JP5878527B2 - 緑内障もしくは乱視の手術に対して白内障手術を統合する方法および装置 - Google Patents

Description

本特許文献は、緑内障もしくは乱視の手術に対して白内障手術を統合する技術、装置およびシステムに関する。

白内障手術は、実施される最も一般的な眼球処置のひとつである。白内障手術の基本的な目標は、障害のある水晶体を除去すると共に、この障害のある水晶体の光学特性の幾分かを回復する人工水晶体もしくは眼内レンズ(IOL)で置き換えることである。概略的に、IOLは、光の透過を向上し得ると共に、散乱、吸収、もしくは、両方を低減し得る。

広範に実施されている白内障手術の形態としては、超音波式の水晶体乳化吸引術が挙げられる。この種の手術の間において、眼球の水晶体には、切開口を通して水晶体用プローブが進入する。該プローブは超音波を生成し、該超音波は水晶体を小寸の断片へと破断することから、水晶体は乳化される。注目すべきは、過去２０年に亙り、この処置が殆ど変わらないままとされたことである。超音波水晶体乳化吸引に基づく白内障手術の過程においては、(1)角膜の切開および穿刺；(2)粘弾性物質の注入による、前房の全体的構造の維持、および、その崩壊の阻止；(3)前嚢の切開；(4)前嚢裂開部の生成；(5)水晶体核のハイドロダイセクション；(6)機械式および超音波式の方法による、水晶体核の断片化；(7)水晶体核の吸引；(8)水晶体嚢内への粘弾性物質の注入；(9)水晶体皮質物質の吸引；(10)眼内レンズの挿入および位置決め；(11)粘弾性物質の除去；および、(12)角膜の創傷の完全性の検査、可能的な縫合糸の設置；などの一連の個別的な手術操作が行われる。これらの段階の内の幾つかは、眼球が、眼球手術の間において切り開かれると共に、該眼球には、水晶体を破断および除去するために器具が物理的に進入する、という事実に依り必要とされる。

米国特許第6,726,679号明細書 米国特許第4,538,608号明細書 米国特許第5,246,435号明細書 米国特許第5,439,462号明細書 米国特許第5,336,215号明細書

Freel et al BMC Ophthalmology 2003, vol. 3, p.1 Sweeney et al Exp Eye res, 1998, vol. 67, p.587-95 Heys et al Molecular Vision 2004, vol. 10, p.956-63 S. R. Chinn, et. al., Opt. Lett. 22, 1997 R. Huber et. al., Opt. Express, 13, 2005 S. H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) p.1087-1096, 1997

この様にして実施される白内障手術は、医師による高レベルの技術、および、特殊な機器および供給物を必要とし、これらの多くは手術室看護師の補助を要する。各段階は他の段階とは別体的であることから、上記処置の間において各段階を相互に最適に連携調整することは困難であり得る。

簡潔に且つ概略的に、本発明の実施形態は、眼球の水晶体における白内障目標領域を決定する段階と、上記決定された白内障目標領域の一部に白内障用レーザ・パルスを適用して光切断する段階と、上記眼球の周縁領域において緑内障目標領域を決定する段階と、緑内障用レーザ・パルスを適用して光切断により上記緑内障目標領域にひとつ以上の切開部を生成する段階と、を含む、統合された眼球手術のための方法であって、該方法の上記各段階は、統合された手術処置において実施される方法を包含する。

幾つかの実施形態において、上記白内障用レーザ・パルスを適用する上記段階は、上記緑内障用レーザ・パルスを適用する上記段階の前に実施される。

幾つかの実施形態において、上記白内障用レーザ・パルスを適用する上記段階は、上記緑内障用レーザ・パルスを適用する上記段階の後に実施される。

幾つかの実施形態において、上記白内障用レーザ・パルスを適用する上記段階は、上記緑内障用レーザ・パルスを適用する上記段階と、少なくとも部分的に同時に実施される。

幾つかの実施形態において、上記緑内障用レーザ・パルスを適用する段階は、レーザ・パルスを、強膜、角膜輪部領域、眼球隅角部、または、虹彩根の内の少なくともひとつ内に適用する段階を含み得る。

幾つかの実施形態において、上記緑内障用レーザ・パルスを適用する段階は、線維柱帯切除術、虹彩切開術、または、虹彩切除術の内の少なくともひとつに関するパターンに従ってレーザ・パルスを適用する段階を含み得る。

幾つかの実施形態において、上記緑内障用レーザ・パルスを適用する段階は、レーザ・パルスを適用して、排出チャネルまたは房水流出開口の少なくとも一方を形成する段階を含み得る。

幾つかの実施形態において、上記方法は、上記排出チャネルまたは上記房水流出開口の一方内に植設可能デバイスを挿入する段階を含む。

幾つかの実施形態において、上記排出チャネルまたは上記房水流出開口は、手術対象眼球の前房を該手術対象眼球の表面に接続することにより、上記手術対象眼球内の房水の眼圧の低減を可能とすべく構成される。

幾つかの実施形態は、上記白内障用レーザ・パルスおよび上記緑内障用レーザ・パルスの両方を適用するためにひとつのレーザを利用することを含み得る。

幾つかの実施形態において、上記緑内障用レーザ・パルスを適用する段階は、上記緑内障用レーザ・パルスを、最適化された緑内障目標領域に適用する段階を備えて成り、上記最適化された緑内障目標領域の箇所は、上記緑内障用レーザ・パルスを眼球の強膜よりも少なく散乱し、且つ、中央に形成された排出チャネルよりも少なく、上記形成された排出チャネルによって上記眼球の光路を乱すように選択される。

幾つかの実施形態において、上記緑内障目標領域は角膜輪部／強膜境界領域または角膜輪部／角膜交差領域の一方である。

幾つかの実施形態において、上記緑内障用レーザ・パルスを適用する段階は、上記眼球の強膜よりも上記緑内障用レーザ・パルスを少なく散乱させることと、中央に形成された場合の排出チャネルよりも少なく光路眼球を乱すことと、の相反する要件を最適化するように選択された方向に排出チャネルを形成すべく上記緑内障用レーザ・パルスを適用することを備えて成る。

幾つかの実施形態において、上記白内障用レーザ・パルスの設置と、上記緑内障用レーザ・パルスの設置とを決定する段階は、連携調整された様式で実施され得る。

幾つかの実施形態において、上記方法は、上記白内障用レーザ・パルスにより達成された光切断部を画像化する段階と、上記画像化された光切断部に応じて、上記緑内障目標領域の少なくとも複数の部分を決定する段階とを含み得る。

幾つかの実施形態において、上記方法は、上記緑内障用レーザ・パルスによる光切断部を画像化する段階と、上記画像化された光切断部に応じて、上記白内障目標領域の少なくとも複数の部分を決定する段階とを含み得る。

幾つかの実施形態において、上記白内障用レーザ・パルスは白内障用レーザ波長λ-cで適用され、且つ、上記緑内障用レーザ・パルスは緑内障用レーザ波長λ-gで適用される。

幾つかの実施形態において、上記白内障用レーザ・パルスは白内障患者用インタフェースを通して適用され、且つ、上記緑内障用レーザ・パルスは緑内障患者用インタフェースを通して適用される。

幾つかの実施形態において、多目的眼科手術システムは、白内障目標領域内へと白内障用レーザ・パルスを設置すべく、且つ、緑内障目標領域内へと緑内障用レーザ・パルスを設置すべく構成された多目的レーザと、上記白内障用レーザ・パルスおよび上記緑内障用レーザ・パルスの少なくとも一方により引き起こされた光切断部を画像化すべく構成された画像化システムと、を含み得る。

幾つかの実施形態において、上記多目的眼科手術システムは、上記白内障用レーザ・パルスを白内障用レーザ波長λ-cで適用すべく、且つ、上記緑内障用レーザ・パルスを緑内障用レーザ波長λ-gで適用すべく構成される。

幾つかの実施形態において、上記多目的レーザは、上記白内障用レーザ・パルスを白内障患者用インタフェースを通して適用すべく、且つ、上記緑内障用レーザ・パルスを緑内障患者用インタフェースを通して適用すべく構成される。

幾つかの実施形態において、上記多目的眼科手術システムは、上記白内障用レーザ・パルスおよび上記緑内障用レーザ・パルスを同一のレーザにより適用すべく構成される。

幾つかの実施形態において、統合された眼球手術のための方法は、眼球の水晶体における白内障目標領域を決定する段階と、上記決定された白内障目標領域の一部分を、白内障用レーザ・パルスを適用して光切断する段階と、上記眼球の中央、中間もしくは周縁の領域における乱視目標領域を決定する段階と、乱視矯正用レーザ・パルスを適用して、上記乱視目標領域において光切断によりひとつ以上の切開部を生成する段階と、を含み得、該方法の上記各段階は、ひとつの統合された手術処置において実施される。

幾つかの実施形態において、上記方法は、上記白内障用レーザ・パルスにより達成された光切断部を画像化する段階と、上記画像化された光切断部に応じて、上記乱視目標領域の少なくとも複数の部分を決定する段階とを含み得る。

幾つかの実施形態において、多目的眼科手術システムは、白内障目標領域内へと白内障用レーザ・パルスを設置すべく、且つ、乱視目標領域内へと乱視用レーザ・パルスを設置すべく構成された多目的レーザと、上記白内障用レーザ・パルスおよび上記乱視用レーザ・パルスの少なくとも一方により引き起こされた光切断部を画像化すべく構成された画像化システムと、を含み得る。

眼球を示す図である。 眼球の核を示す図である。 光切断方法の各ステップを示す図である。 ステップ320a〜bにおける手術用レーザの適用を示す図である。 角膜切開口および嚢切開口の生成、および、IOLの挿入を示す図である。 角膜切開口および嚢切開口の生成、および、IOLの挿入を示す図である。 角膜切開口および嚢切開口の生成、および、IOLの挿入を示す図である。 角膜切開口および嚢切開口の生成、および、IOLの挿入を示す図である。 角膜切開口および嚢切開口の生成、および、IOLの挿入を示す図である。 角膜切開口および嚢切開口の生成、および、IOLの挿入を示す図である。 角膜切開口および嚢切開口の生成、および、IOLの挿入を示す図である。 緑内障もしくは乱視の手術と統合された白内障手術の種々の実施形態を示す図である。 緑内障もしくは乱視の手術と統合された白内障手術の種々の実施形態を示す図である。 緑内障もしくは乱視の手術と統合された白内障手術の種々の実施形態を示す図である。 緑内障もしくは乱視の手術と統合された白内障手術の種々の実施形態を示す図である。 緑内障もしくは乱視の手術と統合された白内障手術の種々の実施形態を示す図である。 緑内障もしくは乱視の手術と統合された白内障手術の種々の実施形態を示す図である。 緑内障もしくは乱視の手術と統合された白内障手術の種々の実施形態を示す図である。 レーザ制御に対して目標物の画像化を提供すべく画像化モジュールが配備されるという画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 レーザ手術システムと画像化システムとの種々の統合の程度による画像案内式レーザ手術システムの一例を示す図である。 画像案内式レーザ手術システムを作動させることによりレーザ手術を実施する方法の一例を示す図である。 光干渉断層撮影(OCT)画像化モジュールからの眼球の画像の一例を示す図である。 画像案内式レーザ手術システムを較正するための較正サンプルの二つの例を示す図である。 画像案内式レーザ手術システムにおいて該システムを較正するために患者用インタフェースに較正サンプル材料を取付ける一例を示す図である。 手術用レーザ光線によりガラス表面上に生成された基準マークの一例を示す図である。 画像案内式レーザ手術システムのための較正プロセスおよび較正後手術操作の一例を示す図である。 レーザ誘導式光切断の副生成物と目標組織との画像を捕捉してレーザ整列を案内する代表的な画像案内式レーザ手術システムの動作モードを示す図である。 レーザ誘導式光切断の副生成物と目標組織との画像を捕捉してレーザ整列を案内する代表的な画像案内式レーザ手術システムの動作モードを示す図である。 画像案内式レーザ手術システムにおけるレーザ整列操作の各例を示す図である。 画像案内式レーザ手術システムにおけるレーザ整列操作の各例を示す図である。 光切断の副生成物の画像を用いるレーザ整列に基づく代表的なレーザ手術システムを示す図である。

図１は、眼球1の全体的構造を示している。入射光は、角膜140と、虹彩165により画成される瞳孔160と、水晶体100と、硝子体液とを含む光路を通り伝搬する。これらの光学要素は、網膜170上へと光を案内する。

図２は、水晶体200を更に詳細に示している。水晶体200は一定の場合に結晶性水晶体(crystalline lens)と称される、と言うのも、水晶体の約90％をα、βおよびγ結晶性タンパク質が構成するからである。結晶性水晶体は眼球において、その動的な焦点合わせ能力などの複数の光学的機能を有している。水晶体は人体の独特の組織である、と言うのも、それは、妊娠の間、出生の後、および、生涯を通してサイズが増大し続けるからである。水晶体は、該水晶体の赤道周面上に配置された胚芽中心から開始する新たな水晶体の線維型細胞を発育させることにより成長する。水晶体線維は、長寸で小径の透明な細胞であり、直径は典型的に4〜7ミクロン、および、長さは12mmまでである。最も古い水晶体線維は、水晶体内で中央に配置され、核を形成する。核201は、胚胎、胎児および成人の夫々の核領域へと細分され得る。核201の回りにおける皮質203と称される新たな成長部分は、同心的で楕円形状の層、領域もしくは区域として進展する。核201および皮質203は人間の発育の異なる段階において形成されることから、それらの光学特性は別個である。水晶体は経時的に直径が増大するが、それはまた、核201および皮質203の特性が更に異なり得る様に圧縮も蒙り得る(非特許文献１)。

この複雑な成長プロセスの結果として、典型的な水晶体200は、約20ミクロンの典型的な幅である更に相当に薄寸の嚢膜205により収容された、1〜2mmの軸心方向幅の更に軟質の皮質203により囲繞された、約2mmの軸心方向広がりを有する更に硬質の核201を含んでいる。これらの値は、対象者毎に相当の程度で変化することがある。

水晶体の線維型細胞は、時の経過に伴い、細胞質要素の漸進的な喪失を蒙る。水晶体の内側区域に対して供給を行うべく水晶体に到達する血管またはリンパ腺は無いことから、年齢が進むにつれて、水晶体の光学的透明度、可撓性、および、他の機能的特性が劣化することがある。

図２は、長期の紫外線への露出、概略的な放射線への露出、水晶体タンパク質の変性、糖尿病の如き疾患の二次作用、高血圧、および、高齢などの一定の状況において、核201の一領域が透明度減少領域207になり得ることを示している。透明度減少領域207は通常、水晶体の中央に配置された領域である(非特許文献２)。この透明度の漸進的な喪失は多くの場合、同一領域において、最も一般的な形式の白内障の展開と相関し、水晶体の剛性の増大も伴う。このプロセスは、年齢が増加するに伴い、水晶体の周面から中央部分に至る漸進的な様式で生じ得る(非特許文献３)。斯かる変化のひとつの結果は、年齢に伴い過酷さおよび発病率が増大する老眼および白内障の進展である。

透明度が減少したこの不透明領域、すなわち白内障領域の除去が、白内障手術の目的である。これは多くの場合、水晶体の内部全体を除去し、水晶体嚢のみを残置することを必要とする。

