JP2018513733A - 眼科手術装置 - Google Patents

Abstract

本発明は１ピコ秒〜１ナノ秒の持続時間でレーザパルスのビーム（８）を出すのに好適なレーザ源（１）；前記レーザパルスのビームを焦点（６）にフォーカシングさせるための光学フォーカシング系（１０）；および予め決められた経路に沿って前記焦点（６）を動かすように構成されている、レーザパルスのビームを動かすためのシステムを含む、眼科手術装置に関する。レーザ源（１）は眼（４）の前部の表面（２５）の隣にフォーカシングされたピコ秒〜ナノ秒レーザパルスのビーム（８）を生成し、焦点（６）は、眼（４）の前部の対称光軸（２１）からゼロ以外の距離ｄに位置しており、レーザパルスのビームを動かすためのシステム（３０）は、眼（４）の前部の対称光軸（２１）の周りの環状領域に位置している曲線経路（１６）に沿って前記焦点（６）を動かすために、回転軸（３６）の周りでの単一の回転自由度を含み、眼科手術装置は焦点（６）における、および眼（４）の前部の対称光軸（２１）の周りの前記環状領域における曲線経路（１６）全体上での幾何光学収差を制限するような開口数を備えて構成されている。

Description

本発明は、眼科手術装置に関する。より正確には、本発明は、眼の前部の手術装置に関する。特に、本発明は、白内障を治療するための手術装置に関する。

白内障は、主に老化と結び付けられる眼の疾患であり、毎年、世界中で数十万人が罹患している。白内障は、水晶体に進行性の混濁化を生じる。水晶体は、眼の通常透明である光学的媒質であり、角膜と網膜との間で両凸レンズの形態を有する。水晶体は、水晶体嚢（crystalline lens bag）とも呼ばれる嚢と、嚢の中心に配置された核とを含む。嚢は、靭帯によって筋肉に接続され、その筋肉により、水晶体の湾曲を修正することが可能である。そのようなものとして、水晶体は、遠近調節、すなわち視距離に従って網膜上に像を形成することを可能にする。

白内障の外科治療は、間違いなく世界中で最も多く行われてきた顕微外科的行為である。この治療は、一般的に、水晶体または混濁した水晶体の一部分を摘出すること、およびそれを人工水晶体インプラントで置き換えることを含む。

第１のタイプの外科治療は、メスなどの従来の手術器具の使用および水晶体超音波吸引プローブに基づく。この従来の技術は、満足のいく結果を得るために、外科医の所作の長期にわたる学習および高度な専門知識を必要とする。

従来の白内障手術は、いくつかのステップに分解され得、１つまたはいくつかの手動器具によって実施される。刃具、例えばメスを使用して、角膜の外縁に概して長さ２ｍｍ未満の１つまたは２つの小さい切開部を形成し、水晶体の可能な限り近くに他の手術器械を導入できるようにする。破嚢術または円形嚢切開術のステップは、水晶体の前嚢に円形または曲線の切開を行うことを含む。この切開は、従来、特殊な鉗子によって手動で行われた。破嚢部の直径は、原則として５．５ｍｍである。手動での切開中、この破嚢部の直径を正確に制御することは困難になり得るため、良好な真円度を得ることは困難である。破嚢術のこのステップは、超音波によって断片化された水晶体から核を摘出する次のステップの安全性を決定する。この趣旨で、水晶体超音波吸引プローブ（ultrasound phacoemulsification probe）が水晶体嚢の内側に導入されて、核を断片化する。吸引システムによって核の断片を引き出す。その後、眼内水晶体インプラントが嚢の後方部分に取り付けられる。切開の真円度およびその正確な直径は、インプラントの精密な位置決めにおいて、特にプレミアムインプラントと呼ばれる新しい多焦点インプラントで非常に重要な要素である。

この技術は、水晶体超音波吸引装置（phaco-emulsificator）および眼内インプラントに関する技術的進歩の恩恵を受けている。

この技術は、白内障の治療だけでなく、水晶体の屈折手術にも適用される。実際、プレミアムインプラントと呼ばれる特殊なインプラントが存在し、これは、乱視、老眼、遠視または近視などのいくつかの視力欠陥を矯正することを可能にする。

眼の第２のタイプの外科治療は、フェムト秒レーザの使用に基づく。

フェムト秒レーザは、近視の治療において角膜を切開するＬＡＳＩＫ技術の眼科手術においてよく使用される。

フェムト秒レーザに基づく白内障手術装置は、ごく最近になって出現した。フェムト秒レーザは、１〜数百フェムト秒の持続時間で複数のパルスを出すレーザである。フェムト秒レーザは、超短高出力パルスを出し、それにより、局部加熱することなく眼組織を切開することができる。フェムト秒レーザは、マイクロメータの精度で動くために三次元画像システムおよびロボットシステムと結合されると、水晶体の切除手術を支援、最適化および固定することが可能になる。フェムト秒レーザを使用する眼科手術システムは、センタリングの精度および破嚢部直径の再現性を保証し、これは、手動操作によって得られるものよりも明らかに優れている。

フェムト秒レーザ支援白内障手術（ＦＬＡＣ）では、フェムト秒レーザは、円形であることが多い予め決められた経路に従って水晶体の前嚢に切開を行うこと、および水晶体核の断片化を可能にする。しかしながら、いくつかの特殊な例では、連続的なレーザ衝撃により、縁が、レーザビームのフォーカシングおよびフェムト秒レーザの衝撃間のビームの空間変位に起因して、歯状の様相（すなわち郵便切手のような）を有する切開を生じ得ることが観察される。

いくつかのフェムト秒レーザはまた、乱視などの屈折誤差を治療することを目指して手術器械を通すことまたは角膜辺縁の切開を行うことを意図された角膜切開を行うことを可能にする。そのようなフェムト秒レーザは、概して、水晶体超音波吸引プローブに結合され、核をプローブによって吸引されるのに十分に小さい複数の断片に断片化する。

ＦＬＡＣ技術は、理論的には、レーザのエネルギーを極度にフォーカシングさせた状態に方向付けることが可能になる。しかしながら、レーザビームのこのフォーカシングは、実際、例えばいわゆる「白い」白内障の場合、通過する光学的媒質に起因する光学収差および／または拡散が生じるために制限される。

さらに、ＦＬＡＣ技術は、水晶体の厚さ、虹彩、ならびに角膜の寸法および位置の画像化による事前の検査を必要とする。この情報は、嚢の後面、すなわち後嚢の損傷を回避するために、三次元でのレーザビームの焦点の位置を決定するうえで不可欠である。しかしながら、この分析は、特殊な三次元画像装置の実装を必要とし、および取得画像の処理には現状で数分間かかる。取得および三次元画像処理が完了すると、外科医は、レーザの標的マークを確認してレーザをトリガする。これらの２つの作業中、レーザは、複雑な眼／機械適合インターフェースを介して患者の眼に結合された状態に維持する必要がある。眼は、予め不動にされ、および瞳孔は、眼に点滴訳が注入されることによって散大される。遅延型画像処理では、眼または瞳孔の動きのリアルタイム制御が可能とならず、眼が制御されずに動くかまたは瞳孔が予期せずに収縮する場合に困難を生じ得る。さらに、眼に結合するためのシステムが取り付けられる機械の寸法および剛性自体により、眼に対するこの機械の柔軟で迅速な動きが可能とならない。

