JP2011509162A - 組織の光破壊レーザ断片化 - Google Patents

Abstract

光破壊レーザ手術の方法は、断片化のための組織の標的領域を選択するステップと、組織の選択された標的領域にレーザパルスのビームを方向付けるステップと、レーザビームを方向付けてセル境界を生成することによって、組織の標的領域内にセルを形成するステップとを有する。セルは、規則的アレイ内に配置してもよく、不規則アレイ内に配置してもよい。セルは、眼科手術の時間を大幅に削減するセルサイズ及びレーザパラメータによって並列的又は順次的に生成することができる。
【選択図】 図４ａ

Description

優先権及び関連出願
本出願は、２００８年１月９日に出願された米国仮出願番号第６１／０２０，１１５号、発明の名称「Photodisruptive laser fragmentation of tissue」の優先権を主張し、この文献は、引用によって、その全体が本願に援用される。

本発明は、眼を処置するためのレーザ手術技術及びシステムに関する。

レーザ光線を使用して、視力矯正及び他の医学的治療のために、眼の様々な部分に対して手術処置を行うことができる。このような処置をより効率的に実行する技術があれば、望ましい利益が得られる。

光破壊レーザ手術の方法及び対応するシステムを提供する。幾つかの具体例においては、光破壊レーザによって生体組織を断片化する方法は、断片化のための組織の標的領域を選択するステップと、組織の選択された標的領域にレーザパルスのビームを方向付けるステップと、レーザビームを方向付け、組織の選択された標的領域内にセル境界を生成することによって、選択された標的領域内にセルを形成するステップとを有する。

幾つかの具体例では、組織は、眼の組織である。

幾つかの具体例では、組織は、眼の水晶体である。

幾つかの具体例では、方法は、更に、標的領域に吸引針を挿入するステップと、吸引針を用いて、レーザビームによって既に走査されている標的領域から、断片化された組織を除去するステップとを有する。

幾つかの具体例では、セルを形成するステップは、吸引針を通過するために十分小さいサイズを有するセルを形成するステップを含む。

幾つかの具体例では、セルを形成するステップは、アレイ内に配置されたセルを形成するステップを含む。

幾つかの具体例では、アレイは、規則的アレイである。

幾つかの具体例では、規則的アレイは、単純立方格子、面心格子、体心格子、六方格子、ブラベー格子、及び二次元格子の積層のうちの１つである。

幾つかの具体例では、アレイは、実質的に不規則アレイである。

幾つかの具体例では、セルを形成するステップは、標的組織を、球及び多面体の少なくとも１つのセルに断片化するステップを含む。

幾つかの具体例では、セルを形成するステップは、レーザビームを走査し、層内で並列的に複数のセルを形成するステップを含む。

幾つかの具体例では、セルを形成するステップは、レーザビームを方向付け、順次的に個々のセルを形成するステップを含む。

幾つかの具体例では、セルを形成するステップは、レーザビームを走査し、後方から前方に進むようにセルアレイを形成するステップ、又はレーザビームを走査し、前方から後方に進むようにセルアレイを形成するステップを含む。

幾つかの具体例では、レーザビームを方向付け、セル境界を生成するステップは、組織の標的領域内に気泡の層を形成することによってセル境界を生成するステップを含む。

幾つかの具体例では、気泡の層を形成するステップは、実質的に一定のパワーでレーザビームを適用することによって、気泡の層を形成するステップ、又は変化するパワーでレーザビームを適用することによって、気泡の層を形成するステップを含む。

幾つかの具体例では、レーザパルスのビームを方向付けるステップは、０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の間のパルス幅、１０キロヘルツ〜１００メガヘルツの間の繰返し率、１マイクロジュール〜２５マイクロジュールの間のパルスエネルギ、及び０．１ミクロン〜５０ミクロンの間のパルス標的間隔のうちの少なくとも１つのレーザパラメータでレーザパルスを適用するステップを含む。

幾つかの具体例では、レーザパルスのビームを方向付けるステップは、組織の選択された標的領域の構造的な特性の術前測定又は年齢に依存するアルゴリズムに基づくレーザパラメータでレーザパルスを適用するステップを含む。

幾つかの具体例では、方法は、更に、組織の選択された標的領域の外の１つ以上の位置に更なるレーザパルスを適用して、更なる処置のための開口を作成するステップを有する。

幾つかの具体例では、方法は、手術目的（surgical goal）を特定するステップと、特定された手術目的を達成するためのレーザパラメータ及び方法の特徴（method features）を選択するステップとを有する。

幾つかの具体例では、手術目的は、断片化の方法の速度、断片化の間に眼に適用されるエネルギの総量、及び生成される気泡の総数のうちの１つ以上の最適化である。

幾つかの具体例では、手術目的は、断片化の方法の速度の最大化、断片化の間に眼に適用されるエネルギの総量の最小化、及び生成される気泡の総数の最小化のうちの１つ以上である。

幾つかの具体例では、方法は、レーザパラメータ及び方法の特徴を選択して、２分未満、１分未満、及び３０秒未満のうちの少なくとも１つの断片化の合計時間を達成する。

幾つかの具体例では、方法は、レーザパラメータ及び方法の特徴を選択して、セルサイズの気泡サイズに対する比を、１０より大、１００より大、及び１０００より大のうちの少なくとも１つにする。

