JP2016533235A - 物体の屈折率のインサイチュー算定 - Google Patents

Abstract

レーザ眼手術システムは、光をビーム経路に沿って、眼の水晶体内に所在位置を有する焦点に集束する。水晶体の屈折率が、その所在位置に応じて算定される。水晶体は、第２の屈折率を有する第２の物質に隣接して位置する表面を有する。ビーム経路は、その表面から焦点までの距離にわたって延びる。屈折率は、その表面から標的焦点までの距離及びその表面から水晶体内の集束光の光学干渉信号のピーク強度の所在位置に対応した実際の焦点までの距離に応じて、算定される。算定された屈折率は、水晶体内の領域にマッピングされ、水晶体の勾配屈折率プロフィールを生成するために用いられ得る。これにより、切開のためのレーザビームパルスを、一層正確に配置することかできる。

Description

〔関連出願の説明〕
本願は、２０１３年７月２５日に出願された米国特許仮出願第６１／８５８，４４５号の優先権主張出願であり、この米国特許仮出願は、２００８年３月３日に出願された米国特許出願第１２／０４８，１８２号（発明の名称：METHOD AND APPARATUS FOR CREATING INCISIONS TO IMPROVE INTRAOCULAR LENS PLACEMENT ）、２００８年３月１３日に出願された米国特許出願第１２／０４８，１８６号（発明の名称：METHOD AND APPARATUS FOR CREATING OCULAR SURGICAL AND RELAXING INCISIONS）、及び、２０１２年１１月２日に出願された米国特許出願第６１／７２２，０６４号（発明の名称：LASER EYE SURGERY SYSTEM CALIBRATION）に関連し、これら出願を参照により引用し、これらの記載内容を本明細書の一部とする。ここに、パリ条約上の優先権の全てを明示的に保持する。

本開示内容、即ち本発明は、一般に、物体、例えば眼の組織、を治療するようパルスレーザビームにより誘起される光切断、及び、当該光切断の実施位置の決定に関する。光切断のために標的部位の存在場所を突き止めること及び例えば眼手術のような手術のために組織を切断することが特に言及されるが、本明細書において説明するような実施形態は、多くの物体のうちの１つ又は２つ以上を治療するために多くの物体について多くのやり方で、例えば光学的に透明な物体の切断に、利用できる。

物体の切断は、ノミ、ナイフ、メス及び他のツール、例えば外科用ツール、を用いて機械的に実施される場合がある。しかしながら、先行技術の切断方法及び切断器械は、望ましい度合いよりも低い場合があり、少なくとも幾つかの場合において理想的な結果には至らない結果をもたらす。例えば、物体、例えば組織を切断する少なくとも幾つかの先行技術の方法及び器械は、理想的であるレベルよりも幾分粗い表面をもたらす場合がある。パルスレーザを用いると、多くの物体のうちの１つ又は２つ以上を切断することができ、かかるパルスレーザは、組織を切断するためのレーザ手術のために用いられている。

外科的な組織切断の例としては、眼の角膜及び水晶体の切断が挙げられる。眼の水晶体は、当該水晶体の欠陥を矯正する、例えば白内障を除く、ために切断される場合がある。眼の組織は、当該水晶体に接近するために切断される場合がある。例えば、角膜は、白内障の水晶体に接近するために切断される場合がある。角膜は、眼の屈折異常を矯正するために、例えばレーザ（補助）角膜内切削形成術（以下、“ＬＡＳＩＫ”という）を用いて切断される場合がある。

多くの患者は、眼について理想には至らない光学系を有している場合がある。少なくともある患者は、例えば眼鏡やコンタクトレンズで矯正可能な眼の屈折異常を有している場合がある。一方、患者は、眼の角膜の不規則性、例えば不正乱視を有している場合があり、或いは、先行技術の方法及び装置で容易に矯正される場合がある。疾患のある角膜を治療する先行技術の方式としては、角膜移植術、例えば全層角膜移植術（以下、“ＰＫ”という）、が挙げられる。先行技術の角膜移植術の結果として、少なくとも幾つかの場合においては、理想には至らない患者の術後結果が生じる場合がある。例えば、患者は、角膜移植術後において理想には至らない力を有する場合がある。少なくとも幾つかの場合、組織切れ目の理想には至らない位置決め及び所在位置により、かかる理想には至らない視力が生じる場合がある。

先行技術の短パルスレーザシステムは、組織を切断するために用いられており、多くの患者を治療するために用いられている。しかしながら、この先行技術の短パルスシステムは、幾つかの場合には理想的な結果には至らない結果をもたらす場合がある。例えば、眼とレーザ手術システムのアラインメント（位置合わせ）は、少なくとも幾つかの場合、例えば眼の角膜の屈折異常治療が眼の水晶体の治療、例えば眼からの角膜及び水晶体核の摘出、と組み合わされる場合、理想的なレベルよりも低い場合がある。別の実施例では、レーザ眼手術システムは、少なくとも幾つかの場合、眼の解剖学的構造の異なる屈折率を適正に考慮に入れていない場合が多い。このことは、少なくとも幾つかの場合において、組織切れ目の位置決めに悪影響を与え得る。

眼をより正確に治療するため、先行技術の方法及び装置は、光学測定システム、例えばトモグラフィーシステム、を組み合わせている。しかしながら、かかる先行技術の測定装置の精度は、少なくとも幾つかの場合において、理想には至っていない場合がある。例えば、構造体の物理的所在位置を突き止めるため、先行技術の器具は、治療対象の個人の特定の眼の実際の屈折率からばらつき得る推定屈折率に依存している場合がある。さらに、少なくとも幾つかの先行技術の装置は、変化する屈折率を有する組織、例えば水晶体の組織、について屈折率の推定平均値に依存している場合がある。一個人における屈折率のばらつきの量は、一集団についての通常の値よりも、ばらつきが多い又は少ない場合があり、これは、潜在的に推定値の正確さを少なくとも幾つかの場合において低くする。少なくとも幾つかの場合、治療ビームは、測定ビームとは異なる波長を有する場合があり、潜在的に、少なくとも幾つかの場合において測定誤差を一段と悪化させる。

先行技術の方法及び装置の正確さが低いことは、少なくとも幾つかの点において、当該先行技術の方法及び装置の治療を制限する場合がある。例えば、屈折率のばらつきの結果として、組織を切開する深さのばらつきが生じる場合があり、それにより、潜在的に先行技術の外科的処置の正確さを損なうと共に、潜在的に敏感な部分の近くに位置する組織を切開するためのレーザの使用が制限される。

上述の内容に照らして、上述の先行技術のシステム及び方法の上述の欠点のうちの少なくとも幾つかを解決する改良型方法及び装置を提供することが好ましい。理想的には、これら改良型システム及び方法は、光学的に透過性の物体の屈折率のインサイチュー測定を提供し、光学的に透過性の物体内の構造体の所在位置の測定を向上させ、物体内のレーザビームの正確な焦点を用いた治療の改良を提供する。

本発明は、物体、例えば被験者の眼の１つ又は２つ以上の解剖学的構造体、例えば眼の水晶体、の屈折率を算定するシステム、器具及び方法を提供する。多くの実施形態では、１つ又は２つ以上の組織構造体の屈折率が、その組織を正確に治療するために測定される。物体をより正確に治療するために、屈折率が算定され得る。物体をより正確に治療するために、屈折率は治療ビームの光学ビーム経路に沿って算定されるのが良い。ビーム経路に沿う屈折率は、平均屈折率、又は、物体の所在位置にマッピングされた複数の屈折率を含むのが良い。多くの実施形態では、屈折率が、第１の光ビームが１つ又は２つ以上の第１の波長を有する状態でインサイチュー（現場）で算定され、第２の光ビーム、例えば第１の１つ又は２つ以上の波長とは異なる第２の１つ又は２つ以上の光の波長を有するレーザビーム、が組織を治療するために用いられる。光学システムの１つ又は２つ以上のコンポーネントが、物体内の所在位置を有する焦点に光をビーム経路に沿って集束させるのが良い。物体の屈折率は、物体内の焦点の所在位置に応じて算定することができる。焦点は多くの手法のうちの１つ又は２つ以上で求めることができるが、多くの実施形態では、焦点は光ビームのコヒーレンスに関連付けられた干渉信号の強度により求められ、その結果、焦点及び対応の屈折率が正確に測定され得る。物体は、第２の屈折率を有する第２の物体に隣接して位置する表面を有する場合があり、ビーム経路は、その表面から焦点までの距離にわたって延びるのが良い。屈折率は、当該表面から標的焦点までの距離及び当該表面から実際の焦点までの距離に応じて算定することができ、後者の距離は、物体内の集束光の光学コヒーレンス信号のピーク強度の所在位置に対応し得る。算定された屈折率は、物体内の一領域にマッピングされ得る。複数の算定された屈折率を用いると、物体の屈折率プロフィール、例えば、物体の勾配屈折率プロフィール、を生成することができる。レーザビームによって、この勾配屈折率プロフィールを利用すると、レーザビーム焦点を物体内に位置決めして切開創を正確に配置することができる。

本明細書において説明する実施形態は、１つ又は複数の測定屈折率に応じた白内障手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた網膜手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた硝子体網膜手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた緑内障手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた屈折異常眼手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた角膜手術、及び、１つ又は複数の測定屈折率に応じた多くの他の眼手術に好適であると言える。

本発明の一観点によれば、物体の屈折率を算定する方法が提供される。光を物体内の所在位置を有する（利用する）焦点にビーム経路に沿って集束させるのが良く、物体の屈折率を物体内の焦点の所在位置に応じて算定する。物体は、第２の屈折率を有する第２の物体に隣接して位置する表面を有するのが良く、第１の屈折率は、第２の屈折率とは異なっている。ビーム経路は、当該表面から焦点までの距離にわたって延び得る。屈折率は、当該表面から焦点までの距離に応じて算定され得る。物体は、標的物体を有し得る。そして、ビーム経路の所在位置を、例えば光学干渉信号のピーク強度の所在位置に応じて、集束光の光学干渉信号によって算定するのが良い。

多くの実施形態では、標的物体は、被験者の眼の光学的に透過性の組織構造体を含む。眼の光学的に透過性の組織構造体は、涙液膜、角膜、眼房水、水晶体、前水晶体曩、水晶体皮質、水晶体皮質の前方部分、水晶体皮質の後方部分、水晶体核、後水晶体曩、及び、硝子体液、のうちの１つ又は２つ以上を含むのが良い。第２の組織構造体が、第２の物体を含むのが良く、第２の組織構造体は、光学的に透過性の組織構造体の前方に位置していて、前記表面が両者の間に配置されているのが良い。光学的に透過性の組織構造体の屈折率を算定するために、ビーム経路に沿う複数の焦点の複数の所在位置が決定され得る。複数の所在位置は、第１の焦点の第１の所在位置及び第２の焦点の第２の所在位置を含むのが良い。屈折率は、第１の焦点と第２の焦点との間の物体の平均屈折率に対応するのが良い。

幾つかの実施形態では、第１の所在位置は、眼の水晶体の前方部分の前方所在位置を有しており、第２の所在位置は、眼の後方部分の後方所在位置を有している。屈折率は、水晶体の前方部分と水晶体の後方部分との間の平均屈折率に対応し得る。平均屈折率は、水晶体の後水晶体曩の近くへの治療ビームの位置決めを決定するために前方所在位置と後方所在位置との間の光路長に沿う屈折率の積分に対応するのが良い。複数の集束レーザビームパルスを水晶体の後方部分に方向付けて水晶体の当該後方部分を切開するのが良い。複数の集束レーザビームパルスを水晶体の後水晶体曩に方向付けて平均屈折率に応じて水晶体の当該後水晶体曩を切開するのが良い。集束ビームは、集束レーザビームとは異なる光の１つ又は２つ以上の波長を有するのが良い。

幾つかの実施形態では、組織構造体の屈折率がビーム経路に沿う複数の焦点の複数の所在位置に応じてマッピングされる。複数の所在位置の各々について標的物体の屈折率を算定するために、複数の焦点の各々について集束ステップ及び算定ステップを繰り返すのが良い。複数の所在位置は、眼の水晶体の複数の所在位置を含むのが良い。眼の水晶体の勾配屈折率プロフィールが眼の水晶体内の複数の焦点の複数の所在位置に応じて求められ得る。

多くの実施形態では、光源は、トモグラフィーシステムの光源を有する。当該トモグラフィーシステムは、光干渉トモグラフィーシステム、スペクトル光干渉トモグラフィーシステム、時間領域光干渉トモグラフィーシステム、シャインプルーク画像化トモグラフィーシステム、共焦点トモグラフィーシステム、及び、低コヒーレンス反射光測定システムのうちの１つ又は２つ以上を含む。焦点の所在位置は、当該トモグラフィーシステムにより決定され得る。

多くの実施形態では、標的物体の屈折率は、所定の屈折率に応じて算定される。所定の屈折率は、患者インターフェース光学部品、水、生理的食塩水、角膜、及び、眼房水、のうちの１つ又は２つ以上の屈折率を有するのが良い。屈折率を算定するには、所定の屈折率に、標的物体の表面と所定のビーム経路所在位置との間の距離を標的物体の表面と意図した焦点との間の距離で除算して得られる値の平方根を乗算するのが良い。

本発明の別の観点では、眼の構造体を治療する方法が提供される。光源が構造体中で所在位置を有する焦点に集束される。焦点の所在位置が光学干渉信号に応じて識別される。物体の屈折率が焦点の所在位置に応じて算定される。屈折率が構造体にマッピングされる。構造体のプロフィールがマッピングに応じて求められる。構造体が当該構造体のプロフィールに応じて切開される。眼の構造体は、涙液膜、角膜、眼防水、水晶体、前水晶体曩、後水晶体曩、水晶体皮質、水晶体核、及び、硝子体液、のうちの１つ又は２つ以上を含むのが良い。