最後に、フェムト秒レーザ支援白内障手術システムのコストは、手術時間を著しく短縮することなく非常に高い状態に留まっている。

従って、特に白内障の治療に適用される、眼科手術システムの品質および安全性を改善することを可能にしながらも、眼科手術の時間を短縮しかつそのような手術のコストを削減する眼科手術システムが必要とされている。

本発明は、これらの欠点を克服するという目的を有し、およびレーザパルスのビームを出すのに好適なレーザ源、パルス状レーザビームの光路に配置された光学フォーカシング系であって、前記レーザパルスのビームを、眼の前部の一部分に位置決めされることを意図した焦点上にフォーカシングさせるのに好適である、光学フォーカシング系、および予め決められた経路に沿って前記焦点を動かすように構成されている、レーザパルスのビームを動かすためのシステムを含む、眼科手術装置に関する。

本発明によれば、好ましくは、レーザ源は、約１ピコ秒〜１ナノ秒の持続時間を有するパルス状レーザビームを生成し、光学フォーカシング系は、パルス状レーザビームを眼の前部の表面の近傍における焦点にフォーカシングさせるように構成されており、焦点は、眼の前部の対称光軸からゼロ以外の距離ｄに位置しており、レーザパルスのビームを動かすためのシステムは、眼の前部の対称光軸の周りの環状領域に位置している曲線経路に沿って前記焦点を動かすために、眼の前部の対称光軸に実質的に平行な回転軸の周りでの単一の回転自由度を含み、および光学フォーカシング系は、例えば制限された開口数により、焦点において、および眼の前部の対称光軸の周りの前記環状領域における曲線経路全体上で幾何光学収差を制限するように構成されている。

そのようなものとして、眼科手術装置は、例えば水晶体の前嚢への円形の切開を可能にする。切開は、一回の回転の動きを伴うにすぎないため、非常に迅速である。この切開の品質は、光場が曲線経路全体の単一の合焦点に制限されているために優秀であり、それにより光学収差の補正をかなり容易にする。この装置は、さらに、操作者または外科医が双眼顕微鏡を用いて手術の適切な展開のリアルタイム制御を行うことができるようにする。

特に有利には、パルス状レーザビームを動かすためのシステムは、レンズまたはフォーカシングミラーの上流または下流のレーザビームの光路に配置された光学系を含み、光学系は、入射レーザビームを受光するのに好適であり、かつ入射レーザビームに対して角度偏向または平行移動されたレーザビームを形成するように構成されており、前記光学系は、レーザビームの回転を生じるように、前記回転軸の周りで回転するように可動に装着された少なくとも１つの光学部品を含む。

別の実施形態によれば、パルス状レーザビームを動かすためのシステムは、パルス状レーザビームの光路に配置されたプリズムを含み、前記プリズムは、回転軸の周りで回転するように可動に装着されている。

別の実施形態によれば、パルス状レーザビームを動かすためのシステムは、パルス状レーザビームの角度屈曲および／または横方向変位を引き起こすように、パルス状レーザビームの光路に配置された少なくとも１つのミラーを含み、および前記少なくとも１つのミラーは、回転軸の周りで回転するように可動に装着されている。

有利には、パルス状レーザビームを動かすためのシステムは、決められた半径を有する円形経路に沿って前記焦点を動かすように構成されている。

本発明の特定のおよび有利な態様によれば、パルス状レーザビームを動かすためのシステムは、回転軸に対して平行な平行移動軸に沿って平行移動自由度をさらに含み、動かすためのシステムは、円形断面および決められた半径を有する螺旋状経路に沿って前記焦点を動かすように構成されている。

あるいは、曲線経路は、楕円形断面であり、かつ決められたおよび場合により可変の寸法を有する。

特に有利には、眼科手術装置は、一方では、光学フォーカシング系およびパルス状レーザビームを動かすためのシステムを含む手動器具と、他方では、レーザ源と手動器具との間に配置された光ファイバーリンクとを含む。

そのようなものとして、眼科手術装置は、光ファイバーの端部に置かれた手動器具を直接動かすことによって眼の前部の内側の曲線経路の位置および／または角度を動かすように、外科医によって片手で眼の光軸に対して位置および角度が迅速に調整され得、およびこの手動器具のみがそのようなものとして本当の手術器械を形成する。

好ましくは、手動器具は、レーザビームの光路に配置された半反射ミラーまたはダイクロイックミラーを含み、手動器具は、眼の前部のリアルタイムの目視検査を提供するように双眼顕微鏡を光学的に組み合わせるように適合されている。

特に、レーザとフォーカシング用の系との間のこの光ファイバーリンクは、柔軟性がありかつ有線であり得、レーザ源をオフセットできるようにする。光ファイバーリンクは、さらに、フォーカシング用の系を柔軟性があるようにし得、そのため、特に操作者の手に直接握られ得る手動器具に統合され得る。

本発明の特定の態様によれば、眼科手術装置は、平面的でありかつ平行な面を備えるラメ（ｌａｍｅ）および／または平凹プレートを含む適合インターフェース機器をさらに含み、適合インターフェース機器は、焦点においておよび前記焦点の前記経路上で光学収差を補正するように構成された少なくとも１つの光学面を有する。任意選択的に、機器は、眼で低圧吸引を実行するのに好適なシステムを含み得る。

そのようなものとして、眼科手術装置は、適合インターフェース機器を眼の眼球上にあるようにして、治療される眼に配置され得る。

有利には、眼科手術装置は、レーザ源の照射およびパルス状レーザビームを動かすためのシステムの始動をトリガするための機器をさらに含む。

実施形態では、レーザ源は、７００ｎｍ〜１３５０ｎｍ、好ましくは１０２５ｎｍ〜１０８０ｎｍの波長でレーザパルスを出す。

有利には、レーザ源は、２０ｋＨｚ〜１ＭＨｚ、好ましくは２４０ｋＨｚ以上の繰返し率でレーザパルスを出す。

実施形態によれば、理想的なパルス状単一横モードレーザ源は、１ピコ秒〜１００ｐｓの持続時間でレーザパルスのビームを出すのに好適である。特に有利には、理想的なパルス状単一モードレーザ源は、１ピコ秒〜３０ｐｓの持続時間でレーザパルスのビームを出すのに好適な半導体レーザまたは他のレーザを含む。焦点におけるパルスの持続時間（それらの時間プロファイルの中間の高さで測定される）が１ｐｓ〜５ｐｓであることが最適である。

