の点における前記オブジェクトの座標を判定することによって走査データを生成するステップと、
    前記走査データに基づいて、オブジェクト形状パラメータ及びオブジェクト位置パラメータを判定するステップとを有する方法。
13. 前記オブジェクトは、眼の前部水晶体表面層であり、
    前記オブジェクトの座標は、Ｚ座標であり、
    前記オブジェクト形状パラメータは、前部水晶体表面層の半径であり、
    前記オブジェクト位置パラメータは、前部水晶体表面の中心の座標である請求項１２記載の方法。
14. 前記オブジェクト位置パラメータを判定するステップは、
    光干渉断層法（ＯＣＴ）、超音波ベースの方法、顕微鏡的方法及び干渉に基づく方法のうちの少なくとも１つによってオブジェクトをイメージングするステップを含む請求項１２記載の方法。
15. 前記オブジェクト形状パラメータ及び前記オブジェクト位置パラメータを判定するステップは、
    補助弧に沿った点の補助的な組における前記オブジェクトの座標を判定することによって、補助走査データを生成するステップと、
    前記走査データ及び前記補助走査データから前記オブジェクト形状パラメータ及び前記オブジェクト位置パラメータを判定するステップとを含む請求項１２記載の方法。
16. 前記オブジェクト形状パラメータ及び前記オブジェクト位置パラメータを判定するステップは、
    前記走査データの振幅及び位相を抽出するステップと、
    前記抽出された振幅及び位相に基づいて前記オブジェクト層の中心を判定するステップとを含む請求項１２記載の方法。

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