JP2013500767A - 眼科手術用レーザのための光学システム - Google Patents

Abstract

眼科手術のためのレーザシステムは、手術用パルスレーザビームを生成するレーザ光源と、手術用パルスレーザビームを横断方向にＸＹ走査するＸＹスキャナと、ＸＹ走査された手術用レーザビームを光軸に沿ってＺ走査するＺスキャナと、補助光を生成する１個以上の補助光学ユニットと、対物レンズグループを介して、手術標的領域に、ＸＹＺ走査された手術用レーザビーム及び補助光に共有された光路を提供する対物レンズとを備え、対物レンズグループのレンズは、互いに対して動かず、対物レンズは、動的Ｚ走査機能を有さない。
【選択図】図１

Description

関連出願への相互参照
本出願は、２００９年７月２９日に出願された米国特許出願番号第１２／５１１，９６９号、「Optical System for Ophthalmic Surgical Laser」の優先権を主張し、この文献の全体は、引用によって本願に援用される。

本発明は、フェムト秒レーザによる前眼部（anterior segment of the eye）の手術のためのシステムに関し、詳しくは、レーザビームを眼に集光し、走査しながらレーザビームの光学的歪みを最小化する実施の形態に関する。

本出願は、レーザパルスによって引き起こされる光破壊（photodisruption）による、前眼部内の水晶体の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の形態を開示する。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、改善され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おり、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。幾つかの既存のシステムは、パルスエネルギが数ｍＪのナノ秒レーザ（E. H. Ryan et al.Americal Journal of Ophthalmology 104: 382-386, October 1987; R. R. Kruger et al.Ophthalmology 108: 2122-2129, 2001）及び数十Ｊ（A. Gwon et al.J. Cataract Refract Surg.21, 282-286, 1995）のピコ秒レーザを使用する。これらの比較的長いパルスは、外科的に処置されるスポットに比較的大量のエネルギを加え、この結果、処置の精度及び制御についてかなりの制限があり、望ましくない結果が生じるリスクも比較的高い。

これと平行して、角膜手術に関連する分野では、ナノ秒パルス及びピコ秒パルスに代えて、数百フェムト秒の継続時間のパルスを用いることによって、パルス幅をより短くし、集光を向上させることができることが知られている。フェムト秒パルスは、１パルスあたりに加えられるエネルギがより小さく、このため、処置の精度及び安全性が大幅に向上する。

現在、幾つかの企業が、レーシック（LASIK）フラップや角膜移植等の角膜に対する眼科的処置のためのフェムト秒レーザ技術を商品化している。これらの企業には、米国のＩｎｔｒａｌａｓｅ Ｃｏｒｐ．／Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｏｐｔｉｃｓ、ドイツの２０／１０ Ｐｅｒｆｅｃｔ Ｖｉｓｉｏｎ Ｏｐｔｉｓｃｈｅ Ｇｅｒａｔｅ ＧｍｂＨ、ドイツのＣａｒ_ｌ Ｚｅｉｓｓ Ｍｅｄｉｔｅｃ， Ｉｎｃ．及びスイスのＺｉｅｍｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ Ｓｙｓｔｅｍｓ ＡＧが含まれる。

なお、これらのシステムは、角膜手術の要求に基づいて設計されている。重要な点として、レーザフォーカスの深度範囲は、通常、角膜の厚さ、すなわち、約１ｍｍ未満である。したがって、これらの設計は、眼の水晶体に対して手術を実行するために検討すべき課題についてのソリューションを提供しない。

簡潔且つ包括的に言えば、眼科手術のためのレーザシステムは、手術用パルスレーザビームを生成するレーザ光源と、手術用パルスレーザビームを横断方向にＸＹ走査するＸＹスキャナと、ＸＹ走査された手術用レーザビームを光軸に沿ってＺ走査するＺスキャナと、補助光を生成する１個以上の補助光学ユニットと、対物レンズグループを介して、手術標的領域に、ＸＹＺ走査された手術用レーザビーム及び補助光に共有された光路を提供する対物レンズとを備え、対物レンズグループのレンズは、互いに対して動かず、対物レンズは、動的Ｚ走査機能を有さない。

ある具体例では、対物レンズは、球面収差、コマ収差及び手術用パルスレーザビームの高次収差の少なくとも１つを制御するように構成されている。

ある具体例では、補助光学ユニットは、光干渉断層法イメージングシステムを含む。ある具体例では、補助光学ユニットは、照射光を含む。ある具体例では、補助光学ユニットは、視覚的観察ブロックを含む。

ある具体例では、対物レンズは、ＸＹＺ走査されたレーザビーム及び補助光の波長を包含する範囲の波長で、ＸＹＺ走査されたレーザビーム及び補助光を手術標的領域に集光するように構成されている。

ある具体例では、波長の範囲は、０．４μｍから１．１μｍまでの範囲を含む。

ある具体例では、対物レンズの質量は、４００ｇ、７５０ｇ、１３００ｇ及び３３００ｇのうちの１つを下回る。

ある具体例では、対物レンズは、ＺスキャナからＸＹＺ走査されたレーザビームを受け取る第１のレンズグループと、第１のレンズグループからレーザビームを受け取る第２のレンズグループとを備え、第２のレンズグループは、屈折率が１．５４から１．７２までの範囲内であり、曲率が３７．９から６５ １／ｍまでの範囲内の入射面と、曲率が−１５．４から５．２ １／ｍまでの範囲内の出射面とを有する第１のレンズと、第１のレンズから、０から６．５ｍｍまでの範囲内の距離だけ離れ、屈折率が１．５６から１．８５までの範囲内であり、曲率が−５５．１から−２１．８ １／ｍまでの範囲内の入射面と、曲率が１１．４〜２６．８ １／ｍまでの範囲内の出射面とを有する第２のレンズとを備え、第２のレンズは、対物レンズから患者インタフェースにレーザビームを出射するように構成されている。

ある具体例では、眼科手術のためのレーザシステムは、パルスレーザビームを生成するレーザ光源と、パルスレーザビームを横断方向に走査するＸＹスキャナと、パルスレーザビームの焦点を光軸に沿って走査するＺスキャナと、内部入射ピボット点を有し、標的領域の焦点に走査されたパルスレーザビームを集光する対物レンズとを備える。

ある具体例では、対物レンズの質量は、４００ｇ、７５０ｇ、１３５０ｇ及び３３００ｇのうちの１つを下回る。

ある具体例では、対物レンズの有効焦点距離は、７０ｍｍ未満である。ある具体例では、対物レンズから患者インタフェースまでの距離は、２０ｍｍ未満である。

ある具体例では、レーザシステムの焦点面の曲率は、２０ １／ｍより大きい。

ある具体例では、対物レンズは、Ｚスキャナから手術用パルスレーザビームを受け取る第１のレンズグループと、第１のレンズグループから手術用パルスレーザビームを受け取る第２のレンズグループとを備え、第２のレンズグループは、屈折率が１．５４から１．７２までの範囲内であり、曲率が３７．９から６５ １／ｍまでの範囲内の入射面と、曲率が−１５．４から５．２ １／ｍまでの範囲内の出射面とを有する第１のレンズと、第１のレンズから、０から６．５ｍｍまでの範囲内の距離だけ離れ、屈折率が１．５６から１．８５までの範囲内であり、曲率が−５５．１から−２１．８ １／ｍまでの範囲内の入射面と、曲率が１１．４から２６．８ １／ｍまでの範囲内の出射面とを有する第２のレンズとを備え、第２のレンズは、対物レンズから患者インタフェースに手術用パルスレーザビームを出射する。

ある具体例では、眼科手術のためのレーザシステムは、パルスレーザビームを生成するレーザエンジンと、パルスレーザビームをＸＹ横断方向に走査するＸＹスキャナと、パルスレーザビームの焦点をＺ軸に沿って走査するＺスキャナと、３３００ｇ未満の質量を有する対物レンズとを備える。

ある具体例では、対物レンズの質量は、１３５０ｇ未満である。ある具体例では、対物レンズの質量は、７５０ｇ未満である。ある具体例では、対物レンズの質量は、４００ｇ未満である。

ある具体例では、対物レンズの質量は、光学的質量及び総質量の何れかである。

ある具体例では、対物レンズは、焦点のＺ焦点深度を走査しない。

ある具体例では、対物レンズは、内部に入射ピボット点を有する。

手術用レーザ送達システム１を示す図である。 ガウス波面Ｇ及び収差波面Ｗを示す図である。 図３Ａは、最適な焦点面における光線を示す図である。図３Ｂは、走査された焦点面における光線を示す図である。 図３Ｃは、焦点半径の定義を示す図である。 ストレール比ＳとＲＭＳ波面誤差ωとの間の関係を示す図である。 眼科手術のための参照点を示す図である。 前置補償器２００の動作を概念的に説明する図である。 前置補償器２００の動作を概念的に説明する図である。 効率的なＺ走査機能の様々な用途を示す図である。 効率的なＺ走査機能の様々な用途を示す図である。 前置補償器２００の具体例を示す図である。 前置補償器２００の具体例を示す図である。 前置補償器２００の具体例を示す図である。 前置補償器２００の具体例を示す図である。 ２個のＺスキャナを有するレーザ送達システム１の具体例を示す図である。 ０個、１個又は２個のＺ深度スキャナ及び０個、１個又は２個のＮＡ変更器を含む構成の表を示す図である。 ２個の走査ミラーを有するＸＹスキャナを示す図である。 ３個の走査ミラーを有するＸＹスキャナを示す図である。 ４個の走査ミラーを有するＸＹスキャナを示す図である。 開口数の関数としての収差及びＺ焦点深度の関数として対応する光学開口数ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）を示す図である。 開口数の関数としての収差及びＺ焦点深度の関数として対応する光学開口数ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）を示す図である。 開口数の関数としての収差及びＺ焦点深度の関数として対応する光学開口数ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）を示す図である。 開口数の関数としての収差及びＺ焦点深度の関数として対応する光学開口数ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）を示す図である。 第１のビーム拡大器ブロック４００及び可動ビーム拡大器ブロックを５００の設定を示す図である。 第１のビーム拡大器ブロック４００及び可動ビーム拡大器ブロックを５００の設定を示す図である。 Ｚスキャナ４５０の中間焦点面を示す図である。 対物レンズ７００の具体例を示す図である。 標的領域内の曲がった焦点面を示す図である。 ＸＹスキャナ傾斜角のノモｇを示す図である。 可動ビーム拡大器位置のノモｇを示す図である。 演算的制御方法のステップを示す図である。

本発明の幾つかの実施の形態は、フェムト秒レーザパルスを使用した眼の水晶体の手術のためのシステムを含む。また、幾つかの統合型の実施の形態では、角膜及び水晶体の両方の外科的処置を実行できる。眼の水晶体における眼科手術は、角膜の処置とは異なる質的要求に関連する。

ここに説明する水晶体手術用レーザシステムと、角膜用のシステムとの間の主な相違点は、以下の通りである。

１．フェムト秒レーザパルスは、高い信頼度で生成される。高繰返し率フェムト秒パルス（high repetition rate femtosecond pulse）では、使用する１パルスあたりのエネルギが遙かに小さく、システムのオペレータに対して、より高度な制御及び精度が提供される。しかしながら、フェムト秒パルスを高い信頼度で生成することは、幾つかの既存のシステムで使用されているナノ秒パルス及びピコ秒パルスに比べて、困難な課題を有する。

２．手術用レーザビームは、角膜及び前の眼房を含む最大５ｍｍの屈折媒体を介して伝播して、手術標的、すなわち水晶体に到達するまでに、大きく屈折する。一方、角膜手術のために用いられるレーザビームは、ミリメートル以下の深度で集光され、したがって、手術システムから角膜に入射する際、実質的に屈折しない。

３．手術用レーザ送達システムは、例えば、典型的な深度が５ｍｍである水晶体の表面／前部から、典型的な深度が１０ｍｍである水晶体の背面／後部までの手術領域の全体を走査するように構成される。この５ｍｍ以上の深度の走査範囲、すなわち、「Ｚ走査範囲（Z scanning range）」は、角膜に対する手術で用いられる１ｍｍの深度走査範囲に比べて、かなり深い。通常、手術用の光学素子、特に、ここで使用する高開口数光学素子（high numerical aperture optics）は、特定の動作深度にレーザビームを集光するように最適化される。角膜の処置では、１ｍｍの深度の走査は、最適化された動作深度からの逸脱は僅かである。一方、水晶体手術における５〜１０ｍｍの走査では、システムは、固定された最適化された動作深度から大きく離れて駆動されることがある。したがって、水晶体手術用レーザ送達システムでは、水晶体手術に要求される深い深度走査範囲を走査できるように、より精度が高められた適応化された光学素子を使用する。

４．幾つかの実施の形態は、角膜及び水晶体の両方について手術を実行できるように構成されているという意味で、統合型である。これらの統合型の実施の形態では、深度走査範囲は、５ｍｍではなく、最大１０ｍｍとなることもあり、より困難な課題を有する。

５．例えば、レーシックの多くのバリエーション等の角膜の外科的処置では、レーザビームは、光軸に対して直交するように走査される（「ＸＹ平面内」）。典型的な処置では、ＸＹ走査範囲は、１０ｍｍの直径の角膜の中心部分だけをカバーする。但し、統合型の手術システムでは、更なるカットを形成してもよい。カットの１つのタイプは、吸引ニードル及び周知の手術器具による眼の内部へのアクセスを提供するエントリカットである。他のタイプのカットには、角膜輪部減張切開術（limbal relaxing incision：ＬＲＩ）があり、これは、血管弓（vascular arcade）の前部の角膜輪部に切込みの対を作ることを伴う。これらの弓形の切込みの長さ、深さ及び位置を調整することによって角膜乱視に変化を引き起こすことができる。エントリカット及びＬＲＩは、通常、１２ｍｍの直径で、角膜の辺縁に配置することができる。ＸＹ走査直径を１０ｍｍから１２ｍｍに増加させることは、ＬＡＳＩＫフラップの通常の直径に比べて２０％の増加だけであるが、軸外収差は、焦点面でフィールド径のより高いパワーに比例して大きくなるので、このような直径において、レーザ送達システムの軸外収差を制御下に維持することは、難しい課題である。

６．水晶体レーザ手術は、高度なイメージングシステムによるガイダンスを必要とすることがある。幾つかのイメージングシステムでは、角膜輪部血管（limbal blood vessels）が特定され、これは、幾つかの場合、眼の手術前の診断の間に特定される参照座標に対して、手術時に、眼球の回転のアラインメント（cyclo-rotational alignment）を較正するための眼の上の参照マークとして機能する。手術領域の周辺部上で選択される血管は、手術によって乱されない可能性が最も高く、したがって、最も信頼性が高い。しかしながら、このような周辺の血管に向けられるイメージングシステムは、１０ｍｍより大きい、例えば１２ｍｍの半径を有する領域をイメージングする撮像光学素子を必要とする。

７．レーザビームは、眼内で光路に沿って伝播しながら、様々な収差を生じる。レーザ送達システムは、これらの収差を補償することによって、精度を向上させることができる。これらの収差の更なる側面として、これらの収差は、光の周波数に依存し、この事実は、「色収差」と呼ばれている。これらの周波数依存収差を補償することは、システムにとっての更なる課題である。これらの色収差の補償は、レーザシステムのレーザビームの帯域幅が広いほど、より困難になる。なお、ビームのスペクトル帯域幅は、パルス幅に反比例する。したがって、フェムト秒パルスの帯域幅は、ピコ秒パルスの帯域幅よりも、１桁以上広く、フェムト秒レーザシステムでは、遙かに高度な色補償が必要である。

８．高繰返し率フェムト秒レーザ手術システムを用いる外科的処置では、標的組織内の標的箇所に対する絶対的位置と、先行するパルスに対する相対的位置との両方の意味において、各パルスの位置決めに高い精度が必要である。例えば、レーザシステムは、マイクロ秒の桁である場合もあるパルス間の時間内で、僅か数μｍだけビームの方向を変える必要があることもある。２つの連続するパルス間の時間が短く、パルス配置のための精度要求が高いため、既存の低繰返し率水晶体手術システムで使用されているような手動の目標設定は、不適切又は不可能である。

９．レーザ送達システムは、屈折媒体を介して、眼の水晶体の手術箇所（surgical volume）の全体にフェムト秒レーザパルスを送達すると共に、このフェムト秒レーザパルスの時間的、スペクトル的及び空間的な完全性を維持するように構成される。