本発明の更に別の観点では、物体の屈折率を算定する装置が提供される。この装置は、トモグラフィーシステム及びプロセッサを有する。トモグラフィーシステムは、光のビームを発生させる光源を含む。プロセッサは、画像化システムに結合されると共にトモグラフィーシステムからデータを受け取るよう構成された有体的媒体を含む。有体的媒体は、ビームの焦点の所在位置に応じて物体の屈折率を算定する命令を具体化する。

多くの実施形態では、有体的媒体は、物質中で意図した所在位置を有する意図した焦点に光ビームを集束させ、集束させた光の干渉信号の所在位置を識別し、意図した焦点所在位置及び求めた干渉パターン所在位置に応じて標的物体の屈折率を算定し、算定された屈折率を物体の所在位置にマッピングする、という命令を更に具体化する。

多くの実施形態では、この装置は、パルスレーザ及び光学的送出システムを有する。パルスレーザは、物体を切開するためにパルス化レーザビームを発生させる。光学的送出システムは、レーザビーム、トモグラフィーシステム、及びプロセッサに結合されている。有体的媒体は、屈折率に応じて治療プロフィールを決定する命令を更に含み得る。幾つかの実施形態では、パルスレーザは、第１の１つ又は２つ以上の波長を有し、第２のレーザは、第１の１つ又は２つ以上の波長とは異なる第２の１つ又は２つ以上の波長を有する。そしてプロセッサは、第１の１つ又は２つ以上の波長の屈折率に応じて、第２の１つ又は２つ以上の波長を有するパルス化レーザビームの複数の焦点位置を求める命令を含む。幾つかの実施形態では、有体的媒体は、マッピングに応じて物体のプロフィールを求めて当該プロフィールに応じて物体をレーザによって切開する命令を更に具体化する。幾つかの実施形態では、プロセッサは、物体の屈折率に応じて、物体の後方に位置する第２の構造体の切開プロフィールの命令を決定する命令を具体化する。

多くの実施形態では、有体的媒体は、眼の標的組織構造体までの光路に沿う眼の複数の組織構造体の複数の屈折率を算定する命令を具体化する。有体的媒体は、光路に沿う複数の屈折率に応じて、組織を切開するためにパルス化レーザビームの焦点位置を求める命令を具体化する。複数の組織構造体は、眼の涙液膜、角膜、眼房水、水晶体、前水晶体曩、前水晶体皮質、水晶体核、後水晶体皮質、後水晶体曩、及び、硝子体液、のうちの１つ又は２つ以上を含む。

多くの実施形態では、トモグラフィーシステムは、光干渉トモグラフィーシステム、スペクトル光干渉トモグラフィーシステム、時間領域光干渉トモグラフィーシステム、シャインプルーク画像化トモグラフィーシステム、共焦点トモグラフィーシステム、及び、低コヒーレンス反射光測定システムのうちの１つ又は２つ以上を含み、焦点の所在位置は、当該トモグラフィーシステムにより決定される。

本願において提供されている特許請求の範囲は、実施形態による追加の観点を提供しており、かかる特許請求の範囲を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。

多くの実施形態によるレーザ眼手術システムを示す斜視図である。

多くの実施形態によるレーザ眼手術システムの形態の平面図を示す単純化されたブロック図である。

多くの実施形態によるレーザ眼手術システムの光学組立体の形態を示す単純化されたブロック図である。

多くの実施形態に従って角膜、後水晶体曩及び角膜縁（リンバス）を含む眼のマッピングされた治療領域を示す図である。

多くの実施形態によるレーザ送り出しシステムの可動及びセンサコンポーネント相互間の対応関係を示す図である。

多くの実施形態に従って眼空間座標基準系から器械座標基準系までの座標基準のマッピングを示す図である。

眼の屈折率を算定するために眼の水晶体上に集束された光源を示す図である。

種々の解剖学的構造体の屈折率を算定するための、種々の解剖学的構造体中の焦点を示す図である。 種々の解剖学的構造体の屈折率を算定するための、種々の解剖学的構造体中の焦点を示す図である。

多くの実施形態に従って眼の水晶体の屈折率プロフィールを示す図である。

多くの実施形態に従って標的物体の屈折率を算定するための方法を示すフローチャートである。

種々の所望の焦点のための眼の種々の解剖学的構造体中の種々のビーム経路の強度グラフである。

レーザ眼手術に関連付けられた方法及びシステムが開示される。多くの実施形態で、レーザが、角膜、水晶体曩及び／又は水晶体核に正確な切開創を作るために用いられる。特にレーザ眼手術のための組織保持が参照されるが、本明細書において説明する実施形態は、多くのやり方のうちの１つ又は２つ以上のやり方で、多くの外科的処置及び外科用器具、例えば整形外科、ロボット手術及びミクロケラトーム（微小角膜切刀）に、使用できる。

本明細書において説明する実施形態は、屈折率をマッピングするのに特に好適であり、第１のビームは、光の第１の１つ又は２つ以上の波長を有している。マッピングされた屈折率を用いると、例えば組織構造体まで延びている測定ビーム経路に沿うマッピングされた屈折率に応じて、組織構造体の物理的所在位置を突き止める（測定する）ことができる。

レーザを用いると、例えば角膜、水晶体曩、及び／又は水晶体核に正確な切開創を形成することができる。本明細書において説明する実施形態は、物体、例えば組織、の切断精度を高めるのに特に好適であると言える。例えば、マッピングされた屈折率を用いると、レーザシステムの１つ又は２つ以上のコンポーネント、例えばレンズ及び可動ミラー、の所在位置を決定することができる。その目的は、レーザビームの焦点及び組織切開創をより正確に配置することにある。多くの実施形態では、組織構造体が、測定システム、例えばトモグラフィーシステムのビームによりマッピングされて、組織の屈折率が本明細書において説明するように集束された測定ビームによってマッピングされる。測定ビームによりマッピングされた組織構造体は、集束測定ビームから得られるマッピングされた屈折率に応じて調節することができる。その目的は、組織構造体の物理的所在位置をより正確に突き止めることにある。

眼の組織構造体の物理的所在位置及び寸法、並びに、マッピングされた屈折率を用いると、レーザシステムコンポーネントの位置をより正確に決定することができる。例えば、眼の組織のレーザビーム切開プロフィールは、組織構造体の物理的所在位置又はトモグラフィー画像からの構造体の所在位置及びこれらの組み合わせに応じて、求めることができる。多くの実施形態では、第１の１つ又は２つ以上の波長を有する集束測定ビームにより算定されたマッピング屈折率が、第２の１つ又は２つ以上の波長を有するレーザ治療ビームの屈折率に応じて、調節される。その目的は、治療ビームに関する屈折率のマッピングを提供することにある。第１の１つ又は２つ以上の波長の範囲は、第２の１つ又は２つ以上の波長の範囲とオーバーラップしていて良く、その結果、波長は、互いにほぼ同じであって良く、或いは、第１の１つ又は２つ以上の波長は、第２の１つ又は２つ以上の波長とは異なるように、オーバーラップしていないレンジを有する。治療ビームのマッピングされた屈折率は、組織構造体の物理的所在位置及び寸法、標的切開プロフィール、及び、集束測定ビームのマッピングされた屈折率、のうちの１つ又は２つ以上と組み合わせるのが良い。その目的は、レーザ治療システムのミラー及びレンズの位置を決定して、レーザビームによる切開創を眼の標的所在位置に配置することにある。

多くの実施形態では、測定ビームの測定屈折率を調節して治療ビームと測定ビームの屈折率の差を補正することによって、治療ビームの屈折率を算定することができる。変形例として又は組合せ例として、治療ビームのベースライン屈折率を測定ビームで測定された屈折率に応じて調節することができる。多くの実施形態では、ベースライン屈折率が測定屈折率に応じて調節される。ベースライン屈折率は、眼の構造体の屈折率を含み得る。組織、例えば眼の屈折率は、本明細書において説明するように波長につれて変化する場合があるが、近似ベースライン値として、眼房水は、１．３３であり、角膜は、１．３８であり、硝子体液は、１．３４であり、水晶体は、１．３６〜１．４１である。この場合、水晶体の屈折率は、例えば水晶体曩、水晶体皮質及び水晶体核については、異なる場合がある。水及び生理的食塩水のベースラインフェーズ屈折率は、１０３０ｎｍの超高速レーザについては約１．３２５であり、８３０ｎｍのＯＣＴシステムについては約１．３２８であり得る。これに比例する差を用いれば、例えば測定ビームで測定された屈折率に応じて、治療ビームの屈折率を算定することができる。１．３３９という群屈折率は、ＯＣＴビーム波長及びスペクトル帯域幅については、１％のオーダで異なる。本明細書において説明する多くの実施形態は、本明細書において説明する測定及び治療システムの波長のための、眼の組織の屈折率、フェーズ屈折率、及び群屈折率を算定する方法及び装置を提供する。

本明細書において開示する実施形態は、先行技術のレーザ手術システム、例えばオプティメディカ（Optimedica）から市販されているCatalys （商標）及び類似のシステム、との組み合わせに好適である。かかるシステムは、本明細書において開示する教示に従って改造できると共に、眼をより正確に測定して治療するよう改造可能である。

本明細書で用いられる同一の符号、例えば参照符号及び文字は、同一の要素を示している。

本明細書で用いられる「前方（又は前）」及び「後方（又は後）」という用語は、患者に対する既知の向きを示している。手術のための患者の向きに応じて、「前方（又は前）」及び「後方（又は後）」という用語は、例えば患者がベッド上に仰臥姿勢で横たわっている場合にそれぞれ、「上側」及び「下側」という用語と類似する場合がある。「遠位」及び「前方（又は前）」という用語は、ユーザから見た場合の構造の向きを意味する場合があり、従って、「近位」及び「遠位」という用語は、例えば眼上に配置された構造について言及する場合、「前方（又は前）」及び「後方（又は後）」に類似する場合がある。当業者であれば、本明細書において説明される方法及び器械の向きの、多くの変形を認識するであろう。「前方（又は前）」、「後方（又は後）」、「近位」、「遠位」、「上側」、及び「下側」は、単に例示として用いられているに過ぎない。

本明細書で用いられる「第１」及び「第２」という用語は、構造及び方法を説明するために用いられており、構造及び方法の順序に関する限定を意味するものではない。かかる用語は、本明細書において提供される教示に基づいて、当業者には明らかなように、任意の順序であって良い。

プロセッサシステムは、本明細書において説明する方法ステップのうちの１つ又は２つ以上を実施するコンピュータプログラムの命令を具体化した有形の媒体を含むのが良い。

図１は、角膜、水晶体曩、及び／又は水晶体核に正確な切開創を作るよう動作できる多くの実施形態としてのレーザ眼手術システム２を示している。システム２は、メインユニット４、患者チェア又は椅子６、デュアルファンクションフットスイッチ８、及びレーザフットスイッチ１０を含む。

メインユニット４は、システム２の多くの主要サブシステムを含む。例えば、外部から視認できるサブシステムは、タッチスクリーンディスプレイ制御パネル１２、患者インターフェース組立体１４、患者インターフェース真空接続部１６、ドッキング制御キーパッド１８、患者インターフェース無線認証（ＲＦＩＤ）リーダ２０、外部接続部２２（例えば、ネットワーク、ビデオ出力、フットスイッチ、ＵＳＢポート、ドアインターロック、及びＡＣ電力）、レーザエミッション指示器２４、非常時レーザ停止ボタン２６、キースイッチ２８、及び、ＵＳＢデータポート３０を含む。

患者チェア６は、ベース３２、患者支持ベッド３４、ヘッドレスト３６、位置決め機構体、及び、ヘッドレスト３６上に設けられた患者チェアジョイスティック制御部３８、を含む。位置決め制御機構体は、ベース３２と患者支持ベッド３４とヘッドレスト３６との間に結合されている。患者チェア６は、患者チェアジョイスティック制御部３８を用いて３つの軸線（ｘ，ｙ，ｚ）に調節され差し向けられるよう構成されている。ヘッドレスト３６及び拘束システム（図示していないが、例えば、患者の額に係合する拘束ストラップ）は、手技中、患者の頭を安定化する。ヘッドレスト３６は、患者に快適さをもたらすと共に患者の頭の動きを減少させる調節可能な頸部支持体を含む。ヘッドレスト３６は、患者に快適さをもたらすと共に患者の頭のサイズのばらつきに対応するために、患者の頭の位置の調節を可能にするよう鉛直方向に調節可能であるように構成されている。

患者チェア６は、手動調節を用いて、患者の脚部、胴、及び頭の傾斜関節運動を許容する。患者チェア６は、患者負荷位置、吸引リング捕捉位置、及び患者治療位置に対応している。患者負荷位置では、チェア６は、患者チェアが直立位置に戻った状態で且つ患者フットレストが下降位置にある状態で、メインユニット４の下から回転する。吸引リング捕捉位置では、チェアは、患者チェアがもたれ位置に戻った状態で且つ患者フットレストが持ち上げ位置にある状態で、メインユニット４の下から回転する。患者治療位置では、チェアは、患者チェアがもたれ位置に戻った状態で且つ患者フットレストが持ち上げ位置にある状態で、メインユニット４の下に回転する。

患者チェア６は、意図しないチェアの運動を生じさせないようにする「チェアイネーブル（chair enable）」特徴を備えている。患者チェアジョイスティック３８は、２つのやり方のうちのいずれにおいても使用可能にすることができる。第１に、患者チェアジョイスティック３８は、ジョイスティックの頂部上に配置された「チェアイネーブル」ボタンを有する。「チェアイネーブル」ボタンを連続的に押すことによって、ジョイスティック３８による患者チェア６の位置の制御をイネーブルにすることができる。変形例として、デュアルファンクションフットスイッチ８の左側フットスイッチ４０を連続的に押すと、ジョイスティック３８による患者チェア６の位置の制御をイネーブルにすることができる。