背景の項において言及された如く、超音波水晶体乳化吸引に基づく白内障手術は、種々の制限を蒙り得る。たとえば、斯かる超音波式の手術は、サイズ、形状および箇所が良好には制御されない角膜切開口であって、その故に創傷の自己密閉を欠く結果になるという角膜切開口を生成し得る。制御されない切開口に対処するには、縫合糸を必要とし得る。超音波水晶体乳化吸引技術はまた、一定の場合には7mmまでとなる大寸の切開口を嚢上に作成することも必要とする。上記処置は、その後に相当の偶発的な改変を残し得；治療された眼球は、相当の乱視、および、残留的もしくは二次的な屈折のもしくは他の誤差を呈し得る。この後者は多くの場合、追従的な屈折矯正のもしくは他の手術もしくはデバイスを必要とする。同様に、虹彩組織はプローブにより裂断され得るか、または、上記処置は上記創傷内への虹彩組織の逸脱を引き起こし得る。破断された水晶体物質は、アクセスが困難であると共に、IOLの植設は困難であり得る。超音波式手術はまた、眼球の排液チャネルを遮断する残留粘弾性物質に起因する眼球の不都合な高圧も引き起こし得る。これに加え、これらの処置は、中心合わせ、形状またはサイズが最適ではない嚢開口であって、水晶体物質の除去に対する合併症を引き起こし、且つ／又は、眼球内におけるIOLの位置決めおよび設置の精度を制限し得る、という嚢開口に繋がり得る。

上記の困難性および難題の２つの原因は、水晶体の破断が、(i)眼球自体を切り開くことにより、且つ、(ii)各段階が、ツールの挿入もしくは除去を必要とし、当該段階の間において眼球を切り開いたままにするという多数の別個の段階にて、実施されることである。

超音波水晶体乳化吸引を用いた白内障手術におけるこれらのおよび他の制限、および、付随するリスクは、眼球に切開口を作らずに白内障を治療する処置の開発に繋がった。たとえば、特許文献１は、超短レーザ・パルスを、眼球内の不透明部の箇所へと導向することにより水晶体の不透明部を除去する方法を記述している。しかし、この初期の方法は、手術プロセスの制御に伴う幾つかの困難性を理解していない。更に、その有用性は、眼球の疾患が水晶体の不透明さ以外の問題により引き起こされている場合には制限されていた。たとえば、付随的な屈折誤差の場合、別個の処置が必要とされていた。

本発明の実施形態は、白内障手術を実施する方法および装置であって、上述の２つの問題を克服するという方法および装置を記述する。各実施形態は、(i)眼球を切り開かずに、且つ、(ii)単一の統合された処置において、水晶体切断を実施する。更に、各実施形態は、手術処置の良好な制御を提供し、誤りの可能性を減少し、付加的な技術補助の必要性を最小限度に抑え、且つ、手術の実効性を増進する。本出願中に記述される白内障手術のための方法および装置は、眼球の水晶体を除去すると共に、水晶体除去を他の手術段階と統合し、処置全体を連携調整された効率的な手法で実施し得る。

たとえば、短パルス式レーザを利用する光切断(photodisruption)を適用することにより、眼球内への物理的な進入が回避され得る。眼球手術用レーザの操作者は、断片化のために目標限定された水晶体領域に対し、高精度でレーザ光線を供与し得る。光切断に基づく水晶体断片化は、特許文献２、特許文献３、および、特許文献４に記述された如き種々の構成において実施され得る。本願中に記述される方法および装置は、これらのおよび他の光切断に基づく水晶体断片化方法が、眼球および／または嚢を切り開く段階、断片化された水晶体物質を除去する段階、および、除去された断片化水晶体により残置された空隙内へと人工水晶体を挿入する段階などの、白内障手術において必要とされる他の手術段階と併せて実施され且つそれらと統合されることを許容すべく使用され得る。

図３乃至図４は本発明の実施形態300を示しており、白内障を除去する各手術段階は、以下の各ステップを含み得る。

ステップ310は、眼球内の手術目標領域を決定する段階を含み得る。記述された実施例の幾つかにおいて、上記目標領域は、核であり得るか、または、白内障が進展した核に関連する領域であり得る。他の実施例は、他の領域を目標限定し得る。

図４Ａはステップ310の幾つかの見地を示しており、上記手術目標領域を決定する段階は、核の境界部402の如き、目標領域の境界部を決定する段階を含む。この決定は、水晶体内においてレーザ・パルスにより一群の探査気泡404を生成すると共に、それらの成長または動態を観察する段階を含み得る。探査気泡は、更に軟質である皮質領域においては更に高速に成長するが、探査気泡は核においては更に低速に成長する、と言うのも、核は更に硬質だからである。探査気泡404の観察から核境界部402を推定すべく、超音波による攪拌、および、それに対する応答の測定の如き、他の方法も実施され得る。観察された探査気泡404の成長もしくは動態から、周囲物質の硬度が推定され得るが、これは、更に硬質の核を更に軟質の皮質から分離することで核の境界部を特定するに良好に適した方法である。

ステップ320aは、眼球上に切開口を作成することなく、目標領域を破砕する段階を含み得る。このことは、統合処置において目標領域にレーザ・パルスを適用することにより達成される。

ステップ320aが統合処置と称される見地のひとつは、該ステップ320aが、上述された超音波式手術の各段階の内の５つの段階と等価的な効果を達成することである：

(1)角膜の切開および穿刺；(3)前嚢の切開；(4)前嚢裂開部の生成；(5)水晶体核のハイドロダイセクション；(6)機械式および超音波式の方法による、水晶体核の断片化。

ステップ320aの見地は、以下のものを含んでいる。(i)水晶体の破砕(disruption)のために眼球が切り開かれることはないので、光路は阻害されず、且つ、レーザ光線は高精度で制御されて、意図された目標領域に高精度で衝当する。(ii)同様に、眼球の切開口内へと挿入される物理的物体は無いことから、制御困難な様式での物理的物体の挿入および抜出しにより、切開口が更に裂開されることはない。(iii)破砕プロセスの間において眼球は切り開かれていないことから、医師は、超音波式手術の段階(2)におけるのと同様に、切り開かれた眼球内への流体であって、その他の場合には滲出して補充を必要とするという流体を管理する必要が無い。

レーザ誘導式水晶体断片化プロセスにおいて、レーザ・パルスは、目標領域において分子の一部分をイオン化する。このことは、“プラズマ閾値”より高い二次的イオン化プロセスの殺到に繋がり得る。多くの手術処置においては、短い群発波において大量のエネルギが目標領域に伝達される。これらの集中したエネルギ・パルスは、イオン化された領域を気化し、空洞形成気泡の形成に繋がり得る。これらの気泡は、数ミクロンの直径を有して形成されると共に、超音波速度で50〜100ミクロンまで膨張し得る。気泡の膨張が亜音速まで減速するにつれ、それらは、周囲組織内に衝撃波を誘起し、二次的な破砕を引き起こし得る。

気泡自体、および、誘起された衝撃波の両方が、ステップ320aの複数の目的、すなわち、核201の破砕、断片化、または、乳化の内のひとつを、嚢205上に切開口を作成せずに実施する。

光切断は、影響された領域の透明度を減少することが認められている。もし、レーザ・パルスの適用が、水晶体の前部もしくは前側領域におけるパルスの焦点合わせから開始し、その後、焦点が後側領域に向けて更に深く移動される場合、空洞形成気泡、および、付属する透明度減少領域は、次続的なレーザ・パルスの光路内となり、各パルスを遮断、減衰もしくは散乱し得る。このことは、次続的なレーザ・パルスの適用の精度および制御を低下させると共に、水晶体の更に深い後側領域に実際に供与されるエネルギ・パルスを減少し得る。故に、レーザ式眼球手術処置の効率は、早期のレーザ・パルスにより生成された気泡が、次続的なレーザ・パルスの光路を遮断しないという方法により増進され得る。

先に生成された気泡が、次続的に適用されるレーザ・パルスの光路を不明瞭にすることを先制して封じるひとつの可能的な手法は、最初に水晶体の最後側領域にパルスを適用してから、焦点を水晶体の前側領域に向けて移動させることである。

前記特許文献３の技術は、関連プロセスに付随する種々の困難性を理解していない。これらの問題としては、皮質において生成された気泡が多くの場合に、皮質の低い硬度および更に粘性の性質の故に、制御不能に分散することが挙げられる。故に、皮質の後側部分が在る水晶体の後部にレーザが適用されるなら、医師は、大寸領域に亙り急激に且つ制御不能に分散する気泡であって、高い可能性で光路を不明瞭にするという気泡を生成してしまう。

ステップ320bは、手術用レーザ・パルスを核401の最後側領域に焦点合わせし、核401内で焦点を前方向に移動させることにより、ステップ320aを実施する改善手法の例証である。

図４Ｂは、本方法の実施例は、ステップ310において決定された核401の境界部402の近似的知見を利用することを示している。ステップ320bは、先に生成された気泡が(たとえば、皮質403内へと制御不能に膨張することにより)、次続的に適用されるレーザ・パルスの光路を不明瞭とすることを、先ずパルス412-1を核401の最後側領域420-1内に適用することにより、先制して封じている。これに追随するのは、先にレーザ・パルス412-1が適用された領域420-1の前方である核401における領域420-2に対する次続的なレーザ・パルス412-2の適用である。

言い換えると、レーザ・パルス412の焦点は、核401の後側領域から前側領域まで移動される。

ステップ320aおよび320bの見地は、水晶体の所望の光切断を達成するには十分に強力であるが、網膜の如き他の領域における破砕もしくは他の損傷を引き起こすに十分なほど強力ではないというパワーで、レーザ・パルスが適用されるということである。更に、各気泡は、所望の光切断を引き起こすに十分なほど接近されるが、生成された各気泡が融合し、制御不能に成長して分散し得る更に大寸の気泡を形成する様に過剰には接近されないで、設置される。破砕を達成するパワー閾値は“破砕閾値”と称され得ると共に、気泡の不都合な分散を引き起こすパワー閾値は“分散閾値”と称され得る。

上記の上下の閾値は、レーザ・パルスのパワーおよび分離の如き該レーザ・パルスのパラメータに対して制限を課す。レーザ・パルスの持続時間もまた、類似する破砕閾値および分散閾値を有し得る。幾つかの実施形態において、上記持続時間は、0.01ピコ秒〜50ピコ秒の範囲で変化し得る。幾人かの患者においては、100フェムト秒〜2ピコ秒のパルス持続時間範囲において特定の成果が達成された。幾つかの実施形態において、パルス毎のレーザ・エネルギは、1μＪおよび25μＪの閾値間で変化し得る。レーザ・パルスの繰り返し率は、10kHz〜100MHzの閾値間で変化し得る。

レーザ・パルスのエネルギ、目標分離、持続時間および繰り返し周波数もまた、水晶体の光学的もしくは構造的な特性の術前測定に基づいて選択され得る。代替的に、レーザ・エネルギの選択および目標分離は、水晶体全体の寸法の術前測定と、年齢依存のアルゴリズム、計算、死体測定もしくはデータベースの使用とに基づき得る。

角膜の如き眼球の他の領域に対して開発されたレーザ破砕(laser-disruption)技術は、相当の改変なしでは水晶体に関して実施され得ないことに注目すべきである。そのひとつの理由は、角膜は高度に層状化された構造であり、気泡の分散および移動を非常に効率的に阻止することである。故に、核自体を含む水晶体の更に軟質である各層におけるよりも、角膜における方が、気泡の分散が課する困難性は定性的に更に低い。

図５Ａは、ステップ320a乃至320bも示している。類似する付番にて、レーザ光線512は水晶体500内で気泡520を形成することにより核501の破砕を引き起こし得、その場合にレーザ光線512は、破砕閾値と分散閾値との間のレーザ・パラメータで、その焦点を後方から前方に移動させて適用される。

ステップ330は、角膜上および嚢上に切開口を作成する段階を包含し得る。これらの切開口は、少なくとも２つの目的、すなわち破砕された核および他の水晶体物質の除去と、次続的なIOLの挿入とに対する経路を開くこととに資する。

図５Ｂ乃至図５Ｃは、水晶体500の嚢505上に切開口を生成する段階を示しており、これは水晶体嚢切開術と称されることもある。ステップ330においてレーザ光線512は、生成される“水晶体嚢切開気泡”550が、嚢505を破砕し、実際にはそれを穿孔する如く、嚢の表面上に焦点合わせされ得る。図５Ｂは眼球の側面図であり、且つ、図５Ｃは、“水晶体嚢切開気泡”550のリングが作成されて嚢切開口555を画成した後における水晶体500の前面図である。幾つかの実施形態においては、これらの気泡550の完全円が形成されると共に、嚢のディスク形状蓋体、すなわち嚢切開部555が単純に除去される。他の実施形態においては、嚢505上に不完全円が形成され、蓋体は嚢に結合されたままとされ、且つ、処置の最後に上記蓋体はその元の箇所へと復元され得る。

複数の水晶体嚢切開気泡550による穿孔により画成されたディスク状嚢切開部555は次に、後時の段階において、穿孔された嚢組織505からの最小限度の抵抗を克服するという手術器具により揚動されて除去され得る。

図５Ｄ乃至図５Ｅは、角膜540上での切開部の生成を示している。レーザ光線512は、角膜540を横断する切開部を生成する一連の気泡を生成すべく適用され得る。この切開部は、完全円ではなく、処置の最後に再閉成され得る蓋体もしくはフラップのみとされ得る。

此処でも、手術用レーザ光線の適用により実際には角膜が穿孔されて角膜蓋体が画成されることから、次続的な段階において該角膜蓋体は角膜の残部から容易に分離され且つ揚動されることで、眼球内への物理的進入が許容され得る。

幾つかの実施形態において、上記角膜切開口は、図５Ｅ(正確な縮尺ではない)の側面図に示された如く、多層状もしくは“バルブ状”の切開口とされ得る。斯かる切開口は、自己密閉的であり得ると共に、手術処置が終了された後で眼球内の流体を相当に良好に収容する。更に、角膜組織の更に広範囲な重なり合いとすると、斯かる切開口は更に良好に且つ更に強力に癒合し、その場合に癒合は、裂開に対処することにより阻害されることはない。

これらの図５Ａ乃至図５Ｅは、超音波式手術における切開口と、本願中に記述された光切断式手術における切開口との間の相違を良好に示している。

超音波式手術における切開口は、角膜および嚢の如き目標組織を鉗子により機械的に裂開することにより作成され、所謂曲線式水晶体嚢切開術である。更に、超音波式手術における切開口の側部は、種々の機械的デバイスの出入り運動により繰り返し衝撃を受ける。これらの理由の故に、各切開口の輪郭形状は良好には制御され得ず、且つ、各切開口は上述の自己密閉様式では作成され得ない。故に、超音波式方法は、サイズ制御が更に不十分であると共に、多層式切開口の自己密閉の見地を欠いており、それらは光切断処理によれば可能である。

このことは、両方の処置により、名目的に5mmの開口の生成が試行された場合の試験処置において例証されている。機械的な裂開により生成された切開口は、0.73mmの分散で、5.88mmの直径を有していた。対照的に、此処に記述される光切断方法によれば、0.04mmの分散を有して、直径5.02mmを有する開口が達成された。

これらの試験結果は、上記光切断方法の定性的である更なる高精度を例証している。この差違の重要性は、たとえば、角膜の乱視矯正用切開口が僅かに10〜20％だけ逸れたなら、その意図された効果の殆どを無効化し、または、相殺さえし、可能的には追従的な手術を要する、という事実から理解され得る。

更に、超音波式方法において角膜が切開口により開かれる瞬間に、“前房の房水”、すなわち眼球の流体内容物は流出し始め、実際には、上記流体は眼球から外方に滴下し始める。

この流体の喪失は不都合な結果である、と言うのも、房水は、水が充填されたバルーンにおける水と幾分か類似して、眼球を支えることにより該眼球の構造的一体性を持続する上で本質的な役割を果たすからである。

故に、眼球から流出する流体を継続的に補充するために、相当の労力が費やされねばならない。超音波式手術においては、複雑でコンピュータ制御式のシステムが、この流体管理を監視かつ監督する。但し、この作業は、医師自身の相当の技術を必要とする。