１０．レーザビームが十分高いエネルギ密度で手術領域内の組織だけに供給され、組織切除術等の手術の効果を引き起こすことを確実にするため、レーザ送達システムは、通常とは異なる高い開口数（numerical aperture：ＮＡ）を有する。この高いＮＡは、スポットサイズを小さくし、外科的処置のために必要な制御及び精度を提供する。開口数の典型的な範囲は、０．３より大きいＮＡ値を含むことができ、この場合、スポットサイズは、３μｍ以下になる。

１１．水晶体手術のためのレーザの光路の複雑性のために、レーザ送達システムは、高性能コンピュータで管理されたイメージングシステムを含むことによって高度な精度及び制御を達成するが、角膜手術システムは、このようなイメージングシステムなしで、又は低レベルのイメージングで、満足できる制御を達成できる。なお、システムの手術及びイメージングの機能、並びに慣例的な観察ビーム（observational beams）は、全て異なるスペクトル帯域で動作する。具体例として、手術用レーザは、１．０〜１．１μｍの帯域の波長で動作し、観察ビームは、０．４〜０．７μｍの可視帯域の波長で動作し、イメージングビームは、０．８〜０．９μｍの帯域の波長で動作することがある。光学部品を共通又は共有にしてビームパスを結合することによって、レーザ手術システムの光学素子には、厳しい色彩要求が課される。

相違点１〜１１は、幾つかの具体例によって、（１）水晶体に対する、（２）フェムト秒パルスを用いる眼科レーザ手術では、角膜手術とは質的に異なり、ナノ秒レーザパルス又はピコ秒レーザパルスのみを用いる水晶体手術からも質的に異なる要求が生じることを示している。

図１は、レーザ送達システム１を示している。詳細な説明を行う前に注意する点として、幾つかの実施の形態では、図１のレーザ送達システムは、イメージングシステム又は観察システム（observational system）に組み合わされる。レーシック治療等の幾つかの角膜の処置では、アイトラッカ（eye tracker）が、通常、眼の表面に対するイメージング及び画像処理アルゴリズムによって、虹彩の中心の識別等、視覚的目印による眼の位置基準を確立する。しかしながら、外科的処置は、眼の最も外側の層である角膜に対して実行されるので、既存のアイトラッカは、二次元空間内で特徴を認識及び分析するのみであり、深度情報を欠いている。角膜を平坦化して、表面を真の二次元として扱うことすらある。

眼の深い内部にある水晶体内にレーザビームを集光する場合、状況は、かなり異なる。水晶体は、調節（accommodation）によって、先の測定と手術との間だけではなく、手術中にも位置、形状、厚さ及び直径が変化することがある。また、機械的手段によって眼に手術器具を取り付けることによって、眼の形状が予測不能に変化することがある。このような取り付けデバイスは、吸気リング（suction ring）による眼の固定、又は平坦なレンズ若しくは曲面のレンズによる圧平が含まれる。更に、手術中の患者の動きによっても更なる変化が生じることがある。これらの変化によって、眼内の視覚的目印が最大で数ミリメートルも変位することがある。したがって、水晶体又はこの他の眼の内部の一部に精密なレーザ手術を実行する場合、例えば、角膜又は角膜輪部の前面等の眼の表面の機械的な参照及び固定では、不十分である。

この問題を解決するために、レーザ送達システム１は、Ｒ．Ｍ．Ｋｕｒｔｚ、Ｆ．Ｒａｋｓｉ及びＭ．Ｋａｒａｖｉｔｉｓによる同時に継続中の米国特許出願番号第１２／２０５，８４４号に開示されているようなイメージングシステムと組み合わせることができ、この文献の全体は、引用によって本願に援用される。このイメージングシステムは、手術領域の部分をイメージングして、眼の内部の特徴に基づいて、３次元位置基準を確立するように構成されている。これらのイメージは、手術の前に作成し、個体差及び変化を考慮して、外科的処置と平行して更新できる。これらのイメージを用いて、レーザビームを、高度な精度及び制御で、所望の位置に安全に方向付けることができる。

幾つかの具体例では、イメージングシステムは、光干渉断層法（optical coherence tomography：ＯＣＴ）システムであってもよい。イメージングシステムのイメージングビームは、独立したイメージング光路を有していてもよく、手術用ビームと部分的又は完全に共有された光路を有していてもよい。部分的又は完全に共有された光路を有するイメージングシステムでは、コストが低減され、イメージングシステム及び手術システムの較正が簡素化される。また、イメージングシステムは、レーザ送達システム１のレーザと同じ光源を用いてもよく、異なる光源を用いてもよい。また、イメージングシステムは、自らのビーム走査サブシステムを有していてもよく、レーザ送達システム１のスキャニングサブシステムを利用してもよい。上述した同時に係属中の特許出願には、このようなＯＣＴシステムの複数の異なるアーキテクチャが開示されている。

また、レーザ送達システム１は、視覚的観察光学素子（visual observation optics）と組み合わせて実現してもよい。観察光学素子は、手術用レーザのオペレータが手術用レーザビームの効果を観察し、観察に応じてビームを制御することを補助することができる。

最後に、赤外線、したがって、不可視の手術用レーザビームを用いる幾つかの具体例では、可視の周波数で動作する更なる追跡レーザを使用することができる。可視の追跡レーザは、赤外線の手術用レーザの経路を追跡するように設けてもよい。追跡レーザは、標的組織に如何なる破壊も引き起こさないように十分低いエネルギで動作させてもよい。観察光学素子は、標的組織から反射した追跡レーザをレーザ送達システム１のオペレータに方向付けるように構成してもよい。

図１では、イメージングシステム及び視覚観察光学素子に関連するビームは、例えば、ビームスプリッタ／ダイクロイックミラー６００を介して、レーザ送達システム１にカップリングすることができる。本出願では、レーザ送達システム１と、イメージングシステム、観察システム及び追跡システムとの様々な組合せについては、詳細には説明しない。このような多くの組合せは、本願に援用される米国特許出願第１２／２０５，８４４号に詳細に説明されており、これは全て本発明の総合的な範囲に含まれる。

図１は、レーザ送達システム１を示すレーザエンジン１００、前置補償器２００、ＸＹスキャナ３００、第１のビーム拡大器ブロック４００、可動ビーム拡大器ブロック５００、ビームスプリッタ／ダイクロイックミラー６００、対物レンズ７００及び患者インタフェース８００を含み、第１のビーム拡大器ブロック４００及び可動ビーム拡大器ブロック５００は、まとめてＺスキャナ４５０と呼ばれる。

以下の多くの具体例では、Ｚ方向とは、実質的にレーザビームの光路に沿った方向又は光学素子の光軸に沿った方向を意味する。Ｚ方向を横断する方向は、ＸＹ方向と呼ぶ。横断（transverse）という用語は、広義に使用し、幾つかの具体例では、横断方向及びＺ方向は、厳密に直交していなくてもよい。幾つかの具体例では、横断方向は、動径座標（radial coordinates）によってよりよく記述される。したがって、ここに説明する具体例において、横断方向、ＸＹ方向又は動径方向は、Ｚ方向に概ね直交する（但し、厳密でなくてもよい。）類似の方向を意味する。

１．レーザエンジン１００
レーザエンジン１００は、所定のレーザパラメータを有するレーザパルスを出射するレーザを含むことができる。これらのレーザパラメータは、１フェムト秒〜１００ピコ秒の範囲内、１０フェムト秒〜１０ピコ秒の範囲内、又は幾つかの実施の形態では、１００フェムト秒〜１ピコ秒の範囲内に収まるパルス幅を含むことができる。レーザパルスは、０．１μＪ〜１０００μＪの範囲内、他の実施の形態では、１μＪ〜１００μＪの範囲内の１パルスあたりのエネルギを有することができる。パルスは、１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲内、他の実施の形態では、１００ｋＨｚ〜１ＭＨｚの範囲内の繰返し周波数を有することができる。他の実施の形態は、これらの範囲の限界の組合せ内に収まるレーザパラメータ、例えば、１〜１０００フェムト秒の範囲内のパルス幅を有することができる。特定の処置のためのレーザパラメータは、例えば、術前処置の間、又は患者に関する何らかのデータ、例えば、患者の年齢に基づく計算に基づいて、これらの広い範囲から選択できる。

レーザエンジン１００の具体例は、Ｎｄ：ガラス及びＮｄ：ＴＡＧレーザ、並びに様々な種類の他のレーザを含むことができる。レーザエンジンの動作波長は、赤外線又は可視光の範囲内であってもよい。幾つかの実施の形態では、動作波長は、７００ｎｍ〜２μｍの範囲内であってもよい。幾つかの場合、動作波長は、１．０〜１．１μｍ範囲内であってもよく、例えば、Ｙｂ又はＮｄに基づく赤外線範囲内のレーザを用いてもよい。

幾つかの具体例では、レーザパルスのレーザパラメータは、調整可能又は変更可能であってもよい。手術用レーザ送達システム１のオペレータが複雑な手術の間に、レーザパラメータを変更できるように、レーザパラメータは、短い切替時間で調整可能であってもよい。このようなパラメータの変更は、レーザ送達システム１の感知又はイメージングサブシステムによる読取値に応じて開始してもよい。

他のパラメータ変更は、多段階処置の一部として実行してもよく、この間、レーザ送達システムは、先に第１の外科的処置のために使用し、続いて第２の異なる外科的処置のために使用してもよい。具体例として、眼の水晶体の領域内で先に１つ以上の手術ステップ、例えば、切嚢術ステップを実行し、続いて眼の角膜の領域で第２の外科的処置を実行してもよい。これらの処置は、様々な順序で実行できる。

１パルスあたりのエネルギが比較的低く、１秒あたり数万〜数十万ショット又はこれ以上のパルス繰返し率で動作する高繰返し率パルスレーザを手術用途に使用して、ある利点を達成することができる。このようなレーザは、比較的低い１パルスあたりのエネルギを用いることによって、レーザ誘起光破壊によって生じる組織の影響を局部に限定する。例えば、幾つかの具体例では、破壊される組織の大きさを数μｍ又は数十μｍに限定することができる。このように組織の影響を局部に限定することにより、レーザ手術の精度を向上させることができ、これは、ある外科的処置で望ましい場合がある。このような手術の様々な具体例では、数百、数千又は数百万ものパルスを一連のスポットに送達することができ、これらのスポットは、連続していてもよく、略々連続していてもよく、制御された距離だけ離間していてもよい。これらの具体例は、望まれる何らかの手術の効果、例えば、組織の切開、分離又は断片化を達成できる。

パルス及び走査パターンのパラメータは、様々な手法で選択できる。例えば、これらは、術前に測定された水晶体の光学的又は構造的な特性に基づいて選択してもよい。また、レーザエネルギ及びスポット分離も、術前に測定された水晶体の光学的又は構造的な特性に基づいて、又は年齢に依存するアルゴリズムに基づいて選択してもよい。

２．前置補償器（precompensator）２００
図２は、レーザビームの波面が、幾つかの異なる形式で及び幾つかの異なる理由で、理想的な振る舞いから逸脱することがあることを示している。これらの逸脱を大きくまとめて収差と呼ぶ。収差（及び他の波面歪み）によって、実際の像点は、理想的な近軸ガウス像点（paraxial Gaussian image points）から逸脱する。図２は、出射瞳ＥｘＰを介して出射される光の波面を示している。歪みのない球状の波面Ｇは、出射瞳から出て、波面Ｇの曲率中心である点Ｐ１に一点に収束する。Ｇは、ガウス基準球（Gaussian reference sphere）とも呼ばれる。収差波面Ｗは、Ｇから逸れ、異なる点Ｐ２に収束する。

一般に、収差ΔＷは、出射瞳及び焦点面における座標に依存する。したがって、この収差ΔＷは、相関関数とみなすこともでき、これは、光軸上でＰ１からｒ’だけ逸れたＰ２に像が収束する点の集合が表面Ｗ上に位置し、出射孔ＥｘＰにおける動径距離ｒにおいて、ΔＷの量だけ基準球Ｇから逸れることを表している。回転対称系では、ΔＷは、ｒ及びｒ’における二重冪級数展開（double power series expansion）の表現で表すことができる。

ここで、ｒ’は、焦点面における像点Ｐ２の動径座標であり、ｒは、瞳における点Ｑ１の動径座標である。角度依存性は、球面角Θによって表される。ｎ＝２ｐ＋ｍは、正の整数であり、_２ｌ＋ｍａ_ｎｍは、収差波面Ｗの膨張係数である。これは、例えば、「Optical Imaging and Aberrations, Part I. Ray Geometrical Optics by Virendra N. Mahajan, SPIE Optical Engineering Press」に説明されている。収差項の次数ｉは、ｉ＝２ｌ＋ｍ＋ｎによって与えられる。

ｉ＝４までの項は、一次収差（primary aberrations）、すなわち、球面収差、コマ収差、非点収差、像面湾曲収差及びゆがみ収差に関連する。これらの一次収差と、_２ｌ＋ｍａ_ｎｍ収差係数との間の実際の関係は、文献に記載されている。点オブジェクトをイメージングするシステムに関しては、収差項の像半径（image radius）ｒ’に対する明示的な依存性は、出射瞳の光軸の線的な範囲、例えばその半径をａとして、無次元変数ρ＝ｒ／ａを導入することによって消去できる。

ここで、

である。

この式の利点は、収差係数ａ_ｎｍの全てが長さの次元を有し、出射瞳における対応する収差の最大値を表す点である。例えば、この式では、球面収差は、収差係数ａ_４０によって特徴付けられる。

収差係数ａ_ｎｍを用いた収差の表現は、数学的によく定義されているが、これは、経験的に、必ずしもアクセスしやすい手法というわけではない。したがって、次に、３つの代替となる収差測定について説明する。

経験的なアクセス可能性及び検査可能性と同様な問題として、眼等の生体組織内でのビームの振る舞いは、測定が容易でないことがある。ここで、眼内の光線は、生理的に適切な塩分濃度を有する塩水内の光線に非常に類似した振る舞いを示すという研究を利用することができ、ここでは、これらの光線を量的に測定及び記述できる。したがって、本明細書では、眼内のレーザ送達システムの振る舞いについて説明する場合、その説明は、説明される眼組織内及び対応する塩水内の何れかにおける振る舞いを指すものとする。

図３Ａ〜図３Ｃは、収差の第２の測定を示す。深度Ａの焦点面２１０でビームを集光するように構成されたレーザ送達システム１は、深度Ｂの動作焦点面２１１にビームを集光するよう操作された場合、球面収差を引き起こすことがある。このような状況は、例えば、３次元走査処置の間、レーザビームの焦点が焦点面２１０から焦点面２１１まで移動された場合に生じる。

図３Ａは、レーザ送達システム１が、最適な焦点面２１０に光線を集光している場合を示している。光線は、非常に狭い径範囲、すなわち半径ｒ_ｆ（Ａ）の最適な焦点面２１０上の点（「焦点」）を通過する。この径範囲ｒ_ｆ（Ａ）は、光ビームの回折等の様々な理由のために、ゼロより大きいことがある。焦点の半径は、複数の手法で定義することができる。ｒ_ｆ（Ａ）の一般的な定義は、画面の位置を軸方向、すなわちＺ方向に沿って変化させた際の画面上の光点の最小半径である。このＺ深度は、「最小錯乱点（point of least confusion）」と呼ばれることもある。この定義は、後に図３Ｃを用いて更に厳密にされる。

図３Ｂは、レーザ送達システム１が最適な焦点面２１０からある距離、例えば、数ミリメートル離れて、動作焦点面２１１において焦点を走査する場合を示している。この図から明らかなように、光線は、半径ｒ_ｆ（Ａ）より大きい半径ｒ_ｆ（Ｂ）の焦点を通過し、球面収差を引き起こす。収差係数ａ_ｎｍと焦点半径ｒ_ｆとを関係付ける様々な精度の数式が研究されてきた。焦点半径ｒ_ｆは、ａ_ｍｎ収差係数に比べて、収差を定量化するために、経験的にアクセスしやすい測定である場合もある。

図３Ｃは、焦点半径ｒ_ｆのより定量的な定義を示している。図３Ｃは、ビームの図心（重心）から半径ｒ内の点に含まれるエネルギを示している。焦点半径ｒ_ｆの広く受け入れられている定義は、ビームのエネルギの５０％が含まれる半径である。「Ａ」の符号が付された曲線は、回折限界ビーム（diffraction limited beam）において、図３Ａのように、ビームが最適な焦点面２１０に集光されると、ビームのエネルギの５０％の半径ｒ＝０．８μｍの点に含まれ又は閉じ込められることを示しており、ｒ_ｆ（Ａ）の有用な定義を提供している。

