JP5785180B2 - 眼科手術用レーザーのための可変ステージ光学システム - Google Patents

Description

この特許文献は、前眼部にレーザー手術を施すためのシステム及び技術に関する。

レーザーパルスによって引き起こされる光破壊を介してレーザー手術を施す際に、種々の水晶体手術処置を用いて水晶体を取り除くことができる。これらの処置は、水晶体を粉砕して小さな破片にし、小さな切開部を通して眼からこれらの破片を除去することができる。手動機器、超音波、加熱流体、又はレーザーをこのような処置において使用することができる。

この特許文献は、レーザーパルスのレーザービームを手術ターゲットに伝送する際に可変スキャン制御を可能にするためのシステム及び技術の例及び実施形を記載している。記載されたシステム及び技術は、フェムト秒レーザーのレーザーパルスによって引き起こされる光破壊を介した前眼部及び水晶体内部のレーザー手術のために用いられることができる。記載されたシステム及び技術は、レーザービームを眼内へスキャンして集束している間のレーザービームの光学的歪みを低減又は最小化するようにレーザービームの光学スキャンを提供するように実施されることができる。

例えば、眼科用レーザーシステムであって、レーザーパルスのレーザービームを発生させるレーザー源と、Ｚ軸に対して横方向にレーザービームをスキャンするＸＹスキャナと、Ｚ軸に沿ってレーザービームをスキャンするＺスキャナであって、Ｚ軸に沿ったレーザービームの連続スキャンを提供する連続Ｚスキャナと、Ｚ軸に沿ったレーザービームの増分スキャン（incremental scanning）を提供する増分Ｚスキャナとを含むＺスキャナとを備えるように、眼科用レーザーシステムを実現することができる。

実施態様において、増分Ｚスキャナは、増分的にＺステップずつ眼科用レーザーシステムの焦点深度をＺスキャンするように構成されており、連続Ｚスキャナは、Ｚステップに対応する連続スキャン範囲で連続的に眼科用レーザーシステムの焦点深度をＺスキャンするように構成されている。

実施態様において、Ｚスキャナは、連続スキャン範囲が１つ以上のＺステップよりも大きくなるように構成されており、これにより、焦点深度が連続ＺスキャナでＺスキャンされることができる連続スキャン範囲が、隣接するＺステップにおいてオーバラップし、眼科用レーザーシステムのオペレータが、準連続的なＺスキャン範囲において焦点深度をＺスキャンすることができる。

実施態様において、全Ｚスキャン範囲が、０〜５ｍｍ、５〜１０ｍｍ、１０〜３０ｍｍ、及び０〜１５ｍｍの範囲のうちの１範囲内の長さを有する。

実施態様において、増分Ｚスキャナは、焦点深度を角膜Ｚレベルにセットすることができ、外科医が角膜Ｚレベル周辺において連続スキャン範囲で角膜眼科処置を施すのを可能にし、且つ、焦点深度を１つ以上の水晶体Ｚレベルにセットすることができ、外科医が１つ以上の水晶体Ｚレベル周辺において連続スキャン範囲で水晶体眼科処置を施すのを可能にする。

実施態様において、Ｚスキャナは、ターゲット領域内で閾値よりも良好なレーザービームの収差を保つように構成されている。

実施態様において、眼科用レーザーシステムの収差はストレールレシオＳによって特徴づけられることができ、；ストレールレシオＳは、ターゲット領域内で閾値Ｓ(threshold)よりも高く、Ｓ(threshold)は、０．６，０．７，０．８及び０．９の値のうちの１つである。

実施態様において、ストレールレシオＳは、０．４ミクロン〜１．１ミクロンの範囲の波長を有するレーザービームに対応する。

実施態様において、ストレールレシオＳは、ターゲット領域内の５つの基準点のうちの１以上の点でＳ(threshold)よりも高く、５つの基準点は、全てミリメートル単位において、ターゲット領域内におけるこれらの円柱座標（ｚ，ｒ）によって、（０，０）にあるターゲット領域の前方中心に対して、任意のアジマス角φのＰ１＝（０，０）、Ｐ２＝（２，６）、Ｐ３＝（５，０）、Ｐ４＝（８，０）、Ｐ５＝（８，３）として決定されている。

実施態様において、眼科用レーザーシステムの収差は、焦点スポット半径ｒ_fによって特徴づけられることができ、焦点スポット半径ｒ_fは、ターゲット領域内で閾値ｒ_f(threshold)よりも小さく、ｒ_f(threshold)は、２，３，４，５及び６マイクロメートルのうちの１つである。

実施態様において、焦点スポット半径ｒ_fは、ターゲット領域内の５つの基準点のうちの１つ以上の点でｒ_f(threshold)よりも小さく、５つの基準点は、全てミリメートル単位において、ターゲット領域内におけるこれらの円柱座標（ｚ，ｒ）によって、（０，０）にあるターゲット領域の前方中心に対して、任意のアジマス角φのＰ１＝（０，０）、Ｐ２＝（２，６）、Ｐ３＝（５，０）、Ｐ４＝（８，０）、Ｐ５＝（８，３）（全てミリメートル）として決定されている。

実施態様において、収差は球面収差、コマ収差、非点収差、及び色収差のうちの１つである。

実施態様において、Ｚスキャナは、ターゲット領域内で眼科用システムの焦点深度をＺスキャンしたＺスキャナによって引き起こされた収差を少なくとも部分的に補償するように構成されている。

実施態様において、増分Ｚスキャナは１つ以上の可変ステージを有しており、可変ステージはレーザービーム路の内外で位置決めされることができる。

実施態様において、可変ステージは、予め定められたＺステップでレーザービームの焦点深度を動かす一連の形態において位置決めされることができる。

実施態様において、種々異なる可変ステージは、種々異なる２の累乗で乗算された基本Ｚステップ長に比例して焦点深度を動かすように構成されている。

実施態様において、可変ステージの数は、１，２，３及び４のうちの１つである。

実施態様において、可変ステージによって引き起こされる収差が、機能性マルチプレット・レンズ（functional multiplet lens）を含む可変ステージによって少なくとも部分的に補償される。

実施態様において、可変ステージによって引き起こされる収差が、ゼロとは異なるベンディング・パラメータ（bending parameter）を有するシングレット・レンズ（singlet lens）を備える可変ステージによって少なくとも部分的に補償される。

実施態様において、レーザービーム路内で、機械的スライダ、機械的アクチュエータ、回転アーム、及び電気機械的装置のうちの少なくとも１つによって、可変ステージを動かすことができる。

実施態様において、連続Ｚスキャナは、レーザービーム路内で種々異なる可変ステージが位置決めされると、予め定められた連続スキャン範囲においてレーザービームの焦点深度をスキャンするように構成されており、予め定められた連続範囲は、異なる可変ステージに対して異なっているか、又は異なる可変ステージに対して同じである。

実施態様において、連続Ｚスキャナはレーザー源とＸＹスキャナとの間に位置決めされており、増分Ｚスキャナはレーザービーム路内でＸＹスキャナの後に位置決めされている。

実施態様において、連続Ｚスキャナはレーザービーム路内でＸＹスキャナの後に位置決めされている。

実施態様において、連続Ｚスキャナは、レーザー源とＸＹスキャナとの間に位置決めされた第１ブロックと、レーザービーム路内でＸＹスキャナの後に位置決めされた第２ブロックとを備える。

実施態様において、Ｚスキャナは、Ｚ焦点深度と、レーザービームの開口数とを基本的に互いに独立して変化させるように構成されている。

実施態様において、Ｚスキャナは、オブジェクティブ（objective）とは別個のハウジング内において、且つレーザービーム路においてオブジェクティブの前に位置決めされている。

実施態様において、方法が、レーザー源によってレーザービームを発生させるステップと、連続Ｚスキャナによってレーザービームの焦点深度をＺスキャンするステップと、増分Ｚスキャナによってレーザービームの焦点深度をＺスキャンするステップとを含む。

実施態様において、増分ＺスキャナによるＺスキャンは、増分Ｚステップで焦点深度をＺスキャンすることを含み、連続ＺスキャナによるＺスキャンは、増分Ｚステップに対応する連続スキャン範囲で焦点深度をＺスキャンすることを含む。

実施態様において、連続スキャン範囲のうちの１つ以上の範囲がＺステップよりも大きく、これにより、焦点深度が連続ＺスキャナでＺスキャンされることができる連続スキャン範囲が、隣接するＺステップにおいてオーバラップし、眼科用レーザーシステムのオペレータが、準連続的なＺスキャン範囲において焦点深度をＺスキャンすることができる。

いくつかの実施態様は、増分Ｚスキャナを角膜Ｚレベルにセットし、連続Ｚスキャナで焦点深度をＺスキャンすることによって、角膜手術処置を施すことと、増分Ｚスキャナを１つ以上の水晶体レベルにセットし、連続Ｚスキャナで焦点深度をＺスキャンすることによって、水晶体手術処置を施すこととを含む。

実施態様において、ターゲット領域内で閾値よりも良好な収差を保つことを含み、収差は、球面収差、コマ収差、非点収差、及び色収差のうちの１つである。

実施態様において、増分ＺスキャナによるＺスキャンのステップは、増分Ｚスキャナの１つ以上の可変ステージをレーザービーム路内に位置決めすることを含む。

実施態様において、増分ＺスキャナによるＺスキャンのステップは、予め定められたＺ増分で焦点深度をＺスキャンする一連の形態において可変ステージを位置決めすることを含む。

実施態様において、増分ＺスキャナによるＺスキャンのステップは、レーザービーム路の内外で種々異なる可変ステージを動かすことにより、種々異なる２の累乗で乗算された基本Ｚステップに比例して焦点深度を動かすことを含む。

実施態様において、焦点深度のＺスキャンは、連続Ｚスキャナで焦点深度を、第１連続スキャン範囲の最大値の近くの焦点深度までＺスキャンし、増分Ｚスキャナによって増分Ｚステップで焦点深度を増大させ、連続Ｚスキャナを、第２連続スキャン範囲の最小値の近くにリセットし、且つ第２連続スキャン範囲内で焦点深度をＺスキャンすることを含む。

実施態様において、第１連続スキャン範囲と第２連続スキャン範囲とが基本的に等しい。

実施態様において、焦点深度をＺスキャンするステップが、レーザービームの開口数を調節することから基本的に独立して、焦点深度をＺスキャンすることを含む。

いくつかの実施態様は、パルスレーザービームを発生させるためのレーザー源と、Ｚ軸に対して横方向にレーザービームをスキャンするためのＸＹスキャナと、連続Ｚスキャナと、Ｚ軸に沿ってレーザービームをスキャンするための可変ステージＺスキャナとを含む。

実施態様において、可変ステージＺスキャナは、レーザービーム路の内外で位置決めされるように構成された可変ステージを備える。

図１は手術用レーザー伝送システムの例を示す図である。 図２はガウス波面Ｇ及び収差波面Ｗを示す図である。 図３Ａは、最適焦点面及びスキャンされた焦点面を示す図である。 図３Ｂは、最適焦点面及びスキャンされた焦点面を示す図である。 図３Ｃは焦点スポット半径の例を示す図である。 図４は、ストレールレシオＳとＲＭＳ波面誤差ωとの関係の例を示す図である。 図５は、眼科手術の基準点を示す図である。 図６Ａは、図１のシステムにおけるプリコンペンセータ（precompensator）の模範的な動作を示す図である。 図６Ｂは、図１のシステムにおけるプリコンペンセータの模範的な動作を示す図である。 図７Ａは、効率的なＺスキャン機能の種々の利用を示す図である。 図７Ｂは、効率的なＺスキャン機能の種々の利用を示す図である。 図８Ａは、図１のシステムにおけるプリコンペンセータの模範的な実施形を示す図である。 図８Ｂは、図１のシステムにおけるプリコンペンセータの模範的な実施形を示す図である。 図８Ｃは、図１のシステムにおけるプリコンペンセータの模範的な実施形を示す図である。 図８Ｄは、図１のシステムにおけるプリコンペンセータの模範的な実施形を示す図である。 図９は、２つのＺスキャナを用いた、図１のシステムにおけるレーザー伝送システムの模範的な実施形を示す図である。 図１０は、０，１又は２個のＺ深度スキャナと、０，１又は２個のＮＡモディファイア（NA modifier）とを含有する形態を示す表である。 図１１Ａは、図９のシステムにおけるＸＹスキャナの模範的な実施形を示す図である。 図１１Ｂは、図９のシステムにおけるＸＹスキャナの模範的な実施形を示す図である。 図１１Ｃは、図９のシステムにおけるＸＹスキャナの模範的な実施形を示す図である。 図１２Ａは、開口数の関数としての収差、及びＺ焦点深度の関数としての対応する光学的開口数ＮＡ_opt(ｚ)を示す図である。 図１２Ｂは、開口数の関数としての収差、及びＺ焦点深度の関数としての対応する光学的開口数ＮＡ_opt(ｚ)を示す図である。 図１２Ｃは、開口数の関数としての収差、及びＺ焦点深度の関数としての対応する光学的開口数ＮＡ_opt(ｚ)を示す図である。 図１２Ｄは、開口数の関数としての収差、及びＺ焦点深度の関数としての対応する光学的開口数ＮＡ_opt(ｚ)を示す図である。 図１３Ａは、第１ビームエクスパンダ・ブロック及び可動ビームエクスパンダ・ブロックの２つの模範的な設定を示す図である。 図１３Ｂは、第１ビームエクスパンダ・ブロック及び可動ビームエクスパンダ・ブロックの２つの模範的な設定を示す図である。 図１４は、中間焦点面の一例を示す図である。 図１５は、増分Ｚスキャナを備えたレーザー伝送システムの例を示す図である。 図１６Ａは、図１５のシステムにおける増分Ｚスキャナのためのターゲット領域内のｚレベル、ステップ及び範囲を示す図である。 図１６Ｂは、図１５のシステムにおける増分Ｚスキャナのためのターゲット領域内のｚレベル、ステップ及び範囲を示す図である。 図１７Ａは、図１５のシステムにおける増分Ｚスキャナのための可変ステージＺスキャナの動作を示す図である。 図１７Ｂは、図１５のシステムにおける増分Ｚスキャナのための可変ステージＺスキャナの動作を示す図である。 図１８は、図１５のシステムにおける増分Ｚスキャナの実施形を示す図である。 図１９は、図１５のシステムのためのオブジェクティブの実施形を示す図である。 図２０は、ターゲット領域内の湾曲状焦点面を示す図である。 図２１は、ＸＹスキャナ傾斜角を示すノモグラムである。 図２２は、可動ビームエクスパンダ位置を示すノモグラムである。 図２３は、ビーム・スキャン制御法の例のステップを示す図である。

本明細書中に記載されたシステム及び技術の例及び実施形は、レーザーパルスのレーザービームを、フェムト秒パルスレーザーから手術ターゲットへ伝送する際の可変スキャン制御を提供する。本明細書中に記載されたシステム及び技術の実施形は、角膜及び水晶体双方の手術処置を施すために利用することができる。眼の水晶体に眼科手術を施すことは、角膜処置とは質的に異なる要件を伴う。このようなものとして、例えば手動機器、超音波、及び加熱流体に関与する伝統的技術は、水晶体手術処置に用いられるときに顕著な欠点を有する傾向がある。このような欠点の例は、破砕を達成するためにプローブによって眼内に入る必要があること、そして精度が限定されていることを含む。

本明細書中に記載されたシステム及び技術の例及び実施形は、プローブを挿入することなしに水晶体を光学的に破砕するために水晶体内にレーザーパルスを伝送するための光破壊レーザー技術を利用し、ひいては、改善された水晶体除去の可能性を提供することができる。レーザー誘起光破壊はレーザー眼科手術において幅広く使用されており、Ｎｄ：ＹＡＧレーザーが、レーザー誘起光破壊を介した水晶体破砕のためのレーザー源として頻繁に使用されている。いくつかの既存のシステムは、パルス・エネルギーが数ｍＪのナノ秒パルスを含むレーザービーム（E.H.Ryan et al., American Journal of Ophthalmology 104: 382-386, October 1987; R.R. Kruger et al., Ophthalmology 108: 2122-2129, 2001）、及び１パルス当たり数１０μＪのピコ秒パルスを含むレーザービーム（A. Gwon et al. J. Cataract Refract Surg. 21, 282-286, 1995）を利用する。これらの比較的長いパルスは、手術スポット内へ比較的大量のエネルギーを付与し、結果として処置の精度及び制御をかなり限定する一方、不都合な結果が生じることの比較的高レベルのリスクを生む。並行して、関連する角膜手術分野において、ナノ秒及びピコ秒パルスの代わりに継続時間が数百フェムト秒のパルスを用いることにより、より短いパルス継続時間、及びより良好な集束を達成できることが判った。フェムト秒パルスは１パルス当たりに付与するエネルギーを大幅に減らし、処置の精度及び安全性を著しく高くする。種々のフェムト秒レーザーシステムは、角膜手術の要件を満たすように設計されており、角膜厚である約１ｍｍよりも小さいレーザー焦点深度範囲を有する傾向がある。水晶体は典型的には深さ３〜１０ｍｍのところに配置されているので、角膜処置のために設計されたレーザーシステムは、水晶体に手術を施すという考慮すべき課題に対しては解決策を提供しない。

本明細書中に記載された眼科レーザーシステムの一例は、レーザーパルスのレーザービームを発生させるレーザー源と；Ｚ軸に対して横方向にレーザービームをスキャンするＸＹスキャナと；Ｚ軸に沿ってレーザービームをスキャンし、そしてＺ軸に沿ったレーザービームの連続スキャンを提供する連続Ｚスキャナ；及びＺ軸に沿ったレーザービームの増分スキャンを提供する増分Ｚスキャナ、を含むＺスキャナとを含む。このシステムは、水晶体手術及び角膜手術のために実施し適合することができる。このシステムの実施形のいくつかの詳細を下に示す。

１． フェムト秒レーザーパルスは、信頼性高く発生せしめられることができる。高繰り返し率のフェムト秒パルスは、１パルス当たり極めて小さなエネルギーの使用を可能にし、システムのオペレータに著しく高い制御及び精度をもたらす。しかし、フェムト秒を信頼性高く発生させることは、いくつかの既存のシステムによって使用されるナノ秒又はピコ秒パルスを発生させるよりもかなり難しい。

２． 手術用レーザービームは、ちょうど手術ターゲットである水晶体に達するために角膜及び前房を含む最大５ミリメートルの屈折媒質を通って伝搬するときにかなり屈折する。対照的に、角膜手術のために使用されるレーザービームは、１ミリメートルの端数の深さで集束させられ、ひいては、レーザーシステムから角膜ターゲットに入るに従って屈折することはほとんどない。

３． 手術用レーザー伝送システムは、典型的な深さ５ｍｍの水晶体前面／前部から典型的な深さ１０ｍｍの水晶体後面／後部までの手術領域全体をスキャンするように構成される。この５ｍｍ以上の深さのスキャン範囲又は「Ｚスキャン範囲」は、角膜の手術のために用いられる１ｍｍ深さのスキャン範囲よりもかなり広域である。典型的には、手術用光学素子は、特にここに使用される高開口数光学素子は、特定の動作深さまでレーザービームを集束させるように最適化されている。角膜処置中には、１ｍｍ深さのスキャンは、最適化動作深さから多少の離脱しか引き起こさない。対照的に、水晶体手術における５〜１０ｍｍのスキャン中、システムは、固定された最適化動作深さから大きく離れて駆動される。従って、水晶体手術用レーザー伝送システムは、水晶体手術によって必要とされる広域な深さスキャン範囲をスキャンし得るように高度に精緻化された適応光学システムを採用する。

４． いくつかの実施態様は、結膜及び水晶体の両方に手術を施すように構成されているという意味において一体化される。これらの一体的な実施態様において、深さスキャン範囲は、５ｍｍの代わりに最大１０ｍｍであり得る。このことはより厳しい難題をもたらす。

５． 角膜手術処置中、例えばＬＡＳＩＫ（レーシック）の多くの変更形における処置中、レーザービームは光軸に対して垂直に（ＸＹ平面内で）スキャンされる。典型的な処置において、ＸＹスキャン範囲は、直径１０ｍｍの角膜の中心部分だけをカバーする。しかしながら、一体型手術システムの場合、付加的な切開部が形成されることもある。切開部の１つのタイプは侵入切開部であり、これは、吸引ニードル及びコンベンショナルな手術ツールのために眼内部へのアクセスを可能にする。切開部の別のタイプは、角膜輪部減張力切開部｛limbal relaxing incisions (LRIs)｝であり、これは、血管アーケードのすぐ前の角膜輪部に一対の切開部を形成することを伴う。これらの弓状切開部の長さ、深さ、及び場所を調節することにより、角膜乱視に変化をもたらすことができる。侵入切開部及びＬＲＩは、典型的には直径１２ｍｍで角膜周縁に位置することができる。ＸＹスキャン直径の１０ｍｍから１２ｍｍ直径への増大は、ＬＡＳＩＫフラップの通常の直径と比較して２０％の増大にでしかないが、このような直径でレーザー伝送システムの軸外収差を制御下で維持することはかなりの難題である。それというのも、軸外収差は、焦点面におけるフィールド直径の高次の累乗に比例して大きくなるからである。

