JP2021536298A - 正確な眼圧下降のための手術システムと手順 - Google Patents

Abstract

調節されるべき眼組織の初期体積を定義している初期治療パターンが設計される。上記初期治療パターンに従って初期の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンすることにより初期レーザー治療が行われ、それによって眼組織の上記初期体積を光切断する。上記治療が成功だったかどうかを判定するために、ＩＯＰ基準に対する眼内圧（ＩＯＰ）の術後尺度が評価される。上記治療が成功ではなかった場合、すなわちＩＯＰ基準が満たされなかった場合には、調節されるべき眼組織の後続の体積を定義する後続の治療パターン、および／または後続の眼内配置が決定される。後続のレーザー治療は、後続の治療パターンに従って後続の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンし、それにより上記眼組織の後続の体積を光切断することによって、行われる。【選択図】図２２

Description

本開示は概して、眼科の医療機器および疾患の治療の分野に関するものであり、より詳細には、緑内障のレーザー手術治療のための、正確な眼圧下降のための、システム、装置および方法に関するものである。

様々なタイプの緑内障と現在の診断および治療の選択肢について記載する前に、眼の解剖学的構造について簡単に概説する。

眼の解剖学的構造
図１〜３を参照するに、眼１の外側の組織層は、眼の形状の構造体を提供する強膜２を含む。強膜２の前には、光が眼の内部に入ることを可能にする組織の透明層からなる角膜３がある。眼１の内側には水晶体４があり、これは毛様体６に接続された小帯線維５によって眼に接続されている。水晶体４と角膜３との間には、房水８と呼ばれる流動性の透明な液体を含有する前房７がある。水晶体４の周囲を取り囲むのは、水晶体のほぼ中心の周りに瞳孔を形成する虹彩９である。後房１０は、水晶体４と網膜１１との間に位置する。角膜３を通って入る光は、水晶体４を通って光学的に集束される。

図２を参照するに、眼の強角膜接合部は、前房７の一部分であり、虹彩９と強膜２との交点にある。強角膜接合部での眼１の解剖学的構造は、線維柱帯１２を含む。線維柱帯１２は、眼１内の虹彩９を取り巻く線維網状組織である。強膜岬１４では、線維柱帯１２の基部と虹彩９の端部が接着している。線維柱帯１２を構成する組織層のネットワークは多孔質であるため、前房７から流れる房水８の排出路となる。この経路は、本明細書中では、房水流出路、水流出路または単に流出路と称される。

図３を参照するに、線維柱帯１２内の細孔によって形成される経路は、ぶどう膜１５、角強膜網１６、および傍シュレム管組織（ｊｕｘｔａｃａｎａｌｉｃｕｌａｒ ｔｉｓｓｕｅ）１７と呼ばれる一連の薄い多孔質組織層に連結している。次に、傍シュレム管組織１７は、シュレム管１８と呼ばれる構造体に隣接している。シュレム管１８は、房水８と血液との混合物を周囲の組織から運び、集合管１９の系を介して静脈系に排出する。図２に示すように、脈絡膜２０と呼ばれる眼の血管板は、強膜２の隣にある。脈絡膜２０と脈絡膜上腔２１の間に、脈絡膜上腔２１と呼ばれる空間が存在することがある。角膜３と虹彩９との間の楔形の周縁部付近の周方向に走る一般的な領域を、虹彩角膜角１３という。また、虹彩角膜角１３は、眼の角膜角（ｃｏｒｎｅａｌ ａｎｇｌｅ）、または単に眼の角と呼ばれることがある。図３に示されている眼組織は、すべて虹彩角膜角１３内にあると考えられる。

図４を参照するに、房水８の移動のための２つの可能な流出路は線維柱帯流出路４０およびぶどう膜強膜流出路４２を含む。毛様体６によって産生される房水８は、後房１０から瞳孔を通って前房７に流れ、その後、２つの異なる流出路４０、４２のうちの１つ以上を通って眼から出る。房水８の約９０％は、線維柱帯１２を通ってシュレム管１８に入り、集合管１９の１つ以上の神経叢を通ってから排水路４１を通って流出することによる、経線維柱帯流出路４０で静脈系に出る。残りの房水８は、主にぶどう膜強膜流出路４２を通って出る。ぶどう膜強膜流出路４２は、毛様体６の面および虹彩根を通って脈絡膜上腔２１に入る（図２に示す）。房水８は、脈絡膜上腔２１から排出され、そこから強膜２を通って排出され得る。

房水８の線維柱帯流出路４０を経る流出は、眼内圧が上昇するにつれて流出が増加するという点で圧力依存性であるが、ぶどう膜強膜流出路４２を経る房水８の流出は圧力非依存性である。線維柱帯流出路４０を通る房水８の流出に対する抵抗は、緑内障の広く認識されているリスク因子である眼内圧上昇につながる可能性がある。線維柱帯流出路４０を通る抵抗は、潰れたシュレム管１８または高密度の集合管１９の存在により増大する可能性がある。

図５を参照するに、光学システムとして、眼１は、理想化された中心および回転対称面、入射および射出瞳、ならびに６つの基点：対象物および像空間焦点、第１および第２の主平面、ならびに第１および第２の節点によって記述される光学モデルによって表される。ヒトの眼に対する角度方向は通常、眼の光軸２４、視軸２６、瞳孔軸２８および視線２９に関して定義される。光軸２４は、眼の理想化された面の頂点を結ぶ線である対称軸である。視軸２６は、中心窩中央２２と第１および第２の節点と対象物とを結ぶ。視線２９は、中心窩を射出および入射瞳を通って対象物まで結ぶ。瞳孔軸２８は、角膜３の前面に対して垂直であり、入射瞳の中心に向けられる。眼のこれらの軸は、互いに数度しか違わず、一般に視線方向と呼ばれるものの範囲内に収まっている。

緑内障
緑内障とは、視神経を傷つけ、視力喪失または失明を引き起こす可能性のある疾患の一群である。それは、不可逆的失明の主な原因である。世界的に約８０００万人が緑内障に罹患しており、そのうち約６７０万人が両側性失明の患者であると推定されている。４０歳以上の米国人２７０万人以上が緑内障を患っている。症状は周辺視力の喪失から始まり、失明に進行し得る。

緑内障には２つの病型があり、１つは閉塞隅角緑内障、もう１つは開放隅角緑内障と呼ばれる。図１〜図４を参照するに、閉塞隅角緑内障では、潰れた前房７内の虹彩９は、房水８の流れを遮断し、閉塞し得る。緑内障のより一般的な病型である開放隅角緑内障では、線維柱帯流出路４０に沿った虹彩角膜角１３の組織の閉塞によって、またはシュレム管１８もしくは集合管１９が潰れることによって、眼組織の透過性が影響を受ける可能性がある。

先に述べたように、視神経を損傷する眼の眼内圧（ＩＯＰ）の上昇は、緑内障の広く認識されているリスク因子である。しかし、眼圧が上昇した人がすべて緑内障を発症するわけではなく、眼圧が上昇しなくても緑内障を発症することがある。とはいえ、上昇した眼のＩＯＰを低下させて、緑内障のリスクを低減させることが望ましい。

緑内障患者の眼の状態を診断する方法には、視力検査および視野検査、散瞳検査、眼圧検査（すなわち眼の眼内圧測定）、およびパキメトリー（すなわち角膜厚測定）が含まれる。視力の悪化は、視野の狭窄から始まり、全盲に進行する。イメージングには、細隙灯検査、隅角レンズによる虹彩角膜角の観察、および前房と網膜の光干渉断層計（ＯＣＴ）イメージングが含まれる。

いったん診断されると、緑内障の進行を遅らせるかまたは食い止めるために、眼の眼内圧をコントロールしたり下げたりする臨床的に証明された治療法がいくつか可能である。最も一般的な治療法には、１）点眼薬または錠剤などの薬物療法、２）レーザー手術、３）従来の手術が含まれる。治療は通常、薬物療法から始める。しかし、薬物療法の効果は、患者の服薬不履行によって妨げられることが多い。患者に薬物療法が効かない場合、通常、レーザー手術が次に試みられる治療法となる。従来の手術は侵襲的であり、薬物療法およびレーザー手術よりもリスクが高く、有効性のタイムウィンドウも限られている。このように、従来の手術は、薬物療法またはレーザー手術で眼圧をコントロールできない患者に対する最後の選択肢として残されるのが一般的である。

レーザー手術
図２を参照するに、緑内障のレーザー手術は、線維柱帯１２を標的として、房水８の流動抵抗を低減し、房水流出を増加させる。一般的なレーザー治療には、アルゴンレーザー線維柱帯形成術（ＡＬＴ）、選択的レーザー線維柱帯形成術（ＳＬＴ）、エキシマレーザー線維柱帯切除術（ＥＬＴ）が含まれる。

ＡＬＴは最初のレーザー線維柱帯形成術であった。この手技の間、５１４ｎｍ波長のアルゴンレーザーを虹彩角膜角１３の外周約１８０度の線維柱帯１２に適用する。アルゴンレーザーは、線維柱帯１２に開口部を生じる眼組織との熱相互作用を誘発する。しかしながら、ＡＬＴは、眼組織の瘢痕化を引き起こし、その後、炎症反応および組織治癒が起こり、最終的にはＡＬＴ治療によって形成された線維柱帯網１２の開口部を塞いでしまう可能性があるため、治療の効力が低下する。更に、この瘢痕化のために、ＡＬＴ療法は通常、繰り返されない。

ＳＬＴは、線維柱帯１２の色素を選択的に標的とし、周囲の眼組織に送出される熱量を減少させることにより、瘢痕効果を低下させるように設計されている。この手技の間、５３２ｎｍ波長の固体レーザーを、虹彩角膜角１３の外周１８０〜３６０度の間の線維柱帯１２に適用し、線維柱帯１２の開口部を生じさせる。ＳＬＴ治療を繰り返すことができるが、後続の治療はＩＯＰ下降に対する効果が低い。

ＥＬＴは、３０８ｎｍ波長の紫外線（ＵＶ）エキシマレーザーと眼組織との非熱相互作用を用いて、線維柱帯１２を治癒反応を引き起こさない方法で治療する。そのため、ＩＯＰ下降効果が長く持続する。しかし、ＵＶ光のレーザーは眼の深部まで浸透できないため、レーザー光は、開口部を通って眼１に挿入された光ファイバーを介して線維柱帯１２に送出されて、ファイバーが線維柱帯に接触するようになる。この手技は侵襲性が高く、白内障手技と同時に、すでに手術で開眼しているときに実施されるのが一般的である。ＡＬＴおよびＳＬＴと同様に、ＥＬＴもＩＯＰ下降量のコントロールを欠いている。

これらの既存のレーザー治療はいずれも、緑内障の理想的な治療法ではない。したがって、必要とされるのは、組織の著しい瘢痕化を伴わずに効果的にＩＯＰを低下させる緑内障のレーザー手術治療のためのシステム、装置および方法であり、そのため、治療は１回の手技で完了し、必要であれば後に繰り返すことができる。

本開示は、前房、シュレム管、およびそれらの間の線維柱帯を含む眼の緑内障を治療する方法に関する。本方法は、調節されるべき眼組織の初期体積を定義する初期治療パターンを設計することと、初期治療パターンに従って初期の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンすることにより初期レーザー治療を行い、それによって眼組織の初期体積を光切断することとを含む。本方法は、追加治療が必要かどうかを判定するために、ＩＯＰ基準に対する眼内圧（ＩＯＰ）の術後尺度を評価することを更に含む。ＩＯＰ基準を満たさない場合は、調節されるべき眼組織の後続の体積を定義する後続の治療パターン、および後続の眼内配置を決定することにより、本方法を継続する。その後、後続の治療パターンに従って後続の眼内配置で眼組織を横切るレーザービームをスキャンすることによって後続のレーザー治療を行い、それによって眼組織の後続の体積を光切断することにより、更なる治療が提供される。場合によっては、後続の治療パターンが初期治療パターンと同一であって、眼内配置のみが変更される。その他の場合には、後続の配置が初期配置と同一であって、治療パターンのみが変更される。更に他の場合には、治療パターンと眼内配置の両方が変更される。その後、術後眼圧の新しい尺度を取得し、評価して、更なる治療が必要かどうかが判定される。

また、本発明の開示は、角膜、前房、シュレム管、およびそれらの間の線維柱帯を含む眼の緑内障を治療するためのシステムに関する。このシステムは、第１の光学サブシステムと、第２の光学サブシステムと、第２の光学サブシステムに結合されたコントロールシステムとを含む。第１の光学サブシステムは、角膜に結合するように構成された集束対物レンズを含む。第２の光学サブシステムは、レーザービームを出力するように構成されたレーザー源と、集束対物レンズを通るレーザービームの調整、スキャンおよび方向付けのうちの１または複数を行うように構成された複数のコンポーネントとを含む。

コントロールシステムは、調節されるべき眼組織の初期体積を定義する初期治療パターンを設計するように、および初期治療パターンに従って初期の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンすることにより初期レーザー治療を行い、それによって眼組織の初期体積を光切断するように構成されている。コントロールシステムは更に、ＩＯＰ基準に対してＩＯＰの術後尺度を評価するように構成されている。ＩＯＰ基準が満たされない場合、コントロールシステムは、調節されるべき眼組織の後続の体積を定義する後続の治療パターンと、後続の眼内配置とを決定し、かつ、後続の治療パターンに従って後続の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンすることにより後続のレーザー治療を行い、それにより眼組織の後続の体積を光切断することをレーザー源に指示する。その後、コントロールシステムは、術後ＩＯＰの新たな尺度を取得して、それをＩＯＰ基準に対して評価することにより、更なる治療が必要かどうかを判定する

本開示はまた、眼の眼組織へのレーザービーム送出のための治療パターンを設計する方法に関する。本方法は、房水流出モデルに複数の術前流出パラメータの１つ以上を適用することと、テスト治療パターンに基づいて房水流出モデルを修正することとを含む。本方法は、この修正された房水流モデルに基づくモデルＩＯＰを取得することと、ＩＯＰ基準に対してモデルＩＯＰを評価して、評価結果を取得することとを更に含む。評価結果が肯定的であれば、テスト治療パターンを治療パターンとして指定することにより、本方法を進める。しかし、評価結果が否定的な場合は、この房水流量モデルを修正されたテスト治療パターンに基づいて修正し、新しいモデルＩＯＰを取得し、その新しいモデルＩＯＰのＩＯＰ基準に対する評価を行うことにより、本方法を進める。肯定的な評価結果が取得されるまで、上記を繰り返すことができる。

本開示はまた、眼の眼組織へのレーザービーム送出のための治療パターンを設計するための装置に関する。本装置は、メモリと、メモリに接続された少なくとも１つのプロセッサとを含む。本プロセッサは、房水流出モデルに複数の術前流出パラメータの１つ以上を適用して、テスト治療パターンに基づいて房水流出モデルを修正するように構成されている。本方法は更に、この修正された房水流モデルに基づくモデルＩＯＰを取得し、ＩＯＰ基準に対してモデルＩＯＰを評価して、評価結果を取得するように構成されている。評価結果が肯定的であれば、プロセッサは、テスト治療パターンを治療パターンとして指定する。しかし、評価結果が否定的な場合は、プロセッサは、この房水流量モデルを修正されたテスト治療パターンに基づいて修正し、修正された房水流量モデルに基づく新しいモデルＩＯＰを取得し、かつ、その新しいモデルＩＯＰをＩＯＰ基準に対して評価して、評価結果を取得する。肯定的な評価結果が取得されるまで、上記を繰り返すことができる。

装置および方法の他の態様は、装置および方法の様々な態様を図示して説明する以下の詳細な記述から、当業者に明らかになるであろう。理解されるように、これらの態様は、他の異なる形式で実施することができ、そのいくつかの詳細は、他の様々な点で変更することができる。したがって、図およびと詳細な説明は、本質的に例示的なものとみなされるべきであり、限定的なものとしてみなされるべきではない。

システム、装置および方法の様々な態様については、添付の図面を参照して、限定としてではなく例として、発明を実施するための形態において提示される。
ヒトの眼とその内部の解剖学的構造の断面模式図である。 図１の眼の虹彩角膜角の断面模式図である。 線維柱帯、シュレム管、およびシュレム管から分岐する１つ以上の集合管を含む、図２の虹彩角膜角の解剖学的構造を詳細に示す断面模式図である。 図３の線維柱帯、シュレム管、および集合管を通る房水のための様々な流出路の断面模式図である。 眼に関連する様々な軸を示す、ヒトの眼の断面模式図である。 １または複数の光ビームが眼の虹彩角膜角にアクセスすることができる、角度付きビーム経路の断面模式図である。 コントロールシステム、フェムト秒レーザー源、ＯＣＴイメージング、顕微鏡、ビーム調整器およびスキャナ、ビームコンバイナ、集束対物レンズ、ならびに患者インターフェースを含む、非侵襲緑内障手術用の統合手術システムのブロック図である。 図７の統合手術システムの詳細なブロック図である。 図９ａは、患者インターフェースと結合した、図７の統合手術システムの集束対物レンズの模式図であり、図９ｂは、患者インターフェースから分離した、図７の統合手術システムの集束対物レンズの模式図である。 図９ａと９ｂに含まれる、集束対物レンズおよび患者インターフェースのコンポーネントの模式図である。 図６の角度付きビーム経路に沿って虹彩角膜角へのアクセスを可能にする第１の光学システムおよび第２の光学サブシステムを形成するように機能的に配置された、図７および８の統合手術システムのコンポーネントの模式図である。 図１０ａ、１０ｂの第１の光学システムを通過して眼に入るビームの模式図である。 眼組織の手術体積（ｓｕｒｇｉｃａｌ ｖｏｌｕｍｅ）に影響を与えるための、図７の統合手術システムによって設計された治療パターンの模式図である。 図１１ａの治療パターンのレーザー適用から生じる深いチャネル開口部を特徴とする流出路の模式図である。 図１１ｂの流出路の３次元模式図である。 眼の虹彩角膜角において眼組織を調節する方法のフローチャートである。 図６の角度付きビーム経路に沿って、眼の虹彩角膜角に光ビームを送出する方法のフローチャートである。 眼組織の手術体積に影響を与えるための、図７の統合手術システムによって設計された治療パターンの模式図である。 図１４ａの治療パターンのレーザー適用から生じる浅いチャネル開口部を特徴とする流出路の模式図である。 図１４ｂの流出路の３次元模式図である。 眼組織の手術体積のアレイに影響を与えるための、図７の統合手術システムによって設計された治療パターンの模式図である。 図１５ａの治療パターンのレーザー適用から生じる浅いチャネル開口部を各々が特徴とする流出路のアレイの模式図である。 図１５ｂの流出路のアレイの３次元模式図である。 図１６ａは、部分的に潰れたシュレム管の模式図である。 シュレム管の空気圧拡張を誘発するための、図７の統合手術システムによって設計された治療パターンの模式図である。 新たに形成された房水の前腔への流入量（Ｆ）と房水の流出量（Ｉ）の間の依存関係を、圧力差（Ｐｉ−ＰＥ）と集合的な流体伝導度（ｃｏｌｌｅｃｔｉｖｅ ｈｙｄｒａｕｌｉｃ ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ）（Ｃ）の関数として示したグラフである。 水流の電気回路モデルである。 図１９ａは水流の電気回路モデルであり、抵抗の値を変更して治療パターンをモデル化すると、図１１ｂに示す深いチャネル開口部が得られる。 図１９ｂは水流の電気回路モデルであり、抵抗の値を変更して治療パターンをモデル化すると、図１４ｂに示す浅いチャネル開口部が得られる。 図１９ｃは水流の電気回路モデルであり、抵抗の値を変更して治療パターンをモデル化すると、図１６ｂに示すシュレム管の空気圧拡張がもたらされる。 図２０ａ‐ｃは図１８の電気回路モデルの変形であり、水流に関連する１または複数の仮定に基づいて回路コンポーネントが除去されている。 図１８の房水流モデルを用いて治療パターンを設計する方法のフローチャートである。 図２１の方法によって設計された治療パターンを用いた、眼の虹彩角膜角において眼組織を調節する方法のフローチャートである。