レーザ誘起光学破壊（laser induced optical breakdown：ＬＩＯＢ）に基づく外科的処置では、良好に又は厳密に画定された焦点内にレーザビームのエネルギを伝えれば、精度及び効率をより高め、望ましくない効果をより少なくすることができる。ＬＩＯＢは、強度（プラズマ）閾値を有する非線形性の高いプロセスであり、通常、プラズマ閾値より高い強度のビームに曝された組織は、プラズマに変わり、プラズマ閾値を下回る強度のビームに曝された組織では、プラズマ遷移は起こらない。したがって、収差によって焦点が広くなると、焦点面でプラズマ閾値より高い強度を達成するビームの割合が低下し、強度が閾値を下回るビームの割合が増加する。この閾値を下回るビームの一部は、標的組織によって有効に吸収されず、眼組織を介して伝播し続け、多くの場合、網膜に達し、望ましくない網膜の曝露を引き起こす可能性がある。

角膜の厚さは、実質的に０．６ｍｍであり、希にこれより厚いこともあるが、それでも１ｍｍを超えることはないため、角膜を治療することが目的の外科的処置では、焦点面は、通常、最適又は公称の深度から約０．６ｍｍだけＺ方向に（光軸に沿って）走査又は移動される。「Ｂ」の符号が付された曲線は、ビームの焦点面が、その最適な焦点面２１０から動作焦点面２１１に１ｍｍ（角膜の処置のための予測の上限）移動した場合、ｒ_ｆ（Ｂ）＝１．８μｍの焦点半径内にビームのエネルギの５０％が含まれることを示している。この移動によって収差が生じるが、その測定値は、限定的である。このため、幾つかの既存の角膜用レーザシステムは、この収差を全く補償せず、他のシステムでも、補償のレベルは限定的である。

収差係数ａ_ｍｎ及び焦点半径ｒ_ｆ以外の収差の第３の測定値は、所謂ストレール比（Strehl ratio）Ｓである。システムのストレール比Ｓは、点光源から出射されるビームのシステムの焦点面におけるビームのピーク強度を、回折限界において動作する同等な完全なイメージングシステムの理論上の最大ピーク強度で除算した値として定義することができる。また、これと同等な別の定義をする文献も知られており、これらもストレール比Ｓの定義の範囲に含まれる。

この定義より、Ｓの値が小さい程、収差が大きいことになる。収差がないビームでは、Ｓ＝１であり、一般的に、Ｓ＞０．８であるとき、イメージングシステムは、回折限界であるとされる。

収差の第４の定義は、ω、すなわち二乗平均平方根（root-mean-square：ＲＭＳ）波面誤差（wavefront error）であり、これは、図２の歪みのない波面Ｇからの収差波面Ｗの逸脱ΔＷを出射瞳ＥｘＰにおける全体の波面に亘って平均化したものである。ωは、ビームの波長の単位で表現され、これによって、無次元量となる。

図４は、比較的小さい収差ω及びＳは、収差のタイプにかかわらず、以下の経験式によって関係付けられることを示している。

ｅは、自然対数の底である。

上述した４つの収差の測定値は、全て、レーザ送達システム１の問題を診断し、設計を最適化するために有用である。したがって、以下では、包括的な用語「収差測定値」は、これらの測定値又はこれと等価の値の何れかを指すものとする。なお、収差が増加したことは、収差係数ａ_ｍｎ、焦点半径ｒ_ｆ及びＲＭＳ波面誤差ωの増加、又はストレール比Ｓの減少によって把握される。

特定の具体例では、これらの収差測定値の間の関係は、球面収差係数ａ_４０及び対応するストレール比Ｓを示すことによって表される。この具体例では、手術用レーザシステムは、眼の組織内に、その表面下の異なる深度でレーザビームを集光する。レーザビームは、１μｍの波長及びＮＡ＝０．３開口数で回折限界となり、通常の入射角で組織の表面に集光される。この具体例の数値は、走査される深度と等しい厚さの面平行プレートをシステムの焦点面の近傍に追加し、塩水について計算を行うことによって近似させることができる。

組織の表面は、式（２）及び（３）によって特徴付けられる収差をビームに導入する。収差係数ａ_４０によって特徴付けられる球面収差は、表面においてゼロであり、ストレール比は、正にその構造によって、Ｓ＝１である。

レーシック手術は、通常、０．１ｍｍの深度でフラップを形成する。これらの深度では、ストレール比Ｓは、約０．９９６まで僅かに減少する。概ね角膜の後面にあたる０．６ｍｍの深度においても、Ｓは、約０．８５である。このピーク強度の減少は、無視できる程ではないが、レーザビーム強度を調整することによって補償することができる。

一方、眼の水晶体の前面を特徴付ける５ｍｍの深度では、ストレール比は、Ｓ＝０．０５４にまで減少することがある。この深度及びストレール比では、ビーム強度は、プラズマ閾値を大きく下回り、この結果、ビームは、ＬＩＯＢを発生させることができない。レーザパワーを増加させることによってピーク強度のこの劇的な損失を補償しようとすると、望ましくない作用、例えば、網膜の重大な過剰曝露又は気泡サイズの過剰な膨張等を避けられない。

表１は、上述したストレール比に対応する球面収差ａ_４０を示している。この表から明らかなように、球面収差は、組織深度に対して略々線形に増加するが、ストレール比Ｓは、非線形的に振る舞う。

水晶体リーシス、切嚢術又は水晶体に関する他の外科的処置を実行することを目的とする外科的処置では、焦点面は、水晶体の全体の深度に亘って走査されることも多く、この深度は、最大５ｍｍとなることもある。更に、統合角膜−水晶体システムでは、総合的な走査深度は、角膜から水晶体後面までの約１０ｍｍとなることがある。図３Ｃにおいて「Ｃ」の符号が付された曲線は、このような場合において、焦点半径は、ｒ_ｆ（Ｃ）＝１８μｍまで大きくなることを示しており、この値は、ｒ_ｆ（Ａ）及びｒ_ｆ（Ｂ）と同じプロット上で現れたとしても、大きすぎる。幾つかの実施の形態では、最適な焦点面が深度走査範囲の中間になるように選択することができ、レーザビームは、±５ｍｍの深度範囲で走査してもよい。この場合、ｒ_ｆ（Ｃ）は、１０μｍまで低減できる。

これらの大きいｒ_ｆ（Ｃ）値は、他の３個の収差測定値、ａ_４０、Ｓ及びωにおいて、大きな収差として反映される。明らかに、僅か数十ミリメートルを走査する角膜の処置に比べて、水晶体手術におけるこのような大きな収差は、これらの望ましくない結果を補償又は管理するために、レーザ送達システム１の設計に多くの課題を生じさせる。

水晶体手術に関連する大きな収差測定値の問題を解決するために、幾つかの実施の形態は、球面収差を前置補償し、収差測定値を改善する前置補償器２００を含む。これらの収差は、標的組織内で、又はレーザ送達システム１内の光路の一部に沿って、又は全体の光路に沿って大きくなることがある。

図５は、収差測定値ｒ_ｆ（Ｃ）ａ_４０、Ｓ及びωが、焦点深度ｚ及びその光軸からの半径距離ｒに依存しているので、以下では、収差測定値がある値となると記述した場合、これは、収差測定値が幾つかの選択された参照点において、記述した値となることを意味することを示している（実際の寸法は反映していない）。一組の関連する参照点は、それらの円筒座標（ｚ，ｒ）：Ｐ１＝（０，０），Ｐ２＝（２，６），Ｐ３＝（５，０），Ｐ４＝（８，０），Ｐ５＝（８，３）によって記述でき、これらの単位は全てミリメートル（ｍｍ）である。眼の主な構造は、略々円筒対称を示すので、これらのＰ参照点は、何れのアジマス角φにも位置できる。したがって、これらのＰ点は、アジマス角φを省いて、それらの３つの円筒座標のうちの２つのみによって参照することができる。Ｐ１は、中心に位置する角膜の処置のための典型的な点であり、Ｐ２は、角膜辺縁の処置のための典型的な点であり、Ｐ３は、水晶体の前部領域に関連し、Ｐ４は、水晶体の後部領域に関連し、Ｐ５は、水晶体縁辺の参照点である。また、レーザ送達システムの収差を特徴付けるために他の参照点を採用してもよい。幾つかの場合、収差測定値は、動作波面又は照射面積に亘って平均された収差測定値を指すこともある。

収差測定値は、幾つかの異なる手法で判定できる。レーザビームの波面は、コンピュータ支援設計（computer-aided designＣＡＤ）プロセスにおいて、選択された光路のセクション、例えば、標的組織のモデル又はレーザ送達システム１のセクションに亘って、追跡できる。或いは、レーザビームの収差は、実際のレーザ送達システム内で測定してもよく、これらの２つの手法を組合せて測定してもよい。

したがって、幾つかの具体例では、前置補償器２００によって導入される前置補償は、標的組織自体を含むこともある光路の選択された部分に沿って収差測定値を判定、算出又は測定し、次に、判定／算出／測定された収差の予め選択された部分で補償する必要がある前置補償の量を決定することによって、選択できる。

球面収差は、主に近軸光線（axial rays）に影響するので、前置補償器２００は、球面収差を効率的に補正又は前置補償できる。他のタイプの収差、例えば、横収差、非点収差及びコマ収差は、光軸からオフセットしている光線を含む角度がゼロではない光線（non-zero angle rays）及び軸外光線（field rays）に影響する。レーザエンジン１００によって生成されるレーザビームは、本質的には軸ビームであるが、光路の様々なブロック、最も顕著には、ＸＹスキャナ３００が、この軸ビームを、軸外光線を含む角度がゼロではないビームに変質させる。

したがって、ＸＹスキャナ３００の後段に前置補償器が配置される設計では、ビームの軸外光線が幾つかの異なる収差を生じさせることがある。このような異なる収差の出現によって、（１）ビームの最適化では、複数の収差を補償する必要がある場合があり、（２）異なるタイプの収差は、互いに独立していないために、設計に困難な課題が生じる。すなわち、１つのタイプの収差を補償すると、通常、望ましくない他のタイプの収差が引き起こる。

したがって、ＸＹスキャナの後段に補償器を配置するアーキテクチャでは、球面収差は、通常、望ましくない他のタイプの収差を導入する犠牲を払いながら、限定的な程度だけ補償される。

これに対し、本発明のレーザ送達システム１の実施の形態は、ＸＹスキャナ３００の前段に前置補償器２００を設けることができる。この設計によって、前置補償器２００は、望ましくない他のタイプの収差を導入することなく、球面収差を補償することができる。

幾つかの具体例では、前置補償器２００によって軸内前置補償を導入し、レーザ送達システムの後段のセグメント又は標的組織によって引き起こされる軸外収差を前置補償することによって、上述した軸内収差及び軸外収差の相互依存を逆に利用することができる。

図６Ａ及び図６Ｂは、前置補償器２００の理想的な動作を説明する図である。

図６Ａは、前置補償器がないレーザ送達システム１を示している。一般的に、光路セグメント３０１は、あるレベルの球面収差を導入することがある。これは、光路セグメント３０１に入る歪みのない波面と、光路セグメント３０１を出る収差を有する波面とによって示されている。このセグメントは、光路の如何なるセグメントであってもよく、例えば、標的組織の一部、標的組織の全体、又はレーザ送達システム１内の経路の一部であってもよい。

図６Ｂは、前置補償器２００が、補償的（又は相補的）な波面の歪み導入できることを示している。この前置補償された波面は、光路セグメント３０１に入り、光路セグメント３０１からは、歪みが低減された又は歪みがない波面が出力される。

既存のシステムでは、専用の補償器がないものもある。他の機能も有し、ＸＹスキャナの後段に配設されるレンズグループのレンズによって、分散的な方式で、球面収差を補償するシステムもある。これらの既存のシステムでは、レンズのパラメータは、異なる機能の間で妥協的に選択され、したがって、それらの性能には制約がある。

一方、レーザ送達システム１の実施の形態は、ＸＹスキャナ３００の前段に配置された専用の前置補償器２００を有することができる。幾つかの実施の形態では、前置補償器２００は、レーザエンジン１００からレーザビームを受光する第１の光学ユニット又はレンズグループである。レーザビームは、その位置のために、（ＸＹスキャナ３００によって引き起こされる可能性がある）角度がゼロではない光線及び軸外光線を発達させることなく、前置補償器２００に到達するため、これらの実施の形態は、ハイレベルな前置補償を達成できる。また、前置補償は、前置補償器２００の主要な機能であり、したがって、別の機能も担うレンズを用いて補償を行う既存のシステムとは異なり、設計上の妥協を限定的にすることができるため、この前置補償は、効率的である。

これらの理由から、このような具体例では、他のタイプの収差に影響を与え又はこれらを導入することなく、高いレベルで球面収差を補正することができる。

収差の理論では、複合レンズシステムの球面収差は、概ね、個々のコンポーネントの球面収差の総和であることが知られている。したがって、レーザ送達システム１の幾つかの具体例では、前置補償器２００が、符号が逆で同量の収差を導入するように設計することによって、望ましくない量の球面収差を前置補償することができる。

具体例として、眼組織内の焦点深度が、最適な焦点面から５ｍｍ移動した場合、球面収差ａ_４０は、−２．０μｍである（表１に基づく）。したがって、幾つかの具体例では、前置補償器２００は、ａ_４０＝＋２．０μｍの収差測定値を導入できる。第１の概算において、この前置補償は、焦点の５ｍｍのシフトによって引き起こる球面収差を実質的に除去でき、したがって、ストレール比をＳ＝０．０５４からＳ＝１まで増加させる。（この収差の単純な具体例では、他のソースを無視している。）
以下の幾つかの具体例は、「前置補償されない」レーザ送達システム１、すなわち、前置補償器２００が取り除かれたレーザ送達システムの収差測定値と、「前置補償された」レーザ送達システム、すなわち、前置補償器２００が取り除かれていないシステムの収差測定値とを比較することによって特徴付けられる。

幾つかの具体例では、前置補償器２００を設置すると、ストレール比は、前置補償されないレーザ送達システム１の値Ｓ＜Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）から前置補償されたレーザ送達システム１の値Ｓ＞Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）に向上する。幾つかの具体例では、例えば、Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）は、０．６、０．７、０．８又は０．９であってもよい。

上述のように、ここでは、及び以下では、ストレール比Ｓは、上述した５個の参照点Ｐ１〜Ｐ５におけるストレール比Ｓ（Ｐ１）〜Ｓ（Ｐ５）、他の所定の参照点のストレール比、５個の参照点上のストレール比の平均、動作波面に亘る平均の何れかを指す。

またストレール比は、レーザエンジン１００からレーザビームを受け取り、対物レンズ７００で終わり、及び眼の標的組織内に焦点を形成するレーザ送達システム１の全体についての言及であってもよい。他の幾つかの場合、この用語は、空気を含む他の標的についての言及であってもよい。幾つかの具体例では、この用語は、レーザ送達システム１のサブシステムについての言及であってもよい。

幾つかの具体例では、前置補償がないレーザ送達システム１に前置補償器２００を追加することによって、関連する帯域幅を有するパルスについて、ピコ秒より長い継続時間を有するレーザパルスのフーリエ限界帯域幅（transform-limited bandwidth）より少なくとも１桁、ストレール比を、Ｓ＝Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を下回る前置補償されていない値から、Ｓ＝Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を上回る前置補償された値に向上させることができる。上述のように、Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）は、例えば、０．６、０．７、０．８又は０．９であってもよい。

幾つかの具体例では、レーザ送達システム１に前置補償器２００を追加することによって、０．４μｍから１．１μｍまでの範囲の波長に亘って、ストレール比を、Ｓ＝Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を下回る前置補償されていない値から、Ｓ＝Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を上回る前置補償された値に向上させることができる。上述のように、Ｓ（ｐｒｅｃｏｍｐ）は、例えば、０．６、０．７、０．８又は０．９であってもよい。

幾つかの具体例では、前置補償器２００を追加することによって、システム開口数を、前置補償器２００なしのレーザ送達システム１に対応するＮＡ＝ＮＡ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を下回る前置補償されていない値から、前置補償器２００によるＮＡ＝ＮＡ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を上回る前置補償された値に増加させることができる。幾つかの具体例では、例えば、ＮＡ（ｐｒｅｃｏｍｐ）の値は、０．２、０．２５、０．３又は０．３５であってもよい。