別の実施形態によれば、理想的なパルス状単一横モードレーザ源は、０．１ナノ秒〜１０ｎｓの持続時間でレーザパルスのビームを出すのに好適である。

本発明は、眼の前部の眼科手術装置において特に有利な適用例を有する。

本発明はまた、以下の説明で明らかになりかつ別々にまたは技術的に可能なこれらの組み合わせの全てに従って考慮する必要がある特徴に関する。

非限定的な例として与えられるこの説明は、添付図面を参照して、本発明をどのように実施し得るかをより良好に理解できるようにする。

本発明の実施形態による眼科手術装置の全体図を図示する。 レーザシステムと治療される眼との間にある適合インターフェース機器の断面図を図示する。 回転プリズムに基づいてレーザビームを動かすためのシステムの第１の実施形態を図示する。 プリズムの異なる向きおよび対応する焦点位置での光学フォーカシング系と回転プリズムとの組み合わせを示す。 回転ミラーを含むミラー系に基づくレーザビームの動かすためのシステムの第２の実施形態を図示する。 本発明の実施形態による装置によって破嚢手術が行われた後に双眼顕微鏡法によって取られた画像の例を示す。 水晶体嚢の破裂部の縁を示す走査型電子顕微鏡法の画像の例を示す。

機器
ＬＡＳＩＫタイプの多くの角膜手術装置、または白内障手術装置（ＦＬＡＣ）は、フェムト秒レーザに基づいている。フェムト秒レーザという用語は、ここで、１〜数百フェムト秒の持続時間で光パルスを出すレーザを意味する。眼の前部の透明な組織の切開では、一般的にパルスの持続時間を最小限にすることが推奨される。実際、レーザパルスのレーザの持続時間が長いほど、エネルギーの蓄積量は大きくなるため、熱的効果が生成される危険がある。エネルギーの蓄積量を最小限にし、かつ眼組織に対して治療できない損傷を引き起こし得る眼組織の加熱を回避することが不可欠である。

本発明の一部である観察は、白内障手術にフェムト秒レーザを使用するシステムの全てが、水晶体の非常に大きい領域部分に対応する体積部の任意の点にビームをフォーカシングすることを可能にするように構成されている、ビームを動かすための機器に基づいていることである。

これらの従来技術のシステムは、一方では、６自由度（３回転自由度および３平行移動自由度）で焦点を動かすための機械式システムと、他方では、三次元光学的画像システムとを使用する。しかしながら、水晶体の体積部と同程度に広がるイメージフィールド上に幾何光学収差のないフォーカシングを得ることは著しく困難であり、さらには不可能である。複雑な光学系を使用して光学収差を補償しようとするが、実際には、可変直径のフィールド上の光学収差の全てを完璧に補償することは不可能であることが簡単に理解され得る。

さらに、従来技術のこれらのレーザシステムで使用される方法は、１秒を大きく上回る持続時間中に眼の不動化を必要とし、およびその持続時間は、いずれの場合にも、その最中に患者が眼を不動にして保つことができる持続時間を上回っている。従って、従来のフェムト秒レーザベースのシステムは、全て３Ｄ画像取得中および白内障手術中に眼を不動にするのに十分な吸引圧力を加える適合インターフェース機器を使用する。従って、眼の不動化は、実際に数十秒〜数分にわたり継続する。しかしながら、眼に加えられる吸引圧力は、出血、眼内圧の有害な上昇、またはいくつかの場合、潰瘍の出現を含む多くの二次的影響を引き起こすことが知られている。

本開示は、破嚢術とも呼ばれる、特に水晶体の前嚢の切開専用の眼科手術装置を提案する。

一方では、この装置は、フェムト秒レーザの代わりに、好ましくは１ピコ秒またはナノ秒の持続時間のパルスレーザを使用することに基づく。装置は、フェムト秒レーザでも動作し得るが、この装置はより高価である。

ピコ秒レーザという用語は、ここで、０．１ピコ秒〜約１００ｐｓの持続時間で光パルスを出すレーザを意味する。最後に、ナノ秒レーザという用語は、０．１ナノ秒〜約１００ｎｓの持続時間で光パルスを出すレーザを意味する。

レーザ１は、好ましくは、単一横モードレーザである。

他方では、本開示によれば、レーザビームを動かすためのシステムは、単一の回転自由度を有するシステムに限定される。任意選択的に、レーザビームを動かすためのシステムは、振幅が制限された１、２または３平行移動自由度を有し得る。そのようなものとして、レーザビームの動きは、好ましくは環状または円環状の形状という制限された体積部にある曲線経路に制限される。動かすための機械式システムは、極めて単純化されるため、装置のコストが削減される。さらに、合焦点の経路を円（これは、単一の点に制限されたフィールドに光学的に対応する）に制限することにより、レーザビームの経路全体にわたって焦点における光学収差の補正を可能にする。なぜなら、焦点を基準に位置付ける場合、回転要素は不動であるためである。最後に、制限された体積部に経路を制限することは、三次元画像システムに対するニーズの抑制を可能にする。手術室内に通常存在するもののような双眼顕微鏡タイプの二次元画像システムは、経路全体にわたるリアルタイムでのレーザビームのフォーカシングの監視および制御に十分である。

特に、例えばプリズムまたは偏心フォーカシングレンズによって経路が偏向される前に、レーザビームの光軸上に中心を有する円に焦点の経路を制限することにより、経路の任意の点において、まったく同じ波面を有するようにすることが可能である。その場合、波面を補正することが特に簡単である。なぜなら、１点における補正が、屈曲を生じる前にレーザの光軸の周りでレーザを屈曲または偏向させるための要素を回転させることを条件にして、全ての点に対して同じ補正をもたらすからである。

屈曲後にビームの経路に置かれた要素は全て、有利には、屈折率が有意に変化する境界面を有するとき、レーザの経路のいずれの点においてもレーザの軸に対して回転対称を有し得る。例えば、フォーカシングレンズの後段に置かれたそのような面は、主要な半径が常にその経路のいずれかの点にある入射面に対して垂直であるような角度である円錐台状の形状を有し得る。

図１は、本発明の実施形態による眼科手術装置１００を図示する。装置は、水晶体の前嚢を切開する手術のために眼４に対して配置される。患者の眼４の断面図が示され、眼４のいくつかの解剖学的要素を示す：角膜２４、角膜の周囲の縁７、虹彩２６および水晶体５。概して、破嚢手術中、虹彩２６は最大まで散大される。対称光軸２１は、水晶体の、虹彩２６の中心または縁７の中心またはこれら２つの中心間にある点を通過する軸であると定義され、およびこの光軸２１は、水晶体の前嚢の表面に対して実質的に垂直である。