多くの実施形態で、患者制御ジョイスティック３８は、比例制御器である。例えば、ジョイスティックを僅かな量動かすことにより、チェアがゆっくりと動くようにすることができる。ジョイスティックを多くの量動かすと、チェアは、速く動くことができる。ジョイスティックをその最大移動限度に保持すると、チェアは、最大チェア速度で動くことができる。有効チェア速度は、患者が患者インターフェース組立体１４に近づいているときに減少されることができる。

非常時停止ボタン２６を押すと、全てのレーザ出力のエミッションを停止させ、患者をシステム２に結合している真空を解除し、そして患者チェア６をディスエーブルにすることができる。停止ボタン２６は、キースイッチ２８に隣接した状態でシステムフロントパネル上に設けられている。

キースイッチ２８を用いると、システム２をイネーブルにすることができる。待機位置にあるとき、キーを取り外すことができ、するとシステムがディスエーブルになる。動作可能位置にあるとき、キーは、システム２への電力をイネーブルにする。

デュアルファンクションフットスイッチ８は、左側フットスイッチ４０及び右側フットスイッチ４２を含むデュアルフットスイッチ組立体である。左側フットスイッチ４０は、「チェアイネーブル」フットスイッチである。右側フットスイッチ４２は、「真空ＯＮ」フットスイッチであり、このフットスイッチは、液体光学系インターフェース吸引リングを患者の眼に固定するよう真空をイネーブルにする。レーザフットスイッチ１０は、システムがイネーブルにある状態で押されたときに治療レーザを作動させるシュラウド付きフットスイッチである。

多くの実施形態で、システム２は、外部通信接続部を含む。例えば、システム２は、当該システム２をネットワークに接続するネットワーク接続部（例えば、ＲＪ４５ネットワーク接続部）を含むのが良い。ネットワーク接続部を用いると、治療報告のネットワーク印刷、システム性能ログを見るためのリモートアクセス、及びシステム診断を実施するためのリモートアクセス、をイネーブルにすることができる。システム２は、当該システム２により実施される治療のビデオを出力するために用いることができるビデオ出力ポート（例えばＨＤＭＩ）を含むのが良い。出力ビデオは、例えば家族が見るため且つ／或いは訓練のため、外部モニタ上に表示するのが良い。出力ビデオは又、例えば永久記録保存目的で記録されるのが良い。システム２は、例えばデータ記憶装置への治療報告のエクスポートをイネーブルにするよう、１つ又は２つ以上のデータ出力ポート（例えば、ＵＳＢ）を含むのが良い。データ記憶装置上に記憶された治療報告は、任意適当な目的で、例えば、ユーザがネットワークを利用した印刷へのアクセス手段を持たない場合に外部コンピュータからの印刷のために、後でアクセスすることができる。

図２は、患者眼４３に結合されたシステム２の単純化されたブロック図である。患者眼４３は、角膜４３Ｃ、水晶体４３Ｌ及び虹彩４３Ｉを有する。虹彩４３Ｉは、眼４３とシステム２とのアラインメントを得るために使用できる眼４３の瞳孔を定める。システム２は、切断レーザサブシステム４４、レンジング（測距）サブシステム４６、アラインメント誘導システム４８、共用光学系５０、患者インターフェース５２、制御エレクトロニクス５４、制御パネル／ＧＵＩ５６、ユーザインターフェース装置５８、及び、通信経路６０を含む。制御エレクトロニクス５４は、通信経路６０を介して、切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、アラインメント誘導サブシステム４８、共用光学系５０、患者インターフェース５２、制御パネル／ＧＵＩ５６、及びユーザインターフェース装置５８に作動的に結合されている。

多くの実施形態で、切断レーザサブシステム４４は、フェムト秒（ＦＳ）レーザ技術を利用している。フェムト秒レーザ技術を用いることによって、短い持続時間（例えば、持続時間が約１０^-13秒）レーザパルス（エネルギーレベルがマイクロジュール範囲にある）を厳密に合焦された箇所に送り出して組織を破壊することができ、それにより、水晶体核の超音波断片化に必要なレベルと比較して且つ長い持続時間を有するレーザパルスと比較して、必要なエネルギーレベルを実質的に減少させることができる。

切断レーザサブシステム４４は、システム２の構成に適した波長を有するレーザパルスを生じさせることができる。非限定的な例を挙げると、システム２は、１０２０ｎｍ〜１０５０ｎｍの波長を有するレーザパルスを提供する切断レーザサブシステム４４を使用するよう構成されているのが良い。例えば、切断レーザサブシステム４４は、１０３０（±５）ｎｍ中心波長をもつダイオード励起固体形態を有するのが良い。

切断レーザサブシステム４４は、制御及び状態調節コンポーネントを含むのが良い。例えば、かかる制御コンポーネントは、例えばレーザパルスのエネルギー及びパルス列の平均電力を制御するためのビーム減衰器、レーザパルスを含むビームの断面空間広がりを制御するための固定アパーチュア、ビーム列のフラックス及び繰り返し率及びかくしてレーザパルスのエネルギーをモニタするための１つ又は２つ以上の電力モニタ、及びレーザパルスの伝送を可能にしたり遮断したりするためのシャッタ、のようなコンポーネントを含むのが良い。かかる状態調節コンポーネントは、レーザパルスを含むビームをシステム２の特性に適合させる調節可能なズーム組立体、及び、レーザパルスビームの位置及び／又は方向に関する変動性を許容してそれによりコンポーネントのばらつきのための裕度（tolerance）を増大させながらレーザパルスを或る距離にわたって伝えるための固定光学リレー、を含むのが良い。

レンジングサブシステム４６は、眼構造の空間配置状態を３つの寸法方向で測定するよう構成されている。測定される眼構造としては、角膜の前面及び後面や、水晶体曩、虹彩及び角膜縁の前方部分及び後方部分、が挙げられる。多くの実施形態で、レンジングサブシステム４６は、光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）画像化を利用している。非限定的な例を挙げると、システム２は、７８０ｎｍ〜９７０ｎｍの波長を用いたＯＣＴ画像化システムを使用するよう構成されるのが良い。例えば、レンジングサブシステム４６は、８１０ｎｍ〜８５０ｎｍの波長の広域スペクトルを採用したＯＣＴ画像化システムを含むのが良い。かかるＯＣＴ画像化システムは、眼内におけるＯＣＴ測定の有効深さを調節し、それにより深さが角膜の前面から水晶体曩の後方部分までの範囲そしてこれを超える範囲にわたる眼の角膜及び眼の構造、の前方に位置する患者インターフェースの特徴を含むシステムコンポーネントの測定を可能にする、というように調節可能な基準経路長を採用するのが良い。

アラインメント誘導サブシステム４８は、システム２の光学コンポーネントを整列させるために用いられるレーザビームを生じさせるレーザダイオード又はガスレーザを含むのが良い。アラインメント誘導サブシステム４８は、ドッキング及び治療中、患者の眼を位置合わせすると共に安定化するのを助けるための固視光を生じさせるＬＥＤ又はレーザを含むのが良い。アラインメント誘導サブシステム４８は、レーザ又はＬＥＤ光源、及び、ビームをＸ，Ｙ，及びＺ方向に位置決めするために用いられるアクチュエータのアラインメント及び安定性をモニタするための検出器、を含むのが良い。アラインメント誘導サブシステム４８は、患者の眼の画像化を可能にして患者インターフェース５２への患者の眼４３のドッキングを容易にするために使用できるビデオシステムを含むのが良い。ビデオシステムにより提供される画像化システムは又、ＧＵＩを介して切れ目の所在位置を方向付けるために使用できる。ビデオシステムにより提供される画像化は、更に、手技の進捗状況をモニタし、手技中における患者の眼４３の運動（眼球運動）を追跡し、眼の構造、例えば瞳孔及び／又は角膜縁、の所在位置及びサイズを測定するために、レーザ眼手術手技中に使用可能である。

共用光学系５０は、患者インターフェース５２と、切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、及びアラインメント誘導サブシステム４８の各々と、の間に設けられた共通伝搬経路を提供する。多くの実施形態で、共用光学系５０は、それぞれのサブシステム（例えば、切断レーザサブシステム４４及びアラインメント誘導サブシステム４８）からの放出光を受け取って放出光の向きを共通伝搬経路に沿って患者インターフェースに向けるためのビームコンバイナを含む。多くの実施形態で、共用光学系５０は、各レーザパルスを焦点に集束させ又は合焦させる対物レンズ組立体を含む。多くの実施形態で、共用光学系５０は、それぞれの放出光を３つの寸法方向に走査するよう動作可能な走査機構体を含む。例えば、共用光学系は、ＸＹ‐走査機構体及びＺ‐走査機構体を含むのが良い。ＸＹ‐走査機構体を用いると、それぞれの放出光を、当該それぞれの放出光の伝搬方向を横切る２つの寸法方向に走査することができる。Ｚ‐走査機構体を用いると、眼４３内の焦点の深さを変化させることができる。多くの実施形態で、走査機構体は、レーザダイオードと対物レンズとの間に設けられ、その結果、走査機構体は、レーザダイオードによって生じたアラインメントレーザビームを走査するために用いられるようになっている。これとは対照的に、多くの実施形態で、ビデオシステムは、走査機構体がビデオシステムにより得られた像に影響を及ぼすことがないよう走査機構体と対物レンズとの間に配置されている。

患者インターフェース５２は、患者の眼４３の位置をシステム２に対して拘束するために用いられる。多くの実施形態で、患者インターフェース５２は、真空の作用で患者の眼４３に取り付けられる吸引リングを採用している。吸引リングは、例えば真空を用いて当該吸引リングを患者インターフェース５２に固定することで、患者インターフェース５２に結合される。多くの実施形態で、患者インターフェース５２は、患者の角膜の前面から鉛直に位置がずらされた後面を有する光学的に透過性の構造を含み、適当な液体（例えば、滅菌緩衝生理的食塩水（ＢＳＳ）、例えばAlcon ＢＳＳ（アルコン（Alcon ）部品番号（３５１‐５５００５‐１）又は均等物）の領域が患者インターフェースレンズ後面及び患者の角膜に接触した状態でこれらの間に配置されており、かかる適当な液体領域は、共用光学系５０と患者の眼４３との間の伝送経路の一部をなしている。光学的に透過性の構造は、１つ又は２つ以上の湾曲した表面を有するレンズ９６を含むのが良い。変形例として、患者インターフェース５２は、１つ又は２つ以上の実質的に平坦な表面、例えば平行なプレート又はウェッジ、を有する光学的に透過性の構造を含んでも良い。多くの実施形態で、患者のインターフェースレンズは、使い捨てであり、これを任意適当な間隔で、例えば各眼治療前に、交換するのが良い。

制御エレクトロニクス５４は、切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、アラインメント誘導サブシステム４８、患者インターフェース５２、制御パネル／ＧＵＩ５６及びユーザインターフェース装置５８の動作を制御すると共に通信経路６０を介してこれらからの入力を受け取ることができる。通信経路６０は、任意適当な形態で具体化でき、かかる形態としては、制御エレクトロニクス５４とそれぞれのシステムコンポーネントとの間の任意適当な共用又は専用の通信経路が挙げられる。制御エレクトロニクス５４は、任意適当なコンポーネント、例えば１つ又は２つ以上のプロセッサ、１つ又は２つ以上の書き換え可能ゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、及び１つ又は２つ以上のメモリ記憶装置、を含むのが良い。多くの実施形態で、制御エレクトロニクス５４は、ユーザ指定の治療パラメータに従って術前計画を提供すると共にレーザ眼手術手技に対するユーザ管理を提供するよう、制御パネル／ＧＵＩ５６を制御する。

ユーザインターフェース装置５８は、ユーザ入力を制御エレクトロニクス５４に提供するのに適した任意適当なユーザ入力装置を含むことができる。例えば、ユーザインターフェース装置５８は、例えばデュアルファンクションフットスイッチ８、レーザフットスイッチ１０、ドッキング制御キーパッド１８、患者インターフェース無線認証（ＲＦＩＤ）リーダ２０、非常時レーザ停止ボタン２６、キースイッチ２８、及び患者チェアジョイスティック制御部３８、のような装置を含むのが良い。

図３Ａは、システム２に含めることができる多くの実施形態としての組立体６２を示す単純化されたブロック図である。組立体６２は、切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、アラインメント誘導サブシステム４８、共用光学系５０、及び患者インターフェース５２の好適な形態の非限定的な実施例であると共にこれらの統合例である。切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、アラインメント誘導サブシステム４８、共用光学系５０、及び患者インターフェース５２の他の形態及び統合例が可能であり、これらは、当業者には明らかである。

組立体６２は、光学ビームを患者の眼４３中に投射して走査するよう動作可能である。切断レーザサブシステム４４は、超高速（ＵＦ）レーザ６４（例えば、フェムト秒レーザ）を含む。組立体６２を用いて、患者の眼４３内で、３つの寸法方向Ｘ、Ｙ、及びＺにおいて光学ビームを走査するのが良い。例えば、ＵＦレーザ６４によって生じる短パルスレーザ光を眼組織中に合焦させて誘電破壊を生じさせ、それにより光切断を焦点（焦点ゾーン）周りに生じさせるのが良く、それにより、光誘起プラズマの付近の組織が断裂する。組立体６２では、レーザ光の波長は、８００ｎｍから１２００ｎｍまで様々であって良く、レーザ光のパルス幅は、１０ｆｓから１００００ｆｓまで様々であって良い。パルス繰り返し周波数も又、１０ｋＨｚから５００ｋＨｚまで様々であって良い。非標的組織に対する意図しない損傷に関する安全限度は、繰り返し率及びパルスエネルギーに関して上限を定める。しきい値エネルギー、手技を終了させるまでの時間、及び安定性は、パルスエネルギー及び繰り返し率に関して下限を定める場合がある。眼４３内、具体的には眼の水晶体及び水晶体曩内の、合焦スポットのピーク電力は、光学破壊を生じさせると共にプラズマ媒介アブレーションプロセスを開始させるのに十分である。レーザ光については近赤外波長が好ましく、その理由は、生物学的組織中の線形光吸収及び散乱が近赤外波長について減少するからである。一例として、レーザ６４は、１２０ｋＨｚ（±５％）の繰り返し率及び１〜２０マイクロジュール範囲の個々のパルスエネルギーで６００ｆｓ未満の持続時間を有するパルスを生じさせる、繰り返しパルス化１０３１ｎｍ装置であるのが良い。

