JP2023113821A - 目の虹彩角膜角内における治療のための一体型手術システムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＩＯＰを有効に低減することで、単一の治療を完了させることができる緑内障のレーザー外科治療のシステム、装置、および方法を提供する。【解決手段】高分解能光干渉断層撮影（ＯＣＴ）ビームおよび高分解能レーザービームそれぞれを、角度付き光路に沿って、角膜および前眼房を通して虹彩角膜角内へと送達することによって、目の眼内圧を低減する。ＯＣＴビームは、診断目的ならびに手術計画およびモニタリングのためにＯＣＴ画像診断を提供し、レーザービームは組織を修正するように構成される。レーザービームを眼組織に適用して体積を規定することによって、眼組織との光破壊的相互作用で経路抵抗を低減させるかまたは新しい流出経路を作成させることにより、線維柱帯、シュレム管、および１つまたは複数の集水チャネルのうち１つまたは複数に存在する経路抵抗を低減するため、虹彩角膜角の流出経路内の眼組織の体積が修正される。【選択図】図７

Description

本開示は、全体として、医療用デバイスおよび眼科疾患の治療の分野に関し、より詳細には、緑内障のレーザー手術治療向けの、組織、特に目の虹彩角膜角内における眼組織構造の治療のためのシステム、装置、および方法に関する。

様々なタイプの緑内障ならびに現在の診断および治療の選択肢について説明する前に、目の解剖学的構造について簡単に概説する。

目の解剖学的構造

図１～３を参照すると、目１の外側組織層は、目の形状の構造をもたらす強膜２を含む。強膜２の前は、光が目の内部に入ることを可能にする、組織の透明層で構成された角膜３である。目１の中は、小帯線維５によって目に接続された水晶体４であり、小帯線維は毛様体６に接続されている。水晶体４と角膜３との間は、眼房水８と呼ばれる流動する透明液体を含んだ前眼房７である。水晶体４の周囲を取り囲んでいるのは、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。後眼房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を通して光学的に焦点を合わせられる。

図２を参照すると、目の強膜角膜接合部は、虹彩９と強膜２との交点にある前眼房７の部分である。強膜角膜接合部における目１の解剖学的構造は、線維柱帯１２を含む。線維柱帯１２は、目１の中の虹彩９を取り囲む組織の線維網である。線維柱帯１２の基部および虹彩９の縁部は、強膜岬１４でともに付着されている。線維柱帯１２を構成する組織層の網状構造は多孔質であり、したがって、前眼房７から流れる眼房水８の放出経路となる。この経路は、本明細書では、眼房水流出経路、水流出経路、または単に流出経路と呼ばれることがある。

図３を参照すると、線維柱帯１２の孔によって形成される経路は、ブドウ膜１５と呼ばれる薄い多孔質組織層、強角膜線維柱帯１６、および傍小管組織１７の組に接続している。傍小管組織１７は次いで、シュレム管１８と呼ばれる組織に当接している。シュレム管１８は、眼房水８と周囲組織からの血液との混合物を、集水チャネル（collector channel）１９の系統を通って流れ出て静脈系に入る。図２に示されるように、脈絡膜２０と呼ばれる目の血管膜が強膜２の隣にある。上脈絡膜腔２１と呼ばれる空間が、脈絡膜２０と上脈絡膜腔２１との間に存在してもよい。角膜３と虹彩９との間のくさびの周囲付近における、円周方向に続いている全体的領域は、虹彩角膜角１３と呼ばれる。虹彩角膜角１３は、目の角膜角度、または単に目の角度と呼ばれることもある。図３に示される眼組織は全て角膜角度１３内にあるものと見なされる。

図４を参照すると、眼房水８が移動する２つの可能な流出経路として、線維柱帯流出経路４０およびブドウ膜強膜流出経路４２が挙げられる。眼房水８は、毛様体６によって生成され、後眼房１０から瞳孔を通って前眼房７に流れ込み、次に２つの異なる流出経路４０、４２のうち１つまたは複数を通って目の外に出る。眼房水８の約９０％は、線維柱帯１２を通過してシュレム管１８に入り、集水チャネル１９の１つまたは複数の神経叢を通った後、排水路４１を通って流れ出て静脈系に入ることによって、線維柱帯流出経路４０を介して外に出る。残っている眼房水８がある場合は主に、ブドウ膜強膜流出経路４２を通って外に出る。ブドウ膜強膜流出経路４２は、毛様体６の面および虹彩基部を通過して、上脈絡膜腔２１（図２に図示）に入る。眼房水８は上脈絡膜腔２１から流れ出て、強膜２を通って上脈絡膜腔から外に出すことができる。

線維柱帯流出経路４０を通る眼房水８の流出は、眼内圧が増加するにつれて流出が増加するという点で、圧力に依存するが、ブドウ膜強膜流出経路４２を通る眼房水８の流出は圧力に依存しない。線維柱帯流出経路４０を通る眼房水８の流出に対する抵抗は、目の眼内圧の上昇に結び付くことがあり、これは広く知られている緑内障のリスク因子である。線維柱帯流出経路４０による抵抗は、シュレム管１８の虚脱または集水チャネル１９が高密度で存在することによって、増加することがある。

図５を参照すると、光学系として、目１は、理想化された中心にある回転対称面、入射瞳および射出瞳、ならびに６つの基点（物体焦点および像空間焦点、第１および第２の主平面、第１および第２の節点）によって説明される、光学モデルによって表される。人間の目に対する角度方向は、目の光軸２４、視軸２６、瞳孔軸２８、および視線２９に対して定義される場合が多い。光軸２４は対称軸であり、線は目の理想化された表面の頂点を接続する。視軸２６は、中心窩２２を第１および第２の節点によって物体に接続する。視線２９は、窩を射出瞳および入射瞳を通して物体に接続する。瞳孔軸２８は、角膜３の後面に対して垂直であり、入射瞳の中心に方向付けられる。これらの目の軸は互いに数度しか違わず、視野方向と一般に呼ばれる範囲内にある。

緑内障

緑内障は、視神経を害し、視力低下または失明の原因となり得る疾患群である。これは不可逆的な失明の主な原因である。世界中で約８０００万人に緑内障があると推定され、そのうち約６７００万人が両目を失明している。４０歳超の米国人の２７００万人超が緑内障である。症状は周辺視野の喪失から始まり、失明に進行する可能性がある。

緑内障には２つの形態があり、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１～４を参照すると、閉塞隅角緑内障の場合、虚脱した前眼房７内の虹彩９が、眼房水８の流れを妨げ塞ぐことがある。より一般的な緑内障の形態である開放隅角緑内障の場合、線維柱帯流出経路４０に沿った虹彩角膜角１３における組織の妨害によって、またはシュレム管１８もしくは修水チャネル１９の虚脱によって、眼組織の透過性が影響を受けることがある。

上述したように、目の眼内圧（ＩＯＰ）の上昇は、視神経にダメージを与えるものであり、広く認識されている緑内障のリスク因子である。しかしながら、眼圧が増加した人が必ずしも全員緑内障を発症するわけではなく、また眼圧が増加しなくても緑内障を発症する場合がある。それでもなお、緑内障のリスクを低減するため、目のＩＯＰの上昇を低減することが望ましい。

緑内障患者の目の状態を診断する方法としては、視力検査および視野検査、散瞳検査、眼圧検査、即ち目の眼内圧の測定、ならびに角膜厚測定、即ち角膜の厚さの測定が挙げられる。視力の低下は、視野の狭窄から始まり、全盲へと進行する。画像診断方法としては、細隙灯検査、隅角レンズによる虹彩角膜角の観察、ならびに前眼房および網膜の光干渉断層撮影（ＯＣＴ）による画像診断が挙げられる。

診断されると、目の眼内圧を制御するかまたは低下させて、緑内障の進行を遅らせるかまたは止める、いくつかの臨床的に実証されている治療が利用可能である。最も一般的な治療としては、１）点眼薬または丸薬などの薬物治療、２）レーザー手術、および３）従来の手術が挙げられる。治療は通常、薬物治療から始まる。しかしながら、薬物治療の有効性は患者のノンコンプライアンスによって妨げられる場合が多い。薬物治療が患者にとって効き目がない場合、一般的に、次に試される治療はレーザー手術である。従来の手術は侵襲性であり、薬物治療およびレーザー手術よりもリスクが高く、効果の時間窓が限られている。したがって、従来の手術は通常、薬物治療またはレーザー手術によって眼圧を制御することができない患者のための、最後の選択肢として残して置かれる。

レーザー手術

図２を参照すると、緑内障のレーザー手術は、線維柱帯１２を標的として、眼房水８の流動抵抗を減少させ、眼房水の流出を増加させる。一般的なレーザー治療としては、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）、およびエキシマレーザー線維柱帯切開術（ＥＬＴ）が挙げられる。

ＡＬＴは、第１のレーザー線維柱帯形成処置である。処置の間、５１４ｎｍ波長のアルゴンレーザーが、虹彩角膜角１３の周囲のうち１８０°の線維柱帯１２に適用される。アルゴンレーザーは、眼組織との熱的相互作用を誘発し、それによって線維柱帯１２に開口部を生成する。しかしながら、ＡＬＴは眼組織の瘢痕を生じさせ、その後に炎症反応および組織治癒が起こり、それによって、ＡＬＴ治療によって形成された線維柱帯１２の開口部が最終的に閉じることがあり、結果として治療の有効性が低減される。更に、この瘢痕のため、ＡＬＴ療法は一般的には繰り返すことができない。

ＳＬＴは、線維柱帯１２の色素を選択的に標的にし、周囲の眼組織に送達される熱の量を低減することによって、瘢痕作用を低減させるように設計されている。処置の間、５３２ｎｍ波長の固体レーザーが、虹彩角膜角１３の周囲のうち１８０～３６０°の線維柱帯１２に適用されて、線維柱帯１２に開口部が生成される。ＳＬＴ治療は繰り返すことができるが、後続の治療はＩＯＰの低減に対する効果が低い。

ＥＬＴは、３０８ｎｍ波長の紫外（ＵＶ）エキシマレーザーと、眼組織との非熱的相互作用とを使用して、治癒反応を起こさないようにして線維柱帯１２を治療する。したがって、ＩＯＰ低下の効果はより長続きする。しかしながら、レーザーのＵＶ光は目の奥深くまで浸透することができないので、レーザー光は、開口部を通して目１に挿入された光ファイバーを介して線維柱帯１２に送達され、ファイバーが線維柱帯と接触させられる。この処置は高侵襲性であり、一般に、目が既に外科的に開かれているときに白内障処置と同時に実施される。ＡＬＴおよびＳＬＴと同じく、ＥＬＴも、ＩＯＰ低減の量を制御することはできない。

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ではない。したがって、組織の著しい瘢痕をもたらすことなくＩＯＰを有効に低減することで、単一の処置で治療を完了させることができ、必要であれば後で繰り返すことができる、緑内障のレーザー外科治療のシステム、装置、および方法が必要とされている。

