JP5932918B2 - 水晶体の光破壊レーザ治療 - Google Patents

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このＰＣＴ出願は、２００７年９月６日に出願された、米国仮出願第６０／９７０，４５４号、発明の名称「Photodisruptive Laser Treatment of the Crystalline Lens」の優先権を主張して、２００８年９月５日に出願された、米国特許出願番号第１２／２０５，８４２号、発明の名称「Photodisruptive Laser Treatment of the Crystalline Lens」の一部継続出願である、２００８年１２月２３日に出願された、米国特許出願番号第１２／３４３，４１８号、発明の名称「Photodisruptive Laser Treatment of the Crystalline Lens」の優先権を主張する。上述した特許文献の開示内容の全体は、引用により、本願の一部として援用される。

本発明は、レーザパルスによって引き起こされる光破壊を用いる水晶体のレーザ眼科手術に関する。

水晶体の除去のための手術は、水晶体を、切込みを介して眼から取り除くことができる小さい断片に分解する様々な技術を利用する。これらの幾つかの処置は、手動の器具、超音波、加熱された流体又はレーザを用いる。これらの方法の重要な短所の１つは、断片化を達成するために、プローブを眼に実際に差し込む必要がある点である。これには、通常、水晶体上に大きな切込みを切開する必要があり、このような水晶体断片化技術に関する精度には限界がある。

光破壊レーザ技術は、レーザパルスを水晶体内に供給し、プローブを挿入することなく、水晶体を光学的に断片化し、したがって、潜在的に侵襲性が低い処置であり、より優れた精度及び制御を提供する。

レーザ誘起光破壊は、これまでのレーザ眼科手術にも既に用いられている。標的領域では、レーザは、分子の一部をイオン化し、最終的に気体を放出し、この気体は、膨張段階で、標的領域内の水晶体物質を破壊及び分解する。幾つかのケースでは、レーザ光源としてＮｄ：ＹＡＧレーザが使用されている。

また、レーザ誘起光破壊による水晶体断片化も提案されている。例えば、Ｌ’Ｅｓｐｅｒａｎｃｅは、米国特許番号第４，５３８，６０８号において、水晶体組織の破壊のための装置を開示しており、これは、視認システムと、レーザと、レーザパルスの焦点の光伝送及び走査のための手段とを含む。レーザパルスは、水晶体の前面に集光され、水晶体内のより深い方向に徐々に移動され白内障物質の破壊が行われる。米国特許番号第５，２４６，４３５号において、Ｂｉｌｌｅは、レーザパルスを、まず、水晶体の後方部分に集光し、次に、焦点を後方から前方の方向に移動させる他の手法を提案している。この方法では、レーザは、既に治療された領域からより少ない歪みで標的領域に到達し、したがって、より好ましい制御が実現される。しかしながら、様々な技術課題が未解決のまま残されている。

レーザで眼の硬い水晶体領域を処置する装置及び方法を提供する。眼の水晶体をレーザで処置する方法の実施例は、水晶体の手術領域を選択するステップと、選択された手術領域内にレーザパルスを適用して、少なくとも１つの切込みを形成するステップとを有し、切込みの一部の向きは、水晶体の線維に交差する向き及び眼の軸を横断しない向きの何れかであり、切込みは水晶体の特性を変更する。

切込みの横断しない向きは、幾つかの実施例では、眼の軸に実質的に平行な向き又は眼の軸に９０度より小さい角度を形成する向きである。

幾つかの実施例では、切込みの眼の軸に沿った空間的な広がりは、眼の軸を横断する空間的な広がりより長い。

幾つかの実施例では、切込みの眼の軸に沿った空間的な広がりは、０．５ｍｍ〜１２ｍｍの範囲内にあり、切込みの眼の軸を横断する空間的な広がりは、１μｍ〜５００μｍの範囲内にある。幾つかの実施例では、眼の軸は、視軸、光軸、照準線及び瞳孔軸のうちの１つである。

幾つかの実施例では、切込みは、概ね切込みと線維との交差部において、線維を部分に切断し、水晶体の特性の変更は、水晶体の生体力学的な特性を弱めることである。

幾つかの実施例では、切込みは、線維の縫合線又はその近傍において、線維を切断する。

幾つかの実施例では、切込みは、水晶体内の縫合線の切断を回避する。

幾つかの実施例では、レーザパルスを適用するステップは、レーザパルスを適用して、切込みを形成する気泡を生成するステップを含み、切込みの向きは、生成される気泡の拡張の優先的な方向に整列される。

幾つかの実施例では、レーザパルスを適用するステップは、適用されたレーザビームの焦点を、水晶体内で後方から前方の方向に動かすステップを含む。

幾つかの実施例では、切込みは、水晶体の核の広がりに少なくとも等しい広がりと、２ｍｍを超えるＸ−Ｙ直径及び０．５ｍｍを超えるＺ方向の広がりと、４ｍｍを超えるＸ−Ｙ直径及び１ｍｍを超えるＺ方向の広がりとのうちの１つを有し、ここで、Ｘ−Ｙ直径は、軸を横断する方向における切込み全体の空間的な広がりの測定値である。

幾つかの実施例では、方法は、１つのみの切込みを形成するステップを有し、レーザパルスは、連続的に適用され、レーザの位置を変更することなく及びレーザの適用を中断することなく、切込みを形成する。

幾つかの実施例では、切込みは、眼の軸に整列された形状を有し、形状は、円筒、一組の同心の円筒、１つ以上の接続線によって接続された一組の円筒、曲面、円錐、渦巻、滑らかな線によって接続された積層された渦巻、並びに傾斜した円筒のうちの少なくとも１つである。

幾つかの実施例では、切込みは、眼の軸に整列された形状を有し、形状は、平面、２つ以上の交差する平面、平面と平面を接続する円弧との組合せ、並びに平面及び円筒の組合せのうちの少なくとも１つである。

幾つかの実施例では、レーザパルスを適用するステップは、層毎に切込みを形成するステップを含む。

幾つかの実施例では、層毎に切込みを形成するステップは、水晶体の後方の層内の、２つの切込み又は同じ切込みの２つの部分に属する標的位置にレーザパルスを適用するステップと、後方の層より前方の層内の、同じ２つの切込み又は同じ切込みの同じ２つの部分に属する標的位置にレーザパルスを適用するステップとを有する。

幾つかの実施例では、レーザパルスを適用するステップは、レーザパルスを適用して、水晶体の後方の層内に第１の半径を有する第１のリングを形成するステップと、レーザパルスを適用して、後方の層内に第１のリングと第２のリングとの間の接続線を形成するステップと、レーザパルスを適用して、後方の層内に、第２の半径を有する第２のリングを形成するステップと、後方の層のより連続的に前方の層において、第１のリング、第２のリング及び接続線の形成を複数回繰り返すステップとを有し、連続する層の第１のリングは、第１の円筒を形成し、第２のリングは、第２の円筒を形成し、円筒は、接続線によって接続されている。