本明細書で開示されるのは、眼の眼内圧（ＩＯＰ）を安全かつ効果的に低下させて緑内障を治療または緑内障のリスクを軽減するためのシステム、装置および方法である。これらのシステム、装置および方法は、眼の虹彩角膜角にアクセスし、レーザー手術技術と高分解能イメージングを統合して、上昇したＩＯＰの原因であり得る虹彩角膜角内の眼組織の異常な状態を正確に診断、特定および治療することを可能にする。

本明細書に開示の統合手術システムは、角膜と、前房と、線維柱帯、シュレム管およびシュレム管から分岐する１つ以上の集合管から形成される房水流出路を含む虹彩角膜角とを有する眼の眼内圧を低下させるように構成されている。また、本統合手術システムには、第１の光学サブシステムと第２の光学サブシステムが含まれる。第１の光学サブシステムには、角膜に結合するように構成されたウィンドウと、ウィンドウに結合するように構成された出射レンズが含まれる。第２の光学サブシステムには、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）ビームを出力するように構成されたＯＣＴイメージング装置と、レーザービームを出力するように構成されたレーザー源と、ＯＣＴビームおよびレーザービームを調整、結合または第１の光学システムの方へ向けるように構成された複数のコンポーネント、例えばレンズおよびミラーとが含まれる。

また、本統合手術システムには、ＯＣＴイメージング装置、レーザー源、および第２の光学サブシステムに結合されたコントロールシステムも含まれる。コントロールシステムは、角膜および前房を通って虹彩角膜角に送出するために、ＯＣＴビームを出力するようにＯＣＴイメージング装置に指示し、レーザービームを出力するようにレーザー源に指示する。ある構成では、コントロールシステムが第２の光学サブシステムをコントロールするため、ＯＣＴビームとレーザービームは、第１の光軸からオフセットされている第２の光軸であって角度付きビーム経路３０に沿って虹彩角膜角に延びる第２の光軸に沿って、第１の光学サブシステムに向けられる。

ＯＣＴビームとレーザービームを同じ第２の光学軸に沿って眼の虹彩角膜角に向けることにより、１つの臨床セッティングで、状態の評価結果を治療計画と手術に正確に直接適用できるという点で有益である。更に、ＯＣＴイメージングとレーザー治療を組み合わせることで、既存手術システムおよび方法では得られない精度で眼組織を標的にすることができる。統合手術システムにより得られる手術精度により、微視的サイズの標的組織のみに影響を与え、周囲組織は無傷のまま残すことができる。眼の虹彩角膜角内の治療されるべき患部眼組織の微視的サイズ規模は、数マイクロメートルから数百マイクロメートルの範囲である。例えば、図２と図３を参照するに、正常なシュレム管１８の断面サイズは、数十マイクロメートル×数百マイクロメートルの楕円形である。集合管１９と静脈の直径は、数十マイクロメートルである。傍シュレム管組織１７の厚さは数マイクロメートルであり、線維柱帯１２の厚さは約１００マイクロメートルである。

統合手術システムのコントロールシステムは、流出路内の眼組織の体積を画定している眼組織にレーザービームを適用し、それによって経路抵抗を減少させるかまたは新たな流出路を作成するための眼組織との光切断相互作用を引き起こすことにより、該体積を調節して、線維柱帯、シュレム管、および１つ以上の集合管、のうちの１または複数に存在する経路抵抗を減少させることを、レーザー源に指示するように更に構成されている。

レーザー源は、フェムト秒レーザーであってもよい。フェムト秒レーザーは、眼組織との非熱的な光切断相互作用をもたらし、周囲組織への熱損傷を回避する。更に、他の外科的方法とは異なり、フェムト秒レーザー治療では、目に入リ込む開口部の表面の切開を避けることができ、非侵襲的な治療が可能になる。非侵襲的治療は、無菌手術室で治療を実施する代わりに、非滅菌の外来施設で実施できる。

外観観察の角度に沿った虹彩角膜角の直接の外観観察を提供するための追加のイメージングコンポーネントが、統合手術システムに含まれてもよい。例えば、外科医が患者インターフェースまたは固定化装置への眼のドッキング、眼組織の位置特定、および手術の進捗状況の観察をするのを支援するために、顕微鏡またはイメージングカメラを含めることができる。外観観察の角度は、角膜３と前房７を通る、虹彩角膜角１３への角度付きビーム経路３０に沿っていてもよい。

ＯＣＴイメージング装置からの画像と外観観察を提供する追加のイメージングコンポーネント（例えば顕微鏡）からの画像が、コンピュータモニターなどのディスプレイデバイス上で組み合わされる。様々な画像を登録して、１つのウィンドウに重ね合わせ、理解しやすくするためにフォールスカラーによる強調、加工、区別をすることができる。特定の機能は、コンピュータプロセッサによってコンピュータ的に認識され、画像認識およびセグメント化アルゴリズムを強化し、強調表示し、表示用にマークすることができる。治療計画のジオメトリを、ディスプレイデバイス上の画像情報と組み合わせて登録し、ジオメトリ情報、数値情報およびテキスト情報でマークアップすることもできる。このディスプレイは、キーボード、マウス、カーソル、タッチスクリーン、オーディオ、またはその他のユーザインターフェースデバイスによる、特徴の選択、強調表示およびマーキングのために、外科的ターゲティングのための位置情報の入力のために、数値、テキスト、ジオメトリの性質のユーザ入力用にも使用できる。

ＯCTイメージング
本明細書に開示の統合手術システムの主要な画像処理イメージングコンポーネントは、ＯＣＴイメージング装置である。ＯＣＴ技術は、眼の虹彩角膜角に向けたレーザー手術の診断、位置特定および誘導に使用できる。例えば、図１〜３を参照するに、ＯＣＴイメージングを使用して、前房７の構造的およびジオメトリの状態を判定し、線維柱帯流出路４０の閉塞の可能性を評価し、かつ、治療のための眼組織への到達性を判定することができる。前述の通り、潰れた前房７内の虹彩９は、房水８の流れを遮断し、閉塞し、閉塞隅角緑内障をもたらす可能性がある。隅角の巨視的ジオメトリが正常である開放隅角緑内障では、線維柱帯流出路４０に沿った組織の閉塞によって、またはシュレム管１８もしくは集合管１９が潰れることによって、眼組織の透過性が影響を受ける可能性がある。

ＯＣＴイメージングは、必要な空間分解能、組織透過性およびコントラストを提供して、眼組織の微視的細部を解明することができる。スキャンすると、ＯＣＴイメージングは、眼組織の２次元（２Ｄ）断面画像を提供できる。統合手術システムの別の態様として、２Ｄ断面画像を処理し、分析して、外科的ターゲティングのための眼内構造体のサイズ、形状および位置を決定することができる。また、多数の２Ｄ断面画像から３次元（３Ｄ）画像を再構成することも可能であるが、必要でないことが多い。２Ｄ画像の取得、分析および表示はより高速であり、更に、精密な外科的ターゲティングに必要な全ての情報を提供することができる。

ＯＣＴは、材料および組織の高分解能画像を提供することが可能な画像モダリティである。イメージングは、試料内からの散乱光のスペクトル情報から試料の空間情報を再構成することに基づいている。スペクトル情報は、干渉法を使用して抽出され、試料に入る光のスペクトルと試料から散乱される光のスペクトルを比較する。その後、光が試料内を伝播する方向に沿ったスペクトル情報が、フーリエ変換を介して同じ軸に沿った空間情報に変換される。ＯＣＴビーム伝播の横方向の情報は通常、ビームを横方向にスキャンし、スキャン中に軸方向のプロービングを繰り返すことによって収集される。このようにして、試料の２Ｄおよび３Ｄ画像を取得することができる。干渉計が時間ドメインＯＣＴで機械的にスキャンされないとき、画像取得はより高速であるが、光の広いスペクトルからの干渉が同時に記録される。この実施態様は、スペクトルドメインＯＣＴと呼ばれる。また、波長スキャンレーザーからの光の波長をスウェプトソースＯＣＴと呼ばれる構成で高速でスキャンすることによって、より速い画像取得を達成することができる。

ＯＣＴの軸方向空間分解能限界は、使用されるプロービング光の帯域幅に反比例する。スペクトルドメインとスウェプトソースソースＯＣＴはともに、１００ナノメートル（ｎｍ）以上の十分に広い帯域幅で、５マイクロメートル（μｍ）以下の軸方向空間分解能を実現する。スペクトルドメインＯＣＴでは、スペクトル干渉パターンは、電荷結合素子（ＣＣＤ）または相補的金属酸化物半導体（ＣＭＯＳ）カメラのような多チャンネル検出器上で同時に記録され、一方、スウェプトソースＯＣＴでは、干渉パターンは、高速光検出器および電子デジタイザによる連続時間ステップで記録される。スウェプトソースＯＣＴにはある程度の取得スピード優位性があるが、システムは両タイプとも進化して急速に改善されており、分解能とスピードは、本明細書に開示された統合手術システムの目的のためには十分である。独立型ＯＣＴシステムおよびＯＥＭコンポーネントは、現在、カリフォルニア州フレモントのＯｐｔｏｖｕｅ社、ニュージャージー州オークランドのトプコンメディカルシステムズ社、ドイツのカールツァイスメディテック社、日本の愛知県のニデック、ニュージャージー州ニュートンのソーラボ、日本の愛知県のサンテック、マサチューセッツ州ビレリカのＡｘｓｕｎ、および他のベンダーなど、複数のメーカーから市販されている。

フェムト秒レーザー源
本明細書に開示の統合手術システムの好ましい手術用コンポーネントは、フェムト秒レーザーである。フェムト秒レーザーは、周囲の眼組織への側副損傷を最小限に抑えながら、高度に局所的で非熱的な光切断レーザーと組織の相互作用を提供する。レーザーの光切断相互作用は、光学的に透明な組織において利用される。眼組織へのレーザーエネルギー付与の主な機序は、吸収によるものではなく、高度に非線形な多光子過程によるものである。この過程は、ピーク強度が高いパルスレーザーの焦点でのみ有効である。ビームが横断するが焦点ではない領域は、レーザーの影響を受けない。したがって、眼組織との相互作用領域は、レーザービームに沿って横方向、軸方向ともに高度に局在している。この過程は、弱吸収または弱散乱組織にも用いることができる。光切断相互作用を用いるフェムト秒レーザーは、眼の手術システムで成功裏に使用され、他の眼のレーザー手技では商品化されているが、虹彩角膜角にアクセスする統合手術システムでは使用されていない。

既知の屈折矯正手技において、フェムト秒レーザーは、角膜フラップ、ポケット、トンネル、弓状切開、レンズ状切開、角膜移植のための部分的または完全に貫通する角膜切開を作成するために使用される。白内障手技では、レーザーは、嚢切開のために眼の水晶体嚢に円形の切開を作成し、また、水晶体の内部を制動し（ｂｒａｋｉｎｇ ｕｐ）、より小さな断片にして摘出しやすくするために水晶体にも様々なパターンの切開を作成する。角膜を通る入口切開は、手動式手術器具によるアクセスのため、および超音波乳化吸引装置および眼内レンズ挿入装置の挿入のために眼を開く。いくつかの企業がこのような手術システムを商品化しており、その中には、ジョンソン＆ジョンソンビジョン（カリフォルニア州サンタアナ）のＩｎｔｒａｌａｓｅシステム、アルコン（テキサス州フォートワース）のＬｅｎＳｘシステムとＷａｖｅｌｉｇｈｔシステムがあり、他にもボシュロム（ニューヨーク州ロチェスター）、カールツァイスメディテック社（ドイツ）、Ｚｉｅｍｅｒ（スイスのポルト）、およびレンザー（フロリダ州オーランド）の手術システムがある。

これらの既存のシステムは、特定の用途のために、すなわち角膜、および水晶体とその水晶体嚢における手術のために開発されており、いくつかの理由で虹彩角膜角１３の手術は行うことができない。第一に、虹彩角膜角１３の周辺部が遠すぎて、これらのシステムの手術範囲外であるため、これらの手術用レーザーシステムでは虹彩角膜角１３にアクセスできない。第二に、これらのシステムからのレーザービームの角度は、目に対する光軸２４に沿ったものであるが、適用された波長で顕著な散乱および光学的歪みが存在する虹彩角膜角１３に到達するには適切ではない。第三に、これらのシステムが有するイメージング性能は、十分な詳細さとコントラストで線維柱帯流出路４０に沿って組織を画像化するためのアクセス可能性、透過深さおよび分解能を有していない可能性がある。

本明細書に開示の統合手術システムに従って、虹彩角膜角１３への明瞭なアクセスが、角度付きビーム経路３０に沿って提供される。この角度付きビーム経路３０に沿った組織、例えば角膜３および前房７内の房水８は、約４００ｎｍから２５００ｎｍの波長に対して透明であり、この領域で動作するフェムト秒レーザーを使用することができる。このようなモードロックレーザーは、チタン、ネオジウムまたはイッテルビウム活性材料を用いて、基本波長で作用する。当技術分野で既知の非線形周波数変換技術である、周波数２逓倍化、３逓倍化、和周波数混合および差周波数混合技術、光パラメトリック変換は、これらのレーザーの基本波長を、角膜の上述の透明な波長帯内の実質的に任意の波長に変換することができる。

既存の眼の手術システムは、パルス持続時間が１ｎｓを超えるレーザーを適用すると、光切断閾値エネルギーが高くなり、より高いパルスエネルギーを必要とし、光切断相互作用領域の寸法がより大きくなるため、手術治療の精度が失われる。しかし、虹彩角膜角１３を治療する場合には、より高い手術精度が必要である。この目的のために、統合手術システムは、レーザービームと虹彩角膜角１３の眼組織との光切断相互作用を発生させるために、１０フェムト秒（ｆｓ）から１ナノ秒（ｎｓ）までのパルス持続時間を有するレーザーを適用するように構成され得る。１０ｆｓより短いパルス持続時間を有するレーザーが利用可能であるが、そのようなレーザー源は、より複雑で、より高価である。記載された望ましい特性、例えば１０フェムト秒（ｆｓ）から１ナノ秒（ｎｓ）までのパルス持続時間を有するレーザーは、Ｎｅｗｐｏｒｔ社（リフォルニア州アーバイン）、Ｃｏｈｅｒｅｎｔ社（カリフォルニア州サンタクララ）、Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ Ｓｙｓｔｅｍｓ社（フランス、ぺサック）、ＮＫＴ Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ社（デンマーク、バークロード）、および他のメーカーなどの複数のメーカーから市販されている。

虹彩角膜角へのアクセス
本統合手術システムによってもたらされる重要な特徴は、虹彩角膜角１３における標的眼組織へのアクセスである。図６を参照するに、眼の虹彩角膜角１３には、角膜３を通って前房７内の房水８を通る角度付きビーム経路３０に沿って、統合手術システムを介してアクセスすることができる。例えば、イメージングビーム（例えばＯＣＴビームおよび／または外観観察ビーム）およびレーザービームのうちの１または複数が、角度付きビーム経路３０に沿って眼の虹彩角膜角１３にアクセスすることができる。

本明細書に開示された光学システムは、角度付きビーム経路３０に沿って、光ビームを眼の虹彩角膜角１３に向けるように構成されている。光学システムは、第１の光学サブシステムおよび第２の光学サブシステムを含む。第１の光学サブシステムは、屈折率ｎｗを有する材料で形成されたウィンドウを含み、対向する凹面および凸面を有する。第１の光学サブシステムは、屈折率ｎｘを有する材料で形成された出射レンズも含む。また、出射レンズは、対向する凹面および凸面を有する。出射レンズの凹面は、ウィンドウの凸面に結合して、ウィンドウおよび出射レンズを通って延在する第１の光軸を画定するように構成される。ウィンドウの凹面は、屈折率ｎ_ｃを有する眼の角膜に取り外し可能に結合するように構成されており、眼に結合されたときに、第１の光軸が眼の視線の方向と概ね一直線になる。

第２の光学サブシステムは、光ビーム、例えばＯＣＴビームまたはレーザービームを出力するように構成されている。光学システムは、光ビームが、第１の光軸からオフセットされた角度αで、第２の光軸に沿って出射レンズの凸面に入射するように向けられるよう構成される。出射レンズおよびウィンドウのそれぞれのジオメトリおよびそれぞれの屈折率ｎ_ｘおよびｎ_ｗは、光ビームを曲げて、それが眼の角膜３を通って虹彩角膜角１３に向けられるようにすることによって、光ビームの屈折および歪みを補償するように構成される。より具体的には、第１の光学システムは、光ビームが第１の光学サブシステムを出て角膜３に適切な角度で入るように光ビームを曲げ、その結果、光ビームが角膜および房水８を通って角度付きビーム経路３０に沿って虹彩角膜角１３に向かう方向に進行するようにする。