幾つかの具体例では、生体組織を断片化するレーザシステムは、パルスのレーザビームを生成するパルスレーザと、組織の選択された標的領域にレーザビームを方向付け、及びレーザビームを方向付け、組織の選択された標的領域内にセル境界を生成して、セルを形成するレーザ制御モジュールとを備える。

幾つかの具体例では、レーザ制御モジュールは、規則的アレイ内にセルを形成するように構成されている。

幾つかの具体例では、レーザ制御モジュールは、０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の間のパルス幅、１０キロヘルツ〜１００メガヘルツの間の繰返し率、１マイクロジュール〜２５マイクロジュールの間のパルスエネルギ、及び０．１ミクロン〜５０ミクロンの間のパルス標的間隔のうちの少なくとも１つのレーザパラメータでレーザパルスを生成するように構成されている。

幾つかの具体例では、光破壊レーザによって眼内の組織を断片化する方法は、断片化のための眼内の標的領域を選択するステップと、レーザパルスのビームを方向付け、標的領域内にセル境界を生成することによって、組織の断片化に必要な手術時間が２分未満となるようなセルサイズ及びレーザビームのレーザパラメータで標的領域内にセルのアレイを形成し、同じレーザパラメータによる同じ標的領域のボルメトリック組織断片化では、２分を超える手術時間が必要となる。

幾つかの具体例では、レーザパラメータは、０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の間のパルス幅、１０キロヘルツ〜１００メガヘルツの間の繰返し率、１マイクロジュール〜２５マイクロジュールの間のパルスエネルギ、及び０．１ミクロン〜５０ミクロンの間のパルス標的間隔のうちの少なくとも１つであり、セルサイズは、１ミクロン〜５０ミクロンの間である。

ボルメトリックな眼の破壊処置を示す図である。 ボルメトリックな眼の破壊処置を示す図である。 ボルメトリックな眼の破壊処置を示す図である。 吸引ステップを示す図である。 眼科手術システムを示す図である。 規則的なセルアレイを示す図である。 規則的なセルアレイを示す図である。 層毎のセルアレイの形成を説明する図である。 層毎のセルアレイの形成を説明する図である。 層毎のセルアレイの形成を説明する図である。 層毎のセルアレイの形成を説明する図である。 セル毎のセルアレイの形成を説明する図である。 セル毎のセルアレイの形成を説明する図である。 球体のセル構造を示す図である。 多面体のセル構造を示す図である。 多面体のセル構造を示す図である。

本明細書は、レーザパルスによって引き起こされる光破壊（photodisruption）による、水晶体におけるレーザ手術のための技術及びシステムの具体例及び実施例を開示する。水晶体の除去のための様々な水晶体手術処置では、水晶体を、小さい切込みを介して眼から取り除くことができる小さい破片に分解するために、様々な技術を利用する。これらの処置は、手動の機械的器具、超音波、加熱された流体又はレーザを使用することがあり、断片化を達成するためにプローブを眼に挿入する必要性、及びこのような水晶体断片化の技術に関連する精度が限定的であること等を含む重大な短所を有する傾向がある。光破壊レーザ技術は、水晶体にレーザパルスを供給し、プローブを挿入することなく、水晶体を光学的に断片化し、この結果、制御及び効率が向上した水晶体除去の可能性を提供できる。レーザ誘起光破壊は、レーザ眼科手術において広く使用されている。特に、Ｎｄ：ＹＡＧレーザは、レーザ誘起光破壊（laser induced photodisruption）による水晶体断片化を含むレーザ光源として、広く使用されている。

レーザ誘起水晶体断片化プロセスにおいて、レーザパルスは、水晶体組織と相互作用し、キャビテーション気泡の形式で気体を発生させ、水晶体組織の透明度を低下させる。水晶体には、レーザパルスが連続的に供給されるので、初期のレーザパルスによって引き起こされたキャビテーション気泡及び水晶体組織の低下した透明度が、後続するレーザパルスの光路を遮り、この結果、水晶体内の更なる標的位置に方向付けられた後続するレーザパルスを遮蔽し、減衰させ、又は散乱させることによって、後続するレーザパルスの供給を妨げることがある。この作用によって、後続するレーザパルスの実際の光パワーレベルが低下し、この結果、水晶体のより深い位置における断片化に悪影響が生じることがある。幾つかの既知のレーザ誘起水晶体断片化処理は、この技術的課題を克服するための効果的な解決策を提供していない。

光破壊の間に生成される気体の広がりに対する水晶体の個々の領域の特性及びレーザパルスパラメータの影響に基づき、本明細書に開示する技術、装置及びシステムを用いて、光破壊処理の間、眼内においてレーザによって誘起された気泡が引き起こす干渉が低減された光破壊レーザパルスを使用することによって、水晶体を効果的に断片化し、水晶体の一部又は全部を除去することができる。この方法及び装置によって、光破壊の間に発生する気体からの干渉を最小化して供給される光破壊レーザを用いて、水晶体の全体又は大部分を断片化することができる。気体の発生の低減に加えて、この方法により、著しく小さい総レーザエネルギで眼を治療することができ、及び潜在的な望ましくない作用、例えば、レーザによって発生する熱を低減し、総合的な処置時間を短縮することができる。水晶体の一部又は全体の除去は、他の水晶体断片化又は改質施術の必要性を低減し、又は不要にして、吸引によって達成できる。