幾つかの実施例では、連続する層内の接続線は、整列されて接続平面を形成するか、層毎に整列されていないかの何れかである。

幾つかの実施例は、後方の層内に後方の渦巻を形成するステップと、後方の層内の渦巻の端部の近傍から開始し、後方の層より前方の層の中心領域に向かって滑らかに湾曲し、上昇する滑らかな接続線を形成するステップと、前方の層の中心領域において、滑らかな接続線の端部から開始される前方の渦巻を形成するステップとを有する。

幾つかの実施例では、後方の渦巻及び前方の渦巻は、実質的に整列され、Ｚ方向に広がりがある渦巻を形成する。

幾つかの実施例では、レーザパルスを適用するステップは、水晶体内に気泡を生成するためには十分であるが、眼の網膜に害を引き起こす程ではないレーザパラメータを選択するステップを含む。

幾つかの実施例では、レーザパルスを適用するステップは、切込みが眼の軸を横断しているとすれば、除去に適切な程度に水晶体を断片化するには不十分となるレーザパラメータでレーザパルスを適用する。

幾つかの実施例では、レーザパラメータは、０．５μＪから５０μＪまでの範囲のレーザパルスエネルギ、０．００５ピコ秒から２５ピコ秒までの範囲のレーザパルスの継続時間、１ｋＨｚから１０ＭＨｚの範囲のレーザパルスを適用する繰返し率、及び１μｍから１００μｍまでの範囲のレーザパルスの標的領域の分離距離を含む。

幾つかの実施例では、レーザパルスを適用するステップは、切込みを形成しながら、エネルギが変化するレーザパルスを適用するステップを含む。

幾つかの実施例では、エネルギは、Ｚ方向の走査及びＸ−Ｙ方向の走査の少なくとも１つの間に変化する。

幾つかの実施例では、エネルギは、眼組織の光学的特性の測定に関係して変化する。

幾つかの実施例は、切込みを層毎に形成するステップを有し、１つ以上の層が、少なくとも部分的に、レーザ供給システムの曲がった焦点面に沿って形成される。

幾つかの実施例では、１つ以上の切込みの層を形成する際、Ｚ方向のスキャナをＸ−Ｙ方向のスキャナより遅い速度で調整する。

幾つかの実施例は、水晶体の後方部分に、切込みを形成するために適用されるレーザパルスの大部分を遮蔽するように配置された保護層を形成するステップを更に有する。

幾つかの実施例では、切込みは、水晶体の少なくとも一部を断片化し、方法は、水晶体の断片化された一部を除去するステップを更に有する。

幾つかの実施例では、レーザパルスを適用するステップは、眼の網膜に持続的なダメージを与えないレーザパラメータでレーザパルスを適用するステップを含み、レーザパルスは、水晶体を除去に適切な程度に断片化し、断片化の時間は、１未満分である。

幾つかの実施例は、レーザパルスを適用して、眼の水晶体内に切込みを形成するステップを有し、レーザパルスは、レーザパルスの適用を中断することなく、水晶体の核の全体に亘って、レーザパルスを走査するように構成されているレーザシステムによって適用される。

幾つかの実施例では、切込みは、水晶体の線維に交差する。

幾つかの実施例では、切込みの少なくとも一部は、眼の軸を実質的に横断しない。

幾つかの実施例では、切込みは、円筒、一組の同心の円筒、接続線によって接続された一組の同心の円筒、円錐、交差する平面、円弧によって接続された交差する平面、渦巻、滑らかな線によって接続された積層された渦巻のうちの少なくとも１つである。

幾つかの実施例は、眼の水晶体を断片化するレーザシステムにおいて、レーザパルスからなるレーザビームを生成するように構成されているパルスレーザと、レーザビームを適用して、眼の水晶体内に、レーザの適用を中断することなく、眼の軸に沿った２ｍｍより長い空間的な広がりと、眼の軸を横断する４ｍｍより大きい空間的な直径とを有する切込みを作成するように構成されている光供給システムとを備えるレーザシステムを含む。

幾つかの実施例では、光供給システムは、水晶体の後方から前方の方向にレーザの焦点を動かすように構成されている。

幾つかの実施例では、光供給システムは、レーザを制御して、選択された水晶体領域内で光破壊を達成するために十分であるが、眼の網膜に害を引き起こす程ではないレーザパラメータでレーザビームを生成するように構成されている。

幾つかの実施例では、光供給システムは、パルスレーザを制御して、０．５μＪから５０μＪまでの範囲のレーザパルスエネルギ、１μｍから１００μｍまでの範囲のレーザパルスの標的領域の分離距離、０．００５ピコ秒から２５ピコ秒までの範囲のレーザパルスの継続時間、及び１ｋＨｚから１０ＭＨｚの範囲のレーザパルスを適用する繰返し率のレーザパラメータでレーザパルスを生成する。

眼の概要を示す図である。 透明度が低下した領域を含む眼の水晶体の構造を示す図である。 水晶体の光破壊治療における気泡の生成及び広がりを説明する図である。 水晶体の光破壊治療における気泡の生成及び広がりを説明する図である。 水晶体の光破壊治療のステップを示す図である。 光破壊施術のステップを示す図である。 光破壊施術のステップを示す図である。 光破壊施術のステップを示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 切込みの様々な構成を示す図である。 硬い水晶体領域の境界を判定するステップを示す図である。 レーザ制御のために標的のイメージングを行うイメージングモジュールが設けられた画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 レーザ手術システム及びイメージングシステムの統合の度合いが異なる画像誘導レーザ手術システムの具体例を示す図である。 画像誘導レーザ手術システムを用いてレーザ手術を実行する方法の具体例を示す図である。 光干渉断層法（ＯＣＴ）イメージングモジュールからの眼の画像の具体例を示す図である。 Ａ〜Ｄは、画像誘導レーザ手術システムを較正するための較正サンプルの２つの具体例を示す図である。 システムを較正するために、画像誘導レーザ手術システム内の患者インタフェースに較正サンプル材料を取り付ける具体例を示す図である。 手術用レーザビームによってガラス表面に作成された参照マークの具体例を示す図である。 画像誘導レーザ手術システムの較正処理及び較正後の手術の具体例を示す図である。 レーザ誘起光破壊副産物及び標的組織の画像を捕捉し、レーザ整列を誘導する例示的な画像誘導レーザ手術システムの動作モードを示す図である。 レーザ誘起光破壊副産物及び標的組織の画像を捕捉し、レーザ整列を誘導する例示的な画像誘導レーザ手術システムの動作モードを示す図である。 画像誘導レーザ手術システムにおけるレーザ整列動作の具体例を示す図である。 画像誘導レーザ手術システムにおけるレーザ整列動作の具体例を示す図である。 光破壊副産物の画像を用いるレーザ整列に基づく例示的なレーザ手術システムを示す図である。