角度付きビーム経路３０に沿って虹彩角膜角１３にアクセスすることは、幾つかの利点を提供する。虹彩角膜角１３へのこの角度付きビーム経路３０の利点は、ＯＣＴビームとレーザービームがほとんど透明な組織、例えば角膜３および前房７の房水８を通過することである。したがって、組織によるこれらのビームの散乱は重要ではない。ＯＣＴイメージングに関しては、これにより、ＯＣＴがより高い空間分解能を得るために、約１マイクロメートル未満のより短い波長の使用が可能となる。角膜３および前房７を通る、虹彩角膜角１３への角度付きビーム経路３０の更なる利点は、網膜１１を照らす直接レーザービームまたはＯＣＴビーム光の回避である。その結果、より高い平均出力レーザー光とＯＣＴ光をイメージングと手術のために使用することができ、その結果、手技が迅速になり、手技の最中の組織の動きが少なくなる。

本統合手術システムによって提供されるもう一つの重要な特徴は、ビームの不連続性を減少させる方法で、虹彩角膜角１３内の標的眼組織へのアクセスである。この目的のために、第１の光学サブシステムのウィンドウおよび出射レンズコンポーネントは、角膜３と隣接する材料との間の光学屈折率の不連続性を減少させ、急角度で角膜を通って光が入るのを容易にするように構成されている。

このように、統合手術システムおよびその特徴と利点のいくつかを概ね述べてきたところで、該システムとそのコンポーネントパーツの更なる詳細を以下に記す。

統合手術システム
図７を参照するに、非侵襲性緑内障手術のための統合手術システム１０００は、コントロールシステム１００、手術用コンポーネント２００、第１のイメージングコンポーネント３００、および任意選択の第２のイメージングコンポーネント４００を含む。図７の実施態様では、手術用コンポーネント２００はフェムト秒レーザー源であり、第１のイメージングコンポーネント３００はＯＣＴイメージング装置であり、任意選択の第２のイメージングコンポーネント４００は、直視またはカメラで観察するための外観観察装置、例えば顕微鏡である。統合手術システム１０００の他のコンポーネントは、ビーム調整器およびスキャナ５００、ビームコンバイナ６００、集束対物レンズ７００、および患者インターフェース８００を含む。

コントロールシステム１００は、統合手術システム１０００の他のコンポーネントのハードウェアおよびソフトウェアコンポーネントをコントロールするように構成された単一のコンピュータまたは複数の相互接続されたコンピュータである。コントロールシステム１００のユーザインターフェース１１０は、ユーザからの指示を受け取り、ユーザによる観察のための情報を表示する。ユーザからの入力情報および命令には、システム命令、患者の眼をシステムにドッキングするためのモーションコントロール、事前にプログラムされた手術計画またはライブで生成された手術計画の選択、メニュー選択によるナビゲーション、手術パラメータの設定、システムメッセージに対する応答、手術計画の決定および受け取り、ならびに手術計画を実行せよという命令が含まれるが、これらに限定されない。システムからユーザに向けての出力には、システムパラメータおよびメッセージの表示、眼の画像の表示、手術計画のグラフ表示、数値表示およびテキスト表示、ならびに手術の進捗状況が含まれるが、これらに限定されない。

コントロールシステム１００は、統合手術システム１０００の他のコンポーネント２００、３００、４００、５００に接続されている。コントロールシステム１００からフェムト秒レーザー源２００へのコントロール信号は、例えば出力、繰り返し率およびビームシャッタを含む、レーザー源の内部および外部の動作パラメータをコントロールするように機能する。コントロールシステム１００からＯＣＴイメージング装置３００へのコントロール信号は、ＯＣＴビームスキャンパラメータならびに、ＯＣＴ画像の取得、分析および表示をコントロールするように機能する。

フェムト秒レーザー源２００からのレーザービーム２０１およびＯＣＴイメージング装置３００からのＯＣＴビーム３０１は、ビーム調整器およびスキャナ５００のユニットに向けられる。レーザービーム２０１およびＯＣＴビーム３０１をスキャンする目的で、異なる種類のスキャナを使用することができる。ビーム２０１、３０１に対して横断方向にスキャンするために、角度走査ガルバノメータスキャナが、例えばケンブリッジテクノロジー（マサチューセッツ州ベッドフォード）、スキャンラボ（ドイツ、ミュンヘン）から入手可能である。スキャン速度を最適化するために、スキャナミラーは通常、最小サイズに寸法決めされるが、それでも目標位置におけるビームの必要なスキャン角度と開口数をサポートする。スキャナにおける理想的なビームサイズは通常、レーザービーム２０１またはＯＣＴビーム３０１のビームサイズとは異なり、集束対物レンズ７００の入口で必要とされるものとも異なる。したがって、ビーム調整器は、個々のスキャナの前後または間に適用される。ビーム調整器およびスキャナ５００は、ビームを横方向及び軸方向にスキャンするためのスキャナを含む。軸方向のスキャンは、対象領域での焦点深さを変化させる。軸方向スキャンは、サーボまたはステッパモータによりビーム経路内でレンズを軸方向に移動させることによって行うことができる。

レーザービーム２０１とＯＣＴビーム３０１は、眼の共通の目標体積または手術体積に到達するために、二色性、偏光または他のタイプのビームコンバイナ６００で結合される。フェムト秒レーザー源２００、ＯＣＴイメージング装置３００、および外観観察装置４００を有する統合手術システム１０００において、これらのコンポーネントの各々についての個々のビーム２０１、３０１、４０１は、個別に最適化され得、互いに共線または非共線であり得る。ビームコンバイナ６００は、二色性または偏光ビームスプリッタを使用して、異なる波長および／または偏光を有する光を分割し、再結合する。また、ビームコンバイナ６００は、ビームサイズ、ビーム角度および分岐のような個々のビーム２０１、３０１、４０１の特定のパラメータを変更する光学系を含んでもよい。内蔵型ビジュアルイルミネーション、観察またはイメージング装置は、外科医が眼をシステムにドッキングし、手術位置を特定するのを支援する。

眼の眼組織構造体を十分に詳細に解明するために、統合手術システム１０００のイメージングコンポーネント３００、４００は、数マイクロメートルの空間分解能を有するＯＣＴビームおよび外観観察ビームを提供することができる。ＯＣＴビームの分解能は、ＯＣＴ画像で認識できる最小の特徴の空間次元である。それは主に、ＯＣＴ源の波長およびスペクトル帯域幅、眼内の目標位置にＯＣＴビームを送出する光学系の品質、ＯＣＴビームの開口数および目標位置におけるＯＣＴイメージング装置の空間分解能によって決定される。一実施態様において、統合手術システムのＯＣＴビームは、５μｍ未満の分解能を有する。

同様に、フェムト秒レーザー源２００によって提供される手術用レーザービームは、数マイクロメートルの精度で目標位置に送出され得る。レーザービームの分解能は、レーザービームによって周辺の眼組織に著しい影響を与えることなく調節できる、目標位置における最小の特徴の空間次元である。それは主に、レーザービームの波長、眼内の目標位置にレーザービームを送出する光学系の品質、レーザービームの開口数、レーザービーム内のレーザーパルスのエネルギーおよび目標位置におけるレーザースキャンシステムの空間分解能によって決定される。更に、光切断相互作用のためのレーザーの閾値エネルギーを最小にするために、レーザースポットのサイズは約５μｍ未満であるべきである。

外観観察ビーム４０１は固定された非スキャン光学系を使用して外観観察装置４００によって取得されるが、ＯＣＴイメージング装置３００のＯＣＴビーム３０１は、２つの横方向に横断的にスキャンされることに留意されたい。フェムト秒レーザー源２００のレーザービーム２０１は２つの横方向寸法でスキャンされ、焦点深さは軸方向にスキャンされる。

実用的な実施態様の場合、光路のビーム調整、スキャンおよび結合は、レーザー、ＯＣＴおよび外観観察光学ビームに対して実行される特定の機能である。これらの機能の実装は、図７に示されているものとは異なる順序で起こることがある。ビームを操作してそれらの機能を実装する特定の光学ハードウェアは、光学ハードウェアがどのように配置されるかに関して、複数の配置を有することができる。それらは、個々の光ビームを別々に操作するように配置することができ、別の実施態様では、１つのコンポーネントが機能を組み合わせて、異なるビームを操作することができる。例えば、単一セットのスキャナは、レーザービーム２０１とＯＣＴビーム３０１の両方をスキャンすることができる。この場合、別個のビーム調整器がレーザービーム２０１およびＯＣＴビーム３０１のためのビームパラメータを設定し、その後、ビームコンバイナが２つのビームを結合して単一セットのスキャナがこれらのビームをスキャンする。統合手術システム用に、光学ハードウェア配置の多くの組合せが可能であるが、以下のセクションは、配置の例を詳細に記述する。

ビーム送出
以下の記述では、用語ビームは、文脈に応じて、レーザービーム、ＯＣＴビームまたは外観観察ビームのうちの１つをいう。結合ビームとは、共線結合または非共線結合された、レーザービーム、ＯＣＴビームまたは外観観察ビームのうち２つ以上をいう。結合ビームの例には、ＯＣＴビームとレーザービームの共線または非共線結合である、結合されたＯＣＴ／レーザービームと、ＯＣＴビーム、レーザービームおよび視覚ビームの共線または非共線結合である、結合されたＯＣＴ／レーザー／視覚ビームが含まれる。共線結合ビームでは、異なる複数のビームは、二色性または偏光ビームスプリッタによって結合され、異なる複数のビームの多重送出により同じ光路に沿って送出されてもよい。非共線結合ビームでは、異なる複数のビームは、空間的にまたはそれらの間の角度によって分離されている異なる光路に沿って同時に送出される。以下の記述では、前述のいかなるビームまたは結合ビームも、光ビームと総称されることがある。遠位および近位という用語は、ビームの進行方向、または統合手術システム内でのコンポーネントの互いに対する物理的位置を指定するために使用され得る。遠位方向とは、眼に向かう方向を指す。したがって、ＯＣＴイメージング装置によって出力されたＯＣＴビームは、眼に向かって遠位方向に移動する。近位方向とは、眼から離れる方向を指す。したがって、眼からのＯＣＴ戻りビームは、ＯＣＴイメージング装置に向かって近位方向に移動する。

図８を参照するに、統合手術システムの例は、レーザービーム２０１とＯＣＴビーム３０１の各々を眼１に向かって遠位方向に送出し、ＯＣＴ戻りビームと外観観察ビーム４０１の各々を眼１から受信するように構成されている。レーザービームの送出に関して、フェムト秒レーザー源２００によって出力されたレーザービーム２０１は、基本ビームパラメータ、ビームサイズ、分岐が設定されるビーム調整器５１０を通過する。また、ビーム調整器５１０は、追加の機能として、ビーム出力またはパルスエネルギーの設定、ビームをオンまたはオフにするシャッターを含んでもよい。ビーム調整器５１０が存在した後、レーザービーム２１０は、軸方向スキャンレンズ５２０に入る。単一のレンズまたは一群のレンズを含み得る軸方向スキャンレンズ５２０は、サーボモーター、ステッパモータまたは他のコントロール機構によって軸方向５２２に移動する。軸方向５２２への軸方向スキャンレンズ５２０の移動は、焦点におけるレーザービーム２１０の焦点の軸方向距離を変化させる。

統合手術システムの特定の実施態様によれば、中間焦点７２２は、手術体積７２０の共役像（ｉｍａｇｅ ｃｏｎｊｕｇａｔｅ）であって、集束対物レンズ７００によって決定される共役手術体積（ｃｏｎｊｕｇａｔｅ ｓｕｒｇｉｃａｌ ｖｏｌｕｍｅ）７２１内に収まり、かつスキャン可能であるように設定される。手術体積７２０は、イメージングおよび手術が行われる眼内の目的領域の空間的範囲である。緑内障手術の場合、手術体積７２０は、眼の虹彩角膜角１３の近傍である。

ガルバノメータスキャナによって回転される一対の横方向スキャンミラー５３０、５３２が、レーザービーム２０１を２つの本質的に直交する横方向、例えばｘおよびｙ方向にスキャンする。その後、レーザービーム２０１は、二色性または偏光ビームスプリッタ５４０の方へ向けられ、そこでレーザービーム２０１は、レーザービーム２０１をＯＣＴビーム３０１と結合するように構成されたビーム結合ミラー６０１に向かって反射される。

ＯＣＴビームの送出に関して、ＯＣＴイメージング装置３００によって出力されたＯＣＴビーム３０１は、ビーム調整器５１１、軸方向に移動可能な集束レンズ５２１、およびスキャンミラー５３１と５３３を備えた横方向スキャナを通過する。集束レンズ５２１は、共役手術体積７２１と実際の手術体積７２０中のＯＣＴビームの焦点位置を設定するために使用される。集束レンズ５２１は、ＯＣＴ軸方向スキャンを取得するためにはスキャンされない。ＯＣＴ画像の軸方向空間情報は、干渉法により再結合されたＯＣＴ戻りビーム３０１および基準ビーム３０２のスペクトルをフーリエ変換することによって取得される。しかしながら、集束レンズ５２１は、手術体積７２０がいくつかの軸方向セグメントに分割されるときに焦点を再調整するために使用することができる。このように、ＯＣＴ画像の最適なイメージング空間分解能は、複数の範囲でのスキャンに費やす時間をかけて、ＯＣＴ信号ビームのレイリー範囲を超えて拡大され得る。

眼１に向かって先端方向に進み、スキャンミラー５３１および５３３の後に、ビームコンバイナミラー６０１によってＯＣＴビーム３０１がレーザービーム２０１と結合される。結合されたレーザー／ＯＣＴビーム５５０のＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１コンポーネントは、多重化され、共役手術体積７２１内の中間焦点７２２に集束されるように同方向に移動する。共役手術体積７２１内で集束された後、結合されたレーザー／ＯＣＴビーム５５０は、第２のビーム結合ミラー６０２に伝播し、そこで外観観察ビーム４０１と結合されて、結合されたレーザー／ＯＣＴ視覚ビーム７０１を形成する。

遠位方向に移動する、結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１は、その後、集束対物レンズ７００および患者インターフェースのウィンドウ８０１を通過し、ここで、共役手術体積７２１内のレーザービームの中間焦点７２２が手術体積７２０内の焦点に再結像される。集束対物レンズ７００は、中間焦点７２２を、患者インターフェースのウィンドウ８０１を通って、手術体積７２０内の眼組織内に再結像させる。

眼組織からの散乱されたＯＣＴ戻しビーム３０１は、近位方向に移動して、上記と同じ経路で逆順に、ＯＣＴイメージング装置３００に戻る。ＯＣＴイメージング装置３００の基準ビーム３０２は、基準遅延光路を通過し、可動ミラー３３０からＯＣＴイメージング装置に戻る。基準ビーム３０２は、ＯＣＴイメージング装置３００内で戻る際に、ＯＣＴ戻りビーム３０１と干渉法によって結合される。基準遅延光路における遅延量は、可動ミラー３３０を移動させることによって、ＯＣＴ戻りビーム３０１および基準ビーム３０２の光路を等しくするように調整可能である。最良の軸方向ＯＣＴ分解能のために、ＯＣＴ戻りビーム３０１および基準ビーム３０２もまた、ＯＣＴ干渉計の２つのアーム内の群速度分散を等しくするために、分散補償される。

結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１が角膜３と前房７を通って送出されるとき、結合ビームは、垂直入射からかけ離れた急角度で角膜の後面および前面を通過する。結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１の経路上にあるこれらの表面は、補償される必要がある過度の非点収差およびコマ収差を作り出す。

図９ａおよび９ｂを参照するに、統合手術システム１０００の実施態様では、集束対物レンズ７００および患者インターフェース８００の光学コンポーネントは、空間および色収差、ならびに空間および色歪みを最小限にするように構成されている。図９ａは、眼１、患者インターフェース８００および集束対物レンズ７００のすべてが一緒に結合されたときの構成を示している。図９ｂは、眼１、患者インターフェース８００および集束対物レンズ７００のすべて互いに分離されたときの構成を示している。

患者インターフェース８００は、眼１を集束対物レンズ７００に光学的及び物理的に結合し、次に集束対物レンズ７００は、統合手術システム１０００の他の光学コンポーネントと光学的に結合する。患者インターフェース８００は、複数の機能を果たす。それは、統合手術システムのコンポーネントに対して眼を固定し；該コンポーネントと患者の間に滅菌バリアを作り；眼と装置の間の光学的アクセスを提供する。患者インターフェース８００は、滅菌された単回使用の使い捨て器具であり、眼１および統合手術システム１０００の集束対物レンズ７００に分離可能に結合されている。

患者インターフェース８００は、目に面する凹面８１２を有するウィンドウ８０１と、対物レンズに面し、凹面に対向する凸面８１３を含む。このように、ウィンドウ８０１は、メニスカス形状を有する。図９ｃを参照するに、凹面８１２は、曲率半径ｒ_ｅを特徴とし、一方、凸面８１３は、曲率半径ｒ_ｗを特徴とする。凹面８１２は、直接接触によって、または凹面８１２と眼１との間に配置された屈折率整合剤（液体またはゲル）によって、眼に結合するように構成されている。ウィンドウ８０１は、ガラスで形成されていてもよく、屈折率ｎｗを有する。一実施態様において、ウィンドウ８０１は、石英ガラスから形成され、１．４５の屈折率ｎ_ｗを有する。石英ガラスは、一般的な安価なガラスの中で最も低い屈折率を有する。テフロンＡＦなどのフッ素ポリマーは、石英ガラスよりも低い屈折率を有する別の種類の低屈折率材料であるが、その光学品質はガラスよりも劣り、大量生産するには比較的高価である。別の実施態様では、ウィンドウ８０１は、一般的なガラスＢＫ７で形成され、１．５０の屈折率ｎ_ｗを有する。このガラスの放射線耐性バージョンである、Ｓｃｏｔｔ社（ドイツ、マインツ）製のＢＫ７Ｇ１８は、ウィンドウ８０１の光学特性を変化させるガンマ線照射なしで、患者インターフェース８００のガンマ線滅菌を可能にする。

図９ａおよび９ｂに戻って、ウィンドウ８０１は、患者インターフェース８００の壁８０３と、吸引リング８０４などの固定装置で囲まれている。吸引リング８０４が眼１に接触しているとき、吸引リングと眼との間に環状の空洞８０５が形成される。真空管真空ポンプ（図９ａおよび９ｂに図示せず）を介して吸引リング８０４および空洞に真空が加えられると、眼と吸引リングとの間の真空力が、手術中に眼を患者インターフェース８００に取り付ける。真空を除去すると、眼１が取り外される。

眼１と対向する患者インターフェース８００の端部は、集束対物レンズ７００のハウジング７０２に取り付けて、それによって統合手術システム１０００の他のコンポーネントに対する眼の位置を固定するように構成された取り付けインターフェース８０６を含む。取り付けインターフェース８０６は、機械的、真空、磁気または他の原理で動くことができ、また、統合手術システムから取り外し可能である。