対照的に、本方法の実施形態は、光切断を達成するために眼球を切り開くことはない。この理由の故に、流体管理は水晶体の光切断の間における作業ではないことから、必要とされる医師の技術は低く、且つ、機器の複雑さも少ない。

再び図３を参照すると、ステップ330は、断片化され、破砕され、乳化され、または、別様に改変された核、および、更に流体的な皮質の如き他の水晶体物質の除去も含んでいる。この除去は典型的には、角膜切開口および嚢切開口を通して吸引プローブを挿入し、上記物質を吸引することにより実施される。

図５Ｆは、ステップ340は、水晶体嚢505内へと眼内レンズ(IOL)530を挿入し、破砕された元の水晶体を置き換える段階を含み得ることを示している。先に生成された角膜切開口および嚢切開口は、IOL挿入のための進入ポートの役割を果たし得る。本方法300において上記切開口は、水晶体用プローブを収容するために作成されるのではなかった。故に、切開口の位置決め、それらの中心性および角度は、IOL530の挿入に対して最適化され得る。水晶体嚢切開気泡550および角膜切開口555は全て、IOL530の挿入を最適化すべく展開され得る。次に、IOL530が挿入され得ると共に、角膜における開口は再閉成され、または、自己密閉すべく放置され得る。水晶体嚢505は典型的に、それほどの介入なしで、IOL530に巻き付き、それを収容する。嚢切開口が大寸である場合には、切開口のために中央箇所が選択されることが多い。以下の図６の場合における如く、嚢切開口が小寸である場合、中心から外れた切開口が使用され得る。

図５Ｇは、眼内レンズ530が、本質的にレンズであり得る“光学的”部分530-1と、該光学的部分530-1を嚢505の内側の所望位置に保持する機能を含む多様なデバイスもしくは配置機構であり得る“触覚的”部分530-2とを含み得ることを示している。幾つかの実施形態において、光学的部分530-1は嚢505の直径よりも相当に小寸であり得ることから、斯かる保持用の“触覚的”部分を必要とする。図５Ｇは、触覚的部分530-2が２つの渦巻きアームを含むことを示している。

本システムの幾つかの実施例において、光学的／触覚的な接合箇所は、前嚢にひとつ以上の切開口を作成することにより係合される。

幾つかの実施形態において、触覚的部分530-2が最適に設置され得る様に、水晶体嚢505はIOLの挿入の間は膨張される。たとえば、触覚的部分530-2は嚢505の最周縁凹所内へと設置されて、光学的部分530-1の中心化および前後方向の局在化を最適化し得る。

幾つかの実施形態において、水晶体嚢505はIOLの挿入に続いて収縮されて、該嚢505の前側部分および後側部分を制御様式で一体化することで、光学的部分530-1の中心化および前後方向の局在化を最適化する。

上述の眼球手術の幾つかの実施形態において、水晶体の周縁領域は、角度付きミラーを介して光学的にアクセスされる。

幾つかの場合、水晶体600の周縁領域が光学的にアクセスし得ない、ということが生じ得る。本方法の幾つかの実施形態において、これらの領域は、光切断以外の、超音波、加熱水または吸引などの手段により断片化もしくは分解され得る。

図６Ａは、図３乃至図５Ｆと同様に付番されて此処では繰り返されない多くの要素を共有するという実施形態を示している。これに加え、図６Ａの実施形態はトロカール680を含んでいる。本質的には適切な形状とされた円筒体であるトロカール680は、角膜切開口665を通り、嚢切開口655を通して水晶体嚢605までも挿入され得る。幾つかの場合、上記トロカールの直径は約1mmとされ得、他の場合には0.1〜2mmの範囲内とされ得る。

このトロカール680は、上記の光切断プロセスの種々の段階において優れた制御性を提供し得る。トロカール680は、流体管理に対して使用され得る、と言うのも、それは流体を内外に移動させるべく制御されたチャネルを生成するからである。幾つかの実施例においては、トロカール680を角膜切開口665および嚢切開口655内へと本質的に水密様式で展開することが可能である。これらの実施例においては、トロカール680の外側における滲出は最小限であることから、トロカール680の外側において流体を管理する必要性も最小限である。

更に、各器具はトロカール680を通し、更に制御されて更に安全な様式で出し入れされ得る。同様に、光切断された核および他の水晶体物質は、良好に制御された様式で、更に安全に除去され得る。最後に、上記IOLはトロカール680を通して挿入され得ることから、幾つかのIOLは2mm以下の最大サイズを有すべく折畳まれ得る。これらのIOLは、折畳まれたIOLよりも僅かだけ大きい直径を有するトロカール680を通して移動され得る。一旦所定位置となれば、IOLは水晶体600の嚢605の内側にて展開もしくは圧縮解除され得る。上記IOLはまた、それが水晶体600の嚢605の内側に不都合な傾斜なしで中央に配置される様に、適切に整列もされ得る。更に、トロカール式の手術処置が必要とするのは、超音波水晶体乳化吸引において使用される7mm型の切開口の代わりに、2mm程度の非常に小寸の切開口の生成である。

概略的にトロカール680は、操作に関して、部分的にもしくは完全に遮断されて制御された空間を維持する。操作が一旦終結したなら、トロカール680は除去され得ると共に、角膜の自動調心切開口665は、効率的に且つ確実に癒合し得る。この方法を使用することにより、上記光切断プロセスは患者の視力を最大可能程度まで回復させ得る。

要約すると、記述された光切断方法の各実施例は、(i)眼球に開口を生成すること無く、且つ、(ii)種々のデバイスと、医師の高レベルの技術とにより実施される多くの段階を必要とする代わりに、単一の統合されたプロセスにより、眼球の水晶体の核、または、他の任意の目標領域を光切断する各段階を実施し得るべく構成される。

白内障手術のための本装置のひとつの実施形態は、粘弾性物質に対する必要性を排除もしくは減少することにより眼球体積を維持し得ると共に、膨張されて阻害が最小限度である水晶体嚢内へのIOLの更に容易な設置を実現することで、最適に中心合わせされ且つ傾斜されない位置におけるIOLの設置および保守を最適化し得る。このプロセスは、介入の後における眼球の光学的および／または屈折的な予測性および機能を高め得る。このプロセスはまた手術補助に対する必要性も低減すると共に、該プロセスは、異なるレベルの無菌性のもとで、異なる手術室において、または、異なる時点においてさえ実施され得る２つの部分へと上記処置を分割する如き、手術効率に対する機会を提供する。

たとえば、上記レーザ処置は、最初は低コストである非殺菌環境において実施され得ると共に、水晶体除去およびIOL設置は、後時において手術室の如き習用の無菌環境において実施され得る。代替的に、光切断の使用の故に、水晶体除去およびIOL設置に対して必要とされる技術および支援のレベルは低減されることから、現場に対する要件のレベルも低減され、(各処置を、LASIK手術に類似した処置室設定にて実施する機能の如き)コスト、時間の節約、または、大きな利便性に帰着し得る。

上記で論じられた白内障の眼球疾患は、眼球の別の病気、すなわち緑内障と共存することが多い。緑内障には、房水の過剰な眼圧(IOP)から帰着する視神経の疾患が伴う。適切な量の房水を排出すると、過剰なIOPの低減、および、視神経の疾患の反転に帰着し得る。手術用レーザの適用により眼球周縁領域に切開口を生成すると、１回限りでIOPを解放し得るか、または、IOPを低レベルに安定化する永続的な排出チャネルを生成し得る。故に、眼科的レーザ手術は、緑内障を治療する有望な手法を構成する。

白内障および緑内障がある患者においては、両方の疾患を同時に治療することが有用であり得る。また、各処置が同時には実施されない場合においてさえも、各処置に対する切開口を連携調整し、合併症に対する可能性を最小化し且つ各処置の好首尾な帰結を最大化することには利点があり得る。

図６Ｂ乃至図６Ｄは、白内障処置および緑内障処置を、同時に、または、統合されたもしくは連携調整された様式で実施する統合式の眼球手術処置の実施形態を示している。

図６Ｂは、統合式の眼球処置において、手術用レーザ610は、水晶体600の核601内へと一群の白内障処置用レーザ・パルス612-cを適用し、一群の白内障処置レーザ気泡620-cを形成すべく利用され得ることを示している。白内障処置の前に、その後に、または、それと同時に、手術用レーザ610は、強膜、角膜輪部領域、眼球隅角部(ocular angle portion)、または、虹彩根の如き、眼球の周縁領域に一群の緑内障処置用レーザ・パルス612-gを適用し得る。これらの緑内障処置用レーザ・パルス612-gは、とりわけ、線維柱帯切除術、虹彩切開術または虹彩切除術などの任意の公知の緑内障処置の一部であり得る。これらの処置の内の任意のひとつの処置において、一群の緑内障処置レーザ気泡620-gが眼球周縁領域において生成され、種々のパターンに従いひとつ以上の切開口もしくは開口を生成する。

図６Ｃは、幾つかの実施形態において、これらの切開口もしくは開口が最終的に排出チャネルもしくは房水流出開口(humor outflow opening)693を形成し得ることを示している。幾つかの実施例においては、上記排出チャネル内に植設可能デバイス694が挿入されることで、流出を調整し得る。該植設可能デバイス694は、単純な排出管とされ得るか、または、圧力制御器もしくはバルブを含み得る。その形状は、直線状とされ得るか、旋回部、角隅部、または、肘部を有し得る。

これらの実施形態の任意の実施形態において、排出チャネル693または植設可能デバイス694は眼球の前房を眼球の表面に接続することで、眼圧の低減を促進し得る。

図６Ｂは、手術用レーザ610が、平坦な圧平プレート(applanation plate)もしくは湾曲レンズであり得る接触レンズ691、ならびに、処置のために部分的真空を付与して少なくとも部分的に眼球を固定化する真空シール裾部692を含む患者用インタフェース690を有するという統合式の眼球処置の実施形態を示している。もし患者用インタフェース690が適切に寸法設定されるなら、手術用レーザは再位置決めまたは調節される必要はない。これらの実施例において、x-yもしくはx-y-z走査システムは、手術用レーザを十分に偏向もしくは導向することで、緑内障処置の眼球周縁領域に到達することができ得る。

統合された処置において、接触レンズ691は、白内障処置に対して最適化された接触レンズ691-cから、緑内障処置に対して最適化された別の接触レンズ691-gへと交換され得る。

強膜は、たとえばその明るい白色により例証される如く、入射レーザ光を強く散乱させる。故に、殆どの波長におけるレーザは、強膜を切り裂いて排出チャネル693を形成するほど有効ではない。別様に言い換えると、経強膜切開口を生成するためにレーザ光線は、眼球組織における過剰破砕を引き起こし得る如き高エネルギを有すべきことがある。

この難題に対処するために、幾つかの統合システムにおいては、強膜による吸収および散乱が下落部、最小値または間隙を有するという固有波長λ-gが特定される。斯かる波長を有するレーザは、強膜において排出チャネル693を形成するために有用であり得る。但し、これらの緑内障固有波長λ-gは、異なるλ-c波長にて最適に作用し得る白内障処置に対しては特に適してはいない。

故に、幾つかの実施形態において、手術用レーザ610の動作波長は、白内障に対して最適化されたλ-c値から、緑内障に対して最適化されたλ-g値へと変更可能とされ得る。他の実施形態においては、ひとつは波長λ-cで動作する白内障処置用、および、ひとつは波長λ-gで動作する緑内障処置用、という別個のレーザが利用され得る。

但し、手術用レーザの動作波長を変更することは困難なこともあり、且つ、２つの異なるレーザを有するシステムを配備することは、光学的能率を最適化する上で、且つ、システム・コストを優位に維持する上で、困難性を課すこともある。

図６Ｄは、単一波長レーザを含み、光路の乱れ（perturbation）を最小にしつつ目標領域による散乱を低く維持するという部分的に矛盾する相反要件に対して最適化された領域に単一波長レーザを導向することによって、幾つかの実施形態がこれらの問題に対処することを示している。

その様に最適化されたひとつの領域は、たとえば、強膜695と角膜輪部696との間の境界領域であり得る。この角膜輪部／強膜境界領域は、強膜自体よりもレーザ光線の散乱が少ないことから、強膜による散乱および吸収は必ずしも最小化しないが白内障処置は十分に良好に実施すべく選択されたという波長で、緑内障処置および白内障処置の両方に対して単一レーザを使用することを許容し得る。同時に、この角膜輪部／強膜境界領域における排出チャネル693は、それによる光路の乱れが最小限度なので患者の視力の乱れも最小限度にすぎない様に、十分に周縁の領域におけるものとされ得る。典型的に、この見地においては、眼球の光軸から最も遠い目標選択が有用であり得る。角膜と角膜輪部の交差部の如き他の目標領域もまた、緑内障手術および白内障手術の要件間の良好な折衷策を表し得る。

その箇所の他に、排出チャネル693の方向もまた、該排出チャネル693の形成の効率に影響し得る。たとえば、排出チャネル693は、眼球の表面に対して必ずしも直交しない進路であって、散乱が最小なので限られたエネルギのレーザ・パルスのみを要するという強膜の領域を経由すべく選択されるという進路において、導向され得る。

図６Ｅは、手術用レーザ610が白内障処置と緑内障処置との間で調節されるか、または、２つの処置に対して実際に別個のレーザが利用される、という統合式の眼球処置の実施形態を示している。

これらの処置の精度は、手術領域を画像化することにより増進され得る。統合式白内障／緑内障処置に対し、以下に記述される如く、レーザ手術システムに対しては画像化システムが統合される。該画像化システムは、眼球の水晶体600、角膜140、角膜輪部、強膜、または、眼球隅角部を画像化すべく構成され得る。各画像は解析されることで、統合処置の能率が最適化される様に、白内障処置および緑内障処置に対する切開口の形成を連携調整し得る。

２つの処置が順次的に実施されるときの実施形態においては、第1の処置の後で画像化段階が実施されることで、該第1の処置の過程において形成された気泡および達成された光切断が画像化され得る。この画像は、第2の処置のレーザ・パルスの設置を支援して案内し得る。

特に、白内障処置が最初に実施されるなら、引き続く画像化段階は、白内障処置用レーザ・パルス612-cにより引き起こされた光切断を画像化すべく実施され得る。この画像は、緑内障処置用レーザ・パルス612-gが導向されるべき目標領域を選択すべく使用され得る。また逆に、緑内障処置が最初に実施されるなら、引き続く画像化段階は、緑内障処置用レーザ・パルス612-gにより引き起こされた光切断を画像化すべく実施され得る。この画像は、白内障処置用レーザ・パルス612-cが導向されるべき目標領域を選択すべく使用され得る。

類似する実施例において、白内障および乱視がある患者において、両方の疾患を同時に治療することも有用であり得る。各処置が同時には実施されない場合においてさえも、各処置に対する切開口を連携調整することで、各処置の合併症に対する可能性を最小化すると共に、好首尾な帰結を最大化することには利点があり得る。

図６Ｆ乃至図６Ｇは、同時に、または、統合もしくは連携調整された様式で白内障処置および乱視処置を実施する統合式の眼球手術処置の実施形態を示している。

図６Ｆは、統合式の眼球処置において手術用レーザ610は、水晶体600の核601内へと一群の白内障処置用レーザ・パルス612-cを適用して一群の白内障処置レーザ気泡620-cを形成すべく利用され得ることを示している。白内障処置の前に、その後に、または、それと同時に、手術用レーザ610は、角膜の中央、中間もしくは周縁、または、角膜輪部領域に一群の乱視処置用レーザ・パルス612-aを適用し得る。これらの乱視処置用レーザ・パルス612-aは、とりわけ、乱視矯正角膜切開術、角膜輪部弛緩切開術または角膜楔状切除術などの任意の公知の乱視処置の一部であり得る。これらの処置の内の任意のひとつの処置において、一群の乱視処置レーザ気泡620-aが生成され、種々のパターンに従いひとつ以上の切開口もしくは開口を生成して、所定種類の角膜乱視を低減し得る。