幾つかの具体例では、前置補償器２００を、前置補償器２００を有さないレーザ送達システム１に追加することによって、標的組織内の焦点半径ｒ_ｆを、ｒ_ｆ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を上回る前置補償されていない値から、前置補償器２００を有するレーザ送達システム１に対応するｒ_ｆ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を下回る前置補償された値に減少させることができる。幾つかの具体例では、ｒ_ｆ（ｐｒｅｃｏｍｐ）は、２μｍ、３μｍ又は４μｍであってもよい。

幾つかの具体例では、前置補償器２００を設けることによって、ＲＭＳ波面誤差を、前置補償がないレーザ送達システム１の値ω＜ω（ｐｒｅｃｏｍｐ）から前置補償されたレーザ送達システム１の値ω＞ω（ｐｒｅｃｏｍｐ）に増加させることができる。幾つかで具体例では、ω（ｐｒｅｃｏｍｐ）は、例えば、全てレーザビームの波長の単位で、０．０６、０．０７、０．０８又は０．０９であってもよい。

幾つかの具体例では、前置補償器２００を設けることによって、球面収差係数を、前置補償がないレーザ送達システム１値ａ_４０＞ａ_４０（ｐｒｅｃｏｍｐ）から、前置補償されたレーザ送達システム１の値ａ_４０＜ａ_４０（ｐｒｅｃｏｍｐ）に増加させることができる。幾つかの具体例では、ａ_４０（ｐｒｅｃｏｍｐ）は、例えば、２μｍ、３μｍ又は４μｍであってもよい。

幾つかの具体例では、前置補償がないレーザ送達システム１に前置補償器２００を設けることによって、ＲＭＳ波面誤差ω、球面収差測定値ａ_４０及び焦点半径ｒ_ｆの収差測定値の少なくとも１つを、前置補償されていない値から、少なくとも前置補償パーセンテージＰ（ｐｒｅｃｏｍｐ）だけ減少させることができ、又はストレール比Ｓを、少なくとも前置補償パーセンテージＰ（ｐｒｅｃｏｍｐ）だけ増加させることができる。幾つかの具体例では、Ｐ（ｐｒｅｃｏｍｐ）は、例えば、１０％、２０％、３０％又は４０％であってもよい。

上述したように、これらの収差測定値の何れも参照点Ｐ１〜Ｐ５、他の所定の参照点又は複数の参照点における値の平均の何れに属していてもよく、又は波面に亘る平均であってもよい。

幾つかの実施の形態では、前置補償器２００は、非球面収差、例えば、一次収差又はより高次の収差を補償することができる。幾つかの場合、これは、軸外光線の前置補償も実行できる。

幾つかの具体例では、前置補償器２００は、ＲＭＳ波面誤差を０．０７５より大きく増加させることなく、又はストレール比を例えば、０．８の値を有するＳ（ｐｒｅｃｏｍｐ）より上に保ちながら、他のタイプの収差を前置補償する。

幾つかの具体例では、前置補償器２００は、前置補償器２００を出るビームｒｂの半径を、ｒｂ＝ｒｂ（ｐｒｅｃｏｍｐ）を上回る値に増加させることができ、ここで、ｒｂ（ｐｒｅｃｏｍｐ）は、例えば、５ｍｍ又は８ｍｍであってもよい。

これらの幾つかの機能は、１つ以上の可動レンズを前置補償器２００に含めることによって達成することができる。位置アクチュエータは、１又は複数の可動レンズを駆動して、前置補償器２００の幾つかのレンズ間の距離を変更することができる。

１つの可動レンズを有する具体例では、前置補償器２００の可動レンズは、レーザ送達システム１の焦点面又は焦点を光軸に沿って０．３〜４．０ｍｍ移動させることができる。他の具体例では、これらを０．５〜２．０ｍｍ移動させることができる。

幾つかの具体例では、可動レンズが中間位置にあって、上述した５個の参照点Ｐ１〜Ｐ５におけるストレール比Ｓ（ｌｏｗ）の少なくとも１つがＳ＝Ｓ（ｍｏｖａｂｌｅ）を下回る場合、可動レンズを移動させて、ストレール比Ｓ（ｌｏｗ）を、Ｓ＝Ｓ（ｍｏｖａｂｌｅ）を上回る値に増加させることができる。Ｓ（ｍｏｖａｂｌｅ）は、０．６、０．７、０．８又は０．９であってもよい。

幾つかの具体例では、可動レンズを移動させて、ストレール比Ｓを０．６〜０．９の範囲内で変更することができる。他の具体例では、この範囲は、０．７０−０．８５である。

前置補償器２００は、ＸＹスキャナ３００又は他のビーム拡大器の前に位置するので、ビーム半径は、まだ小さい。したがって、可動レンズは、小さくすることができる。更に、可動レンズが小さいため、位置アクチュエータは、可動レンズを非常に高速に移動させることができ、焦点深度を非常に迅速に変更することができる。これらの実施の形態では、この特徴によって、深度走査又はＺ走査を加速し、通常は、より速いＸＹ走査速度に劣らないＺ走査速度を実現することができる。

幾つかの典型的な既存のシステムでは、収差は、主にレンズ等の光学手段によって補償される。ここに開示する可動レンズ前置補償器２００は、１又は複数の高速可動レンズを利用して、この機能を実行することができる。詳しくは、レーザビームがＸＹスキャナ３００によって走査される場合、１又は複数の可動レンズは、ＸＹ走査に関連する収差が所望のレベルに補償されるように十分速い速度で移動させることができる。

図７Ａは、この側面が、平面又は曲面の患者インタフェース２０８の接触面に実質的に追従して、横断的な手術カット２０６を実行する際に有用であることを示している。小さい可動レンズの速度によって、Ｚ走査は、ＸＹ走査に必要とされる速度で実行され、所望の曲線のカットを形成することが可能になる。

幾つかの具体例では、曲線のカット又は曲がった標的線の曲率又は半径は、１ｍｍ、１０ｍｍ及び１００ｍｍより小さくすることができる。

図７Ｂは、高いＺ走査速度の他の有用な側面を示している。ほとんどの光学システムの焦点面は、ある程度曲がっている。実質的に直線の横断方向のカットを作成することが望まれ、したがって、焦点面の曲率に追従しない場合、横断方向のＸＹ走査と同時に焦点深度を継続的に再調整して、焦点面の曲率を補償する必要がある。例えば、ラスタ走査パターンによる半径方向のカット又は平面状のカットでは、半径方向又はＸＹ座標の変更は、非常に速い場合がある。これらの処置では、高速なＺ走査速度が、望ましい真っ直ぐなカットを形成することに役立つ。

更に、高いＺ走査速度は、角膜の処置等の外科的処置を高速に実行するために有用である場合もある。

幾つかの具体例では、可動レンズ前置補償器２００は、焦点の最大横断走査速度の少なくとも５％の軸方向速度で、レーザ送達システムの焦点深度を変更できる。幾つかの具体例では、焦点の最大横断走査速度の少なくとも１０％の軸方向速度でこれを行うことができる。他の実施の形態では、焦点の最大横断走査速度の少なくとも２０％の軸方向速度でこれを行うことができる。

幾つかの具体例では、可動レンズ前置補償器２００は、Ｚ走査時間内に焦点のＺ座標を０．５〜１ｍｍ変更することができる。

幾つかの具体例では、このＺ走査時間は、１０〜１００ナノ秒、１００ナノ秒〜１ミリ秒、１ミリ秒〜１０ミリ秒及び１０ミリ秒〜１００ミリ秒の範囲内であってもよい。

幾つかの具体例では、レンズグループの可動レンズは、Ｚ移動範囲内で移動でき、第１の収差測定値を少なくとも可動パーセンテージＰ（ｍｏｖａｂｌｅ）だけ減少させる。ここで、第１の収差測定値は、球面収差係数ａ_４０、ＲＭＳ波面誤差ω、焦点半径ｒ_ｆであってもよく、可動パーセンテージＰ（ｍｏｖａｂｌｅ）は、１０％、２０％、３０％及び４０％であってもよい。

幾つかの具体例では、レンズグループの可動レンズは、Ｚ移動範囲内で移動し、ストレール比Ｓを少なくとも可動パーセンテージＰ（ｍｏｖａｂｌｅ）だけ増加させてもよく、これは、１０％、２０％、３０％及び４０％であってもよい。

幾つかの具体例では、可動レンズ前置補償器２００は、可動レンズを移動させることによって、レーザ送達システム１の開口数ＮＡ、Ｚ焦点深度、収差測定値の何れか１つ及びビーム直径を実質的に独立して変更することができる。換言すれば、可動レンズを移動させることによって、他の３つの特徴を変更することなくレーザ送達システム１のこれらの４つの特徴の何れか１つを変更することができる。これらの実施の形態は、実施の形態のオペレータに優れた制御を提供する。

前置補償器２００の幾つかの機能は、ビーム調整（beam conditioning）又はビーム拡大（beam expanding）とも呼ばれる。これに対応して、ある既存のシステムでは、類似の機能を有するブロックは、ビーム調整器又はビーム拡大器と呼ばれることもある。

幾つかの実施の形態では、前置補償器２００は、１個のレンズを含むだけで上述の機能を達成する。

幾つかの実施の形態では、前置補償器２００は、２個〜５個のレンズによって、上述の機能を達成する。

図８Ａは、レンズ２２１、レンズ２２２及びレンズ２２３を含む３レンズ前置補償器２００の実施の形態を示している。

図８Ｂは、レンズ２２１’、可動レンズ２２２’及びレンズ２２３’を含む３レンズ可動レンズ前置補償器２００’の実施の形態を示している。

図８Ｃは、レンズ２３１〜２３４を含む４レンズ前置補償器２００”の実施の形態を示している。

図８Ｄは、レンズ２３１’、可動レンズ２３２’、レンズ２３３’及びレンズ２３４’を含む４レンズ可動レンズ前置補償器２００”’の実施の形態を示している。

表２〜４は、図８Ａ及び図８Ｂの前置補償器２００、２００’の様々な３レンズ具体例を示している。前置補償器２００の実施の形態は、薄レンズを用いて実現できる。したがって、これらは、個々のレンズの屈折力及び隣のレンズからの距離によって記述することができる。

表２は、図８Ａにも示す前置補償器２００の３個の固定されたレンズの実施の形態を示している。表２の列１は、レンズ番号を示し、列２は、ディオプトリＤｉ（ｉ＝１，２，３）を単位として測定された屈折力であり，列３は、レンズｉとレンズｉ＋１との間の距離ｄｉ（ｉ＝１，２）である。

表３は、図８Ｂに示すような２つの可動レンズ２２２’、２２３’を有する前置補償器２００’の可能な具体例を示しており、列３及び列４の２つの構成Ａ及び構成Ｂには、レンズ間隔ｄｉＡ及びｄｉＢを示している。レンズ間隔ｄｉは、ｄｉＡとｄｉＢとの間で連続的に変更することができる。

表４は、様々な具体例において、上述したパラメータＤｉ及びｄｉが、多くの設計上の検討事項、例えば、異なるビームサイズ及び使用可能な空間等に応じて、広範囲な間隔で値を想定できることを示している。これらの具体例の幾つかのパラメータは、換算係数ａによって屈折力を換算し及び対応する換算係数１／ａによって距離を換算することによって、表２及び表３の実施の形態と組み合わせることができる。更に、許容係数ｔ１〜ｔ３によって屈折力を更に変更して、異なる許容誤差及び設計例に対応することができる。

表４は、これらの関係をまとめて示している。

幾つかの具体例では、換算係数は、０．３〜３の範囲内であってもよく、許容係数ｔ１、ｔ２及びｔ３は、０．８〜１．２の範囲内であってもよい。

同様に、表５は、前置補償器２００”の４個のレンズの様々な具体例を示しており、レンズ２３１、２３２、２３３、２３４は、図８Ｃに示すように、固定レンズである。

表６は、１つの可動レンズの２３２’を含む図８Ｄの前置補償器２００”’の４個のレンズの具体例を示している。

３レンズの具体例と同様に、４レンズの前置補償器２００”、２００”’のパラメータは、広い範囲で値を想定できる。これらの具体例の幾つかのパラメータは、表４と同様に、それぞれ、換算係数ａ、１／ａ、ｔ１、ｔ２、ｔ３及びｔ４によって、互いに関連させることができる。換算係数は、０．２〜５の範囲内であってもよく、許容係数ｔ１〜ｔ４は、０．７〜１．３の範囲内であってもよい。

他の実施の形態では、他の組合せ及び範囲が採用される。このシステムは、多くの異なる機能のために最適化され、この結果、異なる選択が行われるので、これらの範囲内で、レーザ送達システム１の多くの実施の形態が可能である。設計上の妥協及び最適化制約によって、それぞれが独自の利点を有する多くの具体例が想到される。上の表２〜６には、パラメータの範囲によって、多くの可能性が示されている。

前置補償器２００’の１つの可動レンズ具体例では、可動レンズは、レーザシステムの特徴の１つを実質的に独立して変更することができる。これらのパラメータは、Ｚ焦点深度、開口数ＮＡ、収差測定値の何れか及び出射ビームの直径を含む。例えば、これらの具体例では、オペレータは、例えば、Ｚ焦点深度を変更することなく、例えば、レーザ送達システム１の開口数を変更することができる。

幾つかの具体例では、前置補償器２００は、２つの独立して動く要素を有する。このような具体例では、オペレータは、レーザビームの２つの特徴を独立して制御でき、例えば、収差を固定したまま、ビーム直径及び開口数ＮＡを制御することができる。

図９は、様々な光学ブロックのＺ走査機能を強調したレーザ送達システム１’の実施の形態を示している。詳しくは、レーザエンジン１００は、レーザビームを生成し、このレーザビームは、第１のＺスキャナ２５０に供給される。第１のＺスキャナ２５０は、レーザエンジン１００からレーザビームを受け取り、レーザ送達システム１’の光軸に沿って、第１のＺインターバルに亘って、レーザ送達システム１’の焦点を走査する。第１のＺスキャナ２５０から出たビームは、ＸＹスキャナ３００に供給され、ＸＹスキャナ３００は、実質的にレーザシステムの光軸を横断する方向にレーザビームを走査する。そして、出射されたＸＹ走査レーザビームは、第２のＺスキャナ４５０に供給され、第２のＺスキャナ４５０は、レーザシステムの光軸に沿って、第２のＺインターバルに亘って、レーザシステムの焦点を走査する。

幾つかの実施の形態では、第１のＺスキャナ２５０は、第１のＺインターバルが角膜の外科的処置に適するように構成され、第２のＺスキャナ４５０は、第２のＺインターバルが前眼部の外科的処置に適するように構成される。

幾つかの実施の形態では、第１のＺインターバルは、０．０５〜１ｍｍの範囲内にあり、第２のＺインターバルは、１〜５ｍｍの範囲内にある。

幾つかの実施の形態では、第１のＺインターバルは、１〜５ｍｍの範囲内にあり、第２のＺインターバルは、５〜１０ｍｍの範囲内にある。

幾つかの実施の形態では、第１のＺスキャナ２５０は、第１のＺ走査時間で、０．０５〜１ｍｍの第１のＺインターバルに亘って、焦点を走査するように構成される。第１のＺ走査時間は、１０ナノ秒〜１００ナノ秒、１００ナノ秒〜１ミリ秒、１ミリ秒〜１０ミリ秒及び１０ミリ秒〜１００ミリ秒の範囲のうちの何れかに含まれていてもよい。

幾つかの実施の形態では、第２のＺスキャナ４５０は、第２のＺ走査時間で、１ｍｍ〜５ｍｍの第２のＺインターバルに亘って焦点を走査するように構成される。第２のＺ走査時間は、１０ミリ秒〜１００ミリ秒及び１００ミリ秒〜１秒の範囲のうちの何れかに含まれていてもよい。

幾つかの実施の形態では、第１のＺスキャナ２５０は、レーザビームの開口数を１０％以上変更するように構成される。

幾つかの実施の形態では、第２のＺスキャナ４５０は、レーザビームの開口数を１０％以上変更するように構成される。

幾つかの実施の形態では、第１のＺスキャナ２５０は、レーザビームの開口数を２５％以上変更するように構成される。

幾つかの実施の形態では、第２のＺスキャナ４５０は、レーザビームの開口数を２５％以上変更するように構成される。

図１０は、上述した要素の多くの変形例をまとめた表を示している。ここに示されているように、幾つかの具体例は、０個のＺ深度スキャナ、ＸＹスキャナ３００の前段の１個のＺ深度スキャナ、ＸＹスキャナ３００の後段の１個のＺ深度スキャナ、及びＸＹスキャナ３００の前後に１つずつの２個のＺ深度スキャナを有することができる。