切断レーザサブシステム４４は、制御エレクトロニクス５４及びユーザにより、制御パネル／ＧＵＩ５６及びユーザインターフェース装置５８を介して制御され、それによりレーザパルスビーム６６が生じる。制御パネル／ＧＵＩ５６は、システム動作パラメータを設定し、ユーザ入力を処理し、集められた情報、例えば眼組織の像、を表示すると共に患者の眼４３内に形成されるべき切開創の描写を表示するために用いられる。

生じたレーザパルスビーム６６は、ズーム組立体６８を通って進む。レーザパルスビーム６６は、ユニットごとに、特にＵＦレーザ６４が異なるレーザ製造業者から得られる場合、様々であって良い。例えば、レーザパルスビーム６６のビーム直径は、ユニットごとに様々であって良い（例えば、±２０％だけ）。ビームは又、ビーム品質、ビーム発散度、ビーム空間真円度、及び収差に関して、様々であって良い。多くの実施形態で、ズーム組立体６８は、当該ズーム組立体６８から出たレーザパルスビーム６６がユニットごとに一貫したビーム直径及び発散度を有する、というように調整可能である。

ズーム組立体６８を出た後、レーザパルスビーム６６は、減衰器７０を通って進む。減衰器７０は、レーザビームの透過率及びかくしてレーザパルスビーム６６中のレーザパルスのエネルギーレベルを調整するために用いられる。減衰器７０は、制御エレクトロニクス５４を介して制御される。

減衰器７０を出た後、レーザパルスビーム６６は、アパーチュア７２を通って進む。アパーチュア７２は、レーザパルスビーム６６の外側の有効直径を設定する。次に、ズームは、アパーチュア存在場所のところでのビームのサイズ及びかくして透過される光の量を定める。透過光の量は、高と低の両方が定められる。上限は、眼内で達成できる最も高い開口数（ＮＡ）を達成するための要件によって定められる。高ＮＡは、非標的組織についての低いしきい値エネルギー及び大きな安全マージンを促進する。下限は、高い光学スループットに関する要件によって定められる。システム内の透過損失が多すぎると、これによりシステムの寿命が短くなる。というのは、レーザ出力及びシステムが経時的に劣化するからである。加うるに、このアパーチュアを通る透過量が一貫していることが、各手技に関する最適セッティングの決定（及び共用）における安定性を促進する。典型的には、最適性能を達成するためには、このアパーチュアを通る透過量は、８８％〜９２％に設定される。

アパーチュア７２を出た後、レーザパルスビーム６６は、２つの出力ピックオフ７４を通って進む。各出力ピックオフ７４は、各レーザパルスの一部分をそれぞれの出力モニタ７６にそらすための部分反射ミラーを含むのが良い。２つの出力ピックオフ７４（例えば、主要及び補助）及びそれぞれの主要及び補助出力モニタ７６は、主要出力モニタ７６の誤動作の場合に冗長性を提供するために用いられる。

出力ピックオフ７４を出た後、レーザパルスビーム６６は、システム制御シャッタ７８を通って進む。システム制御シャッタ７８は、手技上及び安全上の理由でレーザパルスビーム６６のオン／オフ制御を保証する。２つの出力ピックオフは、シャッタに先行して、ビームパワー、エネルギー及び繰り返し率のモニタリングをシャッタの開放のための前提条件として考慮する。

システム制御シャッタ７８を出た後、光ビームは、光学系リレーテレスコープ８０を通って進む。光学系リレーテレスコープ８０は、レーザパルスビーム６６を或る距離にわたって伝搬させる一方でレーザパルスビーム６６の位置的及び方向的変動性を許容し、それによりコンポーネントのばらつきに関する裕度を増大させる。一例として、光学リレーは、アパーチュア位置の像をｘｙガルボミラー位置の近くの共役位置に中継するケプラー型無焦点（アフォーカル）望遠鏡であるのが良い。この態様では、ＸＹガルボ配置場所のところでのビームの位置は、アパーチュア位置のところでのビーム角度の変化に対して不変（無関係）である。同様に、シャッタは、リレーに先立つ必要はなく、リレーの後に続いても良く又はリレー内に含まれても良い。

光学系リレーテレスコープ８０を出た後、レーザパルスビーム６６は、共用光学系５０に送られ、共用光学系５０は、レーザパルスビーム６６を患者インターフェース５２まで伝搬させる。レーザパルスビーム６６は、ビームコンバイナ８２に入射し、ビームコンバイナ８２は、レーザパルスビーム６６を反射する一方でレンジングサブシステム４６及びアラインメント誘導サブシステム（ＡＩＭ）４８からの光ビームを透過させる。

ビームコンバイナ８２の次に、レーザパルスビーム６６は、Ｚ‐テレスコープ８４を通って進み続ける。Ｚ‐テレスコープ８４は、Ｚ軸に沿って患者の眼４３内でレーザパルス６６の合焦位置を走査するよう動作可能である。例えば、Ｚ‐テレスコープ８４は、２つのレンズ群（各レンズ群は、１つ又は２つ以上のレンズを含む）を有するガリレイ望遠鏡を含むのが良い。レンズ群のうちの一方は、Ｚ‐テレスコープ８４のコリメーション位置周りでＺ軸に沿って動く。この態様では、患者の眼４３内のスポットの焦点位置は、Ｚ軸に沿って動く。一般に、レンズ群の動きと焦点の動きとの間には或る関係が存在する。例えば、Ｚ‐テレスコープは、約２倍のビーム拡大比と、レンズ群の動きと焦点の動きとの間の１：１に近い関係と、を有するのが良い。眼座標系のＺ軸におけるレンズの動きと焦点の動きとの間に成り立つ正確な関係は、一定の線形（比例）関係である必要はない。この動きは、非線形であっても良く、モデル又は測定からの較正を介して、或いは、これら両方の組み合わせを介して、定められても良い。変形例として、焦点の位置をＺ軸に沿って調節するために他方のレンズ群をＺ軸に沿って動かしても良い。Ｚ‐テレスコープ８４は、患者の眼４３内でレーザパルスビーム６６の焦点を走査するためのＺ‐走査装置として機能する。Ｚ‐テレスコープ８４は、制御エレクトロニクス５４によって自動的に且つ動的に制御されるのが良く、そして次に説明するＸ及びＹ走査装置とは別個独立であり又はこれと相互作用するよう選択可能である。

Ｚ‐テレスコープ８４を通過した後、レーザパルスビーム６６は、Ｘ‐走査装置８６に入射し、このＸ‐走査装置は、レーザパルスビーム６６をＸ方向に走査するよう動作可能であり、Ｘ方向は、主としてＺ軸を横切る方向であり且つレーザパルスビーム６６の伝搬方向を横切る方向である。Ｘ‐走査装置８６は、制御エレクトロニクス５４によって制御され、このＸ‐走査装置は、適当なコンポーネント、例えば、モータ、ガルバノメータ（検流計）、又は任意の他の周知の光学可動装置、を含むのが良い。Ｘアクチュエータの動作の関数としてのビームの動きの関係は、一定又は線形である必要はない。この関係のモデル化若しくは較正測定又はこれら両方の組み合わせが決定され得て、これを用いてビームの所在位置を定める（方向付ける）ことができる。

Ｘ‐走査装置８６によって定められた後、レーザパルスビーム６６は、Ｙ‐走査装置８８に入射し、このＹ‐走査装置は、レーザパルスビーム６６をＹ方向に走査するよう動作可能であり、Ｙ方向は、主としてＸ軸及びＺ軸を横切る方向である。Ｙ‐走査装置８８は、制御エレクトロニクス５４によって制御され、このＹ‐走査装置は、適当なコンポーネント、例えば、モータ、ガルバノメータ（検流計）、又は任意の他の周知の光学可動装置、を含むのが良い。Ｙアクチュエータの動作の関数としてのビームの動きの関係は、一定又は線形である必要はない。この関係のモデル化若しくは較正測定又はこれら両方の組み合わせが決定され得て、そしてこれを用いてビームの所在位置を定めることができる。変形例として、Ｘ‐走査装置８６及びＹ‐走査装置８８の機能は、Ｚ軸及びレーザパルスビーム６６の伝搬方向を横切る方向の２つの寸法方向にレーザパルスビーム６６を走査するよう構成されたＸＹ‐走査装置によって提供されても良い。Ｘ‐走査装置８６及びＹ‐走査装置８８は、レーザパルスビーム６６の結果としての方向を変化させ、それにより患者の眼４３内に位置するＵＦ焦点の側方変位を生じさせる。

Ｙ‐走査装置８８によって定められた後、レーザパルスビーム６６は、ビームコンバイナ９０を通過する。ビームコンバイナ９０は、レーザパルスビーム６６を透過させる一方で、光ビームをアラインメント誘導サブシステム４８のビデオサブシステム９２に反射したりこのビデオサブシステム９２からの光ビームを反射したりするよう構成されている。

ビームコンバイナ９０を通過した後、レーザパルスビーム６６は、対物レンズ組立体９４を通過する。対物レンズ組立体９４は、１つ又は２つ以上のレンズを含むのが良い。多くの実施形態で、対物レンズ組立体９４は、多数のレンズを含む。対物レンズ組立体９４の複雑さは、走査フィールドサイズ、合焦スポットサイズ、テレセントリシティ度、対物レンズ組立体９４の近位側及び遠位側の両方の有効作業距離、並びに、収差制御量によって、高められる場合がある。

対物レンズ組立体９４を通過した後、レーザパルスビーム６６は、患者インターフェース５２を通過する。上述したように、多くの実施形態で、患者インターフェース５２は、患者の角膜の前面から鉛直に位置がずらされた後面を有する患者インターフェースレンズ９６を含み、適当な液体（例えば、滅菌緩衝生理的食塩水（ＢＳＳ）、例えばAlcon BSS （アルコン（Alcon ）部品番号（３５１‐５５００５‐１）又は均等物）の領域が患者インターフェースレンズ９６の後面及び患者の角膜に接触した状態でこれらの間に配置されており、かかる適当な液体領域は、共用光学系５０と患者の眼４３との間の伝送経路の一部をなしている。

制御エレクトロニクス５４の制御下にある共用光学系５０は、照準、レンジング、及び治療走査パターンを自動的に生成することができる。かかるパターンは、光の単一スポット、光の多数のスポット、光の連続パターン、光の多数の連続パターン、及び／又はこれらの任意の組み合わせ、で構成されるのが良い。加うるに、照準パターン（以下に説明する照準ビーム１０８を用いる）は、治療パターン（レーザパルスビーム６６を用いる）と同一である必要はないが、オプションとして、レーザパルスビーム６６が患者の安全のために所望の標的範囲内にのみ送り出されるという確認をもたらすべく治療パターンの限界を指示する、というように用いられるのが良い。これは、例えば、照準パターンが意図した治療パターンの輪郭を提供するようにさせることによって行われるのが良い。このように、治療パターンの空間広がりは、個々のスポット自体の正確な所在位置が分からない場合であってもユーザに知られるようにすることができ、かくして、走査は、速度、効率、及び／又は精度に関して最適化される。この照準パターンは又、ユーザに対するその視認性を更に高めるために、明滅として知覚されるよう形成できる。同様に、レンジングビーム１０２は、治療ビーム又はパターンと同一である必要はない。レンジングビームは、標的表面を識別（特定）するのに足るほど十分でありさえすれば良い。これら表面は、角膜及び水晶体の前面並びに後面を含むのが良く、これら表面は、単一の曲率半径を有する球とみなされ得る。また、光学系は、アラインメント誘導によって共用され、ビデオサブシステムは、治療ビームによって共用されるビデオサブシステムと同一である必要はない。レーザパルスビーム６６の位置決め及び性質及び／又はレーザパルスビーム６６が眼４３上に形成する走査パターンは、更に、患者及び／又は光学システムを位置決めするための入力装置、例えばジョイスティック又は任意他の適当なユーザ入力装置（例えば、制御パネル／ＧＵＩ５６）、の使用によって制御できる。

制御エレクトロニクス５４は、眼４３内の標的構造を標的にすると共にレーザパルスビーム６６が適当な場所に合焦されて意図しない状態で非標的組織を損傷させることがないことを保証するようにするように構成されるのが良い。本明細書において説明する画像化モダリティ及び技術、例えば上述の画像化モダリティ及び技術、又は超音波は、水晶体及び水晶体曩の所在位置を突き止めると共にその厚さを測定するために用いられるのが良く、それによりレーザ合焦方法に高い精度をもたらすことができ、かかる方法としては、２Ｄパターニング及び３Ｄパターニングが挙げられる。レーザ合焦は又、１つ又は２つ以上の方法を用いることによって達成でき、かかる方法としては、照準ビームの直接観察、又は他の公知のオフサルミック又は医用画像化モダリティ、例えば上述の画像化モダリティ、及び／又はこれらの組み合わせが挙げられる。加うるに、レンジングサブシステム、例えばＯＣＴは、患者インターフェースと関与する特徴又は観点を検出するために使用できる。特徴としては、ドッキング構造体及び使い捨てレンズの光学構造体上の基準場所、例えば、前面及び後面の所在位置が挙げられる。