図６Ｇは、眼球の前面図により、統合式の眼球処置の実施形態を示している。乱視処置の一部として、周縁の角膜輪部領域には角膜輪部弛緩切開口699-1および699-2が生成され得る。診断的光学測定の使用と共に設計されたとき、斯かる角膜輪部弛緩領域は、眼球の乱視を緩和する上で有用であり得る。

他の見地において、直上に記述された統合式乱視／白内障処置は、先の統合式緑内障／白内障処置と類似する幾つかの特徴を有し得る。

これらの特徴としては、(a)処置のために眼球を少なくとも部分的に固定化すべく接触レンズを備えた患者用インタフェースを使用すること；(b)x-yまたはx-y-z走査システムを使用し、乱視用パターンに従いレーザ光線を導向すること；(c)上記接触レンズを各処置間で交換すること；(d)各処置間でレーザの波長を変更し、または、各処置に対して異なるレーザを使用すること；(e)乱視関連の切開口が光路を乱す（perturb）のを最小の程度に抑えながら、強膜による最小限度の散乱の要件を最適化することにより、乱視処置の箇所を選択すること；および、(f)各処置間でレーザの位置もしくは方向を調節すること；が挙げられる。

更に、統合式白内障／乱視処置は、レーザ手術システムに対して画像化システムを統合することにより手術領域を画像化することによっても増進され得る。上記画像化システムは、眼球の水晶体600、角膜140、角膜輪部、強膜、または、眼球隅角部を画像化すべく構成され得る。各画像は、統合処置の能率が最適化される様に白内障処置および乱視処置に対する切開口の形成を連携調整し得る。

２つの処置が順次的に実施されるときの実施形態においては、第1の処置の後で画像化段階が実施されることで、該第1の処置の過程において形成された気泡および達成された光切断が画像化され得る。この画像は、第2の処置のレーザ・パルスの設置を支援して案内し得る。

特に、白内障処置が最初に実施されるなら、引き続く画像化段階は、白内障処置用レーザ・パルス612-cにより引き起こされた光切断を画像化すべく実施され得る。この画像は、乱視処置用レーザ・パルス612-aが導向されるべき目標領域を選択すべく使用され得る。また逆に、乱視処置が最初に実施されるなら、引き続く画像化段階は、乱視処置用レーザ・パルス612-aにより引き起こされた光切断を画像化すべく実施され得る。この画像は、白内障処置用レーザ・パルス612-cが導向されるべき目標領域を選択すべく使用され得る。

図７乃至図２６は、上記の光切断レーザ治療に関するレーザ手術システムの各実施例を示している。

レーザ手術処置のひとつの重要な見地は、たとえばビーム位置およびビーム焦点合わせなどの、レーザ光線の正確な制御および照準決定である。レーザ手術システムは、組織の内側の特定の目標にレーザ・パルスを正確に目標限定するレーザ制御／照準決定ツールを含むべく設計され得る。Nd:YAGレーザ・システムの如き種々のナノ秒光切断レーザ手術システムにおいて、必要とされる目標限定の精度のレベルは比較的に低い。このことは部分的に、使用されるレーザ・エネルギが比較的に高いので、影響された組織面積も比較的に大きく、数百ミクロンの寸法を有する影響面積を覆うことが多いからである。斯かるシステムにおけるレーザ・パルス間の時間は長くなる傾向があり、且つ、手動で制御された目標限定が実行可能であると共に通常的に使用される。斯かる手動式目標限定機構の一例は、照準決定ビームとして使用される二次的レーザ源と組み合わされて目標組織を視覚化する生体顕微鏡である。医師は、顕微鏡を通る画像に対して(オフセットありで、または、なしで)同焦点性であるレーザ焦点合わせレンズの焦点を、通常はジョイスティック制御により手動で移動させることから、手術用ビームまたは照準決定ビームは意図された目標上に最適に焦点合わせされる。

低繰り返し率のレーザ手術システムと共に使用されるべく設計された斯かる技術は、毎秒で数千個の単射、および、パルス毎の比較的に低いエネルギにて動作する高繰り返し率のレーザと共に使用することは困難であり得る。高繰り返し率のレーザによる手術操作においては、単一レーザ・パルス毎の小さな効果の故に更なる高精度が必要とされ得ると共に、新たな治療領域に非常に迅速に数千個のパルスを供与する必要性の故に更に大きな位置決め速度が必要とされ得る。

レーザ手術システムに対して高繰り返し率にてパルス駆動されるレーザの例は、パルス当たりの比較的低いエネルギを有し且つ毎秒数千以上の発射のパルス繰り返し率のパルス式レーザを含む。斯かるレーザは、たとえば、光切断により影響される組織領域を数ミクロン〜数十ミクロンのオーダーなどの様に、レーザ誘起光切断により引き起こされる組織影響を局限する。この局限された組織影響は、レーザ手術の精度を向上し得ると共に、レーザ眼球手術の如き一定の手術処置において好適であり得る。斯かる手術の一例において、連続的、または、略々連続的、または、既知の距離により分離された数百、数千または数百万のパルスの設置は、組織の切開、分離もしくは断片化の如き一定の所望の手術効果を達成すべく使用され得る。

更に短いパルス持続時間を有する高繰り返し率の光切断レーザ手術システムを用いる種々の手術処置は、手術下にある目標組織に各パルスを位置決めする上で、目標組織上の目標箇所に関する絶対位置と、先行するパルスに関する相対位置との両方において高精度を必要とし得る。たとえば幾つかの場合、各レーザ・パルスは、数マイクロ秒のオーダーであり得る各パルス間の時間内に、数ミクロンの精度で相次いで供与される必要があり得る。２つの順次的なパルス間の時間が短く、且つ、パルス整列に対する精度要件が厳しいことから、低繰り返し率でパルス駆動されるレーザ・システムにおいて使用される手動的な目標限定は、もはや適切でなく、または、実行可能でないこともある。

組織内へとレーザ・パルスを供与する正確で高速な位置決め要件を促進して制御するひとつの技術は、ガラスの如き透明材料で作成された圧平プレートであって、該圧平プレートの当該接触表面が、組織に対する明確な光学的インタフェースを形成する様に、組織に対して事前定義された接触表面を備えるという圧平プレートを取付けることである。この明確なインタフェースは、組織内へのレーザ光の伝達および焦点合わせを促進することで、眼球においては角膜の前部表面であるという空気／組織界面において最も重要であるという(特定の眼球の光学特性、または、表面乾燥により生ずる変化に依る如き)光学的な収差または変動を制御もしくは低減し得る。使い捨て可能な、または、再使用可能であるものを含め、各接触レンズは、種々の用途、および、眼球および他の組織の内側の目標に対して設計され得る。目標組織の表面上の接触ガラスまたは圧平プレートは、レーザ供与システム内の焦点合わせ要素の調節によりレーザ・パルスが焦点合わせされる基準プレートとして使用され得る。この様に接触ガラスまたは圧平プレートを使用すると、組織表面の光学品質の更に良好な制御が提供されることから、レーザ・パルスは、該レーザ・パルスの光学的歪みが殆どなしで、上記圧平基準プレートに対する目標組織内での所望箇所(相互作用点)に高速で正確に設置され得る。

眼球上に圧平プレートを実装するひとつの手法は、該圧平プレートを使用して、眼球における目標組織内へとレーザ・パルスを供与する位置的基準箇所を提供することである。この様に上記圧平プレートを位置的基準箇所として使用することは、レーザ・パルスの発射に先立ち目標におけるレーザ・パルス焦点の所望箇所が十分な正確さで既知であることに基づき得ると共に、上記基準プレートと個々の内部組織目標との相対位置がレーザ発射の間において一定のまま留まらねばならない。これに加え、この方法は、所望箇所に対するレーザ・パルスの焦点合わせは、各眼球毎に、または、同一のひとつの眼球内の異なる領域毎に、予測可能で反復可能とされるべきことを必要とし得る。実用的なシステムにおいては、眼内的にレーザ・パルスを正確に局在化すべく位置的基準箇所として圧平プレートを使用することは困難であり得る、と言うのも、上記の条件は実用的なシステムにおいては満足されないこともあるからである。

たとえば、結晶性水晶体が手術目標であるなら、眼球の表面上の基準プレートから目標までの正確な距離は、角膜自体、前房および虹彩の如き倒壊可能な構造の存在の故に、変化する傾向がある。個々の眼球間における圧平された角膜と水晶体との間の距離には相当の変動性が在るだけでなく、同じ眼球内においても、医師により使用される特定の手術技術および圧平技術に依存する変動もあり得る。これに加え、手術効果を達成するために必要とされる数千個のレーザ・パルスの発射の間に、圧平された表面に対し、目標限定された水晶体組織が移動し、パルスの正確な供与が更に困難とされ得る。これに加え、眼球内の構造は、空洞形成気泡の如き光切断の副生成物の蓄積に依り移動することがある。たとえば、結晶性水晶体に供与されたレーザ・パルスは、水晶体嚢を前方に膨出させ、引き続くレーザ・パルスの設置のためにこの組織を目標限定すべく調節を必要とし得る。更に、コンピュータモデルおよびシミュレーションを使用し、十分な正確さで、圧平プレートが除去された後における目標組織の実際の箇所を予測すること、および、圧平なしでの所望の局在化を達成すべくレーザ・パルスの設置を調節することは困難であり得る、と言うのも、部分的に、圧平効果は、個々の角膜もしくは眼球に特有の要因と、医師により使用される特定の手術技術および圧平技術とに依存して、非常に可変的な性質であり得るからである。

内部の組織構造の局在化に対して不均衡に影響するという圧平の物理的効果に加え、幾つかの手術プロセスにおいて、目標限定システムは、短いパルス持続時間のレーザを使用するときに生じ得る光切断の非線形の特性を予期し、または、考慮することが好適であり得る。光切断は、組織物質における非線形の光学的プロセスであり、且つ、ビームの整列およびビームの目標限定において複雑さを引き起こし得る。たとえば、光切断の間においてレーザ・パルスと相互作用するときの組織物質における非線形の光学的効果のひとつは、レーザ・パルスに遭遇した組織物質の屈折率はもはや一定ではなく、光の強度により変化する、ということである。レーザ・パルス中の光の強度は、パルス化レーザ光線の伝搬方向に沿い且つ該方向を横断して、該パルス化レーザ光線内で空間的に変化することから、組織物質の屈折率も空間的に変化する。この非線形の屈折率のひとつの結果は、組織物質における自己焦点合わせまたは自己焦点移動であり、これは、組織の内側におけるパルス化レーザ光線の実際の焦点を変化させ且つ該ビームの焦点の位置をシフトさせる。故に、目標組織内の各目標組織位置に対してパルス化レーザ光線を正確に整列させるには、レーザ光線上の組織物質の非線形の光学的効果も考慮する必要があり得る。これに加え、硬度の如き異なる物理的特性に起因する、または、特定領域へと進行するレーザ・パルスの吸収または散乱の如き光学的な検討事項に起因する、目標の異なる領域において同一の物理的効果を供与するには、各パルスにおけるエネルギを調節する必要があり得る。斯かる場合には、異なるエネルギ値のパルス間における非線形の焦点合わせ効果における差違もまた、手術用パルスのレーザ整列およびレーザ目標限定に影響し得る。

故に、表面的でない構造が目標限定されるという手術処置において、当該圧平プレートにより提供される位置的基準箇所に基づく表面的な圧平プレートの使用は、内部の組織目標における正確なレーザ・パルスの局在化を達成するために不十分であり得る。レーザの供与を案内するための基準箇所として圧平プレートを使用するためには、高精度で該圧平プレートの厚みおよびプレート位置を測定することが必要であり得る、と言うのも、公称からの逸脱が、直接的に深度の精度誤差に帰着するからである。高精度の圧平レンズは、特に単回使用の使い捨て可能な圧平プレートに対しては不経済であり得る。

本書類中に記述された技術、装置およびシステムは、レーザ・パルスの発射に先立ち目標におけるレーザ・パルス焦点の既知の所望箇所を十分な精度で必要とせずに、且つ、基準プレートおよび個々の内部の組織目標の相対位置がレーザ発射の間において一定に留まることを必要とせずに、眼球の内側にて所望の局所へと圧平プレートを通して短いレーザ・パルスを所定精度および高速で供与する目標限定機構を提供する、という様式で実施され得る。故に、本発明の技術、装置およびシステムは、手術下に在る目標組織の物理的状態が、変化する傾向があり且つ制御が困難であると共に、圧平レンズの寸法がレンズ毎に変化する傾向が在る、という種々の手術処置に対して使用され得る。本発明の技術、装置およびシステムはまた、構造の表面に対する手術目標の歪曲もしくは移動が存在し、または、非線形の光学的効果が正確な目標限定を困難にする、という他の手術目標に対しても使用され得る。眼球とは異なる斯かる手術目標の例としては、心臓、皮膚から更に深い組織、および、その他が挙げられる。

本発明の技術、装置およびシステムは、たとえば、表面形状および水分補給の制御、ならびに、光学的歪みの低減などの、圧平プレートにより提供される利点を維持しつつ、圧平表面の内部構造に対する光切断の正確な局在化を提供する、という様式で実施され得る。このことは、供与システムの焦点合わせ光学機器に対して目標組織を局在化するという統合式画像化デバイスを使用することにより達成され得る。画像化デバイスおよび方法の厳密な形式は、変化し得ると共に、目標の特有の性質、および、必要とされる精度のレベルに依存し得る。

圧平レンズは、眼球を固定する別の機構を備えることで、眼球の平行移動および回転移動を阻止しても良い。斯かる固定デバイスの例としては、吸引リングの使用が挙げられる。斯かる固定機構は、手術目標の不都合な歪曲または移動に繋がることもある。本発明の技術、装置およびシステムは、非表面的な手術目標に対する圧平プレートおよび／または固定手段を利用する高繰り返し率のレーザ手術システムに対し、目標限定機構を提供することで術中画像化を提供し、手術目標の斯かる歪曲および移動を監視すべく実現され得る。

以下においては、光学的画像化モジュールを使用し、たとえば、手術処置の前およびその間に目標組織の画像を捕捉し、該目標組織の位置決め情報を獲得するというレーザ手術技術、装置およびシステムの特定例が記述される。その様に獲得された位置決め情報は、目標組織における手術用レーザ光線の位置決めおよび焦点合わせを制御し、高繰り返し率のレーザ・システムにおける手術用レーザ・パルスの設置の正確な制御を提供すべく使用され得る。ひとつの実施形態において、手術処置の間、上記光学的画像化モジュールにより獲得された画像は、手術用レーザ光線の位置および焦点を動的に制御すべく使用され得る。これに加え、低エネルギで短いレーザ・パルスは光学的歪みに影響されやすい傾向があるが、斯かるレーザ手術システムは、目標組織に取付けられる平坦なもしくは湾曲した界面を備える圧平プレートを実装することで、目標組織と表面レーザ・システムとの間に制御された安定的な光学的インタフェースを提供すると共に、組織表面における光学的収差を緩和かつ制御し得る。