更に、幾つかの具体例は、０個のＮＡコントローラ、ＸＹスキャナ３００の前段の１つのＮＡコントローラ、ＸＹスキャナ３００の後段の１つのＮＡコントローラ、及びＸＹスキャナ３００の前後に１つずつの２個のＮＡコントローラを有することができる。

ここで、Ｚスキャナ及びＮＡコントローラは、極めて包括的に言えば、それぞれ、Ｚ深度及び開口数ＮＡを変更できる単一のレンズ又はレンズグループを指す。幾つかの場合、これらの変更器（modifiers）は、変更器のレンズを同時に動かしてビームのＮＡ又はＺ深度を変更する単一の電気アクチュエータによってアクティブ化又は制御できる。

Ｚスキャナ及びＮＡコントローラの両方は、図９の第１のＺスキャナ２５０及び第２のＺスキャナ４５０に収容することができる。幾つかの場合、対応する光学素子は、別個であり、他の具体例では、同じＺスキャナブロック２５０又は４５０に収容されるＺスキャナ及びＮＡコントローラが１つ以上のレンズ、可動レンズ又は電気アクチュエータを共有してもよい。

図１０に示すように、０個のＺスキャナ及び１個又は２個のＮＡコントローラは、固定されたＺ深度で動作しながら、ＸＹ走査の間、ＮＡを制御できる。

１個のＺスキャナ及び０個のＮＡコントローラによって、Ｚ走査を実行できる。

１個のＺスキャナ及び１個又は２個のＮＡコントローラは、Ｚ走査に加えて、ＮＡの制御を実行できる。

２個のＺスキャナは、１個又は２個のＮＡコントローラに組み合わされると、２個の速度でＺ走査を実行でき、ＮＡも制御できる。

また、幾つかの具体例では、可変の開口及び瞳等の非レンズ光学素子も使用される。

更に、ここに示す１６個の組合せの多くは、球面収差等の選択された収差を前置補償するように構成することができる。

図１０は、様々なシステム特性、例えば、ビームのＺ深度、その開口数ＮＡ及びストレール比Ｓ等の収差測定値で表される収差が互いに独立して制御又は調整できることを示している。このような実施の形態は、レーザ送達システム１のオペレータに優れた制御及び精度を提供する。

類似の実施の形態においては、ビーム特徴の他の組合せについて、このような二重ビーム調整を実行できる。例えば、収差コントローラ及びビーム直径コントローラに関して、４×４＝１６個の組合せを有する同様の表を作成できる。ここでは、０個、１個又は２個の収差コントローラと、０個、１個又は２個のビーム直径コントローラとの全ての組合せが可能である。

ビーム特徴のリストは、Ｚ焦点深度、開口数ＮＡ、ビーム半径、及び何らかの収差測定値、例えば、ストレール比Ｓ、焦点半径ｒ_ｆ、ＲＭＳ波面誤差ω及び球面収差測定ａ_４０を含む。

３．ＸＹスキャナ３００
ＸＹスキャナ３００は、前置補償器２００から前置補償されたビームを、直接的に、又は幾つかの中間光学素子を通過させて間接的に受け取ることができる。ＸＹスキャナ３００の機能は、前置補償器２００から受け取ったビームを、レーザ送達システム１の光軸を実質的に横断する方向に走査することである。様々な実施の形態では、「横断」方向は、必ずしも光軸に直交していなくてもよく、光軸に対して実質的な角度を形成するあらゆる方向を含むことができる。

幾つかの実施の形態では、ＸＹスキャナ３００は、走査レーザビームを出射し、これは、レーザ送達システム１を介して伝播し、手術領域に到達し、ゼロから最大５〜１４ｍｍのＸＹ走査範囲に亘って、横断方向に走査される。幾つかの具体例では、ＸＹ走査範囲の最大値は、８〜１２ｍｍである。

図１１Ａは、ＸＹスキャナ３００がＸスキャナ及びＹスキャナを含むことができることを示している。幾つかの既存の設計では、Ｘスキャナ及びＹスキャナは、それぞれ１個のミラー、すなわち、単一のＸ走査ミラー３１０及び単一のＹ走査ミラー３２０を含む。このような設計では、Ｘ走査ミラー３１０によって偏向されたビームは、Ｘ走査ミラー３１０の向きに応じて異なる点でＹ走査ミラー３２０に衝突する。具体的には、Ｘ走査ミラー３１０が位置３１０ａにある場合、入射ビーム３３１は、ビーム３３２ａとして反射され、Ｘ走査ミラーが位置３１０ｂに回転すると、入射ビームは、ビーム３３２ｂとして反射される。

これらの２つのビームの３３２ａ、３３２ｂは、異なる位置でＹ走査ミラー３２０に衝突し、したがって、Ｙ走査ミラー３２０が位置３２０ａに固定されていても、これらは、それぞれ２個の異なる反射ビーム３３３ａａ、３３３ｂａになる。更に、Ｙ走査ミラー３２０自体も位置３２０ａから位置３２０ｂまで回転した場合、２個の入射ビーム３３２ａ、３３２ｂは、２個の更なる反射ビーム３３３ａｂ、３３３ｂｂになり、これら４個のビーム３３３ａａ、３３３ａｂ、３３３ｂａ及び３３３ｂｂは、全て異なる方向に伝播する。

この問題は、ピボット点の概念に関連して特徴付けることができる。走査光学素子のピボット点の１つの定義は、走査光学素子を出る全ての光線が通過する点とすることができる。この概念は、非可動の屈折素子の焦点をスキャナ等の可動光学素子に適用したものである。

この表現を用いると、上述の問題は、図１１Ａにおいて、Ｘ走査ミラー３１０自体の上に固定されているＸスキャナピボット点３１５Ｘとして表すことができる。出射された走査ビームは、Ｘ走査ミラー３１０上の単一のピボット点３１５Ｘから出て、後段の光学素子に入り、この結果、様々な角度に伝播する。２個のミラー設計のこの相違によって、幾つかの異なるタイプの望ましくない収差が生じることがある。

図１１Ｂは、Ｘスキャナ３１０が２個のミラー３１１、３１２を含むことによってこの問題を解決する既存の３ミラーＸＹスキャナ３００’を示している。図面を明瞭にするために、ミラーは、側面から示している。この設計では、Ｘ走査ミラー３１１、３１２は、連携してＸ走査機能を実行する。図１１Ｂに示すように、第１のＸ走査ミラー３１１がその向きを３１１ａから３１１ｂに変えると、第２のＸ走査ミラー３１２は、連携して、３１２ａから３１２ｂに回転できる。これらの連携した走査回転によって、２個の回転状態における偏向されたビーム３３２ａ、３３２ｂは、Ｘ走査ミラーから離れたピボット点３１５Ｘを通過する。

Ｘスキャナピボット点３１５ＸをＸ走査ミラー自体から離すことによって、その位置を調整できる。図１１Ｂの設計では、Ｘ走査ミラーは、ピボット点３１５Ｘが実質的にＹ走査ミラー３２０上になるように設計されている。このような設計によって、図１１ＡのＸスキャナ３１０の問題は、実質的に解決され、対応する収差は、大幅に減少する。

但し、この設計でも、Ｙ走査ミラー３２０については、図１１Ａの設計と類似の問題がある。図１１Ｂの設計では、Ｙスキャナピボット点３１５Ｙは、Ｙ走査ミラーに固定されたままである。

光学システムの入射瞳は、システムの前部から見た、開口絞りの像である。出射瞳は、画像空間の開口絞りの像である。複数のグループのレンズを有する光学システムでは、入射瞳及び出射瞳の位置は、多くの場合、慎重に調整される。多くの設計では、１個のレンズグループの出射瞳は、後段のレンズグループの入射瞳に一致される。

ＸＹスキャナ３１０の場合、ピボット点を出射瞳と見なすことができる。幾つかの実施の形態では、この出射瞳は、Ｚスキャナ４５０等の後段のレンズグループの入射瞳に一致する。なお、レンズグループの入射瞳は、スキャナブロックを配置することができないレンズグループの物理的な境界内にあることもある。この場合、スキャナブロックは、スキャナブロックの物理的な境界の外で、ピボット点の位置を任意に選択できることが望ましい。

図１１Ｃは、この問題を解決するための４ミラー設計を示している。ＸＹスキャナ３００”においても、Ｘスキャナ３１０は、２個のＸ走査ミラー３１１、３１２を含む。但し、Ｙスキャナも、２個のＹ走査ミラー３２１、３２２を含む。

ＸＹスキャナ３００”は、Ｙ走査ミラーからＹスキャナピボット点３１５Ｙを引き離す。したがって、ＸＹスキャナ３００”は、Ｙスキャナを制御でき、すなわちピボット点３１５Ｙを所定の位置に移動させることができる。ある具体例では、Ｙ走査出射ピボット点３１５Ｙを後段のレンズグループの入射瞳３４０に移動させる。幾つかの具体例では、Ｘピボット点３１５Ｘも、同じ位置に動かすことができる。

この設計の他の側面として、ＸＹスキャナ３００”は、（１）出射された走査ビームとレーザ送達システム１の光軸との間の角度αと、（２）光軸からの距離ｄによって特徴付けられる、走査ビームが後段の光学素子の入射瞳に衝突する位置とを実質的に個別に制御することができる。これらの制御が略々独立していることによって、ＸＹスキャナ３００”は、収差が最小化された走査ビームを提供でき、及び手術領域の周辺領域を含む周辺領域の非点収差及びコマ収差を制御できる。

ＸＹスキャナ３００”’の幾つかの具体例は、１個のＸ走査ミラー３１０及び１個のＹ走査ミラー３２０のみを含み、これらはそれぞれ、「高速ステアリング」タイプである。個々の高速ステアリングミラーは、２つの回転軸を巡って角運動が可能である。また、これらの高速ステアリングミラーの対は、光軸を横断する平面内でビーム角及びビーム位置を制御することもできる。

幾つかの具体例では、ＸＹスキャナ３００”’は、ＸＹ走査範囲に亘ってレーザビームを走査するように構成され、この範囲の最大値は、レーザシステムの焦点面において、５ｍｍより長く、１５ｍｍより短い。

幾つかの具体例では、第１及び第２のＸＹ高速ステアリングミラーによって生成されるＸピボット点と、第１及び第２のＸＹ高速ステアリングミラーによって生成されるＹピボット点とは、一致する。

４．Ｚスキャナ４５０
上述したように、眼の手術システムは、角膜の処置で走査されるインターバルより遙かに大きいインターバルに亘って焦点を走査できるような設計を有することによって、前方のセグメントの手術、又は水晶体手術を実行するように構成される。幾つかの具体例では、Ｚ走査は、５ｍｍ〜１０ｍｍ、又は０ｍｍ〜１５ｍｍのＺ走査範囲内で、Ｚ走査経路上で実行される。（本明細書の全体に亘って、「ｘｍｍ〜ｙｍｍの範囲内の走査」という表現は、開始値がｘｍｍ以上であり、終了値がｙｍｍ以下である走査経路を意味し、走査範囲の全体に達しない全ての走査経路を包含するものとする。）
ここで、「Ｘ、Ｙ、Ｚ」の割当は、様々な具体例に亘って、広義に解釈される。Ｚは、典型的には、光軸を指し、これは、幾何学的な軸に近いものであってもよい。但し、眼等の標的組織内のＺ方向は、レーザ送達システム１の光軸に完全に平行ではなくてもよい。また、これらの２つの間の如何なる中間軸（compromise axis）もＺ方向と呼ぶことができる。また、Ｘ、Ｙ方向は、必ずしもＺ軸に直交していなくてもよい。これらは、Ｚ方向に対して実質的な角度を形成する如何なる方向であってもよい。また、幾つかの具体例では、レーザ送達システム１の走査について説明するために、動径座標系を用いた方がより適切である場合もある。それらの具体例では、ＸＹ走査は、適切な動径座標によってパラメータ化された、Ｚ軸に平行ではない如何なる走査であってもよい。

図１は、レーザ送達システム１の幾つかの具体例では、Ｚスキャナ４５０に第１のビーム拡大器ブロック４００及び可動ビーム拡大器ブロック５００を含ませることによって、これらの困難な課題を有するＺ走査範囲を達成することを示している。様々な具体例において、第１のビーム拡大器ブロック４００は、可動ブロックであっても固定ブロックであってもよい。第１のビーム拡大器ブロック４００と可動ビーム拡大器ブロック５００との間の距離は、例えば、位置アクチュエータによって調整できる。

図２Ａ及び図２Ｂを用いて既に説明したように、焦点が標的組織の最適位置から離れると、収差が増加する。これらの収差は、幾何学的光線を追跡することによって理解でき、有限の範囲のレンズに起因するので、通常、「幾何学的収差」と呼ばれる。これらの幾何学的収差は、Ｚスキャナ４５０の開口数をより小さくすることによって制限できる。したがって、幾何学的収差は、Ｚ焦点深度及び開口数ＮＡの両方に依存する。

更に、開口数ＮＡを小さくすることで、光の波動性から第２の収差源が生じる。これらの収差は、所謂「回折収差（diffraction aberration）」を生じさせる。この第２のタイプの収差は、開口数を小さくすると、焦点半径を増加させる。

図１２Ａ及び図１２Ｂは、眼の前方のセグメントにおける幾何学的収差及び回折収差を、上述の収差測定値の１つ、例えば、焦点半径ｒ_ｆによって特徴付けられるＺスキャナ４５０の開口サイズの関数として示している。幾何学的収差は、開口サイズと共に増加し、一方、回折収差は、これに伴って減少するので、これらの２つの収差の合計として定義される総収差は、最適な収差において最適な最小値を示し、これは、最適な収差値ＮＡ_ｏｐｔに対応する。

ここで、通常の定義では、開口数ＮＡ及び開口サイズの関係は、像が形成される物質の屈折率をｎとして、ＮＡ＝ｎ＊ＳｉｎＡｒＴａｎ（開口サイズ／（２＊焦点長））と表される。

これらの曲線は、特定のＺ焦点深度についての曲線であり、図１２Ａは、１ｍｍのＺ焦点深度、図１２Ｂは、８ｍｍのＺ焦点深度についての曲線を示している。Ｚ焦点深度が異なれば幾何学的収差も異なるので、総収差曲線の最小点、したがって、システムの全体の最適な開口サイズ及び最適な開口数ＮＡ_ｏｐｔは、Ｚ焦点深度に依存し、すなわち、ＮＡ_ｏｐｔ＝ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）である。具体的には、Ｚ焦点深度が増加すると、この特定の実例においては、Ｚ焦点深度が１ｍｍから８ｍｍに増加すると、最適な開口サイズ及びＮＡ_ｏｐｔは、３２ｍｍから２５ｍｍに減少する。したがって、角膜及び水晶体の両方の手術のために使用されることが意図されたレーザ送達システムは、より広い範囲の開口及び対応するＮＡ範囲をカバーする必要がある。この要求は、設計をかなり難しくする。

後により詳細に説明するように、図１２Ａ及び図１２Ｂは、収差が、典型的な角膜のＺ焦点深度である１ｍｍのＺ焦点深度では、広い平坦な最適条件を示し、水晶体手術に典型的なＺ焦点深度では、領域がより狭く、鋭くなることも示している。

また、収差は、他の３つの収差測定値Ｓ、ω又はａ_４０でも特徴付けることができ、これら全てから、最適条件を示す曲線が得られる。上の４つの収差測定値の何れも、上述の５個の参照点Ｐ（１）〜Ｐ（５）の何れにも対応でき、これらの参照点の幾つか又は全てに亘る平均であってもよく、他の参照点に対応していてもよい。

幾つかの具体例では、様々なＺ焦点深度において、実質的に最適な開口数ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）に開口サイズ及び対応するＮＡを調整でき、収差測定値で測定される総収差を最小化することができる。この機能によって、総収差を大幅に低減することができる。ここで、上述のように、収差は、上述した５参照点Ｐ１〜Ｐ５の何れかにおいて、４つの収差測定値ｒ_ｆ、Ｓ、ω又はａ_４０のうちの１つによって測定できる。最適な収差は、最小の収差測定値ｒ_ｆ、ω若しくはａ_４０、又は最大のストレール比Ｓに対応する。