集束対物レンズ７００は、眼に面した凹面７１１と凹面に対向する凸面７１２とを有する非球面出射レンズ７１０を含む。このように、出射レンズ７１０はメニスカス形状を有する。図９ａおよび９ｂに示される出射レンズ７１０は、より多くの設計自由度を与える非球面レンズであるが、他の構成では、出射レンズは、球面レンズであり得る。あるいは、出射レンズ７１０を一重項ではなく複合レンズとして構築することにより、本明細書に提示されるような光学システムの主な特性を維持しながら、光学系を最適化するためのより多くの設計の自由度が可能になる。図９ｃを参照するに、凹面７１１は、曲率半径ｒ_ｙによって特徴付けられるのに対し、凸面７１２は、非球面形状によって特徴付けられる。球面凹面７１１と組み合わされた非球面凸面７１２は、変化する厚さを有する出射レンズ７１０をもたらし、レンズの外周縁部７１５は、レンズの中央の頂点領域７１７よりも薄い。凹面７１１は、ウィンドウ８０１の凸面８１３に結合するように構成される。一実施態様では、出射レンズ７１０は石英ガラスで形成され、１．４５の屈折率ｎ_ｘを有する。

図１０ａおよび図１０ｂは、第１の光学サブシステム１００１と、虹彩角膜角における手術体積７２０へのアクセスを可能にする第２の光学サブシステム１００２とを有する光学システム１０１０を形成するように機能的に配置された、図７および図８の統合手術システムのコンポーネントの模式図である。図１０ａおよび１０ｂの各々は、図９ａの集束対物レンズ７００および患者インターフェース８００のコンポーネントを含む。しかし、簡略化のために、集束対物レンズの全体と患者インターフェースは図１０ａおよび１０ｂには含まれていない。また、図１０ａにおける更なる簡略化のために、図９ａおよび９ｂの平面ビーム折り畳みミラー７４０は含まれず、図９ａに示される結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１は、展開されているか、または真っ直ぐになっている。当業者には、平面ビーム折り畳みミラーを追加または除去しても、第１の光学サブシステムおよび第２の光学サブシステムによって形成される光学システムの主要な動きに変化はないことが理解されるであろう。図１０ｃは、図１０ａおよび１０ｂの第１の光学サブシステムを通過するビームの模式図である。

図１０ａを参照するに、統合手術システム１０００の第１の光学サブシステム１００１は、集束対物レンズ７００の出射レンズ７１０と患者インターフェース８００のウィンドウ８０１を含む。出射レンズ７１０とウィンドウ８０１は、第１の光軸７０５を規定するために互いに対して相対的に配置される。第１の光学サブシステム１００１は、ビーム（例えば、第２の光軸７０６に沿って出射レンズ７１０の凸面７１２に入射する、結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１）を受信し、そのビームを眼の虹彩角膜角１３内の手術体積７２０に向けるように構成されている。

手術手技の間、第１の光学サブシステム１００１は、ウィンドウ８０１の凸面８１３を出射レンズ７１０の凹面７１１とインターフェースで連結することによって組み立てることができる。この目的のために、集束対物レンズ７００は、患者インターフェース８００にドッキングされる。その結果、出射レンズ７１０の凹面７１１は、ウィンドウ８０１の凸面８１３に結合される。結合は、直接接触による場合もあれば、屈折率整合流体の層を通す場合もある。例えば、患者インターフェース８００を集束対物レンズ７００にドッキングするとき、屈折率整合流体を一滴接触面の間に塗布し、２つの面７１１、８１３の間にあり得る任意のエアギャップを排除し、それによって、結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１を最小のフレネル反射と歪みでエアギャップを通過するのを助けることができる。

上記ビームを眼の虹彩角膜角１３内の手術体積７２０に向けるために、第１の光学サブシステム１００１は、ビーム７０１が出射レンズ７１０、ウィンドウ８０１および角膜３を通過する際にそのビームの屈折の主要因であるように設計される。このため、図１０ｃを参照するに、出射レンズ７１０の屈折率ｎ_ｘとウィンドウ８０１の屈折率ｎ_ｗは、角膜３の屈折率ｎ_ｃを考慮して選択され、第１の光学サブシステム１００１を介して適切なビーム屈曲を引き起こし、その結果ビーム７０１が第１の光学サブシステムを出て角膜３を通過する際に、ビーム経路が概ね一直線に虹彩角膜角１３内に収まるようになっている。

引き続き図１０ｃを参照し、ウィンドウ８０１と角膜３との間の境界面から始める。結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１がウィンドウ８０１から出て角膜３に入る境界面、すなわちウィンドウの凹面８１２と角膜３の凸面との間の境界面での入射角度が急すぎると、過度の屈折および歪みを生じ得る。この境界面での屈折および歪みを最小限にするために、第１の光学サブシステム１００１の１つの実施態様では、ウィンドウ８０１の屈折率は、角膜３の屈折率と厳密に一致させている。例えば、図９ａおよび９ｂを参照して上述したように、ウィンドウ８０１は、屈折率１．３６を有する角膜３に厳密に一致させるために、１．４２よりも低い屈折率を有していてもよい。

結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１がウィンドウ８０１から出て角膜３に入る境界面での過剰な屈折および歪みは、出射レンズ７１０およびウィンドウ８０１を通過したときのビーム７０１の曲げをコントロールすることによって、更に補償することができる。この目的のために、第１の光学サブシステム１００１の１つの実施態様において、ウィンドウ８０１の屈折率ｎ_ｗは、出射レンズ７１０の屈折率ｎ_ｘおよび角膜３の屈折率ｎ_ｃのそれぞれよりも大きい。その結果、結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１が出射レンズ７１０から出てウィンドウ８０１に入る境界面、すなわち出射レンズの凹面７１１とウィンドウの凸面８１３との間の境界面では、該ビームは、ビームを第１の方向に曲げる高から低への屈折率変化を受ける。その後、結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１がウィンドウ８０１から出て角膜３に入る境界面、すなわち出射レンズの凹面８１２と角膜の凸面との間の境界面において、該ビームは、第１の方向と反対の第２の方向にビームを曲げる低から高への屈折率変化を受ける。

ウィンドウ８０１の形状は、メニスカスレンズであるように選択される。そのように、光の入射角度は、ウィンドウ８０１の両面８１２、８１３上で類似の値を有する。全体的な効果は、凸面８１３において、光は面法線から離れて屈曲し、凹面８１２において、光は面法線に向かって屈曲することである。効果は、光が平行平板を通過するときのものである。上記板の一方の面での屈折は、上記板を通過する光がその方向を変えない他方の面での屈折によって補償される。眼より遠位の出射レンズ７１０の入射凸面７１２での屈折は、入射面での光７０１の入射角度βが交点７０８で入射面の面法線７０７に近いように設定することによって、最小限に抑えられる。

ここで、出射レンズ７１０、ウィンドウ８０１および眼１は、第１の光軸７０５を有する軸対称系として配置されている。実際には、軸対称性は、光学コンポーネントの製造および位置合わせの不正確さ、眼の対称性からの自然な逸脱、および臨床セッティングにおけるウィンドウ８０１および出射レンズ７１０に対する眼の位置合わせの不正確さのために、近似的なものである。しかし、設計上および実用上、眼１、ウィンドウ８０１および出射レンズ７１０は、軸対称の第１の光学サブシステム１００１とみなされる。

引き続き図１０ａを参照するに、第２の光学サブシステム１００２は、第１の光学サブシステム１００１の第１の光学軸７０５に対して角度αで第１の光学サブシステム１００１と光学的に結合されている。この配置の利点は、すべての光学コンポーネントが共通の光軸を有する軸上に設計されるシステムと比較して、両方の光学サブシステム１００１、１００２が、はるかに小さい開口数で設計され得ることである。

第２の光学サブシステム１００２は、図８を参照して前述したように、眼内の手術体積７２０の共役手術体積７２１を生成するリレーレンズ７５０を含む。第２の光学サブシステム１００２は、光学サブシステムステップ１００３としてまとめて示された様々な他のコンポーネントを含む。図８を参照するに、これらのコンポーネントは、フェムト秒レーザー源２００、ＯＣＴイメージング装置３００、外観観察装置４００、ビーム調整器およびスキャナ５００、ならびにビームコンバイナ６００を含んでもよい。

第２の光学サブシステム１００２は、サブシステム全体が第１の光学サブシステム１００１の第１の光学軸７０５の周りを回転するように構成された機械部品（図示せず）を含んでもよい。これにより、眼１の虹彩角膜角１３の外周３６０度に光学的にアクセスすることができる。

図１０ｂを参照するに、第１および第２の光学サブシステム１００１、１００２を互いに対して相対的に配置する際のフレキシビリティは、第２の光学サブシステム１００２の光学出力と第１の光学サブシステム１００１の光学入力との間に挿入された光学アセンブリ１００４によって提供され得る。一実施態様において、光学アセンブリ１００４は、第２の光学サブシステム１００２の光出力、例えば結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビーム７０１を受信するように構成された１つ以上の平面ビーム折り畳みミラー７４０、プリズム（図示せず）または光学格子（図示せず）を含み、結合されたレーザー／ＯＣＴ／視覚ビームの方向を変更または調整し、第１の光軸７０５と第２の光軸７０６との間の角度αを保存しながら第１の光学サブシステム１００１の光入力にビームを向けることができる。

別の構成では、平面ビーム折り畳みミラー７４０の光学アセンブリ１００４は、第２の光学サブシステム１００２を静止状態に保ちつつ、アセンブリが第１の光学サブシステム１００１の第１の光学軸７０５の周りを回転するように構成された機械部品（図示せず）を更に含む。したがって、第２の光学サブシステム１００２の第２の光軸７０６は、第１の光学サブシステム１００１の第１の光学軸７０５を中心として回転させることができる。これにより、眼１の虹彩角膜角１３の外周３６０度に光学的にアクセスすることができる。

図９ａ、９ｂおよび９ｃを参照して上述した考慮事項により、第１の光学サブシステム１００１の設計は、第１の光学サブシステム１００１の第１の光学軸７０５に対して角度αでの角度付き光学アクセスのために最適化される。角度αでの光学的アクセスは、第１の光学サブシステム１００１の光学的収差を補償する。表１は、Ｚｅｍａｘ光学設計ソフトウェアパッケージを用いたアクセス角度α＝７２度での最適化の結果を示している。この設計は、画像誘導フェムト秒緑内障手術のための実用的な実施態様である。

この設計は、０．２までの開口数（ＮＡ）の１０３０ｎｍ波長レーザービームと８５０ｎｍ波長ＯＣＴビームの回折限界集束を生成する。１つの設計では、第１の光学サブシステムの光学収差は、虹彩角膜角での開口数が０．１５より大きいビームに対する第１の光学サブシステムのストレール比が０．９より大きくなる程度に補償される。別の設計では、第１の光学サブシステムの光学収差は部分的に補償され、第１の光学システムの残りの補償されていない収差は、虹彩角膜角での開口数が０．１５より大きいビームに対する結合された第１および第２の光学サブシステムのストレール比が０．９よりも大きくなる程度に、第２の光学サブシステムによって補償される。

キャリブレーション
統合手術システム１０００のフェムト秒レーザー源２００、ＯＣＴイメージング装置３００、および外観観察装置４００は、まず、それらの内部完全性を保証するために個々にキャリブレーションされ、その後、システム完全性のためにクロスキャリブレーションされる。システムキャリブレーションの主要部分は、レーザービーム２０１の外科的焦点が、ＯＣＴイメージング装置および／または外観観察装置４００によって特定されるような手術体積７２０の位置に命令されたときに、達成された焦点の位置が一定の許容範囲内（典型的には５〜１０μｍ以内）で命令された焦点の位置と一致することを保証することにある。また、グラフおよびカーソル出力、画像、コンピュータモニターのようなユーザインターフェース１１０上に表示されるオーバレイ、およびユーザインターフェース１１０から受け取られる眼組織手術体積７２０位置のユーザ入力は、同様の精度の所定の許容範囲内で、組織内の実際の位置に対応することが望ましい。

この空間キャリブレーション手順の一実施態様は、ディスプレイ上のスケール値がキャリブレーション対象の実スケールと一致するように、ＯＣＴイメージング装置３００および／または外観観察装置４００とそれらのディスプレイのキャリブレートされたスケールおよびスケーリング倍率を、イメージングすることから始まる。その後、レーザーキャリブレーションパターンが透明なキャリブレーション対象に露光または焼き付けられ、次に、キャリブレーションパターンが画像化される。その後、意図したパターンと実際に焼いたパターンが、統合手術システム１０００のイメージングシステムによって、または別々の顕微鏡によって比較される。それらが指定された許容範囲内で一致しない場合、レーザービームスキャナのスケーリングを調整することによって、手術パターンのスケーリングパラメータが再スケーリングされる。この手順は、必要であれば、すべての空間キャリブレーションが許容範囲内になるまで繰り返される。

眼組織調節を伴うレーザー手術
本明細書に開示の統合手術システム１０００によって可能にされた手術治療に関連する眼の解剖学的構造を、図１〜４に示す。ＩＯＰを低下させるために、レーザー治療は、線維柱帯流出路４０に影響を及ぼす眼組織を標的とする。これらの眼組織は、虹彩角膜角１３内の線維柱帯１２、強膜岬１４、ぶどう膜１５、角強膜網１６、傍シュレム管組織１７、シュレム管１８、集合管１９を含み得る。

本明細書に開示されているのは、線維柱帯流出路４０に特に効果的なレーザーパターンである。レーザーの相互作用量は数マイクロメートル（μｍ）ほどと小さいため、眼組織と反復レーザーの各レーザーショットとの相互作用は、レーザーの焦点で眼組織を局所的に破壊する。眼組織における光切断相互作用のためのレーザーのパルス持続時間は数フェムト秒から数ナノ秒まで、パルスエネルギーは数ナノジュールから数十マイクロジュールまでの範囲であり得る。焦点のレーザーパルスは、多光子過程を通じて、分子の化学結合を分解し、組織材料を局所的に光解離させ、濡れた組織の中にガス泡を作る。組織材料の破壊と気泡形成による機械的応力は、組織を断片化し、レーザーパルスがジオメトリの線と表面に沿って互いに近接して配置されるとき、きれいな連続的切断を作り出す。

以下の記載では、基本的な相互作用量をセルという。セルのサイズは、レーザーと組織の相互作用の影響の程度によって決まる。レーザースポットまたはセルが線に沿って近接して配置されている場合、レーザーは、狭い微視的な管を作り出す。管の断面内に多数のレーザースポットを近接して配置することにより、より広い管を作り出すことができる。例えば、シリンダー管は、最初にシリンダーの全体的な位置とサイズの座標を計算することによって作り出すことができる。その後、セルのサイズをパラメータとして使用して、シリンダー容積内に密に配置された各セルの座標を計算する。セルの配置は、結晶構造内の原子の配置に似ている。

最も簡単なのは、立方体のセル構造を計算することであり、この場合、個々のセルは規則的な間隔で行、列、シートに配置されており、セルの座標は行、列、シートの順序で隣接セルから隣接セルにへと順次計算することができる。また、レーザースキャナのハードウェアは、この規則的な順序に従って、過度のジャンプなしにレーザービームをスキャンすることもできる。管は、様々な断面で、楕円形、長方形、正方形またはその他の規則的または不規則な断面で、作り出すことができる。眼組織に挿入されたチャネルは房水８を伝導することができ、その伝導度は、チャネルの断面積が大きいほど増加する。

図１１ａおよび１１ｂは、手術用レーザーがスキャンして手術体積９００（図１１ａ）に影響を与えてチャネル開口部９２０（図１１ｂ）を形成する虹彩角膜角の断面図を示す。線維柱帯の手術体積９００は、前房７からシュレム管１８の内壁を通って延びる。レーザースキャンは、手術体積９００内の眼組織を調節し、チャネル開口部９２０を作り出す。チャネル開口部９２０は、眼組織内の流動抵抗を減少させて、前房７からシュレム管１８内への房水流を増加させ、それによって眼のＩＯＰを減少させる。チャネル開口部９２０のサイズは、流出路の抵抗の低減と効果の持続性を決定する。

この手技では、これらの構造体を正確に見つけ、治療の成功をモニターするために、画像誘導が不可欠である。治療される眼組織のサイズおよび体積を最小限にすることは、生成されるガス量およびガス誘発性の組織の動きを最小限にするのにも役立つ。膨張するガスに伴って組織も拡張するため、閉じたボリュームからガスが逃れ、ガスで満たされた空隙が潰れると、急激な組織の動きが起こり得る。このような突然の組織の動きは、外科的切開部に不連続性を生じさせる可能性があり、回避するか最小限に抑える必要がある。

眼組織に手術パターンを作り出すためのもう一つの考慮事項として、切開の進行に伴うガス泡の潜在的な陰影効果がある。一般に、切開の進行は、レーザーから離れた位置からレーザーに近い位置に向かって進み、陰影効果を最小限に抑える必要がある。レーザーが回折限界の焦点にしっかりと集束され、光切断相互作用の閾値パルスエネルギーが低下すると、ガスの量も少なくなる。レーザーを低閾値で動作させると、局所的な相互作用量のサイズとガス泡のサイズは、より小さくなくなる。これは、手術体積を満たすセルの間隔を狭める必要があることを意味する。

表２には、サイズの異なるいくつかの切開部に対する手術用レーザーと治療パターンのパラメータを示す。パラメータセットの範囲は、眼に入るレーザー光の最大許容露光量（ＭＰＥ）制限値と、レーザーの繰り返し率とスキャナのスキャン速度の実際の範囲によって制限される。

ＭＰＥに関しては、組織を透過したフェムト秒レーザー源２００またはＯＣＴイメージング装置３００からの光ビームは直接網膜に到達しないため、図６の角度付きビーム経路３０が最も有利である。これは、組織を透過した直接レーザー光またはＯＣＴ光が網膜に到達する既知の角膜および白内障手術とは対照的である。したがって、図６の角度付きビーム経路３０は、より高いビーム平均出力を使用することができる。手術用レーザーの平均出力が高くなると、手技時間が短縮される。ＯＣＴビームに対する高い平均出力は、同じ画質に対してより短いＯＣＴ画像取得時間、または同じ画像取得時間に対してより良い画質をもたらす。セルサイズおよびレーザーパルスエネルギーに関しては、組織内で生成されるガスの量を最小限にするために、より小さなセルサイズおよびパルスエネルギーが好ましい。