図３の実施形態で、レンジングサブシステム４６は、ＯＣＴ画像化装置を含む。追加的に又は代替的に、ＯＣＴ画像化以外の画像化モダリティを用いることができる。眼のＯＣＴ走査は、患者の眼４３内の関心のある構造の空間配置状態（例えば、境界部上の箇所の３次元座標、例えばＸ、Ｙ、及びＺ）を測定するために使用できる。関心のあるかかる構造としては、例えば、角膜の前面、角膜の後面、水晶体曩の前方部分、水晶体曩の後方部分、水晶体の前面、水晶体の後面、虹彩、瞳孔、及び／又は角膜縁が挙げられる。制御エレクトロニクス５４によって、関心のある構造及び／又は適当にマッチングする幾何学的モデル化、例えば表面及び曲線、の空間配置状態を生じさせることができ及び／或いは用いることができ、それにより次のレーザ補助手術手技をプログラムすると共に制御することができる。関心のある構造及び／又は適当にマッチングする幾何学的モデル化の空間配置状態は又、手技に関連付けられた多様なパラメータ、例えば、とりわけ、水晶体曩を切断するために用いられる焦平面の軸方向上限及び軸方向下限、水晶体皮質及び核の断片化、及び水晶体曩の厚さ、を求めるために使用できる。

図３のレンジングサブシステム４６は、ＯＣＴ光源及び検出装置９８を含む。ＯＣＴ光源及び検出装置９８は、適当な広域スペクトルを持つ光を生成して放出する光源を含む。例えば、多くの実施形態で、ＯＣＴ光源及び検出装置９８は、８１０ｎｍ〜８５０ｎｍの波長の広域スペクトルを持つ光を生成して放出する。生成されて放出された光は、シングルモード光ファイバ接続部によって装置９８に結合される。

ＯＣＴ光源及び検出装置９８から放出された光は、ビームコンバイナ１００に通され、ビームコンバイナ１００は、この光をサンプル部分１０２と基準部分１０４に分割する。サンプル部分１０２の大部分は、共用光学系５０を通って透過される。サンプル部分の比較的僅かな部分が、患者インターフェース５２及び／又は患者の眼４３から反射されて共用光学系５０を通って戻り、ビームコンバイナ１００を通って戻り、そしてＯＣＴ光源及び検出装置９８に入る。基準部分１０４は、調整可能な経路長を有する基準経路１０６に沿って伝えられる。基準経路１０６は、ビームコンバイナ１００からの基準部分１０４を受け取り、この基準部分１０４を調節可能な経路長にわたって伝搬させ、そして基準部分１０４をビームコンバイナ１００に戻すよう構成されており、ビームコンバイナ１００は、次に、戻された基準部分１０４をＯＣＴ光源及び検出装置９８に向けて戻す。次に、ＯＣＴ光源及び検出装置９８は、サンプル部分１０２の戻っている僅かな部分及び戻っている基準部分１０４を検出組立体中に差し向ける。検出組立体は、時間領域検出技術、周波数検出技術、又は単一点検出技術を採用する。例えば、周波数領域技術は、波長が８３０ｎｍであり且つ帯域幅が１０ｎｍのＯＣＴで用いることができる。

ビームコンバイナ８２の次にＵＦレーザパルスビーム６６といったん組み合わされると、ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２は、共用光学系５０及び患者インターフェース５２を通る当該ＵＦレーザパルスビーム６６と一緒に共用経路を辿る。このように、ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２は、一般に、ＵＦレーザパルスビーム６６の所在位置を表している。ＵＦレーザビームと同様、ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２は、Ｚ‐テレスコープ８４を通過し、そしてＸ‐走査装置８６及びＹ‐走査装置８８によって変向され、対物レンズ組立体９４及び患者インターフェース５２を通り、そして眼４３内に入る。眼内における構造の反射及び散乱により、戻りビームが生じ、かかる戻りビームは、患者インターフェース５２を通って戻り、共用光学系５０を通って戻り、ビームコンバイナ１００を通って戻り、そしてＯＣＴ光源及び検出装置９８中に戻る。サンプル部分１０２の戻り反射光は、戻り基準部分１０４と組み合わされてＯＣＴ光源及び検出装置９８の検出器部分中に差し向けられ、かかる検出器部分は、組み合わされた戻りビームに応じてＯＣＴ信号を生じさせる。生じたＯＣＴ信号は、制御エレクトロニクスによって解釈され、それにより患者の眼４３内の関心のある構造の空間配置状態が判定される。生じたＯＣＴ信号は又、患者インターフェース５２の位置及び向きを測定すると共に患者インターフェースレンズ９６の後面と患者の眼４３との間に液体が存在しているか否かを判定するために、制御エレクトロニクスによって解釈されるのが良い。

ＯＣＴ光源及び検出装置９８は、基準経路１０６とサンプル経路との間の光路長の差を測定する原理で働く。したがって、ＵＦレーザビームの焦点を変更するためのＺ‐テレスコープ８４の異なるセッティングは、眼内における患者インターフェース体積部の軸方向静止表面のためのサンプル経路の長さに影響を及ぼさない。というのは、この光路長は、Ｚ‐テレスコープ８４の異なるセッティングの関数として変化しないからである。レンジングサブシステム４６は、光源及び検出方式に関連付けられた固有のＺ範囲を有し、周波数領域検出方式の場合、Ｚ範囲は、具体的には、分光計、波長、帯域幅、及び基準経路１０６の長さに関連付けられる。図３で用いられているレンジングサブシステム４６の場合、Ｚ範囲は、水性環境内において約４〜５ｍｍである。この範囲を少なくとも２０〜２５ｍｍに広げるには、レンジングサブシステム４６内のステージＺＥＤを介しての基準経路１０６の経路長の調節が必要である。サンプル経路長に影響を及ぼさないでＯＣＴサンプル部分ビーム１０２をＺ‐テレスコープ８４中に通すことにより、ＯＣＴ信号強度の最適化が考慮される。これは、ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２を標的構造上に合焦させることによって達成される。合焦ビームは、シングルモード光ファイバを通って伝送可能な戻り反射ないし散乱信号を増大させると共に、当該合焦ビームの広がりの減少に起因して空間分解能を高める。サンプルＯＣＴビームの焦点の変更は、基準経路１０６の経路長の変更とは無関係に達成できる。

サンプル部分１０２（例えば、８１０ｎｍ〜８５０ｎｍの波長）及びＵＦレーザパルスビーム６６（例えば、１０２０ｎｍ〜１０５０ｎｍ波長）が共用光学系５０及び患者インターフェース５２を通ってどのように伝搬するかにおける、例えば浸漬インデックス、屈折、収差（有色と単色の両方）のような影響に起因する基本的な差のために、ＯＣＴ信号をＵＦレーザパルスビーム６６の焦点場所に対して分析する際に注意が払われなければならない。ＯＣＴ信号情報をＵＦレーザパルスビーム焦点場所に、そして更に相対的ないし絶対的な寸法上の量にマッチングさせるべく、Ｘ、Ｙ、及びＺの関数としての較正又は登録手順が実施され得る。

ＯＣＴ干渉計の構成については、多くの好適な可能性が存在する。例えば、別の好適な構成としては、時間及び周波数領域方式、シングル及びデュアルビーム方法、被掃引源等が、米国特許第５，７４８，８９８号明細書、同第５，７４８，３５２号明細書、同第５，４５９，５７０号明細書、同第６，１１１，６４５号明細書、及び同第６，０５３，６１３号明細書に記載されている。

システム２は、水晶体曩及び角膜の前面及び後面の存在場所を突き止めてＵＦレーザパルスビーム６６が所望の開口部のあらゆる箇所のところで水晶体曩及び角膜上に合焦されることを保証するよう、設定されるのが良い。本明細書において説明する画像化モダリティ及び技術、例えば光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）及び例えばプルキンエ画像化、シャインプルーク画像化、共焦点又は非線形光学顕微鏡、蛍光画像化、超音波、構造化光、立体画像化、又は他の公知のオフサルミック又は医用画像化モダリティ及び／又はこれらの組み合わせを用いると、水晶体、水晶体曩及び角膜の、形状、幾何学的形状、周長、境界、及び／又は３次元存在場所を求めることができ、それにより２Ｄ及び３Ｄパターニングを含むレーザ合焦方法により高い精度を与えられる。レーザ合焦部は又、１つ又は２つ以上の方法を用いて達成でき、かかる方法としては、照準ビームの直接観察又は他の公知のオフサルミック又は医用画像化モダリティ及びこれらの組み合わせ、例えば上述したモダリティ及び組み合わせ（これらには限定されない）、が挙げられる。

角膜、前眼房及び水晶体の光学画像化は、切断のためのパターンを作るために用いられるのと同一のレーザ及び／又は同一のスキャナを用いて達成できる。光学画像化を用いると、前及び後水晶体曩の軸方向存在場所及び形状（及び厚さ）、白内障の水晶体核の境界、並びに、前眼房及び角膜の特徴の深さ、に関する情報を提供することができる。次に、この情報をレーザ３‐Ｄ走査システムにロードすることができ、又は、これを用いて眼の角膜、前眼房、及び水晶体の３次元モデル／表示／画像を生成することができると共に、かかる情報を用いると、手術手技で用いられる切断パターンを定めることができる。

照準ビームの観察は又、ＵＦレーザパルスビーム６６の焦点を位置決めするのを助けるために使用できる。加うるに、赤外ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２及びＵＦレーザパルスビーム６６に代わる裸眼で見える照準ビームは、当該照準ビームが赤外ビームパラメータを正確に表示していることを条件として、アラインメントに役立ちうる。アラインメント誘導サブシステム４８は、図３に示されている組立体６２に含まれる。照準ビーム１０８は、照準ビーム光源１１０、例えば６３０〜６５０ｎｍ範囲のレーザダイオード、により生じる。

照準ビーム光源１１０が照準ビーム１０８を生じさせると、照準ビーム１０８は、照準経路１１２に沿って共用光学系５０に伝えられ、ここで、当該照準ビームの向きがビームコンバイナ１１４によって変えられる。ビームコンバイナ１１４によって偏向された後、照準ビーム１０８は、共用光学系５０及び患者インターフェース５２を通るＵＦレーザパルスビーム６６と一緒に共用経路を辿る。このように、照準ビーム１０８は、ＵＦレーザパルスビーム６６の存在場所を表す。照準ビーム１０８は、Ｚ‐テレスコープ８４を通り、Ｘ‐走査装置８６及びＹ‐走査装置８８によって偏向され、ビームコンバイナ９０を通り、対物レンズ組立体９４及び患者インターフェース５２を通り、そして患者の眼４３中に入る。

ビデオサブシステム９２は、患者インターフェース及び患者の眼の像を得るよう動作可能である。ビデオサブシステム９２は、カメラ１１６、照明光源１１８、及びビームコンバイナ１２０を含む。ビデオサブシステム９２は、既定の構造周り又はその内部におけるパターン心合わせを提供するために制御エレクトロニクス５４によって使用できる像を集める。照明光源１１８は、一般に、広帯域且つ非干渉性であるのが良い。例えば、光源１１８は、多数のＬＥＤを含むのが良い。照明光源１１８の波長は、好ましくは、７００ｎｍ〜７５０ｎｍであるが、照明光源１１８からの光をＵＦレーザパルスビーム６６、ＯＣＴサンプルビーム１０２、及び照準ビーム１０８のためのビーム経路と組み合わせるビームコンバイナ９０によって許容される波長範囲であればどのような波長範囲であっても良い（ビームコンバイナ９０は、当該ビデオ波長を反射する一方でＯＣＴ及びＵＦ波長を透過させる）。ビームコンバイナ９０は、照準ビーム１０８の波長を部分的に透過させることができ、その結果、照準ビーム１０８は、カメラ１１６で見えるようになる。オプションとしての偏光素子が照明光源１１８の前に配置されるのが良く、かかるオプションとしての偏光素子は、信号を最適化するために用いられる。オプションとしての偏光素子は、例えば、直線偏光子、四分の一波長板、半波長板又は任意の組み合わせであるのが良い。追加のオプションとしての検光子がカメラの前に配置されるのが良い。偏光子と検光子の組み合わせは、交差直線偏光子であるのが良く、それにより、望まれていない表面、例えば対物レンズ表面、からのスペクトル反射光がなくなる一方で、標的表面、例えば眼の意図した構造、からの散乱光の通過が可能である。照明は又、照明源がビデオシステムの画像化部分の捕捉開口数の外部に位置する独立した表面に差し向けられるよう、暗視野形態内に位置するのが良い。変形例として、照明は又、明視野形態内に位置しても良い。暗視野形態と明視野形態との両方において、照明光源は、患者のための固定ビームとして使用されるのが良い。照明は又、患者の瞳孔を照明して瞳孔と虹彩との境界を強調して虹彩検出及び眼追跡を容易にするために使用できる。近赤外波長又はその帯域幅によって生じる疑似色画像は、許容可能であると言える。