最適な収差が達成できない、又は設計上の制約によって、最適値から離れた収差を避けられない他の幾つかの具体例においても、可動ビーム拡大器ブロック５００は、Ｚスキャナ４５０の第２のブロックが可動でなく、したがって、開口数を調整できない実質的に同じレーザシステムの収差測定値と比較して、収差測定値ｒ_ｆ、ω若しくはａ_４０の値を更に少なくともＰ（ＭｏｖａｂｌｅＥｘｐａｎｄｅｒ）％低減し、又はこれに対応してストレール比Ｓの値を少なくともＰ（ＭｏｖａｂｌｅＥｘｐａｎｄｅｒ）％増加させることができる。幾つかの具体例では、Ｐ（ＭｏｖａｂｌｅＥｘｐａｎｄｅｒ）は、２０％、３０％、４０％又は５０％であってもよい。ここで、上述と同様、収差測定値ｒ_ｆ、Ｓ、ω又はａ_４０は、５個の参照点Ｐ１〜Ｐ５の何れかにおいて測定できる。

幾つかの具体例では、開口数ＮＡを調整可能なＺスキャナ４５０を有するレーザシステムは、ストレール比Ｓが０．８を下回る、Ｚスキャナが開口数を調整できない実質的に同じレーザシステムに比べて、ストレール比Ｓを増加させて０．８を上回らせることができる。

更なる設計課題は、レーザ送達システムを最適な開口サイズ及び対応する開口数ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）に調整することによって固定されたＺ焦点深度において総収差を最小化するだけではなく、Ｚ焦点深度を走査しながら、Ｚに依存する最適な開口数ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）に近い値にシステムを維持することである。典型的な具体例では、焦点深度の増加に伴って、最適な開口数は、減少する。

Ｚ焦点深度がＺ走査範囲内で走査されると最適な開口が変化するこの問題を解決するために、レーザ送達システム１の具体例は、変化するＺ焦点深度自体から実質的に独立して、Ｚスキャナ４５０の分離されたパラメータとして開口数ＮＡ（ｚ）を変更する能力を有する。

２つの量、ここでは、Ｚ焦点深度及び開口数ＮＡが実質的に独立して制御される具体例は、この様式を実現するために、通常、１対の制御パラメータを有する。この具体例は、第１のビーム拡大器ブロック４００と可動ビーム拡大器ブロック５００との間の制御可能な距離と、これらのブロックの何れかに含まれ、第２の光学コントローラによって調整できる可動レンズの位置との対を含む。他の具体例としては、Ｚスキャナ４５０の２個のブロック内のあらゆる組合せにおける２個の可動レンズがある。なお、上述のように、第１のビーム拡大器ブロック４００は、固定ブロックとして実現してもよく、可動ブロックとして実現してもよい。

幾つかの具体例では、Ｚ焦点深度が走査されるのにしたがって、Ｚ焦点深度のシーケンスにおいて、開口数ＮＡを最適な開口数値ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）のシーケンスに調整して、最適な総収差値のシーケンスを実現してもよい。

上述のように、最適な総収差は、収差測定値ｒ_ｆ、ω又はａ_４０の何れかの最小値又はストレール比Ｓの最大値によって捕捉することができる。Ｚ走査範囲は、例えば、５〜１０ｍｍ又は０〜１５ｍｍであってもよい。Ｚ焦点深度は、半径ｒ１＝０ｍｍ、ｒ２＝３ｍｍ、他の半径ｒ、又は例えば、ｒ＜３ｍｍの制約がある可変半径ｒ（ｚ）で走査することができる。

表７は、具体例を示しており、ここでは、第２の列は、眼の標的組織内における（−０．１４ｍｍ、１１．６５ｍｍ）のＺ走査範囲内でのＺ焦点深度の走査を示し、第３の列は、対応するＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）の値を示している。Ｚスキャナ４５０の具体例は、この範囲でＺ焦点深度を調整でき、及びこれらの焦点深度において、開口数ＮＡを最適値ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）に調整することができる。

幾つかの他の実施の形態では、Ｚ焦点深度は、０ｍｍ〜１０ｍｍのＺ走査範囲内で走査してもよい。走査の間に、開口数は、０．４〜０．１の範囲内で変更してもよく、他の実施の形態では、０．３５〜０．１５に変更する。

図１２Ｃは、８ｍｍ、４ｍｍ、２ｍｍ及び０ｍｍのＺ焦点深度のシーケンスに対応する最適な開口数Ｎｏｐｔ（ｚ）のシーケンスを示す収差曲線の同様のシーケンスを示している。

図１２Ｄは、最適な開口数Ｎｏｐｔ（ｚ）を対応するＺ焦点深度の関数として明示的に示している。

上述したように、Ｚ焦点深度及び開口数ＮＡを別個に調整可能にするには、通常、独立して調整可能な２つの制御パラメータが必要である。しかしながら、幾つかの具体例では、Ｚ及びＮＡを別個に独立して調整することができない場合がある。これらの具体例では、これに代えて、各Ｚ焦点深度について、オペレータによる別個のＮＡ調整ステップなしで、開口数を最適値ＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）又は少なくともＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）の付近に自動的に調整する。例えば、ＮＡは、Ｐ（ｔｒａｃｋ）％内でＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）を追跡してもよく、ここで、Ｐ（ｔｒａｃｋ）は、１０％、２０％又は３０％であってもよい。

これらの具体例は、単一の統合された可調整コントローラのみを有する。現在説明している具体例では、この統合されたコントローラは、標的領域においてＺ焦点深度を制御していることをシステムのユーザに表示するだけであってもよい。なお、コントローラは、レーザ送達システム１のユーザによって実行される独立したチューニングステップなしで、同時に開口数ＮＡがＮＡ_ｏｐｔ（ｚ）を追跡するように開口数ＮＡを調整する統合された開口調整器を含んでいてもよい。

幾つかの具体例では、第１のビーム拡大器４００と可動ビーム拡大器５００との間の距離を調整することによって、この機能を適切に実行できる。他の具体例では、単一の可動レンズは、この様式を提供できる。更に他の具体例では、２個の調整器の組合せを使うことができる。

これらの具体例は、レーザ送達システム１のオペレータに簡単な制御機能を提供する。このような単一の、統合された制御機能を達成することは、設計上の困難が伴うため、幾つかの具体例では、他のブロック、例えば、前置補償器２００、ＸＹスキャナ３００及び対物レンズ７００と連携して、これらの統合制御機能を実行する。

様々な設計上の制約のために、最適な総収差値が達成できない又は達成されない幾つかの具体例では、Ｚ走査経路に沿ったＺ焦点深度のシーケンスにおいて、Ｚ走査範囲内で開口数ＮＡを開口数値のシーケンスに調整して、Ｚスキャナ４５０が開口数ＮＡを調整できないレーザシステムに対して、総収差を少なくともＰ（ｓｃａｎ）％減少させることができる。幾つかの具体例では、Ｐ（ｓｃａｎ）は、２０％、３０％、４０％又は５０％であってもよい。

上述のように、総収差は、先に説明した収差測定値ｒ_ｆ、ω又はａ_４０によって特徴付けることができる。同様に、収差の低下は、ストレール比Ｓの対応する増加によって特徴付けることもできる。Ｚ走査経路は、レーザシステムの光軸又はＺ軸から半径Ｒの距離において、Ｚ軸に平行な経路であってもよい。幾つかの具体例では、Ｚ走査経路は、光学的なＺ軸から半径ｒ１＝０ｍｍとｒ２＝３ｍｍとの間に位置できる。

総収差は、幾つかの異なる手法で測定できる。総収差は、Ｚ走査経路に亘って平均化された総収差又は走査パスに沿った総収差の最大値又は最小値を指すことができる。総収差の低下は、これらの可能性の何れに関する言及であってもよい。

幾つかの具体例では、開口数ＮＡは、角膜の処置が実行される際の第１の値から、前方のセグメントの処置が実行される際の第２の値に調整できる。幾つかの具体例では、第１の値は、０．２〜０．５の範囲内にあり、第２の値は、０．１〜０．３の範囲にある。他の具体例では、第１の値は、０．２５〜０．３５の範囲内にあってもよく、第２の値は、０．１５〜０．２５の範囲内にあってもよい。

このＺスキャナ４５０の具体例は、既存の角膜レーザ送達システムとは、以下を含む様々な点が異なる。

１．角膜レーザ送達システムでは、設計の簡潔性を確実にするために、通常、開口数は、焦点深度のＺ走査の間、変化しないことが要求される。１ｍｍの典型的なＺ走査によって引き起こされる総収差は、角膜レーザ送達システムの精度にとって深刻な制約要因とならないので、この設計は、角膜手術においては十分である。一方、レーザ送達システム１の具体例は、可変の開口数ＮＡを有し、例えば、手術用の５〜１０ｍｍの長いＺインターバルに亘って、開口を最適な開口に調整し続ける。これは、もちろん、Ｚ焦点深度から実質的に独立して調整可能な開口数ＮＡの様式によって、達成される。

２．また、典型的な既存の角膜のシステムは、対物レンズ７００の複雑な実現例の一部として、対物レンズ７００内にそれらのＺスキャナを有するが、本発明のＺスキャナ４５０は、対物レンズ７００の前段に配置される。ここで、対物レンズ７００とは、レーザ送達システム１の最後のレンズグループを指し、これは、ＸＹスキャナ及びＺスキャナの機能的な機械的ハウジングとは別の機能的な機械的ハウジング内に配設される。機能的な機械的ハウジングという用語は、人間工学又は外観を考慮して設計された送達システムのハウジング全体を指すのではなく、複数のレンズを互いに保持し、これらの実際の光学的機能を実行するためのハウジングを指す。この具体例の対物レンズ７００は、通常、光路内で、Ｚスキャナ４５０から出たＸＹＺ走査ビームを偏向するミラー６００の後段に配設される。

３．図１２Ａ及び図１２Ｂは、水晶体手術用の光学システムの設計における更なる課題を示している。これらの図から明らかなように、総収差は、１ｍｍの典型的な角膜のＺ焦点深度においては、広くて、平坦な最適領域を示し、したがって、（１）他の検討事項についてシステムパラメータを最適化でき、（２）広いＺ走査範囲を用いることができ、及び（３）必要とされるシステムパラメータのチューニングの精度は高くなくてもよく、如何なる場合も焦点サイズを大きく劣化させることはない。これとは対照的に、水晶体手術システムに関しては、（１）システムパラメータを他の検討事項について最適化し、（２）Ｚ走査範囲をより広くし、及び（３）システムパラメータのチューニングの精度を低めた場合、焦点サイズは、急速に悪化する。

Ｚスキャナ４５０の実施の形態の更なる側面では、イメージングサブシステム又は視覚的な観察用の光学サブシステムを含むレーザ送達システムは、ミラー６００を介して、レーザ送達システム１にカップリングされる、これらのサブシステムの何れかに関連するビームを有する。ミラー６００は、例えば、ダイクロイックミラーであってもよい。典型的な手術システムでは、対物レンズ７００とは、ミラー６００の後段の光路に配設されたレンズグループを指す。

Ｚスキャナ４５０をミラー６００の前段に設け、対物レンズ７００から独立させることは、重要な設計上の考慮点であり、これは、対物レンズ７００は、患者の眼等のように標的組織に実質的に直接接触するので、対物レンズ７００の重量も重要な因子であるためでもある。したがって、対物レンズ７００の重量又は質量を最小化することによって、レーザ送達システム１の具体例は、眼に加わる圧力を低減することができる。この圧力は、眼自体を変形させ、この結果、外科的処置の精度を低下させるので、眼に加わる圧力を緩和する設計によって、眼科手術の精度が大幅に向上する。

表８及び表９は、第１のビーム拡大器ブロック４００及び可動ビーム拡大器ブロック５００の様々な実施の形態の幾つかの関連するパラメータの範囲を示している。各ビーム拡大器ブロックは、２〜１０個レンズを有することができ、幾つかの実施の形態では、上述の機能を行うように構成された３〜５個のレンズを有する。

表８は、個々の表面に関して、厚レンズのグループについて説明する工業規格上の取り決めを用いて、５レンズの第１のビーム拡大器ブロック４００の実施の形態を示している。第１のビーム拡大器ブロック４００は、以下の範囲のパラメータ（括弧内に示している）を有するレンズ４１１、４１２、４１３、４１４、４１５を含むことができる。

幾つかの実施の形態では、第１のビーム拡大器ブロック４００は、ＸＹスキャナ３００に面する入射側から順番に、正の屈折力を有する第１のレンズグループ、入射側に面して凸面を有するメニスカスレンズ、及び入射側に面して凹面を有する第２のレンズを含む。

他の具体例は、換算係数ａによって、表８の具体例に関連付けられ、５個の換算されたレンズを有し、第２の列の曲率は、ａに乗算され、第３の列の距離は、１／ａに乗算され、屈折率ｎは、変更されない。換算係数ａは、０．３〜３の間の値を想定できる。

表９は、以下の範囲のパラメータを有するレンズ５１１、５１２、５１３、５１４を含む４レンズの可動ビーム拡大器ブロック５００の実施の形態を示している。

可動ビーム拡大器ブロック５００の幾つかの具体例は、第１のビーム拡大器ブロック４００に面する入射側から順番に、入射側に面して凹面を有するメニスカスレンズ、負の屈折力を有する負レンズ及び正の屈折力を有する正レンズグループを含む。

他の具体例は、換算係数ａによって、表９の具体例に関連付けられ、４個の換算されたレンズを有し、第２の列の曲率は、ａに乗算され、第３の列の距離は、１／ａに乗算され、屈折率ｎは、変更されない。換算係数ａは、０．３〜３の間の値を想定できる。

図１３Ａ及び図１３Ｂは、第１のビーム拡大器ブロック４００と可動ビーム拡大器ブロック５００との間の距離が異なる２つの構成で、表８及び表９の実施の形態を示している。幾つかの具体例では、可動ビーム拡大器ブロック５００は、ｄ＝５〜５０ｍｍの範囲内の距離で、第１のビーム拡大器ブロック４００に対して移動させることができる。

これらの図面は、Ｚスキャナ４５０の動作時の設計上の検討事項を示している。

図１３Ａは、可動ビーム拡大器ブロック５００が第１のビーム拡大器ブロック４００から比較的遠い位置にある場合を示している。この場合、組み合わされたアセンブリを出るビームは、（１）収束する光線（convergent rays）、（２）出射瞳ＥｘＰより大きい直径、（３）焦点長が固定された対物レンズがＺスキャナ４５０の出射瞳の近傍に配置される場合、より浅いＺ焦点深度を有し、及びこの結果、（４）焦点は、より大きい開口数ＮＡを有するビームによって形成される。

図１３Ｂは、図１３Ａの場合に比べて、可動ビーム拡大器ブロック５００が第１のビーム拡大器４００により近い場合を示している。ここで、ビームは、（１）発散する光線（divergent rays）、（２）出射瞳ＥｘＰより小さい直径、（３）焦点長が固定された対物レンズがＺスキャナ４５０の出射瞳の近傍に配置される場合、より深いＺ焦点深度を有し、この結果、（４）焦点は、より小さい開口数ＮＡを有するビームによって形成される。

要約すれば、より浅いＺ焦点深度では、焦点は、ＮＡが大きいビームによって生成され、Ｚ焦点深度が増加すれば、開口数ＮＡは、減少する。開口数ＮＡの相対的な変化は、ビーム拡大器ブロック４００、５００の出射瞳ＥｘＰの位置及びフォーカシング対物レンズ７００の入射瞳の位置を最適化することによって最適化できる。これらの具体例は、前置補償器２００の機能を使用しないで、異なる焦点深度で開口数を最適化するための代替となる手法である。

上述のように、開口数ＮＡは、前置補償器２００を用いて、又はこれを用いることなく、広範囲に亘って調整できる。レーザ送達システム１全体では、前置補償器２００、第１のビーム拡大器ブロック４００又は可動ビーム拡大器ブロック５００を制御することによって、又はこれらのブロックを組合せて制御することによって、開口数ＮＡを調整できる。現実の具体例における実際の選択は、例えば、走査範囲、走査速度及び複雑性等の他のより高次のシステムレベルの要求に基づいて行われる。また、他の数値範囲を有する具体例を構成して、上述した機能の幾つか又は全てを実行することもできる。

図１４は、Ｚスキャナ４５０の更なる側面を示している。ＸＹスキャナ３００の出射ピボット点ＰＰ（ＸＹ）から出る３つの異なる特徴的ビームが示されている。なお、３つの特徴的ビームは、全て、Ｚスキャナ４５０によって、対物レンズ７００の入射ピボット点ＰＰ（Ｏ）に集光されている。ＰＰ（Ｏ）の位置は、例えば、可動ビーム拡大器５００を動かすことによって調整できる。

後述するように、ＸＹスキャナ３００のミラーから離れたピボット点ＰＰ（Ｏ）を生成するレーザ送達システムは、例えば、ＰＰ（Ｏ）ピボット点が対物レンズ７００内に収まる実施の形態において、有用な特徴を有する。