水晶体は、眼内で複数の光学的機能を有し、これらには、透明な光路の維持及び自動焦点調節能力が含まれる。水晶体は、妊娠、出産後及び生涯に亘ってサイズが成長し続けるという点で人体内の特有の組織である。新しい水晶体線維細胞は、水晶体赤道部に位置する胚中心から発育するので、最も古い水晶体線維は、水晶体の中心に位置する。この領域は、水晶体核と呼ばれ、胚期、胎児期及び成人期の核ゾーンに細分化することができる。水晶体は、直径が大きくなるが、収縮することもあり、したがって、核の特性は、皮質とは異なっている（「Freel et al BMC Ophthalmology 2003, 3:1」参照）。更に、水晶体線維細胞では、細胞質要素の進行性消失が起こるので、及び水晶体の内部の領域には、血管もリンパ管も通っていないので、水晶体の機能に役立つ光学的透明性及び他の特性（例えば、水晶体の柔軟性）を維持することが次第に困難になってくる。水晶体の内側を占める赤道直径（equatorial diameter）が約６〜８ｍｍ、極直径（axial diameter）が約２〜３．５ｍｍの中心核（central core）が特に重要である。この領域は、代謝活性の皮質（metabolically active cortex）及び外側の核への及びこれらからの透過率（permeability）が低いことがわかっている（「Sweeney et al Exp Eye res, 1998:67, 587-95」参照）。この観察に相関関係を有することは、最も一般的な種類の白内障において確認される、患者の同じ領域における透明度の進行性消失、並びに加齢に伴って水晶体の周辺から中央部分に向かって徐々に進行する水晶体の硬化である（「Heys et al Molecular Vision 2004: 10:956-63」参照）。このような変化の結果の１つは、老眼及び白内障の進行であり、これらは、年齢に伴って、症状が重くなり、罹病率が高くなる。

異なる伝達特性、光学的特性及び生力学的特性を有する上述した中央のゾーンの識別は、光破壊による断片化技術にとって重要な意味を有し、これは、様々なレーザベースの水晶体断片化の技術における１つの重要な制約が、光破壊の間に生じる制御されない気泡の広がりであり、これによって、水晶体との相互作用において、後続するレーザパルスの有効性を低下させることがあるためである。異なる位置における水晶体本体の階層構造は、キャビテーション気泡の広がりに対して、異なる抵抗を示す。更に、より柔らかい周囲の層は、吸引及び除去の前の光破壊及び／又は著しい断片化が不要なほどに十分柔らかいこともある。しかしながら、より柔らかく抵抗が小さいこれらの周辺の層では、光破壊によって生じた気体が広がり、より硬い中心部を断片化するために方向付けられた後続するレーザパルスを遮蔽することがある。キャビテーション気泡の広がりに抵抗力が大きい又は小さい水晶体の領域の正確な判定は、患者の年齢を含む各患者の個々の特性に依存する。また、気体の広がりは、標的に適用される特定のレーザパラメータ及び治療パターンによる影響を受けることもある。

水晶体の組織は、実質的に一様な手法で処置することができる。図１ａ〜図１ｃは、光破壊レーザシステムを動作させて、処置すべき手術領域、例えば、水晶体内に実質的に一様にレーザパルスを供給し、水晶体物質の吸引及び除去を可能にする具体例を示している。ボリューム（volume）をレーザで埋める一手法は、スキャナによってレーザパルスを方向付けて気泡の層を形成し、図１ｃに示すように、複数の層でボリュームの全体を埋めることである。

図２は、レーザ処置の後に、吸引デバイスを使用して、破壊された水晶体物質を除去することができることを示している。

このような処置では、レーザパルス特性、例えばレーザの継続時間は、０．０１ピコ秒（ｐｓ）〜５０ピコ秒の範囲に亘っていてもよい。レーザパルスエネルギ、層、ライン及びスポットの間隔を最適化することによって、気泡の広がりの影響を最小にし、及びレーザ曝露及び処置時間を最短にしながら、組織の分離の効果を最大にすることができる。

レーザパルス特性を決定する際の１つの因子は、制御されない気泡の広がりがトリガされることを回避又は最小化する必要性である。水晶体の状態及び特性は、患者毎に異なることがあるので、これを達成するための閾値レーザパルスパラメータも同様に異なることがある。幾つかの具体例では、１パルスあたりのレーザエネルギは、１マイクロジュール（μＪ）〜２５μＪの範囲に亘り、空間的に隣接する２つの初期パルスの間の空間的なパルス間隔は、０．１ミクロン〜５０ミクロンの範囲内に収まる。レーザパルス幅は、０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の範囲に亘り、レーザ繰返し率は、１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲に亘る。