本開示は、角膜と、前眼房と、線維柱帯、シュレム管、およびシュレム管から分岐する１つまたは複数の集水チャネルで形成された眼房水流出経路を備える虹彩角膜角とを有する、目の眼内圧を低減する方法に関する。方法は、角膜および前眼房を通して虹彩角膜角内へと、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）ビームおよびレーザービームそれぞれを送達することを含む。方法は更に、レーザービームを眼組織に適用して体積を規定することによって、眼組織との光破壊的相互作用で経路抵抗を低減させるかまたは新しい流出経路を作成させることにより、線維柱帯、シュレム管、および１つまたは複数の集水チャネルのうち１つまたは複数に存在する経路抵抗を低減するため、流出経路内の眼組織の体積を修正することを含む。

この方法の一態様では、ＯＣＴビームおよびレーザービームはそれぞれ、各ビームを、角膜に結合された窓と窓に結合された出射レンズとを含む第１の光学サブシステムへと方向付けることによって、虹彩角膜角に送達される。目は、本来、視野方向を備え、第１の光学サブシステムは、第１の光学系が目に結合されたときに視野方向と実質的に整列される第１の光軸によって特徴付けられる。虹彩角膜角に至る途中のビームの歪みおよび屈折は、各ビームを、第１の光軸から角度αでオフセットされた第２の光軸に沿って、第１の光学サブシステム内へと方向付けることによって相殺される。出射レンズは凸面を備え、歪みおよび屈折は、各ビームを、凸面に対する面法線に対して角度βで出射レンズの凸面内へと方向付けることによって、更に相殺される。

方法の更なる態様では、ＯＣＴビームおよびレーザービームは、第１の光学サブシステムへと共線的に方向付けられるかまたは非共線的に方向付けられてもよい。ＯＣＴビームは、高分解能画像を提供するように構成され、レーザービームは、正確な組織修正をもたらすように構成される。この目的のため、各ビームは、約５マイクロメートル程度の実質的に等しい分解能を有してもよい。レーザービームは、眼組織との破壊的相互作用を開始して、前眼房およびシュレム管につながる線維柱帯を通って開いているチャネルを作成するように構成される。この目的のため、レーザービームは、３３０ナノメートル～２０００ナノメートルの波長を有してもよく、２０フェムト秒～１ナノ秒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送達されてもよい。

本開示はまた、角膜と、前眼房と、線維柱帯、シュレム管、およびシュレム管から分岐する１つまたは複数の集水チャネルで形成された眼房水流出経路を備える虹彩角膜角とを有する、目の眼内圧を低減するための一体型手術システムに関する。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、制御系とを含む。第１の光学サブシステムは、角膜に結合されるように構成された窓と、窓に結合されるように構成された出射レンズとを含む。第２の光学サブシステムは、ＯＣＴビームを出力するように構成されたＯＣＴ画像診断装置と、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の１つまたは複数の調整、スキャン、合成、および方向付けのうち１つまたは複数を行うように構成された複数の構成要素とを含む。

制御系は、第２の光学サブシステムに結合され、角膜および前眼房を通して虹彩角膜角内へと送達するため、ＯＣＴビームを出力するようにＯＣＴ画像診断装置に、またレーザービームを出力するようにレーザー源に命令するように構成される。制御系はまた、レーザービームを眼組織に適用して体積を規定することによって、眼組織との光破壊的相互作用で経路抵抗を低減させるかまたは新しい流出経路を作成させることにより、線維柱帯、シュレム管、および１つまたは複数の集水チャネルのうち１つまたは複数に存在する経路抵抗を低減するため、流出経路内の眼組織の体積を修正するように、レーザー源に命令するように構成される。

システムの一態様では、第２の光学サブシステムは、ＯＣＴビームおよびレーザービームを第１の光学サブシステムに向かって方向付けるように構成される。更なる態様では、目は視野方向によって、第１の光学サブシステムは第１の光軸によって特徴付けられ、第１の光学サブシステムは、第１の光軸が視野方向と実質的に整列されるようにして、目に結合されるように適合される。ＯＣＴビームおよびレーザービームは、第１の光軸から角度αでオフセットされた第２の光軸に沿って、第１の光学サブシステムに向かって方向付けられる。更なる態様では、出射レンズは凸面を有し、ＯＣＴビームおよびレーザービームは、凸面に対する面法線に対して角度βで、出射レンズの凸面内へと方向付けられる。

更なる態様では、制御系は更に、眼組織修正の前に虹彩角膜角の一部分の診断用ＯＣＴ画像を獲得するように、ＯＣＴ画像診断装置に命令するように構成される。この画像に基づいて、制御系は、ＯＣＴ画像に基づいて修正する眼組織の体積を決定する。詳細な態様では、制御系は、シュレム管の円周の少なくとも一部分の周りにおける集水チャネルの密度分布を決定し、閾値基準を上回る密度を有するシュレム管の領域を同定し、同定された領域の近傍を修正する眼組織の体積に含めることによって、修正する眼組織の体積を決定するように構成される。

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が例証によって図示され説明される以下の詳細な説明から、当業者には明白となるであろうことが理解される。理解されるように、これらの態様は他の異なる形態で実現されてもよく、そのいくつかの詳細は他の様々な態様では修正することができる。したがって、図面および詳細な説明は、限定ではなく本質的に例証と見なされるものとする。

以下、システム、装置、および方法の様々な態様について、限定としてではなく例として、添付図面を参照して詳細な説明で提示する。

人間の目およびその内部の解剖学的構造を示す概略断面図である。 図１の目の虹彩角膜角を示す概略断面図である。 線維柱帯、シュレム管、およびシュレム管から分岐する１つまたは複数の集水チャネルを含む、図２の虹彩角膜角の解剖学的構造を詳細に示す概略断面図である。 図３の線維柱帯、シュレム管、および集水チャネルを通る眼房水の様々な流出経路を示す概略断面図である。 目と関連付けられた様々な軸を示す人間の目の概略断面図である。 １つまたは複数の光線がそこに沿って目の虹彩角膜角にアクセスしてもよい、角度付き光路を示す概略断面図である。 制御系、フェムト秒レーザー源、ＯＣＴ画像診断装置、顕微鏡、ビーム調整器およびスキャナ、ビームコンバイナ、集光対物レンズ、および患者接触面を含む、非侵襲性緑内障手術のための一体型手術システムを示すブロック図である。 図７の一体型手術システムを示す詳細ブロック図である。 図７の一体型手術システムの患者接触面に結合された、図７の一体型手術システムの集光対物レンズを示す概略図である。 図７の一体型手術システムの患者接触面から分離された、図７の一体型手術システムの集光対物レンズを示す概略図である。 図９ａおよび９ｂに含まれる集光対物レンズおよび患者接触面の構成要素を示す概略図である。 図６の角度付き光路に沿って虹彩角膜角にアクセスできるようにする第１の光学系および第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の一体型手術システムの構成要素を示す概略図である。 図６の角度付き光路に沿って虹彩角膜角にアクセスできるようにする第１の光学系および第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の一体型手術システムの構成要素を示す概略図である。 図１０ａおよび１０ｂの第１の光学サブシステムを通過して目に入るビームを示す概略図である。 図７の一体型手術システムによって決定される手術体積（surgical volume）を示す概略図である。 一体型手術システムによって手術体積に形成される流出経路を示す概略図である。 目の虹彩角膜角における眼組織を修正する方法を示すフローチャートである。 図６の角度付き光路に沿って目の虹彩角膜角に光線を送達する方法を示すフローチャートである。

本明細書に開示するのは、緑内障を治療するかまたはそのリスクを低減するため、目の眼内圧（ＩＯＰ）を安全に効果的に低減する、システム、装置、および方法である。システム、装置、および方法は、目の虹彩角膜角にアクセスできるようにし、レーザー手術の技術を高分解能の画像診断と統合して、ＩＯＰの上昇を引き起こすことがある虹彩角膜角内の異常な眼組織の状態を正確に診断し、位置決めし、治療する。

本明細書に開示する一体型手術システムは、角膜と、前眼房と、線維柱帯、シュレム管、およびシュレム管から分岐する１つまたは複数の集水チャネルで形成された眼房水流出経路を備える虹彩角膜角とを有する、目の眼内圧を低減するように構成される。一体型手術システムはまた、第１の光学サブシステムと第２の光学サブシステムとを含む。第１の光学サブシステムは、角膜に結合されるように構成された窓と、窓に結合されるように構成された出射レンズとを含む。第２の光学サブシステムは、ＯＣＴビームを出力するように構成された光干渉断層撮影（ＯＣＴ）画像診断装置と、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し、合成し、第１の光学サブシステムに向かって方向付けるように構成された複数の構成要素、例えばレンズおよびミラーと、を含む。

一体型手術システムはまた、ＯＣＴ画像診断装置、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制御系を含む。コントローラは、角膜および前眼房を通して虹彩角膜角内へと送達するため、ＯＣＴビームを出力するようにＯＣＴ画像診断装置に、またレーザービームを出力するようにレーザー源に命令するように構成される。１つの構成では、制御系は第２の光学サブシステムを制御するので、ＯＣＴビームおよびレーザービームが、第１の光軸からオフセットされるとともに角度付き経路３０に沿って虹彩角膜角内へと延在する第２の光軸に沿って、第１の光学サブシステム内へと方向付けられる。

ＯＣＴビームおよびレーザービームを同じ第２の光軸に沿って目の虹彩角膜角内へと方向付けることは、１つの臨床セッティングで状態の評価結果を正確に治療計画および手術に直接適用できるようになるという点で有益である。更に、ＯＣＴ画像診断およびレーザー治療を組み合わせることによって、いずれの既存の手術システムおよび方法でも利用可能でなかった、眼組織の正確な標的設定が可能になる。一体型手術システムによって提供される手術精度によって、顕微鏡サイズの標的組織のみに影響を与えることが可能になり、周囲組織は無傷のまま残される。目の虹彩角膜角における治療すべき患部眼組織の顕微鏡サイズ規模は、数マイクロメートル～数百マイクロメートルの範囲である。例えば、図２および３を参照すると、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。集水チャネル１９および静脈の直径は数十マイクロメートルである。傍小管組織１７の厚さは数マイクロメートル、線維柱帯１２の厚さは約１００マイクロメートルである。

一体型手術システムの制御系は更に、レーザービームを眼組織に適用して体積を規定することによって、眼組織との光破壊的相互作用（photo-disruptive interaction）で経路抵抗を低減させるかまたは新しい流出経路を作成させることにより、線維柱帯、シュレム管、および１つまたは複数の集水チャネルのうち１つまたは複数に存在する経路抵抗を低減するため、流出経路内の眼組織の体積を修正するように、レーザー源に命令するように構成される。