眼科手術装置は、好ましくは光ファイバー１５によって手動器具４０に接続されるレーザ源１を含む。光ファイバー１５は、手動器具を簡単に操作できるようにするが、レーザ源１を固定し、かつ患者からある距離のままにする。光ファイバーは、そのようなものとして、患者の眼４の周りの空間を明瞭にすることを可能にする。操作者または外科医は、患者の眼４の角膜２４の近傍にまたはそれと接触させて手動器具４０を置く。

レーザ１は、有利には、ピコ秒またはナノ秒パルスレーザである。そのようなレーザは、光ファイバー１５を破壊し得るパルスパワーを出すフェムト秒レーザとは対照的に、光ファイバー１５を経由した伝送に適合する。

手動器具４０は、レーザビームを付形するための光学系１０と、レーザビーム８を眼内焦点６上に、より正確には患者の眼４の前部の点にフォーカシングさせるための光学フォーカシング系２０とを含む。

光学系１０、２０は、例えば、複数のレンズを備える１つまたは２つの無限焦点光学系を含む。光学フォーカシング系２０は、水晶体の前嚢の表面の近傍に焦点６を結ぶように構成され、かつそのようにして、レーザビーム８の焦点６は、水晶体の対称光軸２１に対して偏心されている。そのようなものとして、眼への入射レーザビーム８は、眼の前部の軸の外側にある様々な光学的媒質を通って伝播する。より正確には、レーザビーム８は、角膜２４の軸の外側にある一部分によって屈折され、および角膜の後面と水晶体５の前嚢との間にある房水を透過する。

手動器具４０はまた、回転軸に対して焦点６を動かすのに好適なレーザビーム８を動かすためのシステム３０を含む。より詳細には、レーザビームの焦点６を動かすためのシステム３０は、焦点６が強制的に回転軸の周りの曲線経路１６を辿るように構成される。好ましくは、外科医は、水晶体の対称光軸２１上に回転軸を位置合わせするように手動器具４０を配置する。ここで、眼４が必ずしも不動にされることなく固定されたままであると想定する。特に有利には、レーザビーム８の焦点６の経路１６は、楕円形または円形断面の軸対称を有しかつ決められた寸法または決められた直径を有する円柱の面上、または例えば螺旋面上に位置し、円柱の軸は、水晶体の対称光軸２１上に中心がある。

特にこの経路１６は、水晶体５の体積内で始まり、かつ水晶体の前嚢の表面２５と角膜２４との間で終わり得る。

有利には、手動器具４０は、治療される眼と接触して置かれる適合インターフェース機器６０を含み、これにより、角膜２４上へのビーム８の入射角を小さくすることが可能になる。患者の眼は、弱い吸引により、短期間（概して１秒未満）にわたり自由にされることもまたは不動にされることもできる。適合インターフェース機器６０が固定される手動器具４０は、そのようなものとして、光ファイバーによってレーザ源に接続される眼科手術器械を形成し、それにより、外科医によって簡単に操作できるようにする。

特に有利な実施形態では、手動器具４０はまた、半透明プレートまたはダイクロイックプレートを含み、これは、レーザビーム８の光路に配置され、かつ水晶体の前嚢およびレーザビームの焦点６を直接見ることを可能にするかまたはレーザビームの光路上で双眼顕微鏡に光学的に結合することを可能にする。そのような双眼顕微鏡は、水晶体の前嚢およびレーザビームの焦点６を同時に見ることが可能にする。双眼顕微鏡は、そのようなものとして、水晶体の対称光軸２１に対する手動器具４０の位置合わせのリアルタイム制御、レーザビーム８のフォーカシング、および水晶体の前嚢の切開を可能にする。しかしながら、外科医が直接見ることにより、眼科手術器械を極めて短時間で手動で正確に位置合わせできるようにし、かつ数秒未満またはさらには１秒の合計時間で破裂部の切開を行うことができるようにするという利点をもたらす。

図２は、患者の眼の前方部分と接触して取り付けられた適合インターフェース機器の一部分の拡大断面図を示す。ここで、適合インターフェース機器は、例えば平凹レンズ６１を含み、角膜２４に対面して配置されるその面は、角膜２４の平均曲率半径以上の曲率半径を有する。別の実施形態では、適合インターフェース機器は、平凹レンズ６１の代わりに、平面的で平行な面を備えるプレートを含む。適合インターフェース機器は、固体材料もしくは液状材料から、または固体材料と液状材料の組み合わせから形成され得る。これらの材料は、レーザの波長に対して透明である必要がある。適合インターフェース機器６０の光軸を、縁の中心および／または虹彩の中心を通過する光軸２１上に中心合わせすることが重要である。有利には、液体またはゲルが、角膜２４の表面と、平凹レンズ６１、または適合インターフェース機器の平面的な面を備えるプレートとの間に置かれて、屈折率が異なる光学的媒質間での境界面上での屈折によるレーザビーム８の屈曲を制限するようにする。

好ましくは、インターフェース６１の下面は、球面または擬球面であり、およびその曲率半径は、角膜よりもわずかに大きく、一般的に９ｍｍ〜１１ｍｍ、および好ましくは１０ｍｍである。そのようなものとして、眼科手術器械と眼との間の接触が単一の点にまたは非常に小さい擬平面に減少され、それにより、一般に±０．５ｍｍ〜±１ｍｍの最大横方向運動を可能にして、角膜頂点に対する虹彩の偏心を補償する一方、依然として角膜との光学的接触を維持する。手術器械の位置合わせの調整は、スキャナータイプの走査ビームシステムを使用することに基づくシステムの場合のように、装置の内側でレーザビームを動かすことによってではなく、外科医が眼の上で眼科手術器械を手動で動かすことにより実施される。そのようなものとして、レーザビームは円を描くことができ、その場合、外科医が、眼の動きに特徴的な時間よりも短い時間内に、眼の表面上での眼科手術器械の角度および位置を単に修正することにより、眼での位置および向きの調整を行い得る。従って、眼を不動にする必要はない。

図２の図では、レーザビーム８は、平凹レンズ６１、角膜２４とレンズ６１の凹面との間にある媒質（空気または液体媒質の屈折率）、角膜２４、および前眼房に存在する房水を連続的に通過する。

レーザビーム８は、焦点６上にフォーカシングされる。レーザビー
ム８がレンズ６１と、ここでは光軸２１と合わさったこれらの光学部品の回転対称の光軸に対して偏心された角膜とを通過することが観察される。しかしながら、レーザビーム８の開口数は、レーザビーム８が通過する領域が、レンズ６１上および角膜２４上でかなり減少された空間的な広がりとなる範囲に制限される。