図１は、眼の全体的な構造を示している。入射光は、角膜、前眼房、瞳孔、後眼房、水晶体及び硝子体を含む光路を介して伝播される。これらの光学的要素は、網膜上に光を誘導する。

図２は、水晶体１００を更に詳細に示している。水晶体１００は、その約９０％が、タンパク質であるα−クリスタリン、β−クリスタリン及びγ−クリスタリンから構成されているため、水晶体（crystalline lens）と呼ばれる。水晶体は、眼の動的な焦点調節能力を含む眼内の複数の光学的機能を有する。水晶体は、妊娠、出産後及び生涯に亘ってサイズが成長し続けるという点で、人体の特有の組織である。水晶体は、水晶体赤道部に位置する胚中心から開始して、新たな水晶体線維細胞を分化することによって発育する。水晶体線維は、通常、直径が４〜７μｍ、長さが最大１２ｍｍの長く、薄く、透明な細胞である。最も古い水晶体線維は、水晶体内に中心に位置し、核を形成する。核１０１は、更に、胚期、胎児期及び成人期の核ゾーンに細分化することができる。核１０１の周りの新たな成長物は、皮質１０３と呼ばれ、同心楕円状の層、領域又はゾーンに発育する。核１０１及び皮質１０３は、人間の発育の異なる段階で形成されるため、これらの光学的特性は、異なっている。水晶体は、時間の経過に伴って直径が大きくなるが、収縮することもあり、したがって、核１０１及び周囲の皮質１０３の特性は、更に異なるものになることがある（「Freel et al. BMC Ophthalmology 2003, vol. 3, p. 1」参照）。

この複雑な成長過程の結果、典型的な水晶体１００は、軸方向の長さが約２ｍｍのより硬い核１０１と、この周囲を取り囲む、軸方向の幅が１〜２ｍｍのより柔らかい皮質１０３と、これを収容する、典型的な幅が約２０μｍのより薄い嚢胞１０５とを含む。

これらの値は、個人差が大きい。

水晶体線維細胞では、時間の経過に伴って、細胞質要素の進行性消失が起こる。水晶体には、その内部の領域に静脈もリンパ管も通っていないので、年齢が高くなると、水晶体の光学的透明性、柔軟性及び他の機能的な特性が劣化することがある。

図２は、長期に亘る紫外線への曝露、一般的な放射への曝露、水晶体タンパク質の変性、疾患、例えば、糖尿病の合併症、高血圧及び老化等の幾つかの条件によって、核１０１の領域が、透明度が低下した領域１０７になることがあることを示している。透明度が低下した領域１０７は、通常、水晶体の中心に位置する領域である（「Sweeney et al Exp Eye res, 1998, vol. 67, p. 587-95」参照）。透明度のこの進行性消失は、多くの場合、同じ領域における最も一般的な種類の白内障の進行及び水晶体の硬度の増加に関連する。このプロセスは、加齢と共に、水晶体の周辺部分から中心部分に向かって、徐々に進むことがある（「Heys et al Molecular Vision 2004, vol. 10, p. 956-63」参照）。このような変化の結果の１つは、老眼及び白内障の進行であり、これらは、年齢と共に、症状が重くなり、罹病率が高くなる。

透明度が低下した領域１０７は、白内障手術によって除去することができる。一般的な施術は、濁った水晶体の嚢胞を切開し（切嚢術）、水晶体嚢胞の完全性を保ちながら、内部、すなわち、皮質及び核を外科的に除去することである。これは、嚢外摘出術とも呼ばれている。皮質は、流体力学的な粘性を示し、したがって、吸引（aspiration）又は単なる吸気（suction）によっても除去することができるが、核は、硬すぎるため、これらの手法では、そのままの形では除去することができない。多くの場合、最終的に、代わりとなるプラスチック製の「眼内」レンズが嚢胞に挿入される。この施術は、最大１２ｍｍにもなる大きな切込みを切開する必要がある。このような寸法の切込みを切開することによって、後述するような様々な問題が生じることがある。

幾つかの方法では、白内障手術に超音波が導入されている。この「超音波乳化吸引術（phacoemulsification）」では、嚢胞１０５上に１つ以上のより小さい切込みを切開し、超音波攪拌器（ultrasound agitator）又は「超音波プローブ（phaco-probe）」を水晶体に挿入する。攪拌器又は超音波プローブを動作させることによって、核が乳化し、以前の技術より小さい切込みを介して、乳化した核を吸引することができる。

しかしながら、超音波乳化吸引術を用いても、最大で７ｍｍの嚢胞１０５上の切込みが必要となることがある。この施術は、結果として、意図されない大幅な変化を生じることがあり、例えば、治療された眼は、強い遠視（extensive stigmatism）及び残余屈折又は二次屈折又は他の異常を示すことがある。このような屈折異常が生じた場合、フォローアップのための屈折矯正又は他の手術又はデバイスが必要になることが多い。

近年、嚢胞１０５に挿入するための様々な眼内レンズの開発に焦点を絞った多くの研究がなされてきた。この具体例には、二焦点レンズも含まれる。一方、水晶体１００又は核１０１に関する除去処理の改善の分野では、大きな発展はなかった。

本発明の実施例は、超音波乳化吸引術の代わりに、硬い水晶体領域１０９を分解する光破壊法を含む。水晶体１００には、超音波プローブが挿入されないので、分解された核を後に吸引するために、より小さい切込みを設ければよい。これによって、意図されていない副作用を低減でき、二次屈折又は他の手術が必要な患者のパーセンテージを減少させることができる。

硬い水晶体領域１０９は、核１０１と一致することも多い。但し、多数のバリエーションが生じることもある。例えば、核の最も外側の柔らかい層は、吸引によって又は吸気によっても除去することができ、したがって、光破壊法が不要であることもある。他のケースでは、眼内の白内障の影響がある部分のみを、後の除去のために分解してもよい。更に他のケースでは、核を削り取るのみであり、除去しない場合、核１０１の一部のみを分解することが望まれることもある。ここに考慮したバリエーションを包括的に表現するために、これらの全ての領域を、まとめて、硬い水晶体領域１０９と呼ぶ。核１０１は、硬い水晶体領域１０９の一例にすぎない。

幾つかのケースでは、この硬い水晶体領域１０９は、長径（equatorial diameter）が約６〜８ｍｍ、短径（axial diameter）又は広がりが約２〜３．５ｍｍの楕円体状の領域を占める。この硬い水晶体領域１０９の寸法は、患者、疾患及び施術によって異なる。