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、眼組織との非熱的光破壊的相互作用を提供して、周囲組織への熱的損傷を回避する。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、目の中を通る開口面切開を回避することができ、非侵襲性治療ができるようになる。滅菌手術室で治療を実施する代わりに、非侵襲性治療を非滅菌外来患者施設で実施することができる。

目視観察角度に沿った虹彩角膜角の直接目視観察を提供する、追加の画像診断構成要素が、一体型手術システムに含まれてもよい。例えば、目を患者接触面または不動化デバイスにドッキングし、目の眼組織を位置決めし、手術の進行を観察するプロセスにおいて外科医を支援するため、顕微鏡または画像診断カメラが含まれてもよい。目視観察角度はまた、角度付き光路３０に沿って虹彩角膜角１３まで角膜３および前眼房７を通ることができる。

目視観察を提供するＯＣＴ画像診断装置および追加の画像診断構成要素、例えば顕微鏡からの画像は、コンピュータモニタなどの表示デバイス上で組み合わされる。様々な画像を登録し、単一の窓上で重ね合わせ、より簡単に理解するため、拡張し、処理し、偽色によって区別することができる。特定の特徴がコンピュータプロセッサによって計算的に認識され、画像認識およびセグメント化アルゴリズムを、表示のために拡張し、強調し、印付けすることができる。治療計画の幾何学も、表示デバイス上の画像診断情報と組み合わせ登録し、幾何学、数値、および文字情報で印付けすることができる。同じ表示を、キーボード、マウス、カーソル、タッチ画面、音声、または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、および印付け、位置情報の入力のための、数値、文字、および幾何学的性質のユーザ入力に使用することもできる。

ＯＣＴ画像診断

本明細書に開示する一体型手術システムの主要画像診断構成要素は、ＯＣＴ画像診断装置である。ＯＣＴ技術は、目の虹彩角膜角に方向付けられるレーザー手術の診断、位置決め、およびガイドに使用されてもよい。例えば、図１～３を参照すると、ＯＣＴ画像診断は、前眼房７の構造的および幾何学的状態を判定して、線維柱帯流出経路４０の妨害の可能性を評価し、治療のための眼組織のアクセス性を判定するのに使用されてもよい。上述したように、虚脱した前眼房７の虹彩９は、眼房水８の流れを妨げ塞いで、閉塞隅角緑内障をもたらすことがある。角度の巨視的幾何学形状が正常である開放隅角緑内障の場合、線維柱帯流出経路４０に沿った組織の閉塞によって、またはシュレム管１８もしくは集水チャネル１９の虚脱によって、眼組織の透過性が影響を受けることがある。

ＯＣＴ画像診断は、眼組織の微視的詳細を分解するのに必要な空間分解能、組織浸透、およびコントラストを提供することができる。スキャンされると、ＯＣＴ画像診断は眼組織の二次元（２Ｄ）断面画像を提供することができる。一体型手術システムの別の態様として、２Ｄ断面画像は、外科的標的設定のために目の構造のサイズ、形状、および位置を決定するのに、処理され分析されてもよい。また、複数の２Ｄ断面画像から三次元（３Ｄ）画像を再構築することが可能であるが、これは不要な場合が多い。２Ｄ画像の獲得、分析、および表示の方が高速であり、依然として正確な外科的標的設定に必要な全ての情報を提供することができる。

ＯＣＴは、物質および組織の高分解能画像を提供することができる画像診断モダリティである。画像診断は、試料内からの散乱光のスペクトル情報からの、試料の空間情報の再構築に基づく。スペクトル情報は、試料に入る光のスペクトルを試料から散乱した光のスペクトルと比較する、干渉計側法を使用することによって抽出される。光が試料内で伝播する方向に沿ったスペクトル情報は、次に、フーリエ変換、によっ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、スキャン中に繰返し軸方向に探査することによって収集される。試料の２Ｄおよび３Ｄ画像をこのように獲得することができる。画像獲得は、干渉計が時間領域ＯＣＴで機械的にスキャンされないときの方が高速であるが、広い光のスペクトルからの干渉が同時に記録され、この実現例はスペクトル領域ＯＣＴと呼ばれる。より高速な画像獲得はまた、波長掃引型ＯＣＴと呼ばれる構成において、波長スキャニングレーザーから光の波長を迅速にスキャンすることによって得られてもよい。

ＯＣＴの軸方向空間分解能限界は、使用される探査光の帯域幅に反比例する。スペクトル領域および波長掃引型ＯＣＴは両方とも、１００ナノメートル（ｎｍ）以上の十分に広い帯域幅を有する５マイクロメートル（μｍ）未満の軸方向空間分解能が可能である。スペクトル領域ＯＣＴでは、スペクトル干渉パターンが、電荷結合素子（ＣＣＤ）または相補型金属酸化膜半導体（ＣＭＯＳ）カメラなどの多チャネル検出器に同時に記録され、波長掃引型ＯＣＴでは、高速光学検出器および電子デジタイザを用いて、連続時間ステップで干渉パターンが記録される。波長掃引型ＯＣＴには獲得速度の利点があるが、両方のタイプのシステムは迅速に進化し向上し、分解能および速度は、本明細書に開示する一体型手術システムの目的には十分である。スタンドアロン型ＯＣＴシステムおよびＯＥＭ構成要素は、現在は、Ｏｐｔｏｖｕｅ Ｉｎｃ．，Ｆｒｅｍｏｎｔ，ＣＡ．、Ｔｏｐｃｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｏａｋｌａｎｄ，ＮＪ、Ｃａｒｌ Ｚｅｉｓｓ Ｍｅｄｉｔｅｃ ＡＧ，Ｇｅｒｍａｎｙ、Ｎｉｄｅｋ，Ａｉｃｈｉ，Ｊａｐａｎ、Ｔｈｏｒｌａｂｓ，Ｎｅｗｔｏｎ，ＮＪ、Ｓａｎｔｅｃ，Ａｉｃｈｉ，Ｊａｐａｎ、Ａｘｓｕｎ，Ｂｉｌｌｅｒｃｉａ，ＭＡ、および他の専門業者など、複数の専門業者から市販されている。

フェムト秒レーザー源

本明細書に開示する一体型手術システムの好ましい外科用構成要素は、フェムト秒レーザーである。フェムト秒レーザーは、周囲の眼組織への付随的損傷が最小限である、高度に局所化された非熱的光破壊的レーザー・組織相互作用を提供する。レーザーの光破壊的相互作用は光学的に透明な組織で利用される。眼組織内へのレーザーエネルギー蓄積の主なメカニズムは、吸収によってではなく、高度に非線形的な多光子過程による。この過程は、ピーク強度が高いパルス化レーザーの焦点のみで有効である。ビームが横断するが焦点ではない領域は、レーザーによって影響されない。したがって、眼組織との相互作用領域は、レーザービームによって横断方向および軸方向の両方で高度に局所化される。過程はまた、弱吸収または弱散乱組織で使用することができる。光破壊的相互作用を有するフェムト秒レーザーは、眼科手術システムで成功裏に使用され、他の眼科レーザー処置で商業化されてきたが、いずれも虹彩角膜角にアクセスする一体型手術システムでは使用されてこなかった。

知られている屈折処置では、フェムト秒レーザーは、角膜形成術のため、角膜フラップ、ポケット、トンネル、弧状切開、レンチキュラー状切開、部分層または全層角膜切開を作成するのに使用される。白内障処置の場合、レーザーは、嚢切開術のために目の水晶体嚢に円形の切れ目を作成し、水晶体の内部を破壊してより小さい断片にして抽出を容易にする、レンズの様々なパターンの切開を作成する。角膜を通る侵入切開は、手動外科用デバイスによるアクセスのため、および水晶体乳化デバイスおよび眼内レンズ挿入デバイスの挿入のために目を開く。いくつかの会社がかかる外科用デバイスを、中でも特に、Ｊｏｈｎｓｏｎ ＆ Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｖｉｓｉｏｎ，Ｓａｎｔａ Ａｎａ，ＣＡから現在入手可能なＩｎｔｒａｌａｓｅシステム、Ａｌｃｏｎ，Ｆｏｒｔ Ｗｏｒｔｈ，ＴＸからのＴｈｅ ＬｅｎＳｘ ａｎｄ Ｗａｖｅｌｉｇｈｔシステム、Ｂａｕｓｃｈ ａｎｄ Ｌｏｍｂ，Ｒｏｃｈｅｓｔｅｒ，ＮＹ、Ｃａｒｌ Ｚｅｉｓｓ Ｍｅｄｉｔｅｃ ＡＧ，Ｇｅｒｍａｎｙ，Ｚｉｅｍｅｒ，Ｐｏｒｔ，Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ、およびＬｅｎｓＡＲ，Ｏｒｌａｎｄｏ，ＦＬからの他の外科用システムを商業化している。

これらの既存のシステムは、それらの特定の用途向け、角膜の手術、ならびに水晶体およびその水晶体嚢用に開発されており、いくつかの理由により、虹彩角膜角１３の手術を実施することはできない。第一に、虹彩角膜角は周囲において遠くに離れすぎており、これらのシステムの手術範囲外なので、虹彩角膜角１３は、これらの外科用レーザーシステムではアクセス不能である。第二に、目への光軸２４に沿った、これらのシステムからのレーザービームの角度は、適用される波長において著しい散乱および光学歪みがある、虹彩角膜角１３に達するのに適切ではない。第三に、これらのシステムが有し得るいずれの画像診断能力も、線維柱帯流出経路４０に沿って十分な詳細およびコントラストで組織を画像診断するためのアクセス可能性、侵入深度、および分解能を有さない。

本明細書に開示する一体型手術システムによれば、虹彩角膜角１３への明瞭なアクセスが角度付き光路３０に沿って提供される。組織、例えば角膜３、および前眼房７内の眼房水８は、この角度付き光路３０に沿って、約４００ｎｍ～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。かかるモード同期レーザーは、それらの基本波長で、チタン、ネオジム、またはイッテルビウム活性材料によって働く。当該分野で知られている非線形周波数変換技術、周波数二倍化、三倍化、合計、および差周波数混合技術、光学パラメータ変換は、これらのレーザーの基本波長を、事実上、上述した角膜の透明波長範囲内のいずれの波長にも変換することができる。

１ｎｓよりも長いパルス持続時間を有するレーザーを適用する既存の眼科手術システムは、より高い光破壊閾値エネルギーを有し、より高いパルスエネルギーを要し、光破壊的相互作用範囲の寸法がより大きく、結果として外科治療の精度が損なわれる。しかしながら、虹彩角膜角１３を治療する場合、より高い手術精度が求められる。この目的のため、一体型手術システムは、レーザービームと虹彩角膜角１３の眼組織との光破壊的相互作用を発生させるため、１０フェムト秒（ｆｓ）～１ナノ秒（ｎｓ）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てもよい。パルス持続時間が１０ｆｓよりも短いレーザーが利用可能であるが、かかるレーザー源は、より複雑であってより高価である。記載した望ましい特性、例えば、１０フェムト秒（ｆｓ）～１ナノ秒（ｎｓ）のパルス持続時間を有するレーザーは、Ｎｅｗｐｏｒｔ，Ｉｒｖｉｎｅ，ＣＡ、Ｃｏｈｅｒｅｎｔ，Ｓａｎｔａ Ｃｌａｒａ，ＣＡ、Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｐｅｓｓａｃ，Ｆｒａｎｃｅ、ＮＫＴ Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ，Ｂｉｒｋｅｒｏｄ，Ｄｅｎｍａｒｋ、および他の専門業者など、複数の専門業者から市販されている。