他の実施の形態では、ＸＹスキャナ３００は、Ｚスキャナ４５０への距離より遠い出射ピボット点ＰＰ（ＸＹ）を有する。これらの実施の形態では、Ｚスキャナ４５０は、ＸＹスキャナ３００の出射ピボット点ＰＰ（ＸＹ）を対物レンズ７００の入射ピボット点ＰＰ（Ｏ）に変更するだけである。

何れの場合も、これらの具体例は、第１のビーム拡大器ブロック４００と可動ビーム拡大器ブロック５００との間に位置する中間焦点面４５１の存在を利用する。この中間焦点面４５１の存在は、３つの特徴的ビームの焦点が、実質的に同じｚ座標において、一列に並んでいることによって示されている。逆に、このような中間焦点面を有さない具体例は、ピボット点ＰＰ（Ｏ）を調整可能とすることに適さない。

５．対物レンズ７００
幾つかの具体例では、Ｚスキャナ４５０によって出射されたレーザビームは、ビームスプリッタ／ダイクロイックミラー６００によって、対物レンズ７００に向けて偏向される。また、このミラー６００を介して様々な補助光をレーザ送達システム１にカップリングすることができる。補助光源は、光干渉断層法イメージング（optical coherence tomography imaging：ＯＣＴ）システム、照明システム、視覚的観察ブロックに関連する光を含むことができる。

対物レンズ７００は、レーザエンジン１００からＸＹスキャナ３００及びＺスキャナ４５０を介して伝播するＸＹＺ走査レーザビーム及び手術標的領域への補助光のための共有された光路を提供できる。様々な具体例において、対物レンズ７００は、対物レンズグループを含むことができる。幾つかの具体例では、対物レンズグループのレンズは、互いに対して移動しない。したがって、対物レンズ７００は、Ｚ走査機能の統合された一部であるが、可変の又は動的な形式では、Ｚ走査に貢献しない。これらの具体例では、焦点のＺ焦点深度を動かすために、対物レンズ７００において、レンズ位置が調整されることはない。

対物レンズ７００の具体例は、手術用パルスレーザビームの球面収差、コマ収差及び高次収差の少なくとも１つを制御できる。

対物レンズ７００は、異なる波長の光を誘導するので、対物レンズ７００の具体例は、色消しされたレンズグループ（achromatized lens groups）を使用する。補助光の波長は、例えば、０．４〜０．９μｍの範囲内である場合があり、手術光の波長は、１．０〜１．１μｍ範囲内である場合がある。対物レンズ７００の具体例は、使用される光の波長の範囲内、上述の具体例では、０．４μｍ〜１．１μｍの範囲内で、所定の値より下に色収差を保つ。

対物レンズ７００の重量又は質量は、重要な検討課題である。幾つかの具体例では、対物レンズは、患者の眼と機械的に接触する。したがって、対物レンズは、眼に圧力を加える。この圧力は、圧力がない状態から眼を歪ませ、標的を選択し、手術用レーザビームを正確に方向付けることをより難しくする。

更に、外科的処置の間に患者が動く場合、対物レンズは、患者の動きに応じて、最も小さい抵抗で動くことができることが望ましい。対物レンズの重量は、バネ装置又は釣り合い重りによって静的にバランスをとることができるが、これらの対策では、動的な力又は慣性力を低減することはできない。実際には、このような対策によって、これらの力は大きくなる。これらの検討事項の全てが、対物レンズ７００の重量又は質量を低減することの有効性を示している。

眼の外科的処置に関連する重要な力及び対応する対物レンズ質量は、多くの手法で特定することができる。眼に加わる様々な影響に関する概説は、例えば、「Determination of Significant Parameters for Eye Injury Risk from Projectiles; Duma SM, Ng TP, Kennedy EA, Stitzel JD, Herring IP, Kuhn F. J Trauma.2005 Oct; 59(4):960-4.」に開示されている。この論文は、眼に影響を与える対物レンズを概説し、（１）角膜上皮剥離のような軽傷、水晶体脱臼のような中傷、網膜損傷のような重傷を含む眼への異なるタイプのダメージに対応する対物レンズの臨界的なエネルギ値を示している。また、この論文は、（２）数％の可能性を表す低確率から、約５０％の可能性を表す中確率及び略々確実な負傷の可能性を指す高確率まで、負傷の確率を割り当てている。この論文は、更に、（３）影響を与える総エネルギ及び影響を受ける領域によって正規化されたエネルギに基づいて、影響を与える対物レンズの形状に基づく影響シナリオを分類している。

これらの結果は、対物レンズ７００の機械的支持システムの全面的故障（total breakdown）によって生じる可能性が最も高い負傷を調べることによって、眼の手術の特定のケースに適用できる。このような故障によって、典型的には２０〜２５ｍｍの垂直な経路で対物レンズ７００の全体が自由落下し、対物レンズのエネルギの全てが眼自体に加わる。臨界質量は、周知の物理原理に基づいて、対物レンズの自由落下をモデリングする公表されている臨界的エネルギ値から算出できる。

この長さの垂直な経路は、以下の設計原理に由来する。対物レンズ７００を垂直な摺動ステージに取り付けることによって、ガントリによるレーザ送達システム１の眼への安全で信頼できるドッキングを提供することができる。垂直なガントリは、対物レンズ７００を、垂直な移動範囲内で位置決めされるように収容するので、このような設計は、ガントリに対する精度及び力の要求を容易にする。更に、一旦、眼がドッキングされると、これらの設計では、レーザ送達システム１への眼の取付を解除することなく、レーザ光源１００に対して眼を垂直に動かすことができる。これらの動きは、患者の動き又は手術台の動きのために生じることがある。対物レンズ７００の垂直な移動範囲は、２０〜２５ｍｍであり、この範囲内で、ガントリの力及び患者の動きを効果的且つ安全に緩和する。

最後に、（５）対物レンズ７００の光学素子、例えば、対物レンズグループ内のガラスレンズ単体の「光学的」質量（optical mass）によって、対物レンズの全体の質量の下限が決まり、ハウジングの及び対物レンズの制御システムの質量を低減する対策は様々にあるが、レンズの質量を低減することは、遙かに困難であるという意味において、設計上の検討事項も臨界的な質量に影響を及ぼす。本システムにおいて、対物レンズの総質量は、レンズのみの「光学的」質量の２〜３倍となることがある。

これらの基準の幾つかからは、より鋭い臨界質量の定義が導き出され、他の基準からは、滑らかにクロスオーバーする依存性だけが導き出され、それら自体からは、鋭い定義は導き出されない。

上述の（１）〜（４）の分類の可能な組合せから、臨界質量ＭＣに関して、４つの比較的鋭く、有意義な定義を以下のように特定できる。

（１）ＭＣ１＝４００ｇ：Ｍ＜ＭＣ１の対物レンズは、最悪の故障シナリオにおいても、患者に損傷を与える危険性が実質的にない。

（２）ＭＣ２＝７５０ｇ：ＭＣ１＜Ｍ＜ＭＣ２の状況では、総影響エネルギによって、角膜上皮剥離が引き起こる可能性が１０％より大きくなることがある。

（３）ＭＣ３＝１，３００〜１，４００ｇ：ＭＣ２＜Ｍ＜ＭＣ３の状況では、如何なる影響シナリオにおいても、角膜上皮剥離が引き起こる可能性が５０％になることがとがある。

（４）ＭＣ４＝３３００ｇ：ＭＣ３＜Ｍ＜ＭＣ４範囲の質量では、幾つかの影響シナリオは、角膜上皮剥離が略々確実に引き起こり、中傷又はそれより重い損傷が生じる可能性もゼロではなくなる。

これらの確率の全ては、もちろん、対物レンズの機械的支持システムの全面的故障が実際に生じる僅かな確率に乗算するべきである。しかしながら、眼科の用途では、如何に可能性が低くても、予想可能な負傷シナリオを防ぐために、細心の対策を施す必要があり、上述した臨界質量が問題となる。

したがって、上述の検討事項は、対物レンズ７００の総質量及び光学的質量に関する明確な評価基準に基づいて、４つの臨界質量を特定する。したがって、設計段階で、上述の臨界質量ＭＣ４〜ＭＣ１を超えないように対物レンズの質量を低減する対物レンズ７００の実施の形態によって、安全な外科的処置の可能性が質的に向上する。

眼科用のフェムト秒レーザのための既存の対物レンズは、５０００ｇを超える質量を有し、これらの４つの臨界質量の最大値を大幅に超えている。例外は、Ｍａｎｚｉによる米国の特許出願公開番号２００３／００５３２１９号であり、ここには、レンズのみの光学的質量が約１０００ｇであるレンズシステムが開示されており、総質量は、２，０００〜３，０００ｇとなると考えられる。Ｍａｎｚｉの設計は、他の既存の対物レンズより軽いが、それでもかなり大きい質量を有する。対物レンズ内のレンズ素子は、Ｚ焦点制御のために用いられるので、これは、主として対物レンズの統合された部分であるＺスキャナに起因する。Ｍａｎｚｉでは、精密機械加工されたハウジング、レンズのための精密な直線的ガイド及びサーボモータのために、追加的な質量が必要であり、これらによって、総質量は、結局、５０００ｇを上回る値になってしまう。

一方、対物レンズ７００の様々な実施の形態の質量は、上述した４つの質量範囲である０〜４００ｇ、４００〜７５０ｇ、７５０〜１３５０ｇ及び１３５０〜３３００ｇの何れかに含ませることができる。この質量は、光学的質量又は総質量の何れであってもよい。例えば、対物レンズ７００の具体例のレンズは、１３０ｇ未満の質量を有することができる。これらのレンズを精密な金属ハウジングに取り付け、アセンブリの総質量を４００ｇにすることができる。

対物レンズ７００の実施の形態は、Ｚ走査機能を除外し、独立したＺスキャナ４５０を設け、これを独立した機能的又は機械的ハウジングに収容することによって、４００ｇ、７５０ｇ、１３５０ｇ、及び３３００ｇ未満へのこのような顕著な質量の低減を達成する。ここで「機能的又は機械的ハウジング」という用語は、全体の非機能的な設計上の考慮から、独立したＺスキャナ４５０を対物レンズ７００と同じ汎用のコンテナに収容することもあるが、このような汎用のコンテナは、光学的機能又は機械的な目的には寄与していないという事実を指している。

幾つかの実施の形態では、対物レンズ７００の光学的特徴を調整することによって、少なくとも幾つかの動的なＺ走査機能を実行する類似の対物レンズに比べて、対物レンズ７００の質量をＰ（ｍａｓｓ）％低減できる。このような特徴は、対物レンズ７００に統合されるＺスキャナ４５０の全体の特徴であってもよく、対物レンズ７００に統合される可動ビーム拡大器ブロック５００の特徴であってもよく、対物レンズ７００に統合される１個以上の可動走査レンズの特徴であってもよい。Ｐ（ｍａｓｓ）は、１０％、５０％又は１００％であってもよい。

対物レンズ７００の他の関連する側面及び手術用レーザシステム１の対応する設計は、図１４を用いて説明した通りであり、ここでは、Ｚスキャナ４５０の実施の形態は、対物レンズの入射ピボット点ＰＰ（Ｏ）にＸＹＺ走査レーザビームを集光することができることを示した。対物レンズ７００内に入射ピボット点ＰＰ（Ｏ）を有する実施の形態では、ビームがこの内部のピボット点ＰＰ（Ｏ）に向かって収束するので、光路の大部分に亘って、ビーム半径ｒｂが非常に小さくなる。更に、ビーム半径ｒｂが小さいビームは、より小さいレンズで制御でき、対物レンズ７００の総合的な質量を大幅に削減することができる。

上述の設計上の考察に基づく対物レンズ７００の具体例を表１０に要約し、図１５に示す。対物レンズ７００の具体例は、Ｚスキャナ４５０から手術用パルスレーザビームを受け取る第１のレンズグループと、第１のレンズグループから手術用パルスレーザビームを受け取り、手術用レーザビームを標的領域に集光する第２のレンズグループとを含む。

表１０は、表面１〜１６によって、図１５の対物レンズ７００を更に詳細に示している。対物レンズ７００は、９個のレンズＬ１〜Ｌ９を有し、表面１７を介して、患者インタフェース８００に面している。上述と同様に、括弧は、想定できる対応するパラメータの範囲を示している。（表面１、２は、２個で１組のレンズＬ１／Ｌ２を定義し、表面８、９は、２個で１組のレンズＬ５／Ｌ６を定義するので、表面の数は、１８ではなく、１６である。）

他の具体例では、上述の設計上の検討事項を比較的よく満足させる異なるパラメータ範囲で、異なる数のレンズを用いることができる。

幾つかの具体例では、対物レンズ７００は、幾つかのレンズグループによって記述できる。例えば、対物レンズ７００は、Ｚスキャナ４５０からＸＹＺ走査レーザビームを受け取る第１のレンズグループと、第１のレンズグループからレーザビームを受け取る第２のレンズグループとを含むことできる。第２のレンズグループは、屈折率が１．５４〜１．７２の範囲で、入射面の曲率が３７．９〜６５ １／ｍの範囲で、出射面の曲率が−１５．４〜５．２ １／ｍの範囲の第１のレンズを含むことができる。更に、また、第２のレンズグループは、第１のレンズから０〜６．５ｍｍの範囲の距離だけ離れて設けられ、屈折率が１．５６〜１．８５の範囲で、入射面の曲率が−５５．１〜−２１．８ １／ｍの範囲で、出射面の曲率が１１．４〜２６．８ １／ｍの範囲の第２のレンズを含むことができる。対物レンズ７００は、第２のレンズを介して、患者インタフェース８００にレーザビームを出射できる。

幾つかの具体例では、対物レンズ７００の有効焦点距離は、７０ｍｍ未満である。

幾つかの実施の形態は、対物レンズ７００から患者インタフェース８００までの距離は、２０ｍｍ未満である。

幾つかの設計では、レーザ送達システム１の焦点面の曲率は、２０ １／ｍより大きい。

また、市販の光学設計ソフトウェアパッケージ、例えば、Ｚｅｍａｘ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ社のＺｅｍａｘ、Ｏｐｔｉｃａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ社のＣｏｄｅ Ｖを用いて本明細書に亘って記述した設計原理に従う対物レンズ７００及び手術用レーザシステム１の全体の他の多くの具体例を実現することができる。

６．総合的なシステムの光学的性能
様々な具体例において、サブシステム前置補償器２００、ＸＹスキャナ３００、Ｚスキャナ４５０及び対物レンズ７００のパラメータは、相互依存した形式で最適化でき、これにより、総合的なレーザ送達システム１の光学的性能は、例えば、眼科手術用途のために独自の有用性を有する特性を示すことができる。

表１１Ａ及び表１１Ｂは、第１の具体例及び第２の具体例における総合的なレーザ送達システム１の光学的性能を開口数ＮＡ及びストレール比Ｓに関して要約したものである。ここでも、光学的性能は、上述の参照点Ｐ１〜Ｐ５と同様な参照点によって特徴付けられる。表１１Ａ及び表１１Ｂは、構成Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄを有するそのコンポーネントによって、レーザ送達システム１の光学的性能を示しており、これらは、それぞれ角膜の中心（Ａ）、角膜の周辺部（Ｂ）、水晶体の中心（Ｃ）、水晶体の周辺部（Ｄ）にレーザビームを送達する。これらの参照点は、水晶体に眼科手術を実行する際の課題に関連する手術対象となる大きな体積体を表している。

表１１Ａ及び表１１Ｂでは、特定の値を有する参照点の動径座標を示している。なお、他の実施の形態では、ＮＡ及びＳは、これらの特定の動径座標の「周囲」の同じ各範囲における値を想定している。幾つかの場合、「周囲」という用語は、示された動径座標値のＰ（ｒａｄｉａｌ）％内の動径座標の範囲を指し、Ｐ（ｒａｄｉａｌ）１０％、２０％及び３０％であってもよい。例えば、７．２ｍｍ及び８．８ｍｍの範囲内のｚ動径座標を有する点は、「水晶体、中心」参照点のｚ＝８．０ｍｍ動径座標のＰ（ｒａｄｉａｌ）＝１０％以内の近傍にある。

更に、幾つかの実施の形態では、ＮＡ及びＳは、Ｂ、Ｃ及びＤの構成についてリストされたそれらの３個の各範囲のうちの１個のみに含まれる。他の実施の形態では、ＮＡ及びＳは、表１１Ａ及び表１１Ｂ内で、Ｂ、Ｃ及びＤの構成についてリストされたそれらの３個の各範囲のうちの２個のみに含まれる。