レーザ誘起水晶体断片化処理において、レーザパルスは、標的領域内の分子の一部をイオン化する。これによって、「プラズマ閾値」を超える二次イオン化プロセスの雪崩現象が生じることがある。多くの手術では、大きなエネルギが短いバーストで標的領域に伝えられる。これらの集中化されたエネルギパルスは、イオン化領域を気化させ、キャビテーション気泡を生じさせる。これらの気泡は、数μｍの直径で形成され、超音速で５０〜１００μｍに膨張することがある。気泡の膨張が亜音速に低下すると、気泡は、周囲の組織内に衝撃波を誘起し、二次分離を引き起こす。

気泡自体及び誘起された衝撃波の両方は、施術の目的を達成し、すなわち、嚢胞１０５上に切込みを切開することなく、標的である硬い水晶体領域１０９の分解、断片化又は乳化を引き起こす。分解された硬い水晶体領域１０９は、場合によっては、水晶体自体に手術用器具を挿入することなく、遙かに小さい切込みを介して除去することができる。

但し、光破壊は、影響を受ける領域の透明度を減少させる。特に、眼の水晶体は、全ての組織のタンパク質の中で最高の密度を有し、しかも透明である。しかしながら、これと同じ理由のために、水晶体の透明度は、気泡の存在及び衝撃波によるダメージを含む構造の変化に特に敏感である。

レーザパルスの適用を、水晶体の前又は前方の領域に集光することから開始し、次に、焦点を後方の領域に向けてより深く移動させた場合、キャビテーション気泡及びこれに伴って透明度が低下する組織が、後続するレーザパルスの光路内に存在し、これらのレーザパルスを遮蔽、減衰又は散乱させる。これによって、後のレーザパルスの適用の精度及び制御が劣化し、水晶体のより深い後方の領域に実際に供給されるパルスエネルギが減少する。したがって、先のレーザパルスによって生成された気泡が後のレーザパルスの光路を遮蔽しない方法によって、レーザを用いた眼の手術の効率を高めることができる。

米国特許番号第５，２４６，４３５号の技術を含む様々な手法は、上述したような、先のレーザパルスによって生成される気泡による望ましくない干渉を効果的に回避する手法を提供していない。したがって、これまでの方法では、レーザによる光破壊に加えて、更なる水晶体断片化技術の使用が必要であることが多かった。

上述の技術的課題及びキャビテーション気泡の生成及び広がりに関する様々な水晶体領域及びレーザパルスパラメータの個々の特性の研究に基づき、本明細書に開示する技術、装置及びシステムは、先のレーザパルスによって誘起された気泡からの干渉を減少させ、レーザパルスによって水晶体を効果的に断片化するために使用することができる。後に、水晶体断片化又は改質技術の必要性を低減し、又はこれらを行うことなく、吸引によって、水晶体の一部又は全部の除去を行うことができる。

図３は、異なる輸送特性、光学特性及び生体力学特性を有する硬い水晶体領域１０９が、光破壊断片化技術に重要な影響を与えることを示している。様々なレーザベースの水晶体断片化技術の１つの重要な制約は、制御が困難な気泡の広がりであり、これは、光破壊の間に生じ、後のレーザパルスが意図された機能を実行する有効性を低下させることがある。

図３Ａは、小さい焦点又は標的領域に集光されたレーザビーム１１０が小さい気泡１１１を生成することができることを示している。

図３Ｂは、キャビテーション気泡１１１の広がりに対する抵抗が水晶体１００の層毎に異なる場合があることを示している。核１０１の内部では、小さい気泡１１１は、単により大きい気泡１１２に膨張することがある。また、これは、符号１１４で示すように、気泡の周りに衝撃波を生成することがある。更に、膨張した気泡が、気泡１１６のように、核−皮質境界に達した場合、より柔らかい皮質領域１０３のみに集中して気体が膨張することがある。これらの広がった気体の気泡の何れかが、硬い水晶体領域を断片化するよう方向付けられた後のレーザパルスを妨害し、吸収し、散乱させ又は遮蔽してしまうことすらある。

更に、生成された気体をより柔らかい水晶体領域に移動させ、更なるパルスの供給に干渉させるような経路が、硬い水晶体領域内に先天的に存在することもある。このような経路は、水晶体線維が接する縫合線に沿って存在することもある。気体の広がりを低減するために、これらの領域及び隣接する領域を回避することもある。更に、これらの領域においてパルス特性を変更して、気体の広がりを更に低減することもできる。このような領域は、術前に特定でき、又はこれに代えて、術中にこのような経路を特定して、施術を変更することもできる。

まず、皮質１０３を含むより柔らかい周辺層を除去することを試み、次により硬い核１０１を除去することを試みる方法では、初期の周辺層の除去によって、分解された、不明瞭な光路が後に残り、その後のレーザによるより硬い核１０１の断片化が困難になるといった重大な問題がある。

なお、眼の他の領域、例えば角膜等のために開発されたレーザ破壊技術は、実質的な変更なしで水晶体に適用することはできない。この理由の１つは、角膜は、階層性が高い構造を有し、気泡の広がり及び移動を非常に効率的に阻止するためである。したがって、核自体を含む水晶体のより柔らかい層に比べて、角膜では、その性質のために、気泡の広がりによって生じる問題は小さい。

気泡１１１の広がりに対する様々な水晶体領域の抵抗は、患者の年齢を含む個々の患者の多くの個人的な特徴に依存する。また、標的に適用される特定のレーザパラメータも気体の広がりに影響を及ぼすことがある。

図４は、上述した考察から発展させた、光破壊眼科手術処理２００の実施例を示している。

図５Ａ〜図５Ｋは、図４の方法の様々な実施の形態を示している。

ステップ２１０では、水晶体１００の機械的又は光学的な特徴の測定から、硬い水晶体領域１０９の境界２５２を特定してもよい。レーザパルスを硬い水晶体領域１０９の外側に照射すると、生成された気泡は、かなり膨張し、制御困難になるので、実施例には、このステップ２１０を含ませてもよい。すなわち、幾つかの実施例は、硬い水晶体領域１０９内にレーザパルスを集光できるように、最初に、硬い水晶体領域１０９の境界を判定することを含んでいてもよい。

図６は、気泡の機械的特性に基づくステップ２１０の実施例を示している。水晶体１００内には、例えば、実質的に眼の主軸について平行であって、１０〜１００μｍ等、適切な距離だけ分離された一列のプローブ気泡２９０を生成してもよい。水晶体の他の領域に他の気泡列を生成してもよい。ここに示すように、より硬い核１０１は、プローブ気泡の膨張に対する抵抗が大きいので、硬い核１０１内のプローブ気泡２９０−１は、膨張がより遅い。逆に、皮質１０３は、気泡の膨張に対する抵抗が小さいので、皮質１０３内の核１０１の外側のプローブ気泡２９０−２は、膨張がより速い。核１０１と皮質１０３との間の境界２５２の一部は、膨張が遅いプローブ気泡２９０−２から膨張が速いプローブ気泡２９０−１を分離する線又は領域として特定できる。