６． 水晶体レーザー手術処置は、高性能撮像システムからのガイダンスを必要とすることがある。いくつかの撮像システムでは、眼における基準マークとして役立つように角膜輪部血管が識別され、これにより、いくつかの事例では眼の術前診断中に識別された基準座標に対して、手術中の眼の回旋整合（cyclo-rotational alignment）状態を較正する。手術部位周縁で選ばれた血管は、手術による妨害を受ける可能性が最も少ない部位であり、ひいても最も信頼性が高い。このような末梢血管に向けられる撮像システムはしかし、半径が１０ｍｍよりも大きい、例えば１２ｍｍの部位を撮像するための撮像光学素子を必要とする。

７． レーザービームは、眼内で光路に沿って伝搬している間、種々の収差を生じさせる。レーザー伝送システムは、これらの収差を補償することによって精度を改善することができる。これらの収差の付加的な特徴は、収差が光の周波数に依存するという事実、つまり「色収差」と呼ばれる事実である。これらの周波数依存性収差の補償はシステム上の難しさを増大させる。これらの色収差を補償することの難しさは、レーザービーム、レーザーシステムのバンド幅とともに増大する。ビームのスペクトルバンド幅がパルス長に対して反比例することが思い出される。従って、フェムト秒パルスのバンド幅はしばしばピコ秒パルスよりも一桁以上大きく、このことはフェムト秒レーザーシステムの著しく良好な色補償を必要とする。

８． 高繰り返し率フェムト秒レーザー手術システムを使用した手術処置は、ターゲット組織内のターゲット個所に対する絶対的な意味、及び先行パルスに対する相対的な意味の双方において、各パルスを位置決めする際に高い精度を必要とする。例えば、レーザーシステムは、パルス間の、マイクロ秒オーダーであり得る時間内に、僅か数ミクロンだけビームを再指向することが必要とされることがある。２つの後続パルスの間の時間は短くパルス配置のために必要とされる精度は高いので、既存の低繰り返し率水晶体手術システムに用いられるような手動ターゲティングはもはや十分でなく、又は実現可能でない。

９． レーザー伝送システムは、時間的、スペクトル的、及び空間的完全性を維持しながら、屈折媒質を通して、水晶体の手術ボリューム全体内にフェムト秒レーザーパルスを伝送するように構成されている。

１０． 手術効果、例えば組織アブレーションをもたらすのに十分に高いエネルギー密度を有するレーザービームを、手術領域内の組織だけが受容することを保証するために、レーザー伝送システムは著しく高い開口数（ＮＡ）を有する。この高ＮＡは小さなスポット・サイズをもたらし、そして手術処置に必要な制御及び精度を提供する。典型的な開口数範囲は、０．３を上回るＮＡ値を含むことができ、その結果としてのスポット・サイズは３ミクロン以下になる。

１１． 水晶体手術のためのレーザーの光路の複雑さを考えれば、レーザー伝送システムは、高性能コンピュータ管理型撮像システムを含むことにより高い精度及び制御を達成するのに対して、角膜手術システムは、このような撮像システムを用いずに、又は低い撮像レベルで申し分のない制御を達成することができる。特に、システムの手術機能及び撮像機能、並びに通常の観察ビームは概ね全て、異なるスペクトルバンド内で動作する。一例としては、手術用レーザーは、１．０〜１．１ミクロンのバンド、観察ビームは０．４〜０．７ミクロンの可視バンド、そして撮像ビームは０．８〜０．９ミクロンのバンドの波長で動作してよい。共通又は共有の光学構成部分内でビーム路を組み合わせると、レーザー手術システムの光学素子に対して厳しい色要件を突きつけることになる。

上記実施形の詳細は、（ｉ）水晶体に対する(ii）フェムト秒パルスによる眼科レーザー手術が、ナノ秒レーザーパルスだけ又はピコ秒レーザーパルスだけを用いた角膜手術の要件とは、そして水晶体手術の要件とも質的に異なる要件を取り入れることを、いくつかの例を通して実証する。

図１は、レーザー伝送システム１を示している。これを詳細に説明する前に、我々はいくつかの実施態様が図１のレーザー伝送システムと、撮像システム又は観察システムとを組み合わせることに言及する。いくつかの角膜処置、例えばＬＡＳＩＫ治療において、視覚的手掛かり、例えば典型的には眼球面における撮像及び画像処理アルゴリズムによる虹彩中心の識別によって、眼のアイトラッカー位置基準を確立する。とはいえ、既存のアイトラッカーは、二次元空間内の特徴を認識して分析するものであって、深さ情報を欠いている。それというのも手術処置は角膜、つまり眼の最外層に施されるからである。多くの場合、角膜は表面を真に二次元にするために、平坦化さえされる。

レーザービームを水晶体内、つまり眼内深くで集束させる場合には、状況は全く異なる。水晶体は、事前測定と手術との間だけではなく手術中も、遠近調節中にその位置、形状、厚さ、及び直径を変えることが可能である。機械的手段による手術用機器に眼を付着させることも、明確に定義されない形で眼の形状を変化させるおそれがある。このようなアタッチング機器は、眼を吸引リングで固定するか、又は眼を平面レンズ又は湾曲レンズで圧平することを含むことができる。さらに、手術中の患者の動きは付加的な変化を導入することがある。これらの変化は合計すると、眼内部の視覚的手掛かりを数ミリメートルもの大きさで変位させ得る。従って、眼の表面、例えば角膜の前面又は角膜輪部を機械的に基準化して固定することは、水晶体又はその他の眼内部位に高精度レーザー手術を施す場合には、満足のいくものとはならない。

この問題に対処するために、レーザー伝送システム１は、R.M. Kurtz, F. Raksi及びM. Karavitisの同時係属中の米国特許出願第１２／２０５，８４４号明細書（全体的に参照することにより本明細書中に組み込まれる）に記載されているような撮像システムと組み合わせることができる。撮像システムは、手術領域部分を撮像することによって眼の内部特徴に基づいて三次元位置基準を確立するように構成されている。これらの画像は術前に作成し、そして個々の変動及び変化を考慮するために手術処置と並行して更新することができる。これらの画像を使用して、高い精度及び高度な制御で所期の場所にレーザービームを安全に指向することができる。

いくつかの実施形において、撮像システムは光コヒーレンス・トモグラフィ（ＯＣＴ）システムであってよい。撮像システムの撮像ビームは、別個の撮像光路、又は手術用ビームと部分的又は完全に共有する光路を有することができる。部分的又は完全に共有する光路を有する撮像システムは、コストを軽減し、撮像システム及び手術システムの較正をシンプルにする。撮像システムはまた、レーザー伝送システム１のレーザーと同じ、又はこれとは異なる光源を使用することができる。撮像システムはまたその独自のビームスキャン・サブシステムを有することができ、或いはレーザー伝送システム１のスキャン・サブシステムを利用することもできる。このようなＯＣＴシステムのいくつかの異なるアーキテクチャが、前記同時係属中の出願明細書に記載されている。

レーザー伝送システム１は、視覚的観察光学素子との組み合わせで実施されることもできる。観察光学素子は、手術用レーザーのオペレータが手術レーザービームの効果を観察し、そして観察に応じてビームを制御するのを助けることができる。

最後に、赤外ひいては不可視の手術用レーザービームを使用するいくつかの実施態様において、可視周波数で動作する付加的なトラッキング・レーザーが採用されてよい。可視トラッキング・レーザーは、赤外手術用レーザー経路を追跡するように実施することができる。トラッキング・レーザーは、ターゲット組織の破壊を引き起こさないように十分に低いエネルギーで動作させることができる。観察光学素子は、ターゲット組織から反射したトラッキング・レーザーをレーザー伝送システム１のオペレータに指向するように構成されることができる。

図１において、撮像システム及び視覚的観察光学素子と連携するビームは、例えばビームスプリッタ／二色性ミラー６００を通してレーザー伝送システム１内にカップリングされる。本出願は、レーザー伝送システム１と撮像システム、観察システム、及びトラッキングシステムとの種々の組み合わせを広範に論じることはしない。組み込まれた米国特許出願第１２／２０５，８４４号明細書に広範に論じられた数多くのこのような組み合わせは全て、本出願の範囲全体に含まれる。

図１のレーザー伝送システム１は、レーザーエンジン１００と、プリコンペンセータ２００と、ＸＹスキャナ３００と、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００と、可動ビームエクスパンダ・ブロック５００と、ビームスプリッタ／二色性ミラー６００と、オブジェクティブ７００と、患者インターフェイス８００とを含む。第１ビームエクスパンダ・ブロック４００及び可動ビームエクスパンダ・ブロック５００を、まとめてＺスキャナ４５０と呼ぶことにする。

下記の多くの実施形において、Ｚ方向が基本的にレーザービームの光路に沿った、又は光学素子又は手術ターゲットの光軸に沿った方向であるという慣習が用いられる。Ｚ方向に対する横方向はＸＹ方向と呼ばれる。横方向という用語は、いくつかの実施形において横方向とＺ方向とが互いに厳密には垂直でないかもしれないことを含むように、広義において用いられる。いくつかの実施形では、横方向は、半径方向座標に関連してより十分に説明されることができる。このように、横方向、ＸＹ方向、又は半径方向という用語は、記載の実施形では、全てＺ方向に対してほぼ（必ずしも厳密とは限らない）垂直な同様の方向を意味する。

１． レーザーエンジン１００
レーザーエンジン１００は、予め定められたレーザーパラメータを有するレーザーパルスを放出するためのレーザーを含むことができる。これらのレーザーパラメータは、１フェムト秒〜１００ピコ秒の範囲内、又は１０フェムト秒〜１０ピコ秒の範囲内、又はいくつかの実施態様の場合には、１００フェムト秒〜１ピコ秒の範囲内のパルス継続時間を含むことができる。レーザーパルスは１パルス当たり、０．１マイクロジュール〜１０００マイクロジュールの範囲、他の実施態様の場合には１マイクロジュール〜１００マイクロジュールの範囲のエネルギーを有することができる。パルスの繰り返し周波数は１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲、他の実施態様の場合には１００ｋＨｚ〜１ＭＨｚの範囲であってもよい。他の実施態様は、これらの範囲限界の組み合わせに含まれるレーザーパラメータ、例えばパルス継続時間範囲１〜１０００フェムト秒を有することがある。特定の処置に対するレーザーパラメータは、例えば術前処置中に、又は患者の特定データ、例えば年齢に基づいた計算に基づいて、これらの広い範囲内で選択されることができる。

レーザーエンジン１００の例はＮｄ：ガラス及びＮｄ：Ｙａｇレーザー、及びその他の種々様々なレーザーを含むことができる。レーザーエンジンの動作波長は赤外又は可視範囲内にあることが可能である。いくつかの実施態様では、動作波長は７００ｎｍ〜２ミクロンの範囲内にあることが可能である。いくつかの事例では、動作波長は例えばＹｂ又はＮｄに基づく赤外レーザーにおいて、１．０〜１．１ミクロンの範囲内にあることが可能である。

いくつかの実施態様の場合、レーザーパルスのレーザーパラメータは調節可能、及び可変である場合がある。レーザーパラメータは、短い切り換え時間で調節可能であり、ひいては、手術用レーザー伝送システム１のオペレータが、複雑な手術中にレーザーパラメータを変更するのを可能にする。このようなパラメータ変更は、レーザー伝送システム１の検知又は撮像サブシステムによる読み出しに応じて開始されることができる。

レーザー伝送システムを第１の手術処置のために先ず使用し、続いて第２の異なる手術処置を実施する多ステップ処置の一部として、他のパラメータ変更を行うことができる。一例としては、眼の水晶体領域内で１つ又は２つ以上の手術ステップ、例えば嚢切開ステップを先ず実施し、続いて眼の角膜領域内で第２手術処置を行うことが挙げられる。これらの処置を種々の順序で実施することができる。

１パルス当たりのエネルギーが比較的低い、１秒当たり数万〜１０万ショット以上のパルス繰り返し率で動作する高繰り返し率パルスレーザーは、特定の利点を達成するために手術用途のために使用されることができる。このようなレーザーは１パルス当たり比較的低いエネルギーを使用して、レーザー誘起光破壊によって引き起こされる組織効果を局在化させる。いくつかの実施形の場合、例えば、破壊される組織の広がりを、数ミクロン又は数１０ミクロンに限定することができる。この局在化された組織効果は、レーザー手術の精度を改善することができ、特定の手術処置において望ましい可能性がある。このような手術の種々の実施形において、何百、何千、又は何百万ものパルスを、連続した、又はほとんど連続した、又は制御された距離だけ分離されている一連のスポットに伝送することができる。これらの実施形は特定の所期手術効果、例えば組織の切開、分離、又は破砕を達成することができる。

パルス及びスキャンパターンのパラメータを、種々の方法によって選択することができる。例えば、これらは、水晶体の光学特性又は構造特性の術前測定に基づくことができる。レーザーエネルギー及びスポット分離は、水晶体の光学特性又は構造特性の術前測定に基づいて、又は年齢依存性アルゴリズムに基づいて選択されることもできる。

２． プリコンペンセータ２００
図２は、レーザービームの波面がいくつかの異なる形で、そしていくつかの異なる理由から理想挙動から逸脱し得ることを示している。これらの逸脱の大きい群は収差と呼ばれる。収差（及びその他の波面歪曲）が、理想近軸ガウス像点から実際像点を変位させる。図２は、射出瞳ＥｘＰを通って射出する光の波面を示す。非歪曲球面波Ｇは、瞳から出て、波面Ｇの湾曲中心の点Ｐ１に収束する。Ｇはガウス基準球とも呼ばれる。収差波面ＷはＧから逸脱して異なる点Ｐ２に収束する。点Ｑ１における収差波面Ｗの収差ΔＷは、非歪曲球面波Ｇに対する経路の光学的長さ：

によって特徴づけられることができ、ここでｎ_iは像空間内の媒質の屈折率であり、

は点Ｑ１とＱ２との距離である。

一般に、収差ΔＷは、射出瞳並びに焦点面の両方における座標に依存する。従って、この収差ΔＷは、相関関数として考えることもできる。すなわちこれは、それらの像が光軸上のＰ１からｒ’だけ隔たったＰ２に収束する点の集合が、表面Ｗ上に位置しており、表面Ｗは、射出瞳ＥｘＰにおいて半径方向距離ｒを置いてΔＷの量だけ基準球Ｇから逸脱していることを表している。回転対称システムの場合、ｒ及びｒ’における二重べき級数展開に関してΔＷを

と書くことができる。

ここでｒ’は、焦点面における像点Ｐ２の半径方向座標であり、そしてｒは、瞳における点Ｑ１の半径方向座標である。角度依存は球面角Θによって表される。ｎ＝２ｐ＋ｍは正の整数であり、_2l+mａ_nmは収差波面Ｗの展開係数である。参考のために、Optical Imaging and Aberrations, Part I. Ray Geometrical Optics by Virendra N. Mahajan, SPIE Optical Enginnering Pressを参照されたい。収差の項の次数はｉ＝２ｌ＋ｍ＋ｎによって与えられる。

最大ｉ＝４の項は、一次収差、すなわち球面収差、コマ収差、非点収差、フィールド湾曲及び歪曲に関連する。これらの一次収差と、_2l+mａ_nm収差係数との実際の関係は、文献に記録されている。点物体を撮像するシステムの場合、像半径ｒ’に対する収差項の明白な依存性は、無次元変数ρ＝ｒ／ａを導入することによって抑制することができる。ここでａは射出瞳の横方向線形の広がり、例えばその半径である：

ここで

である。

この注釈の恩恵は、収差係数ａ_nmが全て長さの次元を有し且つ射出瞳における対応収差の最大値を表すことである。この注釈において、例えば球面収差は収差係数ａ₄₀によって特徴づけられる。

収差係数ａ_nmに関連する収差の説明は数学的に十分に定義されているが、これがいつも実験的に最もアクセスしやすいアプローチとは限らない。従って、３つの代わりの収差尺度を次に説明する。

実験的なアクセスしやすさ及びテストしやすさと同様に、生体組織、例えば眼におけるビームの挙動は最も測定しやすいとはいえないことがある。有益なことに、眼内の光線が、生理学的に適切な塩濃度を有する塩水中の光線と極めて類似して挙動し、ここで光線を定量的に測定し記述し得ることが研究によって示されている。従って出願全体を通して、眼内のレーザー伝送システムの挙動を記述するときには、この記述は、記述された眼組織内、又は対応する塩水中の挙動を意味するものとする。

図３Ａ〜Ｃは第２の収差尺度を示している。深さＡの焦点面２１０にビームを集束させるように構成されたレーザー伝送システム１は、その代わりに深さＢの動作焦点面２１１にビームを集束させるように動作させられた場合に球面収差を引き起こし得る。このような状況は例えば、三次元スキャン処置中、レーザービームの焦点が焦点面２１０から焦点面２１１へ動かされたときに発生し得る。

図３Ａは、レーザー伝送システム１が光線をその最適焦点面２１０に集束させる事例を示している。光線は極めて狭い半径方向の広がり、又は半径ｒ_f(Ａ)の最適焦点面２１０のスポット（焦点スポット）を通過する。この半径方向の広がりｒ_f(Ａ)は、種々の理由から、例えば光ビームの回折という理由からゼロよりも大きいことが可能である。焦点スポットの半径を２つ以上の方法で定義することができる。ｒ_f(Ａ)の共通の定義は、スクリーンの位置を軸方向又はＺ方向に沿って変化させるのに伴う、スクリーン上の光スポットの最小半径である。このＺ深さは最小錯乱点と呼ばれる。この定義については図３Ｃに関連してさらに詳しく説明する。

図３Ｂは、レーザー伝送システム１がいくらかの距離、例えば数ミリメートルだけ焦点を最適焦点面２１０から動作焦点面２１１に移動してスキャンする事例を示している。図から判るように光線はｒ_f(Ａ)よりも大きい半径ｒ_f(Ｂ)の焦点スポットを通過し、球面収差を引き起こす。収差係数ａ_nm及び焦点スポット半径と関連させた種々の精度の数式が作成されている。いくつかの事例においては、焦点スポット半径ｒ_fは、収差を定量化するための、収差係数ａ_nmよりも実験的にアクセスしやすい尺度である。

図３Ｃは、焦点スポット半径ｒ_fのより定量的な定義を示している。図３Ｃは、ビームの重心から測定した、半径ｒのスポット内に含有されるエネルギーを示している。焦点スポット半径ｒ_fの幅広く受け入れられている定義は、その内部にビームのエネルギーの５０％が含有されている半径である。符号Ａを付けられた曲線は、回折限界ビームにおいて、ビームが図３Ａにおけるようにその最適焦点面２１０に集束されると、ビームのエネルギーの５０％を半径ｒ＝０．８ミクロンのスポット内に含有又は包囲し得ることを示し、このことは、ｒ_f(Ａ)の有用な定義を提供する。

レーザー誘起光学的ブレークダウン（ＬＩＯＢ）に基づく手術処置は、レーザービームのエネルギーがウェル、又はシャープに画定された焦点スポット内に付与されると、より高い精度及び効率を有することができ、また望ましくない影響が少なくなる。ＬＩＯＢは、強度（プラズマ）閾値を有する高度に非線形のプロセスである。すなわち典型的には、プラズマ閾値よりも高い強度を有するビームに晒された組織は、プラズマに変化するのに対して、プラズマ閾値未満の強度を有するビームに晒された組織は、プラズマ転移を被らない。従って、収差によって焦点スポットが広くなると、プラズマ閾値よりも高い強度を焦点面で達成するビームの比率が低下し、そして強度が閾値未満のままであるビームの比率が増大する。後者の比率のビーム分は、ターゲット組織によって効果的に吸収されることはなく、眼組織、大抵の場合には網膜まで伝搬し、望ましくない網膜照射を引き起こすおそれがある。

角膜の矯正を目的とする手術処置のために、焦点面は典型的には、Ｚ方向で（光軸に沿って）その最適深さ又は公称深さからわずか約０．６ｍｍだけスキャン又はシフトされる。それというのも角膜の厚さは、基本的に０．６ｍｍであり、稀な事例ではより厚いことがあるがしかし１ｍｍを超えることはないからである。符号Ｂを付けられた曲線は、ビームの焦点面がその最適焦点面２１０から１ｍｍ（角膜処置のための上限推定値）だけ動作焦点面２１１へシフトされると、ビームのエネルギーの５０％が、ｒ_f(Ｂ)＝１．８ミクロンの最適焦点面内部に含有されることを示す。このシフトは収差を導入するが、しかしその程度は限定される。これに相応して、既存の角膜レーザーシステムのうち、その収差を全く補償しないものがある一方、ある程度制限されたレベルにすぎない補償を導入するものもある。

収差係数ａ_nm及び焦点面半径ｒ_fの他に、第３の収差尺度がいわゆるストレールレシオＳである。システムのストレールレシオＳは、点源から発するビームに関して、システムの焦点面におけるビームのピーク強度を、回折限界で働く同等の完全撮像システムの理論上の最大ピーク強度で割り算した値として定義されることができる。文献には同等の定義も知られており、これらはストレールレシオＳの定義範囲に含まれる。

この定義に相応して、Ｓ値が小さければ小さいほど、収差は大きい。非収差ビームはＳ＝１を有しており、従来よりＳ＞０．８のときには、その撮像システムは回折限界的であると言われる。

収差の第４の定義はω、つまり二乗平均平方根又はＲＭＳ波面誤差であって、射出瞳ＥｘＰにおける波面全体にわたって平均された、図２の非歪曲波面Ｇから収差波面Ｗの逸脱ΔＷを表すものである。ωはビームの波長の単位で表され、これを無次元の量にする。