虹彩角膜角のアクセス

一体型手術システムによって提供される重要な特徴は、虹彩角膜角１３の標的眼組織へのアクセスである。図６を参照すると、目の虹彩角膜角１３は、一体型手術システムを介して、角膜３を通過し前眼房７内の眼房水８を通る、角度付き光路３０に沿ってアクセスされてもよい。例えば、画像診断ビーム、例えばＯＣＴビームおよび／または目視観察ビーム、ならびにレーザービームのうち１つまたは複数は、角度付き光路３０に沿って目の虹彩角膜角１３にアクセスしてもよい。

本明細書に開示する光学系は、光線を角度付き光路３０に沿って目の虹彩角膜角１３に方向付けるように構成される。光学系は、第１の光学サブシステムと第２の光学サブシステムとを含む。第１の光学サブシステムは、屈折率ｎ_ｗの材料で形成された窓を含み、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また、屈折率ｎ_ｘを有する材料で形成された出射レンズを含む。出射レンズも対向する凹面および凸面を有する。出射レンズの凹面は、窓の凸面に結合して、窓および出射レンズを通って延在する第１の光軸を規定するように構成される。窓の凹面は、目に結合されたとき、第１の光軸が目の視野方向とほぼ整列されるようにして、屈折率ｎ_ｃを有する目の角膜に分離可能に結合するように構成される。

第２の光学サブシステムは、光線、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る。光学系は、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光線が方向付けられるように構成される。出射レンズおよび窓のそれぞれの幾何学形状ならびにそれぞれの屈折率ｎ_ｘおよびｎ_ｗは、目の角膜３を通って虹彩角膜角１３に向かって方向付けられるように光線を曲げることによって、光線の屈折および歪みを相殺するように構成される。より具体的には、第１の光学系は、光線が角度付き光路３０に沿った方向で虹彩角膜角１３に向かって、角膜および眼房水８を通って進行する適切な角度で、光線が第１の光学サブシステムから出て角膜３に入るように光線を曲げる。

角度付き光路３０に沿って虹彩角膜角１３にアクセスすることは、いくつかの利点を提供する。虹彩角膜角１３へのこの角度付き光路３０の利点は、ＯＣＴビームおよびレーザービームがほぼ透明な組織を、例えば角膜３および前眼房７内の眼房水８を通過することである。そのため、組織によるこれらのビームの散乱は顕著ではない。ＯＣＴ画像診断に関しては、これにより、ＯＣＴがより高い空間分解能を達成するために、約１マイクロメートル未満のより短い波長を使用することができるようになる。角膜３および前眼房７を通る虹彩角膜角１３への角度付き光路３０の更なる利点は、直接のレーザービームまたはＯＣＴビーム光が網膜１１を照射するのが回避されることである。結果として、より高い平均出力のレーザー光およびＯＣＴ光を、画像診断および手術に使用することができ、結果として処置がより高速になり、処置中の組織の移動が少なくなる。

一体型手術システムによって提供される別の重要な特徴は、ビームの不連続性を低減する形での、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、第１の光学サブシステムの窓および出射レンズ構成要素は、角膜３と隣接する物質との間の光学屈折率の不連続性を低減し、角膜を通して光が鋭角で入ることを容易にするように構成される。

このように一体型手術システムおよびその特徴および利点のいくつかを記載してきたが、システムおよびその構成部品の更に詳細な説明を以下に示す。

一体型手術システム

図７を参照すると、非侵襲性緑内障手術のための一体型手術システム１０００は、制御系１００と、外科用構成要素２００と、第１の画像診断構成要素３００と、任意の第２の画像診断構成要素４００とを含む。図７の実施形態では、外科用構成要素２００はフェムト秒レーザー源であり、第１の画像診断構成要素３００はＯＣＴ画像診断装置であり、任意の第２の画像診断構成要素４００は、直視またはカメラを用いた目視のための目視観察装置、例えば顕微鏡である。一体型手術システム１０００の他の構成要素としては、ビーム調整器およびスキャナ５００、ビームコンバイナ６００、集光対物レンズ７００、ならびに患者接触面８００が挙げられる。

制御系１００は、一体型手術システム１０００の他の構成要素のハードウェアおよびソフトウェア構成要素を制御するように構成された、単一のコンピュータおよび／または複数の相互接続されたコンピュータであってもよい。制御系１００のユーザ接触面１１０は、ユーザからの命令を受け入れ、ユーザによる観察のための情報を表示する。ユーザから入力される情報およびコマンドとしては、システムコマンド、患者の目をシステムにドッキングさせるモーションコントロール、予めプログラムされるかまたはライブで生成される手術計画の選択、メニュー選択によるナビゲート、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入れ、ならびに手術計画を実行するコマンドが挙げられるが、それらに限定されない。システムからユーザに対する出力としては、システムパラメータおよびメッセージの表示、目の画像の表示、手術計画の図形、数値、および文字表示、ならびに手術の進行が挙げられるが、それらに限定されない。

制御系１００は、一体型手術システム１０００の他の構成要素２００、３００、４００、５００に接続される。制御系１００からフェムト秒レーザー源２００への制御信号は、例えば、出力、繰返し率、およびビームシャッターを含む、レーザー源の内部および外部動作パラメータを制御するように機能する。制御系１００からＯＣＴ画像診断装置３００への制御信号は、ＯＣＴビームスキャンパラメータ、ならびにＯＣＴ画像の獲得、分析、および表示を制御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画像診断装置３００からのＯＣＴビーム３０１は、ビーム調整器およびスキャナ５００のユニットに向かって方向付けられる。異なる種類のスキャナを、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使用することができる。ビーム２０１、３０１に対して横断方向でスキャンする場合、角度スキャン用のガルバノスキャナが、例えば、Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，Ｂｅｄｆｏｒｄ，ＭＡ、Ｓｃａｎｌａｂ，Ｍｕｎｉｃｈ，Ｇｅｒｍａｎｙから入手可能である。スキャン速度を最適化するため、スキャナミラーは一般的に、標的位置における必要なスキャン角度およびビームの開口数に依然として対応する、最小サイズにサイズ決めされる。スキャナにおける理想的なビームサイズは、一般的に、レーザービーム２０１またはＯＣＴビーム３０１のビームサイズと異なり、集光対物レンズ７００の入口において必要とされるサイズと異なる。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、ビームを横断方向および軸方向でスキャンするスキャナを含む。軸方向スキャンは、標的領域における焦点の深度を変更する。軸方向スキャンは、サーボまたはステッピングモータを用いて、光路内で軸方向にレンズを移動させることによって実施することができる。

レーザービーム２０１およびＯＣＴビーム３０１は、目の共通の標的体積または手術体積に達するのに、二色、偏光、または他の種類のビームコンバイナ６００を用いて合成される。フェムト秒レーザー源２００、ＯＣＴ画像診断装置３００、および目視観察デバイス４００を有する一体型手術システム１０００では、これらの構成要素それぞれに対する個々のビーム２０１、３０１、４０１は、個々に最適化されてもよく、互いに対して共線または非共線であってもよい。ビームコンバイナ６００は、二色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／または偏光の光を分割し再合成する。ビームコンバイナ６００はまた、ビームサイズ、ビーム角度、および拡散など、個々のビーム２０１、３０１、４０１の特定のパラメータを変化させる光学部品を含んでもよい。統合された視覚的照明、観察、または画像診断デバイスは、外科医が目をシステムにドッキングさせ、手術位置を同定するのを支援する。

目の眼組織構造を十分に詳細に分解するため、一体型手術システム１０００の画像診断構成要素３００、４００は、数マイクロメートルの空間分解能を有するＯＣＴビームおよび目視観察ビームを提供してもよい。ＯＣＴビームの分解能は、ＯＣＴ画像で認識することができる最小の特徴の空間寸法である。それは主に、ＯＣＴ源の波長およびスペクトル帯域幅、ＯＣＴビームを目の標的位置に送達する光学部品の品質、ＯＣＴビームの開口数、ならびに標的位置におけるＯＣＴ画像診断装置の空間分解能によって決定される。一実施形態では、一体型手術システムのＯＣＴビームは、５μｍ以下の分解能を有する。

同様に、フェムト秒レーザー源２００によって提供される外科用レーザービームは、数マイクロメートルの精度で標的位置に送達されてもよい。レーザービームの分解能は、周囲の眼組織に著しく影響を及ぼすことなくレーザービームによって修正することができる、標的位置における最小の特徴の空間寸法である。それは主に、レーザービームの波長、レーザービームを目の標的位置に送達する光学部品の品質、レーザービームの開口数、レーザービームにおけるレーザーパルスのエネルギー、ならびに標的位置におけるレーザースキャニングシステムの空間分解能によって決定される。それに加えて、光破壊的相互作用のためのレーザーの閾値エネルギーを最小限に抑えるため、レーザースポットのサイズは約５μｍ以下であるべきである。

目視観察ビーム４０１は、固定の非スキャニング光学部品を使用して目視観察デバイス４００によって獲得されるが、ＯＣＴ画像診断装置３００のＯＣＴビーム３０１は、２つの横断方向で横方向にスキャンされる。フェムト秒レーザー源２００のレーザービーム２０１は、２つの横方向でスキャンされ、焦点の深度は軸方向にスキャンされる。

実際の実施形態の場合、ビーム調整、スキャン、および光路の結合は、レーザー、ＯＣＴ、および目視観察光学ビームに対して実施される特定の機能である。それらの機能の実現は、図７に示されるのとは異なる順序で行われてもよい。それらの機能を実現するのにビームを操作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構成を有することができる。それらは、個々の光学ビームを別個に操作する形で配置することができ、別の実施形態では、１つの構成要素が機能を組み合わせてもよく、異なるビームを操作する。例えば、スキャナの単一の組が、レーザービーム２０１および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に対するビームパラメータを設定し、次にビームコンバイナが、スキャナの単一の組に対する２つのビームを合成してビームをスキャンする。光学ハードウェア構成の多くの組み合わせが一体型手術システムのために可能であるが、以下のセクションは例示の構成について詳細に記載する。