プローブ気泡２９０の膨張と、膨張が遅いプローブ気泡２９０−２から膨張が速いプローブ気泡２９０−１を分離する線は、光学的観測方法によって観測及び追跡できる。全ての種類のイメージング技術を含む、このような多くの方法が知られている。これらの分離点又は線をマップ化又は他の手法で記録することによって、より柔らかい水晶体領域と硬い水晶体領域１０９との間の境界２５２を特定することができる。ステップ２１０のこの実施例は、術前に、すなわち、手術の前に実行してもよく、術中に、すなわち、手術の初期段階として実行してもよい。

また、ステップ２１０には、他の幾つかの手法を適用してもよい。例えば、患者に対する手術の前に、光学的又は構造的な測定を実行してもよい。また、例えば、年齢に依存するアルゴリズム（age-dependent algorithm）を用いて、眼に関する他の測定可能な特徴を核のサイズに関連付ける何らかのデータベースを用いてもよい。幾つかの場合、明示的な演算を行ってもよい。幾つかの場合、死体からのデータを利用することもできる。また、上述した気泡列を生成し、そして、超音波攪拌を適用して、誘起された気泡の振動、特にそれらの周波数を観測することもできる。これらの観測からも、周囲の組織の硬度を推定できる。

幾つかの場合、ステップ２１０において、光干渉断層法（Optical Coherence Tomography：ＯＣＴ）を利用できる。ＯＣＴの側面の１つとして、ＯＣＴは、イメージングされた組織の不透明度を測定できる。この測定から、気泡のサイズ及び領域の硬度を再び推定できる。

最後に、例えば、白内障領域のみを除去するか、又は核を削るだけであるか等の他の幾つかの考察に基づいて、硬い水晶体領域１０９を選択できる。これらの方法の全ては、図４のステップ２１０の範囲に含まれ、図５Ａでは、硬い水晶体領域１０９の境界２５２を示す点線によって図示している。

図４は、ステップ２２０が、破壊閾値（disruption-threshold）と広がり閾値（spread-threshold）との間でレーザパラメータを選択することを含んでいてもよいことを示している。レーザパルス１１０のレーザパラメータは、硬い水晶体領域１０９内に光破壊を引き起こすために、破壊閾値を超えるように選択することができる。レーザパラメータは、光破壊によって生成された気体の制御されていない広がりが引き起こる広がり閾値を下回るように選択できる。

これらの破壊閾値及び広がり閾値は、例えば、レーザパルスの２つの隣接している標的点の間の空間的な分離の距離に適用することができる。生成された気泡が下側の広がり閾値距離より近くにあると、気泡は合体して、より大きい気泡を形成することがある。これらのより大きい気泡は、より速く、制御が困難な形式で膨張しやすい。一方、気泡間が上側の破壊閾値より遠いと、これらの気泡は、意図された光破壊又は標的組織の断片化を達成できない。幾つかのケースでは、これらの閾値の間の気泡の分離の範囲は、１μｍ〜５０μｍの範囲にある。

また、レーザパルスの継続時間も同様の破壊閾値及び広がり閾値を有することができる。幾つかの実施例では、継続時間は、０．０１ピコ秒〜５０ピコ秒の範囲で変更してもよい。何人かの患者については、１００フェムト秒〜２ピコ秒のパルス期間の範囲で特定の結果が達成された。幾つかの実施例では、１パルスあたりのレーザエネルギは、１μＪ及び２５μＪの閾値の間で変更することができる。レーザパルスの繰返し率は、１０ｋＨｚ及び１００ＭＨｚの閾値の間で変更することができる。

また、レーザパルスのエネルギ、標的分離、継続時間及び繰返し周波数は、水晶体の光学的又は構造的な特性の術前測定に基づいて選択することもできる。これに代えて、レーザエネルギ及び標的分離の選択は、全体的な水晶体の寸法の術前測定、及び年齢に依存するアルゴリズム計算、死体測定又はデータベースの使用に基づいて行ってもよい。

図４は、ステップ２３０において、特定された境界２５２の近傍において、光破壊施術によって、硬い水晶体領域の後方の部分の機械的特性を変更できることを示している。

図５Ｂは、ステップ２３０の実施の形態を示しており、ここでは、初期のレーザパルス１１０−１によって、境界２５２の近傍の硬い水晶体領域１０９の後方の部分２５４に一組の気泡が生成されている。機械的特性の変更は、気泡の生成、光破壊、断片化又は核１０１の後方の部分２５４の組織の乳化を含んでいてもよく、これらによって、幾つかの機械的特性が変更される。

図４は、ステップ２４０において、既に変更されている後方の部分より前方の部分の機械的特性を、光破壊施術によって変更できることを示している。

図５Ｃは、ステップ２４０の実施の形態を示しており、ここでは、既に変更されている領域２５４より前方の領域２５６において、後のレーザパルス１１０−２によって、第２の気泡の組が生成されている。

この方法の実施例では、硬い水晶体領域１０９の後方から硬い水晶体領域１０９の前方への方向に沿って、レーザビーム１１０の焦点又は標的領域を移動させることによって、これらの光破壊ステップ２４０を繰り返し適用できる。光破壊ステップ２４０のこのシーケンスは、後のレーザパルス１１０−２の光路内に気泡が形成され、広がることを制御及び制限する。これらの実施例によって、後のレーザパルス１１０−２は、実質的に全てのエネルギを標的領域に伝えることができ、手術領域をより明確にイメージングできることに加えて、後のレーザパルスをより良好に制御することができ、施術者にとって有益である。

ステップ２１０〜２４０の後に、必要な場合又は望ましい場合、断片化され、分解され、乳化され又はこの他の手法で変質された硬い水晶体領域１０９の除去を行ってもよい。断片化され、分解され又は他の手法で変質された領域を除去する１つの方法は、水晶体嚢胞１０５に１個以上の小さな開口又は切込みを切開し、次に、吸引プローブ（aspiration probe）を挿入し、断片化された物質を除去することである。他の実施例では、嚢胞にプローブを挿入することなく、単純な吸気によって、皮質１０３等の断片化されていない粘性がある物質と同様に、断片化された物質を抽出することができる。

硬い水晶体領域１０９において、後方から前方に、破壊閾値と広がり閾値との間のレーザパルスを適用すると、レーザパルスは、処置された硬い水晶体領域１０９の構造を光学的に変更し、破壊し又は断片化することができ、水晶体物質の除去が容易になり、また、これらの初期のレーザパルス及び後のレーザパルスの配置の間に、気体及び気泡が広がることが抑制される。硬い水晶体領域１０９の特性は、患者毎に異なることがあり、したがって、レーザパラメータの破壊閾値及び広がり閾値は、患者毎に決定する必要があることもある。