一例として、図７は、光学的画像化および圧平(applanation)に基づくレーザ手術システムを示している。このシステムは、レーザ・パルスの手術用レーザ光線1012を生成するパルス式レーザ1010と、手術用レーザ光線1012を受信すると共に、焦点合わせされた手術用レーザ光線1022を、眼球の如き目標組織1001上に焦点合わせして導向し、目標組織1001における光切断を引き起こす光学機器モジュール1020とを含む。目標組織1001と接触すべく圧平プレートが配備されることで、目標組織1001に至るレーザ・パルスと、当該インタフェースを通り目標組織1001から到来する光とを透過するインタフェースが提供され得る。特に、目標組織1001からの目標組織画像1050を担持する光1050、または、画像化情報を捕捉して目標組織1001の画像を生成する光学的画像化デバイス1030が配備される。画像化デバイス1030からの画像化信号1032はシステム制御モジュール1040に送信される。システム制御モジュール1040は、画像化デバイス1030からの捕捉画像を処理すべく、且つ、該捕捉画像からの情報に基づいて目標組織1001における手術用レーザ光線1022の位置および焦点を調節すべく動作する。光学機器モジュール1020は、ひとつ以上のレンズを含み得ると共に、ひとつ以上の反射器を含んでも良い。光学機器モジュール1020には制御アクチュエータが含まれることで、システム制御モジュール1040からのビーム制御信号1044に応じて焦点合わせおよびビーム方向を調節し得る。制御モジュール1040はまた、レーザ制御信号1042を介してパルス式レーザ1010も制御し得る。

光学的画像化デバイス1030は、手術用レーザ光線1022とは別個である光学的画像化ビームを生成して目標組織1001を探査すべく実施され得ると共に、上記光学的画像化ビームの戻り光は光学的画像化デバイス1030により捕捉されて目標組織1001の画像が獲得される。斯かる光学的画像化デバイス1030の一例は、圧平プレートを通して目標組織1001に導向される一方の探査ビーム、および、基準光路における他方の基準ビームという２つの画像化ビームを使用し、光学的に相互に干渉させることで目標組織1001の画像を獲得するという光干渉断層撮影(OCT)画像化モジュールである。他の実施形態において、光学的画像化デバイス1030は目標組織1001からの散乱もしくは反射光を使用することで、指定された光学的画像化ビームを目標組織1001に送ることなく、画像を捕捉し得る。たとえば、画像化デバイス1030は、CCDもしくはCMSセンサの如き検知要素の検知アレイであり得る。たとえば、手術用レーザ光線1022により生成された光切断の副生成物の画像は、手術用レーザ光線1022の焦点合わせおよび位置決めを制御するために光学的画像化デバイス1030により捕捉され得る。光学的画像化デバイス1030が、光切断の副生成物の画像を使用して手術用レーザ光線の整列を案内すべく設計されたとき、該光学的画像化デバイス1030は、レーザにより誘起された気泡もしくはキャビティの如き光切断の副生成物の画像を捕捉する。画像化デバイス1030はまた、音響的画像に基づいて画像を捕捉する超音波式画像化デバイスともされ得る。

システム制御モジュール1040は、画像化デバイス1030からの画像データであって、目標組織1001における目標組織位置からの光切断の副生成物に対する位置オフセット情報を含むという画像データを処理する。上記画像から獲得された情報に基づき、ビーム制御信号1044が生成されることで、レーザ光線1022を調節する光学機器モジュール1020が制御される。システム制御モジュール1040にはデジタル処理ユニットが含まれることで、レーザ整列のための種々のデータ処理が実施され得る。

上記の技術およびシステムは、切断または体積破砕用途に必要とされる如く連続的なパルス設置に必要とされる精度で、高繰り返し率のレーザ・パルスを表面下の目標に供与すべく使用され得る。このことは、目標の表面上の基準情報源ありで、または、それ無しで達成され得ると共に、圧平に続く、または、レーザ・パルスの設置の間における、目標の移動を考慮し得る。

本発明のシステムにおける圧平プレートは、組織内へのレーザ・パルスの供与に対する正確で高速な位置決め要件を促進かつ制御すべく配備される。斯かる圧平プレートは、該圧平プレート接触表面が組織に対する明確な光学インタフェースを形成する様に、組織に対して事前定義された接触表面を備えるガラスの如き透明材料で作成され得る。この明確なインタフェースは、組織内へのレーザ光の伝達および焦点合わせを促進することで、眼球においては角膜の前部表面であるという空気／組織界面において最も重要であるという(特定の眼球の光学特性、または、表面乾燥により生ずる変化に依る如き)光学的な収差または変動を制御もしくは低減し得る。使い捨て可能な、または、再使用可能であるものを含め、多くの接触レンズが、種々の用途、および、眼球および他の組織の内側の目標に対して設計されている。目標組織の表面上の接触ガラスまたは圧平プレートは、レーザ供与システム内の焦点合わせ要素の調節によりレーザ・パルスが焦点合わせされる基準プレートとして使用される。斯かる手法において必然的なのは、組織表面の光学品質の制御などの、先に記述された接触ガラスまたは圧平プレートにより与えられる付加的な利点である。故に、レーザ・パルスは、該レーザ・パルスの光学的歪みが殆どなしで、上記圧平基準プレートに対する目標組織内での所望箇所(相互作用点)に高速で正確に設置され得る。

図７における光学的画像化デバイス1030は、圧平プレートを介して目標組織1001の画像を捕捉する。制御モジュール1040は、捕捉画像を処理して該捕捉画像から位置情報を抽出すると共に、抽出された位置情報を位置基準もしくは指針として使用し、手術用レーザ光線1022の位置および焦点を制御する。この画像案内式レーザ手術は、位置基準として圧平プレートに頼らずに実施され得る、と言うのも、上記圧平プレートの位置は上記で論じられた種々の要因により変化し易いからである。故に、上記圧平プレートは、目標組織に進入して該目標組織の画像を捕捉する手術用レーザ光線に対する所望の光学インタフェースを提供するが、レーザ・パルスの正確な供与のために手術用レーザ光線の位置および焦点を整列かつ制御する位置基準として圧平プレートを使用することは困難であり得る。画像化デバイス1030および制御モジュール1040に基づく手術用レーザ光線の位置および焦点の上記画像案内式制御によれば、たとえば眼球の内側構造などの目標組織1001の画像は、位置基準を提供するための圧平プレートを使用せずに、位置基準として使用され得る。

内部の組織構造の局在化に対して不均衡に影響するという圧平の物理的効果に加え、幾つかの手術プロセスにおいて、目標限定システムは、短いパルス持続時間のレーザを使用するときに生じ得る光切断の非線形の特性を予期し、または、考慮することが好適であり得る。光切断は、ビームの整列およびビームの目標限定において複雑さを引き起こし得る。たとえば、光切断の間においてレーザ・パルスと相互作用するときの組織物質における非線形の光学的効果のひとつは、レーザ・パルスに遭遇した組織物質の屈折率はもはや一定ではなく、光の強度により変化する、ということである。レーザ・パルス中の光の強度は、パルス化レーザ光線の伝搬方向に沿い且つ該方向を横断して、該パルス化レーザ光線内で空間的に変化することから、組織物質の屈折率も空間的に変化する。この非線形の屈折率のひとつの結果は、組織物質における自己焦点合わせまたは自己焦点移動であり、これは、組織の内側におけるパルス化レーザ光線の実際の焦点を変化させ且つ該ビームの焦点の位置をシフトさせる。故に、目標組織内の各目標組織位置に対してパルス化レーザ光線を正確に整列させるには、レーザ光線上の組織物質の非線形の光学的効果も考慮する必要があり得る。硬度の如き異なる物理的特性に起因する、または、特定領域へと進行するレーザ・パルスの吸収または散乱の如き光学的な検討事項に起因する、目標の異なる領域において同一の物理的効果を供与するために、各レーザ・パルスのエネルギは調節され得る。斯かる場合には、異なるエネルギ値のパルス間における非線形の焦点合わせ効果における差違もまた、手術用パルスのレーザ整列およびレーザ目標限定に影響し得る。この点に関し、画像化デバイス1030により目標組織から獲得された直接的画像は、手術用レーザ光線1022の実際の位置であって、目標組織における非線形の光学的効果の組み合わせ効果を反映するという実際の位置を監視すべく、且つ、ビーム位置およびビーム焦点の制御のための位置基準を提供すべく、使用され得る。

此処に記述された技術、装置およびシステムは、圧平プレートと組み合わせて使用されることで、表面形状および水分補給の制御を提供し、光学的歪みを低減し、且つ、圧平された表面を通る内部構造に対する光切断の正確な局在化を提供し得る。此処に記述されたビーム位置および焦点の画像案内式制御は、眼球を固定する圧平プレート以外の手段であって、手術目標の歪曲もしくは移動に繋がり得るという吸引リングの使用などであるという手段を使用する手術システムおよび処置に適用され得る。

以下の各項は、システムのレーザ制御部への画像化機能の種々の統合の程度に基づく、自動化された画像案内式レーザ手術のための技術、装置およびシステムの例を記述する。光学的な画像化モジュール、または、OCT画像化モジュールの如き他の手法による画像化モジュールが使用されることで、探査光または他の形式のビームが導向され、たとえば眼球の内側の構造などの目標組織の画像が捕捉され得る。捕捉された画像中の位置情報により、フェムト秒もしくはピコ秒のレーザ・パルスの如きレーザ・パルスの手術用レーザ光線が案内され、手術の間における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび位置決めが制御され得る。手術の間においては捕捉画像に基づいて手術用レーザ光線が制御されて手術の正確さおよび精度が確実とされ得る様に、手術用レーザ光線および探査光線の両方が目標組織に向けて順次的または同時に導向され得る。

斯かる画像案内式レーザ手術は、手術の間において手術用レーザ光線の正確で精密な焦点合わせおよび位置決めを提供すべく使用され得る、と言うのも、ビーム制御は、手術用パルスの供与の直前にまたは略々同時に、目標組織の圧平または固定に続く目標組織の画像に基づくからである。特に、手術の前に測定された眼球などの目標組織の一定のパラメータは、目標組織の準備(たとえば、圧平レンズに対する眼球の固定)、および、手術操作による目標組織の変化の如き種々の要因により、手術の間に変化し得る。故に、斯かる要因および／または手術に先立ち測定された目標組織のパラメータは、もはや、手術の間における目標組織の物理的状態を反映しないこともある。本発明の画像案内式レーザ手術は、手術の前およびその間における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび位置決めのために、斯かる変化に関する技術的問題を緩和し得る。

本発明の画像案内式レーザ手術は、目標組織の内側における正確な手術操作のために効果的に使用され得る。たとえば、眼球の内側にてレーザ手術を実施するとき、レーザ光は眼球の内側に焦点合わせされることで、目標組織の光学的破壊を達成すると共に、斯かる光学的相互作用は、眼球の内側構造を変化させ得る。たとえば、結晶性水晶体は、先行する測定と手術との間だけでなく、手術の間においても、収容の間において該水晶体の位置、形状、厚みおよび直径が変化し得る。眼球を機械的手段により手術器具に取付けると、眼球の形状は明確ではない様式で変化し得ると共に、更に、その変化は、たとえば患者の移動などの種々の要因に起因して手術の間に変動し得る。取付け手段としては、吸引リングによる眼球の固定、および、平坦なもしくは湾曲したレンズによる眼球の圧平が挙げられる。これらの変化は、数ミリメートルにも上る。眼球の内側にて正確なレーザ顕微手術を実施する場合、角膜または角膜輪部の前部表面の如き眼球の表面を機械的に基準として固定することは、功を奏しない。

本発明の画像案内式レーザ手術においては、手術に先立ち且つ手術の間に変化が生ずるという環境においては、眼球の内側の特定構造と手術器具との間の３次元の位置基準を確立するために、準備後の、または、略々同時的な画像化が使用され得る。眼球の圧平および／または固定に先立つ、または、実際の手術の間における、画像化により提供される位置的基準箇所情報は、眼球内の変化の効果を反映することから、手術用レーザ光線の焦点合わせおよび位置決めに対して正確な指針を提供する。本発明の画像案内式レーザ手術に基づくシステムは、構造が簡素でコスト効率的となるべく構成され得る。たとえば、手術用レーザ光線の案内に付随する光学的構成要素の一部は、目標組織を画像化する探査光線を案内する光学的構成要素と共有されることで、デバイス構造と、画像化および手術用の光線の光学的整列とが簡素化され得る。

以下に記述される画像案内式レーザ手術システムは、画像化器具の例としてOCT画像化デバイスを使用し、且つ、他の非OCT画像化デバイスもまた、手術の間に手術用レーザを制御するために画像を捕捉すべく使用され得る。以下の例において示される如く、画像化サブシステムおよび手術サブシステムの統合は、種々の程度まで実施され得る。ハードウェアを統合しない最も単純な形態において、画像化サブシステムおよびレーザ手術サブシステムは、分離されると共に、インタフェースを介して相互に通信し得る。斯かる設計態様は、２つのサブシステムの設計態様における融通性を提供し得る。患者用インタフェースの如き幾つかのハードウェア構成要素により２つのサブシステムを統合すると、ハードウェア構成要素に対する手術領域の更に良好な整合、更に正確な較正を提供することにより機能性が更に拡張されると共に、作業の流れが改善され得る。２つのサブシステム間の統合の程度が高まるにつれ、斯かるシステムは次第にコスト効率的かつコンパクトとされ得ると共に、システム較正は更に簡素化され且つ経時的に更に安定的となる。図８乃至図１６における画像案内式レーザ手術の例は、種々の統合の程度にて統合されている。

本発明の画像案内式レーザ手術システムのひとつの実施形態は、たとえば、手術下にある目標組織における手術的変化を引き起こす複数の手術用レーザ・パルスから成る手術用レーザ光線を生成する手術用レーザと；患者用インタフェースを目標組織に接触して係合させることで目標組織を所定位置に保持する患者用インタフェース取付け部材と；上記手術用レーザと上記患者用インタフェースとの間に配置されたレーザ光線供与モジュールであって、手術用レーザ光線を上記患者用インタフェースを通して上記目標組織へと導向すべく構成されるというレーザ光線供与モジュールと；を含む。このレーザ光線供与モジュールは、上記目標組織において上記手術用レーザ光線を所定手術パターンに沿い走査させるべく作用可能である。このシステムはまた、手術用レーザの動作を制御するレーザ制御モジュールであって、上記レーザ光線供与モジュールを制御することで所定手術パターンを生成するというレーザ制御モジュールと、上記患者用インタフェースに対して位置決めされることで、該患者用インタフェース、および、該患者用インタフェースに固定された上記目標組織に関する既知の空間的関係を獲得するOCTモジュールとを含んでいる。該OCTモジュールは、上記目標組織に光学的探査ビームを導向すると共に、上記目標組織からの光学的探査ビームの戻り探査光を受信することで上記目標組織のOCT画像を捕捉すべく構成される一方、上記手術用レーザ光線は目標組織へと導向されることで、上記光学的探査ビームおよび上記手術用レーザ光線が上記目標組織において同時に存在する様に手術操作を実施する。上記OCTモジュールは、上記レーザ制御モジュールと通信することで、捕捉されたOCT画像の情報を上記レーザ制御モジュールに送信する。

これに加え、この特定のシステムにおけるレーザ制御モジュールは、捕捉されたOCT画像の情報に応答して、手術用レーザ光線を焦点合わせおよび走査する上で上記レーザ光線供与モジュールを操作し、且つ、該レーザ制御モジュールは、捕捉されたOCT画像における位置決め情報に基づいて手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査を調節する。

幾つかの実施形態において、上記目標を手術器具に整合させるために該目標組織の完全な画像を獲得することは必要でないこともあり、且つ、たとえば、本来的なまたは人工的な目印の如き手術領域からの数個の点などの、目標組織の一部分を獲得することが十分なこともある。たとえば、剛体は、3D空間においては６個の自由度を有し、且つ、その剛体を定義するには６個の個別的な点で十分である。手術領域の厳密なサイズが既知でないときには、位置的基準箇所を提供するために付加的な点が必要とされる。この点に関し、人間の眼球の結晶性水晶体の、通常は異なる前部表面および後部表面の位置および曲率、および、該水晶体の厚みおよび直径を決定するためには、数個の点が使用され得る。これらのデータに基づき、所定のパラメータを備える楕円形状物体の２つの半体から作成される物体が、実用的目的のために結晶性水晶体を近似して視覚化し得る。別の実施形態において、捕捉画像からの情報は、水晶体厚みの術前測定値であってコントローラに対する入力として使用されるという測定値の如き他の情報源からの情報と組み合わされ得る。