眼と接触する適合インターフェース機器を形成する平凹レンズ６１または光学系の光学的厚さは、非常に厚いことができる。実際、適合インターフェース機器の光学的厚さは、光学フォーカシング系の焦点距離の９０％〜９８％に達し得る。この厚さは、フォーカシング要素が動いていないかまたは例えば屈曲を可能にするプリズムがある場合のようにゆっくりとした動きをするのみである場合、１００％にも達し得る。浸漬面がフォーカシングを可能にする、およびまたは収差も補正する場合、フォーカシング要素の屈折率と浸漬媒質の屈折率との間に十分なΔｎが維持される必要がある。屈折率が１を上回り、かつ有利には角膜の屈折率（その屈折率は約１．３８である）に近い媒質によって眼の光学フォーカシング系を分離する空間を埋めることにより、所与のフォーカシング用の系に関し、焦点スポットの物理的なサイズを大きくすることなく、後側焦点距離、すなわち焦点からレンズの頂点までの距離を増大させることが可能である。さらに、適合インターフェース機器と組み合わせられた光学フォーカシング系がフィールドの単一の点に影響を与えるという事実により、厚さが非常に厚い平凹レンズ６１を含むための円形経路全体にわたって幾何収差を正確に補償することが可能になる。

実施形態では、適合インターフェース機器は、隣接する面が一致しかつ屈折率が互いに近いいくつかの材料で構成されたレンズまたは厚いプレート６１の連続的なアセンブリで形成されたいくつかのジオプトリを備える平凹レンズまたは光学系を含む。好ましくは、２つの連続的なジオプトリ間での屈折率の差Δｎは、０．１未満である。さらに、材料は、角膜（ｎ＝１．３８）の屈折率に近い屈折率、一般に１．３〜１．５を有するように選択されて、眼から最も遠い境界面を除き、空気との境界面を有することなく、光学的に連続した厚いアセンブリを生じる。好ましくは、固体材料は、溶融シリカ（ｎ＝１．４５）、または低屈折率レンズ（ｎ＜１．５１）、またはポリマー、例えばＰＭＭＡ（ｎ＝１．４９）、またはアクリル（ｎ＝１．４９）から選択され、および液状材料は、水（ｎ＝１．３３）、塩水または甘水（ｎ＝１．３３〜１．４５）、または塩基水溶液を備えるゲルから選択される。１つまたはいくつかの厚みのある光学的アセンブリ境界面は、光学的な連続性を保持するために液体またはゲルから形成され得る。光学フォーカシング系が光場の単一の点にのみ作用するため、多数の光学的媒質を通過したにも関わらず、光場のこの単一の点では球面収差を完璧に補償することが可能である。

レーザビーム８の焦点６は、光軸２１から決められた距離ｄに配置された、水晶体５の前嚢の表面上の点に位置決めされる。例えば、焦点６と光軸２１との間の距離ｄは、２．５ｍｍに等しい。有利には、距離ｄは、レーザ照射の開始前に患者の特定のニーズに従って調整され得る。例えば、距離ｄは、１〜４ｍｍで調整され得る。

レーザ源１と焦点６との間のレーザビームの光路に配置される光学部品および光学的媒質の全てが焦点６の形成に関与する。眼科手術装置の光学部品と、眼の前部の、前嚢と角膜の前面との間に配置された部分との組み合わせは、そのようなものとして、完全な光学系を形成する。より正確には、光学系１０、２０、平凸レンズ６１、平凸レンズ６１と焦点６との間にある眼の様々な光学的媒質および境界面は、幾何光学の見地から焦点６の位置および特性を決定する。

完全な光学系の幾何光学性能は、高開口数（少なくとも０．４に等しい開口数）では、およびより強い理由から低開口数（一般に０．２未満、好ましくは０．０５〜０．１５、例えば約０．１の開口数）に関して像平面でのフォーカシングが単一のフィールドを有する一方、依然としてかなりの作用距離を有するため（例えば、手動器具４０の光学系と焦点６との間の作用距離は、０．４以上の開口数では２０ｍｍを上回る）、回折によって簡単に制限される。

実際、平凹レンズ６１および眼の前部の媒質を通るレーザビーム８の空間的な広がりは、非常に小さい（図２参照）。そのようなものとして、焦点６における幾何収差を減少させるかまたはさらには相殺することが可能となる。

上述の通り、眼科手術装置は、軸３６に対して焦点６を動かすのに好適である、レーザビーム８を動かすためのシステム３０を含む。例えば、レーザビーム８を動かすためのシステム３０は、ビームを動かすための光学−機械式システムである。より詳細には、レーザビームの焦点６を動かすためのシステム３０は、焦点６が回転軸３６の周りで回転対称を有する曲線経路を強制的に辿るように構成されている。好ましくは、外科医は、虹彩２６および／または縁７の中心を通過する光軸２１上に回転軸３６を位置合わせするように手動器具４０を配置する。ここで、眼４が必ずしも不動にされることなく固定されたままであることが想定される。特に有利には、レーザビーム８の焦点６の経路は、例えば楕円形または円形断面の軸対称を有しかつ決められた寸法または決められた直径を有する円柱の面上または螺旋面上に位置し、および円柱２０の軸は、虹彩および／または縁に中心合わせされている。

実施形態では、光学系１０または光学系１０の少なくとも１つの要素は、回転軸に対してレーザビームを平行移動および／または傾斜させることを伴う、この回転軸の周りでのビームの回転を可能にする可動フレーム上に装着される。水晶体の光軸２１上にレーザビームの回転軸３６を位置合わせすることにより、レーザビーム８は水晶体の対称光軸２１の周りで１回転する。

例として、動かすためのシステムは、焦点６を、直径が４ｍｍに等しくかつ光軸２１を中心とする円形経路に沿って動かすように構成される。焦点６の経路は、そのようなものとして、偏向レーザビームの回転軸３６に直交する平面に留まる。水晶体５の前嚢の表面２５の円形の切開は、そのようなものとして行われ得る。３０Ｈｚ〜３５０Ｈｚの速度の回転は、１００μｍ／秒〜１２５０μｍ／秒のｚ方向での動きの速度の軸方向平行移動と組み合わせられる。レーザビームの経路は、そのようなものとして、約１５０ｍｓの持続時間にわたって高さ２００μｍの螺旋を描き、その場合のパルスの繰返し率は、２４０ｋＨｚ以上、例えば５００ｋＨｚである。

このようにして、円形経路に沿ってレーザビーム３８の焦点６を動かす最中、レーザビーム８は、平凹レンズ６１を、この平凹レンズ６１の光軸から一定距離に置かれる環状領域において横切る。同様に、レーザビームは、光軸２１を中心とする光ビームの経路全体にわたる焦点６に関わらず、眼の前部の各境界面または光学的媒質をこの光軸２１から一定に維持された距離において通過する。そのようなものとして、様々な光学部品および媒質においてレーザビームが通過する領域は、光軸２１に対して中心対称である。光軸２１を中心とする経路に沿って焦点を動かすことにより、焦点６が経路全体にわたって同じ幾何光学特性を有することの保証を可能にする。そのようなものとして、合焦点６上だけでなく、光軸２１を中心とする曲線経路全体にわたっても、幾何収差を最小限にするかまたはさらには補正することが可能となる。この特異性は、回折の限界に非常に近い寸法の焦点スポットを得ることを可能にする（一般に直径は回折の限界の１．２倍未満である）一方、焦点スポットの寸法を６μｍ未満に保持しながらも、依然として制限された開口数を使用する。