ビーム送達

以下の説明では、ビームという用語は、文脈に応じて、レーザービーム、ＯＣＴビーム、または目視観察ビームのうち１つを指してもよい。合成ビームは、共線的に合成されるかまたは非線形的に合成された、レーザービーム、ＯＣＴビーム、または目視観察ビームのうち２つ以上を指す。例示の合成ビームとしては、ＯＣＴビームとレーザービームとの共線的または非共線的組み合わせである、合成ＯＣＴ／レーザービーム、ならびにＯＣＴビーム、レーザービーム、および目視ビームの共線的または非共線的組み合わせである、合成ＯＣＴ／レーザー／目視ビームが挙げられる。共線的に合成されたビームの場合、異なるビームが二色または偏光ビームスプリッタによって合成され、異なるビームの多重送達によって同じ光路に沿って送達されてもよい。非共線的に合成されたビームの場合、異なるビームが、空間的にまたは間にある角度を置いて分離された異なる光路に沿って、同時に送達される。以下の説明では、上述のビームまたは合成ビームのいずれかが、包括的に光線と呼ばれることがある。遠位および近位という用語は、ビームの移動方向、または一体型手術システム内における構成要素の互いに対する物理的位置を指定するのに使用されることがある。遠位方向は目に向かう方向を指し、したがって、ＯＣＴビーム画像診断装置によって出力されるＯＣＴビームは、目に向かって遠位方向に移動する。近位方向は目から離れる方向を指し、したがって、目からのＯＣＴ戻りビームは、ＯＣＴ画像診断装置に向かって近位方向に移動する。

図８を参照すると、一例の一体型手術システムは、レーザービーム２０１およびＯＣＴビーム３０１それぞれを目１に向かって遠位方向で送達し、目１から戻るＯＣＴ戻りビームおよび目視観察ビーム４０１それぞれを受け取るように構成される。レーザービームの送達に関して、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、拡散が設定される、ビーム調整器５１０を通過する。ビーム調整器５１０はまた、ビーム出力またはパルスエネルギーを設定する追加の機能を含み、ビームを遮断してその機能をオンオフしてもよい。ビーム調整器５１０を出た後、レーザービーム２１０は軸方向スキャンレンズ５２０に入る。軸方向スキャンレンズ５２０は、単一のレンズまたはレンズ群を含んでもよく、サーボモータ、ステッピングモータ、または他の制御メカニズムによって軸方向５２２で移動可能である。軸方向スキャンレンズ５２０の軸方向５２２の移動によって、焦点におけるレーザービーム２１０の焦点の軸方向距離が変化する。

一体型手術システムの特定の実施形態によれば、中間焦点７２２は、集光対物レンズ７００によって決定される、手術体積７２０の画像共役である共役手術体積７２１内にあるように設定され、その中でスキャン可能である。手術体積７２０は、画像診断および手術が実施される、目の中の関心領域の空間的範囲である。緑内障手術の場合、手術体積７２０は目の虹彩角膜角１３の近傍である。

ガルバノスキャナによって回転させられる一対の横断方向スキャンミラー５３０、５３２は、２つの本質的に直交する横断方向で、例えばｘおよびｙ方向で、レーザービーム２０１をスキャンする。次に、レーザービーム２０１は、二色または偏光ビームスプリッタ５４０に向かって方向付けられ、そこで、レーザービーム２０１をＯＣＴビームビーム３０１と合成するように構成された、ビーム合成ミラー６０１に向かって反射される。

ＯＣＴビームの送達に関して、ＯＣＴ画像診断装置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光レンズ５２１、ならびにスキャンミラー５３１および５３３による横断方向スキャナを通過する。集光レンズ５２１は、共役手術体積７２１および実際の手術体積７２０におけるＯＣＴビームの焦点位置を設定するのに使用される。集光レンズ５２１は、ＯＣＴ軸方向スキャンを得るためにスキャンされない。ＯＣＴ画像の軸方向空間情報は、干渉法によって再合成されたＯＣＴ戻りビーム３０１および参照ビーム３０２のスペクトルをフーリエ変換することによって得られる。しかしながら、手術体積７２０がいくつかの軸方向セグメントに分割された場合、集光レンズ５２１を使用して、焦点を再調節することができる。このように、ＯＣＴビーム画像の最適な画像診断空間分解能を、複数範囲でのスキャニングに費やされる時間を犠牲にして、ＯＣＴ信号ビームのレイリー範囲を超えて拡張することができる。

目１に向かって遠位方向に進み、スキャンミラー５３１および５３３の後、ＯＣＴビーム３０１は、ビームコンバイナミラー６０１によってレーザービーム２０１と合成される。合成レーザー／ＯＣＴビーム５５０のＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１成分は、多重化され、同じ方向に移動して、共役手術体積７２１内の中間焦点７２２で集光される。共役手術体積７２１において集光された後、合成レーザー／ＯＣＴビーム５５０は第２のビーム合成ミラー６０２へと伝播し、そこで目視観察ビーム４０１と合成されて合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１を形成する。

遠位方向に移動する合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１は次に、集光対物レンズ７００、および患者接触面の窓８０１を通過し、その窓で、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の焦点へと改めて結像される。集光対物レンズ７００は、患者接触面の窓８０１を通して、中間焦点７２２を手術体積７２０内の眼組織へと改めて結像する。

眼組織からの散乱ＯＣＴ戻りビーム３０１は、上述したのと同じ経路に沿って逆の順序で、近位方向に移動してＯＣＴ画像診断装置３００に戻る。ＯＣＴ画像診断装置３００の参照ビーム３０２は、参照遅延光路を通過し、可動ミラー３３０からＯＣＴ画像診断装置に戻る。参照ビーム３０２は、ＯＣＴ画像診断装置３００内で戻る際に干渉法によってＯＣＴ戻りビーム３０１と合成される。参照遅延光路の遅延量は、可動ミラー３３０を移動させて、ＯＣＴ戻りビーム３０１および参照ビーム３０２の光路を均等化することによって、調節可能である。軸方向ＯＣＴ分解能を最良にするため、ＯＣＴ戻りビーム３０１および参照ビーム３０２はまた、ＯＣＴ干渉計の２つのアーム内の群速度分散を均等化するように分散補償される。

合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１が角膜３および前眼房７を通して送達されるとき、合成ビームは、垂直入射から外れた鋭角で角膜の後面および前面を通過する。合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１の経路におけるこれらの表面は、過度の非点収差およびコマ収差を作り出し、それらを相殺する必要がある。

図９ａおよび９ｂを参照すると、一体型手術システム１０００の一実施形態では、集光対物レンズ７００および患者接触面８００の光学構成要素は、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抑えるように構成される。図９ａは、両目１、患者接触面８００、および集光対物レンズ７００が全て互いに結合されたときの構成を示している。図９ｂは、両目１、患者接触面８００、および集光対物レンズ７００が全て互いから分離されたときの構成を示している。

患者接触面８００は、目１を集光対物レンズ７００に光学的および物理的に結合し、対物レンズは次いで、一体型手術システム１０００の他の光学構成要素に光学的に結合する。患者接触面８００は複数の機能を果たす。目を一体型手術システムの構成要素に対して不動化し、構成要素と患者との間に滅菌バリアを作り出し、目と機器との間の光アクセスを提供する。患者接触面８００は、滅菌された一回使用の使い捨てデバイスであり、目１および一体型手術システム１０００の集光対物レンズ７００に分離可能に結合される。

患者接触面８００は、目に面する凹面８１２と、凹面とは反対側の対物レンズに面する凸面８１３とを有する、窓８０１を含む。したがって、窓８０１はメニスカス形態を有する。図９ｃを参照すると、凹面８１２は曲率半径ｒ_ｅによって特徴付けられ、凸面８１３は曲率半径ｒ_ｗによって特徴付けられる。凹面８１２は、直接接触によって、または凹面８１２と目１との間に配置された屈折率が整合する材料、液体、もしくはゲルによって、目に結合するように構成される。窓８０１はガラスで形成されてもよく、屈折率ｎ_ｗを有する。一実施形態では、窓８０１は溶融シリカで形成され、１．４５の屈折率ｎ_ｗを有する。溶融シリカは、一般の安価なガラスのうち最も低い屈折率を有する。テフロンＡＦなどのフルオロポリマーは、溶融シリカ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、それらの光学品質はガラスよりも低く、大量生産のためには比較的高価である。別の実施形態では、窓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。このガラスの耐放射線性の種類である、Ｓｃｈｏｔｔ ＡＧ，Ｍａｉｎｚ，ＧｅｒｍａｎｙによるＢＫ７Ｇ１８によって、γ線照射によって窓８０１の光学特性を変えることなく、患者接触面８００のγ線滅菌が可能になる。

図９ａおよび９ｂに戻ると、窓８０１は、患者接触面８００の壁８０３、および吸引リング８０４などの不動化デバイスによって取り囲まれる。吸引リング８０４が目１と接触していると、環状キャビティ８０５が吸引リングと目との間に形成される。真空が真空チューブまたは真空ポンプ（図９ａおよび９ｂには図示なし）を介して吸引リング８０４およびキャビティに適用されると、手術の間、目と吸引リングとの間の真空力によって目が患者接触面８００に付着される。真空を除去することによって目１が解放されるかまたは分離される。

患者接触面８００の目１とは反対側の端部は、集光対物レンズ７００のハウジング７０２に付着させることによって、一体型手術システム１００の他の構成要素に対する目の位置を固定するように構成された、アタッチメント接触面８０６を含む。アタッチメント接触面８０６は、機械的、真空、磁気、または他の原理で働き、また、一体型手術システムから分離可能である。

集光対物レンズ７００は、目に面する凹面７１１と凹面とは反対側の凸面７１２とを有する、非球面出射レンズ７１０を含む。したがって、出射レンズ７１０はメニスカス形態を有する。図９ａおよび９ｂに示される出射レンズ７１０は、設計自由度がより高い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ってもよい。あるいは、出射レンズ７１０を単レンズではなく複合レンズとして構築することによって、ここで提示される光学系の主な特性を保存しながら光学部品を最適化する、より高い設計自由度が可能になる。図９ｃを参照すると、凹面７１１は曲率半径ｒ_ｙによって特徴付けられ、凸面７１２は非球面形状によって特徴付けられる。非球面の凸面７１２は、球面の凹面７１１と組み合わせて、可変の厚さを有する出射レンズ７１０となり、レンズの外縁部７１５はレンズの中央の頂点領域７１７よりも薄い。凹面７１１は、窓８０１の凸面８１３に結合するように構成される。一実施形態では、出射レンズ７１０は溶融シリカで形成され、１．４５の屈折率ｎ_ｘを有する。

図１０ａおよび１０ｂは、虹彩角膜角の手術体積７２０にアクセスできるようにする、第１の光学サブシステム１００１および第２の光学サブシステム１００２を有する光学系１０１０を形成するように機能的に配置された、図７および８の一体型手術システムの構成要素の概略図である。図１０ａおよび１０ｂはそれぞれ、図９ａの集光対物レンズ７００および患者接触面８００の構成要素を含む。しかしながら、単純にするため、集光対物レンズおよび患者接触面の全体を図１０ａおよび図１０ｂに含んでいない。また、図１０ａを更に単純にするため、図９ａおよび９ｂの平面のビーム折返しミラー７４０は含まれず、図９ａに示される合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１は、折り返されないかまたは伸ばされない。平面のビーム折返しミラーを追加または除去することでは、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によって形成される光学系の原則的な作業は変更されないことが、当業者には理解される。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概略図である。