照明光源１１８からの照明光は、ビームコンバイナ１２０を通ってビームコンバイナ９０に送られる。ビームコンバイナ９０から、照明光は、対物レンズ組立体９４及び患者インターフェース５２を通って患者の眼４３の方へ差し向けられる。眼４３の種々の構造及び患者インターフェースから反射されて散乱された照明光は、患者インターフェース５２を通って戻り、対物レンズ組立体９４を通って戻り、そしてビームコンバイナ９０に戻る。ビームコンバイナ９０のところで、戻っている光は、ビームコンバイナ１２０に差し向けられて戻され、ここで、戻っている光の向きは、カメラ１１６の方へ変えられる。ビームコンバイナは、立方体であっても良く、板状であっても良く、又は薄膜状の要素であって良い。ビームコンバイナは又、スパイダーミラーの形態をしていても良く、それにより、照明光は、ミラーの外部広がりを超えて伝わり、一方で、像経路は、ミラーの内側反射面で反射する。変形例として、ビームコンバイナは、スクレーパミラーの形態をしていても良く、この場合、照明光は、穴を通って伝えられ、これに対し、像経路は、穴の外側に位置するミラーの反射面で反射する。カメラ１１６は、適当な画像化装置であって良く、例えば、適当なサイズのフォーマットのシリコンを利用した検出器アレイ（これには限定されない）であって良い。ビデオレンズは、カメラの検出器アレイ上に像を結び、他方、光学素子は、それぞれ偏光制御及び波長フィルタリングを可能にする。アパーチュア又は虹彩は、画像化ＮＡの制御及びかくして焦点深度並びに被写界深度及び分解能を制御する。小さなアパーチュアは、患者ドッキング手順を助ける大きな被写界深度という利点を提供する。変形例として、照明経路とカメラ経路を切り替えることができる。さらに、照準光源１１０は、直接的には目に見えないが、ビデオサブシステム９２を用いて捕捉されて表示できる赤外光を放出するよう構成され得る。

図３Bは、眼のマッピングされた治療領域を示しており、当該治療領域は、角膜、後水晶体曩、及び角膜縁を含む。当該治療領域は、例えばレーザビーム品質、パルス幅、システム透過率、開口数、偏光、収差補正、及びアラインメントのような要因を組み込むために、コンピュータモデル化、例えば光線追跡及びフェーズド利用光学モデル化、によりマッピングされるのが良い。治療体積部は、患者インターフェースの光学的に透過性の構造体の前面からＺ軸に沿って１５ｍｍを超える距離にわたって延びているものとして示されており、治療体積部は、角膜及び水晶体を含み、当該水晶体の治療体積部は、前水晶体曩、後水晶体曩、水晶体核及び皮質を含む。治療体積部は、角膜の中心から角膜縁を超えるところまで側方に延びている。体積部の側方寸法は、角膜縁の前方に位置するＹ輪郭及び角膜縁の後方に位置するＸ輪郭によって定められる。図示の治療体積部は、本明細書において説明する教示に基づいて当業者によって決定可能である。３０ｍｍに固定されたＺＬ及び２０ｍｍに固定されたＺＬについての予想光学破壊の側方位置が示されている。Ｚ方向寸法に沿う軸線９９に対して横方向に延びるこれら表面は、軸線９９から離れた側方の場所のところで光学破壊をもたらすようＸガルボ及びＹガルボの光学走査の場所に対応している。ＺＬ‐３０ｍｍ及びＺＬ‐２０ｍｍについて光学破壊の走査経路の湾曲した非平面状の形状は、本明細書において説明するマッピング及びルックアップテーブルにより補正することができる。焦点の湾曲形状を光学破壊深度のワーピング（狂い）と呼ぶ場合があり、ルックアップテーブルは、例えば治療深度のワーピングを補償するよう、逆にワーピングされるが、又は違ったやり方で調節されるのが良い。加うるに、モデルからの予想に特有のワーピングは、汎用ルックアップテーブル内に組み込まれるのが良く、この予想形態からの任意の更なる誤差は、当該誤差を相殺するための補正要素の測定及び適用によって示されていて、ルックアップテーブルのワーピングと呼ばれる場合がある。

治療領域は、システムの角膜縁の近くのビームについて実験的に求められる光学破壊についてのしきい量の約４倍のレーザビームエネルギーを設定するために示されている。上述の増大したエネルギー又はマージンは、ビーム系が寄与要因の所与の変動性を取り扱うことを保証する。これら寄与要因としては、エネルギー、ビーム品質、システムの透過率、及びアラインメントに関する、レーザの寿命全体にわたる劣化が挙げられる。

角膜の表面から離れて位置する患者インターフェースの光学的に透過性の構造体の後面の配置により、図示のような治療範囲の拡大を提供することができ、多くの実施形態で、光学的に透過性の構造体は、レンズを含む。変形実施形態で、光学的に透過性の構造体の後面は、例えば角膜上に配置されるのが良く、本明細書において説明するマッピング及びルックアップテーブルを用いると、患者治療に精度の向上をもたらすことができる。

患者インターフェースの光学的に透過性の構造体は、レンズ、プレート及びウェッジを製造するために用いられる多くの公知の光学的に透過性の材料のうちの１つ又は２つ以上、例えば、ガラス、ＢＫ‐７、プラスチック、アクリル樹脂、シリカ又は溶解石英のうちの１つ又は２つ以上、を有するのが良い。

治療体積部のコンピュータマッピングは、オプションとして、本明細書において説明する構成システムの測定値を利用するマッピングにより調節できる。

図４Ａは、レーザ送り出しシステム２の可動及びセンサコンポーネント相互間の対応関係を示している。可動コンポーネントは、本明細書において説明するレーザ送り出しシステム２の１つ又は２つ以上のコンポーネントを含むのが良い。レーザ送り出しシステムの可動コンポーネントは、距離ＺＬ動くことができるズームレンズ、角度量Ｘｍ動くことができるＸガルボミラー９６、及び角度量Ｙｍ動くことができるＹガルボミラー８８、を含むのが良い。ＯＣＴシステムの可動コンポーネントは、距離ＺＥＤにわたり基準経路１０６を動くことができるよう構成された可動ＯＣＴ基準アームを含むのが良い。レーザ送り出しシステムのセンサコンポーネントは、Ｘ画素及びＹ画素、それぞれＰｉｘＸ及びＰｉｘＹ、を有するビデオカメラ、及びＯＣＴシステムのセンサコンポーネント、例えば、本明細書において説明するスペクトル領域検出手段、を含むのが良い。ベッドを有するのが良い患者支持体は、患者Ｐの眼４３をシステムのレーザシステム２及びシステムの軸線９９に整列させるよう、３つの寸法方向において（3次元において）動くことができる。患者インターフェース組立体は、例えばシステム２及び眼４３の軸線と整列するよう構成されたインターフェースレンズ９６を有するのが良い光学的に透過性の構造体を含むのが良い。患者インターフェースレンズは、手術のために患者の眼４３上に配置されるのが良く、光学的に透過性の構造体は、対物レンズ９４から距離１６２を置いたところに配置されるのが良い。多くの実施形態で、光学的に透過性の構造体は、コンタクトレンズ光学距離１６２（以下“ＣＬｏｐｔ”）を置いたところに配置されるレンズ９６を含む。光学的に透過性の構造体は、厚さ１６４を有し、この厚さ１６４は、例えばコンタクトレンズ９６の厚さを含むのが良い。コンタクトレンズ９６を有する光学的に透過性の構造体は、眼４３に接触することができるが、多くの実施形態で、コンタクトレンズ１６８は、隙間１６８が水晶体と角膜の頂の間に延びた状態で角膜から離隔され、その結果、コンタクトレンズ１６８の後面は、例えば生理的食塩水又は粘弾性溶液を含む溶液に接触するようになる。

図４Ｂは、器械コンポーネントを眼の物理的所在位置と協調させるための、眼空間座標基準系１５０から器械座標基準系１５１までの座標基準系のマッピングの状態を示している。レーザシステム２は、眼４３の物理的座標を本明細書において説明するようにコンポーネントの器械座標にマッピングすることができる。眼空間座標基準系１５０は、第１のＸ寸法方向１５２、例えばＸ軸、第２のＹ寸法方向１５４、例えばＹ軸、及び第３のＺ寸法方向１５６、例えばＺ軸を有し、眼の座標基準系は、多くの公知の座標系、例えば極座標、円柱座標又はデカルト座標、のうちの１つ又は２つ以上を含むのが良い。多くの実施形態で、基準系１５０は、Ｘ軸が患者上の鼻‐側頭方向に差し向けられ、Ｙ軸が患者上の上方に差し向けられ、Ｚ軸が患者上の後方に差し向けられた、右手系トリプル（三つ組）を含む。多くの実施形態で、対応の器械座標基準系１５１は、一般に器械アクチュエータに対応した第１のＸ′寸法方向１５３、第２のＹ′寸法方向１５５、及び第３のＺ′寸法方向１５７を含み、器械の座標基準系は、多くの公知の座標系、例えば極座標、円柱座標又はデカルト座標、及びこれらの組み合わせ、のうちの１つ又は２つ以上を含むのが良い。

器械座標基準系１５１は、システム２の１つ又は２つ以上のコンポーネントの所在位置又は存在場所に対応するのが良い。器械座標基準系１５１は、複数の器械座標基準系を含むのが良い。複数の器械座標基準系は、例えば各サブシステムについての座標基準系を含むのが良い。例えば、寸法方向１５７は、距離ＺＬ動くことができるＺ‐テレスコープレンズの運動に対応するのが良い。寸法方向１５３は、角度量Ｘｍ動くことができるＸガルボミラー８６の運動に対応するのが良く、寸法方向１５３は、角度量Ｙｍ動くことができるＹガルボミラー８８の運動に対応するのが良い。変形例として又は組み合わせ例として、寸法方向１５７は、ＯＣＴビームについてＺ‐テレスコープの運動に対応すると共に、基準経路１０６を距離ＺＥＤにわたり動くよう構成された可動ＯＣＴ基準アームに対応しても良く、寸法方向１５３及び寸法方向１５５は、ＯＣＴビームについてそれぞれＸガルボミラー８６及びＹガルボミラー８８の運動に対応しても良い。寸法方向１５１は、ビデオカメラのＸ画素に対応するのが良く、寸法方向１５３は、ビデオカメラのＹ画素に対応するのが良い。器械座標基準系の軸は、多くのやり方のうちの１つ又は２つ以上のやり方で互いに組み合わせ可能であり、例えば、基準経路１０６の距離ＺＥＤにわたるＯＣＴ基準アームの運動は、例えば距離ＺＬ動くことができるＺ‐テレスコープレンズの運動と組み合わせることができる。多くの実施形態で、レーザシステム２のコンポーネントの所在位置が、複数の器械座標基準系を眼４３の座標基準系１５０にマッピングするために組み合わされる。

多くの実施形態で、眼座標基準系は、光路長座標系から眼の組織の屈折率に基づく眼の物理的座標にマッピングされる。一例は、測定が光学厚さに基づくＯＣＴレンジングシステムである。光路長を光ビームが通過する材料の屈折率で除算することによって、物理的距離を得ることができる。群屈折率が、用いられ得て、ビーム列の中心波長並びに帯域幅及び分散特性を有する光の群速度を考慮に入れることができる。ビームが２種類以上の物体を通過する時、例えば各物質を通る光路長に基づいて、物理的距離を求めることができる。眼の組織構造及び対応の屈折率が特定され得て、光路に沿う組織構造の物理的所在位置は、光路長及び屈折率に基づいて求めることができる。光路長が２つ以上の組織に沿って延びている場合、各組織に関する光路長を求めることができ、そして対応の屈折率で除算されて、各組織を通る物理的距離を求めることができる。そして光路に沿う距離を例えば追加の距離と組み合わせることができ、それにより光路長に沿う組織構造の物理的所在位置を求めることができる。加うるに、光学縦列特性を考慮に入れることができる。ＯＣＴビームがＸ及びＹ方向に走査されてテレセントリック条件からの逸脱がガルボミラーの軸方向所在位置に起因して起こる時、光路長のディストーションが現実化する。これは、ファンエラー（fan error）と通称されており、モデル化か測定のいずれかにより補正することができる。

本明細書において説明する１つ又は２つ以上の光学コンポーネント及び光源は、異なる経路長、波長、及びスペクトル帯域幅を有する場合があるので、多くの実施形態で、用いられる群屈折率は、材料並びに光ビームの波長及びスペクトル帯域幅で決まる。多くの実施形態で、光路に沿う屈折率は、材料につれて変わる場合がある。例えば、生理的食塩水は、第１の屈折率を有し、角膜は、第２の屈折率を有し、眼の前眼房は、第３の屈折率を有し、眼は、複数の屈折率を有する勾配型屈折率レンズを有している。これらの材料を通る光路長は、群屈折率によって支配されるが、ビームの屈折ないし曲げは、材料のフェーズ（phase ）屈折率によって支配される。フェーズ屈折率と群屈折率との両方を考慮に入れると、構造体のＸ、Ｙ、及びＺ所在位置を正確に求めることができる。組織例えば眼４３の屈折率は、本明細書において説明するように波長につれて変化する場合があるが、近似値としては、眼房水は、１．３３であり、角膜は、１．３８であり、硝子体液は、１．３４であり、水晶体は、１．３６〜１．４１である。この場合、水晶体の屈折率は、例えば、水晶体曩、水晶体皮質及び水晶体核については互いに異なる場合がある。水及び生理的食塩水のフェーズ屈折率は、１０３０ｎｍの超高速レーザについては約１．３２５であり、８３０ｎｍのＯＣＴシステムについては約１．３２８である場合がある。１．３３９という群屈折率は、ＯＣＴビーム波長及びスペクトル帯域幅については１％のオーダで異なる。本明細書に記載される多くの実施形態は、本明細書において説明する測定及び治療システムの波長について眼の組織の屈折率及び群屈折率を算定する方法を提供する。システムの他のコンポーネントの屈折率は、本明細書において説明する教示に基づいて当業者であれば容易に求めることができる。

図５Ａは、レンジングサブシステム４６によって方向付けられ眼４３の水晶体ＬＥ上に集束された共用光学系５０からの光を示している。共用光学系５０からのビーム５００は、水晶体ＬＥ内の標的焦点５１０上に集束され得る。しかしながら、これに代えて、ビーム５００は、眼４３内の他の解剖学的場所、例えば涙液膜、角膜ＣＯ、眼防水ＡＨ、前水晶体曩、水晶体皮質、水晶体皮質の前方部分、水晶体皮質の後方部分、水晶体核、後水晶体曩、及び、硝子体液ＶＨ、の異なる標的焦点上に集束されても良い。図５Ａは、眼４３の虹彩ＩＲ及び毛様体筋ＣＩを示している。