図４は、比較的小さな収差に対しては、収差のタイプとは無関係にω及びＳは下記経験式：

によって関係づけられ、ここでｅは自然対数の底である。

全部で４つの上記収差尺度は、レーザー伝送システム１の問題点を診断し、その設計を最適化するために有用である。従って、下では一般用語「収差尺度」は、これらの尺度、又はこれらの同等物のいずれか１つを意味することができる。なお、収差の増大は、収差係数ａ_nm、焦点面半径ｒ_f、及びＲＭＳ波面誤差ωの増大によって、そしてストレールレシオＳの減少によって捕らえられる。

これらの収差尺度の間の関係は、特定例における球面収差係数ａ₄₀、及び対応ストレールレシオＳを示すことにより実証される。この例において、手術用レーザーシステムは、眼組織内でその表面下の異なる深さにレーザービームを集束させる。レーザービームは波長１マイクロメートル及びＮＡ＝０．３開口数で回折限界的であり、また、垂直入射角を成して組織表面に集束させられる。この例の数字は、システムの焦点面近くにスキャン深さと等しい厚さを有する平面平行なプレートを加え、そして塩水に対して計算を行う結果と同様であり得る。

組織の表面は、等式（２）及び（３）によって特徴づけられる、ビーム内の収差を導入する。球面収差係数ａ₄₀によって特徴づけられる球面収差は、表面でゼロであり、ストレールレシオはまさにその構造によりＳ＝１である。

ＬＡＳＩＫ手術は典型的には０．１ｍｍの深さにフラップを形成する。これらの深さでは、ストレールレシオＳは約０．９９６まで低減した。これは僅かな減少に過ぎない。ほぼ角膜前面に位置する０．６ｍｍの深さでも、Ｓは約０．８５である。これはピーク強度の無視できない減少ではあるが、しかし、レーザービーム強度を調節することにより、まだ補償することができる。

他方において、眼内の水晶体の前面を特徴づける５ｍｍの深さでは、ストレールレシオはＳ＝０．０５４まで減少し得る。この深さ及びストレールレシオでは、ビーム強度はプラズマ閾値のかなり下に低減され、ひいては、ビームはＬＩＯＢを発生させることができない。このような急激なピーク強度損失は、レーザー出力を高くすることにより補償できるとしても、望ましくない結果、例えば網膜に対する深刻な過剰照射、又は気泡サイズの過度の増大という結果を伴う。

表１は、今説明したストレールレシオに対応する球面収差係数ａ₄₀を示す。表から判るように、球面収差は組織深さとともにほぼ線形に増大するのに対して、ストレールレシオＳは非線形に挙動する。

水晶体溶解、嚢切開の実施を目的とした手術処置、又は結晶体に対する他の手術処置において、焦点面はしばしば、５ｍｍという大きさであり得る水晶体深さ全体にわたってスキャンされる。さらに一体型角膜・水晶体用システムの場合、全スキャン深さは、角膜から水晶体前面まで、約１０ｍｍ延びることができる。図３Ｃにおいて符号Ｃを付けられた曲線は、このような事例において焦点スポット半径がｒ_f(Ｃ)＝１８ミクロンまで増大することを示している。この値はあまりにも大きくて、ｒ_f(Ａ)及びｒ_f(Ｂ)と同じプロット上に現れることさえできない。いくつかの実施態様の場合、最適焦点面は、深さスキャン範囲の途中に位置するように選択することができ、そしてレーザービームは±５ｍｍの深さ範囲でスキャンされてよい。この場合、ｒ_f(Ｃ)は１０ミクロンまで低減されることができる。

これらの大きいｒ_f(Ｃ)値は、他の３つの収差尺度ａ₄₀、Ｓ及びωにおいて大きい収差量に変わる。明らかに、１０分の数ミリメートルだけしかスキャンしない角膜処置とは対照的に、水晶体手術のこれらの大きな収差は、望ましくない結果を補償又は管理するためのレーザー伝送システム１の設計に多大な難題をもたらす。

水晶体手術に伴う大きい収差尺度の問題に対処するために、いくつかの実施態様は、球面収差を事前補償し、そして収差尺度を改善するためのプリコンペンセータ２００を含む。これらの収差は、ターゲット組織内で、又はレーザー伝送システム１内部の光路の一部に沿って、又は光路全体に沿って発生し得る。

図５が示す（原寸に比例していない）ように、収差尺度ｒ_f(Ｃ)、ａ₄₀、Ｓ及びωが焦点スポットの深さｚ及び光軸からの半径方向距離ｒに依存するので、以下では、収差尺度が或る値を取ると記載されているときには、このことは、その収差尺度がいくつかの選択された基準点において記載の値をとっていることを意味するものとする。一組の関連する基準点は、全てミリメートル単位において、これらの円柱座標（ｚ，ｒ）：Ｐ１＝（０，０）、Ｐ２＝（２，６）、Ｐ３＝（５，０）、Ｐ４＝（８，０）、Ｐ５＝（８，３）によって記述されることができる。眼の主要構造がほぼ円柱対称性を呈するので、これらのＰ基準点は任意のアジマス角φを成して配置されることができる。従ってこれらのＰ点は、３つの円柱座標のうちの２つのみによって参照され、アジマス角φは表示されない。Ｐ１は、中心に位置する角膜処置にとって典型的な点であり、Ｐ２は、周囲角膜処置にとって典型的であり、Ｐ３は水晶体前部に関連し、Ｐ４は、水晶体後部に関連し、そしてＰ５は周囲水晶体基準点である。他の基準点を採用して、レーザー伝送システムの収差を特徴づけることもできる。いくつかの事例では、収差尺度は、動作波面、又は照射される部位全体にわたって平均された収差尺度を意味することもできる。

収差尺度は、いくつかの異なる方法で割り出すことができる。光路の選択区分、例えばターゲット組織のモデル、又はレーザー伝送システム１の区分を通して、コンピュータ支援設計（ＣＡＤ）プロセスでレーザービームの波面をトラッキングすることができる。或いは、レーザービームの収差は、実際のレーザー伝送システム、又はこれらの２つの処置の組み合わせで測定されることもできる。

従って、いくつかの実施形において、プリコンペンセータ２００によって導入される事前補償は、ターゲット組織自体を含んでよい選択された光路部分に沿って収差尺度を割り出し、計算し、又は測定し、次いで割り出し、計算、又は測定によって得られた収差の予め選択された一部を補償するために必要とされる事前補償量を割り出すことによって選択されることができる。

プリコンペンセータ２００は、球面収差を効率的に修正、又は事前補償することができる。なぜならば球面収差は主として軸方向の光線に影響を与えるからである。他のタイプの収差、例えば横方向収差、非点収差、及びコマ収差は、光軸からオフセットされた光線を含めて、非ゼロ角光線、並びにフィールド光線に影響を与える。レーザーエンジン１００によって生成されるレーザービームは基本的に軸方向のビームであるが、光路内の種々のブロック、最も顕著にはＸＹスキャナ３００が、この軸方向ビームを、フィールド光線を有する非ゼロ角ビームに変換する。

従って、プリコンペンセータがＸＹスキャナ３００の後に配置されている設計では、ビームのフィールド光線がいくつかの異なる収差を発生させ得る。種々異なる収差のこのような出現は、設計上の大きな難題を課す。なぜならば（ｉ）ビームの最適化が収差のいくつかを補償することを必要とすることがあり、また（ｉｉ）種々異なるタイプの収差は互いに独立していないからである。こうして、１つのタイプの収差を補償すると、典型的には、望ましくない他のタイプの収差を招くことになる。

従って、コンペンセータがＸＹスキャナの後に配置されているアーキテクチャでは、球面収差は典型的には、ある程度制限された程度までしか補償されず、他のタイプの望ましくない収差の導入という犠牲を払うことになる。

対照的には、本発明のレーザー伝送システム１の実施態様は、ＸＹスキャナ３００の前にプリコンペンセータ２００を有することができる。このような設計は、プリコンペンセータ２００が、他のタイプの望ましくない収差を導入することなしに、球面収差を事前補償するのを可能にする。

いくつかの実施形は、レーザー伝送システム又はターゲット組織の後続セグメントによって引き起こされる軸外収差を事前補償するために、リコンペンセータ２００による軸上事前補償を導入することにより、軸上及び軸外収差の上述の相互依存を活用することさえできる。

図６Ａ〜Ｂは、プリコンペンセータ２００の理想的動作を概略的に示している。

図６Ａは、プリコンペンセータなしのレーザー伝送システム１を示している。一般に光路セグメント３０１は、ある程度のレベルの球面収差を導入することができる。このことは、光路セグメント３０１に入る非歪曲波面、及び光路セグメント３０１を去る収差を有する波面によって示される。このセグメントは、光路の任意のセグメント、例えばターゲット組織の一部、又はターゲット組織全体、又はレーザー伝送システム１内部の光路の一部であってよい。

図６Ｂは、プリコンペンセータ２００が波面の補償用（又は補完）歪曲を導入できることを示している。この事前補償済の波面は次いで光路セグメント３０１に入り、このセグメントが、歪曲が低減された、又は歪曲のない波面を出力するようにする。

いくつかの既存のシステムは、専用のコンペンセータを全く有していない。他のシステムは、レンズ又はレンズ群によって球面収差を分散状にのみ補償することがある。レンズ又はレンズ群は他の機能も有し、ＸＹスキャナの後に位置決めされる。これらの既存のシステムの場合、レンズのパラメータは、種々異なる機能間で妥協点を見いだす結果として選ばれ、このことは性能を制限することになる。

対照的に、レーザー伝送システム１の実施態様は、ＸＹスキャナ３００の前に配置された専用プリコンペンセータ２００を有することができる。いくつかの実施態様では、プリコンペンセータ２００は、第１の光学ユニット、又はレンズ群であり、これはレーザーエンジン１００からのレーザービームを受容する。その場所に基づき、レーザービームは非ゼロ角光線又はフィールド光線（ＸＹスキャナ３００によってもたらされることがある）を発生させることなしにプリコンペンセータ２００に達するので、これらの実施態様は高レベルの事前補償を達成することができる。事前補償はまた、これがプリコンペンセータ２００の主要機能であるため効率的であり、ひいては付加的な機能のために役立つレンズによって補償を行う既存のシステムとは異なって、設計上の妥協を極めて制限された状態にしておくことができる。

これらの理由から、このような実施形では、他のタイプの収差に影響を及ぼすか又は他のタイプの収差を導入することなしに、球面収差を高度に修正することが可能である。

収差の理論において、複合レンズ系の球面収差がほぼ個々の構成部分の球面収差の和であることが知られている。従って、レーザー伝送システム１のいくつかの実施形の場合、等しい量の、しかし対向符号を有する収差を導入するようにプリコンペンセータ２００を設計することにより、望ましくない量の球面収差を事前補償することができる。

一例として、眼組織内部の焦点スポットの深さが５ｍｍだけその光学焦点面から移動されたとき、球面収差ａ₄₀（表１による）は−２．０マイクロメートルである。従って、いくつかの実施形の場合、プリコンペンセータ２００は、収差尺度ａ₄₀＝＋２．０マイクロメートルを導入することができる。第１近似において、この事前補償は、焦点スポットを５ｍｍシフトすることによってもたらされた球面収差を基本的に排除し、これに相応してストレールレシオを増大させてＳ＝０．０５４からＳ＝１に戻すことができる（この単純な例は他の収差源を無視した）。

「非事前補償型」レーザー伝送システム１、すなわちプリコンペンセータ２００が取り除かれているレーザー伝送システムの収差尺度と、「事前補償型」レーザー伝送システム、すなわちプリコンペンセータ２００が取り除かれていないシステムの収差尺度とを比較することにより、下記いくつかの実施形を特徴づける。

いくつかの実施形では、プリコンペンセータ２００を設置すると、非事前補償型レーザー伝送システム１の値Ｓ＜Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)から、事前補償型レーザー伝送システム１の値Ｓ＞Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)にストレールレシオを増大させることができる。いくつかの実施形において、Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)は、例えば０．６，０．７，０．８又は０．９であり得る。

上述のように、ここでのそして下記のこのストレールレシオＳは、上記５つの基準点Ｐ１〜Ｐ５におけるストレールレシオＳ(Ｐ１)，．．．Ｓ(Ｐ５)のうちのいずれか１つ、又は何らかの他の予め定められた基準点におけるストレールレシオ、又は５つの基準点にわたるストレールレシオの平均、又は動作波面にわたる平均を意味することができる。

また、ストレールレシオは、レーザーエンジン１００からのレーザービームを受容し、オブジェクティブ７００で終わり、そして眼ターゲット組織内に焦点スポットを形成するレーザー伝送システム１全体を意味することができる。いくつかの他の事例では、この用語は空気を含む他のターゲットを意味することもできる。いくつかの実施形では、この用語はレーザー伝送システム１のサブシステムを意味することができる。

いくつかの実施形において、ピコ秒以上の継続時間を有するレーザーパルスの変換限界バンド幅よりも少なくとも一桁大きい関連バンド幅を有するパルスの場合、プリコンペンセータ２００を非事前補償型レーザー伝送システム１に加えることにより、Ｓ＝Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)未満の非事前補償型の値から、Ｓ＝Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)を上回る事前補償型の値へストレールレシオを増大させることができる。上述のように、Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)は、例えば０．６，０．７，０．８又は０．９であり得る。

いくつかの実施形において、プリコンペンセータ２００をレーザー伝送システム１に加えることにより、Ｓ＝Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)未満の非事前補償型の値から、Ｓ＝Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)を上回る事前補償型の値へ、波長範囲０．４ミクロン〜１．１ミクロンにわたってストレールレシオを増大させることができる。上述のように、Ｓ(ｐｒｅｃｏｍｐ)は、例えば０．６，０．７，０．８又は０．９であり得る。

いくつかの実施形において、プリコンペンセータ２００を加えることにより、プリコンペンセータ２００なしのレーザー伝送システム１に相当するＮＡ＝ＮＡ(ｐｒｅｃｏｍｐ)未満の非事前補償型の値から、プリコンペンセータ２００を有するレーザー伝送システム１に相当するＮＡ＝ＮＡ(ｐｒｅｃｏｍｐ)を上回る事前補償型の値へ、システム開口数を増大させることができる。いくつかの実施形において、ＮＡ＝ＮＡ(ｐｒｅｃｏｍｐ)は、例えば０．２，０．２５，０．３又は０．３５であり得る。

いくつかの実施形において、プリコンペンセータ２００なしのレーザー伝送システム１にプリコンペンセータ２００を加えることにより、ｒ_f(ｐｒｅｃｏｍｐ)を上回る非事前補償型の値から、プリコンペンセータ２００を有するレーザー伝送システム１に相当するｒ_f(ｐｒｅｃｏｍｐ)未満の事前補償型の値へ、ターゲット組織内の焦点スポット半径ｒ_fを減少させることができる。いくつかの実施形において、ｒ_f(ｐｒｅｃｏｍｐ)は、例えば２，３又は４ミクロンであり得る。

いくつかの実施形において、プリコンペンセータ２００を設置することにより、非事前補償型のレーザー伝送システム１のω＞ω(ｐｒｅｃｏｍｐ)の値から、事前補償型のレーザー伝送システム１のω＜ω(ｐｒｅｃｏｍｐ)の値へ、ＲＭＳ波面誤差を増大させることができる。いくつかの実施形においてω(ｐｒｅｃｏｍｐ)は例えば、全てレーザービームの波長の単位において、０．０６，０．０７，０．０８又は０．０９であってよい。

いくつかの実施形において、プリコンペンセータ２００を設置することにより、非事前補償型のレーザー伝送システム１のａ₄₀＞ａ₄₀(ｐｒｅｃｏｍｐ)の値から、事前補償型のレーザー伝送システム１のａ₄₀＜ａ₄₀(ｐｒｅｃｏｍｐ)の値へ、球面収差係数を増大させることができる。いくつかの実施形において、ａ₄₀(ｐｒｅｃｏｍｐ)は例えば２，３又は４マイクロメートルであってよい。

いくつかの実施形において、非事前補償型のレーザー伝送システム１内にプリコンペンセータ２００を設置することにより、下記収差尺度：ＲＭＳ波面誤差ω、球面収差尺度ａ₄₀、及び焦点スポット半径ｒ_fのうちの少なくとも１つを、非事前補償型の値から少なくとも事前補償パーセンテージＰ(ｐｒｅｃｏｍｐ)だけ低減することができ、或いは、ストレールレシオＳを少なくとも事前補償パーセンテージＰ(ｐｒｅｃｏｍｐ)だけ増大させることができる。いくつかの実施形において、Ｐ(ｐｒｅｃｏｍｐ)は例えば１０％、又は２０％、又は３０％、又は４０％であってよい。

上記のように、これらの収差尺度のいずれも、基準点Ｐ１，．．．，Ｐ５のいずれか１つ、又は何らかの他の予め定められた基準点、又は基準点における値の平均に属することができ、或いは波面にわたる平均であってもよい。

いくつかの実施態様において、プリコンペンセータ２００は、非球面収差、例えば一次収差又はより高次の収差を補償することができる。いくつかの事例において、プリコンペンセータ２００は軸外光線の事前補償を実施することもできる。

いくつかの実施態様において、ＲＭＳ波面誤差を０．０７５を上回っては増大させないようにしながら、又は例えば０．８の値を有するＳ(ｐｒｅｃｏｍｐ)を上回るようにストレールレシオを保ちながら、プリコンペンセータ２００は他のタイプの収差を事前補償する。

いくつかの実施態様において、プリコンペンセータ２００は、プリコンペンセータ２００を出るビームの半径ｒｂを、ｒｂ＝ｒｂ(ｐｒｅｃｏｍｐ)を上回る値まで増大させることができる。ここでｒｂ(ｐｒｅｃｏｍｐ)は例えば５ｍｍ又は８ｍｍであり得る。

プリコンペンセータ２００内に１つ又は２つ以上の可動レンズを含むことにより、これらの機能性のいくつかを達成することができる。位置アクチュエータは、可動レンズを動かして、プリコンペンセータ２００のレンズのうちのいくつかのレンズ間の距離を変化させることができる。

１つの可動レンズを有する実施形の場合、プリコンペンセータ２００の可動レンズは、光軸に沿ってレーザー伝送システム１の焦点面又はポットを０．３〜４．０ｍｍだけ、いくつかの他の実施形の場合には０．５〜２．０ｍｍだけ動かすことができる。

いくつかの実施形の場合、可動レンズが中央位置にあるときに、上記５つの基準点Ｐ１，．．．，Ｐ５におけるストレールレシオＳ(ｌｏｗ)の少なくとも１つがＳ＝Ｓ(ｍｏｖａｂｌｅ)未満である場合、可動レンズを動かすことにより、Ｓ＝Ｓ(ｍｏｖａｂｌｅ)を上回る値までストレールレシオＳ(ｌｏｗ)を増大させることができる。Ｓ(ｍｏｖａｂｌｅ)は、０．６，０．７，０．８又は０．９であってよい。

いくつかの実施形の場合、可動レンズを動かすことにより、ストレールレシオＳを０．６〜０．９の範囲で変化させることができる。他の実施形では０．７０〜０．８５の範囲で可能である。

プリコンペンセータ２００がＸＹスキャナ３００又はその他のビームエクスパンダの前に配置されているので、ビーム半径はまだ小さい。従って、可動レンズは小さいことが可能である。そして可動レンズが小さいため、位置アクチュエータはこれを極めて速く動かすことができ、焦点深度の極めて素早い変更を可能にする。このような特徴は深さスキャン、又はこれらの実施態様ではＺスキャンをスピードアップし、又はＺスキャン速度を、典型的にはより速いＸＹスキャン速度と同等のものにすることができる。

いくつかの典型的な既存システムの場合、収差は、主として光学手段、例えばレンズによって補償される。今説明した可動レンズ型プリコンペンセータ２００は、高速可動レンズを利用することにより、この機能を良好に実施することができる。具体的には、レーザービームがＸＹスキャナ３００でスキャンされる場合、可動レンズを十分に高い速度で動かすことができるので、ＸＹスキャンに伴う収差は所期レベルまで補償される。

図７Ａは、このような態様が、横方向の手術切開２０６が施され、平面状又は湾曲状の患者インターフェイス２０８の接触面を基本的にトラッキングするときに有用であり得ることを示している。小型可動レンズの速度は、ＸＹスキャンによって必要とされる速度でＺスキャンを行い、所期の湾曲状切開部を形成するのを可能にする。

いくつかの実施形において、湾曲状切開部、又は湾曲状ターゲットラインの湾曲又は半径は１ｍｍ、１０ｍｍ、及び１００ｍｍよりも小さいことが可能である。

図７Ｂは、高いＺスキャン速度の別の有用な態様を示している。大抵の光学システムの焦点面は多少湾曲している。基本的に真直ぐな横方向切開部、従って焦点面の湾曲をトラッキングしない切開部を形成することが望ましい場合、焦点深度は、焦点面の湾曲を補償するように高速横方向ＸＹスキャンと同期して、連続的に再調節される必要がある。例えば、ラスタースキャン・パターンによる半径方向切開又は平面状切開の場合、半径方向座標又はＸＹ座標の変化が極めて速いことがあり得る。これらの処置の場合、Ｚスキャン速度が高いと、このことは所期の真直ぐの切開部を形成するのを助けることができる。

最後に、Ｚスキャン速度が高いことは、何らかの高速手術処置、例えば角膜処置を実施するのに有用であることもある。

いくつかの実施形において、可動レンズ型プリコンペンセータ２００は、焦点スポットの最大横方向スキャン速度の少なくとも５％の軸方向速度で、レーザー伝送システムの焦点スポットの深さを変化させることができる。いくつかの実施形においては、焦点スポットの最大横方向スキャン速度の少なくとも１０％の軸方向速度でこのことが可能である。いくつかの実施形においては、焦点スポットの最大横方向スキャン速度の少なくとも２０％の軸方向速度でこのことが可能である。