線形潅流モデル、ＥＬＴ手技の実験（Ｌｉｕら、２００５）および臨床所見は、０．２４ｍｍ^２から０．４ｍｍ^２までの管の断面積で十分なＩＯＰ下降効果が得られることを示している。表２からわかるように、本明細書に開示の統合手術システムによって可能になる手術用レーザー手技は、Ｌｉｕらのものと同様の管の断面積を生成することができ、１０秒未満で完了することができる。

図１２は、角膜と、前房と、線維柱帯、シュレム管およびシュレム管から分岐する１つ以上の集合管から形成される房水流出路を含む虹彩角膜角とを有する眼の眼内圧を低下させる方法のフローチャートである。この方法は、図７〜１０ｂの統合手術システム１０００によって実施され得る。

ステップ１２０２では、ＯＣＴビーム３０１が角膜３と前房７を通って虹彩角膜角１３に送出される。一実施態様では、ＯＣＴビーム３０１は、分解能が約５μメートル以下であり、ＯＣＴビームを角膜３に結合したウィンドウ８０１とウィンドウに結合した出射レンズ７１０とを含む第１の光学サブシステム１００１に向けることによって、虹彩角膜角１３に送出される。

ステップ１２０４では、第１の光学サブシステム１００１を介して虹彩角膜角に送出されたＯＣＴビーム３０１に基づいて、虹彩角膜角１３の一部のＯＣＴ画像が取得される。この目的のために、ＯＣＴ戻りビーム３０１が第１の光学サブシステム１００１を介して受信され、既知のＯＣＴイメージング技術を使用してＯＣＴイメージング装置３００で処理される。

ステップ１２０６では、調節されるべき眼組織の手術体積９００が、ＯＣＴ画像に基づいて決定される。手術体積９００は、統合手術システム１０００のコントロールシステム１００上に表示される２Ｄ断面ＯＣＴ画像に基づいて決定されてもよい。手術体積９００を決定するために、外観観察ビーム４０１が使用されることもある。この目的のために、外観観察ビーム４０１は、顕微鏡４００によって虹彩角膜角１３から第１の光学サブシステム１００１を通して取得され、コントロールシステム１００の表示画面上にＯＣＴ画像と外観観察信号を重ね合わせて提示することによって、調節するための眼組織の体積９００が決定されることがある。あるいは、ＯＣＴ画像および外観観察信号が表示画面上に登録されてもよい。

一実施態様において、シュレム管１８は外周によって特徴付けられ、調節するべき眼組織の手術体積９００は、外周の周りの集合管１９の密度に基づいて決定される。この場合、シュレム管１８の外周の少なくとも一部の周りの集合管１９の密度分布は、ＯＣＴ画像に基づいて決定される。閾値基準を超える密度を有するシュレム管１８の領域が識別され、識別された近接領域は、調節されるべき眼組織の体積に含まれる。この基準は、分布の５０パーセンタイル、７５パーセンタイル、または７５パーセンタイルよりも高い数値とすることができる。別の実施態様では、調節されるべき眼組織の体積９００は、１または複数の集合管１９の近傍にある。

ステップ１２０８では、ＯＣＴビーム３０１とレーザービーム２０１の各々が、角膜３および前房７を通って虹彩角膜角１３に送出される。一実施態様では、ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、実質的に等しい分解能、例えば約５マイクロメートル以下を有し、各ビームは、角膜３に結合されたウィンドウ８０１と、ウィンドウに結合された出射レンズ７１０とを含む第１の光学サブシステム１００１に各ビームを向けることによって、虹彩角膜角に送出される。ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、例えばビームを多重化することによって、同じ光路に沿って第１の光学サブシステム１００１に非共線的向けることができる。あるいは、ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、空間的に分離されたかまたは角度が付いた光路に沿って、同時に第１の光学サブシステムに非共線的に向けられてもよい。

眼への斜角度入射によって生じるビーム２０１、３０１の歪みおよび収差は、各ビームを第１の光学サブシステム１００１に斜めに向けることによって補償される。この目的のために、眼１は、視線方向を含み、第１の光学サブシステム１００１は、目の視線方向と実質的に一直線になる第１の光学軸７０５を含むように、目に対して位置決めされる。ビーム２０１、３０１は、角度αだけ第１の光軸７０５からオフセットされた第２の光軸７０６に沿って出射レンズ７１０の凸面７１３に各ビームを向けることによって、第１の光学サブシステム１００１に入力される。加えて、各ビーム２０１、３０１は、凸面に対する面法線７０７に対して角度βで、出射レンズ７１０の凸面７１３に向けられてもよい。

ステップ１２１０では、線維柱帯流出路４０内の眼組織の体積９００を画定している眼組織にレーザービーム２０１を適用することにより、該体積を調節して、線維柱帯網１２、シュレム管１８、および１または複数の集合管１９、のうちの１以上に存在する経路抵抗を減少させる。この目的のために、３３０ナノメートルから２０００ナノメートルの間の波長を有するレーザービーム２０１を複数の方向にスキャンして、手術体積９００を画定している眼組織と相互作用させることができる。レーザービーム２０１は、連続的に、または２０フェムト秒から１ナノ秒の間のパルス持続時間を有する複数のレーザーパルスとして、適用することができる。レーザービーム２０１は、眼組織と光切断相互作用を引き起こし、経路抵抗を減少させるか、または新たな流出路４０を作り出す。一実施態様において、眼組織との光切断相互作用は、前房とシュレム管を連結する線維柱帯網を通して開口するチャネル開口部９０２を作り出す。

虹彩角膜角へのアクセス
図１３は、光ビームを、視線方向を有する眼の虹彩角膜角と屈折率ｎ_ｃの角膜に向ける方法のフローチャートである。この方法は、図７〜１０ｂの統合手術システム１０００によって実施され得る。

ステップ１３０２では、第１の光学サブシステム１００１と第２の光学サブシステム１００２が互いに相対的に配置されている。第１の光学サブシステム１００１は、屈折率ｎ_ｗを有する材料から形成されるウィンドウ８０１を含む。ウィンドウ８０１は、凹面８１２と凹面に対向する凸面８１３とを有する。第１の光学サブシステム１００１は、また、屈折率ｎ_ｘを有する材料から形成される出射レンズ７１０も含む。出射レンズ７１０は、凹面７１１と凹面に対向する凸面７１２とを有する。出射レンズ７１０の凹面７１１は、ウィンドウ８０１の凸面８１３に結合して、ウィンドウおよび出射レンズを通って延びる第１の光軸７０５を画定するように構成される。ウィンドウ８０１の凹面８１２は、第１の光軸７０５が眼の視線の方向と概ね一直線になるように、眼の角膜３に取り外し可能に結合するように構成されている。

ステップ１３０４では、第２の光学サブシステム１００２によって出力された光ビームが、第１の光学軸７０５からオフセットされた角度αの第２の光軸７０６に沿って、出射レンズ７１０の凸面７１２で入射するように向けられる。このために、第２の光学サブシステム１００２または別の中間光学アセンブリ１００４は、第１の光学軸と第２の光学軸との間の角度分離の尺度を決定するように、および分離角度が角度αになるまで第２の光学軸の向きを調整するように構成されてもよい。角度αは、典型的には３０度を超える。具体的には、角度αは６０度から８０度の間である。更に具体的には、角度αは、およそ７２度である。

ステップ１３０６では、第２の光学サブシステム１００２によって出力された光ビームはまた、第２の光学軸７０６と出射レンズの凸面に対する面法線７０７の交点で、角度βで出射レンズ７１０の凸面７１２を横切るように向けられてもよい。ここでも、第２の光学サブシステム１００２または別の中間光学アセンブリ１００４は、第２の光学軸と面法線７０７との間の角度分離の尺度を決定するように、および分離角度が角度βになるまで第２の光学軸の向きを調整するように構成されてもよい。

いくつかの構成では、例えば図１０ｂに示されるように、第２の光学サブシステム１００２は、光ビーム７０１が、第２の光軸７０６からオフセットされた軸に沿って第２の光学サブシステムによって出力されるように、第１の光学サブシステム１００１に対して配置されるように構成されてもよい。これらの場合、ステップ１３０４の方向付けプロセスにおいて、光ビーム７０１は、第１の光学サブシステム１００１と第２の光学サブシステム１００２の間に挿入された光学アセンブリ１００４で受信され、第２の光軸７０６と概ね一直線になるように再方向付けされる。第２の光軸７０６は、角度αと実質的に等しい角度だけ第１の光軸からオフセットされた第２の光軸を維持しながら、第１の光軸７０５を中心に回転されてもよい。そうすることで、虹彩角膜角１３の外周周辺の治療が可能になる。第２の光軸７０６が出射レンズ７１０の凸面７１２を、第２の光軸と出射レンズの凸面に対する面法線７０７の交点７０８で角度βで横切る構成では、ステップ１３０６の方向付けプロセスは、第２の光軸と角度βと実質的に等しい面法線との間の角度をも維持しながら、第２の光軸を第１の光軸の周りで回転させるステップを伴う。

低侵襲および非侵襲手術治療
以下に開示される手術治療は、レーザー治療パターンの注意深い設計と選択を通じて、眼組織の調節を最小限に抑えながら、流出路の抵抗を減少させる。本明細書で使用される場合、治療パターンは、レーザーによって調節されるべき眼組織の３次元モデル、またはレーザーによって影響されるべき眼液の３次元モデルを定義する。治療パターンは、典型的には、手術パラメータのセットによって定義される。手術パラメータは、レーザーが通過する眼組織の表面積を表す治療面積Ａおよびレーザーが眼組織に切り込むレベルまたはレーザーが眼液に影響を与えるレベルを表す治療厚さｔのうちの１つ以上を含み得る。したがって、治療パターンに従って適用されるレーザーは、治療パターンの３次元モデルに類似する手術体積に影響を与えるか、もしくはそれを生成する可能性があり、または３次元モデルに類似する、眼の構造体の内部に位置する流体に影響を与える可能性がある。

追加の手術パラメータは、眼内の手術体積または患部体積の配置を定義する。配置パラメータは、眼の周方向角に対する、治療が行われる位置を表す位置ｌと、基準の眼の構造体に対する、眼内の眼組織または眼液の３次元モデルの位置を表す治療深さｄのうちの１つ以上を含み得る。以下では、治療深さｄが、前房７が線維柱帯１２と出会う領域に対して示しされ、説明されている。治療パターンと配置パラメータを合わせて、治療計画を定義する。

手術治療手技の侵襲性を最小限にするかまたは排除することは、複数の理由から有益である。第一に、非侵襲治療および低侵襲治療は、健常な眼組織への損傷を最小限にし、それによって線維柱帯組織の未治療部分の濾過機能を保存する。第二に、線維柱帯組織の機械的、構造的完全性を可能な限り保存することにより、既存または新たに作られた流出路の崩壊および閉鎖の可能性を最小限に抑える。第三に、開示のレーザー治療パターンは、ＩＯＰ下降量をよりコントロールすることができる。適切なＩＯＰを達成することは、臨床転帰にとって重要である。ＩＯＰ下降が小さすぎると、緑内障治療の効果が低下し、一方、ＩＯＰ下降が大きすぎると、眼の収縮を引き起こす可能性がある。最後に、レーザー治療される眼組織の体積を最小限にすることで、手技時間が短縮され、手技中の意図しない組織の移動が起こる可能性を低下させる。

低侵襲レーザー手術
上述のように、フェムト秒レーザーは、周囲の眼組織への側副損傷を最小限に抑えながら、高度に局所的で非熱的な光切断レーザーと組織の相互作用を提供する。レーザーの光切断相互作用は、光学的に透明な組織において利用される。眼組織へのレーザーエネルギー付与の主な機序は、吸収によるものではなく、高度に非線形な多光子過程によるものである。この過程は、ピーク強度が高いパルスレーザーの焦点でのみ有効である。ビームが横断するが焦点ではない領域は、レーザーの影響を受けない。したがって、眼組織との相互作用領域は、レーザービームに沿って横方向、軸方向ともに高度に局在している。

前述のフェムト秒レーザーの特性を用いて、統合手術システム１０００の実施態様は、１または複数のレーザー治療パターンを用いて流出路抵抗を減少させて、局所的に眼組織を調節する。図３を参照するに、前述のとおり、線維柱帯１２は、ぶどう膜１５、角強膜網１６および傍シュレム管組織１７の３層を有する。これらの層は多孔質で、水に対して透過性であり、ぶどう膜１５が最も多孔性と透過性が高く、角強膜網１６がこれに続く。線維柱帯１２の中で最も多孔性と透過性が低い層は、傍シュレム管組織１７である。シュレム管１８の内壁１８ａは、これもまた多孔性で水に透過性であるが、傍シュレム管組織１７と同様の特徴を有する。この知見に基づいて、１）調節のために線維柱帯１２の１つ以上の層を選択し、２）そのような調節の程度をコントロールする、様々な治療パターンを設計することができる。これらの治療パターンは、手術パラメータのセットによって定義され、それが次に、レーザー手術に起因する眼組織調節（または手術の傷口）のジオメトリの寸法を定義する。以下に、様々な治療パターンの例を示す。

一例では、虹彩角膜角１３の断面図および斜視図を示す図１１ａ、１１ｂおよび１１ｃを参照するに、手術用レーザー７０１は、手術体積９００（図１１ａに２次元および３次元で示す）に影響を与えて、連続した広くて深いチャネル開口部９２０（図１１ｂに２次元で、図１１ｃに３次元で示す）を形成するように設計された第１の治療パターンＰ１に従って、眼組織をスキャンすることができる。深いチャネル開口部９２０は、前眼房７から、ぶどう膜１５、角膜強膜網１６、線維柱帯１２の傍シュレム管組織１７、およびシュレム管１８の内壁１８ａのそれぞれを通って延びる。深いチャネル開口部と、本明細書に開示の他のチャネル開口部は、流体経路を画定している単一の内腔であっても、流体経路を画定しているスポンジ様構造を形成する隣接する細孔の配列であっても、それらの組み合わせであってよい。

レーザーが手術体積９００に影響を与えるためにスキャンする際のレーザーの動きは、治療面積Ａおよび厚さｔを含む手術パラメータのセットによって定義される第１の治療パターンＰ１に従う。治療面積Ａは、幅ｗと高さｈによって定義される。幅は、周方向角の周りの尺度によって定義されることがある。例えば、幅ｗは、周方向角の周りの角度（例えば９０度）によって定義され得る。

眼内のレーザー焦点の初期配置は、深さｄ（図示せず）と位置ｌ（図示せず）を含む配置パラメータのセットによって定義される。位置ｌは、レーザー治療が開始される眼の周方向角の周りの点を定義し、一方、深さｄは、治療が開始されるかまたは終了する、前房７とシュレム管１８との間の点を定義する。

第１の治療パターンＰ１のレーザー適用に起因するチャネル開口部９２０（図１１ｂおよび１１ｃ）は、手術体積９００に類似しており、手術体積および治療パターンのものと同様の面積Ａおよび厚さｔによって特徴付けられる。深さｄは本質的にセロであるため、手術体積９００の端部を、前房７が線維柱帯網１２と出会う領域に配置する。結果として生じる深いチャネル開口部９２０の厚さｔは、前房７から、シュレム管１８の内壁１８ａを通って延びるが、面積Ａは、結果として生じるチャネル開口部９２０（図１１ｂおよび１１ｃ）が単一の開口部によって特徴付けられるものである。

図１１ｎおよび１１ｃの例において、チャネル開口部９２０は、シュレム管１８と流体連通している第１の端と、前房７と流体連通している第２の端とを有する。流体連通は、チャネル開口部９２０を通る経路を形成する１もしくは複数の内腔、および／またはチャネル開口部を通る多孔質経路を形成する細孔の配置によって、可能になり得る。

別の例では、虹彩角膜角１３の断面図および斜視図を示す図１４ａ、１４ｂおよび１４ｃを参照するに、手術用レーザーは、手術体積９０１（図１４ａに２次元および３次元で示す）に影響を与えるように設計された第２の治療パターンＰ２に従って眼組織をスキャンして、単一の広くて浅いチャネル開口部９２１（図１４ｂに２次元で、図１４ｃに３次元で示す）を形成することもできる。浅いチャネル開口部９２１は、シュレム管１８から、シュレム管１８の内壁１８ａを通り、部分的に線維柱帯１２を通って延び、その結果前房７とシュレム管との間の組織の一部のみが治療される。図１４ａ、１４ｂおよび１４ｃの例では、浅いチャネル開口部９２１は、傍シュレム管組織１７を通って、部分的に角強膜網１６に延びる。他の治療パターンにおいて、浅いチャネル開口部９２１は、角強膜網１６を通って、部分的にぶどう膜１５に延びてもよい。

いずれの場合も、レーザーが手術体積９０１に影響を与えるためにスキャンする際のレーザーの動きは、治療面積Ａおよび厚さｄを含む手術パラメータのセットによって定義される第２の治療パターンＰ２に従う。治療面積Ａは、幅ｗと高さｈによって定義される。ここでも、幅は、周方向角の周りの尺度によって定義され得る。例えば、幅ｗは、周方向角の周りの角度（例えば９０度）によって定義され得る。

眼内のレーザー焦点の初期配置は、深度ｄと位置ｌ（図示せず）を含む配置パラメータのセットによって定義される。位置ｌは、レーザー治療が開始される眼の周方向角の周りの点を定義し、一方、深さｄは、治療が開始されるかまたは終了する、前房７とシュレム管１８との間の点を定義する。

第２の治療パターンＰ２のレーザー適用に起因するチャネル開口部９２１（図１４ｂおよび１４ｃ）は、手術体積９０２に類似しており、手術体積および治療パターンのものと同様の面積Ａおよび厚さｔによって特徴付けられる。深さｄは、手術体積９０２の端部を角強膜網１６に配置する。結果として生じる浅いチャネル開口部９２１の厚さｔは、シュレム管１８から、シュレム管１２の内壁１８ａを通って、部分的にのみ線維柱帯１２に延びるが、面積Ａは、結果として生じる浅いチャネル開口部９２１（図１４ｂおよび１４ｃ）が単一の開口部によって特徴付けられるものである。

この例では、チャネル開口部９２１は、シュレム管１８と流体連通している第１の端部と、前房７とシュレム管１８の壁との間の眼組織の層で終わる第２の端部とを有する。流体連通は、チャネル開口部９２１を通る経路を形成する１もしくは複数の内腔、および／またはチャネル開口部を通る多孔質経路を形成する細孔の配置によって、可能になり得る。他の構成では、チャネル開口部９２１は、前房７と流体連通する第１の端部と、前房とシュレム管１８の壁との間の眼組織の層で終わる第２の端部を有し得る。