図１０ａを参照すると、一体型手術システム１０００の第１の光学サブシステム１００１は、集光対物レンズ７００の出射レンズ７１０と、患者接触面８００の窓８０１とを含む。出射レンズ７１０および窓８０１は、第１の光軸７０５を規定するように、互いに対して配置される。第１の光学サブシステム１００１は、第２の光軸７０６に沿って出射レンズ７１０の凸面７１２に入射するビーム、例えば合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１を受け取り、そのビームを目の虹彩角膜角１３の手術体積７２０に向かって方向付けるように構成される。

外科手技中に、第１の光学サブシステム１００１は、窓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接続することによって組み立てられてもよい。この目的のため、集光対物レンズ７００は患者接触面８００とドッキングされる。結果として、出射レンズ７１０の凹面７１１が窓８０１の凸面８１３に結合される。結合は、直接接触によるもの、または屈折率整合流体の層によるものであってもよい。例えば、患者接触面８００を集光対物レンズ７００にドッキングするとき、屈折率整合流体の液滴を接触表面の間に適用して、２つの表面７１１、８１３の間に空隙があればそれを排除することによって、最小限のフレネル反射および歪みで合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１が間隙を通過するのを助けることができる。

ビームを目の虹彩角膜角１３の手術体積７２０に向かって方向付けるために、第１の光学サブシステム１００１は、ビーム７０１が、出射レンズ７１０、窓８０１、および角膜３を通過する際の屈折を計算に入れるように設計される。この目的のため、図１０ｃを参照すると、出射レンズ７１０の屈折率ｎ_ｘおよび窓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て、ビーム７０１がサブシステムを出て角膜３を通過するとき、光路が虹彩角膜角１３内にあるようにほぼ整列されるように、第１の光学サブシステム１００１を通してビームが適切に曲げられる。

引き続き図１０ｃを参照し、窓８０１と角膜３との間の接触面から始める。合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１が窓８０１から出て角膜３に入る接触面において、即ち窓の凹面８１２と角膜３の凸面との間の接触面において、入射角が鋭角過ぎると、過度の屈折および歪みが生じる。この接触面における屈折および歪みを最小限に抑えるため、第１の光学サブシステム１００１の一実施形態では、窓８０１の屈折率は角膜３の屈折率と緊密に整合される。例えば、図９ａおよび９ｂを参照して上述したように、窓８０１は、１．３６の屈折率を有する角膜３と緊密に整合するように、１．４２未満の屈折率を有してもよい。

合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１が窓８０１から出て角膜３に入る接触面における過度の屈折および歪みは、ビーム７０１が出射レンズ７１０および窓８０１を通過する際の曲げを制御することによって、更に相殺されてもよい。この目的のため、第１の光学サブシステム１００１の一実施形態では、窓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それぞれよりも高い。結果として、合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１が出射レンズ７１０から出て窓８０１に入る接触面、即ち出射レンズの凹面７１１と窓の凸面８１３との間の接触面において、ビームは、高い方から低い方への屈折率変化を通り抜け、それによってビームが第１の方向に曲がる。次に、合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１が窓８０１から出て角膜３に入る接触面、即ち出射レンズの凹面８１２と角膜の凸面との間の接触面において、ビームは、低い方から高い方への屈折率変化を通り抜け、それによってビームが第１の方向とは反対の第２の方向に曲がる。

窓８０１の形状はメニスカスレンズであるように選択される。そのため、光の入射角は、窓８０１の両方の表面８１２、８１３上において類似の値を有する。全体的な作用として、凸面８１３では、光は面法線から離れる方向に曲がり、凹面８１２では、光は面法線に向かって曲がる。この作用は、光が平面平行プレートを通過するときのようなものである。プレートの一方の表面における屈折は、他方の表面における屈折によって相殺され、プレートを通過する光の方向は変化しない。入光面における光７０１の入射角βが交点７０８における入光面に対する面法線７０７に近くなるように、入光面における曲率を設定することによって、目の遠位側にある出射レンズ７１０の入光側の凸面７１２における屈折は最小限に抑えられる。

ここで、出射レンズ７１０、窓８０１、および目１は、第１の光軸７０５との軸対称系として配置される。実際には、光学構成要素の製造および位置合わせの誤差、目の対称性からの自然な偏差、ならびに臨床セッティングでの窓８０１および出射レンズ７１０に対する目の位置合わせの誤差があるため、軸対称性は近似値である。ただし、設計および実践上の目的のため、目１、窓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と見なされる。

引き続き図１０ａを参照すると、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の光軸７０５に対して角度αで、第１の光学サブシステム１００１に光学的に結合される。この配置の利点は、両方の光学サブシステム１００１、１００２を、全ての光学構成要素が共通の光軸を有する光軸上に設計されるシステムと比較して、はるかに低い開口数で設計できる点である。

第２の光学サブシステム１００２は、図８を参照して上述したように、目の中で手術体積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、光学サブシステムブロック１００３として集合的に示される、他の様々な構成要素を含む。図８を参照すると、これらの構成要素は、フェムト秒レーザー源２００と、ＯＣＴ画像診断装置３００と、目視観察デバイス４００と、ビーム調整器およびスキャナ５００と、ビームコンバイナ６００とを含んでもよい。

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の光軸７０５を中心にしてサブシステム全体を回転させるように構成された、機械的部品（図示なし）を含んでもよい。これによって、目１の虹彩角膜角１３の３６０°の円周全体への光アクセスが可能になる。

図１０ｂを参照すると、第１および第２の光学サブシステム１００１、１００２のそれぞれに対する配置の柔軟性は、第２の光学サブシステム１００２の光出力と第１の光学サブシステム１００１の光入力との間に、光学アセンブリ１００４が挟み込まれることによってもたらされてもよい。一実施形態では、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、例えば合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビーム７０１を受け取り、合成レーザー／ＯＣＴ／目視ビームの方向を変更または調節し、第１の光学軸７０５と第２の光学軸７０６との間の角度αを保存しながら、ビームを第１の光学サブシステム１００１の光入力へと方向付けるように構成された、１つもしくは複数の平面ビーム折返しミラー７４０、プリズム（図示なし）、または光学格子（図示なし）を含んでもよい。

別の構成では、平面ビーム折返しミラー７４０の光学アセンブリ１００４は更に、第２の光学サブシステム１００２を静止させたまま、第１の光学サブシステム１００１の第１の光軸７０５を中心にしてアセンブリを回転させるように構成された、機械的部品（図示なし）を含む。したがって、第２の光学サブシステム１００２の第２の光軸７０６を、第１の光学サブシステム１００１の第１の光軸７０５を中心にして回転させることができる。これによって、目１の虹彩角膜角１３の３６０°の円周全体への光アクセスが可能になる。

図９ａ、９ｂ、および９ｃを参照にして上述した考察により、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の光軸７０５に対する角度αでの角度付き光アクセスのために最適化される。角度αでの光アクセスは、第１の光学サブシステム１００１の光学収差を相殺する。表１は、Ｚｅｍａｘ光学設計ソフトウェアパッケージを用いて、アクセス角度α＝７２°で最適化した結果を示している。この設計は、画像誘導フェムト秒緑内障手術に関する実践的な実施形態である。

この設計は、開口数（ＮＡ）０．２以下で、１０３０ｎｍ波長のレーザービームおよび８５０ｎｍ波長のＯＣＴビームの回折限界集光を作り出す。１つの設計では、第１の光学サブシステムの光学収差は、虹彩角膜角における開口数０．１５超のビームに対する第１の光学サブシステムのストレール比が０．９超になる程度まで相殺される。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相殺され、第１の光学系の残りの相殺されない収差は、第２の光学サブシステムによって、虹彩角膜角における開口数０．１５超のビームに対する第１および第２の光学サブシステムの組み合わせのストレール比が０．９超になる程度まで相殺される。

校正

一体型手術システム１０００のフェムト秒レーザー源２００、ＯＣＴ画像診断装置３００、および目視観察デバイス４００は、最初に、それらの内部の整合性を担保するように個々に校正され、次にシステム整合性に関して相互校正される。システム校正の必須部分は、レーザービーム２０１の外科的焦点が、ＯＣＴ画像診断装置および／または目視観察デバイス４００によって同定されるような、手術体積７２０の位置に集められたとき、達成された焦点位置が、特定の公差以内、一般的には５～１０μｍ以内で、集められた焦点位置と整合するように担保することである。また、コンピュータモニタなどのユーザインターフェース１１０に表示される、グラフィックおよびカーソル出力、画像、オーバーレイ、ならびにユーザインターフェース１１０から受け入れられる眼組織手術体積７２０の位置のユーザ入力は、類似の精度の所定の公差内で組織における実際の位置に対応すべきである。

この空間校正手順の一実施形態は、ディスプレイ上のスケール値が校正標的の実際のスケールと整合するような形での、ＯＣＴビーム画像診断装置３００および／または目視観察デバイス４００ならびにそれらのディスプレイの校正済みスケールおよびスケーリング倍率の撮像から始まる。次に、レーザー校正パターンが透明校正標的に露光または焼き付けられ、続いて校正パターンが撮像される。次に、意図されたパターンおよび実際の焼き付けられたパターンが、一体型手術システム１０００の画像診断システムを用いて、または別個の顕微鏡によって比較される。それらが指定の公差内で整合しない場合、レーザービームスキャナのスケーリングを調節することによって、手術パターンのスケーリングパラメータが改めてスケーリングされる。この手順は、全ての空間校正が公差内になるまで、必要に応じて反復される。

眼組織修正を用いたレーザー手術

本明細書に開示する一体型手術システム１０００によって可能にされる、外科治療に関連する目の解剖学的構造が、図１～４に示されている。ＩＯＰを低減するため、レーザー治療は、線維柱帯流出経路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、ブドウ膜１５、強膜角膜線維柱帯１６、傍小管組織１７、シュレム管１８、集水チャネル１９を含んでもよい。

本明細書に開示するのは、線維柱帯流出経路４０に影響を与えるのに特に有効なレーザーパターンである。レーザー相互作用体積は小さく、数マイクロメートル（μｍ）程度なので、眼組織と繰返しレーザーの各レーザーショットとの相互作用は、レーザーの焦点で局所的に眼組織を破壊する。眼組織における光破壊的相互作用に関する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、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の範囲であることができる。焦点におけるレーザーパルスは、多光子過程を経て、分子の化学結合を破壊し、組織物質を局所的に光分解し、湿組織中に気泡を作り出す。組織物質の破壊、および気泡形成による機械的応力によって、組織が細分化され、レーザーパルスを幾何学的線および表面に沿って互いに近接させた場合、明確な連続した切り口が作られる。