幾つかの実施例では、焦点を後方から前方の方向に移動させながら、レーザビームのエネルギを調整できる。レーザビームは、前方の層に到達する場合、通過する物質が少なく、したがって、より小さいエネルギを有するレーザビームで標的組織内に同じ破壊を達成できる。このため、一定のエネルギを有するレーザビームを適用すれば、レーザが前方に移動するにしたがって、生成される気体の量が増加する。このような過剰な量の気体の生成及び後の広がりを回避するために、幾つかの実施例では、レーザが後方から前方の方向に移動するにつれて、レーザエネルギを低減することができる。他の実施例では、走査がＸ−Ｙ横断方向に進む際にも、レーザが通過する物質の量が変化するので、レーザをＸ−Ｙ横断方向に走査しながら、適用するレーザエネルギを調整できる。

幾つかの実施例では、適用されるエネルギの低減の比率は、例えば、イメージングされた標的組織の光密度又は拡散に敏感であるイメージング処理から算出できる。

初期のレーザ適用の後に、水晶体の中心領域内の初期に処置したゾーンの外側の水晶体内の標的位置に更なるレーザパルスを適用できる。これらの後のレーザパルスによって生成される気体及び気泡は、水晶体内で制御不能に広がることなく、水晶体の処置された中心領域内に入り込み、又は初期に処置されたゾーンの外側で水晶体組織内に広がることができる。すなわち、水晶体の周辺領域に光破壊によって生成された気体は、硬い水晶体領域１０９の効果的な処置を遮らない。レーザで処置された硬い水晶体領域、及び必要に応じてレーザによって処置され、又はレーザによって処置されていない周辺の水晶体物質は、機械、吸気、超音波、レーザ、加熱流体又は他の手段を用いる更なる水晶体組織の分解を行い、又はこのような分解を行うことなく、吸引によって眼から取り除くことができる。他の実施例では、処置された領域のみが、機械、吸気、超音波、レーザ、加熱流体又は他の手段を用いる更なる水晶体組織の分解を行い、又はこのような分解を行うことなく、吸引によって取り除かれる。

図５Ｄ〜図５Ｋは、眼科手術方法２００の他の実施例を示している。これらの方法の説明を準備するため、用語について解説する。以下では、「眼の軸」という用語を広い意味で使用する。眼の軸を定義する幾つかの手法がある。例えば、「Grand Y.L. Physiological Optics (Springer-Verlag, New York, 1980)」によれば、眼の軸は、以下のように分類できる。

光軸：角膜及び水晶体の光学的中心を通過する線
視軸：固視点（point of fixation）から中心窩（Fovea）と呼ばれる網膜の中心上の画像を通過する線
照準線：対象点（object point）から瞳孔の入射孔の中心を通過する線
瞳孔軸：角膜の中心及び瞳孔の入射孔の中心を垂直に通る線
実際には、これらの軸は、互いに近くにあることが多い。更に、また、例えば、上述した軸のうちの何れか２つ又は３つの間に位置する中間軸（compromise axis）を定義することもできる。本明細書の以下の部分では、用語「眼の軸」の範囲は、これらの定義の全てを含むものとする。また、眼の軸をＺ軸とも呼ぶ。典型的な実施例では、レーザビームは、Ｚ軸に沿って方向付けることもできる。但し、レーザビームがＺ軸に対して角度を形成する他の実施例も、ここに開示する方法の範囲に含まれる。Ｚ軸を横断する２つの方向は、慣例的な用語に従い、Ｘ軸及びＹ軸と呼ぶ。

これらの実施例の包括的な側面は、以下を含む。

第１に、これらの実施例は、水晶体の生体力学的な強度の主要因は、その線維に基づいているという認識から利益を得る。上述したように、線維は、水晶体内の細長く、硬く、基本的に透明な組織であり、通常、赤道部から開始して、眼球の中心の周囲にある程度不規則に成長する。線維の長さは、ばらつきが大きい。幾つかの場合、長さは１〜１０ｍｍの範囲内にある。但し、この範囲外の長さの線維が存在することもある。線維は、縫合線において接合されていることもある。様々な文脈において、水晶体の線維組織は、層として、玉葱状構造（onion structure）として、及び糸球（ball of yarn）として記述されてきた。眼の軸の近くでは、線維層は、通常、軸に対して略々垂直又は軸を横断する方向を向いている。

線維が豊富な中心領域は、核を形成する。したがって、核の生体力学的な強度のかなりの部分は、線維と、線維の層によって提供され、線維の層は眼の軸に略々垂直であり／眼の軸を横断する。

第２に、後に更に詳細に説明するように、切込みを形成する、レーザによって生成されたキャビテーション気泡の動き及び広がりに関する理解を深め、水晶体の線維層に平行な方向及び線維層を横断する方向において、キャビテーション気泡の広がり方に差異があることがわかった。手術方法の実施例は、これらの差異を利用して、外科的処置の効率及び制御を向上させる。

第３に、これらの実施例は、位置変更なしで手術領域の大部分、幾つかの場合、全体の領域を走査できる改良された新しい眼科手術用レーザシステムを使用することによって利益を得る。後述するように、この特徴は、実質的に有益な側面を提供できる。

上述した３つの進歩の見地から、眼科手術方法の幾つかの実施例は、少なくとも以下の側面において、既存の方法と異なっている。

（１）切込みが非横断的（non-transverse）である。眼の中心の近くにおいて、切込みは、眼の軸を横断しない方向に配置及び配向してもよい。したがって、切込みの広がりは、Ｚ軸に沿って長く、Ｘ−Ｙ平面において小さくすることができる。

幾つかの実施の形態では、切込みは、眼の軸に実質的に平行にしてもよい。具体例としては、軸が、眼の軸に実質的に平行な円筒を含む。幾つかの場合、シリンダのＺ方向の長さは、０．５〜１２ｍｍの間にあり、Ｘ−Ｙ平面の広がり、すなわち実質的には切込みの厚さは、０．１〜５００μｍの範囲にあってもよい。

これらの幾つかの実施の形態の共通の特徴は、個々の切込み又は特徴形状が、Ｘ−Ｙ方向、すなわち横断方向に比べて、Ｚ方向、すなわち軸に平行な方向により長い空間的広がりを有するという点である。例えば、円筒の切込み（後述）の場合、Ｚ軸に沿った円筒の長さは、Ｘ−Ｙ方向にあるその壁の厚さより長い。「Ｘ−Ｙ方向の広がり」は、単一の切込み自体、例えば、その厚さについて言及するために用いる用語であり、切込みの幾何的形状の全体寸法、例えば、円筒の直径ではない。幾つかの実施の形態では、切込みのＺ方向の空間的な広がりは、０．５〜１０ｍｍの範囲にあり、Ｘ−Ｙ方向の広がり、すなわち、Ｘ−Ｙ厚は、１〜５００μｍの範囲にあり、切込みのＸ−Ｙ直径は、２〜１０ｍｍの範囲にあってもよい。個々の切込みの空間的な広がりは、平行な切込みの数及びその間隔に応じて選択できる。