レーザパルスのパラメータ及び走査パターンは、様々な方法で決定できる。例えば、これらは、水晶体の光学的又は構造的な特性の術前測定に基づいて決定してもよい。また、レーザエネルギ及びスポット間隔は、水晶体の光学的又は構造的な特性の術前測定に基づき、年齢に依存するアルゴリズムを用いて選択できる。パルスレーザは、レーザパルスのシーケンスを水晶体の標的水晶体領域（target lens region）に方向付け、標的水晶体領域を断片化するように動作される。また、レーザパルスは、標的水晶体領域以外の水晶体の１つ以上の領域、例えば、周辺位置及び／又は水晶体嚢胞に方向付け、水晶体に開口又は切込みを作成してもよい。所望の断片化及び切込みが実現されると、レーザパルスを終了し、断片化された標的水晶体領域、及び水晶体の他の任意の選択された部分を、吸引によって、水晶体本体から除去することができる。

以下では、上述した、処置されるボリューム内でのレーザパルスの一様なボルメトリック分布（volumetric distribution）とは異なり、所定のサイズ、形状及び空間的分布のセルの表面及び境界にレーザパルスを適用する技術及びレーザシステムについて説明する。このようなレーザ処置の後に、水晶体組織は、セルの表面及び境界に沿って分解することができる。セル又は細粒（granule）のサイズは、例えば、吸引デバイスを用いて容易に除去できる程度に十分小さくなるように決定してもよい。典型的な吸引デバイスは、吸気ポンプに接続された吸引針である。例えば、２３ゲージ針の内径は、０．３４ｍｍである。吸引針の内径より小さいセルは、詰まり（clogging）を発生させることなく吸引針を通過することができる。

図３は、このような非一様なレーザ分布処理を実行するためのレーザ手術システムを例示的に示している。光学モジュール３１０は、標的水晶体（target lens）３０１にレーザビームを集光し、方向付ける。光学モジュール３１０は、１個以上のレンズを含むことができ、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３１０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を含ませてもよい。システム制御モジュール３２０は、レーザ制御信号によってパルスレーザ３０２を制御でき、及びビーム制御信号によって光学モジュール３１０を制御できる。イメージングデバイス３３０は、標的水晶体３０１から反射又は散乱した光又は音を回収し、標的水晶体３０１を介して、画像データを捕捉する。そして、この捕捉された画像データをレーザシステム制御モジュール３２０が処理して、適用されるレーザパルスの配置を決定する。この制御は、レーザビームが各標的位置に適切に方向付けられることを確実にするための、手術処置の間の動的な整列処理であってもよい。イメージングデバイス３３０は、光干渉断層法（optical coherent tomography：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、他の具体例では、超音波イメージングデバイスを使用してもよい。

システム制御モジュール３２０は、標的領域内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３３０からの画像データを処理できる。画像データから取得されたオフセット情報に基づき、ビーム制御信号を生成して、光学モジュール３１０を制御してもよく、光学モジュール３１０は、これに応じて、レーザビームを調整できる。システム制御モジュール３２０には、レーザ整列及びレーザ手術のための様々なデータ処理機能を実行するデジタル処理ユニットを含ませてもよい。デジタル処理ユニットは、初期のレーザパルス及び更なるレーザパルスのレーザパラメータ、初期のレーザパルスの後方から前方へのレーザビーム走査方向、並びに更なるレーザパルスのレーザの動きを制御するようにプログラミングしてもよい
一具体例では、パルスレーザ３０２は、１パルスあたりのエネルギが比較的低く、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する繰返し率が高いパルスレーザであってもよい。このようなレーザは、１パルスあたりのエネルギを比較的低くして、レーザ誘起光破壊によって引き起こされる組織の影響を局所化するように動作させることができる。この組織の影響の形式の１つは、キャビテーション気泡が形成されることである。幾つかの具体例では、影響を受ける組織領域は、数ミクロン又は数十ミクロンの桁のサイズにすることができる。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向上させることができ、これは、ある種の眼の手術処置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では、数ミクロン〜数十ミクロンの間隔で離間できる連続する又は略々連続する数百、数千、数百万のパルスの配置を用いて、ある所望の手術に有効な配置が達成される。高い繰返し率のパルスレーザを使用するこのような処置では、術中に標的領域内で各パルスを、標的位置に対する絶対位置と、先行するパルスに対する相対位置との両方において、高精度に位置決めする必要がある場合がある。幾つかの場合、例えば、パルス間の時間（繰返し率）がマイクロ秒の桁となり得る場合等では、後続するレーザパルスを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。

図４ａ〜図４ｂは、眼の手術処置の具体例を示しており、この手術処置では、レーザスポット（又は気泡）が生成され、細粒（granule）が形成され、更に細粒自体が細粒アレイ（granule array）を形成する。レーザスポットは、図４ｂに示すように、細粒の規則的な空間的パターンを形成するように生成できる。規則的に区切られた細粒では、限定的な量のレーザエネルギで標的領域を分解することができるので、レーザパルスを効率的に利用することができる。但し、他の具体例では、細粒は、不規則に形成してもよく、ランダムアレイとして形成することもできる。

セルは、隣り合うセル同士を稠密にすることができる。１つのセルの側壁を作成すると、同時に、隣接するセルの側壁も作成され、処理が効率的になる。個々のセル及びセルパターンの設計は、治療される組織の物理的性質に基づいて選択できる。水晶体の全体（bulk）は、細長い線維細胞の同心状（concentric）の層から構成されている。組織の分裂の仕方は、層及び個々の線維に平行な場合と、垂直な場合とでは、異なる。したがって、幾つかの具体例では、より高いスポット密度及び／又はレーザパルスエネルギを用いて、層及び線維に垂直なセル境界を形成してもよい。