以下の説明のため、基本的な相互作用体積をセルと呼ぶ。セルのサイズは、レーザー・組織間相互作用の影響の程度によって決定される。レーザースポット、即ちセルが、線に沿って緊密であるとき、レーザーは狭い微視的チャネルを作成する。より幅広のチャネルは、チャネルの断面内で多数のレーザースポットを近接させることによって作成することができる。例えば、円筒全体の位置およびサイズの座標を最初に計算することによって、円筒状チャネルを作成することができる。次に、セルのサイズをパラメータとして使用して、円筒の体積内の稠密なセル配置における各セルの座標を計算する。セルの配置は、結晶構造における原子の配置を模したものである。

最も簡単なのは立方格子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の行、列、および面に配置され、セルの座標は、行、列、および面の順序でセルからセルへと順に計算することができる。レーザースキャナハードウェアも、この規則的シーケンスに従って、余計なジャンプなしにレーザービームをスキャンすることができる。チャネルは、異なる断面で、楕円形、長方形、正方形、または他の規則的もしくは不規則な断面で、作成することができる。眼組織に切られたチャネルは眼房水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に伴って増加する。

図１１ａおよび１１ｂは、外科用レーザーが手術体積９００に影響を及ぼすようにスキャンを行って（図１１ａ）、チャネル開口部９２０を形成する（図１１ｂ）、虹彩角膜角の断面図を示している。線維柱帯内の手術体積９００は、前眼房７からシュレム管１８の内壁を通って延在する。レーザースキャンは、手術体積９００内の眼組織を修正してチャネル開口部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低減させて、前眼房７からシュレム管１８内への水流を増加させることによって、目のＩＯＰを低減する。チャネル開口部９２０のサイズによって、流出路抵抗の低減および有効性の寿命が決まる。

画像ガイダンスは、構造を正確に位置決めし、治療の成功をモニタリングするのに、この処置では必須である。治療される眼組織のサイズおよび体積を最小限に抑えることは、作成されるガスの量およびガスが誘導する組織移動の量を最小限に抑える助けにもなる。膨張性ガスによって組織が拡張するにつれて、ガスが閉鎖体積から逃げ、ガスが充満した空隙が虚脱すると、突然の組織移動が起こる可能性がある。かかる突然の組織移動は、外科的切開の不連続性をもたらす恐れがあり、回避するかまたは最小限に抑えるべきである。

眼組織に手術パターンを作り出すための別の考慮点は、切開が進行するにつれて気泡が影効果をもたらす可能性があることである。一般に、切開の進行は、影効果を最小限に抑えるため、レーザーから離れたある位置から進み、レーザーにより近い位置に向かって進むべきである。レーザーが回折限界焦点に厳密に集光され、光破壊的相互作用に対する閾値パルスエネルギーが低下したときは、ガスの量も少ない。レーザーが低閾値で操作されると、局所的相互作用体積のサイズおよび気泡のサイズは小さくなる。これは、手術体積を埋めているセルが緊密であるべきということを意味する。

表２は、異なるサイズの複数の切開に対する外科用レーザーおよび治療パターンのパラメータを示している。パラメータセットの範囲は、目に入るレーザー光の最大許容露光量（ＭＰＥ）限界、ならびにレーザーの繰返し率およびスキャナのスキャン速度の実際の範囲によって限定される。

ＭＰＥに関して、図６の角度付き光路３０は、フェムト秒レーザー源２００またはＯＣＴ画像診断装置３００から組織を通して伝達される光線が網膜に直接達しないので、最も有利である。これは、組織を通して伝達される直接レーザー光またはＯＣＴ光が網膜に達する、知られている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の角度付き光路３０はより高いビーム平均出力を使用することができる。外科用レーザーのより高い平均出力によって、処置時間がより早くなる。ＯＣＴビームのより高い平均出力によって、同じ画像品質でＯＣＴ画像獲得時間がより早くなるか、または同じ画像獲得時間で画像品質がより良くなる。セルサイズおよびレーザーパルスエネルギーに関して、組織中で作られるガスの量を最小限に抑えるため、より小さいセルサイズおよびパルスエネルギーが好ましい。

ＥＬＴ処置による線形灌流モデルの実験的所見（Ｌｉｕ ｅｔ ａｌ．，２００５）および臨床所見は、０．２４ｍｍ^２～０．４ｍｍ^２のチャネル断面が十分なＩＯＰ低減を達成できることを示している。表２から分かるように、本明細書に開示する一体型手術システムによってできる外科用レーザー処置は、Ｌｉｕ ｅｔ ａｌ．と同様のチャネル断面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、本明細書に開示する一体型手術システムは、角膜と、前眼房と、線維柱帯、シュレム管、およびシュレム管から分岐する１つまたは複数の集水チャネルで形成された眼房水流出経路を備える虹彩角膜角とを有する、目の眼内圧を低減する方法のフローチャートである。方法は、図７～１０ｂの一体型手術システム１０００によって実施されてもよい。

工程１２０２で、角膜３および前眼房７を通って虹彩角膜角１３内へとＯＣＴビーム３０１が送達される。一実施形態では、ＯＣＴビーム３０１は、約５マイクロメートル以下の分解能を有し、角膜３に結合された窓８０１と窓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ＯＣＴビームを方向付けることによって、虹彩角膜角１３に送達される。

工程１２０４で、第１の光学サブシステム１００１を通して虹彩角膜角に送達されたＯＣＴビーム３０１に基づいて、虹彩角膜角１３の一部分のＯＣＴ画像が獲得される。この目的のため、ＯＣＴ戻りビーム３０１が、第１の光学サブシステム１００１を通して受け取られ、知られているＯＣＴ画像診断技術を使用してＯＣＴ画像診断装置３００で処理される。

工程１２０６で、修正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、一体型手術システム１０００の制御系１００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。目視観察ビーム４０１も、手術体積９００を決定するのに使用されてもよい。この目的のため、目視観察ビーム４０１は、顕微鏡４００によって第１の光学サブシステム１００１を通して虹彩角膜角１３から獲得されてもよく、修正する眼組織の体積９００は、ＯＣＴ画像および目視観察信号を制御系１００の表示画面上に重ねて提示することによって決定されてもよい。あるいは、ＯＣＴ画像および目視観察信号は表示画面上で登録されてもよい。

一実施形態では、シュレム管１８は円周によって特徴付けられ、修正する眼組織の手術体積９００は、円周の周りにおける集水チャネル１９の密度に基づいて決定される。この場合、シュレム管１８の円周の少なくとも一部分における集水チャネル１９の密度分布は、ＯＣＴ画像に基づいて決定される。閾値基準を上回る密度を有するシュレム管１８の領域が同定され、同定された領域の近傍が、修正する眼組織の体積に含まれる。基準は、分布の５０百分位、７５百分位、または７５百分位超であってもよい。別の実施形態では、修正されるべき眼組織の体積９００は、集水チャネル１９の１つまたは複数の近傍にある。

工程１２０８で、角膜３および前眼房７を通って虹彩角膜角１３内へとＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１がそれぞれ送達される。一実施形態では、ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、例えば約５マイクロメートル以下の、実質的に等しい分解能を有し、各ビームは、角膜３に結合された窓８０１と窓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に各ビームを方向付けることによって、虹彩角膜角に送達される。ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、例えばビームの多重化によって、同じ光路に沿って第１の光学サブシステム１００１へと共線的に方向付けられてもよい。あるいは、ＯＣＴビーム３０１およびレーザービーム２０１は、空間的に分離されるかまたは角度を付けられた光路に沿って、同時に第１の光学サブシステムへと非共線的に方向付けられてもよい。

斜角で目に入ることによるビーム２０１、３０１の歪みおよび収差は、各ビームをある角度で第１の光学サブシステム１００１内へと方向付けることによって相殺される。この目的のため、目１は視野方向を含み、第１の光学サブシステム１００１は、目の視野方向と実質的に整列される第１の光軸７０５を含むように、目に対して位置付けられる。ビーム２０１、３０１は、各ビームを、第１の光軸７０５から角度α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内へと方向付けることによって、第１の光学サブシステム１００１に入力される。それに加えて、各ビーム２０１、３０１は、凸面に対する面法線７０７に対する角度βで、出射レンズ７１０の凸面７１３内へと方向付けられてもよい。

工程１２１０で、線維柱帯流出経路４０内の眼組織の体積９００は、体積を規定する眼組織にレーザービーム２０１を適用することによって、線維柱帯１２、シュレム管１８、および１つまたは複数の集水チャネル１９のうち１つまたは複数に存在する経路抵抗を低減するように修正される。この目的のため、３３０ナノメートル～２０００ナノメートルの波長を有するレーザービーム２０１が、手術体積９００を規定する眼組織と相互作用するように、複数方向でスキャンされてもよい。レーザービーム２０１は、連続的に、または２０フェムト秒～１ナノ秒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されてもよい。レーザービーム２０１は、眼組織との光破壊的相互作用をもたらして、経路抵抗を低減するか、または新しい流出経路４０を作成する。一実施形態では、眼組織との光破壊的相互作用によって、前眼房およびシュレム管を接続する線維柱帯を通って開いているチャネル９０２が作成される。

虹彩角膜角のアクセス

図１３は、光線を、視野方向および屈折率ｎ_ｃの角膜を有する目の虹彩角膜角に方向付ける方法のフローチャートである。方法は、図７～１０ｂの一体型手術システム１０００によって実施されてもよい。

工程１３０２で、第１の光学サブシステム１００１および第２の光学サブシステム１００２が互いに対して配置される。第１の光学サブシステムは、屈折率ｎ_ｗを有する材料で形成された窓８０１を含む。窓８０１は、凹面８１２と凹面とは反対側の凸面８１３とを有する。第１の光学サブシステムはまた、屈折率ｎ_ｘを有する材料で形成された出射レンズ７１０を含む。出射レンズ７１０は、凹面７１１と凹面とは反対側の凸面７１２とを有する。出射レンズ７１０の凹面７１１は、窓８０１の凸面８１３に結合して、窓および出射レンズを通って延在する第１の光軸７０５を規定するように構成される。窓８０１の凹面８１２は、第１の光軸７０５が目の視野方向とほぼ整列されるようにして、目の角膜３に分離可能に結合するように構成される。

工程１３０４で、第２の光学サブシステム１００２によって出力される光線は、第２の光軸７０６に沿って、第１の光軸７０５からオフセットされた角度αで、出射レンズ７１０の凸面７１２に入射するように方向付けられる。この目的のため、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の光軸と第２の光軸との間の角度分離の基準を決定し、分離の角度が角度αになるまで第２の光軸の配向を調節するように構成されてもよい。角度αは、一般的に３０°超である。より具体的には、角度αは６０°～８０°であってもよい。更により具体的には、角度αは約７２°である。