いくつかの実施形において、可動レンズ型プリコンペンセータ２００は、焦点スポットのＺ座標を、Ｚスキャン時間において０．５〜１ミリメートルだけ変化させることができる。

いくつかの実施態様の場合、このＺスキャン時間は１０〜１００ナノ秒、１００ナノ秒〜１ミリ秒、１ミリ秒〜１０ミリ秒、及び１０ミリ秒〜１００ミリ秒の範囲にあることが可能である。

いくつかの実施態様の場合、レンズ群の可動レンズは、第１収差尺度を少なくとも可動パーセンテージＰ(ｍｏｖａｂｌｅ)だけ低減するように、Ｚ可動範囲で運動可能である。ここで第１収差尺度は、球面収差係数ａ₄₀、ＲＭＳ波面誤差ω、及び焦点面半径ｒ_fであり得、そして可動パーセンテージは１０％、２０％、３０％及び４０％であり得る。

いくつかの実施態様の場合、レンズ群の可動レンズは、ストレールレシオＳを少なくとも可動パーセンテージＰ(ｍｏｖａｂｌｅ)だけ増大させるように、Ｚ可動範囲で運動可能である。可動パーセンテージは１０％、２０％、３０％及び４０％であり得る。

いくつかの実施態様の場合、可動レンズ型プリコンペンセータ２００は、可動レンズを動かすことによって基本的に独立して、レーザー伝送システム１の開口数ＮＡ、焦点スポットのＺ深さ、収差尺度のうちのいずれか１つ、及びビーム直径を変化させることができる。換言すれば、可動レンズを動かすことにより、レーザー伝送システム１のこれら４つの特徴のうちのいずれか１つを、他の２つの特徴を変化させることなしに変化させることができる。これらの実施態様は実施態様のオペレータに相当の制御を提供する。

プリコンペンセータ２００の機能のうちのいくつかは、ビームコンディショニング（beam conditioning）又はビームエクスパンディング（beam expanding）と呼ばれることがある。これに相応して、いくつかの既存のシステムでは、同様の機能を有するブロックは、ビームコンディショナ又はビームエクスパンダと呼ばれる。

いくつかの実施態様において、プリコンペンセータ２００は、上記機能を達成するためにただ１つのレンズを含む。

いくつかの実施態様において、プリコンペンセータ２００は、上記機能を達成するために２〜５つのレンズを含む。

図８Ａは、レンズ２２１とレンズ２２２とレンズ２２３とを含むプリコンペンセータ２００の３つのレンズの実施態様を示している。

図８Ｂは、レンズ２２１’と可動レンズ２２２’とレンズ２２３’とを含む可動レンズ型プリコンペンセータ２００’の３つのレンズの実施態様を示している。

図８Ｃは、レンズ２３１〜２３４を含むプリコンペンセータ２００’’の４つのレンズの実施態様を示している。

図８Ｄは、レンズ２３１’と可動レンズ２３２’とレンズ２３３’とレンズ２３４’とを含む可動レンズ型プリコンペンセータ２００’’’の４つのレンズの実施態様を示している。

表２〜４は、図８Ａ〜Ｂのプリコンペンセータ２００及び２００’の３つのレンズの種々の実施形を示している。プリコンペンセータ２００の実施態様は薄いレンズを使用して実施されることができる。従って、これらのレンズは、個々のレンズの屈折力及び次のレンズからの距離に関して記述することができる。

図２は、図８Ａにも示されているプリコンペンセータ２００の３つの固定されたレンズの実施態様を示している。表２において、欄１はレンズ番号を示し、欄２はジオプターＤｉ（ｉ＝１，２，３）で測定された屈折力を示し、そして欄３はレンズｉとｉ＋１との間の距離ｄｉ（ｉ＝１，２）を示す。

表３は、図８Ｂにおけるように、２つの可動レンズ２２２’及び２２３’を備えたプリコンペンセータ２００’の考えられ得る実施形を示している。図８Ｂは、欄３及び４に記載された２つの形態Ａ及びＢにおけるレンズ間隔ｄｉＡ及びｄｉＢを示している。レンズ間隔ｄｉは、ｄｉＡとｄｉＢとの間で連続的に変化することができる。

表４は、種々の実施形において、上記パラメータＤｉ及びｄｉは、数多くの設計上の考察事項、例えば種々異なるビーム・サイズ及び利用可能な空間に応じて、幅広いインターバルの値を取ることができる。これらの実施形のパラメータのいくつかを、スケーリングによって表２〜３の実施態様に、すなわち屈折率をスケーリング・ファクタａに、そして距離を対応スケーリング・ファクタ１／ａに結びつけることができる。さらに、屈折率を許容ファクタｔ１〜ｔ３によって付加的に変更することにより、許容度及び設計実施形の差異を許すことができる。これらの関連を表４にまとめる。

いくつかの実施形において、スケーリング・ファクタａは０．３〜３の範囲にあることが可能であり、そして許容ファクタｔ１，ｔ２及びｔ３は０．８〜１．２の範囲にあることが可能である。

同様に表５は、プリコンペンセータ２００’’の種々の４つのレンズの実施形を示す。ここでは図８Ｃに示されているように、レンズ２３１，２３２，２３３及び２３４が固定されている。

表６は、１つの可動レンズ２３２’を有する図８Ｄのプリコンペンセータ２００’’’の４つのレンズの実施形を示している。

３つのレンズの実施形におけるように、４つのレンズを有するプリコンペンセータ２００’’及び２００’’’のパラメータは広い範囲の値を取ることができる。これらの実施形のいくつかのもののパラメータは、やはり表４と同様に、それぞれスケーリング・ファクタａ，１／ａ，ｔ１，ｔ２，ｔ３及びｔ４によって互いに関連づけられることができる。スケーリング・ファクタａは、０．２〜５の範囲にあることが可能であり、そして許容ファクタｔｌ，．．．ｔ４は０．７〜１．３の範囲にあることが可能である。

他の実施態様の場合、他の組み合わせ及び範囲が採用される。これらの範囲内で、レーザー伝送システム１の多くの実施態様が可能である。それというのも、種々異なる選択肢をもたらす数多くの異なる機能に合わせてシステムを最適化することができるからである。設計に妥協点を見いだすこと及び最適化に制約を設けることにより、それぞれ独自の利点を有する数多くの実施形をもたらすことができる。数多くの可能性が上記表２〜６のパラメータの範囲によって示されている。

プリコンペンセータ２００’の１つの可動レンズの実施態様の場合、可動レンズは、レーザーシステムの特徴の１つを基本的に独立して変化させることができる。これらのパラメータは、Ｚ焦点深度、開口数ＮＡ、収差尺度のいずれか１つ、及び射出ビームの直径を含む。例えば、この実施形は、オペレータが、例えばＺ焦点深度を変えることなしにレーザー伝送システム１の開口数を変えるのを可能にする。

いくつかの実施形において、プリコンペンセータ２００は独立して可動の２つの素子を有している。このような実施形は、オペレータがレーザービームの２つの特徴を独立して、例えば収差を固定させたままビーム直径及び開口数ＮＡを制御するのを可能にする。

図９は、別のレーザー伝送システム１’の一例を示している。ここでは、種々の光学的ブロックのＺスキャン機能が強調される。具体的には、レーザーエンジン１００はレーザービームを発生させ、このレーザービームは第１Ｚスキャナ２５０によって受容される。第１Ｚスキャナ２５０は、レーザーエンジン１００からのレーザービームを受容し、そしてレーザー伝送システム１’の光軸に沿って第１Ｚインターバルにわたってレーザー伝送システム１’の焦点をスキャンする。第１Ｚスキャナ２５０によって出力されたビームはＸＹスキャナ３００によって受容される。ＸＹスキャナ３００は、レーザーシステムの光軸に対して基本的に横方向でレーザービームをスキャンする。ＸＹスキャンされた出力レーザービームは、次いで第２Ｚスキャナ４５０によって受容され、第２Ｚスキャナ４５０は、レーザーシステムの光軸に沿って第２Ｚインターバルにわたってレーザーシステムの焦点をスキャンする。

いくつかの実施態様の場合、第１Ｚスキャナ２５０は、第１Ｚインターバルが角膜手術処置に適するように構成されており、そして第２Ｚスキャナ４５０は、第２Ｚインターバルが前部手術処置に適するように構成されている。

いくつかの実施態様の場合、第１Ｚインターバルは０．０５〜１ｍｍの範囲内にあり、そして第２Ｚインターバルは１〜５ｍｍの範囲内にある。

いくつかの実施態様の場合、第１Ｚインターバルは１〜５ｍｍの範囲内にあり、そして第２Ｚインターバルは５〜１０ｍｍの範囲内にある。

いくつかの実施態様の場合、第１Ｚスキャナ２５０は、第１Ｚインターバル０．０５ｍｍ〜１ｍｍにわたって第１Ｚスキャン時間で焦点をスキャンするように構成されている。第１Ｚスキャン時間は、１０〜１００ナノ秒、１００ナノ秒〜１００ミリ秒、１ミリ秒〜１０ミリ秒、及び１０ミリ秒〜１００ミリ秒の範囲のうちの１つにあることが可能である。

いくつかの実施態様の場合、第２Ｚスキャナ４５０は、第２Ｚインターバル１ｍｍ〜５ｍｍにわたって第２Ｚスキャン時間で焦点をスキャンするように構成されている。第２Ｚスキャン時間は、１０ミリ秒〜１００ミリ秒、及び１００ミリ秒〜１秒の範囲のうちの１つにあることが可能である。

いくつかの実施態様の場合、第１Ｚスキャナ２５０は、レーザービームの開口数を１０％よりも多く変化させるように構成されている。

いくつかの実施態様の場合、第２Ｚスキャナ４５０は、レーザービームの開口数を１０％よりも多く変化させるように構成されている。

いくつかの実施態様の場合、第１Ｚスキャナ２５０は、レーザービームの開口数を２５％よりも多く変化させるように構成されている。

いくつかの実施態様の場合、第２Ｚスキャナ４５０は、レーザービームの開口数を２５％よりも多く変化させるように構成されている。

図１０は、上記素子の多くの変更形を示す要約表である。図示のように、いくつかの実施形は、ＸＹスキャナ３００の前の０個のＺ深さスキャナ、１つのＺ深さスキャナ、ＸＹスキャナ３００の後の１つのＺ深さスキャナ、そしてＸＹスキャナ３００の前の２つのＺ深さスキャナ、１つのＺ深さスキャナ、及びＸＹスキャナ３００の後の１つのＺ深さスキャナを有することができる。

さらに、いくつかの実施形は、ＸＹスキャナ３００の前の０個のＮＡコントローラ、１つのＮＡコントローラ、ＸＹスキャナ３００の後の１つのＮＡコントローラ、そしてＸＹスキャナ３００の前の２つのＮＡコントローラ、１つのＮＡコントローラ、及びＸＹスキャナ３００の後の１つのＮＡコントローラを有することができる。

ここで、Ｚスキャナ及びＮＡコントロールは極めて一般的には、それぞれＺ深さ及び開口数ＮＡを変更することができる単レンズ又はレンズ群を意味する。いくつかの事例では、これらのモディファイアは、単一の電気的なアクチュエータによって作動又は制御することができる。このアクチュエータは、ビームのＮＡ又はＺ深さを変更するために、モディファイアのレンズを同期的に動かす。

Ｚスキャナ及びＮＡコントローラの両方は、図９の第１Ｚスキャナ２５０及び第２スキャナ４５０内に収容することができる。いくつかの事例では、対応する光学素子は個別のものであり、他の実施形では、同じＺスキャナ・ブロック２５０又は４５０内に収容されたＺスキャナ及びＮＡコントローラは、１つ又は２つ以上のレンズ、可動レンズ、又は電気的なアクチュエータを共有することができる。

図１０に示されているように、０個のＺスキャナ及び１つ又は２つのＮＡコントローラが、固定されたＺ深さで動作するが、しかしこれはＸＹスキャン中にＮＡを制御することができる。

１つのＺスキャナ及び０個のＮＡコントローラがＺスキャンを実施することができる。

１つのＺスキャナ及び１つ又は２つのＮＡコントローラが、Ｚスキャンに加えて、ＮＡの制御を実施することができる。

２つのＺスキャナが、２つの速度でＺスキャンを実施することができ、そして１又は２つのＮＡコントローラと組み合わせると、ＮＡを制御することもできる。

いくつかの実施形において、レンズ以外の光学素子、例えば可変開口及び瞳も使用される。

加えて、図示の１６種の組み合わせのほとんどはさらに、選択された収差、例えば球面収差を事前補償するように構成されることができる。

図１０は、種々のシステム特徴、例えばビームのＺ深さ、その開口数ＮＡ、及び、収差尺度、例えばストレールレシオＳによって表されるその収差を互いに独立して制御又は調節することができる。このような実施態様は、レーザー伝送システムのオペレータに高度な制御及び高い精度を提供する。

同様の実施態様の場合、このような二重ビーム・コンディショニングを他の対のビーム特徴のために実施することができる。例えば、収差コントローラ及びビーム直径コントローラに関して、４×４＝１６対を有する同様の表を作成することができる。ここでは、０，１，２個の収差コントローラと、０，１，２個のビーム直径コントローラとの対を、全ての可能な組み合わせにおいて形成することができる。

ビーム特徴のリストは、焦点スポットのＺ深さ、開口数ＮＡ、ビーム半径、及び任意の収差尺度、例えばストレールレシオＳ、焦点スポット半径ｒ_f、ＲＭＳ波面誤差、及び球面収差尺度ａ₄₀を含む。

３． ＸＹスキャナ３００
ＸＹスキャナ３００は、プリコンペンセータ２００から事前補償済ビームを直接的に、又はいくつかの中間光学素子を通過した状態で間接的に受容してよい。ＸＹスキャナ３００の機能は、プリコンペンセータ２００から受容されたビームを、レーザー伝送システム１の光軸に対して基本的に横方向でスキャンすることである。種々の実施態様の場合、「横方向」は、光軸に対して必ずしも垂直でなくてもよく、光軸に対して実質的な角度を成す任意の方向を含むことができる。

いくつかの実施態様の場合、ＸＹスキャナ３００はスキャン用レーザービームを出力する。このレーザービームは、レーザー伝送システム１を通って伝搬し、そして手術領域に達すると、ゼロからＸＹスキャン範囲の最大値５〜１４ｍｍまでの横方向でスキャンを行う。いくつかの実施形において、ＸＹスキャン範囲の最大値は８〜１２ｍｍである。

図１１Ａが示すように、ＸＹスキャン３００はＸスキャナとＹスキャナとを含むことができる。いくつかの既存の設計では、Ｘスキャナ及びＹスキャナは、それぞれ１つのミラー、すなわち単一のＸスキャン用ミラー３１０と単一のＹスキャン用ミラー３２０とを含んでいる。このような設計において、Ｘスキャン用ミラー３１０によって偏向されたビームは、Ｘスキャン用ミラー３１０の配向に応じて種々異なる点でＹスキャン用ミラー３２０に衝突する。具体的には、Ｘスキャン用ミラー３１０が位置３１０ａを成しているときには、入射ビーム３３１はビーム３３２ａとして反射され、これに対して、Ｘスキャン用ミラーは回転して位置３１０ｂを成すと、入射ビームはビーム３３２ｂとして反射される。

これら２つのビーム３３２ａ及び３３２ｂは種々異なる位置でＹスキャン用ミラー３２０に衝突し、従って、Ｙスキャン用ミラー３２０が位置３２０ａに固定されている場合でさえ、これらのビームは２つの異なる反射ビーム３３３ａａ及び３３３ｂａをそれぞれ生じさせることになる。さらに悪いことには、Ｙスキャン用ミラー３２０自体が位置３２０ａから３２０ｂへ回転させられると、２つの入射ビーム３３２ａ及び３３２ｂは２つの付加的な反射ビーム３３３ａｂ及び３３３ｂｂを生じさせる。全部で４つのビーム３３３ａａ，３３３ａｂ，３３３ｂａ，及び３３３ｂｂが異なる方向に伝搬する。

ピボット・ポイントの概念に関して問題を特徴づけることができる。スキャン用光学素子のピボット・ポイントの１つの定義は、光学スキャン用素子から出た基本的に全ての光線が通過する点とすることができる。この概念は、運動する光学素子、例えばスキャナのために応用されるような、運動しない屈折素子の焦点と類似のものである。

この用語を用いて、上記問題は図１１Ａにおいて、Ｘスキャン用ミラー３１０自体に固定されたＸスキャナのピボット・ポイント３１５Ｘに遡ることができる。スキャンされた出力ビームは、Ｘスキャン用ミラー３１０上の単一のピボット・ポイント３１５Ｘから出て、ひいては広範囲の角度に伝搬するものとして、後続の光学素子に対して現れることになる。２つのミラー設計の相違は、いくつかの異なるタイプの望ましくない収差をもたらすおそれがある。

図１１Ｂは、既存の３ミラー型ＸＹスキャナ３００’を示している。Ｘスキャナ３１０は、この問題に対処するために２つのミラー３１１及び３１２を含んでいる。便宜上、ミラーは側方から示されている。この設計において、Ｘスキャン用ミラー３１１及び３１２は、Ｘスキャン用機能を協働して発揮する。図１１Ｂに示されているように、第１Ｘスキャン用ミラー３１１がその配向を３１１ａから３１１ｂへ変えるのにつれて、第２Ｘスキャン用ミラー３１２も協働して３１２ａから３１２ｂへ回転することができる。このような協働的なスキャン回転は、２つの回転状態における偏向ビーム３３２ａ及び３３２ｂがピボット・ポイント３１５Ｘを通過するのを可能にする。ピボット・ポイント３１５ＸはＸスキャン用ミラーから持ち上げられている。

Ｘスキャナのピボット・ポイント３１５ＸがＸスキャン用ミラー自体から持ち上げられているので、その場所を調節することができる。図１１Ｂの設計において、Ｘスキャン用ミラーは、ピボット・ポイント３１５Ｘを基本的にＹスキャン用ミラー３２０上に配置するように構成されている。このような設計において、図１１ＡにおけるＸスキャナ３１０の問題は基本的に解決され、そして相応する収差が大幅に低減される。

しかし、この設計でさえ、Ｙスキャン用ミラー３２０に関してだけは、図１１Ａと同様の問題をはらんでいる。図１１Ｂの設計において、Ｙスキャナのピボット・ポイント３１５Ｙは、Ｙスキャン用ミラーにまだ固定されている。

光学システムの入射瞳は、系の前面から見ると開口絞りの像である。射出瞳は、像空間内の開口絞りの像である。複数のレンズ群を有する光学システムでは、入射瞳及び射出瞳の場所がしばしば注意深く調節される。多くの設計では、１つのレンズ群の射出瞳は、後続のレンズ群の入射瞳と一致する。

ＸＹスキャナ３１０に対しては、ピボット・ポイントを射出瞳と見なすことができる。いくつかの実施態様の場合、この射出瞳は、後続のレンズ群、例えばＺスキャナ４５０の入射瞳と一致する。しかしながら、そのレンズ群の入射瞳は、スキャナ・ブロックを配置することができない、そのレンズ群の物理的境界内にある場合がある。その場合にはピボット・ポイントがスキャナ・ブロックの物理的境界の外側で、任意に選ぶことができる場所に位置するようなスキャナ・ブロックが望ましい。

図１１Ｃは、この問題に対処するための４ミラー設計を示している。ＸＹスキャナ３００’’において、Ｘスキャナ３１０はここでもやはり２つのＸスキャン用ミラー３１１及び３１２を含む。しかしＹスキャナも２つのＹスキャン用ミラー３２１及び３２２を含んでいる。

ＸＹスキャナ３００’’は、Ｙスキャナのピボット・ポイント３１５ＹをＹスキャン用ミラーから移動させる。従って、ＸＹスキャナ３００’’はＹスキャナ又は出力部のピボット・ポイント３１５Ｙを、予め定められた場所に対して制御することができる。その一例は、Ｙスキャン用出力ピボット・ポイント３１５Ｙを後続レンズ群の入力瞳３４０上に動かすことである。いくつかの実施形において、Ｘピボット・ポイント３１５Ｘも同様に同じ場所に動かすことができる。

この設計の他の態様は、ＸＹスキャナ３００’’が基本的に独立して、（ｉ）スキャンされた出力ビームと、レーザー伝送システム１の光軸との間の角度α、及び（ｉｉ）スキャン用ビームが、光軸からの距離ｄによって特徴づけられる後続光学素子の入射瞳に衝突する場所、を制御できることを含む。これらの制御が好適に独立して行われるので、ＸＹスキャナ３００’’は、収差が最小化されたスキャン用ビームを提供することができ、また、手術領域の周囲領域を含む、周囲領域内の非点収差及びコマを制御することができる。

ＸＹスキャナ３００’’’のいくつかの実施形は、ただ１つのＸスキャン用ミラー３１０とただ１つのＹスキャン用ミラー３２０とを含んでおり、これらはそれぞれ「高速ステアリング」タイプである。個別の高速ステアリング・ミラーは、２つの回転軸を中心として角運動することができる。これら一対の高速ステアリング・ミラーは、光軸に対して横方向の平面内でビーム角及びビーム位置を制御することもできる。