特に有利には、適合インターフェース機器６０は、レーザビーム８が入射する少なくとも１つの環状領域を含み、この環状領域は、眼内焦点６での幾何光学収差の補正に寄与する。

そのようなものとして、装置は、レーザビームの経路全体にわたり焦点６において光学収差を完璧に補正し、この場合、この経路は、決められた直径を有する環状経路である。

図３は、回転プリズムに基づく、第１の実施形態によるレーザビームを動かすためのシステムを示す。手動器具４０内のレーザビーム８の光路上にプリズム３１を置く。プリズム３１は、入射レーザビーム８を受光し、かつ偏向レーザビーム３８を透過させる。実際、プリズム３１を通過することにより、レーザビームの屈曲を引き起こし、この屈曲の角度は、プリズムの幾何光学特性：プリズム３１の頂部の角度、およびこのプリズム３１を形成する材料の屈折率によって決定される。プリズム３１は、例えば回転プレート上に、回転軸３６の周りで回転するように可動に装着される。好ましくは、プリズムの回転軸３６は、回転プリズム３１での入射レーザビーム８の光軸に平行である。回転軸３６の周りでのプリズム３１の回転は、プリズムによって屈曲されたレーザビーム３８の回転Ｒを駆動する。従って、回転軸３６に直交する平面内において、回転プリズム３１によって偏向されたレーザビーム３８の経路２８は、回転軸３６の周りで円形経路である。回転軸に直交する平面内において、ビームの円形経路の半径はｄに等しい。

図４Ａは、フォーカシング用の系１０と回転プリズム３１との組み合わせを示す。光学系１０は、焦点６に点光源１８の像を形成する。例として、光学系１０は、無限焦点光学系を形成するように配置された２つのレンズを含む。光ファイバー１５の端部は、例えば点光源１８を構成し、その他方の端部はレーザ源１に接続されている。無限焦点系１０は、点光源１８と焦点６との間に決められた倍率を生じるように構成され得る。回転プリズム３１は、フォーカシング用の系１０と焦点６との間に配置される。プリズム３１は、レーザビーム３８の屈曲を生じ、従ってプリズム上の入射レーザビームの光軸に対する焦点に中心ずれが生じる。従って、レーザビーム８の軸の周りでの回転プリズム３１の回転は、プリズム３１の回転軸３６に直交する平面内において円形経路に沿った焦点６の動きを駆動する。

図４Ｂ〜４Ｅは、回転プリズム３１の異なる向きにおける、フォーカシング用の系１０と回転プリズム３１との組み合わせを図４Ｂ〜４Ｅの平面に投影した状態で詳細に示す。図４Ｂでは、回転軸３６の周りでのプリズム３１の回転の角度は０度に等しく、焦点６は、図４Ｂの平面上で回転軸３６の上方に位置している。図４Ｃでは、回転軸３６の周りでのプリズム３１の回転の角度は９０度に等しく、焦点６は、図４Ｃの平面に直交する平面に位置している。図４Ｄでは、回転軸３６の周りでのプリズム３１の回転の角度は１３５度に等しく、焦点６は、図４Ｄの平面と１３５度の角度を形成する平面に置かれる。図４Ｅでは、回転軸３６の周りでのプリズム３１の回転の角度は１８０度に等しく、焦点６は、図４Ｅの平面上で回転軸３６の下側に位置している。図４Ｂ〜４Ｅのそれぞれでは、偏向レーザビーム３８は、回転プリズム３１の回転の角度に従って、回転軸３６の周りで動かされる焦点６にフォーカシングされる。回転プリズム３１の回転Ｒは、回転軸３６に直交する平面内において焦点６の動きを駆動する。プリズムの回転の角度に関わらず、焦点６は、軸３６から一定距離に維持される。さらに、プリズムへの入射ビームの開口数および前記プリズムの頂部の角度が小さい状態で、プリズムに起因する幾何収差は、経路１６に沿って小さくかつ一定のままであり、その補償を可能にする。

図５は、回転ミラーを備える光学−機械式システムに基づく、第２の実施形態によるビームを動かすためのシステムを示す。例として、図５の動かすためのシステムは、第１の平面ミラー３４および円錐型の第２の凹面ミラー３５を含むミラー系を含む。平面ミラー３４は、入射レーザビームの光軸に対して傾斜されており、レーザビーム８を第２の
凹面ミラー３５へと反射させる。第２の凹面ミラー３５は、第１のミラー３４から受光したレーザビームを反射し、かつ入射レーザビーム８の光軸に対してそのようなものとしてオフセットおよび／または屈曲されたレーザビーム３８を形成する。第１のミラー３４は、回転軸３６の周りで回転するように可動に取り付けられ、一層好ましくは入射レーザビーム８の光軸上に位置合わせされ、かつ第２の円錐ミラー３５の軸上に位置合わせされる。ミラー３４の回転により、回転軸３６の周りでのレーザビーム３８の回転を駆動する。第２のミラー３５は、回転軸３６に対して中心対称的にレーザビームを反射する。そのようなものとして、焦点６は、第１のミラー３４の回転速度と同じ回転速度Ｒにおいて回転軸３６の周りで円形経路１６を辿る。

図３〜５に示す場合、レーザビームの角度屈曲とこの偏向レーザビームの回転との組み合わせにより、円形断面の円錐面に沿った偏向レーザビーム３８の動きを生じる。パルス状レーザビームの焦点６は、水晶体の光軸２１の周りで環状領域の内側の曲線経路１６を辿る。この環状領域は、一方では、円形断面を備えかつ直径の異なる２つの同軸の円錐面間（これらの円錐面の軸は合わさっている）に囲まれ、他方では、前記円錐面の軸に直交する２つの平面間に囲まれる体積部によって制限される。

別の実施形態では、フォーカシング用の系は、偏心非球面レンズを含む。好ましくは、インターフェース機器のレンズは、フォーカシング用の系の側に平面的な面を有する。この場合、幾何収差は、実質的に球面収差および無視できる偏心コマ収差の残留部分まで減少される。フォーカシング用の系の非球面レンズは、焦点の円形経路１６の任意の点においてこれらの収差を完璧に補正するように構成され得る。

特に有利には、軸の外側で作用する非球面レンズを含むフォーカシング用の系と、平面的な上面を有する非常に厚いレンズを含む患者インターフェース機器との組み合わせは、フォーカシング用の系の後側焦点距離を約４０％だけ長くし、およびそのようなものとして、眼からフォーカシング用の系を実質的に分離することを可能にする。有利には、このレンズは、さらにはレンズの光軸に対して逸らされて偏心し得る。例えば、フレームの回転軸に対するレンズの光軸の偏心は、描かれようとする円の半径にほぼ等しい。この要素は、そのようなものとして、幾何学的中心の周りで回転するように作製され得、その幾何学的中心は、依然として、入射光線が通過するレンズの同じ面にあるため、入射ビームの光軸に対応している。そのようなものとして得られた眼科手術器械は、非常にコンパクトであり、かつ人間工学的である。眼科手術器械は、そのようなものとして、外科医が右利きであるかまたは左利きであるかに関わらず、右眼および左眼において、患者の眼の垂直方向の直視を変更せずに保持しながら、患者の頬骨、額の骨の上側にわたってまたはさらには鼻の上方を通過させることにより、外科医によって使用され得る。