更に別の例では、虹彩角膜角１３の断面図および斜視図を示す図１５ａ、１５ｂおよび１５ｃを参照するに、手術用レーザーは、個々の手術体積９０３（図１５ａに２次元および３次元で示す）のアレイに影響を与えて、浅いサブ開口部９２３（図１５ｂに２次元で、図１５ｃに３次元で示す）の対応するアレイを形成するように設計された第３の治療パターンＰ３に従って、眼組織をスキャンしてもよい。浅いサブ開口部９２３の各々は、シュレム管１８から、シュレム管１８の内壁１８ａを通り、部分的に線維柱帯１２を通って延び、その結果前房７とシュレム管との間の組織の一部のみが治療される。浅いサブ開口部９２３のアレイは、集合的に篩状構造を形成している。図１５ａ、１５ｂおよび１５ｃの例では、浅いサブ開口部９２３は、傍シュレム管組織１７を通って、部分的に角強膜網１６に延びる。他の治療パターンにおいて、サブ開口部９２３は、角強膜網１６を通って、部分的にぶどう膜１５に延びてもよい。

いずれの場合も、レーザーが個々の手術体積のアレイ９０３に影響を与えるためにスキャンする際のレーザーの動きは、治療面積Ａおよび厚さｄを含む手術パラメータのセットによって定義される第３の治療パターンＰ３に従う。治療面積Ａは、幅ｗと高さｈによって定義され、中に個々のサブ治療面積のアレイを包含して全長の境界を確立する。幅ｗは、周方向角の周りの尺度によって定義され得る。例えば、幅ｗは、周方向角の周りの角度（例えば９０度）によって定義され得る。

眼内のレーザー焦点の初期配置は、深度ｄと位置ｌ（図示せず）を含む配置パラメータのセットによって定義される。位置ｌは、レーザー治療が開始される眼の周方向角の周りの点を定義し、一方、深さｄは、治療が開始されるかまたは終了する、前房７とシュレム管１８との間の点を定義する。

治療面積Ａ内の各サブ治療面積は、ジオメトリの形状、例えば長方形、四角形、円形で定義される断面によって特徴付けられる。第３の治療パターンＰ３のレーザー適用に起因する個々の浅いサブ開口部９２３（図１５ｂおよび１５ｃ）は、個々の手術体積９０３に類似しており、手術体積および治療パターンのものと同様の面積Ａ_Ｓおよび厚さｔによって特徴付けられる。深さｄは、個々の手術体積９０３の端部を角強膜網１６に配置する。結果として得られた個々の浅いサブ開口部９２３の厚さｔは、シュレム管１８からシュレム管の内壁１８ａを通って、部分的にのみ線維柱帯１２に延びる。

前房７とシュレム管１８との間の異なるレベルの房水流伝導度は、異なる手術パラメータセットを有する異なるレーザー治療パターンを使用して取得することができる。例えば、流れの伝導度は、典型的には、治療面積Ａおよび厚さｄのうちの１または複数の増加とともに単調に増加する。全体的な流れの伝導度と治療パターンおよび手術パラメータセットとの間の依存性は、モデル化によって、臨床研究を通じて経験的に、逐次近似によって、またはこれらの技術の組み合わせによって見出すことができる。治療パターンのモデル化の例については、後の房水流モデルのセクションに記載する。

非侵襲的レーザー手術−光切断レーザー空気圧による管形成術（Ｐｎｅｕｍａｔｉｃ Ｃａｎａｌｏｐｌａｓｔｙ）
前述のフェムト秒レーザーの特性を用いて、統合手術システム１０００の別の実施態様は、シュレム管１８の空気圧拡張を通じて流出路の伝導度を改善する。レーザーと眼組織との相互作用により、微視的なガス泡が形成される。複数の微視的ガス泡の複合効果は、巨視的な量で過剰なガスとそれに伴う圧力が発生することである。過剰なガスとそれに伴う過剰な圧力は、レーザーの相互作用の位置から比較的遠く離れた組織の領域にまで伝播する可能性がある。例えば、過剰なガスは、多孔質眼組織を通ってシュレム管１８内に入り、シュレム管１８に沿って、そして集合管１９に沿って移動することが可能である。ガスに伴う過剰な圧力は、眼組織の房水流出路、シュレム管１８および集合管１９の空気圧拡張をもたらす。

この空気圧拡張は、シュレム管１８と集合管１９の潰れた領域を開き、ＩＯＰ下降効果のために流出を全般に増加させるために利用され得る。この実施態様では、統合手術システム１０００は、眼組織に直接レーザー効果を及ぼすことなく、シュレム管１８または集合管１９の内側の流体に、または多孔質組織の空隙にレーザーを向けて集束させる。房水流出伝導性の増加は、眼組織のレーザーでの調節なしに、シュレム管１８および／または集合管１９と眼組織を空気圧で拡張することによってのみ達成される。重要なのは、レーザーによる直接的な組織損傷を避けることで、そうでなければレーザーで損傷した組織が引き起こすであろう治癒反応および瘢痕形成を最小限に抑えることである。このような瘢痕がない場合には、空気圧により拡張した構造体および組織を通る流出路の再閉鎖の可能性は回避される。

図１６ａおよび１６ｂは、虹彩角膜角の前後の断面図を示しており、手術用レーザービーム７０１は、シュレム管１８の空気圧拡張（図１６ｂに示されている）に影響を与えるために、部分的に潰れたシュレム管１８の内部に向けられる（図１６ａに示されている）。この場合、治療パターンＰ４は、シュレム管１８の断面積に概ね対応する治療面積Ａと、周方向角の周りの尺度によって定義される幅ｗとによって定義することができる。例えば、幅ｗは、周方向角の周りの角度（例えば９０度）によって定義され得る。治療パターンＰ４の面積Ａおよび幅ｗは、シュレム管１８の内部に概ね対応する体積を定義する。

眼内のレーザー焦点の初期配置は、深度ｄと位置ｌ（図示せず）を含む配置パラメータのセットによって定義される。位置ｌは、レーザー治療が開始される眼の周方向角の周りの点を定義し、深さｄは、レーザー焦点の点をシュレム管１８内に位置させる。実施態様では、周方向角の周りに間隔を置いて配置されたシュレム管の１または複数の位置を、レーザー適用のために選択することができる。位置は、シュレム管１８の画像に基づいて選択することができる。

ある構成では、例えばＯＣＴを用いて、周方向角の少なくとも一部の周りの複数の位置におけるシュレム管１８の画像が取得される。各画像を処理して、シュレム管１８の解剖学的特徴の尺度を決定する。このような解剖学的特徴は、シュレム管１８の断面であり得、尺度は管の半径、直径または外周に対応し得る。画像は、その画像に関連する位置がレーザー送出に指定されるべきかどうかを判定するために、閾値尺度と比較して評価される。一実施態様では、閾値尺度は、少なくとも部分的に潰れた管を示すシュレム管１８の半径、直径または外周である。患者の画像から導出された、対応する尺度が閾値尺度よりも小さい場合、画像が取得された位置がレーザ−ビーム送出のための位置として指定される。閾値尺度は、治療を受けている患者と同様の患者の尺度の臨床データベースから導出された所定の値であってよい。閾値尺度はまた、該患者について収集された全画像の分析を通じて導出することもできる。例えば、閾値尺度は、患者のシュレム管の画像から決定された最大値、または患者のシュレム管の画像から決定された尺度の平均値に対応し得る。

治療中、レーザービーム７０１によって作られた微視的なガス泡は、合体し、より大きな体積のガス泡９３０を形成する。この気泡が膨張することにより、シュレム管１８とその周辺組織が拡張する。ガス泡９３０は、該組織の流体に数分間で溶解し、ガスおよび組織片が中に入っていない、拡張されたシュレム管を残す。この治療は、非侵襲的であり、組織調節を伴う治療から生じることが多い治療効果の長期的な低下なしに、所望の全体的なＩＯＰ下降が達成されるまで、ＩＯＰの漸進的な下降を得るために繰り返し行うことができる。

シュレム管１８および／または集合管１９の空気圧拡張は、典型的にはＩＯＰ低下をもたらす。したがって、統合手術システム１０００の実施態様では、シュレム管１８および／または集合管１９の拡張が、モニターされて、レーザー治療をコントロールするために、例えば、許容可能な拡張が達成されたとき、または最大許容空気圧拡張に達したときに治療を停止するために、使用され得る。最大許容空気圧拡張とは、眼組織および構造体が損傷を受ける可能性のある、またはそれを超える拡張のレベルである。

例えば、１つの構成において、統合手術システム１０００は、拡張の変化が観察することができるシュレム管１８の画像を提供し得る。この目的のために、ＯＣＴイメージング装置３００および外観観察装置４００の一方または両方は、レーザー治療中にスクリーン上に表示するために、シュレム管１８の現在の断面ＯＣＴ画像または視覚画像を継続的に出力することができる。手術担当医は、治療中にこれらの画像を観察して、シュレム管１８の断面寸法（例えば直径、半径、外周）が１）望ましい量だけその術前のサイズと比較して増加していること、または２）眼組織および構造体が損傷を受ける可能性がある拡張レベルに対応する尺度に近づいていることのいずれかを画像が示している場合に、レーザー治療の中止を決定することができる。

別の構成では、レーザー治療のコントロールは、統合手術システム１０００によって実施される。この目的のために、統合手術システム１０００のプロセッサは、治療中にシュレム管１８のＯＣＴ断面画像または視覚画像を連続的に処理して、シュレム管の空気圧拡張を示す尺度を取得するためのアルゴリズムを実行する。上記尺度は、シュレム管１８の断面寸法、例えば直径、半径、外周であってもよい。次に、プロセッサは、上記尺度を評価して、基準が満たされているかどうかを判定する。例えば、基準は、目標断面寸法値であることもあれば、ベースライン断面寸法値からの増加率であることもある。ベースライン値は、例えば、術前の断面積寸法値に対応していてもよい。プロセッサは、基準が満たされると、例えば目標値または増加率が満たされると、レーザー治療を中止する。基準が満たされていない場合、例えば目標値または増加率が満たされていない場合、プロセッサは、レーザー治療の続行を許可する。

房水流モデル
本明細書に開示の実施態様に従って、レーザー組織調節のための治療パターンは、Ｇｏｌｄｍａｎｎのモデルに由来する房水流モデルを用いてモデル化することができる。Ｇｏｌｄｍａｎｎのモデル（R. F. Brubaker, Experimental Eye Research 78 (2004) 633-637）では、ＩＯＰ、房水流量および流動抵抗の関係について記載されている。本モデルは、次の式：
Ｆ＝（Ｐｉ−Ｐｅ）＊Ｃ＋Ｕで記述され、式中、
Ｆは、新たに形成された房水の前房７への流入量であり、
Ｕは、ぶどう膜強膜流出量など、ＩＯＰに依存しないすべての管を介した房水の流出量であり、
Ｐｉは、大気圧に対する前房７内の圧力として定義されるＩＯＰである。
Ｃは、前房７から出るすべての圧力依存経路の集合的な流体伝導度である。
Ｐｅは外眼圧（ｅｘｔｒａｏｃｕｌａｒ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）、すなわち、房水を排出する複数の別個の微視的な圧力管の総和である。

この式は、本質的に、静止流体流に対するオームの法則である。電子機器に例えると、ＦとＵは電流に類似しており、流体圧（ｈｙｄｒａｕｌｉｃ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）の差は電圧に類似しており、流体伝導度（ｈｙｄｒａｕｌｉｃ ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ）は電気抵抗の逆数である電子伝導度（ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ）に類似している。（Ｐｉ−Ｐｅ）＊Ｃ＝Ｆ−Ｕ＝定数の条件でのＧｏｌｄｍａｎｎの式は、房水流入量Ｆが一定である静止状態では、前房７と流出ドレイン圧力（ｏｕｔｆｌｏｗ ｄｒａｉｎ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）との間の圧力差（Ｐｉ−Ｐｅ）が集合的な流体伝導度Ｃに反比例することを示している。

図１７は、この依存関係を双曲線のセットとして示しており、各線は、異なる定数パラメータＦ−Ｕに対応している。Ｇｏｌｄｍａｎｎのモデルの３つのパラメータ：１）前房７内のＩＯＰであるＰｉ、２）前房７を通過する流量であるＦ、３）前房７からから出るすべての圧力依存性経路の集合的な流体伝導度であるＣは、ヒトの患者で測定することができる。更に、外眼圧Ｐｅの主要構成要素、すなわち上強膜静脈圧を推定することができる。このデータにより、医師は、図１７の曲線のセットから特定の曲線で表される、所定の患者の房水流診断を決定することができる。この曲線は、治療のベースラインとして用いることができる。

眼内圧Ｐｉは、眼圧検査で測定できる。房水流量Ｆは、蛍光測定法で測定できる（例えば、Jones, R.F., Maurice, D.M., 1966. New methods of measuring the rate of aqueous flow in man with fluorescein. Exp. Eye Res. 5, 208-220参照)。集合的な流体伝導度Ｃまたは房水流出能は、トノグラフィによって、例えば荷重眼圧計（ｗｅｉｇｈｔｅｄ ｔｏｎｏｍｅｔｅｒ）技術によって、測定することができる（例えば、Grant, W.M., 1950. Tonographic method for measuring the facility and rate of aqueous flow in human eyes. Arch. Ophthalmol. 44, 204-214参照）。眼圧測定は、取得するのに約４分を要し、これは一般に、荷重眼圧計から追加の圧力を受けた後に眼が安定するのに必要な時間に相当する。術前評価のためには、適切な条件下で患者を診断することが重要である。緑内障の薬物治療は、房水流入量Ｆを減少させる。したがって、患者が一時的に薬剤を服用しない状態で房水流入量Ｆの測定を行うか、ＩＯＰ下降剤の影響について流量測定を補正する必要がある。

Ｇｏｌｄｍａｎｎのモデルのパラメータが術前の測定により確立されれば、図１７に示すように（Ｐｉ−Ｐｅ）対Ｃの双曲線を描くことができる。この曲線は、所望の流出調節およびＩＯＰ減少のための、治療面積Ａおよび厚さｄなどの手術治療パターンパラメータの選択の基礎を形成する。

他の研究（M. A. Johnstone; The Aqueous Outflow System as a Mechanical Pump; J Glaucoma 2004;13:421-438）では、房水流と連動した組織の変形を通じてフィードバック機構を提供し、ＩＯＰを調節することが可能な、線維柱帯１２およびシュレム管１８内の組織構造体および機械的シグナル伝達機構のエビデンスが示されている。これらのコントロール機構はまだ完全には理解されておらず、単純なＧｏｌｄｍａｎｎのモデルでは説明できない。複合モデルには、房水流量のコントロールされた部分をＧｏｌｄｍａｎｎのモデルに加えたものを含めることができる。

図１８を参照するに、電子機器の例えを更に発展させ、房水流の回路図を作成することができる。回路図は行と列で記述することができ、各行は、例えばＲｕ１＋Ｒｕ２．．．．＋Ｒｕｎ、Ｒｓｃ１＋Ｒｓｃ２．．．＋Ｒｓｃｎ等、同様のタイプの回路コンポーネントで表され、各列は、すべてのタイプの回路コンポーネントのうちの１つで示される（例えばＲｕ１＋Ｒｓｃ１＋Ｒｊ１＋Ｒｓ１＋Ｒｃ１）。この図では、電流ＦおよびＵを有する定電流源は、それぞれ、房水流入量Ｆおよび房水流出量Ｕの圧力非依存部分を表す。流入電流Ｆは、Ｕｃ、ＵおよびＴの３つの経路に分かれている。これら４つの構成要素は、以下の式によって定義される。
Ｔ＝Ｆ−Ｕ−Ｕｃ、式中、
Ｆは、新たに形成された房水の前房７への流入量であり（Ｇｏｌｄｍａｎｎの式からのＦ）、
Ｕは、ぶどう膜強膜流出量など、ＩＯＰに依存しないすべての管を介した房水の流出量であり（Ｇｏｌｄｍａｎｎの式からのＵ）、
Ｕｃは、眼のフィードバック機構によってコントロールされる経線維柱帯房水流出の一部１４００であり、
Ｔは、図１８において電流計の試験点１４０１によって表される線維柱帯の房水流の流れ（ｔｒａｂｅｃｕｌａｒ ｆｌｏｗ ｃｕｒｒｅｎｔ）である。

図４を参照するに、Ｔは矢印４０によって表され、Ｕは矢印４２によって表される。ＧｏｌｄｍａｎｎのモデルＵでは、ぶどう膜強膜流出路４２だけでなく、すべての圧力非依存性流出管を表すため、図４のこの表現は模式的である。いくつかの臨床研究は、圧力に依存しない流れＵの量が房水流入量Ｆの約１０パーセントであることを示している。それでも、ＵとＴは、図１８にもコールアウト４２と４０でラベル付けされている。回路図では、下側の等電位線７はＩＯＰ Ｐｉを表し、上側の等電位線３１は外眼圧Ｐｅを表す。電圧源１４０２は、電位差Ｐｉ−Ｐｅを維持する定電圧源を表す。抵抗は、組織の流体伝導度の逆数を表す。

生体力学的特性に関しては、眼組織は連続的である。図１８は、連続的な組織媒体の離散化モデルである。組織の体積は小さなセグメントに分割され、ｉ＝１．．．ｎのインデックスｉでラベル付けされる。セグメントが十分に小さい場合、離散的な表現は、媒体の連続特性を正確に記述する。例えばｎ＝３６０の場合、回路図は、ｉ＝１から３６０までのインデックスが付けられた各セグメントが３６０度の周方向角の１度のセグメントに対応する、周方向角の全体を表すことができる。組織の分割とインデキシングには、他のジオメトリの寸法に沿った分割を更に含めることができる。Ａｎｓｙｓ社（ペンシルべニア州キャノンスバーグ）のＡＮＳＹＳまたはＣＯＭＳＯＬ社（マサチューセッツ州バーリントン）のＣＯＭＳＯＬなどの有限要素モデリングソフトウェアは、この種のモデリングおよび対応する方程式の解を日常的に取り扱うことができる。抵抗Ｒｕ、ＲｃｓおよびＲｊは、それぞれ、線維柱帯１２の３つのサブ層である、ぶどう膜１５、角強膜網１６、傍シュレム管組織１７を表している。抵抗Ｒｓｉは、シュレム管１８を表す。Ｒｓ１とＲｓｎは線で接続されており、Ｒｓｉ抵抗が円を形成していることを示しているため、シュレム管１８の円形をモデル化していることに注意されたい。抵抗Ｒｃは、集合管１９を表す。