いくつかの実施形において、ＸＹスキャナ３００’’’は、レーザーシステムの焦点面における最大値が５ミリメートルよりも長く、そして１５ミリメートルよりも短いＸＹスキャン範囲にわたってレーザービームをスキャンするように構成されている。

いくつかの実施形において、第１及び第２のＸＹ高速ステアリング・ミラーによって生成されたＸピボット・ポイントと、第１及び第２のＸＹ高速ステアリング・ミラーによって生成されたＹピボット・ポイントとが一致する。

４． Ｚスキャナ４５０
上述のように、角膜処置においてスキャンされるインターバルよりも著しく大きいインターバルにわたって焦点をスキャンすることを可能にする設計を有することによって前部手術、又は水晶体手術を施すように、眼科手術システムが構成されている。いくつかの実施形において、Ｚスキャンは、５ｍｍ〜１０ｍｍ、又は０ｍｍ〜１５ｍｍのＺスキャン範囲内のＺスキャン経路にわたって実施される（本出願全体を通して、「ｘ ｍｍ〜ｙ ｍｍの範囲内でスキャンする」という表現は、スキャン範囲全体にわたって延びることのないスキャン経路全てを含め、初期値がｘ ｍｍ以上であり終末値がｙ ｍｍ以下であるスキャン経路を意味する）。

ここで思い出されるのは、「Ｘ，Ｙ，Ｚ」という指定が、実施形全体を通して広義であることである。Ｚは典型的には、幾何学的軸に近いことが可能な光軸である。しかしターゲット組織、例えば眼内のＺ方向は、レーザー伝送システム１の光軸に対して十分に平行でないことがある。これら２つの間の任意の妥協軸をＺ方向と呼ぶこともできる。また、Ｘ，Ｙ方向は、Ｚ軸に対して必ずしも垂直ではない。これらはＺ方向と実質的な角度を形成する任意の方向を意味することもできる。またいくつかの実施形において、レーザー伝送システム１のスキャンを記述するのに、半径方向座標系がより適していることもある。これらの実施形において、ＸＹスキャンは、好適な半径方向座標によってパラメータ化された、Ｚ軸に対して平行でない任意のスキャンを意味する。

図１に示されているように、レーザー伝送システム１のいくつかの実施形は、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００と可動ビームエクスパンダ・ブロック５００とをＺスキャナ４５０内に含むことにより、これらの難題である広いＺスキャン範囲を達成する。種々の実施形において、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００は可動ブロック又は固定ブロックであることが可能である。第１ビームエクスパンダ・ブロック４００と可動ビームエクスパンダ・ブロック５００との間の距離は、例えば位置アクチュエータによって調節することができる。

図２Ａ〜Ｂにすでに示されているように、焦点がターゲット組織内の最適位置から遠ざかるにつれて収差が増大する。これらの収差は、幾何学的光線を追跡することから理解できるため、典型的には「幾何学的収差」と呼ばれ、そしてレンズの有限の広がりを起源とする。これらの幾何学的収差は、Ｚスキャナ４５０の開口数をより小さくすることにより制限することができる。このようなものとして、幾何学的収差は、Ｚ焦点深度及び開口数ＮＡの両方に依存する。

加えて、開口数ＮＡの減少に伴って、第２の収差源が光の波動性から生じる。これらの収差はいわゆる「回折収差」を生じさせる。この第２のタイプの収差は、開口数の減少とともに焦点半径を増大させる。

図１２Ａ〜Ｂは、上記収差尺度の１つ、すなわち焦点スポット半径ｒ_fによって特徴づけられるＺスキャナ４５０の開口サイズの関数として、眼の前部における幾何学的収差及び回折収差を示している。開口サイズとともに幾何学的収差が増大するのに対して回折収差が減少するので、これら２つの収差の和として定義された全収差は、最適収差及び相応の最適光学開口数ＮＡ_optにおいて最適な最小値を呈する。

ここで、有用な定義は、開口数ＮＡと開口サイズとを結びつける：ＮＡ＝ｎ*Ｓｉｎ ＡｒＴａｎ（開口サイズ／（２*焦点距離））、ここでｎは、像が形成される物質の屈折率である。

これらの曲線は、特定のＺ焦点深度、つまり図１２Ａでは１ｍｍのＺ焦点深度、そして図１２Ｂでは８ｍｍのＺ焦点深度に対するものである。幾何学的収差は、異なるＺ焦点深度において異なっているので、システム全体の全収差曲線の最小値、ひいては最適開口サイズ及び最適光学開口数ＮＡ_optは、Ｚ焦点深度に依存する：ＮＡ_opt＝ＮＡ_opt(ｚ)に依存する。具体的には、最適な開口サイズ及びＮＡ_optはＺ焦点深度の増大に対応して、この具体例では、Ｚ焦点深度が１ｍｍから８ｍｍに増大するのにともなって、３２ｍｍから２５ｍｍに減少する。従って、角膜及び水晶体の両方における手術のために使用するように意図されたレーザー伝送システムは、より広い範囲の開口及び相応のＮＡ範囲をカバーする必要がある。この要件は設計上のかなりの難題を課す。

さらに下で論じるように、図１２Ａ〜Ｂはまた、収差が典型的な角膜Ｚ焦点深度１ｍｍに対して幅広い偏平な最適値を呈する一方、水晶体の手術に典型的なＺ焦点深度に対しては、より狭い、よりシャープな最適値を呈することを示している。

収差は、他の３つの収差尺度Ｓ、ω又はａ₄₀によって特徴づけられることもでき、これらは全て、最適値を呈する曲線をもたらすことができる。上記４つの収差尺度のいずれも、上記５つの基準点Ｐ（１），．．．Ｐ（５）のいずれかに対応することができ、又はこれらの基準点のうちのいくつか又は全てにわたってとられた平均であることも可能であり、又は他の基準点に相応することもできる。

いくつかの実施態様の場合、広範囲なＺ焦点深度において、開口サイズ及び相応のＮＡを基本的に最適開口数ＮＡ_opt(ｚ)に調節して、収差尺度によって測定して全収差を最小化することができる。この機能は全収差の大幅な低減を可能にする。ここでは前述のように、収差は、上記５つの基準点Ｐ（１），．．．Ｐ（５）のうちのいずれか１つにおける４つの収差尺度ｒ_f、Ｓ、ω又はａ₄₀のうちの１つによって測定されることができる。最適収差は、収差尺度ｒ_f、ω又はａ₄₀の最小値、又はストレールレシオＳの最大値に相当する。

最適収差に達することができないか、又は設計上の考慮事項により最適値から離れた収差を用いる必要があるいくつかの他の実施形の場合、Ｚスキャナ４５０の第２ブロックが運動不能でありひいては開口数を調節することができない基本的に同一のレーザーシステムの収差尺度と比較して、可動ビームエクスパンダ・ブロック５００は、少なくともＰ(可動エクスパンダ)パーセンテージによって収差尺度ｒ_f、ω又はａ₄₀の値をなおも低減すること、又は、少なくともＰ(可動エクスパンダ)パーセンテージによってストレールレシオＳ値を相応に増大させることができる。いくつかの実施形において、Ｐ(可動エクスパンダ)は、２０％、３０％、４０％、又は５０％であることが可能である。ここでは前述のように、収差ｒ_f、Ｓ、ω又はａ₄₀は、５つの基準点Ｐ１，．．．Ｐ５のうちのいずれか１つで測定されることができる。

いくつかの実施形において、開口数ＮＡが調節可能なＺスキャナ４５０を有するレーザーシステムは、ストレールレシオＳが０．８未満の、調節可能な開口数を有さない基本的に同一のレーザーシステムと比較して、ストレールレシオＳを、０．８を上回るように増大させることができる。

設計上のさらなる難題は、レーザー伝送システムをその最適開口サイズ及び相応する開口数ＮＡ_opt(ｚ)に調節することによって、固定Ｚ焦点深度における全収差を最小化するだけでなく、Ｚ焦点深度がスキャンされるのに伴って、システムをＺ依存性の最適開口数ＮＡ_opt(ｚ)に少なくとも近い状態に保つことである。典型的な実施形において、焦点深度が増大するのに伴って、最適な開口数は減少する。

Ｚ焦点深度がＺスキャン範囲内でスキャンされるのに伴う最適な開口のこのような変動に対処するために、レーザー伝送システム１の実施形は、変動するＺ焦点深度自体から基本的に独立して、Ｚスキャナ４５０の別個のパラメータとして開口数ＮＡ(ｚ)を変化させる能力を有している。

２つの量、ここではＺ焦点深度及び開口数ＮＡとして基本的に独立して制御される実施形は典型的には、このモダリティを達成するために制御パラメータ対を有している。一例としては、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００と可動ビームエクスパンダ・ブロック５００との間の制御可能な距離、及び二次光学コントローラによって調節されることができるこれらのブロックのいずれかにおける可動レンズの位置との対が挙げられる。別の例は、Ｚスキャナ４５０の２つのブロック内で任意の組み合わせの２つの可動レンズを含む。ここで思い出されるのは、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００を固定ブロック又は可動ブロックとして実現できることである。

いくつかの実施形において、開口数ＮＡは、一連の最適開口数値ＮＡ_opt(ｚ)に調節して、Ｚ焦点深度がスキャンされるのに伴って、一連のＺ焦点深度において一連の最適な全収差値をもたらすことができる。

前と同様に、最適な全収差は、上記収差尺度ｒ_f、ω又はａ₄₀のうちのいずれかの尺度の最小値、又はストレールレシオＳの最大値によって捕らえることができる。Ｚスキャン範囲は例えば５〜１０ｍｍ又は０〜１５ｍｍであってよい。Ｚ焦点深度は、例えばｒ＜３ｍｍによって境界されて、半径ｒ１＝０ｍｍ、又はｒ２＝３ｍｍ、又は何らかの他の半径ｒでスキャンすることができる。

表７に示す例において、第２欄は、眼のターゲット組織におけるＺスキャン範囲（−０．１４ｍｍ，１１．６５ｍｍ）内のＺ焦点深度のスキャンを記述しており、そして第３欄は、相応するＮＡ_opt(ｚ)値を示している。Ｚスキャナ４５０の実施形は、この範囲内のＺ焦点深度を調節し、そして開口数ＮＡをこれらの焦点深度における最適値ＮＡ_opt(ｚ)に調節することができる。

いくつかの他の実施態様の場合、Ｚ焦点深度は、０ｍｍ〜１０ｍｍのＺスキャン範囲内でスキャンされてよい。スキャンの途中に、開口数は０．４〜０．１の範囲内、いくつかの他の実施態様では０．３５〜０．１５の範囲内で変化することがある。

図１２Ｃは、一連の相応の最適開口数Ｎ_opt(ｚ)を示す、一連のＺ焦点深度８ｍｍ、４ｍｍ、２ｍｍ、及び０ｍｍに対応する類似の一連の収差曲線を示している。

図１２Ｄは、相応のＺ焦点深度の関数としての最適開口数Ｎ_opt(ｚ)を明示している。

上記のように、Ｚ焦点深度及び開口数ＮＡの別個の調節可能性は典型的には、独立して調節可能な２つの制御パラメータを必要とする。しかしながら、いくつかの実施態様はＺ及びＮＡの別個且つ独立した調節可能性を提供しないことがある。その代わりにＺ焦点深度毎に、これらの実施形は、オペレータによる別個のＮＡ調節ステップなしに、開口数をその最適値ＮＡ_opt(ｚ)、又はＮＡ_opt(ｚ)の近くに自動的に調節する。例えば、ＮＡはＮＡ_opt(ｚ)を、Ｐ(ｔｒａｃｋ）パーセント以内でトラッキングすることができ、ここでＰ(ｔｒａｃｋ）は１０％、２０％、又は３０％であることが可能である。

これらの実施形は、ただ１つの一体型の調節可能なコントローラを有することができる。今説明した例では、この一体型コントローラは、ターゲット領域内のＺ焦点深度を制御することをシステムのユーザーに表示するにすぎない場合がある。しかしコントローラは、カップリングされた開口アジャスタを含有してよく、このアジャスタは、レーザー伝送システム１のユーザーによって実施される別個の調整ステップなしにＮＡ_opt(ｚ)をトラッキングするために、同時に開口数ＮＡを調節する。

いくつかの実施形において、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００と可動ビームエクスパンダ・ブロック５００との間の距離を調節することによって、この機能を十分に発揮することができる。他の実施形の場合、単一の可動レンズがこのモダリティを提供することができる。さらに他の実施形の場合、２つのアジャスタの組み合わせが採用されてもよい。

これらの実施形は、レーザー伝送システム１のオペレータのために単純化された制御機能を提供する。このような単一の一体型の制御機能を達成することは設計上の難題なので、いくつかの実施形は、他のブロック、例えばプリコンペンセータ２００，ＸＹスキャナ３００、及びオブジェクティブ７００との組み合わせで、これらの一体型制御機能を発揮する。

設計上の種々の考慮事項に対して最適な全収差値を達成することができない、又は達成しないいくつかの実施形の場合、Ｚスキャン範囲内のＺスキャン経路に沿った一連のＺ焦点深度における一連の開口数値に、開口数ＮＡを調節することにより、Ｚスキャナ４５０が調節可能な開口数ＮＡを有さないレーザーシステムと比較して、少なくともＰ(ｓｃａｎ)パーセンテージだけ全収差を低減することができる。いくつかの実施形の場合、Ｐ(ｓｃａｎ)は２０，３０，４０又は５０パーセントであり得る。

前述のように、全収差は、前に導入された収差尺度ｒ_f、ω又はａ₄₀のうちのいずれか１つによって特徴づけられることができる。同等に、収差の低減は、ストレールレシオＳの相応の増大によって特徴づけられることができる。Ｚスキャン経路は、レーザーシステムの光軸又はＺ軸から半径Ｒを置いてＺ軸に対して平行に延びる経路であり得る。いくつかの実施態様の場合、Ｚスキャン経路を、Ｚ光軸から半径ｒ１＝０ｍｍとｒ２＝３ｍｍとの間のところに配置することができる。

全収差は、いくつかの異なる方法で測定することができる。全収差は、Ｚスキャン経路にわたって平均された全収差を意味することができ、又はスキャン経路に沿った全収差の最大値又は最小値を意味することもできる。全収差の低減は、これらの可能性のうちのいずれか１つを意味することができる。

いくつかの実施形の場合、角膜処置を実施する第１値から、前部処置を実施する第２値まで、開口数ＮＡを調節することができる。いくつかの実施態様の場合、第１値は０．２〜０．５の範囲にあり、そして第２値は０．１〜０．３の範囲にある。いくつかの他の実施形の場合、第１値は０．２５〜０．３５の範囲にあり、そして第２値は０．１５〜０．２５の範囲にある。

Ｚスキャナ４５０の本発明の実施態様は、下記のものを含むいくつかの他の形で、既存の角膜レーザー伝送システムとは異なる。

１． 角膜用レーザー伝送システムの場合、典型的には、設計のシンプルさを保証するために、焦点深度のＺスキャン中に開口数が変わらないことが必要とされる。この設計は角膜手術にとっては申し分のないものである。それというのも、典型的な１ｍｍのＺスキャンによって誘起される全収差は、角膜用レーザー伝送システムの精度の深刻な制限ファクタではないからである。対照的に、レーザー伝送システム１の実施形は、可変の開口数ＮＡを有することによって、広範な手術Ｚインターバル約５〜１０ｍｍにわたって開口をその最適な開口に調節し続ける。このことはもちろん、開口数ＮＡのモダリティがＺ焦点深度から基本的に独立して調節可能であることにより達成される。

２． また、典型的な既存の角膜用システムはオブジェクティブ７００内に、又はオブジェクティブ７００の複雑な実施形の一部としてＺスキャナを有するのに対して、本発明のＺスキャナ４５０は、オブジェクティブ７００の前に配置される。ここでオブジェクティブ７００は、レーザー伝送システム１の最終レンズ群を意味する。このレンズ群は、ＸＹスキャナ及びＺスキャナの機能性機械的ハウジングとは別個の機能性機械的ハウジング内に配置されている。機能性機械的ハウジングという用語は、人間工学的又は外観上の考慮事項によって決定づけられることができる設計を有する伝送システムのハウジング全体を意味するのではなく、レンズをまとめて保持することにより実際の光学機能を発揮するハウジングを意味する。本発明の実施形のオブジェクティブ７００は典型的には、Ｚスキャナ４５０によって出力されたＸＹＺスキャンビームがミラー６００によって偏向された後の光学経路内に位置決めされる。

３． 図１２Ａ〜Ｂは、水晶体手術用光学システムの設計におけるさらなる難題を示している。図から判るように、全収差は、典型的な角膜Ｚ焦点深度１ｍｍに対応する幅広の偏平な最適領域を示している。このように、全て焦点スポット・サイズを大幅に悪化させることなしに、（ｉ）システム・パラメータを他の考慮事項に合わせて最適化することができ、（ｉｉ）幅広いＺスキャン範囲を用いることができ、そして（ｉｉｉ）システム・パラメータの調整の精度が低くてすむ。対照的に、水晶体手術用システムの場合には、（ｉ）システム・パラメータが他の考慮事項に合わせて最適化されるとき、（ｉｉ）より幅広いＺスキャン範囲が実現されるとき、そして（ｉｉｉ）システム・パラメータが低い精度で調整されるとき、焦点スポット・サイズは急速に悪化する。

Ｚスキャナ４５０の実施態様のさらなる特徴では、撮像サブシステム又は視覚的観察光学素子サブシステムを含むレーザー伝送システムが、ミラー６００を介してレーザー伝送システム１内にカップリングされたこれらのサブシステムのいずれかと連携するビームを有することが思い出される。ミラー６００は例えば二色性ミラーであり得る。典型的な手術用システムの場合、オブジェクティブ７００は、光学経路内のミラー６００の後に位置決めされたレンズ群を意味する。

ミラー６００の前に、オブジェクティブ７００とは別個のＺスキャナ４５０を実現することも設計上の重要な考慮事項である。なぜならば、オブジェクティブ７００は、ターゲット組織、例えば患者の眼と基本的に直接に接触するため、オブジェクティブ７００の重量はクリティカルなファクタであるからである。従って、オブジェクティブ７００の重量又は質量を最小化すると、レーザー伝送システム１の実施時に、眼に加えられる圧力が軽減される。そしてこの圧力は眼自体を変形し、ひいては手術処置の精度を低下させるので、眼に対する圧力を軽減する設計は眼の手術の精度をかなり高くする。

表８〜９は、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００と、可動ビームエクスパンダ・ブロック５００との種々の実施態様に対するいくつかの関連パラメータの範囲を示している。ビームエクスパンダ・ブロックはそれぞれ２〜１０個のレンズを、いくつかの実施態様では３〜５つのレンズを有することができ、これらのレンズは上記機能を発揮するように構成される。

表８は、産業標準協定を用いて、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００の５つのレンズの実施態様を示しており、厚いレンズの群を個々の表面に関して記述している。第１ビームエクスパンダ・ブロック４００は、下記範囲（括弧内に示す）のパラメータを有するレンズ４１１，４１２，４１３，４１４及び４１５を含むことができる。

いくつかの実施態様の場合、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００は、ＸＹスキャナ３００に面する入力側から順番に：正の屈折力を有する第１レンズ群、入力側に面した凸面を有するメニスカス・レンズ、及び入力側に面する凹面を有する第２のレンズを含んでいる。

他の実施態様は、５つのスケールド・レンズ（scaled lens）を有する、スケール・ファクタａによる表８の実施態様に関する。第２欄の曲率はａで乗算され、第３欄の距離は１／ａで乗算され、そして不変の屈折率ｎを有している。スケール・ファクタａは０．３〜３の値を取ることができる。

表９は、下記範囲のパラメータを有する、レンズ５１１，５１２，５１３及び５１４を含む可動ビームエクスパンダ・ブロック５００の４つのレンズの実施態様を含む。

可動ビームエクスパンダ・ブロック５００のいくつかの実施形は、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００に面した入力側から順番に：入力側に面した凹面を有するメニスカス・レンズ、負の屈折力を有する負のレンズ、及び正の屈折力を有する正のレンズ群を含む。

他の実施態様は、４つのスケールド・レンズを有する、スケール・ファクタａによる表９の実施態様に関する。第２欄の曲率はａで乗算され、第３欄の距離は１／ａで乗算され、そして不変の屈折率ｎを有している。スケール・ファクタａは０．３〜３の値を取ることができる。

図１３Ａ〜Ｂは、表８〜９の実施態様を、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００と可動ビームエクスパンダ・ブロック５００との間に異なる距離を有する２つの形態で示している。いくつかの実施形では、可動ビームエクスパンダ・ブロック５００は、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００に対して、ｄ＝５〜５０ｍｍの範囲の距離だけ動かされることができる。

これらの図面は作業時におけるＺスキャナ４５０の設計上の考慮事項を示している。

図１３Ａは、可動ビームエクスパンダ・ブロック５００が第１ビームエクスパンダ・ブロック４００から比較的大きく離れた位置にある事例を示している。この事例では、組み合わされた集成体を出るビームは（ｉ）収束光線、（ｉｉ）射出瞳ＥｘＰにおける比較的大きい直径、（ｉｉｉ）固定焦点距離のオブジェクティブがＺスキャナ４５０の射出瞳の近くに配置されているときの焦点スポットのより浅いＺ深さを有し、ひいては（ｉｖ）焦点スポットは、より高い開口数ＮＡを有するビームによって形成される。