回転プレートの回転速度は、概して１０ヘルツ〜数百ヘルツである。実施形態では、回転速度は２５０ヘルツに等しく、４ミリ秒で１回転することが可能である。

装置は、レーザパルス放出およびレーザビームを動かすためのシステムを同期トリガするための機器を含み得る。同期用の機器は、例えばペダルによって操作者によって制御され得る。

あるいは、動かすためのシステム３０の回転は、規定された回転数で、例えば数十ヘルツで始められる。その後、操作者は、レーザビームの回転と組み合わせたレーザパルスの照射をトリガする。

有利には、ビームを付形するための光学系は、レーザビームを動かすためのシステムと焦点６との間のビームの開口数を決定する視野絞りを含む。実際、開口数は、０．０５〜０．４５の値の間で調整される。焦点と適合インターフェースとの間の距離が約２０ｍｍ以下であるため、適合インターフェースの光学部品でのレーザビーム８の空間的な広がりは限定されており、焦点６における幾何光学収差を小さくすることが可能になる。

そのようなものとして形成された眼科手術装置は、経路１６の全体にわたる回折の限界に近い寸法を有する焦点６を得ることが可能になる。実際、経路１６の全体にわたり、焦点６におけるレーザビームは、適合インターフェース機器の軸に対して対称であることが観察される。１／ｅ2での焦点におけるビームのサイズは、選択された開口数に応じて数ミクロン〜数十ミクロンである。例えば、０．１２の開口数に関し、眼における焦点スポットの寸法は、約６マイクロメートルである。滑らかな切開を保証するためにレーザ衝撃の重ね合わせを保持するために、回転の速度は約１００Ｈｚに選択され、および回転軸に対する平行移動での動きの速度は、眼において１ｍｍ／秒であり、外科処置の全持続時間を約１秒に制限することが可能になり、これは通常の眼の動きの時間特性よりも短い。

この装置は、規則的な円形の連続的で超高速かつ再現性のある切開を行うことを可能にする。顕微鏡分析は、現在の市販のフェムト秒レーザで得られるものよりも規則的でありかつ粗くない品質であることの切開を示す。このレーザ手術装置は、そのようなものとして、１秒未満の、さらには１／１０秒未満の持続時間の時間の経過で水晶体の前嚢の円形の切開を行うことを可能にする。

そのようなものとして、破裂部の切開専用のレーザ眼科手術装置は、三次元画像取得および処理システムを必要としないため、比較的安価である。

図６〜８は、死後に行われた、ブタの目全体に行われた水晶体嚢の切開の実施形態を示す。

図６〜８の双眼顕微鏡による画像では、水晶体は着色されており、これにより、嚢のみを着色しかつ水晶体の他の要素とのコントラストを増す効果を得る。これらの図６〜８では、水晶体嚢の上部２５、水晶体の内側５０、および中心部分にある破裂部５１が観察される。破線の円は、嚢の切開１５０、水晶体の切開２５０および破裂部の縁３５０にそれぞれ対応する完全な円の理想的な位置を示す。

その後、図６〜８に示す切開は、双眼顕微鏡下で観察するために脱水された。切開は、求められる精度、再現性および品質基準に応答していることが観察される。実際の切開と完全な円との間の差が小さい。切開が完全な円形ではない場合でも（図９）、切開は極めて規則的である。水晶体の嚢の切開は連続的であり、およびいずれの明白な剪断も有しない。

しかしながら、破嚢部の剪断は、このタイプの手術の直後のまたは後に起こる合併症の大部分が起源であることが分かっている。破嚢部の剪断は、水晶体の摘出または眼内インプラントの取り付けおよびその長期間の安定性に非常に有害な結果をもたらし得る。

図８において、高倍率（×１０００）では、嚢の縁１５０および水晶体の厚さ部分におけるセクション２５０の切開が観察される。

これらの切開１５０、２５０は、品質が優れており、および全く剪断を有しない。切開は規則的であり、および全体的に非常に滑らかである。高倍率でも、フェムト秒レーザによる切断でしばしば観察されるようなものとは対照的に、郵便切手のようなレーザ切断効果に起因し得る粗さが観察されない。

いくつかの場合、いくつかの表面のむらが観察される。しかしながら、切開の断面は、嚢の厚さにおいて品質が非常に良好である。時には、破裂部は、依然として取り付けられているように見え得るが、鉗子によって非常にわずかに牽引することにより、この破裂部を簡単に摘出することが可能である。

例えば、レーザ照射率１００ｋＨｚおよびレーザビームの回転速度４０Ｈｚで様々な試験が行われた。カバレージ率は、２つの隣接するレーザ衝撃の交差セクションと、これらのレーザ照射の一方の衝撃面との比率であると定義される。カバレージ率は、特に、レーザ照射の衝撃面、レーザパルスの繰返し率、およびレーザビームの動きの回転速度に依存する。約５０％未満のカバレージ率でも、切開は連続的でありかつ規則的なままである。

これらの結果の現在の理解は、ピコ秒またはナノ秒パルスの持続時間により、レーザパルスのエネルギーに結び付けられた破壊の機械的影響と、これらのレーザパルスの熱的蓄積量に結び付けられた高度に局所化された低熱的効果とを同時に利用することが可能になることである。対照的に、フェムト秒パルスは破壊効果のみを生じ、これは、フェムト秒レーザによる切開によって生じた不規則な縁を説明する。しかしながら、熱的効果は、切開の周りにある眼組織を損傷させないように十分に制限されたままである。好ましくは、レーザ源は、５０ｐｓ〜５００ｐｓの持続時間の時間支援で、そのエネルギーの低いものの無視できない部分（一般に５〜４０％）を生じるように構成される。有利には、レーザ源は、エネルギーの６０％〜９０％が５ｐｓ未満の持続時間の時間プロファイル内にあり、かつエネルギーの残りが５０ｐｓ〜１００ｐｓの持続時間にわたって概ねガウス分布に従って広がるパルスを生じる。

動物から死後に取られた多くの試験サンプルで再現性試験が実施された。

水晶体嚢の切開に得られた結果は、品質が優れている。実際に手動での切開と同程度に規則的な縁を有し、切開は曲線であり、経路全体にわたって一定または擬一定の曲率半径を備え、および手動での切開と美的に匹敵し、従ってフェムト秒レーザによって得られる切開よりも規則的である切開効果が得られた。さらに、切開は、フェムト秒レーザによって得られるものと同様の真円度の利点を有する。