この手術方法の異なる具体例では、特定の空間的パターンの形成の間に、異なる走査パスを使用してもよい。規則的なパターンは、同時に形成してもよく、細粒毎に形成してもよい。どの方法を使用するかは、特定のレーザスキャナに依存し、より高い精度と、より短い処置時間とを達成することは、最適化問題である。

特定の具体例では、細粒又はセルは、立方体であってもよい。このセルのパターンは、結晶セル構造に倣って、単純立方（Simple Cubic：ＳＣ）結晶と呼ぶことができる。これらの立方体の層は、同時に形成することができ、これに続いて、後続する層における処置を繰り返す。

図５ａ〜図５ｄは、幾つかの具体例において、最初に、レーザパルスによって気泡層を生成して、図５ａに示すように、ＳＣ結晶の底部層を形成することができることを示している。幾つかの具体例では、この底部層は、水晶体又は眼の光軸を実質的に横断し、又はこの光軸に対して垂直であってもよい。周知のように、光軸は、結果がある程度異なる幾つかの異なる手法で定義できる。以下では、「光軸」という用語は、これらの手法のうちの何れかによって定義された軸を意味し、又は異なる手法で定義された軸の中間にあたる方向として定義される中間軸（compromise axis）を意味するものとする。

図５ｂは、底部層の形成に続いて、セル壁の規則的なアレイを生成することができることを示している。これらの壁は、光軸に実質的に平行であり、所定のセル高（cell height）を有するように形成される。

図５ｂ及び図５ｃは、スキャナを最初にある方向（図５ｂ）に、次に直交する方向（図５ｃ）にラスタ又はスイープすることができることを示している。

図５ｄは、気泡層（bubble-layer）を配置してセルの頂部を形成することによって、セルの層を完成させることができることを示している。そして、この「頂部」の気泡層は、次のセルの層のための底部層となることができる。標的ボリューム（target volume）は、ステップ５ａ〜ｄを繰り返すことにより、細粒／セルの規則的アレイによって埋めることができる。

幾つかの具体例では、手術標的領域内のセルの規則的アレイの周りに、部分的に又は全体的に、滑らかな境界層（smooth boundary layer）を形成できる。このような境界層は、セルアレイの縁の凹凸がない滑らかな表面を提供できる。

他の具体例では、結晶セルアレイ／構造は、異なる向きを向いていてもよく、底部層は、眼の光軸に対して如何なる角度を形成してもよい。更に他の具体例では、層自体が幾らか曲がっており、水晶体標的領域自体の自然な曲率又は手術システムの焦点面の自然な曲率に対応していてもよい。このような構造は、完全に規則的ではなくてもよい。また、これらは、変形又は格子欠陥を含んでいてもよい。これらの欠陥は、故意に形成してもよく、セルアレイの作成の間に出現してもよい。

図６ａ〜図６ｂは、代替となる具体例を示しており、ここでは、スキャナを制御して、単一のセルの全ての壁を形成し、前のセルが完成してから、次のセルの形成を開始することによって、層の完全なセルを一個ずつ個別に形成できる。

図６ａは、セルの層を構成するために、最初にセルの行を形成できることを示している。

図６ｂは、既に作成されている層の上に次の層を形成して、手術標的ボリュームを埋めることができることを示している。

個別にセルを形成する具体例は、以下の特徴を有することができる。

まず、図７ａ〜図７ｃは、セルの形状が、最も単純な形状、例えば、立方体等とは異なっていてもよいことを示している。例えば、セルアレイは、六角形の底面を有し、単純六方（Simple Hexagonal：ＳＨ）格子を形成してもよい。また、標的ボリュームは、異なるタイプのセル、例えば、相補的な小さい格子間領域（interstitial region）によって離間された球（図７ａ）に分割してもよい。球状のセル形状は、吸引針における詰まりの発生を最小化することができる。球状のセルによって形成される格子のタイプは、球の体積の格子間領域の体積に対する比を最適化するように選択できる。これらのタイプの格子は、「稠密充填（close packed）」結晶構造として知られている。このような構造の２つの例として、面心立方（Face Centered Cubic：ＦＣＣ）及び六方稠密（Hexagonal Closest Packing：ＨＣＰ）がある。

幾つかの具体例では、セルは、球に近似する形状、例えば、多面体の形状を有することができる。これらの具体例では、多面体のセルは、球の格子に類似する稠密構造を構成できる。

図７ｂは、球に近似する多面体の具体例である切頂菱形十二面体（Truncated Rhombic Dodecahedron）を示している。

図７ｃは、切頂菱形十二面体を稠密に配置して層を形成し、層の積層によって標的ボリュームを埋めることができることを示している。これらの多面体は、吸引針を通過する際、立方体に比べてより容易に回転でき、詰まりが発生する可能性がより低い。