図１３Ｂには、可動ビームエクスパンダ・ブロック５００が図１３Ａの事例よりも第１ビームエクスパンダ・ブロック４００に近い事例が示されている。ここではビームは（ｉ）発散光線、（ｉｉ）射出瞳ＥｘＰにおける比較的小さな直径、（ｉｉｉ）固定焦点距離のオブジェクティブがＺスキャナ４５０の射出瞳の近くに配置されているときの焦点スポットのより深いＺ深さを有し、ひいては（ｉｖ）焦点スポットは、より小さい開口数ＮＡを有するビームによって形成される。

要約すると、Ｚ焦点深度が浅いほど焦点スポットは大きいＮＡのビームによって形成されるのに対して、Ｚ焦点深度の増大に対応して開口数ＮＡは減少する。開口数ＮＡの相対的な変化は、ビームエクスパンダ・ブロック４００及び５００の射出瞳ＥｘＰの場所、及び集束オブジェクティブ７００の入射瞳の場所を最適化することによって最適化されることができる。これらの実施形は、プリコンペンセータ２００の機能を使用しなくても、種々異なる焦点深度において開口数を最適化する代替的な方法である。

上述のように、開口数ＮＡはプリコンペンセータ２００を用いて又は用いずに広範に調節することができる。レーザー伝送システム１全体において、開口数ＮＡは、プリコンペンセータ２００、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００又は可動ビームエクスパンダ・ブロック５００を制御することによって、又はこれらのブロックを組み合わせた状態で制御することによって調節されることができる。実地における実施形は、他のより高いレベルのシステムレベル要件、例えばスキャン範囲、スキャン速度、及び複雑さに応じて、実際に選択される。他の開口数を有する実施形は、上記の機能のうちのいくつか又は全てを実施するように構成されることができる。

図１４は、Ｚスキャナ４５０のさらなる態様を示している。３つの異なる特徴的なビームが示されており、これらのビームはＸＹスキャナ３００の射出ピボット・ポイントＰＰ（ＸＹ）から出る。際立っているのは、３つの全ての特徴的ビームが、Ｚスキャナ４５０によって、オブジェクティブ７００の入射ピボット・ポイントＰＰ（Ｏ）内に集束されることである。ＰＰ（Ｏ）の位置は、例えば可動ビームエクスパンダ・ブロック５００を動かすことにより調節することができる。

下述のように、ＸＹスキャナ３００のミラーから持ち上げられたピボット・ポイントＰＰ（Ｏ）を生成するレーザー伝送システムは、例えばＰＰ（Ｏ）ピボット・ポイントがオブジェクティブ７００内部に含まれる実施態様において、有用な特徴を有する。

他の実施態様の場合、ＸＹスキャナ３００は、Ｚスキャナ４５０までの距離よりも遠くに射出ピボット・ポイントＰＰ（ＸＹ）を有する。これらの実施態様の場合、Ｚスキャナ４５０は、ＸＹスキャナ３００の射出ピボット・ポイントＰＰ（ＸＹ）をオブジェクティブ７００の入射ピボット・ポイントＰＰ（Ｏ）に変更するだけである。

いずれの場合にも、これらの実施形は、第１ビームエクスパンダ・ブロック４００と可動ビームエクスパンダ・ブロック５００との間に配置された中間焦点面４５１の存在を利用する。この中間焦点面４５１の存在は、基本的に同じｚ座標を有して横方向に整列する３つの特徴的なビームの焦点によって示されている。反対に、このような中間焦点面を有さない実施形は、調節可能なピボット・ポイントＰＰ（Ｏ）を有するにはあまり適していない。

図１５は、図１及び図９のシステムと同様のブロックを含む眼科用レーザーシステム１’’の一例を示している。このブロックはレーザーエンジン１００と、ＸＹスキャナ３００と、ビームスプリッタ６００と、オブジェクティブ７００と、患者インターフェイス８００とを含む。加えて、レーザーシステム１’’は、Ｚ軸に沿ってレーザービームをスキャンするためにＺスキャナを含むこともできる。Ｚスキャナは連続Ｚスキャナ２５０ｂと増分Ｚスキャナ４５０Ｂとを含むことができる。

類似の実施態様の場合、２つのＺスキャナ２５０ｂ及び４５０ｂは単一のハウジング内に組み込むことができる。他の実施態様の場合、２つのＺスキャナの順序は相互に交換可能であり、増分Ｚスキャナ４５０ｂはＸＹスキャナ３００の前に位置し、そして連続Ｚスキャナ２５０ｂはＸＹスキャナ３００の後に位置する。さらに他の実施形において、オブジェクティブ７００は、隣接するＺスキャナ４５０ｂ又は２５０ｂと部分的又は完全に一体化されることができる。実施形のうちのいくつかにおいて、オブジェクティブは、必ずしも固定されたオブジェクティブである必要はない。

図１６Ａに示されているように増分Ｚスキャナ４５０ｂは、増分的にＺステップ４６３（ｉ）ずつターゲット領域４６１内部の眼科用レーザーシステム１’’の焦点深度をＺスキャンするように構成されることができ、そして連続Ｚスキャナ２５０ｂは、Ｚステップ４６３（ｉ）に対応する連続スキャン範囲４６４（ｉ）内で連続的に眼科用レーザーシステム１’’の焦点深度をＺスキャンするように構成されることができる。下述するように、これらの機能を発揮するためには、数多くの種々異なる態様が可能である。

いくつかの実施態様の場合、増分Ｚスキャナ４５０ｂは、レーザーシステム１’’のＺ焦点深度をＺレベル４６５（ｉ）へ動かすことができる。連続Ｚスキャナ２５０ｂは、これらのＺレベル４６５（ｉ）の周辺を連続範囲４６４（ｉ）でスキャンすることができる。連続範囲４６４（ｉ）はＺレベル４６５（ｉ）を中心とすることができ、或いはＺレベル４６５（ｉ）をベースとして、Ｚレベル４６５（ｉ）でスキャン開始することもでき、或いは中間手段を実施することもできる。連続範囲４６４（ｉ）がＺレベル４６５（ｉ）を中心としている実施態様において、連続スキャナ２５０ｂは値Ｚ（ｉ）−Δ（ｉ）からＺ（ｉ）＋Δ（ｉ）までスキャンすることができる。ここでＺ（ｉ）はＺレベル４６５（ｉ）における焦点深度であり、連続範囲４６４（ｉ）は２Δ（ｉ）である。連続スキャナ２５０ｂがＺレベル４６５（ｉ）をベースとしている実施態様の場合、連続スキャンはＺ（ｉ）からＺ（ｉ）＋Δ（ｉ）まで行うことができ、この場合連続スキャン範囲はΔ（ｉ）である。

いくつかの実施形では、連続範囲４６４（ｉ）は、異なるＺレベル４６５（ｉ）又はＺステップ４６３（ｉ）に対して異なっていることが可能であり、他の実施形ではこれらは同じであることが可能である。連続範囲４６４（ｉ）は、対応するＺレベル４６５（ｉ）の周辺のターゲット領域４６１の屈折率に、又は焦点深度Ｚ（ｉ）におけるレーザーシステム１’’の光軸からの焦点スポットの半径方向距離に依存することも可能である。

いくつかの実施態様では、Ｚレベル４６５（ｉ）を伴うＺスキャンが、対応する連続スキャン範囲４６４（ｉ）の最大値に達するか、又はその近くに達すると、増分Ｚスキャナ４５０ｂの設定をＺステップ４６３（ｉ＋１）分だけ、又は次のＺレベル４６５（ｉ＋１）に動かすことができる。これと相応して、連続Ｚスキャナ２５０ｂは、連続スキャン範囲４６４（ｉ）の最大値近くからスキャン範囲４６４（ｉ＋１）の最小値近くまでリセットされることができる。

これに相応して、連続スキャンがＺレベルを中心としている場合、連続スキャンは焦点深度Ｚ（ｉ）＋Δ（ｉ）に達し、続いて増分スキャンステップを行うことができる。このステップは増分Ｚスキャナ４５０ｂをＺレベル（ｉ＋１）にセットし、そして連続スキャナを−Δ（ｉ＋１）にリセットする。すなわちこのリセット・ステップは焦点深度がＺ（ｉ）＋Δ（ｉ）→Ｚ（ｉ＋１）＋Δ（ｉ＋１）のように移動されるものとして要約されることができる。

連続スキャンがＺレベル４６５（ｉ）をベースとする実施態様の場合、このリセット・ステップは、焦点深度がＺ（ｉ）＋Δ（ｉ）→Ｚ（ｉ＋１）のように移動されるものとして捕らえられる。

最後に、連続Ｚスキャナ２５０ｂがｉ番目の連続スキャン範囲Δ（ｉ）の最大値近くに達する一方、増分Ｚスキャナ４５０ｂがｉ個のＺステップを既に実施しているとき、増分スキャナ４５０ｂは、Ｚステップ４６３（ｉ＋１）分だけ焦点深度を増大させ、続いて連続Ｚスキャナ２５０ｂは、連続スキャン範囲Δ（ｉ＋１）の最小値近くにリセットされることができる。上記実施形の全てにおいて、スキャン範囲Δ（ｉ）は、焦点深度Ｚ（ｉ）、Ｚレベル４６５（ｉ）、及びＺステップ４６３（ｉ）に依存し得る。他の実施態様では、Δ（ｉ）はｉとは独立していて、すなわちΔ（ｉ）＝Δであることが可能である。

いくつかの実施形では、連続スキャン範囲４６４（ｉ）のいくつか又は全ては、対応するＺステップ４６３（ｉ）よりも大きいか、又はＺレベル間の差４６５（ｉ＋１）−４６５（ｉ）よりも大きいことが可能である。このような実施形によって、ターゲット領域４６１内部の全てのＺ深さは、レーザーシステム１’’のオペレータによって達することができる。なぜならば、Ｚステップ４６３（ｉ）後の連続スキャン範囲４６４（ｉ＋１）は、Ｚステップ４６３（ｉ）前の連続スキャン範囲４６４（ｉ）とオーバラップするからである。いくつかの実施態様の場合、連続Ｚスキャン範囲はオーバラップの代わりに接触するだけである。

連続スキャン範囲［−Δ（ｉ），．．．Δ（ｉ）］がＺレベルＺ（ｉ）を中心としている上記例において、オーバーラップの状態は：
｜Ｚ（ｉ）＋Δ（ｉ）｜＞｜Ｚ（ｉ＋１）−Δ（ｉ＋１）｜
に言い換えられる。

連続スキャン範囲Δ（ｉ）がＺレベルＺ（ｉ）をベースとしている上記例において、この状態は：
｜Ｚ（ｉ）＋Δ（ｉ）｜＞｜Ｚ（ｉ＋１）｜
に言い換えられる。

最後にＺステップ例において、この状態は、Ｚステップ４６３（ｉ）の前に連続スキャナ２５０ｂによって到達される、Ｚステップ４６３（ｉ）の後の連続スキャン範囲４６４（ｉ＋１）の最小値が連続スキャン範囲４６４（ｉ）の最大値とオーバラップしている状態に言い換えられる。

このようなオーバラップ範囲を有するレーザーシステムは、ターゲット領域４６１の準連続的なＺスキャンを可能にする。このことは、レーザーシステム１’’を微調整又は較正するためのソフトウェア・ソルーションを用いて、オーバラップを最小化又は排除することができる。このような例では、外科医は、Ｚ焦点深度Ｚ（ｉ）を準連続的に変化させるとともに、増分Ｚスキャナ４５０ｂ及び連続Ｚスキャナ２５０ｂを同時に変化させることができる。

処置のタイプに応じて、全Ｚスキャン範囲は、範囲０〜５ｍｍ、５〜１０ｍｍ、１０〜３０ｍｍ、及び０〜１５ｍｍの範囲のうちの１範囲内の長さを有することができる。これらの範囲のそれぞれは、質的に異なる手術目標に役立ち、そして独自の技術的難題をもたらし得る。例えば０〜５ｍｍ内のＺスキャン範囲、例えば１ｍｍのＺスキャン範囲は主として角膜処置に有用であり得る。それというのも角膜の厚さは１ｍｍに近く、ひいては０．５ｍｍのＺレベル４６５付近での１ｍｍの連続スキャン範囲４６４（−０．５ｍｍ．．．０．５ｍｍ）におけるスキャンは、ターゲットとなる角膜手術領域をカバーすることができる。５〜１０ｍｍ範囲、例えば７ｍｍのＺスキャンは白内障処置に有用であり得る。それというのも、人間の眼の水晶体は典型的にはＺ方向において３ｍｍ〜１０ｍｍ延びているからである。従って、６．５ｍｍのＺレベル付近での７ｍｍの連続スキャン範囲（−３．５ｍｍ．．．３．５ｍｍ）は、ターゲットとなる水晶体手術領域全体をカバーすることができる。

０〜１５ｍｍ範囲、例えば１１ｍｍのＺスキャン範囲は一体型処置に有用であり得る。ここでは、角膜処置並びに白内障処置の両方が同じ手術プログラム全体の中で実施される。このような実施形において、増分Ｚスキャナ４５０ｂは、角膜Ｚレベル４６５（ｃ）に対する焦点深度の第１設定値を有することができ、外科医が、角膜Ｚレベル４６５（ｃ）付近の連続スキャン範囲４６４（ｃ）で角膜眼科処置を行うのを可能にし、さらに、１つ又は２つ以上の水晶体Ｚレベル４６５（ｉ）に対する焦点深度の設定値を有することができ、外科医が、角膜Ｚレベル４６５（ｉ）付近の連続スキャン範囲４６４（ｉ）でさらなる水晶体眼科処置を行うのを可能にする。

図１６Ｂは、眼科手術に関連する具体的な実施態様を示している。このような白内障に向けられた実施態様の場合、手術領域４６１は、水晶体４７０内部の核の硬化部分であり得る。オーバラップし又は接触する連続Ｚスキャン範囲４６４（ｉ）は、この手術領域４６１内部にあってよい。前後関係を示すために図１６Ｂにおいて定性的にスケッチしたように、水晶体４７０は眼内に位置しており、眼はまた角膜４７２と、前房４７４と、虹彩４７６とを含んでいる。虹彩は正確さ及びアクセスを改善するようにしばしば拡張される。レーザーシステム１，１’又は１’’は典型的には、患者インターフェイス８００を通して眼と接触する。

レーザーシステム１’’の実施形は、Ｚ焦点深度を制御するだけでなく、ターゲット領域４６１内の閾値よりも良好なレーザービームの１つ又は２つ以上の収差を維持することもできる。ここで「よりも良好」という用語は、収差が種々異なる尺度によって特徴づけられ、そしてこれらの尺度のいくつかに関しては、その尺度が閾値未満に保たれると収差は小さくなる、これに対して、いくつかの他の尺度に関しては、尺度が閾値を上回るように保たれると収差は小さくなるという事実を反映している。

上述のように、例えばストレールレシオＳ、焦点スポットの半径ｒ_f、ＲＭＳ波面誤差ω、及び球面収差膨張率ａ₄₀に関して、収差を捕らえることができる。下記説明は、ストレールレシオＳ、焦点スポットの半径ｒ_fに集中しているが、ａ₄₀及びωに関する類似の記述も等しく代表的である。

ここで思い出されるのは、最適値Ｓが１であることである。連続Ｚスキャナ２５０ｂ及び増分Ｚスキャナ４５０ｂのアーキテクチャとともに、レーザーシステム１’’の実施形は、ターゲット領域４６１内で閾値Ｓ (threshold)よりも高いストレールレシオＳを維持することができる。ここでＳ(threshold)は０．６，０．７，０．８及び０．９であり得る。

ストレールレシオＳは波長に依存し得るので、ストレールレシオ閾値は、０．４ミクロン〜１．１ミクロンの範囲の波長範囲を有するレーザービームに対して特定することができる。

やはり思い出されるのは、収差が手術ターゲット領域４６１内でかなり変化し得ることである。このような延長されたターゲット・ボリューム全体にわたる収差を制御することは極めて難しい。延長された手術ターゲット領域４６１内の収差を制御するために、実施形は、上記５つの基準点のうちの１つ又は２つ以上においてストレールレシオをＳ(threshold)よりも高く保つことができる。これら５つの基準点は、全てミリメートル単位において、ターゲット領域内の円柱座標（ｚ，ｒ）によって、（０，０）にあるターゲット領域の前方中心に対して、任意のアジマス角φのＰ１＝（０，０）、Ｐ２＝（２，６）、Ｐ３＝（５，０）、Ｐ４＝（８，０）、Ｐ５＝（８，３）として決定されている。

同様に、レーザーシステム１’’の実施態様は、焦点スポット半径ｒ_fを、ターゲット領域内で閾値ｒ_f(threshold)よりも小さく保つことができ、ｒ_f(threshold)は、２，３，４，５及び６マイクロメートルであり得る。

前述のように、これらの焦点スポット半径ｒ_f値は、全てミリメートル単位において、（０，０）にあるターゲット領域の前方中心に対して、任意のアジマス角φのＰ１＝（０，０）、Ｐ２＝（２，６）、Ｐ３＝（５，０）、Ｐ４＝（８，０）、Ｐ５＝（８，３）のターゲット領域内の上記５つの基準点のうちの１つ以上においてｒ_f (threshold)よりも小さくされうる。

２つの具体的な収差尺度だけを詳細に論じるが、レーザーシステム１’’は、球面収差、コマ収差、非点収差、及び色収差を含む、種々様々な収差を制御することができる。

レーザーシステム１’’の実施形は、ターゲット領域４６１内でレーザーシステム１’’の焦点深度をＺスキャンしたＺスキャナ２５０ｂ及び４５０ｂによって引き起こされた収差を少なくとも部分的に補償することもできる。

図１７Ａ〜Ｂに示されているように、増分Ｚスキャナ４５０ｂのいくつかの実施形において、この目標及びその他の目標が、可変ステージ、又は焦点エクステンダ・ステージ４８１（ｉ）を利用することにより達成される。このようなステージはレーザービーム路の内外で位置決めされることができる。これらの可変ステージは、予め定められたＺ増分において焦点深度をＺスキャンするように構成されることができる。

可変段４８１（ｉ）は、対応するレンズ４９１（ｉ）を含有していてよく、これらのレンズは、機械的スライダ、機械的アクチュエータ、回転アーム、及び電気機械的装置に取り付けられている。これらは、レーザービームの光路の内外でレンズ４９１（ｉ）を動かすことができる。例えばこれらの実施形のうちのいくつかのスライディング・トラックは光軸に対して横方向に延びることができる。

図１７Ａ〜Ｂは３つのステージ実施形を示している。他の実施形において、ステージ数は１，２，４又は５以上であり得る。焦点エクステンダ・レンズ４９１（ｉ）を備えた複数の可変ステージを使用した連続Ｚスキャナ２５０ｂと増分Ｚスキャナ４５０ｂとの組み合わせは、上述と同様に、焦点スポットのＺスキャンを準連続的に変化させるのを可能にする。可変ステージ４８１（ｉ）の数を最小化するために、レンズ４９１（ｉ）の焦点シフト４９２（ｉ）は、２の整数累乗に対して比例することができる。これらの実施態様の場合、焦点エクステンダ・レンズ４９１（ｉ）の焦点シフト４９２（ｉ）は、基本焦点シフトで乗算された値２⁰、２¹，．．．２ⁿを取ることができる。全ての可能な組み合わせにおいてｎ個の焦点エクステンダ・レンズ４９１（ｉ）を挿入することによって、２ⁿのレンズ・イン／レンズ・アウト形態が形成される。これらの形態は、レーザーシステム１’’のオペレータが、基本的に等しい間隔を置いた２ⁿのＺレベル４６５（ｉ）でターゲット領域をスキャンするのを可能にする。

これらの実施形の概念を、３ステージ増分Ｚスキャナ４５０ｂにおいて実証する。３つの焦点エクステンダ・レンズ４９１（１），４９１（２），４９１（３）の焦点シフト４９２（１），４９２（２）及び４９２（３）は、表１０に示すように、例えば１ｍｍの基本焦点シフトを、２⁰＝１、２¹＝２及び２ⁿ＝４のような２の累乗で乗算された値にほぼ等しい。

下記の形態配列で実施する場合、これら３つのステージ４８１（１）、４８１（２）、４８１（３）の２³＝８つのイン／アウトの組み合わせは、それぞれの１ｍｍの均等なＺステップ４６３によって分離された、等しい間隔を置いた８つのＺレベル４６５（１），．．．４６５（８）を提供する。

注目すべきは、表１１のイン／アウト形態が、対応する焦点シフトの二進法表示に対する一対一対応関係を有し、「イン」は１に対応し、「アウト」はゼロに対応することである。例えば、図１７Ｂに示された形態５は、可変ステージ１，２及び３の（イン、アウト、イン）である。この形態は数５：１０１のまさに二進法表示である。

いくつかの実施態様は、１ｍｍをわずかだけ超える連続Ｚスキャン範囲４６４（ｉ）を有し、オーバラップ・スキャン範囲を形成している。これらのシステムは、レーザーシステム１’’を較正して、隣接するＺスキャン範囲間にギャップを有することを回避する可能性を提供する。これらのギャップは、物理的システム内の範囲及び境界位置の不正確さを含む種々の理由から生じ得る。このような実施形は、レーザーシステム１’’のオペレータが、いかなる焦点深度をも除外することなしに、基本的に８ｍｍの全Ｚスキャン範囲を準連続的にスキャンするのを可能にする。従ってこのような実施形では、外科医が白内障処置を実施するか、或いは水晶体及び角膜の一体型処置を同様に高精度で実施することさえできる。