切開は迅速であり、かつ１５０ｍｓ〜数百ミリ秒の持続時間で完了され得る。

機器は、高価で時間のかかる三次元画像システムを必要としない。そのようなものとして、手術は、フェムト秒レーザ手術装置を用いるよりも迅速に行われる。

眼科手術に関するこのピコ秒またはナノ秒レーザ機器の他の適用例は、眼の前部の手術に関して考えられる。特に、このレーザ装置は、老眼、乱視の補正を目指す角膜の手術に対して、またはさらには角膜輪内の移植または挿入手術において適用例を有し得る。

ナノ秒またはピコ秒レーザ源を使用して、実質的に、レーザ源のコストを削減する。他方では、ナノ秒またはピコ秒レーザ技術は、さらに実績がありかつ統合されているため、一般的にますますロバストになっている。

他方では、ナノ秒またはピコ秒レーザ源の使用は、ｆｓレーザとは対照的に、光ファイバー出力に適合する。光ファイバーレーザ源を使用することにより、レーザビームの空間的な品質を改善することが可能になる。さらに、光ファイバーレーザ源を使用することにより、コンパクトで柔軟性のある装置を提案することが可能になる。

レーザの繰返し率、およびレーザパルスの持続時間によってレーザビームの動きの速度を調整することにより、フォーカシングされたレーザスポットの良好なカバレージを提供し、およびそのようなものとして、剪断せずに連続的な切開を得ることが可能になる。

Claims (12)

1. − レーザパルスのビーム（８）を出すのに好適なレーザ源（１）；
   − 眼（４）の前部の焦点（６）に前記パルス状レーザビーム（８）をフォーカシングさせるための光学フォーカシング系（１０、２０）；および
   − 予め決められた経路（１６）に沿って前記焦点（６）を動かすように構成されている、前記パルス状レーザビームを動かすためのシステム（３０）
   を含む、眼科手術装置（１００）において、
   − 前記レーザ源（１）は、約１ピコ秒〜１ナノ秒の持続時間を有するパルス状レーザビーム（８）を生成し；
   − 前記光学フォーカシング系（１０、２０）は、前記パルス状レーザビーム（８）を前記眼（４）の前記前部の表面（２５）の近傍における焦点（６）にフォーカシングさせるように構成されており、前記焦点（６）は、前記眼（４）の前記前部の対称光軸（２１）からゼロ以外の距離ｄに位置しており；
   − 前記レーザパルスのビームを動かすための前記システム（３０）は、前記眼（４）の前記前部の前記対称光軸（２１）の周りの環状領域に位置している曲線経路（１６）に沿って前記焦点（６）を動かすために、回転軸（３６）の周りでの単一の回転自由度を含み；および
   − 前記光学フォーカシング系（１０、２０）は、前記焦点（６）において、および前記眼（４）の前記前部の前記対称光軸（２１）の周りの前記環状領域における前記曲線経路（１６）全体上で幾何光学収差を制限するように構成されている
   ことを特徴とする、眼科手術装置（１００）。
2. 前記パルス状レーザビームを動かすための前記システム（３０）は、前記レーザビーム（８）の光路に配置された光学系（３１、３４、３５）を含み、前記光学系（３１、３４、３５）は、前記入射レーザビーム（８）を受光するのに好適であり、かつ前記入射レーザビーム（８）に対して角度偏向または平行移動されたレーザビーム（３８）を形成するように構成されており、前記光学系（３１、３４、３５）は、前記レーザビーム（３８）の回転を生じるように、前記回転軸（３６）の周りで回転するように可動に装着された少なくとも１つの光学部品（３１、３４）を含む、請求項１に記載の眼科手術装置（１００）。
3. 前記パルス状レーザビームを動かすための前記システム（３０）は、前記パルス状レーザビーム（８）の光路に配置されたプリズム（３１）を含み、前記プリズム（３１）は、回転軸（３６）の周りで回転するように可動に装着されている、請求項２に記載の眼科手術装置（１００）。
4. 前記パルス状レーザビーム（８）を動かすための前記システム（３０）は、前記パルス状レーザビーム（８）の角度屈曲および／または横方向変位を引き起こすように、前記パルス状レーザビーム（８）の光路に配置された少なくとも１つのミラー（３４）を含み、および前記少なくとも１つのミラー（３４）は、前記回転軸（３６）の周りで回転するように装着されている、請求項２に記載の眼科手術装置（１００）。
5. 前記パルス状レーザビーム（８）を動かすための前記システム（３０）は、決められた半径を有する円形経路（１６）に沿って前記焦点（６）を動かすように構成されている、請求項１〜４のいずれか一項に記載の眼科手術装置（１００）。
6. 前記パルス状レーザビームを動かすための前記システム（３０）は、前記回転軸（３６）に対して平行な平行移動軸に沿った平行移動自由度をさらに含み、前記動かすためのシステムは、円形断面および決められた半径を有する螺旋状経路に沿って前記焦点（６）を動かすように構成されている、請求項１〜５のいずれか一項に記載の眼科手術装置（１００）。
7. 一方では、前記光学フォーカシング系（１０、２０）および前記パルス状レーザビームを動かすための前記システム（３０）を含む手動器具（４０）と、他方では、前記レーザ源（１）と前記手動器具（４０）との間に配置された光ファイバーリンク（１５）とを含む、請求項１〜６のいずれか一項に記載の眼科手術装置（１００）。
8. 前記手動器具（４０）は、前記レーザビーム（８）の前記光路に配置された半反射ミラーまたはダイクロイックミラーを含み、前記手動器具（４０）は、前記眼（４）の前記前部のリアルタイムの視覚制御を提供するように双眼顕微鏡を光学的に組み合わせるように適合されている、請求項７に記載の眼科手術装置（１００）。
9. 平面的でありかつ平行な面を備えるプレートおよび／または平凹プレート（６１）を含む適合インターフェース機器（６０）をさらに含み、前記適合インターフェース機器（６０）は、前記焦点（６）においておよび前記焦点（６）の前記経路（１６）にわたって前記光学収差を補正するように構成された少なくとも１つの光学面を有する、請求項１〜８のいずれか一項に記載の眼科手術装置（１００）。
10. 前記レーザ源（１）のレーザ照射および前記パルス状レーザビームを動かすための前記システム（６０）をトリガするための機器をさらに含む、請求項１〜９のいずれか一項に記載の眼科手術装置（１００）。
11. 前記レーザ源（１）は、７００ｎｍ〜１３５０ｎｍ、好ましくは１０２５ｎｍ〜１０８０ｎｍの波長のレーザパルスを出す、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の眼科手術装置（１００）。
12. 前記レーザ源（１）は、２０ｋＨｚ〜１ＭＨｚの繰返し率でレーザパルスを出す、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の眼科手術装置（１００）。

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