多くの実施形態によれば、システム２のレンジングサブシステム４６は、眼４３の組織の屈折率を算定するために使用できる。図５Ａに示されているように、眼４３は、患者インターフェース５２に結合されており、患者インターフェース５２は、適当な液体５２ａ（例えば、滅菌緩衝生理的食塩水（ＢＳＳ）、例えばアルコン（Alcon ）ＢＳＳ（アルコン部品番号３５１‐５５００５‐１）又はその均等物）を有し、この液体は、患者インターフェースの水晶体後面と患者の角膜ＣＯとの間に配置された状態でこれらと接触関係をなし、そして共用光学系５０と患者の眼４３との間の伝送経路の一部を形成している。

多くの実施形態では、レンジングサブシステム４６は、眼の解剖学的構造体の所定の屈折率に応じて、標的焦点５１０の所在位置を突き止める。レンジングサブシステム４６又は共用光学系５０のうちの１つ又は２つ以上は、共用光学系５０の構成を定めてビーム５００を標的焦点５１０上に正しく位置決めして集束させるように、共用光学系５０と標的焦点５１０との間の構造体の屈折率を考慮に入れるのが良い。例えば、共用光学系５０のＸＹ‐スキャン機構体及びＺ‐スキャン機構体のうちの１つ又は２つ以上を、共用光学系５０と標的焦点５１０との間の構造体の屈折率に応じて、調節するのが良い。図５Ａに示されているように、ビーム５００を水晶体ＬＥ内の焦点５１０上に集束させるため、考慮に入れる必要がある解剖学的構造体及び物体としては、適当な液体５２ａ、角膜ＣＯ、眼防水ＡＨ、及び水晶体ＬＥが挙げられる。適当な液体５２ａの屈折率は、既知であっても良く、或いはあらかじめ定められても良い。角膜ＣＯ及び眼防水ＡＨの屈折率は、典型的には、個人相互間でそれほどばらつきがない。しかしながら、水晶体ＬＥの屈折率は、個人相互間で著しいばらつきを示す場合がある。さらに、屈折率は、（同一の）水晶体ＬＥ内であってもばらつきを示す場合がある。レンジングサブシステム４６は、最初に、例えば患者集団についての水晶体の平均屈折率に応じて水晶体ＬＥについての屈折率を仮定する場合がある。図５Ａに示されているように、標的焦点５１０は、実際には、実際の焦点５２０とは異なる場合がある。かくして、水晶体ＬＥの屈折率を算定することができ、更にレンジングサブシステム４６は、算定した屈折率を考慮に入れるよう構成されているのが良い。本明細書において説明するように、標的焦点５１０と実際の焦点５２０との間の位置的差を用いると、水晶体ＬＥの少なくとも一部分の屈折率を求めることができる。

図５Ｂは、当該種々の解剖学的構造体の屈折率を算定するための、眼ＥＹの解剖学的構造体中の種々の標的焦点５１０Ａ，５１０Ｂ，５１０Ｃ，５１０Ｄ，５１０Ｅ，５１０Ｆ，５１０Ｇ，５１０Ｈ，５１０Ｉ，５１０Ｊ，５１０Ｋ，５１０Ｌを示している。本明細書において説明するように、レンジングサブシステム４６及び共用光学系５０のうちの１つ又は２つ以上を用いて、これら標的焦点の各々とこれらの対応の実際の焦点の各々との間の位置的差を求めて、眼の対応の組織構造体について屈折率を算定することができる。図５Ｂに示されているように、標的焦点５１０Ａ，５１０Ｂは、角膜ＣＯ内に位置するのが良く、標的焦点５１０Ｃ，５１０Ｄは、眼防水ＡＨ内又はこの縁のところに位置するのが良く、標的焦点５１０Ｅ，５１０Ｆ，５１０Ｇは、水晶体ＬＥ内又はこの縁のところに位置するのが良く、標的焦点５１０Ｈ，５１０Ｉ，５１０Ｊ，５１０Ｋ，５１０Ｌは、硝子体液ＶＨ内に位置するのが良い。

図５Cは、例えば共用光学系５０を調節することによって、標的焦点が垂直軸線又はＺ‐軸１５６に沿って変化している状態を示している。図５Ｃに示されているように、標的焦点５１１は、水平軸線、例えばＸ‐軸１５２及びＹ‐軸１５４、に沿って変化する場合がある。例えば、標的焦点を三次元まで、即ち、Ｘ‐軸１５２、Ｙ‐軸１５４、又はＺ‐軸１５６のうちの１本又は２本以上に亘って、変化させることによって、眼ＥＹの解剖学的構造、例えば水晶体ＬＥ、の三次元までの勾配屈折率プロフィールを生成することができる。本明細書において説明するレーザ眼手術システム２は、水晶体ＬＥの屈折率プロフィールを適用して、標的焦点を眼の解剖学的構造体内により正確に配置することができ、それにより、より正確なレーザ切開創を得ることができる。

図５Ｄは、眼４３の例示の屈折率プロフィール５５０を示している。図５Ｄは、プロフィール５５０を二次元として示し、すなわち、プロフィール５５０は、Ｙ‐軸１５４及びＺ‐軸１５６内の位置に応じた水晶体ＬＥの屈折率情報を含む。プロフィール５５０は、多くの実施形態では、三次元であるのが良く、このプロフィールは更に、Ｘ‐軸１５２の位置に応じた水晶体ＬＥの屈折率情報を含む。少なくとも幾つかの場合、水晶体ＬＥの屈折率は、水晶体ＬＥ内でばらつきを示す場合がある。図５Ｄに示されているように、第１の水晶体領域５６１、第２の水晶体領域５６３、第３の水晶体領域５６５、第４の水晶体領域５６７、及び第５の水晶体領域５６９の屈折率は、互いに異なっている場合がある。

図６は、多くの実施形態に従って標的物体の屈折率を算定する方法６００を示すフローチャートである。

ステップ６１０では、光が標的物体内の第１の標的所在位置に集束される。本明細書において説明するように、集束光は、ビーム５００を有するのが良く、第１の標的所在位置は、標的焦点５１０を有するのが良く、標的物体は、被験者の眼４３の解剖学的構造体、例えば水晶体ＬＥを有するのが良い。

ステップ６２０では、標的物体の表面と第１の標的所在位置との間の距離が求められる。例えば、標的物体は、水晶体ＬＥを有するのが良く、標的物体の表面は、水晶体ＬＥの前方面を有するのが良い。ユーザは、レーザ眼手術システム２を方向付けてビーム５００を標的焦点５１０上に集束させ得る。これに応じて、レーザ眼手術システム２は、標的焦点５１０の存在位置を本明細書において説明する所定の屈折率データに応じて突き止めることができる。

多くの実施形態では、標的焦点５１０の位置を計算するためにレーザ眼手術システム２により用いられる仮定の屈折率がｎ_assumedと称される場合がある。標的物体の表面、例えば水晶体ＬＥの前方面、と第１の標的所在位置、例えば標的焦点５１０、との間の距離はＤ_COMMANDと称される場合がある。本明細書において説明するように、標的焦点５１０は、レーザ眼手術システム２及びレンジングサブシステム４６が考慮に入れていない屈折のために、実際の焦点５２０と同一の位置に位置しない場合がある。標的物体の表面、即ち、水晶体ＬＥの前方面と実際の焦点５２０との間の距離は、Ｄ_ACTUALと称される場合がある。表面、例えば水晶体ＬＥの前方面と第１の標的所在位置、例えば標的焦点５１０との間の標的物体の実際の屈折率は、ｎ_actualと称される場合がある。多くの実施形態では、Ｄ_ACTUALは、次の方程式、即ち、Ｄ_ACTUAL＝Ｄ_COMMAND×（ｎ_actual／ｎ_assumed）に従って、Ｄ_COMMANDに関連している。

ステップ６３０では、ビーム経路のピーク強度所在位置が光学干渉信号により突き止められる。例えば、レンジングサブシステム４６は、軸線、例えば垂直軸線又はＺ‐軸に沿って標的焦点５１０を通るビーム経路の強度を測定することができ、この経路に沿うピーク強度の所在位置を求めることができる。このピーク強度所在位置は、実際の焦点５２０の所在位置に一致している場合がある。

ステップ６４０では、標的物体の表面と突き止められたビーム経路ピーク強度所在位置との間の距離が求められる。多くの実施形態では、光学コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）システムを用いて、ビーム経路の強度が求められる。標的物体の表面、例えば水晶体ＬＥの前方面と突き止められたビーム経路ピーク強度所在位置との間の距離が、Ｄ_OCTと称される場合がある。光は、これが標的物体を通って伝わってＯＣＴシステムにより読み取られるときに屈折する場合があるので、ＯＣＴシステムは、ｎ_assumedと呼ばれる場合がある仮定の屈折率を用いて、当該屈折を考慮に入れるのが良い。多くの実施形態では、Ｄ_OCTは、次の方程式、即ち、Ｄ_OCT＝Ｄ_ACTUAL×（ｎ_actual／ｎ_assumed）に従って、Ｄ_ACTUALに関連している。

ステップ６５０では、標的物体表面と第１の標的所在位置との間の標的物体の屈折率がステップ６２０及びステップ６４０からの求められた距離に応じて算定される。多くの実施形態では、この屈折率は、標的物体表面と第１の標的所在位置との間の物体の平均屈折率を含む。当該屈折率を求めるため、次の関係式又は方程式、即ち、Ｄ_ACTUAL＝Ｄ_COMMAND×（ｎ_actual／ｎ_assumed）、及びＤ_OCT＝Ｄ_ACTUAL×（ｎ_actual／ｎ_assumed）が適用される。後ろの方程式のＤ_ACTUALを前の方程式の均等値で置き換えると、次の方程式、即ち、Ｄ_OCT＝Ｄ_COMMAND×（ｎ_actual／ｎ_assumed）²が得られる。次に、ｎ_actual、即ち標的物体表面と第１の標的所在位置との間の標的物体の屈折率が、書き換えられた方程式、即ち、ｎ_actual＝ｎ_assumed×ｓｑｒｔ（Ｄ_OCT／Ｄ_COMMAND）の使用により計算され得る。算定された屈折率は、眼の水晶体の領域にマッピングされるのが良い。

ステップ６６０では、上述のステップ６１０〜６５０が第２の標的所在位置について繰り返し実施されるのが良い。第２の標的所在位置は、同一の標的物体内に位置しても良く、異なる標的物体内に位置しても良い。また、ステップ６２０及びステップ６４０のための基準位置として標的物体の表面を用いるのではなく、ステップ６２０及びステップ６４０のための基準点として第１の標的所在位置を用いても良い。本明細書において開示するように、標的物体例えば水晶体ＬＥ内の複数の場所の屈折率を測定すると、例えば図５Ｄに示されているように、標的物体の屈折率プロフィールを求めることができる。

当業者であれば理解するように、方法６００の上記ステップは、例示である。これらステップの順序を変えても良く、１つ又は２つ以上のステップを変更しても良く、追加しても良く、或いは省いても良く、これらのことは、本発明の範囲から逸脱することを意味しない。レーザ眼手術システム２のプロセッサシステムは、方法６００の１つ又は２つ以上のステップを実施する命令を具体化する有体的媒体を含むのが良い。方法６００に続き、種々の外科的処置のうちの１つ又は２つ以上を眼に対して実施するのが良い。かかる眼外科的処置としては、１つ又は複数の測定屈折率に応じた白内障手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた網膜手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた硝子体網膜手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた緑内障手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた屈折異常眼手術、１つ又は複数の測定屈折率に応じた角膜手術、及び１つ又は複数の測定屈折率に応じた多くの他の眼手術手技、が挙げられる。

次に、眼の解剖学的構造体の屈折率測定の一例が提供される。

図７は、種々の所望の焦点のための眼の種々の解剖学的構造体を通る種々のビーム経路の強度グラフ７００である。ビーム経路強度プロフィールは、レンジングサブシステム４６から測定することができ、レンジングサブシステム４６は、光学コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）システムを含むのが良い。強度グラフ７００は、第１のビーム経路強度プロフィール７０１、第２のビーム経路強度プロフィール７０２、第３のビーム経路強度プロフィール７０３、第４のビーム経路強度プロフィール７０４、第５のビーム経路強度プロフィール７０５、第６のビーム経路強度プロフィール７０６、第７のビーム経路強度プロフィール７０７、第８のビーム経路強度プロフィール７０８、第９のビーム経路強度プロフィール７０９、及び第１０のビーム経路強度プロフィール７１０を示している。各ビーム経路強度プロフィールは、眼の水晶体内の１つの標的焦点に対応し得て、より大きな番号がつけられたビーム経路強度プロフィールは、眼の水晶体内のより深い標的焦点に対応している。例えば、第１０のビームプロフィール７１０に対応した標的焦点は、第９のビームプロフィール７０９に対応した標的焦点よりも深いのが良く、この標的焦点は、第８のビームプロフィール７０８に対応した標的焦点よりも深いのが良く、この標的焦点は、第７のビームプロフィール７０７に対応した標的焦点よりも深いのが良く、この標的焦点は、第６のビームプロフィール７０６に対応した標的焦点よりも深いのが良く、この標的焦点は、第５のビームプロフィール７０５に対応した標的焦点よりも深いのが良く、この標的焦点は、第４のビームプロフィール７０４に対応した標的焦点よりも深いのが良く、この標的焦点は、第３のビームプロフィール７０３に対応した標的焦点よりも深いのが良く、この標的焦点は、第２のビームプロフィール７０２に対応した標的焦点よりも深いのが良く、この標的焦点は、第１のビームプロフィール７０１に対応した標的焦点よりも深いのが良い。これらビーム経路強度プロフィールの各々は、第１の高強度帯７５０及び第２の高強度帯７５５を含み得る。多くの実施形態では、第１及び第２の高強度帯７５０，７５５は、眼の１つ又は２つ以上の解剖学的構造体の表面からの反射を含む。例えば、第１の高強度帯７５０は、角膜の前方面からの反射を含み得て、第２の高強度帯７５５は、角膜の後方面からの反射を含み得る。