個々の焦点エクステンダ・レンズ４９１（ｉ）の挿入による焦点シフトがレーザーシステム１’’の焦点深度と比較して小さいときには、全焦点シフトは、個々の焦点エクステンダ構成部分からの焦点シフトの和となる。加えて、Aldis Theorem (Handbook of Optical Systems,Volume 3: Aberration Theory and Correction of Optical Systems, Ed: Herbert Gross, Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA, Weinheim, 2007)によれば、光学システムの収差を、種々の光学素子の表面に対応する収差の和として表現することができる。

Aldis Theoremに照らして、可変ステージＺスキャナ４５０ｂ全体の収差は、個々の可変ステージ４８１（ｉ）及びこれらの焦点エクテンダ・レンズ４９１（ｉ）の補償の和として補償されることができる。レンズ４９１（ｉ）それぞれがこれら自体の収差を少なくとも部分に補償する実施形において、レーザーシステム１’’の全収差は、全Ｚスキャン中、又は少なくともそのかなりの部分にわたって基本的に引き続き補償され得る。

可変ステージ４８（ｉ）は、可変ステージ内部の適宜に選ばれた１つ以上のマルチプレット・レンズを利用して、可変ステージ４８１（ｉ）自体のＺスキャンによって引き起こされる収差を少なくとも部分的に補償することができる。

マルチプレット・レンズの例は、機能性マルチプレット、すなわち例えば種々異なる屈折率、厚さ、又は半径を有する複数のレンズを含有する光学素子を含む。最も単純な実施形の場合、これらのレンズは密にまとめられており、他の実施形の場合、レンズは直接には接触していない。一般に、これらの機能性マルチプレットのレンズは、時には専用レンズ・ハウジング内で一緒に動く。

マルチプレット・レンズは、シングレット・レンズと同じ、ビームの光学的集束を達成することができる。それに加えて、これらは付加的な調整可能なパラメータ（例えば各レンズの半径、曲率、及び屈折率）を有しているので、非点収差、コマ主鎖、高次球面収差、又は色誤差を含む、これらの付加的なパラメータを調整することにより、より多くのタイプの収差を補償することができる。

自己補償型レンズの他の実施態様は、適宜の形状ファクタを有することによって、又はレンズ・ベンディングによって、収差を補償する。レンズ・ベンディングは、球面収差を制御するための効果的な手段である。ベンディング量は、ベンディング・パラメータＸ＝（ｃ₁＋ｃ₂）／（ｃ₁−ｃ₂）によって特徴づけられる。ここでｃ₁及びｃ₂は、レンズ表面の曲率である。球面収差は、ベンディング・パラメータＸに二次的に依存し、コマ収差はＸに線形に依存する (Handbook of Optical Systems,Volume 3: Aberration Theory and Correction of Optical Systems, Ed: Herbert Gross, Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA, Weinheim, 2007)。適切に選ばれたレンズ・ベンディングは、球面収差、又は異なる深さにレーザービームを集束する結果として導入されたコマ収差、及びレンズが所定の位置に挿入されない時に存在する他の収差を補償することができる。

図１８は、増分Ｚスキャナ４５０ｂの実施態様を示している。この３ステージ実施形は、シングレット・レンズ４９１ａ（１）と、第１マルチプレット・レンズ４９１ａ（２）と、第２マルチプレット・レンズ４９１ａ（３）とを含む。これらのレンズ４９１ａは別個のＺスキャナ４５０ｂ内に位置することができ、或いはオブジェクティブ７００と一体化することもできる。オブジェクティブ７００と増分Ｚスキャナ４５０ｂとの間に、付加的なレンズ群が配置されてよい。オブジェクティブ７００は、増分Ｚスキャナ４５０ｂとは別個のハウジング内に位置し、これに対して固定されるか又は運動可能であってよい。

増分Ｚスキャナ４５０ｂの特定の実施態様のパラメータ範囲は、レーザービームによって交差される表面に関して、表１２．１〜１２．３に記載されている。

異なる実施形は、レーザーシステム１’’内部に異なる形式で配置されたＺスキャナを有することができる。いくつかの事例では、連続Ｚスキャナ２５０ｂは、レーザー源１００とＸＹスキャナ３００との間に位置決めされることができ、そして増分Ｚスキャナ４５０ｂは、レーザービーム路内でＸＹスキャナ３００の後に位置決めされている。

他の実施態様の場合、連続Ｚスキャナ２５０ｂは、レーザービーム路内でＸＹスキャナ３００の後に位置決めされていてよい。さらに他の実施態様の場合、連続Ｚスキャナ２５０ｂは、レーザー源１００とＸＹスキャナ３００との間に位置決めされた第１ブロックと、レーザービーム路内のＸＹスキャナ３００の後に位置決めされた第２ブロックとを含むことができる。

レーザーシステム１’’の実施態様は、Ｚ焦点深度と、レーザービームの開口数ＮＡとを基本的に互いに独立して変化させるように構成されることができる。

いくつかの実施態様は、レーザービーム路内のオブジェクティブ７００の前に位置決めされた増分Ｚスキャナ４５０ｂを有し、増分Ｚスキャナ４５０ｂはオブジェクティブとは別個のハウジング内にある。

レーザーシステム１’’のいくつかの実施形は、ステップ：
４９３（ａ）−レーザー源１００によってレーザービームを発生させるステップ、
４９３（ｂ）−増分Ｚスキャナ４５０ｂによってレーザービームの焦点深度をＺスキャンするステップ、及び
４９３（ｃ）−連続Ｚスキャナ２５０ｂによってレーザービームの焦点深度をＺスキャンするステップ
において、方法４９３によって走査することができる。

増分Ｚスキャナ４５０ｂによってレーザービームの焦点深度をＺスキャンする４９３（ｂ）ステップは、増分Ｚステップ４６３（ｉ）における焦点深度をＺスキャンすることを含むことができる。連続Ｚスキャナ２５０ｂによってＺスキャンする４９３（ｃ）ステップは、Ｚステップ４６３（ｉ）に対応する連続スキャン範囲４６４（ｉ）における焦点深度をＺスキャンすることを含むことができる。

いくつかの実施形の場合、連続スキャン範囲４６４（ｉ）のうちの１つ以上はＺステップ４６３（ｉ）よりも大きいことが可能である。これらの実施形では、Ｚステップ４６３（ｉ）の前後で連続Ｚスキャナ２５０ｂで焦点深度をＺスキャンできる連続スキャン範囲４６４（ｉ）及び４６４（ｉ＋１）、又は隣接するＺレベル４６５（ｉ）及び４６５（ｉ＋１）を中心とする連続スキャン範囲４６４（ｉ）及び４６４（ｉ＋１）はオーバラップし、眼科レーザーシステム１’’のオペレータが、準連続的なＺスキャン範囲において焦点深度をＺスキャンするのを可能にする。

方法４９３のいくつかの実施態様は、増分Ｚスキャナ４５０ｂを角膜Ｚレベル４６５（ｃ）にセットし、角膜Ｚレベル４６５（ｃ）の周辺で連続Ｚスキャナ２５０ｂによって焦点深度をＺスキャンすることによって、角膜手術処置を施すのを可能にし、増分Ｚスキャナ４５０ｂを１つ又は２つ以上の水晶体レベル４６５（ｉ）にセットし、そして水晶体レベル４６５（ｉ）の周辺で連続Ｚスキャナによって焦点深度をＺスキャンすることによって、水晶体手術処置を施すことを含んでよい。

方法４９３は、ターゲット領域４６１において、閾値よりも良好な収差を保つことができる。ここでは収差は球面収差、コマ収差、非点収差、及び色収差、又はこれらの任意の組み合わせであり得る。

増分ＺスキャナによるＺスキャンのステップ４９３（ｂ）は、レーザービーム路の内外に増分Ｚスキャナ４５０ｂの可変ステージ４８１（ｉ）を位置決めすることを含んでよい。

いくつかの実施形において、ステップ４９３（ｂ）はさらに、予め定められたＺ増分における焦点深度をＺスキャンする一連の形態を成して可変ステージ４８１（ｉ）を位置決めすることを含んでよい。いくつかの事例において、焦点深度は、レーザービーム路内で種々異なる可変ステージ４８１（ｉ）を動かすことにより、種々異なる２の累乗で乗算された基本Ｚステップ長に比例して動かされる。

焦点深度のＺスキャンは、（ａ）連続Ｚスキャナによって焦点深度を、第１連続スキャン範囲の最大値の近くの焦点深度までＺスキャンし、（ｂ）増分Ｚスキャナによって増分Ｚステップで焦点深度を増大させ、（ｃ）連続Ｚスキャナを第２連続スキャン範囲の最小値の近くにリセットし、そして（ｄ）第２連続スキャン範囲内で焦点深度をＺスキャンすることを含んでもよい。

方法４９３は、レーザービームの開口数を調節することから基本的に独立して、焦点深度をＺスキャンするのを可能にする。

５． オブジェクティブ７００
いくつかの実施形において、Ｚスキャナ４５０によって出力されたレーザービームは、ビームスプリッタ／二色性ミラー６００によってオブジェクティブ７００上に偏向される。このミラー６００を介して、レーザー伝送システム１内に種々の補助光をカップリングすることもできる。補助光源は、光コヒーレンス・トモグラフィ（ＯＣＴ）システム、照明システム、及び視覚的観察ブロックと連携する光を含むことができる。

オブジェクティブ７００は、レーザーエンジン１００からＸＹスキャナ３００及びＺスキャナ４５０を通って伝搬するＸＹＺスキャンされたレーザービームと、手術ターゲット領域内への補助光とのための共有光路を提供することができる。種々の実施形において、オブジェクティブ７００は、オブジェクティブ・レンズ（対物レンズ）群を含んでよい。いくつかの実施形では、オブジェクティブ・レンズ群のレンズは、互いに相対運動することはない。このようなものとして、オブジェクティブ７００はＺスキャン機能の一体部分ではあるが、Ｚスキャンに可変的又は動的には関与しない。これらの実施形の場合、焦点スポットのＺ焦点深度を動かすために、オブジェクティブ７００内でレンズ位置が調節されることはない。

オブジェクティブ７００の実施形は、手術用パルス状レーザービームの球面収差、コマ収差、及び高次収差のうちの少なくとも１つを制御することができる。

オブジェクティブ７００は種々異なる波長の光をガイドしているので、オブジェクティブ７００の実施形は、色消しレンズ群を使用する。補助光の波長範囲は例えば０．４ミクロン〜０．９ミクロンであってよく、また手術用の光の波長は１．０〜１．１ミクロン範囲であってよい。オブジェクティブ７００の実施形は、使用される光の波長範囲、例えば上記例では０．４ミクロン〜１．１ミクロンの範囲全体を通して、色収差を予め定められた値未満に保つ。

オブジェクティブ７００の重量又は質量は重要な考慮事項である。いくつかの実施形において、オブジェクティブは、患者の眼と機械的に接触している。このようなものとして、これは眼に圧力を加える。この圧力は、眼をその弛緩した形態から歪ませて、ターゲットを選択し、手術用レーザービームを正確に指向することをより難しくする。

さらに、患者が手術処置中に動く場合、オブジェクティブは、患者の動きに応じて最小限の抵抗で動き得るのが好ましい。オブジェクティブの重量はばねシステム又は釣り合い錘で静釣り合いを取ることができるものの、これらの手段は動的力又は慣性力を低減しないことがある。実際にはこれらの力はこのような手段によって増大されるおそれがある。これらの考慮事項の全ては、オブジェクティブ７００の重量又は質量を低減することの有用性に向いている。

眼科手術手段に関連するクリティカルな力及びこれに相応するオブジェクティブの質量を識別する数多くの方法がある。眼に対する種々の衝撃の概説が、例えばDetermination of Significant Parameters for Eye Injury Risk from Projectiles: Duma SM, Ng TP, Kennedy EA, Stitzel JD, Herring IP, Kuhn F. J Trauma. 2005 Oct; 59(4):940-4において発表されている。この論文は、眼に衝撃を与える物体を概説し、そして（ｉ）角膜擦過傷のような軽度の負傷、水晶体転位のような中度の負傷、及び網膜損傷のような重度の負傷に対応して、衝撃物体のクリティカル・エネルギー値を提供している。この論文はまた（ｉｉ）数パーセントの可能性を表す「低」、約５０％の可能性を表す「中」から、ほぼ確実な負傷を意味する「高」までの負傷確率を割り当てている。この論文はさらに（ｉｉｉ）衝撃物体の形状に従って影響シナリオを類別し、全衝撃エネルギー、及び衝撃面積によって基準化される衝撃エネルギーに従って分類した。

これらの結果は、オブジェクティブ７００の機械的支持システムの完全な故障によって引き起こされる、場合によって最大の衝撃負傷を調査することによって眼の手術の具体事例に適用することができる。このような故障は、典型的な鉛直方向経路２０〜２５ｍｍにわたるオブジェクティブ７００全体の自由落下を生じさせて、オブジェクティブのエネルギーを眼自体に転移させるおそれがある。既知の物理的原理に従ってオブジェクティブの自由落下をモデリングする、発表済のクリティカル・エネルギー値から、クリティカル質量を計算することができる。

この長さの鉛直方向経路は、下記設計原理から生じ得る。オブジェクティブ７００はレーザー伝送システム１をガントリ（gantry）によって眼に安全且つ信頼性高くドッキングするために、鉛直方向スライディング・ステージ上に取り付けることができる。このような設計は，ガントリに対する精度及び力の要件を緩和する。なぜならば、鉛直方向のガントリはオブジェクティブ７００を、鉛直方向移動範囲内に位置決めされるように収容するからである。さらに、一旦眼がドッキングされたら、これらの設計は眼が、眼とレーザー伝送システム１との付着状態を断つことなしに、レーザー源１００に対して鉛直方向に動くのを可能にする。これらの動きは、患者の動き又は手術台の動きに起因して生じ得る。オブジェクティブ７００の２０〜２５ｍｍの鉛直方向の移動範囲は、この範囲内のガントリの力及び患者の動きを効果的且つ安全に軽減する。

最後に、（ｉｖ）設計上の考慮事項も、オブジェクティブ７００の光学素子、例えばオブジェクティブ・レンズ群内のガラス・レンズ単独の（「光学」）質量がオブジェクティブ全体の質量の下限を定義するという意味で、クリティカル質量に影響を与える。それというのも、オブジェクティブのハウジング及び制御システムを低減する数多くの方法があるのに対して、レンズの質量を低減するのは極めて難しいからである。本発明のシステムにおいて、オブジェクティブの全質量は、レンズ単独の「光学」質量の２〜３倍であり得る。

これらの基準のうちのいくつかは、クリティカル質量のより先鋭な定義をもたらし、他の基準は、先鋭な定義に役立つのではなく、平滑な交差依存をもたらすにすぎない。

上記（ｉ）〜（ｉｖ）の分類の全ての可能な組み合わせから、クリティカル質量ＭＣの比較的先鋭で有意義な４つの定義を下記のように特定することができる：
（１） ＭＣ１ ほぼ４００グラム：質量Ｍ＜ＭＣ１のオブジェクティブは、最悪のケースである故障シナリオにおいても、患者を負傷させるリスクを基本的にもたらさない；
（２） ＭＣ２ ほぼ７５０グラム：ＭＣ１＜Ｍ＜ＭＣ２レジームの質量が、全衝撃エネルギーを介して何らかの角膜擦過傷を引き起こす可能性は１０％よりも大きいことがあり；
（３） ＭＣ３ ほぼ１３００〜１４００グラム：ＭＣ２＜Ｍ＜ＭＣ３レジームの質量が、任意の衝撃シナリオにおいて角膜擦過傷を引き起こす可能性は５０％であることがあり；そして最後に、
（４） ＭＣ４ ほぼ３，３００グラム：いくつかの衝撃シナリオにおけるＭＣ３＜Ｍ＜ＭＣ４の質量は、所定の角膜擦過傷に近い状態を引き起こすことがあり、そして中度又は最悪の度合いの負傷をもたらす可能性はゼロではない。

これらの確率の全てはもちろん、オブジェクティブの機械的支持システムの完全故障が実際に発生する低い確率で乗算しなければならない。しかし、眼科用途において、想像できるがしかし起こりそうもない負傷シナリオ全てを回避するために、極端な基準が採用されることが必要となり、このことが上記クリティカル質量を妥当なものにする。

従って、上記考慮事項は、オブジェクト７００の総合的及び光学的な質量に関して、明確な基準に従って４つのクリティカル質量を特定する。従って、設計プロセスが何とかしてオブジェクティブ質量を低減して、上記クリティカル質量ＭＣ４，．．．，ＭＣ１のうちのいずれか１つを下回るようにするオブジェクティブ７００の実施態様が、質的により良好な、安全な手術処置の可能性を提供する。

フェムト秒眼科レーザーのための既存のオブジェクティブは、５０００グラムを上回る質量を有しており、これは、これら４つのクリティカル質量のうちの最大のものをさえかなり上回る。例外はManziによる米国特許出願公開第２００３００５３２１９号明細書であり、これに記載されたレンズ系において、レンズの光学質量は単独で約１０００グラムであり、全質量は場合によっては２，０００〜３，０００グラムとなる。Manziの設計は、他の既存のオブジェクティブよりも軽量ではあるもののまだ極めて大規模である。これは主として、Ｚスキャナがオブジェクティブの一体部分であることに起因する。それというのもオブジェクティブ内部のレンズ素子がＺ焦点制御のために使用されるからである。精密機械加工されたハウジングのため、レンズのための精密線形ガイドのため、そしてサーボモータのために、付加的な質量がManziによって必要とされる。これらは全て全質量を増大させて５０００グラムを上回る値に戻す。

対照的に、オブジェクティブ７００の種々の実施態様の質量は上記質量範囲：０〜４００グラム、４００〜７５０グラム、７５０〜１，３５０グラム、及び１，３５０〜３，３００グラムのうちのいずれかの範囲に含まれ得る。この質量は光学質量又は全質量であってよい。例えばオブジェクティブ７００の実施体におけるレンズの質量は１３０グラム未満であり得る。４００グラムの全集成体質量のための精密金属ハウジング内にこれらのレンズを取り付けることが好都合である。

オブジェクティブ７００の実施態様は、Ｚスキャン機能を別個のＺスキャナ４５０に移動し、これを別個の機能性又は機械的なハウジング内に収容することにより、４００グラム、７５０グラム、１，３５０グラム及び３，３００グラム未満までのこのような顕著な質量低減を達成する。ここで「機能性又は機械的なハウジング」という用語は、非機能性設計の考察事項全体によって、別個のＺスキャナ４５０がオブジェクティブ７００と同じ一般的な容器内に配置され得るが、しかしこのような一般的な容器は、光学的機能又は機械的な目的には役立たないという事実を意味する。

いくつかの実施態様の場合、オブジェクティブ７００の光学特徴を調節することによって動的Ｚスキャン機能のうちの少なくともいくつかを実施する類似のオブジェクティブと比較して、Ｐ（ｍａｓｓ）パーセンテージによってオブジェクティブ７００の質量を低減することができる。このような特徴は、オブジェクティブ７００内に組み込まれたＺスキャナ４５０全体であるか、又はオブジェクティブ７００内に組み込まれた可動ビームエクスパンダ・ブロック５００であるか、又はオブジェクティブ７００内に組み込まれた１つ又は２つ以上の可動スキャンレンズであってよい。Ｐ（ｍａｓｓ）は１０％、５０％、又は１００％であり得る。

オブジェクティブ７００及び手術用レーザーシステム１の対応設計の別の関連態様については、図１４に関連して説明した。図示のように、Ｚスキャナ４５０の実施態様は、ＸＹＺスキャンされたレーザービームをオブジェクティブの入射ピボット・ポイントＰＰ（Ｏ）上に集束することができる。オブジェクティブ７００内部に入射ピボット・ポイントＰＰ（Ｏ）を有する実施態様は、ビームがこの内部ピボット・ポイントＰＰ（Ｏ）に向かって収束するにつれて、光路の大部分にわたってビーム半径ｒｂが大幅に低減される。そして今度は、ビーム半径ｒｂが低減されたビームを、より小さなレンズによって制御することができ、その結果、オブジェクティブ７００の質量全体を大幅に低減することができる。

上記設計の洞察に従ったオブジェクティブ７００の実施形を表１３に要約し、そして図１９に示す。オブジェクティブ７００の実施形は、Ｚスキャナ４５０から手術用パルス状レーザービームを受容するための第１レンズ群と、第１レンズ群から手術用パルス状レーザービームを受容するための、そしてこの手術用レーザービームをターゲット領域上に集束するための第２レンズ群とを含む。

表１３は図１９のオブジェクティブ７００をより詳細に、表面１〜１６を介して示している。オブジェクティブ７００は９つのレンズＬ１〜Ｌ９を有しており、そして表面１７を介して患者インターフェイス８００と相互作用している。前述のように、括弧は、対応パラメータが取り得る範囲を示している（表面１及び２はレンズＬ１／Ｌ２のダブレットを画定し、そして表面８及び９はレンズＬ５／Ｌ６のダブレットを画定しており、従って表面数は１８の代わりに１６である）。