手術によるＩＯＰの正確なコントロール
図１９ａ、１９ｂおよび１９ｃを参照するに、図１８の回路図を用いて、異なる治療パターンをモデル化することができる。例えば、図１１ｂに示される深いチャネル開口部９２０をもたらす治療パターンＰ１は、図１９ａに示されている面積９２０において抵抗Ｒｕ、ＲｃｓおよびＲｊ（それぞれ、ぶどう膜１５、角膜強膜網１６、傍シュレム管組織１７に対応する）の値をゼロに変化させることによってモデル化され得る。この回路モデルにおいて、面積９２０は、幅２列、深さ３行であると説明することができ、列数は治療パターンの幅ｗを定義し、行数は治療パターンの厚さｔを定義する。

図１４ｂに示される浅いチャネル開口部９２１をもたらす治療パターンＰ２は、図１９ｂに示されている領域９２１において抵抗Ｒｊ（傍シュレム管組織１７に対応する）の値をゼロに変化させることによってモデル化され得る。この回路モデルにおいて、領域９２１は、幅２列、深さ１行であると説明することができ、列数は治療パターンの幅ｗを定義し、行数は治療パターンの厚さｔを定義する。

図１６ｂに示されるシュレム管１８の空気圧拡張９３０をもたらす治療パターンＰ４は、図１９ｃに示されている領域９３１において抵抗Ｒｓ（シュレム管１８に対応する）の値をゼロに減少させることによってモデル化され得る。この回路モデルにおいて、領域９３１は、幅２列、深さ１行であると説明することができ、列数は治療パターンの幅ｗを定義し、行数は治療パターンの厚さｔを定義する。

他のジオメトリの形状を有するパターンも同様に、回路図および有限要素解析でモデル化することができる。

本明細書に開示の実施態様では、房水流出の所望の変化のための組織調節（または外科的切断）のサイズおよび形状を定義する手術パラメータのセットによって特徴付けられる初期治療パターンが決定される。初期治療パターンに従ったレーザー治療を行い、臨床転帰を判定する。臨床転帰が許容できれば治療は終了し、そうでなければ後続の治療パターンが決定され、レーザー治療が繰り返される。

図２１は、図１８の房水流モデルを用いて治療パターンを設計する方法のフローチャートである。この方法は、図７〜１０ｂの統合手術システム１０００の１または複数のコンポーネントによって実施され得る。例えば、コントロールシステム１００は、プロセッサと、プロセッサが図２１の方法を実行または実施できるようにする命令を記憶するプロセッサに結合されたメモリとを含んでもよい。また、図２１の方法は、統合手術システム１０００とは別のプロセッサおよびメモリによって実施されてもよい。

ステップ１５００では、治療されるべき眼の術前流出パラメータが取得されるか、または導出される。これらの尺度には、１）前房内のＩＯＰ、２）集合的な流体伝導度Ｃ、および３）シュレム管の流動抵抗Ｒｓの、術前尺度が含まれる。ＩＯＰは、既知の技術を用いて取得することができる。集合的な流体伝導度Ｃは、術前のＩＯＰ測定および荷重眼圧検査（ｗｅｉｇｈｔｅｄ ｔｏｎｏｍｅｔｒｙ）から決定され得る。シュレム管の流動抵抗Ｒｓは、ＯＣＴイメージング装置３００で管の断面を測定し、管内の房水の層流に関する流体力学的流動方程式を適用することによって決定され得る。円形断面を有すると仮定されるシュレム管１８については、解析公式を適用することができる。任意の断面については、流動抵抗は、例えばＡＮＳＹＳまたはＣＯＭＳＯＬによる有限要素解析によって計算することができる。

ステップ１５０２では、流出パラメータは、房水流の電気回路モデルに適用される。この目的のために、図１８のフローモデルは、術前の測定と、眼内の様々な組織からの流動抵抗の相対的寄与に関する研究のデータとに基づいて、簡略化することができる。例えば、線維柱帯１２を通る抵抗は、シュレム管１８の内壁１８ａと傍シュレム管組織１７に集中していることが研究により示されている。例えば、Ｈａｎｎ ＣＲ，Ｖｅｒｃｎｏｃｋｅ ＡＪ，Ｂｅｎｔｌｅｙ ＭＤ，Ｊｏｒｇｅｎｓｅｎ ＳＭ，Ｆａｕｔｓｃｈ ＭＰ．Ａｎａｔｏｍｉｃ ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ Ｓｃｈｌｅｍｍ’ｓ ｃａｎａｌ ａｎｄ ｃｏｌｌｅｃｔｏｒ ｃｈａｎｎｅｌｓ ｉｎ ｎｏｒｍａｌ ａｎｄ ｐｒｉｍａｒｙ ｏｐｅｎ−ａｎｇｌｅ ｇｌａｕｃｏｍａ ｅｙｅｓ ｕｓｉｎｇ ｌｏｗ ａｎｄ ｈｉｇｈ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｐｒｅｓｓｕｒｅｓ．Ｉｎｖｅｓｔ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ Ｖｉｓ Ｓｃｉ．２０１４；５５：５８３４ ５８４１．ＤＯＩ：１０．１１６７／ｉｏｖｓ．１４−１４１２８；Ｒｏｓｅｎｑｕｉｓｔ Ｒ，Ｅｐｓｔｅｉｎ Ｄ，Ｍｅｌａｍｅｄ Ｓ，Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｍ，Ｇｒａｎｔ ＷＭ．Ｏｕｔｆｌｏｗ ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ ｏｆ ｅｎｕｃｌｅａｔｅｄ ｈｕｍａｎ ｅｙｅｓ ａｔ ｔｗｏ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｐｒｅｓｓｕｒｅｓ ａｎｄ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｅｘｔｅｎｔｓ ｏｆ ｔｒａｂｅｃｕｌｏｔｏｍｙ．Ｃｕｒｒ Ｅｙｅ Ｒｅｓ．１９８９；８：１２３３−１２４０を参照のこと。更に、これらの研究は、低灌流圧では流出抵抗の最大５０％がシュレム管１８、集合管１９および上強膜静脈系に起因し、より高い潅流圧ではこれらの構成要素による流出抵抗の影響は小さいが重要であるとしている。これらの研究に基づいて、図１８のフローモデルは、ぶどう膜１５および角膜強膜網１６が流出抵抗に寄与せず、したがって図からＲｕ抵抗およびＲｃｓ抵抗を削除すると仮定することにより簡略化され得る。この簡略化モデルを図２０ａに示す。

ステップ１５０２および図２０ａの簡略化モデルを続けると、モデリングプロセスは、回路図の構成要素について解くことによって続いて行く。ＲｃｉおよびＲｊｉは、Ｃ＝１／Ｒの関係から決定され、ここで、Ｒは、すべてのインデックス付き抵抗Ｒｃ、Ｒｓ、Ｒｊの複合抵抗であり、Ｃは、ステップ１５００で取得された集合的な流体伝導度に対応する。更に、円形対称を仮定すると、特定の組織のインデックス付き抵抗はすべて同じであり、円形対称は、シュレム管１８が周方向角に沿って同じ断面を有し、線維柱帯１２が周方向角に沿って同じ厚さと多孔度を有し、集合管１９は周方向角に沿って均等に分布している状態に相当する。この場合、シュレム管の抵抗Ｒｓｉは等電位面上にある。かつ、等電位面上では、該面に平行に電流が流れることはない。更に、流動抵抗に影響を与える（例えば線維柱帯の孔を詰まらせる）疾患の場合、該疾患は、周方向角に沿って同じように組織に影響を与えると推定される。上記に基づき、図２０ａの図では、Ｒｊ１＝Ｒｊ２＝．．．＝Ｒｊｎ、Ｒｃ１＝Ｒｃ２＝_…＝ＲｃｎおよびＲｓ１＝Ｒｓ２＝．．．Ｒｓｎ。

更に簡略化されたモデルが図２０ｂに示されており、ここでは、対称の場合、シュレム管１８内に流れがないため、すべてのＲｓ値を削除することができる。この文脈において、「流れなし」とは、シュレム管１８内に房水の周方向の流れがない状態をいう。流れがないことは、線維柱帯１２から管１８を通って、集合管１９へ直接入る房水の自然な流れを妨げるものではない。図２０ｂを続けると、この簡略化モデルを解いて、ＲｃとＲｊの値を決定することができる。線維柱帯の抵抗および集合管抵抗の等しい重み付けにより、Ｒｃｉ＝Ｒｊｉ＝ｎ／２Ｃであり、ここで、ｎは任意の数であり、例えば、周方向角に沿った１度の分解能の場合は３６０であり、Ｃはステップ１５００で取得された集合的な流体伝導度である。この方程式の解は、円形対称を仮定し、Ｒｓを削除した場合にのみ得られる。

ステップ１５０４では、図２０ａの簡略化モデルは、テスト治療パターンおよび既知の回路構成要素の値に基づいて修正される。例えば、図２０ｃを参照するに、図１４ｂおよび１４ｃに示されるテスト治療パターンＰ２に類似したテスト治療パターンを、Ｒｊ抵抗の値を領域９２１においてゼロに設定し、Ｒｊ抵抗の残りをステップ１５０２で取得された値に設定することによってモデル化することができる。また、Ｒｃ抵抗は、ステップ１５０２で取得された値に設定され、一方、Ｒｓ抵抗は、ステップ１５００で取得された値に設定される。領域９２１内のＲｊ抵抗の値をゼロに設定した後は、領域９２１内のＲｊ抵抗の値がゼロであるため、円形対称の仮定はもはや成立しない。

ステップ１５０６では、このモデルに基づくＩＯＰの尺度が取得される。この尺度は、本明細書ではモデルＩＯＰと呼ぶ。このようにして、図２０ｃの回路図モデルに示されるようなテスト治療パターンをモデル化した後、プロセスは図２０ａの回路図モデルに戻り、ここで、図２０ｃのテスト治療パターンから生じるであろう、Ｇｏｌｄｍａｎｎの式の流出ドレイン圧力（Ｐｉ−Ｐｅ）が計算される。この流出ドレイン圧力は、本明細書では、外科的に調節された圧力または術後圧力と称し、（Ｐｉ−Ｐｅ）ｏｐと記す。図２０ｃのモデルに示されているような特定の位置に外科的開口部があると、円形対称をもはや仮定することはできないため、このプロセスは図２０ａのモデルに戻る。したがって、Ｒｊ１＝Ｒｊ２＝．．．＝Ｒｊｎ、Ｒｃ１＝Ｒｃ２＝．．．＝ＲｃｎおよびＲｓ１＝Ｒｓ２＝．．．Ｒｓｎという簡略化はもはや適用されないため、非対称の場合のモデルを解く必要がある。

この目的のために、ステップ１５００および１５０２で取得されたＲｊｉ、ＲｓｉおよびＲｃｉ抵抗のそれぞれの値は、組織が無傷のまま残されている各抵抗位置で使用され、Ｒｊｉ＝０の値は、組織がチャネル開口部を作り出すように調節される面積９２１において使用される。術後圧力（Ｐｉ-Ｐｅ）ｐｏｓｔｏｐは、新しい複合抵抗Ｒｐｏｓｔｏｐ＝１／Ｃｐｏｓｔｏｐと術前流量Ｆ−ＵをＧｏｌｄｍａｎｎの式に挿入して、（Ｐｉ-Ｐｅ）ｐｏｓｔｏｐ＝（Ｆ−Ｕ）＊Ｒｐｏｓｔｏｐを解くことによって決定することができる。このプロセスでは、流量Ｆ−Ｕは、手術によって調節されないことを前提とする。同様に、術前の外眼圧（Ｐｅ）ｐｒｅｏｐと術後の外眼圧（Ｐｅ）ｐｏｓｔｏｐは等しいため、外眼圧Ｐｅは、線維柱帯１２とシュレム管１８に加えられた手術効果に依存しない。したがって、眼内圧の変化△Ｐｉ＝（Ｐｉ-Ｐｅ）ｐｏｓｔｏｐ−（Ｐｉ-Ｐｅ）ｐｒｅｏｐ。外眼圧Ｐｅの実測値は、眼内圧の変化△Ｐｉの決定には不要である。また、眼内圧の変化△Ｐｉを、モデル化されたＩＯＰとして使用することもできる。あるいは、△Ｐｉ＝（Ｐｉ）ｐｒｅｏｐ−（Ｐｉ）ｐｏｓｔｏｐの関係に基づいて、△Ｐｉと（Ｐｉ）ｐｒｅｏｐの値が既知であれば、（Ｐｉ）ｐｏｓｔｏｐの値を取得できる。

ステップ１５０８で、モデルＩＯＰを目標眼圧に対して評価する。例えば、△Ｐｉの値を、５ｍｍ Ｈｇの低下のような、ＩＯＰの所望の低下に対応する目標ＩＯＰと比較することができる。または（Ｐｉ）ｐｏｓｔｏｐの値を、１５ｍｍ Ｈｇのような、ＩＯＰの所望の値に対応する目標ＩＯＰと比較することができる。ステップ１５１０において、評価結果が肯定的である場合、すなわちモデルＩＯＰが目標ＩＯＰを満たした場合、モデリングプロセスは、ステップ１５１２で終了する。しかし、ステップ１５１０において評価結果が否定的であり、モデルＩＯＰが目標ＩＯＰを満たさなかった場合、モデル化プロセスはステップ１５０４に戻り、そこでテスト治療パターンが修正され、残りのプロセスが繰り返される。テスト治療パターンは、目標ＩＯＰが達成されるまで反復的に修正されることがある。

初期治療パターンを決定するために記載された方法は、それらの術前診断に基づいて、個々の患者に固有のものである。手術治療を実施するために、初期治療パターンが手術システム１０００のコントロールシステム１００内にプログラムされ、前の段落で説明したように、また、図１２のブロック図のとおり、治療パターンが手術体積を切除またはそれに影響を与えるのと一致して、レーザー治療が実施される。

あるいは、フェムト秒レーザーまたはＥＬＴ手術による過去の手術から得られた経験的結果を考慮することによって、初期治療パターンを決定することができる。十分な量のデータの収集は、ノモグラムの構築を可能にし、ノモグラムでは、治療パターンおよび関連する手術パラメータのセットを迅速に決定したり、図または表にしたデータとのグラフィカルな関連付けにより検索したりすることができる。コンピュータアルゴリズムは、手術計画を構築するために以前の手術からのデータも利用できる。

図２２は、ＩＯＰ測定および手術の連続する複数のステップで正確なＩＯＰ下降を達成する方法のフローチャートである。この方法は、図７〜１０ｂの統合手術システム１０００の１または複数のコンポーネントによって実施され得る。例えば、コントロールシステム１００は、プロセッサと、プロセッサが図２２の方法を実行または実施できるようにする命令を記憶するプロセッサに結合されたメモリとを含んでもよい。

ステップ１６００では、患者についてＩＯＰ基準が決定される。ＩＯＰ基準は、患者にとって許容可能な転帰と考えられる目標ＩＯＰであり得る。もう１つのＩＯＰ基準は、患者の高い術前ＩＯＰに対する現在のＩＯＰの閾値低下であり得、患者にとって許容可能な転帰であると考えられる。ＩＯＰ基準は、患者から取得されたＩＯＰの実際の尺度（ａｃｔｕａｌ ｍｅａｓｕｒｅｓ）に基づくものでもよい。例えば、１２〜２２ｍｍ Ｈｇの範囲のＩＯＰは、正常とみなされる。したがって、目標ＩＯＰは、１２〜２２ｍｍ Ｈｇに相当し得る。ＩＯＰの閾値低下は、例えば、患者の高い術前ＩＯＰから少なくとも２０％の低下に相当し得る。更に別のＩＯＰ基準は、眼を傷つけないために必要な最小ＩＯＰであってもよい。例えば、ＩＯＰは、低眼圧と考えられる１０ｍｍ Ｈｇを下回ってはならない。術後の低眼圧は、網膜血管の充血、視神経乳頭の腫れ、脈絡膜および網膜のしわにつながる可能性がある。

別の構成では、ＩＯＰ基準は、実際のＩＯＰ尺度の代替として機能する解剖学的な寸法尺度に基づく場合がある。図１６ａおよび１６ｂを参照して上述したように、断面寸法、例えばシュレム管１８の直径、半径、外周または断面積が、ＩＯＰの尺度として役立つことがある。例えば、網羅的スペクトル領域ＯＣＴにより測定される断面積４０６４＋／−１３０８μｍ^２を有するシュレム管１８は、正常と考えられる。（Kagemann L, et al.Br J Ophthalmol 2014, 98(Suppl II): ii10-ii14）したがって、目標ＩＯＰは、２７５６〜５３７２μｍ２の範囲の断面積に相当し得る。ＩＯＰの閾値低下は、例えば、患者の術前断面積からシュレム管１８の断面積が少なくとも３０％の増加することに対応し得る。更に別のＩＯＰ基準は、眼を傷つけないために超えてはならない最大直径であってもよい。

ステップ１６０２では、ＯＣＴビーム３０１が角膜３と前房７を通って虹彩角膜角１３に送出される。一実施態様では、ＯＣＴビーム３０１は、分解能が約５μメートル以下であり、ＯＣＴビームを角膜３に結合したウィンドウ８０１とウィンドウに結合した出射レンズ７１０とを含む第１の光学サブシステム１００１に向けることによって、虹彩角膜角１３に送出される。

ステップ１６０４では、第１の光学サブシステム１００１を介して虹彩角膜角に送出されたＯＣＴビーム３０１に基づいて、虹彩角膜角１３の一部のＯＣＴ画像が取得される。この目的のために、ＯＣＴ戻りビーム３０１が第１の光学サブシステム１００１を介して受信され、既知のＯＣＴイメージング技術を使用してＯＣＴイメージング装置３００で処理される。

ステップ１６０６において、初期治療パターンＰ１、Ｐ２、Ｐ３は、初期治療パターンのレーザー適用のために、眼内の対応する位置と共に決定されるか、または設計される。初期治療パターンは、図２１の方法に従って設計され得る。治療パターンは、治療面積Ａおよび治療厚さｔを含むパラメータのセットによって定義され得る。治療面積Ａは、高さｈおよび幅ｗによって定義されてもよく、ここで、幅は、周方向角の周りの尺度によって定義され得る。ｌの位置は、治療パターンのレーザー適用が行われる周方向角の周りの位置を示す。このパターンは、例えば上記の房水流モデルを用いて、ＩＯＰ基準を満たすように設計することができる。例えば、ＩＯＰ基準は、患者の術前ＩＯＰを一定割合低下させるという目標を表し得る。先に述べたように、治療パターンＰ１、Ｐ２、Ｐ３は、レーザーによって調節されるべき眼組織の３次元モデルを定義する。したがって、治療パターンＰ１、Ｐ２、Ｐ３に従って組織を調節するレーザーは、治療パターンの３次元モデルに類似する手術体積９００、９０１、９０３に影響を与えるか、またはそれらを生成する。