第２に、レーザ走査パターンを最適化して、全体のパターンの完了を速めることができる。１００〜２００マイクロメートルの桁のサイズの個々のセルを作成する場合、より細かいスキャナ移動が要求され、より速い走査速度で実行されることがある。スケールがより大きいスキャナの移動は、より遅くてもよいことがある。スキャナの設計は、全体の処置時間を最短化するように有効に最適化できる。高速で移動量が小さいスキャナと、低速であるが移動量が大きいスキャナとの２つの異なるスキャナタイプの組合せを適用することによって、システム性能を更に最適化できる。また、セルを個別に作成することは、モジュール式のソフトウェアの実際の設計に適合する。ブロックの構築、すなわち、セル、セルの行及び層、及び最終的に完全なパターンの構築によって、完全なボルメトリックパターン（volumetric pattern）を作成することができる。スキャナドライバのためのソフトウェアコードを作成する際にも、同様の手法が有効である場合がある。

上述したパターン又は他のパターンは、水晶体の後方から前方に又は前方から後方に進めることによって作成できる。標的組織内に先に形成される気泡によってレーザビームが妨害されることを回避するためには、後方から前方の順序が有利である。水晶体内に白内障が存在しており、白内障を通過するレーザ光線の透過が既に制限されている場合、前方から後方の順序が好ましいことがある。この場合、先に水晶体の前方部分を断片化して、処置された部分を吸引し、これに続いて、次のレーザ処置及び水晶体のより深層にある部分の吸引を行って、ボリュームの全体を断片化する必要があることがある。

細粒又はセルの形式で標的組織を断片化する具体例の更なる特徴は、以下を含む。

（１）眼内に形成される気泡の量が低減され、したがって、誘起される組織の不透明度が低減される。細粒／セルによる処置では、かなり少ない数の気泡で同程度の組織分離を達成できるので、この側面によって、レーザ治療の有効性が著しく高まる。

（２）組織に適用されるパルスの数が低減され、これにより、処置の速度が速くなる。眼の手術では、時間は重要であり、例えば、約２分後には、患者の眼の動きが大きくなり、制御できなくなることがある。このような場合、手術処置が不能になることもある。したがって、手術処置の新たな特徴によって、２分以上の手術時間が２分未満に短縮されれば、この特徴によって、手術処置の実用性を質的に向上させることができる。

（３）組織に適用される必要な総エネルギが低減され、これにより、レーザ光線への眼の曝露に関連する潜在的な望ましくない副次的作用が低減される。殆どの処置では、レーザ光線の大部分は、手術領域を通過し、網膜に向かう。網膜は、それ自体、非常に光に敏感な組織であり、この透過した手術用レーザ光線が、望ましくない又は許容できない程度にまで網膜を破損することがある。したがって、透過するレーザ光線の低減は、有利な特徴となることができる。

異なる具体例を量的に評価するために、ボルメトリック断片化法及びセル式の断片化法について、所与のボリュームを処置するために必要なレーザエネルギの量、及び必要なレーザパルスの数についての比較を行う。

表１は、ボルメトリック法を実行する場合と、単純立方格子のセルを形成する場合との組織の分解を対照する比較の幾つかの結果を示している。通常、個々の気泡の体積は、気泡を生成したフェムト秒レーザパルスのエネルギに略々比例している。この比例関係は、プラズマの発生の閾値に近すぎないエネルギの範囲で成立する。更に、個々のパルスは、気泡が互いに接触するように方向付けられる。ボルメトリック法では、これは、スポット、ライン及び層の間隔が互いに略々等しく、全てが気泡の直径によって設定されることを意味する。セルの具体例では、これによって、接触する球によってセル境界が形成されることを意味する。なお、実際にはボルメトリック法及びセル−アレイ法の両方について、ある程度の重なりが必要であることもある。

表１は、スポット間隔を２ミクロンから２０ミクロンに変化させ、セルサイズを５０ミクロンから３００ミクロンに変化させた比較結果を示している。処置の速度は、所与の総体積について必要なパルスの数及び必要な総エネルギによって特徴付けられる。

ボルメトリック分解の幾つかの具体例では、標的領域において組織を分解するために必要な総エネルギは、気泡のサイズから略々独立している場合がある。このエネルギは、標的ボリュームの１立方ミリメートルあたり１ジュールの桁である。この関係は、個々の気泡の体積がレーザパルスエネルギに比例するエネルギの範囲内で最も正確に成立する。

セルの格子を形成する具体例では、速度及び対応するエネルギは、個々の気泡のサイズと、セルのサイズとの両方に依存する。速度は、セルサイズが大きくなるにつれて、及び気泡サイズが小さくなるにつれて速くなる。これは、セルのサイズの関数としての、セルの体積対表面積比の変化の結果である。この比較は、３４０マイクロメートルの内径を有する２３ゲージ針の使用に基づいている。管の長手方向に対して本体の対角線が垂直となる最も好ましくない向きでも管を通過することができる最も大きいサイズの立方体は、一辺が約１９６マイクロメートルの立方体である。実際の具体例では、１５０ミクロン等のより小さい細粒寸法を使用してもよい。

表１は、セル格子の形成に基づく手法では、ボルメトリック法の速度に対して、気泡のサイズの変化に応じて、速度が２．９〜２５．３倍に向上することを示している。１０ミクロンの典型的な気泡サイズでは、速度は、約５．４倍に向上させることができる。速度比は、気泡サイズが小さくなる程、大きくなる。処置時間の改善は、５ミクロンの気泡サイズでは、約１０倍になり、２ミクロンの気泡サイズでは、約２５倍になる。これらは、ボルメトリック法からの著しい向上である。