他の実施形において、異なる数のレンズを、上記設計考慮事項を同等に満たす異なるパラメータ範囲とともに使用することができる。

いくつかの実施態様の場合、オブジェクティブ７００をレンズ群に関連して記述することができる。例えばオブジェクティブ７００は、Ｚスキャナ４５０から、ＸＹＺスキャンされたレーザービームを受容するための第１レンズ群と、第１レンズ群からレーザービームを受容するための第２レンズ群とを含む。第２レンズ群は、屈折率範囲１．５４〜１．７２の第１レンズと、曲率範囲３７．９〜６５ １／ｍの入射表面と、曲率範囲−１５．４〜５．２ １／ｍの射出表面とを含むことができる。さらに、第２レンズ群は、屈折率範囲１．５６〜１．８５の、距離範囲０〜６．５ｍｍだけ第１レンズから離された第２レンズと、曲率範囲−５５．１〜−２１．８ １／ｍの入射表面と、曲率範囲１１．４〜２６．８ １／ｍの射出表面とを含むことができる。オブジェクティブ７００はレーザービームを、第２レンズを通して患者インターフェイス８００上に出力することができる。

いくつかの実施形では、オブジェクティブ７００の有効焦点距離は７０ｍｍ未満である。

いくつかの実施形では、オブジェクティブ７００から患者インターフェイス８００までの距離は２０ｍｍ未満である。

いくつかの設計において、レーザー伝送システム１の焦点面の曲率は２０ １／ｍよりも大きい。

商業的に入手可能な光学設計ソフトウェア・パッケージ、例えばOptical Research Associatesから入手可能なZemax Development Corporation 又はCode Vを使用することにより、本明細書全体を通して表された設計原理に則るように、オブジェクティブ７００及び手術用レーザーシステム１の数多くの他の実施形を形成することもできる。

６． 全体的なシステム光学的性能
種々の実施形において、サブシステムであるプリコンペンセータ２００と、ＸＹスキャナ３００と、Ｚスキャナ４５０と、オブジェクティブ７００とを相互依存的に最適化することによって、レーザー伝送システム１の光学的性能が、例えば眼科手術用途のために独自に有用な特性を呈するようにすることができる。

表１４Ａ〜Ｂは、第１及び第２の実施形におけるレーザー伝送システム１全体の光学的性能を、開口数ＮＡ及びストレールレシオＳに関して要約する。光学的性能はここでもやはり、上記基準点Ｐ１，．．．Ｐ５と同様に、基準点で特徴づけられている。表１４Ａ〜Ｂは、レーザー伝送システム１の光学的性能を、形態Ａ，Ｂ，Ｃ及びＤにおける成分とともに示している。これらの形態は、それぞれ角膜中心（Ａ），角膜周囲（Ｂ）、水晶体中心（Ｃ）、及び水晶体周囲（Ｄ）にレーザービームを伝送する。これらの基準点は、水晶体に眼科手術を施すことの難題を伴う大きい手術ボリュームを表す。

表１４Ａ〜Ｂは、特定値を有する基準点の半径方向座標を示している。しかしながら、他の実施態様の場合、ＮＡ及びＳは、これらの特定半径方向座標「周辺」に同じそれぞれの範囲の値を取る。いくつかの事例では「周辺」という用語は、示された半径方向座標値からＰ(ｒａｄｉａｌ)パーセント以内の半径方向座標範囲を意味する。ここでＰ(ｒａｄｉａｌ)は１０％、２０％及び３０％のうちの１つであり得る。例えば、ｚ半径方向座標範囲７．２ｍｍ及び８．８ｍｍの点は、「水晶体、中心」基準点のｚ＝８．０ｍｍ半径方向座標からＰ(ｒａｄｉａｌ)＝１０％近傍以内にある。

さらに、いくつかの実施態様では、ＮＡ及びＳは、Ｂ、Ｃ及びＤ形態に対して挙げられた３つのそれぞれの範囲のうちの１つだけに該当する。いくつかの他の実施態様では、ＮＡ及びＳは、表１４Ａ〜ＢのＢ、Ｃ及びＤ形態に対して挙げられた３つのそれぞれの範囲のうちの２つだけに該当する。

表から判るように、記載されたレーザー伝送システムは、水晶体手術ボリューム全体を通して、基本的に回折限界的な光学的性能になるように良好に修正される。

ストレールレシオＳが０．８を上回る類似の設計は、これらの設計の全てが回折限界的システムと考えられるため、上に挙げた設計と同等のものと考えることができる。

他の収差尺度、例えば焦点スポット半径ｒ_fをストレールレシオＳの代わりに使用して、レーザー伝送システム１の光学的性能全体を特徴づけることもできる。大きい開口数ＮＡと結びついた大きいストレールレシオは、小さな焦点スポット半径ｒ_fと言い換えられるので、形態Ａ〜Ｄ全体を通して、焦点スポット半径ｒ_fは眼ターゲット領域において、いくつかの実施形では２ミクロン未満にとどまり、他の実施形では４ミクロン未満にとどまり、さらに他の実施形では１０ミクロン未満にとどまる。

レーザー伝送システムの性能をより正確に特徴づけるために、そしてビーム伝搬に対する角膜及び水晶体の実質的な影響を表すために、表１４Ａ〜ＢのＮＡ値及びＳ値は、光学的設計の一体部分として眼を含む系を設計することによって導き出されている。いくつかの設計において、眼は、その自然な形でモデル化される。他の設計では、真正な手術条件を表すために、眼のある程度の圧平が含まれている。

表１５は、図１９の人間の眼のモデル８５０によって示されているように、当該眼組織のシンプルなモデルを要約する。（表面のナンバリングは、表１３のナンバリングに続くように選択され、表１８で始まっている。表面は患者インターフェイス８００を角膜組織に結合する。）眼組織は、０．６ｍｍ厚の角膜（患者インターフェイスから共有表面１８を介して入射）、房水（角膜から表面１９を介して入射）、及び水晶体（房水から表面２０を介して入射）によってモデル化されることができる。眼表面の分離は、レンズ表面１〜１６の分離と同様に処理される。

この眼組織モデルを使用して、表１４Ａ〜ＢのＮＡ値及びＳ値を計算した。関連する眼モデルは、比較可能な収差尺度をもたらす。

別個のさらなる態様において、光学手段によって修正されない歪曲及びフィールド湾曲のうちのいくつかを残すことによって、レーザー伝送システム１全体の光学的設計のいくつかの実施形を単純化することができる。

図２０が示すように、いくつかのシステムにおいて、この設計原理は手術システムの位置精度を有利なものでなくする。四角いドットは、ＸＹスキャナ３００のミラーが１度ステップでスキャンし、そしてＺスキャナ４５０が、可動ビームエクスパンダ５００を５ｍｍステップで動かすことによってＺ焦点深度をスキャンするのに伴う焦点スポットの位置を示している。図から判るように、Ｚ焦点深度を一定に維持しながら焦点スポットのＸＹスキャンされた場所として定義される「焦点面」が湾曲している。側方周囲では切開深さはより浅く、このことは修正されないフィールド湾曲を有するレンズの既知の挙動と一致する。

同様に、ＸＹスキャナ３００のミラーが固定状態に保たれ、Ｚスキャナ４５０がＺ焦点深度をスキャンすると、焦点スポットの側方位置が変化する。設計をさらに複雑にすると、半径方向側方ＸＹ位置も、Ｚ焦点深度も、それぞれのスキャナ位置に対する線形依存性を呈さない。ＸＹ平面において、これらの歪曲は樽形又は糸巻き形歪曲と呼ばれる（多くの実施形では、第三座標、ＸＹスキャナ３００のアジマス角は不変のまま焦点位置のアジマス角に移り、従ってこれは示さない）。

図２１は、レーザー伝送システム１のいくつかの実施形がいかにして新しいコンピュテーショナル・ソルーション（計算解）を上記難題に提供するかを示している。スキャナ座標は、球面座標（ζ，χ，φ）の形で与えられる。ここでζはＺスキャナ４５０の位置であり、χはＸＹスキャナ３００の光軸からの傾斜角であり、そしてφはアジマス角である。焦点スポット位置は、円柱焦点座標（ｚ，ｒ，φ）によって与えられ、ｚはＺ焦点深度であり、ｒは光軸からの半径方向距離であり、そしてφはアジマス角である。

焦点位置のアジマス角は、スキャナのアジマス角と基本的に同じであり得るので、示されていない。残りのＸＹ及びＺスキャナ座標（ζ，χ）は、それぞれのスキャン・インターバル内で離散化することができ、スキャン・グリッド、及びＣ_ij＝（ζ_i，χ_j）として定義された対応スキャナ・マトリックスＣ_ijを定義する。実際のスキャナ座標が値（ζ_i0，χ_j0）を取るならば、スキャン・マトリックスＣ_ijはこの特定の（ｉ０，ｊ０）では１であり、そして他の全ての（ｉ，ｊ）対に対してはゼロである。

同様に、焦点スポット位置は、二次元焦点マトリックスＳ_klによって特徴づけられることができる。ここでＳ_klは、離散化された半径方向座標及びＺ深さ焦点座標（ｚ_k，ｒ_l）と関連する。スキャナ・マトリックスＣ_ij及び焦点マトリックスＳ_klに関して、レーザー伝送システム１の光学性能は、スキャナ座標（ζ_i，χ_j）がいかにして焦点座標（ｚ_k，ｒ_l）上に変換するか、を表す四次元トランスファーマトリックスＴ_ijkl、一般にはＳ＝ＴＣ、又は詳細には

を用いて特徴づけられることができる。

トランスファーマトリックスＴ_ijklは、スキャナ・マトリックスＣ_ijと焦点マトリックスＳ_kとの線形接続を示しているが、いくつかの他の実施形では、スキャナ・マトリックスＣ_ijと焦点マトリックスＳ_kとの間には、非線形関係が存在していてよい。これらの実施形では、等式（５）は非線形接続によって置き換えられる。

レーザー伝送システム１は、コンピュータ光線追跡、物理的較正、又はこれら両方の組み合わせによって、トランスファーマトリックスＴの要素を最適化するように構成されることができる。物理的較正法の実施形が、米国特許出願公開第２００９０１３１９２１号に記載されている。この方法をこのような目的で用いることもできる。

典型的には、トランスファーマトリックスＴは可逆的であり、逆トランスファーマトリックスＴ^-1を作成するためにこれを用いることができる。逆トランスファーマトリックスＴ^-1は焦点マトリックスＳ_klの要素をスキャナ・マトリックスＣ_ijに接続する。

或いは、いくつかの実施態様の場合、ターゲット領域内で所期焦点マトリックスＳ_klによってコンピュータ設計プロセスを開始し、そして例えば光線追跡を用いて対応スキャナ・マトリックスＣ_ijを再構成することによって、逆トランスファーマトリックスＴ^-1を直接に決定することもできる。

図２１〜２２はこのような関係を示している。図２１〜２２は、ｚ軸及びｒ軸上で示された（ｚ_k、ｒ_l）焦点座標にビームを集束するために、ＸＹスキャナ３００又はＺスキャナ４５０がどの（ζ_i，χ_j）スキャナ座標に調節され得るかを示すノモグラムである。

図２１は、（ｚ，ｒ）焦点座標に対応する、ＸＹスキャナ３００のχ傾斜角を示している。一例としては、Ｚ深さｚ＝６ｍｍ及び半径方向位置ｒ＝４ｍｍを達成するために、破線は、ＸＹスキャナ傾斜角χ＝６．４度を用いることができることを示している。

図２２が示すように、同じ（ｚ，ｒ）＝（４，６）焦点座標を達成するために、Ｚスキャナ位置ζ＝１５．５を用いることができる。コンピュータにより、ノモグラムをコンピュータ・メモリ内にルックアップテーブルとして記憶することができる。二次元の線形又は二次補間によって、記憶されたルックアップ座標間の値を素早く割り出すことができる。

トランスファーマトリックスＴ及びその逆トランスファーマトリックスＴ^-1の知識は、レーザー伝送システム１の実施態様が、光学法の代わりにコンピュータ法を用いることによって図２０の収差を修正するのを可能にする。これらの実施態様はコンピュータ・コントローラを含んでいてよい。このコンピュータ・コントローラは、レーザー伝送システム１の光学歪曲を制御するためにＸＹスキャナ３００及びＺスキャナ４５０のうちの少なくとも一方を制御することができる。

図２３は、例えば、光学歪曲が低減されたスキャンパターンに沿ってスキャンすることが、例えば予め定められたＺ焦点深度ｚの平らな焦点面に沿ったターゲット領域内で望まれる場合、コンピュータ・コントローラは、下記コンピュータ制御法９００のステップを実施することができる：
（９１０）−ターゲット領域内の光学歪曲が低減されたスキャンパターンに対応する、入力（ｚ_k，ｒ_l）焦点座標と焦点マトリックスＳ_klの要素とのうちの少なくとも１つを受容し；
（９２０）−予め定められた逆トランスファーマトリックス（Ｔ^-1）_ijklを用いて、入力（ｚ_k，ｒ_l）焦点座標又は焦点マトリックスＳ_klの要素に対応する、（ζ_i，χ_j）スキャナ座標とスキャナ・マトリックスＣ_ijの要素とのうちの少なくとも１つを、記憶されたメモリから計算し又は呼び戻し；且つ
（９３０）−入力（ｚ_k，ｒ_l）焦点座標又は焦点マトリックスＳ_klの要素に従って焦点スポットをスキャンすべく、計算された（ζ_i，χ_j）スキャナ座標に従ってＺスキャナ４５０及びＸＹスキャナ３００のうちの少なくとも一方を制御する。

このようなコンピュータ・コントローラを有するレーザー伝送システムは、このようなコントローラのない同じ又は同様のレーザーシステムと比較して、光学歪曲を低減することができる。低減度はいくつかの実施態様において１０％もの大きさであることがあり、また他の実施態様において３０％もの大きさであることもある。

低減された光学歪曲は収差、フィールド湾曲、樽形歪曲、糸巻き形歪曲、湾曲状焦点面、及びＺ軸に対して平行であることが意図された、曲げられたスキャン線のうちのいずれかであり得る。

いくつかの実施形において、コンピュータ・コントローラは、プリコンペンセータ２００，ＸＹスキャナ３００，Ｚスキャナ４５０、及びオブジェクティブ７００を含むレーザー伝送システムの他のブロックと協働して、場合によってこれらの上記特徴のいずれかを利用して、これらの機能を発揮する。

可能な類似の実施形の数は、光学収差を低減するためのコンピュータ制御原理に依存して極めて多い。例えば、いくつかの実施態様におけるコンピュータ・コントローラは、クリティカルな曲率値を下回る曲率を有する焦点面上で焦点スポットをスキャンすることができる。いくつかの他の実施形において、予め定められた形状を有する表面を、コンピュータ・コントローラの適宜な動作によってスキャンすることができる。

本明細書は多くの細目を含んでいるが、これらは発明の範囲又は請求の範囲を限定するものと解釈するべきではなく、むしろ本発明の特定の実施態様に対して具体的な特徴を記述したものと解釈するべきである。別々の実施態様の関連で本明細書中に記載された特徴は、単独の実施態様中で組み合わせて実施することもできる。反対に、単独の実施態様の関連で記載された種々の特徴は、複数の実施態様において別々に、又は任意の好適な副次的組み合わせにおいて実施することもできる。さらに、特徴は組み合わせの形で作用すると上に記載されており、またそういうものとして最初に主張されているが、主張された組み合わせに由来する１つ又は２つ以上の特徴をいくつかの事例ではその組み合わせから削除して、そして主張された組み合わせを副次的組み合わせ又は副次的組み合わせのバリエーションに導いてもよい。

画像誘導手術技術、装置、及びシステムの数多くの実施形が開示されている。しかし、記載の実施形及びその他の実施形に、記載事項に基づいて変更及び改善を加えることができる。

Claims (18)

1. 眼科用レーザーシステムであって：
   レーザーパルスのレーザービームを発生させるレーザー源と；
   Ｚ軸に対して横方向に該レーザービームをスキャンするＸＹスキャナと；
   該Ｚ軸に沿って該レーザービームをスキャンするＺスキャナであって、
   該Ｚ軸に沿った該レーザービームの連続スキャンを提供する連続Ｚスキャナと；
   該Ｚ軸に沿った該レーザービームの増分スキャンを提供する増分Ｚスキャナであって、レーザービーム路の内外で位置決めされることができる１つ以上の可変ステージを有している増分Ｚスキャナと
   を含むＺスキャナと
   を備え、
   患者インターフェイスで眼に取り付けられるように構成される、眼科用レーザーシステム。
2. 前記増分Ｚスキャナは、増分的にＺステップずつ当該眼科用レーザーシステムの焦点深度をＺスキャンするように構成されており；
   前記連続Ｚスキャナは、該Ｚステップに対応する連続スキャン範囲で連続的に当該眼科用レーザーシステムの焦点深度をＺスキャンするように構成されている、
   請求項１に記載の眼科用レーザーシステム。
3. 前記Ｚスキャナは、連続スキャン範囲が１つ以上のＺステップよりも大きくなるように構成されており、これにより
   焦点深度が前記連続ＺスキャナでＺスキャンされることができる連続スキャン範囲が、隣接するＺステップにおいてオーバラップし；
   当該眼科用レーザーシステムのオペレータが、準連続的なＺスキャン範囲において焦点深度をＺスキャンすることができる、
   請求項２に記載の眼科用レーザーシステム。
4. 全Ｚスキャン範囲が、０〜５ｍｍ、５〜１０ｍｍ、１０〜３０ｍｍ、及び０〜１５ｍｍの範囲のうちの１範囲内の長さを有する、
   請求項３に記載の眼科用レーザーシステム。
5. 前記増分Ｚスキャナは、
   焦点深度を角膜Ｚレベルにセットすることができ、外科医が該角膜Ｚレベル周辺において連続スキャン範囲で角膜眼科処置を施すのを可能にし；且つ、
   焦点深度を１つ以上の水晶体Ｚレベルにセットすることができ、外科医が該１つ以上の水晶体Ｚレベル周辺において連続スキャン範囲で水晶体眼科処置を施すのを可能にする、
   請求項２に記載の眼科用レーザーシステム。
6. 前記Ｚスキャナは、ターゲット領域内で閾値よりも良好な前記レーザービームの収差を保つように構成されている、
   請求項１に記載の眼科用レーザーシステム。
7. 当該眼科用レーザーシステムの収差はストレールレシオＳによって特徴づけられることができ；
   該ストレールレシオＳは、前記ターゲット領域内で閾値Ｓ(threshold)よりも高く；
   Ｓ(threshold)は、０．６，０．７，０．８及び０．９の値のうちの１つである、
   請求項６に記載の眼科用レーザーシステム。
8. 前記ストレールレシオＳは、前記ターゲット領域内の５つの基準点のうちの１つ以上の点でＳ(threshold)よりも高く、
   該５つの基準点は、全てミリメートル単位において、該ターゲット領域内におけるこれらの円柱座標（ｚ，ｒ）によって、（０，０）にある該ターゲット領域の前方中心に対して、任意のアジマス角φのＰ１＝（０，０）、Ｐ２＝（２，６）、Ｐ３＝（５，０）、Ｐ４＝（８，０）、Ｐ５＝（８，３）として決定されている、
   請求項７に記載の眼科用レーザーシステム。
9. 当該眼科用レーザーシステムの収差は、焦点スポット半径ｒ_fによって特徴づけられることができ；
   該焦点スポット半径ｒ_fは、前記ターゲット領域内で閾値ｒ_f(threshold)よりも小さく、
   ｒ_f(threshold)は、２，３，４，５及び６マイクロメートルのうちの１つである、
   請求項６に記載の眼科用レーザーシステム。
10. 前記焦点スポット半径ｒ_fは、前記ターゲット領域内の５つの基準点のうちの１つ以上の点でｒ_f(threshold)よりも小さく、
    該５つの基準点は、全てミリメートル単位において、該ターゲット領域内におけるこれらの円柱座標（ｚ，ｒ）によって、（０，０）にある該ターゲット領域の前方中心に対して、任意のアジマス角φのＰ１＝（０，０）、Ｐ２＝（２，６）、Ｐ３＝（５，０）、Ｐ４＝（８，０）、Ｐ５＝（８，３）として決定されている、
    請求項９に記載の眼科用レーザーシステム。
11. 前記収差が球面収差、コマ収差、非点収差、及び色収差のうちの１つである、
    請求項６に記載の眼科用レーザーシステム。
12. 前記可変ステージは、予め定められたＺステップで前記レーザービームの焦点深度を動かす一連の形態において位置決めされることができる、
    請求項１に記載の眼科用レーザーシステム。
13. 種々異なる可変ステージが、種々異なる２の累乗で乗算された基本Ｚステップ長に比例して焦点深度を動かすように構成されている、
    請求項１に記載の眼科用レーザーシステム。
14. 前記可変ステージの数は、１，２，３及び４のうちの１つである、
    請求項１３に記載の眼科用レーザーシステム。
15. 前記レーザービーム路内で、機械的スライダ、機械的アクチュエータ、回転アーム、及び電気機械的装置のうちの少なくとも１つによって、可変ステージを動かすことができる、
    請求項１に記載の眼科用レーザーシステム。
16. 前記連続Ｚスキャナは前記レーザー源と前記ＸＹスキャナとの間に位置決めされており；
    前記増分Ｚスキャナは、レーザービーム路内で前記ＸＹスキャナの後に位置決めされている、
    請求項１に記載の眼科用レーザーシステム。
17. 前記連続Ｚスキャナはレーザービーム路内で前記ＸＹスキャナの後に位置決めされている、
    請求項１に記載の眼科用レーザーシステム。
18. 前記連続Ｚスキャナは、前記レーザー源と前記ＸＹスキャナとの間に位置決めされた第１ブロックと、レーザービーム路内で該ＸＹスキャナの後に位置決めされた第２ブロックとを備える、
    請求項１に記載の眼科用レーザーシステム。

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