ステップ１６０８では、ＯＣＴビーム３０１とレーザービーム２０１の各々が、角膜３および前房７を通って虹彩角膜角１３に送出される。一実施態様では、ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、実質的に等しい分解能、例えば約５マイクロメートル以下を有し、各ビームは、角膜３に結合されたウィンドウ８０１と、ウィンドウに結合された出射レンズ７１０とを含む第１の光学サブシステム１００１に各ビームを向けることによって、虹彩角膜角に送出される。ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、例えばビームを多重化することによって、同じ光路に沿って第１の光学サブシステム１００１に非共線的向けることができる。あるいは、ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、空間的に分離されたかまたは角度が付いた光路に沿って、同時に第１の光学サブシステムに非共線的に向けられてもよい。

ステップ１６１０において、一実施態様では、レーザービーム２０１を初期治療パターンＰ１、Ｐ２、Ｐ３に従って適用して、線維柱帯流出路４０内の眼組織の体積９００、９０１、９０３を調節して、線維柱帯１２、シュレム管１８、および１または複数の集合管１９、のうちの１または複数に存在する経路抵抗を低減するチャネル開口部を形成する。この目的のために、３３０ナノメートルから２０００ナノメートルの間の波長を有するレーザービーム２０１を、初期治療パターンに従って多方向にスキャンすることにより、初期治療パターンＰ１、Ｐ２、Ｐ３の３次元モデルに類似する手術体積９００、９０１、９０３に影響を与えるか、またはそれらを生成することができる。

レーザービーム２０１は、連続的に、または１０フェムト秒から１ナノ秒の間のパルス持続時間を有する複数のレーザーパルスとして、適用することができる。レーザービーム２０１は、眼組織と光切断相互作用を引き起こし、経路抵抗を減少させるか、または新たな流出路４０を作り出す。初期治療パターンに応じて、眼組織との光切断相互作用は、例えば、１）図１１ｂに示すような、前房とシュレム管を接続する線維柱帯網を通って開かれた深いチャネル開口部９２０、２）図１４ｂのような、傍シュレム管組織１７を通って、部分的に角膜強膜網１６に延びる浅いチャネル開口部９２１、または３）図１５ｂのような、傍シュレム管組織１７を通って、部分的に角膜強膜網１６に延びる浅いサブ開口部９２３のアレイ、を作リ出すことができる。治療パターンの異なる設計に基づいて、複数のタイプのチャネル開口部が作リ出されることがある。

別の実施態様では、ステップ１６１０において、レーザービーム２０１が初期治療パターンに従って適用され、管の内部にレーザービーム２０１を適用することによって、シュレム管１８および１または複数の集合管１９の空気圧拡張を生じさせる。初期治療パターンは、眼組織の調節を避けるために、シュレム管１８の内側にレーザービーム２０１の焦点を配置する。レーザービーム２０１は、３３０ナノメートルから２０００ナノメートルの間の波長を有し、初期治療パターンの手術パラメータに従ってスキャンされ、それにより、上で図１６Ｂを参照して述べたように、シュレム管１８の空気圧拡張に影響を与える微視的なガス泡を形成する。

ステップ１６１２では、房水流が眼内で安定するのを可能にするための短い期間の後に、現在の、術後のＩＯＰ尺度（例えば実際のＩＯＰ尺度または解剖学的尺度）が取得され、ステップ１６００で決定されたＩＯＰ基準に対して評価される。ステップ１６１４において、ステップ１６１２での評価結果が許容可能であれば、プロセスはステップ１６１６に進み、そこで手術手技は終了する。例えば、術後ＩＯＰが目標ＩＯＰであるかそれ以下であるとき、または術後ＩＯＰが患者の術前ＩＯＰに比べて許容できる下降を示すときなどは、評価結果は許容可能であり得る。

ステップ１６１４に戻って、評価結果が許容できない場合、プロセスはステップ１６１８に進み、後続の治療パターンと治療パターンのレーザー適用のための眼内の対応する位置とを決定する。その後、ステップ１６０８および１６１０を、後続の治療パターンを用いて繰り返し、評価ステップ１６１２および１６１４がこれに続く。治療パターン修正、レーザー治療および評価のこれらの連続したステップは、ステップ１６１２及び１６１４の評価結果が許容可能となるまで、再度繰り返すことができる。

ステップ１６１８に関して、後続の治療パターンは、初期治療パターンを決定するために使用される図２１の房水流モデル法を用いて決定され得る。代替的に、後続の治療パターンは、初期治療パターンの１または複数の手術パラメータの変化を伴う初期治療パターンに基づいてもよい。例えば、後続の治療パターンは、初期治療パターンと同じ治療面積Ａを有し得るが、厚さｄが増加する。または、新規の治療パターンの厚さｔは、治療面積Ａの増加を伴う初期治療パターンと同じであってもよい。後続の治療パターンのための後続の位置ｌは、眼の周方向角の周りのどこにパターンを配置してもよい。例えば、位置ｌは、後続の治療パターンを、初期治療パターンから周方向角の周り１８０度に配置してもよいし、初期治療パターンに近い位置になるような角度に置いてもよい。場合によっては、後続の治療パターンが初期治療パターンにすぐ隣接して位置することもあれば、部分的に初期治療パターンと重なるように位置することもある。場合によっては、後続の治療パターンが初期治療パターンと同じであってもよく、唯一の変化は周方向角の周りの位置ｌの変化である。

術後数分以内にＩＯＰの変化が観察でき、ＩＯＰが安定するまでに数日を要することがある。したがって、手術の連続したステップの間で待つことが有利である。ＩＯＰの安定化にはいくつかのプロセスが含まれ、関連する所要時間がいくつかある。眼への機械的な障害は、手術システム１０００を眼に取り付けるとき、または荷重眼圧検査によって発生する。これらの機械的な障害の後、眼が安定するには数分、最大１０分かかる。レーザーにより生じたガス泡は、ガスが眼組織内に分散および溶解するまで、術後評価を妨げる可能性がある。ガスは、およそ３０分以内に組織に溶ける。短期障害後の眼の安定化により、同日中の再治療が可能となり、治療施設への再来院のために患者のスケジュールを再調整する必要がなくｌなる。外傷、免疫応答および炎症に対する細胞の反応は、開始するのに１日、解消するのに数日を要することがある。したがって、術後同日のＩＯＰ測定には大きな影響はない。長期的な治癒効果は、術後数カ月間持続する可能性がある。これらの所要時間は、一連の手術、再評価および再治療の間の重み付け期間が考慮される。異なる時間に複数の測定を行うことで、より高い精度で将来のＩＯＰ値を予測することができる。

本開示の様々な態様は、当業者が本発明を実施することを可能にするために提供される。本開示を通して提示される例示的な実施態様に対する様々な変更は、当業者には容易に明らかであろう。したがって、特許請求の範囲は、本開示の様々な態様に限定されることを意図するものではなく、特許請求の範囲の文言と一致する全範囲が認められるべきである。当業者に知られている、または後に知られるようになる、本開示を通して記載される例示的な実施態様の様々な構成要素とのすべての構造的および機能的同等物は、参照により本明細書に明示的に組み込まれ、特許請求の範囲に含まれることが意図される。更に、特許請求の範囲に記載されているかどうかにかかわらず、本書で開示されている内容は、公衆に捧げることを意図するものではない。米国特許法第１１２条の規定に基づいて、クレームの要素は、その要素が「〜のための手段（ｍｅａｎｓ ｆｏｒ）」という表現を用いて明示的に記述されているか、または方法クレームの場合には「〜のためのステップ（ｓｔｅｐ ｆｏｒ）」という表現を用いて記載されていない限り、解釈されるべきではない。

本明細書に記載される本発明の実施態様は本発明の原理の適用の単なる例示であることを理解されたい。図示された実施態様の詳細に対する本明細書での言及は、それ自体が本発明に不可欠であるとみなされる特徴を列挙する特許請求の範囲を限定することを意図するものではない。

Claims (24)

1. 前房、シュレム管、およびそれらの間の線維柱帯を含む眼の緑内障を治療する方法であって、
   調節されるべき眼組織の初期体積を定義する初期治療パターンを設計することと；
   初期治療パターンに従って初期の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンすることにより初期レーザー治療を行い、それにより前記眼組織の初期体積を光切断することと；
   眼内圧（ＩＯＰ）の術後尺度を、ＩＯＰ基準に対して評価することと；
   ＩＯＰ基準が満たされない場合には：
   調節されるべき眼組織の後続の体積を定義する後続の治療パターンと、後続の眼内配置とを決定すること、
   後続の治療パターンに従って後続の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンすることにより後続のレーザー治療を行い、それにより前記眼組織の後続の体積を光切断すること、および
   取得することと評価することを繰り返すこと
   を含む、方法。
2. 初期治療パターンを設計することが、
   治療されるべき眼の、複数の術前流出パラメータを取得することと；
   複数の術前流出パラメータの１つ以上を房水流モデルに適用することと；
   房水流モデルを、テスト治療パターンに基づいて修正することと；
   修正された房水流モデルに基づくモデルＩＯＰを取得することと；
   前記モデルＩＯＰをＩＯＰ基準に対して評価して、評価結果を取得することと；
   評価結果が肯定的な場合には、テスト治療パターンを初期治療パターンとして指定することと；
   評価結果が否定的な場合には、
   房水流モデルを、修正されたテスト治療パターンに基づいて修正すること；および
   取得することと評価することを繰り返すこと
   を含む、請求項１に記載の方法。
3. 複数の術前流出パラメータがシュレム管の流体流動抵抗の尺度を含み、尺度を取得することが、
   シュレム管の断面寸法を測定することと；
   前記管内の房水の層流に関する流体力学的流動方程式を適用することと
   を含む、請求項２に記載の方法。
4. シュレム管の断面寸法が、眼の光学顕微鏡画像と光干渉断層撮影（ＯＣＴ）画像の少なくとも一方から取得される、請求項３に記載の方法。
5. 複数の術前流出パラメータが、ＩＯＰの尺度および集合的な流体伝導度の尺度のうちの１または複数を含む、請求項２に記載の方法。
6. 修正された房水流モデルに基づくモデルＩＯＰを取得することが、線維柱帯を通る流体流動抵抗を決定することを含む、請求項２に記載の方法。
7. ＩＯＰ基準がＩＯＰの目標尺度またはＩＯＰの目標低減値のいずれかに対応し、かつ、モデルＩＯＰをＩＯＰ基準に対して評価することが、
   モデルＩＯＰがＩＯＰの目標尺度以下である場合に評価結果が肯定的であると判定することと、
   モデルＩＯＰとＩＯＰの術前尺度の差がＩＯＰの目標低減値以上である場合に評価結果が肯定的であると判定することと
   を含む、請求項２に記載の方法。
8. 初期レーザー治療後の期間内の異なる時間に複数のＩＯＰ尺度を取得することと；
   複数のＩＯＰ尺度に基づいて、ＩＯＰの術後尺度を導出することと
   によって、ＩＯＰの術後尺度を取得することを更に含む、請求項１に記載の方法。
9. ＩＯＰ基準がＩＯＰの目標尺度またはＩＯＰの目標低減値のいずれかに対応し、かつ、ＩＯＰの術後尺度をＩＯＰ基準に対して評価することが、
   ＩＯＰの術後尺度がＩＯＰの目標尺度以下である場合にＩＯＰ基準が満たされていると判定することと、
   ＩＯＰの術後尺度とＩＯＰの術前尺度の差がＩＯＰの目標低減値以上である場合にＩＯＰ基準が満たされていると判定することと
   を含む、請求項１に記載の方法。
10. 初期治療パターンが、面積および厚さを含む手術パラメータのセットによって定義され、後続の治療パターンを決定することが面積または厚さのうちの１または複数を調節することを含む、請求項１に記載の方法。
11. 初期の眼内配置が、眼の周方向角の周りの位置と眼の構造体に対する眼内の深さとを含む配置パラメータのセットによって定義され、後続の眼内配置を決定することが前記位置または前記深さの１または複数を調節することを含む、請求項１に記載の方法。
12. 角膜、前房、シュレム管、およびそれらの間の線維柱帯を含む眼の緑内障を治療するためのシステムであって、
    角膜に結合するように構成された集束対物レンズを含む第１の光学サブシステムと；
    レーザービームを出力するように構成されたレーザー源と、集束対物レンズを通るレーザービームの調整、スキャンおよび方向付けのうちの１または複数を行うように構成された複数のコンポーネントとを含む第２の光学サブシステムと；
    第２の光学サブシステムに結合されたコントロールシステムであって、
    調節されるべき眼組織の初期体積を定義する初期治療パターンを設計するように；
    初期治療パターンに従って初期の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンすることにより初期レーザー治療を行い、それにより前記眼組織の初期体積を光切断することを、レーザー源に指示するように；
    ＩＯＰの術後尺度を、ＩＯＰ基準に対して評価するように；ならびに
    ＩＯＰ基準が満たされない場合には：
    調節されるべき眼組織の後続の体積を定義する後続の治療パターンと、後続の眼内配置とを決定するように、
    後続の治療パターンに従って後続の眼内配置で眼組織を横切ってレーザービームをスキャンすることにより後続のレーザー治療を行い、それにより前記眼組織の後続の体積を光切断することを、レーザー源に指示するように、および
    取得することと評価することを繰り返すように
    構成された、コントロールシステムと
    を備える、システム。
13. コントロールシステムが、
    眼の複数の術前流出パラメータの１つ以上を房水流モデルに適用するように；
    房水流モデルを、テスト治療パターンに基づいて修正するように；
    修正された房水流モデルに基づくモデルＩＯＰを取得するように；
    前記モデルＩＯＰをＩＯＰ基準に対して評価して、評価結果を取得するように；
    評価結果が肯定的な場合には、テスト治療パターンを初期治療パターンとして指定するように；および
    評価結果が否定的な場合には、
    房水流モデルを、修正されたテスト治療パターンに基づいて修正するように；ならびに
    取得することと評価することを繰り返すように
    更に構成されていることによって、初期治療パターンを設計する、請求項１２に記載のシステム。
14. 複数の術前流出パラメータがシュレム管の流体流動抵抗の尺度を含み、コントロールシステムが、
    シュレム管の断面寸法を測定するように；および
    測定された前記断面寸法に基づいて、前記管内の房水の層流に関する流体力学的流動方程式を適用するように
    構成されていることによって前記尺度を取得するように構成されている、請求項１３に記載のシステム。
15. 第２の光学サブシステムが、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）ビームを出力するように構成されたＯＣＴイメージング装置および外観観察装置の少なくとも一方を含み、シュレム管の断面寸法が、外観観察装置から受信された光学顕微鏡画像およびＯＣＴイメージング装置から受信されたＯＣＴ画像の少なくとも一方から、コントロールシステムによって測定される、請求項１４記載のシステム。
16. 複数の術前流出パラメータが、ＩＯＰの尺度および集合的な流体伝導度の尺度のうちの１または複数を含む、請求項１３に記載のシステム。
17. コントロールシステムが、線維柱帯を通る流体流動抵抗を決定するように更に構成されていることによって、修正された房水流モデルに基づくモデルＩＯＰを取得する、請求項１３に記載のシステム。
18. ＩＯＰ基準がＩＯＰの目標尺度またはＩＯＰの目標低減値のいずれかに対応し、コントロールシステムが、
    モデルＩＯＰがＩＯＰの目標尺度以下である場合に評価結果が肯定的であると判定するように；および
    モデルＩＯＰとＩＯＰの術前尺度の差がＩＯＰの目標低減値以上である場合に評価結果が肯定的であると判定するように
    更に構成されていることによって、モデルＩＯＰをＩＯＰ基準に対して評価する、請求項１３に記載のシステム。
19. コントロールシステムが、
    初期レーザー治療後の期間内の異なる時間に複数のＩＯＰ尺度を取得するように；および
    前記複数のＩＯＰ尺度に基づいて、ＩＯＰの術後尺度を導出するように
    構成されている、請求項１３に記載のシステム。
20. ＩＯＰ基準がＩＯＰの目標尺度またはＩＯＰの目標低減値のいずれかに対応し、コントロールシステムは、
    ＩＯＰの術後尺度がＩＯＰの目標尺度以下である場合にＩＯＰ基準が満たされていると判定するように；および
    ＩＯＰの術後尺度とＩＯＰの術前尺度の差がＩＯＰの目標低減値以上である場合にＩＯＰ基準が満たされていると判定するように
    更に構成されていることによって、ＩＯＰの術後尺度をＩＯＰ基準に対して評価する、請求項１３に記載のシステム。
21. 初期治療パターンが、面積および厚さを含む手術パラメータのセットによって定義され、後続の治療パターンを決定することが面積または厚さのうちの１または複数を調節することを含む、請求項１３に記載のシステム。
22. 初期の眼内配置が、眼の周方向角の周りの位置と眼の構造体に対する眼内の深さとを含む配置パラメータのセットによって定義され、後続の眼内配置を決定することが前記位置または前記深さの１または複数を調節することを含む、請求項１３に記載のシステム。
23. 眼の眼組織へのレーザービーム送出のための治療パターンを設計する方法であって、
    複数の術前流出パラメータの１つ以上を房水流モデルに適用することと；
    房水流モデルを、テスト治療パターンに基づいて修正することと；
    修正された房水流モデルに基づくモデルＩＯＰを取得することと；
    前記モデルＩＯＰをＩＯＰ基準に対して評価して、評価結果を取得することと；
    評価結果が肯定的な場合には、テスト治療パターンを前記治療パターンとして指定することと
    評価結果が否定的な場合には、
    房水流モデルを、修正されたテスト治療パターンに基づいて修正すること；および
    取得することと評価することを繰り返すこと
    を含む、方法。
24. 眼の眼組織へのレーザービーム送出のための治療パターンを設計するための装置であって、
    メモリと；
    メモリに結合された少なくとも１つのプロセッサであって、
    複数の術前流出パラメータの１つ以上を房水流モデルに適用するように；
    房水流モデルを、テスト治療パターンに基づいて修正するように；
    修正された房水流モデルに基づくモデルＩＯＰを取得するように；
    前記モデルＩＯＰをＩＯＰ基準に対して評価して、評価結果を取得するように；
    評価結果が肯定的な場合には、テスト治療パターンを前記治療パターンとして指定するように；および
    評価結果が否定的な場合には、
    房水流モデルを、修正されたテスト治療パターンに基づいて修正するように；ならびに
    取得することと評価することを繰り返すように
    構成されているプロセッサとを備える、装置。
    

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