これらから明らかなように、ここに開示したレーザ送達システムは、水晶体手術の体積体の全体に亘って、実質的に回折限界の光学的性能に良好に修正される。

ストレール比Ｓが０．８を上回る同様の設計は、上にリストした設計と均等であるとみなすことができ、これらの設計は、全て、回折限界のシステムであるとみなされる。

ストレール比Ｓ以外に、他の収差測定値、例えば、焦点半径ｒ_ｆを用いて、レーザ送達システム１の総合的な光学的性能を特徴付けることもできる。大きいストレール比と大きい開口数ＮＡの組合せは、小さい焦点半径ｒ_ｆと言い換えることができ構成Ａ〜Ｄに亘って、焦点半径ｒ_ｆは、眼の標的領域内において、幾つかの具体例では、２μｍ未満、他の具体例では、４μｍ未満、更に他の具体例では、１０μｍ未満となる。

レーザ送達システムの性能をより正確に特徴付け、角膜及び水晶体のビーム伝播への実質的な影響を表すために、表１１Ａ及び表１１ＢのＮＡ及びＳ値は、光学的設計の統合された部分として、眼を含むシステムを設計することによって導出されている。幾つかの設計では、眼は、その自然の形式でモデル化される。他では、実際の手術条件を表すために、ある程度の眼の圧平を含ませている。

表１２は、図１５の人間の眼のモデル８５０によって示されている関連する眼の組織の単純なモデルを要約したものである。（表面の番号は、表１０の番号の続きとなるように選択してあり、患者インタフェース８００を角膜組織に接続する表面である表面１８から始まる。）眼の組織は、厚さ０．６ｍｍの角膜（共有された表面１８を介して患者インタフェースから入る。）、房水（表面１９を介して、角膜から入る。）及び水晶体（表面２０を介して、房水から入る。）によってモデル化できる。眼の表面の分離は、レンズ表面１〜１６の分離と同様に扱われる。

表１１Ａ及び表１１ＢのＮＡ及びＳ値は、この眼の組織のモデルを用いて算出した。同等の眼のモデルでは、同様な収差測定値が得られる。

別の更なる側面では、幾らかの歪み及び像面湾曲を光学手段によって修正しないことによって、レーザ送達システム１の全体の光学的設計の幾つかの実現を単純化できる。

図１６は、幾つかのシステムにおいては、この設計原理によって、手術システムの位置の精度が不利になることを示している。正方形のドットは、ＸＹスキャナ３００のミラーが１度のステップで走査を行い、及びＺスキャナ４５０が、可動ビーム拡大器５００を５ｍｍのステップで動かすことによって、Ｚ焦点深度を走査した際の焦点の位置を示している。この図から明らかなように、Ｚ焦点深度を一定に保ちながら、焦点の位置をＸＹ走査することによって画定される「焦点面」は、湾曲している。側部の周辺部では、カット深度がより浅くなり、これは像面湾曲が補正されていないレンズの既知の振る舞いと一致する。

同様に、ＸＹスキャナ３００のミラーを固定したまま、Ｚスキャナ４５０がＺ焦点深度を走査すると、焦点の横方向の位置が変化する。設計を更に複雑にする要因として、動径方向又は横方向のＸＹ位置も、Ｚ焦点深度も、それぞれのスキャナ位置について線形の依存性を示さない。ＸＹ平面では、これらの歪みは、樽形歪み又は糸巻形歪みと呼ばれる。（多くの具体例では、第３の座標であるＸＹスキャナ３００のアジマス角は、変化しないで焦点の位置のアジマス角に反映され、したがって、無視することができる。）
図１７は、レーザ送達システム１の幾つかの具体例による上述した課題に対する演算的ソリューションを示している。スキャナ座標は、球座標（ζ，χ，φ）によって与えられ、ここで、ζは、Ｚスキャナ４５０の位置であり、χは、ＸＹスキャナ３００の光軸からの傾斜角であり、φは、アジマス角である。焦点位置は、焦点円筒座標（ｚ，ｒ，φ）によって与えられ、ｚは、Ｚ焦点深度であるであり、ｒは、光軸からの動径距離であり、φは、アジマス角である。

焦点の位置のアジマス角は、スキャナのアジマス角と実質的に同じであることができ、したがって、示していない。残りのＸＹ座標及びＺスキャナ座標（ζ，χ）は、それぞれの走査インターバル内で離散化でき、走査グリッド及びＣ_ｉｊ＝（ζ_ｉ，χ_ｊ）である対応するスキャナ行列Ｃ_ｉｊが定義される。実際のスキャナ座標の値を（ζ_ｉ０，χ_ｊ０）とすると、スキャナ行列Ｃ_ｉｊは、この特定の対（ｉ０，ｊ０）において１になり、他の全ての対（ｉ，ｊ）において０になる。

同様に、焦点位置は、二次元焦点マトリクスＳ_ｋｌによって特徴付けることができ、ここで、Ｓ_ｋｌは、離散化された動径座標及びＺ焦点深度座標（ｚ_ｋ，ｒ_ｌ）に関連付けられる。スキャナ行列Ｃ_ｉｊ及び焦点行列Ｓ_ｋｌを用いて、レーザ送達システム１の光学的性能は、４次元行列Ｔ_ｉｊｋｌによって特徴付けることができ、これは、スキャナ座標（ζ_ｉ，χ_ｊ）を焦点座標（ｚ_ｋ，ｒ_ｌ）にどのように変換するかを示しており、包括的に言えば、Ｓ＝ＴＣであり、詳しくは、以下の通りとなる。

伝達行列Ｔ_ｉｊｋｌは、スキャナ行列Ｃ_ｉｊと焦点行列Ｓ_ｋｌとの間の線形の関係を表しているが、幾つかの他の具体例では、スキャナ行列Ｃ_ｉｊと焦点行列Ｓ_ｋｌとの間に非線形的な関係が存在していてもよい。これらの具体例では、式（５）は、非線形関係によって置き換えられる。

レーザ送達システム１は、コンピュータによるレイトレーシング、物理的な較正又は両方の組合せによって、伝達行列Ｔの要素を最適化するように設計することができる。このような目的のために使用することができる物理的な較正法の具体例については、米国特許公開番号ＵＳ２００９／０１３１９２１号に説明されている。

伝達行列Ｔは、通常、可逆であり、これを用いて、焦点行列Ｓ_ｋｌの要素をスキャナ行列Ｃ_ｉｊに関係付ける逆伝達行列Ｔ^−１を生成することができる。

これに代えて、幾つかの実施の形態では、標的領域内の所望の焦点行列Ｓ_ｋｌによって、コンピュータによる設計プロセスを開始して、例えば、レイトレーシングを用いて、対応するスキャナ行列Ｃ_ｉｊを再構築することによって、逆伝達行列Ｔ^−１を直接的に算出してもよい。

図１７及び図１８は、このような関係を示している。これらの図は、ｚ軸及びｒ軸上に示す（ｚ_ｋ，ｒ_ｌ）焦点座標にビームを集光するために、ＸＹスキャナ３００又はＺスキャナ４５０をどの（ζ_ｉ，χ_ｊ）スキャナ座標にチューニングできるかを示すノモｇである。

図１７は、（ｚ，ｒ）焦点座標に対応するＸＹスキャナ３００の傾斜角を示している。一例として、破線は、ｚ＝６ｍｍのＺ深度及びｒ＝４ｍｍの動径位置を達成するために、６．４度のＸＹスキャナ傾斜角を用いることができることを示している。

図１８は、同じ（ｚ，ｒ）＝（４，６）の焦点座標を達成するために、ζ＝１５．５ｍｍのＺスキャナ位置を用いることができることを示している。演算上、このノモｇは、ルックアップテーブルとしてコンピュータメモリに保存してもよい。保存されたルックアップ座標の間の値は、２次元線形補完又は２次補完によって速やかに算出できる。

伝達行列Ｔ及び逆伝送行列Ｔ^−１に関する知識によって、レーザ送達システム１の実施の形態は、光学的手法に代えて、演算的手法によって、図１６の収差を修正することができる。これらの実施の形態は、ＸＹスキャナ３００及びＺスキャナ４５０の少なくとも１つを制御して、レーザ送達システム１の光学的歪みを制御することができるコンピュータコントローラを含むことができる。

図１９は、例えば、標的領域において、所定のＺ焦点深度Ｚにおける平坦な焦点面に沿って、光学的歪を低減して、走査パターンに沿った走査が望まれる場合、コンピュータコントローラは、以下のコンピュータ制御メソッド９００のステップを実行できることを示している。

（９１０）光学的歪みが低減された標的領域内の走査パターンに対応する入射（ｚ_ｋ，ｒ_ｌ）焦点座標及び焦点行列Ｓ_ｋｌの要素の少なくとも一方を受け取る。

（９２０）所定の逆伝達行列（Ｔ^−１）_ｉｊｋｌを用いて、入射（ｚ_ｋ，ｒ_ｌ）焦点座標又は焦点行列Ｓ_ｋｌの要素に対応する（ζ_ｉ，χ_ｊ）スキャナ座標及びスキャナ行列Ｃ_ｉｊの要素のうちの少なくとも一方を算出し、又は保存されたメモリから読み出す。

（９３０）算出された（ζ_ｉ，χ_ｊ）スキャナ座標に基づいて、Ｚスキャナ４５０及びＸＹスキャナ３００の少なくとも一方を制御して、入射（ｚ_ｋ，ｒ_ｌ）焦点座標又は焦点行列Ｓ_ｋｌの要素に基づいて、焦点を走査する。

このような演算コントローラを有するレーザ送達システムは、このようなコントローラを有さない同じ又は同様のレーザシステムに比べて、光学的歪みを低減させることができる。低減の度合いは、幾つかの実施の形態では、最大１０％であってもよく、他の実施の形態では、最大３０％であってもよい。

低減される光学的歪みは、収差、像面湾曲、樽形歪み、糸巻形歪み、曲がった焦点面、Ｚ軸に平行であることが意図された走査ラインの屈曲のうちの何れであってもよい。

幾つかの具体例では、演算コントローラは、前置補償器２００、ＸＹスキャナ３００、Ｚスキャナ４５０及び対物レンズ７００を含むレーザ送達システムの他のブロックと提携してこれらの機能を実行し、上述したこれらのブロックの特徴の何れを利用してもよい。

コンピュータ制御の原理に基づいて光学収差を低減する同様な具体例の数は非常に多い。例えば、幾つかの実施の形態における演算コントローラは、臨界曲率値を下回る曲率を有する焦点面に亘って、焦点を走査できてもよい。他の具体例では、演算コントローラの適切な動作によって、所定の形状を有する表面を走査できる。

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。

イメージ誘導レーザ手術技術、装置及びシステムの多くの具体例を開示した。本出願において説明し例示したことから、変形例、拡張例及び他の具体例を想到できることは明らかである。

Claims (22)

1. 手術用パルスレーザビームを生成するレーザ光源と、
   前記手術用パルスレーザビームを横断方向にＸＹ走査するＸＹスキャナと、
   前記ＸＹ走査された手術用レーザビームを光軸に沿ってＺ走査するＺスキャナと、
   補助光を生成する１個以上の補助光学ユニットと、
   対物レンズグループを介して、手術標的領域に、前記ＸＹＺ走査された手術用レーザビーム及び前記補助光に共有された光路を提供する対物レンズとを備え、
   前記対物レンズグループのレンズは、互いに対して動かず、
   前記対物レンズは、動的Ｚ走査機能を有さない、
   眼科手術のためのレーザシステム。
2. 前記対物レンズは、球面収差、コマ収差及び前記手術用パルスレーザビームの高次収差の少なくとも１つを制御するように構成されている、請求項１記載のレーザシステム。
3. 前記補助光学ユニットは、光干渉断層法イメージングシステムを含む、請求項１記載のレーザシステム。
4. 前記補助光学ユニットは、照射光を含む、請求項１記載のレーザシステム。
5. 前記補助光学ユニットは、視覚的観察ブロックを含む、請求項１記載のレーザシステム。
6. 前記対物レンズは、前記ＸＹＺ走査されたレーザビーム及び前記補助光の波長を包含する範囲の波長で、前記ＸＹＺ走査されたレーザビーム及び前記補助光を前記手術標的領域に集光するように構成されている、請求項１記載のレーザシステム。
7. 前記波長の範囲は、０．４μｍから１．１μｍまでの範囲を含む、請求項６記載のレーザシステム。
8. 前記対物レンズの質量は、４００ｇ、７５０ｇ、１３００ｇ及び３３００ｇのうちの１つを下回る、請求項１記載のレーザシステム。
9. 前記対物レンズは、
   前記Ｚスキャナから前記ＸＹＺ走査されたレーザビームを受け取る第１のレンズグループと、
   前記第１のレンズグループからレーザビームを受け取る第２のレンズグループとを備え、
   前記第２のレンズグループは、
   屈折率が１．５４から１．７２までの範囲内であり、曲率が３７．９から６５ １／ｍまでの範囲内の入射面と、曲率が−１５．４から５．２ １／ｍまでの範囲内の出射面とを有する第１のレンズと、
   前記第１のレンズから、０から６．５ｍｍまでの範囲内の距離だけ離れ、屈折率が１．５６から１．８５までの範囲内であり、曲率が−５５．１から−２１．８ １／ｍまでの範囲内の入射面と、曲率が１１．４から２６．８ １／ｍまでの範囲内の出射面とを有する第２のレンズとを備え、
   前記第２のレンズは、前記対物レンズから患者インタフェースに前記レーザビームを出射するように構成されている、
   請求項１記載のレーザシステム。
10. パルスレーザビームを生成するレーザ光源と、
    前記パルスレーザビームを横断方向に走査するＸＹスキャナと、
    前記パルスレーザビームの焦点を光軸に沿って走査するＺスキャナと、
    内部入射ピボット点を有し、標的領域の焦点に前記走査されたパルスレーザビームを集光する対物レンズとを備える、
    眼科手術のためのレーザシステム。
11. 前記対物レンズの質量は、４００ｇ、７５０ｇ、１３５０ｇ及び３３００ｇのうちの１つを下回る、請求項１０記載のレーザシステム。
12. 前記対物レンズの有効焦点距離は、７０ｍｍ未満である、請求項１０記載のレーザシステム。
13. 前記対物レンズから患者インタフェースまでの距離は、２０ｍｍ未満である、請求項１０記載のレーザシステム。
14. 前記レーザシステムの焦点面の曲率は、２０ １／ｍより大きい、請求項１０記載のレーザシステム。
15. 前記対物レンズは、
    前記Ｚスキャナから前記手術用パルスレーザビームを受け取る第１のレンズグループと、
    前記第１のレンズグループから前記手術用パルスレーザビームを受け取る第２のレンズグループとを備え、
    前記第２のレンズグループは、
    屈折率が１．５４から１．７２までの範囲内であり、曲率が３７．９から６５ １／ｍまでの範囲内の入射面と、曲率が−１５．４から５．２ １／ｍまでの範囲内の出射面とを有する第１のレンズと、
    前記第１のレンズから、０から６．５ｍｍまでの範囲内の距離だけ離れ、屈折率が１．５６から１．８５までの範囲内であり、曲率が−５５．１から−２１．８ １／ｍまでの範囲内の入射面と、曲率が１１．４から２６．８ １／ｍまでの範囲内の出射面とを有する第２のレンズとを備え、
    前記第２のレンズは、前記対物レンズから患者インタフェースに前記手術用パルスレーザビームを出射する、
    請求項１０記載のレーザシステム。
16. パルスレーザビームを生成するレーザエンジンと、
    前記パルスレーザビームをＸＹ横断方向に走査するＸＹスキャナと、
    前記パルスレーザビームの焦点をＺ軸に沿って走査するＺスキャナと、
    ３３００ｇ未満の質量を有する対物レンズとを備える、
    眼科手術のためのレーザシステム。
17. 前記対物レンズの質量は、１３５０ｇ未満である、請求項１６記載のレーザシステム。
18. 前記対物レンズの質量は、７５０ｇ未満である、請求項１６記載のレーザシステム。
19. 前記対物レンズの質量は、４００ｇ未満である、請求項１６記載のレーザシステム。
20. 前記対物レンズの質量は、光学的質量及び総質量の何れかである、請求項１６記載のレーザシステム。
21. 前記対物レンズは、前記焦点のＺ焦点深度を走査しない、請求項１６記載のレーザシステム。
22. 前記対物レンズは、内部に入射ピボット点を有する、請求項１６記載のレーザシステム。

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