また、切込みが、例えば、円錐又は傾けられた円筒の形式で、若しくは眼の軸に対して非横断的な他の何らかの形式で眼の軸に対してある角度を形成する他の実施の形態も実施できる。断片毎の横断セクションを有する非横断的な切込みもこれらの実施例の範囲内にある。

（２）切込みが線維を切断する。線維及びその層は、通常、眼の軸を略々横断するので、眼の軸の近くでは、切込みの非横断的な向きのために、切込みは、水晶体の幾つかの線維を切断する。水晶体の周辺領域では、線維及びその層は、横断方向から離れる方向に傾斜／湾曲する。したがって、これらの周辺領域では、切込み自体は、非横断的な線維を切断する方向に向けることができる。線維は、水晶体の生体力学的な強度の主要因であるので、線維を切断すると、水晶体の生体力学的な強度を有効に低減することができる。

（３）切込みの向きは、優れた気体管理を提供する。レーザビームの衝撃によって、標的組織内に小さい気泡が発生する。実験によって、これらの気泡は、２段階で拡張することがわかった。初期の速い拡張の間、気泡は、超音速で拡張し、したがって、周囲の組織の断片化／破壊を非常に効率的に行うことができる。この速い拡張は、通常、異方性であり、殆どレーザビームの向き、すなわち、概ねＺ方向に生じる。拡張の第２の段階は、より遅く、通常、より柔らかい組織に向かって、すなわち、線維レイヤの間で横断方向に起こる。この遅い横断方向の拡張の間、気泡は、合体してより大きい気泡になりやすく、この大きい気泡は、後のレーザパルスの光路を遮蔽し、処置の制御及び効率を大幅に低下させる。

横断方向に切込みを作成する既存の方法では、Ｚ方向の速い気泡拡張は、横断方向の切込みの形成に寄与せず、したがって、医師は、互いに遙かに密接に気泡を作成する必要がある。

一方、本発明の方法の実施例では、略々Ｚ方向に切込みを形成し、速い気泡拡張の異方性によって、気泡は、Ｚ方向に速く広がり、隣接する気泡の間の組織を効率的に断片化するので、医師は、作成する気泡を、Ｚ方向により広い間隔をあけて、少なくすることができるという利点がある。

本発明の方法における、必要な気泡の数の低減又は同等なレーザエネルギの低減は、レーザの大部分が水晶体を出た後に網膜に達するので、重要な差分である。網膜は、感光性の組織であり、このレーザビームの衝突によって実質的に破損することがある。水晶体組織の速やかで有効な断片化を達成するために、レーザのエネルギとしては、網膜を破損するおそれがある値に近い値が選択されることが多い。したがって、本発明の方法における必要な気泡の数又はレーザのパルスあたりのエネルギの低減は、網膜を破損することと、網膜を完全なまま残すこととの差を意味する。

更に、また、本発明の方法は、第２の、より遅い気泡拡張に関する利益も提供する。この段階の間、気泡は、横断方向に広がる。上述したように、これらの気泡は、特に互いに合体した場合、標的領域を実質的に及び不利に遮り、手術処置の効率を低下させ及び制御を困難にさせる。

本発明の方法では、医師は、層毎にＺ方向に方向付けられた切込みを作成して（図５Ｆ、図５Ｆ’及び図５Ｆ”参照）、各層内に気泡のラインだけを作成することができる。したがって、医師は、先に作成された気泡の横断方向の拡張より速くレーザの焦点を動かすことができる。

これに対し、既存の方法は、横断方向の切込みを作成し、すなわち、医師は、領域全体を覆う気泡を作成しなければならず、先に通過した位置に繰返し戻らなくてはならない。これらの方法では、医師が拡張する気泡より速くレーザを動かすこと、又は以前に衝突したエリアに戻ることを回避することは、困難であり又は略々不可能である。実際、医師は、拡張気泡によって遮蔽された領域を処置しなくてはならないことが通常であり、これによって手術処置の精度及び制御がかなり劣化する。

（４）幾つかの実施例では、切込みが縫合線を避ける。上述したように、線維は、通常、縫合線で突き合わされ、又はここで終わる。これらの縫合線は、Ｚ軸に平行な平面構造を形成することが多い。幾つかの場合、気泡は、縫合線に沿って特に速く広がることが観測された。Ｚ方向に切込みを形成した場合であっても、このような速すぎる拡張は、結果として光路を遮蔽し又は曇らせ、したがって、制御及び精度を劣化させる。したがって、方法の幾つかの実施例では、縫合線から離れるように切込みを作成する。

同時に、他の実施例は、縫合線が線維の構造的な枠組みを提供し、したがって、水晶体の生体力学的な安定性を低下させる際に、縫合線を切断することが特に有効なこともあるという観察に基づいていてもよい。この利益は、上述した縫合線に沿った気泡の速い拡張の短所に対して重み付けする必要がある。方法の対費用効果の比較分析及び他の要求に応じて、ある実施例では、縫合線又は縫合線近傍における切込みの作成を回避してもよく、ある実施例では、縫合線の幾つかを切断してもよい。

（５）作成される切込みの数を少なくすると、眼に印加されるエネルギも小さくなる。線維を切断する切込みは、水晶体の生体力学的な強度を低下させるためにかなり効率的であるので、切込みの数を削減しても眼の手術の目的に必要な程度の組織断片化を達成できる。削減された数の切込みは、より短い時間で作成されるので、眼に印加されるエネルギを少なくできる。したがって、これらの手術方法は、眼に入るエネルギ量を低減し、この結果、例えば、この方法による網膜等の光に敏感な組織への潜在的リスクを低減できる。

幾つかの実施例では、実質的に軸に平行な切込みを作成する方法では、僅か４５〜５０秒で実現できる程度の水晶体の断片化を達成するために、横断方向の切込みを作成する眼科手術方法では、１５０〜１６０秒を必要とすることがある。

約１２０秒の経過で、患者は、制御できない眼球運動を生じ、手術処置を中止することが必要になることがあるので、この手術時間の３〜４分の１の短縮は、かなり有益である場合がある。上述した手術時間の短縮は、手術の成功と中止の差を意味することもある。

同様に、この時間短縮は、線維切断方法において、対応する手術時間の間にレーザによって印加されるエネルギの３〜４分の１の削減と言い換えることもでき、したがって、網膜の損傷の可能性を実質的に低下させる。