第１のビーム経路強度プロフィール７０１は、ピーク強度帯７１１を含み得て、このピーク強度帯は、第１の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得る。第２のビーム経路強度プロフィール７０２は、ピーク強度帯７１２を含み得て、このピーク強度帯は、第２の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得る。第３のビーム経路強度プロフィール７０３は、ピーク強度帯７１３を含み得て、このピーク強度帯は、第３の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得る。第４のビーム経路強度プロフィール７０４は、ピーク強度帯７１４を含み得て、このピーク強度帯は、第４の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得る。第５のビーム経路強度プロフィール７０５は、ピーク強度帯７１５を含み得て、このピーク強度帯は、第５の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得る。第６のビーム経路強度プロフィール７０６は、ピーク強度帯７１６を含み得て、このピーク強度帯は、第６の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得る。第７のビーム経路強度プロフィール７０７は、ピーク強度帯７１７を含み得て、このピーク強度帯は、第７の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得る。第８のビーム経路強度プロフィール７０８は、ピーク強度帯７１８を含み得て、このピーク強度帯は、第８の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得る。第９のビーム経路強度プロフィール７０９は、第９の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得るピーク強度帯（図示せず）を含み得る。第１０のビーム経路強度プロフィール７１０は、第１０の標的焦点上に集束されたビームの焦点に対応し得るピーク強度帯を含み得る。

以下の実施例では、２つの箇所相互間の眼の水晶体ＬＥの平均屈折率を強度グラフ７００に応じて計算することができる。第２のビーム経路強度プロフィール７０２のピーク強度帯７１２は、８．８ｍｍの距離のところに位置している。第８のビームプロフィール７０８のピーク強度帯７１８は、１２．２５ｍｍの距離のところに位置している。２つのピーク強度帯７１２，７１８相互間の距離又は差は、従って、３．４５ｍｍである。本明細書において説明するように、３．４５ｍｍというこの距離が、Ｄ_OCTとみなされる。第２のビーム経路強度プロフィール７０２の標的焦点と第８のビーム経路強度プロフィール７０８の標的焦点との間の距離、即ちＤ_COMMANDは、３ｍｍである。すなわち、レーザ眼手術システム２が２つの焦点を３ｍｍだけ変化させるよう指令された場合、レーザ眼手術システム２のレンジングサブシステム４６は、この距離を３．４５ｍｍとして検出する。本明細書において説明するように、眼の水晶体の屈折率を仮定するのが良い。この実施例では、仮定の屈折率、即ちｎ_assumedは、１．３３８８であるとみなされる。本明細書において説明するように、実際の平均屈折率は、方程式ｎ_actual＝ｎ_assumed×ｓｑｒｔ（Ｄ_OCT／Ｄ_COMMAND）を用いて、上述の変数に応じて計算することができる。この実施例では、ｎ_actual、即ち第２のビーム経路強度プロフィール７０２及び第８のビーム経路強度プロフィール７０８の標的焦点相互間の平均屈折率は、１．３３８８×ｓｑｒｔ（３．４５／３）、即ち１．４３５７である。本明細書において説明するように、眼の水晶体ＬＥ及び眼の他の構造体の屈折率は、ばらつきを示す場合があり、眼の水晶体ＬＥ及び眼の他の構造体の屈折率プロフィールを生成することによって、レーザ眼手術システム２は、切開創をより一層正確に配置するために、レーザビーム焦点を眼内により一層正確に配置することができる。

本発明の好ましい実施形態を図示すると共に本明細書において説明したが、かかる実施形態は、例示として提供されているに過ぎないことは当業者には明らかであろう。本発明の範囲から逸脱することなく、当業者には多くの変形、変更、及び置換が明らかである。理解されるべきこととして、本明細書において説明した本発明の実施形態の種々の変形例を本発明の範囲から逸脱することなく採用することができる。したがって、本発明の範囲は、特許請求の範囲の記載及びその均等範囲にのみ基づいて定められる。

Claims (28)

1. 物体の屈折率を算定する方法であって、
   光を、ビーム経路に沿って、前記物体内の所在位置を有する焦点に集束させるステップと、
   前記物体内の前記焦点の前記所在位置に応じて、前記物体の前記屈折率を算定するステップと、
   を備えたことを特徴とする方法。
2. 前記物体は、第２の屈折率を有する第２の物体に隣接して位置する表面を有しており、
   前記第１の屈折率は、前記第２の屈折率とは異なっており、
   前記ビーム経路は、前記表面から前記焦点までの距離にわたって延びており、
   前記屈折率は、前記表面から前記焦点までの前記距離に応じて算定される
   ことを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 前記物体は、標的物体から成り、
   当該方法は、前記ビーム経路の所在位置を前記集束光の光学干渉信号によって算定するステップを更に備え、
   前記所在位置は、前記光学干渉信号のピーク強度の所在位置に応じて求められる
   ことを特徴とする請求項２記載の方法。
4. 前記標的物体は、患者の眼の光学的に透過性の組織構造体を有する
   ことを特徴とする請求項３記載の方法。
5. 前記眼の前記光学的に透過性の組織構造体は、涙液膜、角膜、眼房水、水晶体、前水晶体曩、水晶体皮質、水晶体皮質の前方部分、水晶体皮質の後方部分、水晶体核、後水晶体曩、及び、硝子体液、のうちの１つ又は２つ以上を含み、
   第２の組織構造体が、前記第２の物体を有しており、
   前記第２の組織構造体は、前記光学的に透過性の組織構造体の前方に位置しており、
   前記表面は、両者の間に配置されている
   ことを特徴とする請求項４記載の方法。
6. 前記光学的に透過性の組織構造体の前記屈折率を算定するために、前記ビーム経路に沿う複数の焦点の複数の所在位置を決定するステップ
   を更に備えたことを特徴とする請求項４記載の方法。
7. 前記複数の所在位置は、第１の焦点の第１の所在位置及び第２の焦点の第２の所在位置を含み、
   前記屈折率は、前記第１の焦点と前記第２の焦点との間の前記物体の平均屈折率に対応している
   ことを特徴とする請求項６記載の方法。
8. 前記第１の所在位置は、前記眼の水晶体の前方部分の前方所在位置を有しており、
   前記第２の所在位置は、前記眼の後方部分の後方所在位置を有しており、
   前記屈折率は、前記水晶体の前記前方部分と前記水晶体の前記後方部分との間の平均屈折率に対応している、請求項７記載の方法。
9. 前記平均屈折率は、前記水晶体の後水晶体曩の近くへの治療ビームの位置決めを決定するために、前記前方所在位置と前記後方所在位置との間の光路長に沿う屈折率の積分に対応している、請求項８記載の方法。
10. 複数の集束レーザビームパルスを前記水晶体の後方部分に方向付けて前記水晶体の当該後方部分を切開するステップ
    を更に備えたことを特徴とする請求項８記載の方法。
11. 複数の集束レーザビームパルスを前記水晶体の後水晶体曩に方向付けて前記平均屈折率に応じて前記水晶体の前記後水晶体曩を切開するステップ
    を更に備え、
    前記集束ビームは、前記集束レーザビームとは異なる１つ又は２つ以上の光の波長を有する、請求項８記載の方法。
12. 前記組織構造体の前記屈折率を前記ビーム経路に沿う前記複数の焦点の前記複数の所在位置に応じてマッピングするステップと、
    前記複数の所在位置の各々について前記標的物体の前記屈折率を算定するために、前記複数の焦点の各々について前記集束ステップ及び前記算定ステップを繰り返すステップと、
    を更に備えたことを特徴とする請求項６記載の方法。
13. 前記複数の所在位置は、前記眼の前記水晶体の複数の所在位置を含み、
    前記眼の前記水晶体の勾配屈折率プロフィールが、前記眼の前記水晶体内の前記複数の焦点の前記複数の所在位置に応じて求められる
    ことを特徴とする請求項１２記載の方法。
14. 光源は、トモグラフィーシステムの光源を有し、
    当該トモグラフィーシステムは、光干渉トモグラフィーシステム、スペクトル光干渉トモグラフィーシステム、時間領域光干渉トモグラフィーシステム、シャインプルーク画像化トモグラフィーシステム、共焦点トモグラフィーシステム、及び、低コヒーレンス反射光測定システムのうちの１つ又は２つ以上を含み、
    前記焦点の前記所在位置は、当該トモグラフィーシステムにより決定される
    ことを特徴とする請求項３記載の方法。
15. 前記標的物体の前記屈折率は、所定の屈折率に応じて算定される
    ことを特徴とする請求項３記載の方法。
16. 前記所定の屈折率は、患者インターフェース光学部品、水、生理的食塩水、角膜、及び、眼房水、のうちの１つ又は２つ以上の屈折率を有する
    ことを特徴とする請求項１５記載の方法。
17. 前記屈折率を算定するステップは、前記所定の屈折率に、前記標的物体の表面と前記所定のビーム経路所在位置との間の距離を前記標的物体の前記表面と意図した焦点との間の距離で除算して得られる値の平方根を乗算するステップを含む
    ことを特徴とする請求項１５記載の方法。
18. 眼の構造体を治療する方法であって、
    前記構造体中で所在位置を有する焦点に光源を集束させるステップと、
    前記焦点の所在位置を光学干渉信号に応じて識別するステップと、
    前記物体の屈折率を前記焦点の前記所在位置に応じて算定するステップと、
    前記屈折率を前記構造体にマッピングするステップと、
    前記構造体のプロフィールを前記マッピングに応じて求めるステップと、
    前記構造体の前記プロフィールに応じて当該構造体を切開するステップと、
    を備えたことを特徴とする方法。
19. 前記眼の前記構造体は、涙液膜、角膜、眼防水、水晶体、前水晶体曩、後水晶体曩、水晶体皮質、水晶体核、及び、硝子体液、のうちの１つ又は２つ以上を含む
    ことを特徴とする請求項１８記載の方法。
20. 物体の屈折率を算定する装置であって、
    光のビームを発生させる光源を含むトモグラフィーシステムと、
    画像化システムに結合されると共に前記トモグラフィーシステムからデータを受け取るように構成された有体的媒体を含むプロセッサと、
    を備え、
    前記有体的媒体は、前記ビームの焦点の所在位置に応じて物体の屈折率を算定するよう、命令を具体化する
    ことを特徴とする装置。
21. 前記有体的媒体は、
    前記物質中で意図した所在位置を有する意図した焦点に前記光ビームを集束させ、
    前記集束させた光の干渉信号の所在位置を識別し、
    前記意図した焦点所在位置及び前記求めた干渉パターン所在位置に応じて前記標的物体の屈折率を算定し、
    前記算定された屈折率を前記物体の所在位置にマッピングする、
    という命令を具体化する
    ことを特徴とする請求項２０記載の装置。
22. 前記物体を切開するためにパルス化レーザビームを発生させるパルスレーザと、
    前記レーザビーム、前記トモグラフィーシステム、及び前記プロセッサに結合された光学的送出システムと、
    を更に備え、
    前記有体的媒体は、前記屈折率に応じて治療プロフィールを決定する命令を含む
    ことを特徴とする請求項２０記載の装置。
23. 前記パルスレーザは、第１の１つ又は２つ以上の波長を有しており、
    第２のレーザは、前記第１の１つ又は２つ以上の波長とは異なる第２の１つ又は２つ以上の波長を有しており、
    前記プロセッサは、前記第１の１つ又は２つ以上の波長の前記屈折率に応じて、前記第２の１つ又は２つ以上の波長を有する前記パルス化レーザビームの複数の焦点位置を求める命令を含む
    ことを特徴とする請求項２２記載の装置。
24. 前記有体的媒体は、前記マッピングに応じて前記物体のプロフィールを求めて当該プロフィールに応じて前記物体を前記レーザによって切開する命令を更に具体化する
    ことを特徴とする請求項２２記載の装置。
25. 前記プロセッサは、前記物体の前記屈折率に応じて、前記物体の後方に位置する第２の構造体の切開プロフィールの命令を決定する命令を具体化する
    ことを特徴とする請求項２２記載の装置。
26. 前記有体的媒体は、眼の標的組織構造体までの光路に沿う眼の複数の組織構造体の複数の屈折率を算定する命令を具体化し、
    前記有体的媒体は、前記光路に沿う前記複数の屈折率に応じて、組織を切開するためにパルス化レーザビームの焦点位置を求める命令を具体化し、
    前記複数の組織構造体は、前記眼の涙液膜、角膜、眼房水、水晶体、前水晶体曩、前水晶体皮質、水晶体核、後水晶体皮質、後水晶体曩、及び、硝子体液、のうちの１つ又は２つ以上を含む
    ことを特徴とする請求項２０記載の装置。
27. 前記有体的媒体は、請求項１〜１９のうちいずれか一に記載のステップのうちの任意の１つ又は２つ以上を実施する命令を具体化する
    ことを特徴とする請求項２０記載の装置。
28. 前記トモグラフィーシステムは、光干渉トモグラフィーシステム、スペクトル光干渉トモグラフィーシステム、時間領域光干渉トモグラフィーシステム、シャインプルーク画像化トモグラフィーシステム、共焦点トモグラフィーシステム、及び、低コヒーレンス反射光測定システムのうちの１つ又は２つ以上を含み、
    前記焦点の前記所在位置は、当該トモグラフィーシステムにより決定される
    ことを特徴とする請求項２０記載の装置。

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