工程１３０６で、第２の光学サブシステム１００２から出力される光線はまた、第２の光軸７０６と出射レンズの凸面に対する面法線７０７との間の角度βで、交点において出射レンズ７１０の凸面７１２と交差するように方向付けられてもよい。再度、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の光軸と面法線７０７との間の角度分離の基準を決定し、分離の角度が角度βになるまで第２の光軸の配向を調節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、光線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して、第１の光学サブシステム１００１に対して配置するように構成されてもよい。これらの場合、ブロック１３０４の方向付けプロセスでは、光線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との間に挟み込まれた光学アセンブリ１００４で受け取られ、第２の光軸７０６とほぼ整列するように再度方向付けられる。第２の光軸７０６は、角度αに実質的に等しい角度で第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を中心にして回転させられてもよい。それにより、虹彩角膜角１３の円周の周りの治療が可能になる。第２の光軸と出射レンズの凸面に対する面法線７０７との間の角度βで、交点７０８において第２の光軸７０６が出射レンズ７１０の凸面７１２と交差する構成では、ブロック１３０６の方向付けプロセスは、やはり角度βに実質的に等しい第２の光軸と面法線との間の角度を維持したまま、第１の光軸を中心にして第２の光軸を回転させることを伴う。

本開示の様々な態様は、当業者が本発明を実施できるようにするために提供される。本開示全体を通して提示される例示的実施形態に対する様々な修正が、当業者には明白となるであろう。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ものではなく、特許請求の範囲の文言と合致する全範囲に一致するものとする。当業者に知られているかまたは後に知られることになる、本開示全体を通して記載される例示的実施形態の様々な構成要素に対する全ての構造的および機能的等価物は、参照によって本明細書に明確に組み込まれ、特許請求の範囲に包含されるものとする。更に、本明細書に開示される内容はいずれも、かかる開示が特許請求の範囲に明示的に列挙されているか否かにかかわらず、公衆に捧げられることを意図しない。クレーム要素はいずれも、「～のための手段」という語句を使用して明確に列挙されていない限り、または方法クレームの場合、要素が「～のための工程」という語句を使用して列挙されていない限り、米国特許法第１１２条第６項の規定に基づいて解釈されるべきものではない。

本明細書に記載される本発明の実施形態は、本発明の原理の適用についての単なる例証であることが理解されるべきである。例証される実施形態の詳細に対する本明細書での言及は、本発明に必須のものと見なされる特徴を列挙する、特許請求の範囲を限定しようとするものではない。

Claims (39)

1. 角膜と、前眼房と、線維柱帯、シュレム管、およびシュレム管から分岐する１つまたは複数の集水チャネルで形成された眼房水流出経路を備える虹彩角膜角とを有する、目の眼内圧を低減する方法であって、
   角膜および前眼房を通して虹彩角膜角内へと、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）ビームおよびレーザービームそれぞれを送達することと、
   レーザービームを眼組織に適用して体積を規定することによって、眼組織との光破壊的相互作用で経路抵抗を低減させるかまたは新しい流出経路を作成させることにより、線維柱帯、シュレム管、および１つまたは複数の集水チャネルのうち１つまたは複数に存在する経路抵抗を低減するため、流出経路内の眼組織の体積を修正することと、を含む、方法。
2. ＯＣＴビームおよびレーザービームそれぞれを送達することが、各ビームを、角膜に結合された窓と窓に結合された出射レンズとを備える第１の光学サブシステムへと方向付けることを含む、請求項１に記載の方法。
3. 目が視野方向を備え、第１の光学サブシステムが、視野方向と実質的に整列された第１の光軸を備え、
   各ビームを第１の光学サブシステムへと方向付けることが、各ビームを、第１の光軸から角度αでオフセットされた第２の光軸に沿って第１の光学サブシステム内へと方向付けることを含む、請求項２に記載の方法。
4. 出射レンズが凸面を備え、各ビームを第１の光学サブシステムへと方向付けることが、各ビームを、凸面に対する面法線に対して角度βで出射レンズの凸面内へと方向付けることを更に含む、請求項３に記載の方法。
5. ＯＣＴビームおよびレーザービームが共線的に方向付けられる、請求項１に記載の方法。
6. ＯＣＴビームおよびレーザービームが非共線的に方向付けられる、請求項１に記載の方法。
7. レーザービームを適用することが、レーザービームをスキャンして眼組織と相互作用させて体積を規定することを含む、請求項１に記載の方法。
8. 眼組織との破壊的相互作用が、前眼房およびシュレム管を接続する線維柱帯を通って開いているチャネルを作成する、請求項１に記載の方法。
9. レーザービームの波長が３３０ナノメートルから２０００ナノメートルである、請求項１に記載の方法。
10. レーザービームが、２０フェムト秒から１ナノ秒のパルス持続時間を有する複数のレーザーパルスで構成される、請求項１に記載の方法。
11. 眼組織の体積が、集水チャネルの１つまたは複数の近傍にある、請求項１に記載の方法。
12. レーザービームおよびＯＣＴビームがそれぞれ実質的に等しい分解能を有する、請求項１に記載の方法。
13. 分解能が約５マイクロメートル以下である、請求項１２に記載の方法。
14. ＯＣＴビームおよびレーザービームそれぞれを送達する前に、
    角膜および前眼房を通して虹彩角膜角内へとＯＣＴビームを送達することと、
    虹彩角膜角の一部分のＯＣＴ画像を獲得することと、
    ＯＣＴ画像に基づいて修正する眼組織の体積を決定することと、を更に含む、請求項１に記載の方法。
15. ＯＣＴ画像が二次元断面画像を含む、請求項１４に記載の方法。
16. 修正する眼組織の体積を決定することが、ＯＣＴ画像を表示画面上に提示することを含む、請求項１４に記載の方法。
17. シュレム管が円周によって特徴付けられ、修正する眼組織の体積を決定することが、
    シュレム管の円周の少なくとも一部分の周りにおける集水チャネルの密度分布を決定することと、
    閾値基準を上回る密度を有するシュレム管の領域を同定することと、
    同定された領域の近傍を修正する眼組織の体積に含めることと、を含む、請求項１４に記載の方法。
18. 虹彩角膜角から目視観察信号を獲得することを更に含む、請求項１４に記載の方法。
19. 修正する眼組織の体積を決定することが、ＯＣＴ画像および目視観察信号を重ねて表示画面上に提示することを含む、請求項１８に記載の方法。
20. 修正する眼組織の体積を決定することが、ＯＣＴ画像および目視観察信号を位置合わせして表示画面上に提示することを含む、請求項１８に記載の方法。
21. 角膜と、前眼房と、線維柱帯、シュレム管、およびシュレム管から分岐する１つまたは複数の集水チャネルで形成された眼房水流出経路を備える虹彩角膜角とを有する、目の眼内圧を低減する一体型手術システムであって、
    角膜に結合されるように構成された窓と、窓に結合されるように構成された出射レンズとを含む、第１の光学サブシステムと、
    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画像診断装置と、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の１つまたは複数の調整、スキャン、合成、および方向付けのうち１つまたは複数を行うように構成された複数の構成要素とを含む、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制御系と、を備え、制御系が、
    角膜および前眼房を通して虹彩角膜角内へと送達するため、ＯＣＴビームを出力するようにＯＣＴ画像診断装置に、またレーザービームを出力するようにレーザー源に命令し、
    レーザービームを眼組織に適用して体積を規定することによって、眼組織との光破壊的相互作用で経路抵抗を低減させるかまたは新しい流出経路を作成させることにより、線維柱帯、シュレム管、および１つまたは複数の集水チャネルのうち１つまたは複数に存在する経路抵抗を低減するため、流出経路内の眼組織の体積を修正するように、レーザー源に命令するように構成された、一体型手術システム。
22. 第２の光学サブシステムが、ＯＣＴビームおよびレーザービームを第１の光学サブシステムに向かって方向付けるように構成された、請求項２１に記載のシステム。
23. 目が視野方向を備え、
    第１の光学サブシステムが第１の光軸を備え、
    第１の光学サブシステムが、第１の光軸が視野方向と実質的に整列されるようにして、目に結合されるように適合され、
    ＯＣＴビームおよびレーザービームが、第１の光軸から角度αでオフセットされた第２の光軸に沿って、第１の光学サブシステムに向かって方向付けられる、請求項２２に記載のシステム。
24. 出射レンズが凸面を備え、ＯＣＴビームおよびレーザービームが、凸面に対する面法線に対して角度βで、出射レンズの凸面内へと方向付けられる、請求項２３に記載のシステム。
25. ＯＣＴビームおよびレーザービームが共線的に方向付けられる、請求項２１に記載のシステム。
26. ＯＣＴビームおよびレーザービームが非共線的に方向付けられる、請求項２１に記載のシステム。
27. レーザー源が、レーザービームをスキャンして眼組織と相互作用させて体積を規定することによって、眼組織の体積を修正するように構成された、請求項２１に記載のシステム。
28. レーザー源が、眼組織との光破壊的相互作用によって眼組織の体積を修正して、前眼房およびシュレム管を接続する線維柱帯を通って開いているチャネルを作成するように構成された、請求項２１に記載のシステム。
29. レーザービームの波長が３３０ナノメートルから２０００ナノメートルである、請求項２１に記載のシステム。
30. レーザービームが、２０フェムト秒から１ナノ秒のパルス持続時間を有する複数のレーザーパルスで構成される、請求項２１に記載のシステム。
31. レーザービームおよびＯＣＴビームがそれぞれ実質的に等しい分解能を有する、請求項２１に記載のシステム。
32. 分解能が約５マイクロメートル以下である、請求項３１に記載のシステム。
33. 制御系が、眼組織修正の前に、
    虹彩角膜角の一部分の診断用ＯＣＴ画像を獲得するように、ＯＣＴ画像診断装置に命令し、
    ＯＣＴ画像に基づいて修正する眼組織の体積を決定するように、更に構成された、請求項２１に記載のシステム。
34. ＯＣＴ画像が二次元断面画像を含む、請求項３３に記載のシステム。
35. 制御系がＯＣＴ画像を表示画面上に提示するように構成された、請求項３３に記載のシステム。
36. シュレム管が円周によって特徴付けられ、制御系が、
    シュレム管の円周の少なくとも一部分の周りにおける集水チャネルの密度分布を決定し、
    閾値基準を上回る密度を有するシュレム管の領域を同定し、
    同定された領域の近傍を修正する眼組織の体積に含めるように、
    更に構成されることにより、修正する眼組織の体積を決定するように構成された、請求項３３に記載のシステム。
37. 第２の光学サブシステムが、目視観察信号を虹彩角膜角から獲得するように構成された目視観察デバイスを更に備える、請求項３３に記載のシステム。
38. 制御系が、診断用ＯＣＴ画像および目視観察信号を重ねて表示画面上に提示するように更に構成された、請求項３７に記載のシステム。
39. 制御系が、診断用ＯＣＴ画像および目視観察信号を位置合わせして表示画面上に提示するように更に構成された、請求項３７に記載のシステム。

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