上述したように、必要な総レーザエネルギは、生成される気体の総体積に比例し、生成される気体の総体積は、固定サイズの気泡では、気泡の数に比例する。したがって、同じ平均レーザパワーを使用し、同様なサイズの気泡を生成する方法では、処置時間は、生成される気泡の数に略々比例する。すなわち、ボルメトリック法に対するセル−アレイ法の速度向上は、表１に示すように、パルスの総数の比率Ｒに比例する。異なる気泡サイズによる具体例は、通常、異なる平均レーザパワー、繰返し率、スキャナ速度設定を必要とする。但し、如何なる気泡サイズの具体例でも、細粒／セルの断片化では、同じ気泡サイズによるボルメトリック断片化に比べて、必要な総エネルギ及び時間が削減されることに変わりはない。すなわち、以下の式が成り立つ。

また、以下の式が成り立つ。

セルサイズが気泡サイズより十分大きければ、Ｒは、セルの体積／表面積の比に略々比例する。生成される気体の体積は、セル境界の面積に気泡サイズを乗算した値に略々比例しているので、Ｒは、気泡サイズに対するセルサイズの比に略々比例する。

最も小さい気泡サイズによる細粒の断片化では、標的組織内に生成される気体の量が最小になり、使用される総レーザエネルギの量も最小になる。幾つかの具体例では、どこまで小さい気泡サイズを使用できるかには、実用的な限界がある場合がある。幾つかの具体例では、気泡は、稠密に配置され、セル境界の表面を生成する際、対応するスポット間隔及びライン間隔は、気泡サイズに略々等しい。レーザパラメータ、平均パワー、パルスエネルギ及び繰返し率は、所望の気泡サイズ、スポット間隔及びライン間隔を達成するように、十分に広い範囲から選択できるが、走査システムは、特定のパターンを生成するための速度及び加速度が制限されている場合もある。方向転換点（turning points）におけるスキャナの加速度を制御するために、幾つかの具体例では、気泡配置の進行の線速度を制限値ｖ_ｌｉｍより小さく維持してもよい。

所与の細粒パターンについて、セル境界の総面積Ａ並びに、表１にも示されているように、総体積あたりのパルスの総数Ｎは、所与の気泡サイズ（ｂｕｂｂｌｅ＿ｓｉｚｅ）について得られる。例えば、稠密領域について、Ａ＝Ｎ＊ｂｕｂｂｌｅ＿ｓｉｚｅ^２である。

気泡配置の総直線経路ｓは、Ｎ＊ｂｕｂｂｌｅ＿ｓｉｚｅに等しく、これは、また、気泡配置の進行の速度に総処置時間を乗算した値であり、すなわち、ｓ＝ｖ＊Ｔである。したがって、幾つかの手法では、積ｖ＊Ｔ＊ｂｕｂｂｌｅ＿ｓｉｚｅは、略々一定であってもよい。

生成される気体の総量及び細粒パターンのために使用されるレーザエネルギの総量を最小にするために、幾つかの手法では、進行の線速度及び処置時間を許容できる最大の値ｖ_ｌｉｍ及びＴ_ｍａｘに選択することによって、気泡サイズを最小にする。ここで、Ｔ_ｍａｘは、臨床環境で可能な最長の処置時間であり、１分未満が許容でき、３０秒未満が望ましく、主に処置の間に患者が静止を維持することに耐えられる時間によって決まる。

一方、処置時間を最短にするように、最大の線速度ｖ_ｌｉｍ及び許容できる最大の気泡サイズを選択してもよい。許容できる最大の気泡サイズは、生成される気体の量、使用されるパルスエネルギ、及び手術に必要とされる精度によって決定される。

手術システムの幾つかの具体例では、スキャナの速度を最大にし、キャビテーション気泡の形成のためのレーザエネルギ閾値を下げて、気泡サイズを最小にする。手術医は、自らの判断で、手術システムの制限内で特定のパラメータを選択し、特定の手術の結果のためにパラメータを最適化することができる。この判断では、手術の影響を受ける領域のサイズ、組織パラメータ、患者の年齢及び他の要素を考慮に入れることができる。

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 (28)