図８は、別体的なレーザ手術システム2100および画像化システム2200を備えた画像案内式レーザ手術システムの一例を示している。レーザ手術システム2100は、複数の手術用レーザ・パルスから成る手術用レーザ光線2160を生成する手術用レーザを備えたレーザ・エンジン2130を含む。レーザ・エンジン2130からの手術用レーザ光線2160を患者用インタフェース2150を通して目標組織1001に導向すべくレーザ光線供与モジュール2140が配備されると共に、該モジュールは、目標組織1001において手術用レーザ光線2160を所定手術パターンに沿い走査すべく作用可能である。レーザ・エンジン2130における手術用レーザの動作を通信チャネル2121を介して制御すべくレーザ制御モジュール2120が配備されると共に、該モジュールは、レーザ光線供与モジュール2140を通信チャネル2122を介して制御することで所定手術パターンを生成する。患者用インタフェース2150を目標組織1001に接触させて係合し、該目標組織1001を所定位置に保持すべく、患者用インタフェース取付け部材が配備される。患者用インタフェース2150は、眼球の前部表面に形状適合的に係合して眼球を所定位置に保持すべく平坦なもしくは湾曲した表面を備える接触レンズもしくは圧平レンズを含むべく実現され得る。

図８における画像化システム2200は、手術システム2100の患者用インタフェース2150に対して位置決めされたOCTモジュールであって、患者用インタフェース2150と、該患者用インタフェース2150に固定された目標組織1001とに関して既知の空間的関係を有するというOCTモジュールとされ得る。このOCTモジュール2200は、目標組織1001と協働すべく該モジュール自体の患者用インタフェース2240を有すべく構成され得る。画像化システム2200は、画像化制御モジュール2220および画像化サブシステム2230を含む。サブシステム2230は、画像化ビーム2250を生成して目標1001を画像化する光源と、光学的探査ビームもしくは画像化ビーム2250を目標組織1001に導向する画像化ビーム供与モジュールであって、目標組織1001からの光学的画像化ビーム2250の戻り探査光2260を受信して目標組織1001のOCT画像を捕捉するという画像化ビーム供与モジュールとを含んでいる。光学的画像化ビーム2250および手術用ビーム2160はいずれも、目標組織1001に同時に導向されることで、順次的もしくは同時的な画像化および手術操作を許容し得る。

図８に示された如く、レーザ手術システム2100および画像化システム2200の両方に通信インタフェース2110および2210が配備されることで、OCTモジュール2200が捕捉OCT画像の情報をレーザ制御モジュール2120に送信し得る様に、レーザ制御モジュール2120によるレーザ制御と画像化システム2200による画像化との間の通信が促進される。このシステムにおけるレーザ制御モジュール2120は、捕捉OCT画像の情報に応答することで、手術用レーザ光線2160の焦点合わせおよび走査においてレーザ光線供与モジュール2140を動作させると共に、該レーザ制御モジュールは、捕捉OCT画像における位置決め情報に基づいて目標組織1001における手術用レーザ光線2160の焦点合わせおよび走査を動的に調節する。レーザ手術システム2100と画像化システム2200との間の統合は主として、ソフトウェア・レベルでの通信インタフェース2110および2210間の通信を通してである。

このおよび他の例においては、種々のサブシステムおよびデバイスも統合され得る。たとえば、上記システムには、波面収差計、角膜形状測定デバイスの如き一定の診断器具が配備され得るか、または、術中画像化を増強すべく、これらのデバイスからの術前情報が利用され得る。

図９は、付加的な統合特徴を備える画像案内式レーザ手術システムの例を示している。画像化システムおよび手術システムは、図８における如く２つの別体的な患者用インタフェースを有することなく(たとえば眼球などの)目標組織1001を固定化する共通の患者用インタフェース3300を共有する。手術用ビーム3210および画像化ビーム3220は患者用インタフェース3330で結合されると共に、該共通の患者用インタフェース3300により目標1001へと導向される。これに加え、画像化サブシステム2230および手術部分(レーザ・エンジン2130およびビーム供与システム2140)の両方を制御すべく、共通の制御モジュール3100が配備される。画像化部分および手術部分の間におけるこの相当な統合によれば、２つのサブシステムの正確な較正、および、患者および手術体積の位置の安定性が許容される。手術サブシステムおよび画像化サブシステムの両方を囲繞すべく共通ハウジング3400が配備される。２つのシステムが共通ハウジング内に統合されないとき、共通の患者用インタフェース3300は、画像化サブシステムもしくは手術サブシステムのいずれかの一部であり得る。

図１０は、レーザ手術システムおよび画像化システムはいずれも、共通のビーム供与モジュール4100および共通の患者用インタフェース4200を共有する、という画像案内式レーザ手術システムの例を示している。この統合は、システム構造およびシステム制御操作を更に簡素化する。

ひとつの実施形態において、上記のおよび他の例における画像化システムは光演算断層撮影(OCT)システムとされ得ると共に、上記レーザ手術システムは眼科手術システムに基づくフェムト秒またはピコ秒のレーザである。OCTにおいては、超発光ダイオードの如き低コヒーレンスの広帯域光源が、別体的な基準ビームおよび信号ビームへと分割される。上記信号ビームは手術目標に送られる画像化ビームであり、且つ、該画像化ビームの戻り光は、収集されると共に、上記基準ビームと可干渉的に再結合されて、干渉計が形成される。光列の光軸または光の伝搬方向に直交して信号ビームを走査するとx-y方向における空間的分解能が提供される一方、深度分解能は、基準アームの経路長と、干渉計の信号アームにおける戻り信号ビームの経路長との間の差の抽出に由来する。異なるOCT実施形態のx-y走査器は本質的に同一である一方、経路長の比較およびz走査情報の獲得は異なる様式で行われ得る。たとえば、時間領域OCTとして知られるひとつの実施形態において、基準アームはその経路長を変化させるべく連続的に変更される一方、光検出器は、再結合されたビームの強度における干渉変調を検出する。異なる実施形態においては、基準アームは本質的に静的であると共に、結合光のスペクトルが干渉に対して解析される。結合ビームのスペクトルのフーリエ変換は、サンプルの内部からの散乱に関する空間情報を提供する。この方法は、空間領域もしくはフーリエOCT方法として知られる。周波数掃引OCT(非特許文献４)として知られる別の実施形態においては、狭帯域の光源が使用され、その周波数はスペクトル範囲に亙り迅速に掃引される。基準アームと信号アームとの間の干渉は、高速検出器および動的信号解析器により検出される。これらの例において、光源としては、この目的に対して開発された外部キャビティ調節式のダイオード・レーザ(非特許文献５)、または、周波数が調節された周波数領域モードロック(FDML)レーザ(非特許文献６)が使用され得る。OCTシステムにおいて光源として使用されるフェムト秒レーザは、十分な帯域幅を有し得ると共に、大きな信号／ノイズ比という付加的な利点を提供し得る。

本書類における各システムにおけるOCT画像化デバイスは、種々の画像化機能を実施すべく使用され得る。たとえば、上記OCTは、システムの光学的設定もしくは圧平プレートの存在から帰着する複素共役を抑制すべく、または、目標組織の内側の複数の選択箇所のOCT画像を捕捉して該目標組織の内側における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査を制御するための３次元の位置決め情報を提供すべく、または、目標組織の表面上のもしくは圧平プレート上の複数の選択箇所のOCT画像を捕捉して直立から仰臥への如き目標の姿勢変化に伴い生ずる配向の変化を制御する位置的整合を実現すべく、使用され得る。上記OCTは、目標のひとつの姿勢的配向におけるマークもしくはマーカであって、その後に、上記目標が別の姿勢的配向に在るときにOCTモジュールにより検出され得るというマークもしくはマーカの設置に基づく位置的整合により、較正され得る。他の実施形態において、OCT画像化システムは、眼球の内部構造に関する情報を光学的に収集すべく偏光される探査光線を生成すべく使用され得る。レーザ光線および探査光線は、異なる偏光極性で偏光され得る。上記OCTは、上記光断層撮影に対して使用される探査光を、眼球に向かい進行するときにはひとつの偏光極性で、且つ、眼球から離間して進行するときには別の偏光極性で偏光すべく制御する偏光制御機構を含み得る。該偏光制御機構は、たとえば、波長板またはファラデー回転子などを含み得る。

図１０におけるシステムは、スペクトルOCT構成として示されると共に、手術システムと画像化システムとの間でビーム供与モジュールの焦点合わせ光学機器部分を共有すべく構成され得る。上記光学機器の主要件は、動作波長、画像品質、分解能、歪曲などに関連する。上記レーザ手術システムは、回折が制限された例えば2〜3マイクロメータの焦点サイズを達成すべく設計された大開口数のシステムを備えたフェムト秒レーザ・システムとされ得る。種々のフェムト秒の眼科手術レーザは、約1.05マイクロメータの波長の如き種々の波長にて動作し得る。上記画像化デバイスの動作波長は、光学機器が両方の波長に対して色的に補償される様に、レーザ波長に接近して選択され得る。斯かるシステムは、第3の光学的チャネル、すなわち、手術用顕微鏡の如き視覚的観察チャネルを含むことで、目標組織の画像を捕捉する付加的な画像化デバイスを提供し得る。もし、この第3の光学的チャネルが手術用レーザ光線およびOCT画像化デバイスの光に対して光学機器を共有するなら、共有された光学機器は、第3の光学的チャネルに対する可視スペクトル帯域と、手術用レーザ光線およびOCT画像化ビームに対するスペクトル帯域とにおける色補償を有して構成され得る。

図１１は図９における設計態様の特定例を示し、その場合、手術用レーザ光線を走査する走査器5100、および、手術用レーザ光線を調節(平行化および焦点合わせ)するビーム調節器5200は、OCTに対する画像化ビームを制御するOCT画像化モジュール5300における光学機器と別体的である。手術システムおよび画像化システムは、対物レンズ5600モジュールおよび患者用インタフェース3300を共有する。対物レンズ5600は手術用レーザ光線および画像化ビームの両方を患者用インタフェース3300へと導向して焦点合わせすると共に、その焦点合わせは制御モジュール3100により制御される。手術用ビームおよび画像化ビームを導向すべく２つのビームスプリッタ5410および5420が配備される。ビームスプリッタ5420は、戻り画像化ビームをOCT画像化モジュール5300に戻し導向するためにも使用される。２つのビームスプリッタ5410および5420はまた、目標1001からの光を視覚的観察用光学機器ユニット5500へと導向し、目標1001の直接的な概観または画像を提供する。該ユニット5500は、目標1001を視認する医師のためのレンズ画像化システム、または、目標1001の画像もしくは映像を捕捉するカメラであり得る。二色性および偏光ビームスプリッタ、光学的回折格子、ホログラフィックビームスプリッタ、または、これらの組み合わせの如き、種々のビームスプリッタが使用され得る。

幾つかの実施形態において、光学的構成要素は、手術用波長およびOCT波長の両方に対して反射防止被膜により適切に被覆されることで、光ビーム経路の複数の表面からのグレアが低減され得る。その様にしなければ、反射は、OCT画像化ユニットにおける背景光を増加することで、システムのスループットを低下させると共に、信号／ノイズ比を減少する。OCTにおけるグレアを低減するひとつの手法は、目標組織に接近して設置されたファラデー・アイソレータの波長板により、サンプルからの戻り光の偏光極性を回転し、且つ、OCT検出器の前方における偏光子を、サンプルから戻った光を選好的に検出し且つ光学的構成要素から散乱した光を抑制すべく配向することである。

レーザ手術システムにおいて、手術用レーザおよびOCTシステムは各々、目標組織における同一の手術領域をカバーするビーム走査器を有し得る。故に、手術用レーザ光線に対するビーム走査および画像化ビームに対するビーム走査は、共通の走査デバイスを共有すべく統合され得る。

図１２は、斯かるシステムの例を詳細に示している。この実施形態において、x-y走査器6410およびz走査器6420は両方のサブシステムにより共有される。手術操作および画像化操作の両方に対してシステム動作を制御すべく、共通の制御器6100が配備される。OCTサブシステムは、ビームスプリッタ6210により画像化ビームおよび基準ビームへと分割される画像化光を生成するOCT光源6200を含む。上記画像化ビームはビームスプリッタ6310にて上記手術用ビームと結合され、目標1001に至る共通の光路に沿い伝搬する。走査器6410および6420およびビーム調節器ユニット6430は、ビームスプリッタ6310の下流に配置される。画像化ビームおよび手術用ビームを対物レンズ5600および患者用インタフェース3300に導向すべく、ビームスプリッタ6440が使用される。

上記OCTサブシステムにおいて基準ビームは、ビームスプリッタ6210を通り光学的遅延デバイス6220へと伝わり、戻しミラー6230により反射される。目標1001から戻された画像化ビームは、該戻り画像化ビームの少なくとも一部分をビームスプリッタ6210へと反射するビームスプリッタ6310へと戻し導向され、反射された基準ビームおよび戻された画像化ビームはビームスプリッタ6210において、相互に重なり合い且つ干渉し合う。該干渉を検出して目標1001のOCT画像を生成すべく、分光計検出器6240が使用される。OCT画像情報は、手術用レーザ・エンジン2130、走査器6410および6420、および、対物レンズ5600を制御して手術用レーザ光線を制御する制御システム6100へと送信される。ひとつの実施形態において、光学的遅延デバイス6220は、目標組織1001における種々の深度を検出するために光学的遅延を変化させるべく変更され得る。

上記OCTシステムが時間領域システムであるなら、上記２つのサブシステムは２つの異なるz走査器を使用する、と言うのも、該２つの走査器は異なる様式で動作するからである。この例において、上記手術システムのz走査器は、手術用ビーム経路におけるビームの経路長を変化させずに、上記ビーム調節器ユニットにおける手術用ビームの開散(divergence)を変化させることにより動作する。一方、上記時間領域OCTは、可変的な遅延により、または、基準ビーム戻しミラーの位置を移動させることにより、ビーム経路を物理的に変化させることでz方向を走査する。較正の後、上記２つのz走査器は上記レーザ制御モジュールにより同期され得る。上記の２つの移動の間における関係は、上記制御モジュールが取扱い得る線形もしくは多項式的な依存性へと簡素化され得るか、代替的に、複数の較正点が検索テーブルを定義することで適切なスケーリングを提供し得る。スペクトル／フーリエ領域および周波数掃引を情報源とするOCTデバイスは、z走査器を有さず、基準アームの長さは静的である。コストを低減することに加え、２つのシステムの相互較正は、比較的に単純である。焦点合わせ用光学機器における画像歪曲に由来する、または、２つのシステムの走査器の違いに由来する相違を補償する必要はない、と言うのも、それらは共有されるからである。

上記手術システムの実用的な実施形態において、焦点合わせ用の対物レンズ5600は基部上に摺動可能にまたは移動可能に取付けられ、且つ、該対物レンズの重量は、患者の眼球上への力を制限すべく平衡化される。患者用インタフェース3300は、患者用インタフェース取付け部材に取付けられた圧平レンズを含み得る。上記患者用インタフェース取付け部材は取付けユニットに取付けられ、該ユニットは上記焦点合わせ用対物レンズを保持する。この取付けユニットは、患者の不可避の移動の場合において上記患者用インタフェースと上記システムとの間の安定的な接続を確実にすべく設計されると共に、該ユニットは、眼球に対する上記患者用インタフェースの更に穏やかな結合を許容する。上記焦点合わせ用対物レンズに対する種々の実施形態が使用され得ると共に、スエーに対する特許文献５には一例が記述されている。調節可能である焦点合わせ用対物レンズのこの存在は、OCTサブシステムに対する光学的干渉の一部として、光学的探査光の光学的経路長を変化させ得る。対物レンズ5600および患者用インタフェース3300が移動すると、上記OCTの基準ビームと画像化信号ビームとの間の経路長の差が制御不能な様式で変化し得ると共に、このことは、上記OCTにより検出されるOCT深度情報を劣化させ得る。これは、時間領域においてだけではなく、スペクトル／フーリエ領域および周波数掃引OCTシステムにおいても起こる。

図１３乃至図１４は、調節可能な焦点合わせ用対物レンズに伴う技術的問題に対処する代表的な画像案内式レーザ手術システムを示している。

図１３におけるシステムは、摺動可能な取付け部材上の移動可能な焦点合わせ用対物レンズ7100に結合されて該対物レンズ7100の位置を測定する位置検知デバイス7110であって、測定された位置をOCTシステムにおける制御モジュール7200に通信するという位置検知デバイス7110を提供する。制御システム6100は対物レンズ7100の位置を制御して移動させることで、OCT動作のために画像化信号ビームにより踏破される光学的経路長を調節し、且つ、レンズ7100の位置は、位置エンコーダ7110により測定かつ監視されると共に、OCT制御器7200に直接的に送給される。上記OCTシステムにおける制御モジュール7200は、OCTデータを処理する上で3D画像を組立てるときに、患者用インタフェース3300に対する焦点合わせ用対物レンズ7100の移動により引き起こされた上記OCTの内側における干渉計の基準アームと信号アームとの間の差違を補償するアルゴリズムを適用する。OCT制御モジュール7200により演算されたレンズ7100の位置における適切な量の変化は、レンズ7100を制御してその位置を変更させる制御器6100に送信される。

図１４は別の代表的なシステムを示しており、その場合、上記OCTシステムの干渉計の基準アームにおける戻しミラー6230、または、上記OCTシステムの光路長遅延アセンブリにおける少なくとも一部分は、移動可能な焦点合わせ用対物レンズ7100に堅固に取付けられることから、対物レンズ7100が移動するときに信号アームおよび基準アームは光学的経路長において同一量の変化を蒙る。故に、上記摺動部材上の対物レンズ7100の移動は、演算的補償に対する付加的な必要性なしで、上記OCTシステムにおける経路長の差に対して自動的に補償される。

画像案内式レーザ手術システム、レーザ手術システム、および、OCTシステムに対する上記各例は、異なる光源を使用する。上記レーザ手術システムおよび上記OCTシステムの更に完全な統合においては、手術用レーザ光線に対する光源としてのフェムト秒手術用レーザは、OCTシステムに対する光源としても使用され得る。

図１５は、手術操作のための手術用レーザ光線、および、OCT画像化のための探査光線の両方を生成すべく光モジュール9100におけるフェムト秒パルス・レーザが使用されるという例を示している。レーザ光線を、手術用レーザ光線およびOCTに対する信号ビームの両方としての第1ビームと、OCTのための基準ビームとしての第2ビームとに分割すべく、ビームスプリッタ9300が配備される。上記第1ビームは、該第1ビームの伝搬方向に対して直交するxおよびy方向におけるビームを走査するx-y走査器6410と、ビームの開散を変化させて目標組織1001における該第1ビームの焦点合わせを調節する第2走査器(z走査器)6420とを通して導向される。この第1ビームは、目標組織1001における手術操作を実施すると共に、この第1ビームの一部分は、上記患者用インタフェースにより後方散乱され、且つ、上記対物レンズにより、上記OCTシステムの光学的干渉計の信号アームに対する信号ビームとして収集される。この戻り光は、基準アームにおける戻しミラー6230により反射された上記第2ビームであって、時間領域OCTのための調節可能な光学的遅延要素6220により遅延されたという上記第2ビームと結合されることで、目標組織1001の異なる深度を画像化する上で信号ビームと基準ビームとの間の経路差が制御される。制御システム9200は、システム動作を制御する。

角膜に対する手術実務によれば、良好な手術能率を達成するためには数百フェムト秒のパルス持続時間が十分であり得る一方、十分な深度の分解能のOCTに対しては、たとえば数十フェムト秒未満の短パルスにより生成された更に広範なスペクトル帯域幅が必要であることが示されている。これに関連して、OCTデバイスの設計態様は、フェムト秒手術用レーザからのパルスの持続時間を左右する。

図１６は、手術用光および画像化光を生成すべく単一のパルス式レーザ9100を使用する別の画像案内式システムを示している。上記フェムト秒パルス式レーザの出力光路中には非線形スペクトル拡開媒体9400が設置されることで、手術において通常的に使用される数百フェムト秒の比較的に長いパルスの光源からのパルスのスペクトル帯域幅を拡開する白色光生成もしくはスペクトル拡開の如き光学的非線形プロセスが使用される。媒体9400は、たとえば光ファイバ材料であり得る。上記２つのシステムの光強度要件は異なると共に、該２つのシステムにおける斯かる要件を満足すべく、ビーム強度を調節する機構が導入され得る。たとえば、上記２つのシステムの光路中には、ビーム方向付けミラー、ビーム・シャッタ、または、減衰器が配備されることで、患者および繊細な器具を過剰な光強度から保護するために、OCT画像を撮るときまたは手術を実施するときに、上記ビームの存在および強度が適切に制御される。

作動において、図８乃至図１６における上記各例は、画像案内式レーザ手術を実施すべく使用され得る。図１７は、画像案内式レーザ手術システムを使用してレーザ手術を実施する方法の一例を示している。この方法は、上記システムにおける患者用インタフェースを使用して、手術下の目標組織と係合してそれを所定位置に保持すると共に、該方法は同時に、上記システムにおけるレーザからのレーザ・パルスの手術用レーザ光線と、上記システムにおけるOCTモジュールからの光学的探査ビームとを、上記患者用インタフェースへと導向して目標組織内に至らせる。上記手術用レーザ光線は、目標組織においてレーザ手術を実施すべく制御されると共に、上記OCTモジュールは、目標組織から戻る光学的探査ビームの光から目標組織の内側のOCT画像を獲得すべく作動される。獲得されたOCT画像における位置情報は、手術用レーザ光線を焦点合わせ且つ走査する上で適用されることで、手術の前もしくはその間、目標組織における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査が調節される。

図１８は、眼球のOCT画像の例を示している。上記患者用インタフェースにおける圧平レンズの接触表面は、圧平の間において眼球に及ぼされる圧力により角膜において歪曲を最小化しまたは折り曲がるという曲率を有すべく構成され得る。眼球が上記患者用インタフェースにおいて好首尾に圧平された後、OCT画像が獲得され得る。図１８に示された如く、該OCT画像においては、水晶体および角膜の曲率、並びに、水晶体および角膜の間の距離が識別可能である。上皮−角膜の境界部の如き僅かな特定構造が検出可能である。識別可能であるこれらの特定構造の各々は、眼球に対するレーザ座標の内部基準箇所として使用され得る。角膜および水晶体の座標は、エッジ(Edge)またはブロブ(Blob)検出の如き定評のあるコンピュータ視覚アルゴリズムを用いてデジタル化され得る。水晶体の座標が一旦確立されたなら、それは手術のために手術用レーザ光線の焦点合わせおよび位置決めを制御すべく使用され得る。

代替的に、既知の位置座標を備える箇所における基準マークの3D配列を形成すべく、較正用サンプル材料が使用され得る。上記較正用サンプル材料のOCT画像は、上記基準マークの既知の位置座標と、獲得されたOCT画像における該基準マークのOCT画像との間のマッピング関係を確立すべく獲得され得る。このマッピング関係は、デジタル較正データとして記憶されると共に、該マッピング関係は、手術の間に獲得された目標組織のOCT画像に基づき、手術の間における上記目標組織における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査を制御すべく適用される。上記OCT画像化システムは此処では一例として使用され、且つ、この較正法は、他の画像化技術により獲得された画像に適用され得る。

此処に記述された画像案内式レーザ手術システムにおいて、上記手術用レーザは、大開口数の焦点合わせ下で、眼球の内側(すなわち角膜および水晶体の内側)にて強電界／多光子イオン化を推進するに十分である比較的に大きなピーク・パワーを生成し得る。これらの条件下で、上記手術用レーザからのひとつのパルスは、焦点体積内でプラズマを生成する。上記プラズマが冷えると、基準点として使用され得る明確な損傷区域もしくは“気泡”に帰着する。以下の各項は、手術用レーザにより生成された上記損傷区域を用いて、OCT系画像化システムに対して手術用レーザを較正する較正処置を記述する。

手術が実施され得る前に、上記OCTにより獲得された目標組織のOCT画像内の各画像に付随する位置に関し、上記手術用レーザの位置が上記目標組織において制御され得る様に、上記OCTは上記手術用レーザに対して較正されることで、相対的な位置決め関係を確立する。この較正を実施するひとつの手法は、レーザにより損傷され得ると共にOCTにより画像化され得るという事前較正された目標または“模型(phantom)”を使用することである。該模型は、手術用レーザにより生成された光学的損傷を当該材料が永続的に記録し得る如く、ガラスまたは硬質プラスチック(たとえばPMMA)の如き種々の材料から作製され得る。上記模型はまた、手術目標と類似する光学特性もしくは(水分の如き)他の特性を有する様にも選択され得る。

上記模型は、たとえば、少なくとも10mmの直径(または、供与システムの走査範囲のそれ)、および、眼球の上皮から結晶性水晶体までの距離に亙り少なくとも10mm長であるか、もしくは、手術システムの走査深度と同じほど長い円筒長を有する円筒状材料とされ得る。上記模型の上側表面は上記患者用インタフェースと継目無しに合致係合すべく湾曲され得るか、上記模型材料は圧縮可能とされて完全圧平を許容し得る。上記模型は、(xおよびyにおける)レーザ位置および焦点(z)の両方、ならびに、OCT画像が該模型に対して参照され得る如く、３次元格子を有し得る。

図１９Ａ乃至図１９Ｄは、上記模型に対する２つの代表的な構成を示している。図１９Ａは、複数枚の薄寸ディスクへとセグメント化される模型を示している。図１９Ｂは、該模型を横断するレーザ位置(すなわちxおよびy座標)を決定するための基準箇所としての基準マークの格子を有すべくパターン化された単一のディスクを示している。z座標(深度)は、上記積層体から個々のディスクを除去すると共に、それを共焦点顕微鏡下で画像化することにより決定され得る。

図１９Ｃは、２つの半体へと分離され得る模型を示している。図１９Ａにおけるセグメント化された模型と同様に、この模型は、xおよびy座標におけるレーザ位置を決定するための基準箇所として基準マークの格子を含むべく構造化される。深度情報は、上記模型を２つの半体へと分離すると共に、損傷区域間の距離を測定することにより抽出され得る。結合された情報は、画像案内式手術に対するパラメータを提供し得る。

図２０は、上記画像案内式レーザ手術システムの手術システム部分を示している。このシステムは、ガルバノメータまたは音声コイルの如きアクチュエータにより起動され得る方向付けミラー（steering mirror）と、対物レンズと、使い捨て可能な患者用インタフェースとを含んでいる。手術用レーザ光線は、上記対物レンズを通して上記方向付けミラーから反射される。上記対物レンズは、上記患者用インタフェースの直後に上記ビームを焦点合わせする。xおよびy座標における走査は、上記対物レンズに対する上記ビームの角度を変化させることにより実施される。z平面における走査は、上記方向付けミラーの上流におけるレンズのシステムを用い、到来ビームの開散を変化させることにより達成される。

この例において、上記使い捨て可能な患者用インタフェースの円錐状区画は空気分離されもしくは中実とされ得ると共に、患者と結合する区画は湾曲接触レンズを含む。上記湾曲接触レンズは、溶融シリカ、または、イオン化放射線により照射されたときに色中心の形成に抗する他の材料から作製され得る。曲率の半径は、たとえば約10mmなどの、眼球に適合するものの上限値である。

較正処置の第1段階は、患者用インタフェースを模型に結合することである。上記模型の曲率は、上記患者用インタフェースの曲率と合致する。結合の後、該処置の次の段階は、上記模型の内側に光学的損傷を生成して基準マークを生成する段階を含む。

図２１は、フェムト秒レーザによりガラスにおいて生成された実際の損傷区域の例を示している。各損傷区域間の離間距離は平均8μmである(パルスエネルギは、半値全幅における580fsの持続時間で2.2μＪである)。図２１に描かれた光学的損傷は、フェムト秒レーザにより生成された各損傷区域は、明確であり且つ離散的であることを示している。示された例において、損傷区域は約2.5μmの直径を有している。上記模型においては、図２０に示されたのと同様の光学的損傷区域が種々の深度にて生成されることで、複数の基準マークから成る3D配列が形成される。これらの損傷区域は、較正された模型に対し、適切なディスクを抽出すると共にそれを共焦点顕微鏡下で画像化することにより(図１９Ａ)、または、模型を２つの半体へと分割すると共に、マイクロメータを用いて深度を測定することにより(図１９Ｃ)、参照される。xおよびy座標は、事前較正された格子から確立され得る。

上記模型を手術用レーザにより損傷した後、該模型上でのOCTが実施される。上記OCT画像化システムは、上記模型の3Dレンダリングを提供することで、OCT座標系と模型との間の関係を確立する。各損傷区域は、上記画像化システムにより検出可能である。上記OCTおよびレーザは、上記模型の内部基準を用いて相互較正され得る。上記OCTおよび上記レーザが相互に対して参照された後、上記模型は廃棄され得る。

手術に先立ち、上記較正は検証され得る。この検証段階は、第2の模型の内側における種々の位置にて光学的損傷を生成する段階を含む。上記光学的損傷は、円形パターンを生成する複数の損傷区域がOCTにより画像化され得る如く十分に強力とされねばならない。上記パターンが生成された後、上記第2模型は上記OCTにより画像化される。上記OCT画像をレーザの座標と比較すると、手術に先立つシステム較正の最終チェックが提供される。

各座標が上記レーザ内へと一旦送給されたなら、眼球の内側にてレーザ手術が実施され得る。これは、上記レーザを使用しての水晶体の光乳化、ならびに、眼球に対する他のレーザ治療を伴う。上記手術は任意の時点で停止され得ると共に、眼球の前眼部(図１７)は再画像化されて手術の進展が監視され得ると共に、更に、IOLが挿入された後、(光により、または、圧平なしで)上記IOLを画像化すると、眼球内における上記IOLの位置に関する情報が提供される。この情報は、医師により利用されることで、上記IOLの位置が精緻化され得る。

図２２は、較正プロセスおよび較正後手術操作の一例を示している。この例は、手術下にある目標組織に係合されて該組織を所定位置に保持する画像案内式レーザ手術システムにおける患者用インタフェースであって、手術を実施する前に較正プロセスの間に較正用サンプル材料を保持するという患者用インタフェースの使用を行い得る画像案内式レーザ手術システムを使用し；該システムにおけるレーザからのレーザ・パルスの手術用レーザ光線を上記患者用インタフェースを経て上記較正サンプル材料内へと導向して、選択された複数の３次元基準箇所において基準マークを焼き付け；上記システムにおける光干渉断層撮影(OCT)モジュールから光学的探査ビームを上記患者用インタフェースを経て上記較正サンプル材料内へと導向し、焼き付けられた各基準マークのOCT画像を捕捉し；且つ、上記OCTモジュールの位置決め座標と、焼き付けられた各基準マークとの間の関係を確立する；ことにより、レーザ手術を実施する方法を示している。上記関係を確立した後、上記システムにおける患者用インタフェースは、手術下にある目標組織に係合して該組織を所定位置に保持すべく使用される。複数のレーザ・パルスから成る手術用レーザ光線、および、光学的探査ビームは、上記患者用インタフェースを経て上記目標組織内へと導向される。上記手術用レーザ光線は、上記目標組織におけるレーザ手術を実施すべく制御される。上記OCTモジュールは、上記目標組織から戻る上記光学的探査ビームの光から上記目標組織の内側のOCT画像を獲得すべく動作され、且つ、獲得されたOCT画像における位置情報、および、上記確立された関係は、手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査において適用されることで、手術の間において上記目標組織における上記手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査が調節される。斯かる較正はレーザ手術の直前に実施され得るが、該較正は、処置の前の種々の期間において、斯かる期間の間における較正のドリフトもしくは変化の欠如を例証した較正の確認を用いても実施され得る。