1. 光破壊レーザによって生体組織を断片化する方法において、
   断片化のための組織の標的領域を選択するステップと、
   前記組織の選択された標的領域にレーザパルスのビームを方向付けるステップと、
   前記レーザビームを方向付け、前記組織の選択された標的領域内にセル境界を生成して、前記選択された標的領域内にセルを形成するステップとを有する方法。
2. 前記組織は、眼の組織である請求項１記載の方法。
3. 前記組織は、眼の水晶体である請求項２記載の方法。
4. 前記選択された標的領域に吸引針を挿入するステップと、
   前記吸引針を用いて、前記レーザビームによって既に走査されている前記選択された標的領域から、断片化された組織を除去するステップとを有する請求項１記載の方法。
5. 前記セルを形成するステップは、
   前記吸引針を通過するために十分小さいサイズを有するセルを形成するステップを含む請求項４記載の方法。
6. 前記セルを形成するステップは、
   アレイ内に配置されたセルを形成するステップを含む請求項１記載の方法。
7. 前記アレイは、規則的アレイである請求項６記載の方法。
8. 前記規則的アレイは、単純立方格子、面心格子、体心格子、六方格子、ブラベー格子、及び二次元格子の積層のうちの１つである請求項７記載の方法。
9. 前記アレイは、実質的に不規則アレイである請求項８記載の方法。
10. 前記セルを形成するステップは、
    前記標的組織を、球及び多面体の少なくとも１つのセルに断片化するステップを含む請求項１記載の方法。
11. 前記セルを形成するステップは、
    前記レーザビームを走査し、層内で並列的に複数のセルを形成するステップを含む請求項１記載の方法。
12. 前記セルを形成するステップは、
    前記レーザビームを方向付け、順次的に個々のセルを形成するステップを含む請求項１記載の方法。
13. 前記セルを形成するステップは、
    前記レーザビームを走査し、後方から前方に進むようにセルアレイを形成するステップと、
    前記レーザビームを走査し、前方から後方に進むようにセルアレイを形成するステップとのうちの少なくとも１つを含む請求項１記載の方法。
14. 前記レーザビームを方向付け、前記セル境界を生成するステップは、
    前記組織の選択された標的領域内に気泡の層を形成することによって前記セル境界を生成するステップを含む請求項１記載の方法。
15. 前記気泡の層を形成するステップは、
    実質的に一定のパワーでレーザビームを適用することによって、気泡の層を形成するステップと、
    変化するパワーでレーザビームを適用することによって、気泡の層を形成するステップとのうちの少なくとも１つを含む請求項１４記載の方法。
16. 前記レーザパルスのビームを方向付けるステップは、
    ０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の間のパルス幅、
    １０キロヘルツ〜１００メガヘルツの間の繰返し率、
    １マイクロジュール〜２５マイクロジュールの間のパルスエネルギ、及び
    ０．１ミクロン〜５０ミクロンの間のパルス標的間隔のうちの少なくとも１つのレーザパラメータで前記レーザパルスを適用するステップを含む請求項１記載の方法。
17. 前記レーザパルスのビームを方向付けるステップは、
    前記組織の選択された標的領域の構造的な特性の術前測定、及び
    年齢に依存するアルゴリズムのうちの少なくとも１つに基づくレーザパラメータで前記レーザパルスを適用するステップを含む請求項１記載の方法。
18. 前記組織の選択された標的領域の外の１つ以上の位置に更なるレーザパルスを適用して、更なる処置のための開口を作成するステップを有する請求項１記載の方法。
19. 手術目的を特定するステップと、
    前記特定された手術目的を達成するためのレーザパラメータ及び方法の特徴を選択するステップとを有する請求項１記載の方法。
20. 前記手術目的は、
    前記断片化の方法の速度、
    前記断片化の間に眼に適用されるエネルギの総量、及び
    生成される気泡の総数のうちの１つ以上の最適化である請求項１９記載の方法。
21. 前記手術目的は、
    前記断片化の方法の速度の最大化、
    前記断片化の間に眼に適用されるエネルギの総量の最小化、及び
    生成される気泡の総数の最小化のうちの１つ以上である請求項１９記載の方法。
22. レーザパラメータ及び方法の特徴を選択して、
    ２分未満、
    １分未満、及び
    ３０秒未満のうちの少なくとも１つの断片化の合計時間を達成する請求項１９記載の方法。
23. レーザパラメータ及び方法の特徴を選択して、セルサイズの気泡サイズに対する比を、
    １０より大、
    １００より大、及び
    １０００より大のうちの少なくとも１つにする請求項１９記載の方法。
24. 生体組織を断片化するレーザシステムにおいて、
    パルスのレーザビームを生成するパルスレーザと、
    前記組織の選択された標的領域に前記レーザビームを方向付け、及び
    前記レーザビームを方向付け、前記組織の選択された標的領域内にセル境界を生成して、セルを形成するレーザ制御モジュールとを有するレーザシステム。
25. 前記レーザ制御モジュールは、規則的アレイ内にセルを形成するように構成されている請求項２４記載のレーザシステム。
26. 前記レーザ制御モジュールは、
    ０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の間のパルス幅、
    １０キロヘルツ〜１００メガヘルツの間の繰返し率、
    １マイクロジュール〜２５マイクロジュールの間のパルスエネルギ、及び
    ０．１ミクロン〜５０ミクロンの間のパルス標的間隔のうちの少なくとも１つのレーザパラメータでレーザパルスを生成するように構成されている請求項２４記載のレーザシステム。
27. 光破壊レーザによって眼内の組織を断片化する方法において、
    断片化のための眼内の標的領域を選択するステップと、
    前記レーザパルスのビームを方向付け、前記標的領域内にセル境界を生成することによって、前記組織の断片化に必要な手術時間が２分未満となるようなセルサイズ及びレーザビームのレーザパラメータで前記標的領域内にセルのアレイを形成し、同じレーザパラメータによる同じ標的領域のボルメトリック組織断片化では、２分を超える手術時間が必要となる方法。
28. 前記レーザパラメータは、
    ０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の間のパルス幅、
    １０キロヘルツ〜１００メガヘルツの間の繰返し率、
    １マイクロジュール〜２５マイクロジュールの間のパルスエネルギ、及び
    ０．１ミクロン〜５０ミクロンの間のパルス標的間隔のうちの少なくとも１つであり、
    前記セルサイズは、１ミクロン〜５０ミクロンの間である請求項２７記載の方法。

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