以下の各例は、手術用レーザ光線の整列のためにレーザ誘導式光切断の副生成物の画像を使用する画像案内式レーザ手術の技術およびシステムを記述する。

図２３Ａ乃至図２３Ｂは、目標組織における実際の光切断の副生成物が、更なるレーザ設置を案内すべく使用されるという本発明の技術の別の実施形態を示している。複数のレーザ・パルスを備えたレーザ光線1712を生成して目標組織1001における光切断を引き起こすべく、フェムト秒またはピコ秒のレーザの如きパルス式レーザ1710が使用される。目標組織1001は、たとえば眼球の水晶体の一部などの対象者の身体部分1700の一部であり得る。レーザ光線1712は、レーザ1710に対する光学機器モジュールにより、目標組織1001における目標組織位置へと焦点合わせされ且つ導向されることで、一定の手術効果を達成する。目標表面は、上記目標組織からのレーザ波長ならびに画像波長を伝える圧平プレート1730により、上記レーザ光学機器モジュールに光学的に結合される。圧平プレート1730は、圧平レンズであり得る。目標組織1001から反射もしくは散乱された光もしくは音を収集すべく画像化デバイス1720が配備されることで、上記圧平プレートが適用される前もしくは後(または、その両方)にて、目標組織1001の画像が捕捉される。捕捉された画像データは次に、上記レーザ・システム制御モジュールにより処理されることで、所望の目標組織位置が決定される。上記レーザ・システム制御モジュールは、標準的な光学モデルに基づいて光学的もしくはレーザ要素を移動させまたは調節し、光切断の副生成物1702の中心が目標組織位置と重なり合うことを確実とする。これは、手術プロセスの間において光切断の副生成物1702および目標組織1001の画像が連続的に監視されることで、各目標組織位置においてレーザ光線が確実に、適切に位置決めされる、という動的な整列プロセスであり得る。

ひとつの実施形態において上記レーザ・システムは、先ず、最初に整列用レーザ・パルスを使用することによりレーザ光線1712が整列されることで、整列のための光切断の副生成物1702が生成されるという診断モードにおいて、且つ、次に、手術用レーザ・パルスが生成されて実際の手術操作が実施されるという手術モードにおいて、という２つのモードで動作され得る。両方のモードにおいて、切断の副生成物1702および目標組織1001の各画像は監視され、ビーム整列が制御される。図１７Ａは、レーザ光線1712中のレーザ・パルスの整列が、手術用レーザ・パルスのエネルギ・レベルとは異なるエネルギ・レベルに設定され得る、という診断モードを示している。たとえば、上記整列用レーザ・パルスは、手術用レーザ・パルスよりもエネルギが低いが、組織における相当の光切断を引き起こすには十分であることで、画像化デバイス1720において光切断の副生成物1702を捕捉し得る。この粗い目標限定の分解能は、所望の手術効果を提供するに十分でなくとも良い。捕捉された画像に基づき、レーザ光線1712は適切に整列され得る。この初期の整列の後、レーザ1710は、高エネルギ・レベルにて手術用レーザ・パルスを生成して手術を実施すべく制御され得る。上記手術用レーザ・パルスは整列用レーザ・パルスとは異なるエネルギ・レベルに在ることから、光切断における組織物質の非線形効果は、診断モードの間におけるビーム位置とは異なる位置にレーザ光線1712を焦点合わせすることがある。故に、診断モードの間に達成された整列は粗い整列であり、且つ、手術用レーザ・パルスが実際の手術を実施するときには、手術モードの間において各手術用レーザ・パルスを正確に位置決めすべく、付加的な整列が更に実施され得る。図２３Ａを参照すると、手術モードの間において画像化デバイス1720は目標組織1001からの画像を捕捉し、且つ、上記レーザ制御モジュールはレーザ光線1712を調節し、該レーザ光線1712の焦点位置1714を、目標組織1001上の所望の目標組織位置上に設置する。このプロセスは、目標組織位置毎に実施される。

図２４は、レーザ光線が先ず目標組織に対して概略的に照準決定されてから、光切断の副生成物の画像が捕捉されてレーザ光線の整列に使用されるというレーザ整列のひとつの実施形態を示している。目標組織としての身体部分の目標組織の画像および上記身体部分上の基準箇所の画像が監視されて、パルス化レーザ光線が上記目標組織に対して照準決定される。上記光切断の副生成物および上記目標組織の各画像は、パルス化レーザ光線を調節し、光切断の副生成物の箇所を目標組織と重ね合わせるべく使用される。

図２５は、レーザ手術において目標組織における光切断の副生成物の画像化に基づくレーザ整列方法のひとつの実施形態を示している。この方法において、パルス化レーザ光線は目標組織内の目標組織箇所に照準決定され、一連の初期整列用レーザ・パルスが上記目標組織箇所に供与される。上記目標組織箇所の画像と、初期整列用レーザ・パルスにより引き起こされた光切断の副生成物の画像とが監視されることで、上記目標組織箇所に対する上記光切断の副生成物の箇所が獲得される。上記初期整列用レーザ・パルスとは異なる手術パルス・エネルギ・レベルにおいて上記手術用レーザ・パルスにより引き起こされた光切断の副生成物の箇所は、上記手術用レーザ・パルスのパルス化レーザ光線が上記目標組織箇所に設置されたときに決定される。上記パルス化レーザ光線は、上記手術パルス・エネルギ・レベルにおける手術用レーザ・パルスを担持すべく制御される。上記パルス化レーザ光線の位置は、光切断の副生成物の箇所を上記決定箇所に設置すべく、上記手術パルス・エネルギ・レベルに調節される。上記目標組織および光切断の副生成物の各画像を監視しつつ、上記手術パルス・エネルギ・レベルにおける上記パルス化レーザ光線の位置は、該パルス化レーザ光線を上記目標組織内で新たな目標組織箇所へと移動させるときに、光切断の副生成物の箇所を夫々の決定箇所に設置すべく調節される。

図２６は、光切断の副生成物の画像を用いるレーザ整列に基づく代表的なレーザ手術システムを示している。レーザ光線を目標組織1700に対して焦点合わせして導向すべく光学機器モジュール2010が配備される。該光学機器モジュール2010は、ひとつ以上のレンズを含み得ると共に、ひとつ以上の反射器を更に含み得る。光学機器モジュール2010内には制御アクチュエータが含まれることで、ビーム制御信号に応じて焦点合わせおよびビーム方向が調節される。レーザ制御信号を介してパルス式レーザ1010、および、ビーム制御信号を介して光学機器モジュール2010を、両方ともに制御すべくシステム制御モジュール2020が配備される。該システム制御モジュール2020は、目標組織1700における目標組織位置からの光切断の副生成物1702に対する位置オフセット情報を含む画像化デバイス2030からの画像データを処理する。上記画像から獲得された情報に基づき、ビーム制御信号が生成され、レーザ光線を調節する光学機器モジュール2010が制御される。システム制御モジュール2020にはデジタル処理ユニットが含まれることで、レーザ整列のための種々のデータ処理が実施される。

画像化デバイス2030は、光干渉断層撮影(OCT)デバイスなどの種々の形態で実施され得る。これに加え、超音波式画像化デバイスも使用され得る。レーザ焦点の位置は、それを、画像化デバイスの分解能にて目標に概略的に設置する様に移動される。目標に対するレーザ焦点の参照における誤差、および、自己収束の如き可能的な非線形の光学的効果によれば、レーザ焦点の箇所、および、引き続く光切断事象を正確に予測することが困難とされる。物質の内側におけるレーザの焦点合わせを予測するモデル・システムもしくはソフトウェア・プログラムの使用などの種々の較正方法が使用されることで、画像化された組織内におけるレーザの粗い目標限定が達成され得る。上記目標の画像化は、光切断の前および後の両方において実施され得る。目標に対する光切断の副生成物の位置は、レーザの焦点をシフトして、目標においてまたはそれに対してレーザ焦点および光切断プロセスを更に良好に局在化すべく使用される。故に、実際の光切断事象は、次続的な手術用パルスの設置のための正確な目標限定を実現すべく使用される。

診断モードの間における目標限定のための光切断は、上記システムの手術モードにおける後時の手術処理のために必要とされるよりも、低い、高い、または、同一であるエネルギ・レベルにて実施され得る。診断モードにおける異なるエネルギにおいて実施される光切断事象の局在化を、手術エネルギにおける予測局在化と相関させるべく、較正が使用され得る、と言うのも、光パルスのエネルギ・レベルは光切断事象の厳密な箇所に影響し得るからである。この初期の局在化および整列が一旦実施されたなら、多くのまたは所定パターンの複数のレーザ・パルス(または、単一パルス)が、この位置決めに関して供与され得る。付加的なレーザ・パルスを供与する過程の間に付加的なサンプリング画像が作成されることで、レーザの適切な局在化が確実とされ得る(サンプリング画像は、更に低い、更に高い、または、同一のエネルギのパルスを使用して獲得され得る)。ひとつの実施形態においては、超音波デバイスが使用されることで、空洞形成気泡もしくは衝撃波、または、他の光切断の副生成物が検出される。これの局在化は次に、超音波または他の手法を介して獲得された目標の画像化と相関され得る。別実施例において、上記画像化デバイスは単に、生体顕微鏡、または、光干渉断層撮影の如き、操作者による光切断事象の他の光学的な視覚化である。最初の観察により、上記レーザ焦点は所望の目標位置へと移動され、その後、所定パターンもしくは多くのパルスが、この初期位置に供与される。

特定例として、表面下の正確な光切断のためのレーザ・システムは、１億〜１０億パルス／秒の繰り返し率にて光切断を生成し得るレーザ・パルスを生成し得る手段と、目標の画像、および、手術効果を生成せずにその画像に対するレーザ焦点の較正を用いて表面下の目標に対してレーザ・パルスを粗く焦点合わせする手段と、表面下にて、目標、該目標の近傍空間もしくは該目標の回りの物質、および、上記目標の近傍に粗く局在化された少なくとも一回の光切断事象の副生成物を検出もしくは視覚化し、それらの画像もしくは視覚化物を提供する手段と、光切断の副生成物の位置を表面下の目標の位置と少なくとも一回だけ相関させる手段であって、レーザ・パルスの焦点を上記表面下の目標におけるまたは該目標に対する相対位置における光切断の副生成物の位置へと移動させるという手段と、上記表面下の目標の位置に対する光切断の副生成物の上記精密相関により表された位置に対する所定パターンにて、少なくともひとつの付加的なレーザ・パルスの次続列を供与する手段と、上記次続列のパルスの設置の間において光切断事象の監視を継続することで、画像化されつつある同一のもしくは修正された目標に対する次続的なレーザ・パルスの位置を更に微調整する手段と、を含み得る。

上記の技術およびシステムは、切断または体積破砕用途に必要とされる連続的なパルス設置のために必要とされる精度で表面下の目標に対して高繰り返し率のレーザ・パルスを供与すべく使用され得る。このことは、目標の表面の基準情報源を使用してもしくは使用せずに達成され得ると共に、圧平に続くもしくはレーザ・パルスの設置の間における目標の移動を考慮し得る。

本明細書は多くの詳細を含むが、これらは、一切の発明または権利請求された処の有効範囲に対する制限としてではなく、特定の実施例に特有である特徴の記述と解釈されるべきである。個々の実施例に関して本明細書中に記述された一定の特徴は、単一の実施例において組み合わせても実施され得る。逆に、単一の実施例に関して記述された種々の特徴は、複数の実施例において別個にまたは任意の適切な下位組み合わせによっても実施され得る。更に、各特徴は一定の組み合わせにて作用すると上述されると共に最初はその様にさえ権利請求されるが、権利請求された組み合わせからのひとつ以上の特徴は、幾つかの場合にはその組み合わせから除去され得ると共に、権利請求された組み合わせは、下位組み合わせ、もしくは、下位組み合わせの変更例に対して指向され得る。

Claims (11)

1. 眼球の水晶体における白内障目標領域の決定を促進すべく構成された画像化システムと、
   上記決定された白内障目標領域の一部に白内障用レーザ・パルスを適用して光切断すべく構成された多目的レーザと、
   を備えて成る多目的眼科手術システムであって、
   上記画像化システムは、さらに、上記眼球の周縁領域において緑内障目標領域の決定を促進するように構成され、
   上記多目的レーザは、さらに、緑内障用レーザ・パルスを適用して光切断により上記緑内障目標領域にひとつ以上の切開部を生成するように構成され、
   上記白内障用レーザ・パルスおよび上記緑内障用レーザ・パルスは、統合された手術処置において適用され、
   前記多目的レーザは、前記緑内障用レーザ・パルスを適用して、排出チャネルまたは房水流出開口の少なくとも一方を形成することによって、植設可能デバイスが上記排出チャネルまたは上記房水流出開口の一方内に挿入され得るように構成され、
   前記多目的レーザは、前記緑内障用レーザ・パルスを、最適化された緑内障目標領域に適用すべく構成され、
   上記最適化された緑内障目標領域の箇所は、
   上記緑内障用レーザ・パルスを前記眼球の強膜よりも少なく散乱し、且つ、
   前記形成された排出チャネルによって、中央に形成された排出チャネルよりも少なく上記眼球の光路を乱すように、前記眼球の角膜輪部及び近接領域を画像化することによって選択される、
   多目的眼科手術システム。
2. 前記多目的レーザは、前記白内障用レーザ・パルスを前記緑内障用レーザ・パルスの前に適用すべく構成される、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
3. 前記多目的レーザは、前記白内障用レーザ・パルスを前記緑内障用レーザ・パルスの後に適用すべく構成される、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
4. 前記多目的レーザは、前記白内障用レーザ・パルスを前記緑内障用レーザ・パルスと少なくとも部分的に同時に適用すべく構成される、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
5. 前記多目的レーザは、前記緑内障用レーザ・パルスを、強膜、角膜輪部領域、眼球隅角部、または、虹彩根の内の少なくともひとつ内に適用すべく構成される、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
6. 前記多目的レーザは、線維柱帯切除術、虹彩切開術、または、虹彩切除術の内の少なくともひとつに関するパターンに従って前記緑内障用レーザ・パルスを適用すべく構成される、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
7. 前記排出チャネルまたは前記房水流出開口は、手術対象眼球の前房を該手術対象眼球の表面に接続することにより、上記手術対象眼球内の房水の眼圧の低減を可能とすべく構成される、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
8. 前記白内障用レーザ・パルスおよび前記緑内障用レーザ・パルスの両方を適用するために同一のレーザを利用することを含む、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
9. 前記緑内障目標領域は、
   角膜輪部／強膜境界領域または角膜輪部／角膜交差領域の一方である、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
10. 前記多目的レーザは、
    前記白内障用レーザ・パルスにより達成された光切断部を画像化し、且つ、
    上記画像化された光切断部に応じて、前記緑内障目標領域の少なくとも複数の部分を決定すべく構成される、請求項１記載の多目的眼科手術システム。
11. 前記多目的レーザは、
    前記緑内障用レーザ・パルスにより達成された光切断部を画像化し、且つ、
    上記画像化された光切断部に応じて、前記白内障目標領域の少なくとも複数の部分を決定すべく構成される、請求項１記載の多目的眼科手術システム。

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