（６）切込みは、少なく、拡張される。眼科手術方法は、これまでにない空間的な広がりで切込みを作成するように構成されている手術器具によって実行できる。手術器具の幾つかの実施例では、この広がりは、Ｚ方向に０．５〜１０ｍｍ、幾つかの場合、Ｘ−Ｙ平面に２〜４ｍｍ及び２〜８ｍｍであってもよい。この切込みの大きな空間的広がりは、後述するように、手術方法にとって幾つかの有益な特徴を意味する。

（７）拡張された切込みは、加速領域／減速領域が少ない。個々の切込みを作成する場合、切込みの開始点では、レーザ焦点の動きは、通常、ゼロから通常の走査速度に加速する。レーザが加速している間、レーザは、より速い速度又はより高い密度で眼にエネルギを加え、光に敏感な網膜等の組織を破損させるおそれがある。切込みの終端で、レーザ焦点が減速される場合も同様のことが言え、ここでも、網膜が破損するおそれがある。したがって、多くの微小な切込みを用いる方法に比べて、より長い切込みを利用する方法は、加速領域／減速領域の数を減少させ、この結果、これらの領域における光に敏感な組織の破損の可能性を低減する。

既存の手術システムは、Ｚ方向及びＸ−Ｙ方向の走査範囲が手術領域全体よりかなり小さいので、この問題を避けることができない。幾つかの既存のシステムでは、Ｘ−Ｙ走査範囲は、１〜２ｍｍであり、Ｚ走査範囲は、０．５ｍｍであり、これは、水晶体の手術領域の全体、例えば核のサイズよりかなり小さい。核は、通常、Ｚ方向の広がりが２〜４ｍｍであり、Ｘ−Ｙ方向の直径が６〜１０ｍｍである。既存のシステムのこの制約のために、医師は、多くの加速領域／減速領域を有する多数の小さい切込みを作成する必要がある。切込みを作成する際、一旦、レーザスキャナがその範囲の限界に到達すると、医師は、減速によって走査を停止し、レーザスキャナの位置を新たな走査開始点に変更し、加速領域によって新たな切込みを開始する必要がある。したがって、既存のレーザ手術システムを用いる方法は、付随する問題と共に、多数の加速領域／減速領域の作成を伴う。

一方、本発明の方法の実施例は、２〜１０ｍｍのかなり拡張されたＸ−Ｙ走査範囲及び０．５〜１０ｍｍのＺ範囲を有することができる改良されたレーザシステムを使用することによって利益を得る。すなわち、本発明の方法の実施例は、僅かな数の切込みしか作成せず、したがって、問題となり得る加速領域／減速領域も僅かな数しか生成しない。

特に、幾つかの手術用レーザシステムは、手術領域全体を走査できるものであってもよい。このようなシステムでは、水晶体手術は、途切れなく広がる切込みを１つだけを作成することを含み、この結果、加速領域／減速領域の数を可能な最小数にすることができる。

なお、より大きいＸ−Ｙ走査範囲を有する手術用レーザシステムについては、以前にも開示されている。但し、これらのシステムは、角膜の手術に使用されていた。水晶体手術では、標的からのイメージング光及び標的に適用されるレーザの両方が光学的にアクティブな領域、すなわち、角膜、前眼房及び水晶体自体の一部を介して伝播されるので、水晶体手術と角膜手術との間には、重要な差異がある。これらの領域を介する伝播によって、光は、これらの屈折率が異なるため、及び曲率が変化するため実質的に偏向される。したがって、レーザを意図された標的領域に指示するために、手術設備及びそのオペレータによって、かなりの補正及び演算が必要である。

更に、レーザビームは、標的を指示するだけではなく、標的上で集光する必要がある。収束ビームは、定義上、焦点又は標的から離れる方向に広がる。したがって、収束レーザビームの異なるセクションは、標的に達する前に、異なる光学的特性及び異なる曲率を有する眼の領域を伝播し、第２のレベルの課題を生じる。

一方、角膜は、眼の最も外側の光学的にアクティブな層である。したがって、レーザビームの指示も集光も困難な課題ではない。更に、角膜の曲率から生じる問題は、例えば、角膜を圧平することによって、すなわち、様々なコンタクトレンズ及びデバイスを適用して角膜を実質的に平坦にすることによって、最小化することができる。一方、水晶体を圧平することは極めて困難であり、現在のところ、これを達成する如何なる手法も提案されていない。

上述した困難な課題のために、角膜手術用レーザシステムは、水晶体手術用レーザより質的に単純である。これは、角膜手術システムは、約４０年前に提案されているが、水晶体手術への適用に成功した例は現在でもないという事実によって裏付けされている。

（８）拡張された切込みでは、同期への要求が緩い。手術用レーザは、通常、レーザビームをオン及びオフに切り替え又はシャッタ機構を介してレーザを制御するように構成されたビームコントローラを有する。このビームコントローラは、ビームスキャナがその範囲の限界又は医師が意図する切込みの端部に到達するとレーザがオフにされるので、ビームスキャナと同期される。これらの手術は、ビームスキャナ、ビームコントローラ及び医師の動作の間に同期を必要とする。多数の小さい切込みを採用する手術方法では、この同期の必要性のために、ビームコントローラ及びビームスキャナには、同期について厳しい要求が課される。一方、少数の拡張された切込みを使用する手術方法では、同期に対する要求がより緩い。

（９）拡張された切込みは、過渡レーザフロント（transient laser front）がより少ない。新たな切込みを開始するためにレーザがオンにされると、レーザの初期フロント（initial front）は、よく制御されていない過渡部分を有する。これらのレーザフロントは、搬送するエネルギの量がよく制御されておらず、意図された標的領域にうまく集光されないこともある。より長い切込みを使用し、したがって、スイッチオン／オフイベントがより少ない手術方法は、このようなよく制御されていないレーザフロント及び過渡部分の数を低減し、組織断片化の全体に亘る制御の精度を高める。

（１０）拡張された切込みは、Ｚ−スキャナの動きを最小化する。Ｚ軸に沿った速度及び加速度の制約は、Ｘ軸及びＹ軸より厳しいので、Ｚ軸に沿ったスキャナ機構の速度及び加速度を最小化することは、特に重要である。幾つかの実施の形態では、横断Ｘ−Ｙ方向の走査は、小さくて軽い走査ミラーを回転させることによって達成されるが、Ｚ軸の走査は、通常、供給システムのレンズ又はレンズグループを光軸に沿って直線的に平行移動することを伴う。このレンズ又はレンズグループは、通常、スキャニングミラーより重く、したがって、より大きい慣性を有する。このため、このレンズ又はレンズグループを速く動かすことは、Ｘ−Ｙ走査ミラーを動かすことより難しいことがある。拡張された切込みは、Ｚ−スキャナの動きに関する要求が少ない。

（６）〜（１０）の側面は、より広い範囲でレーザビームを走査でき、したがって、位置変更なしでより長い切込みを作成できる眼科手術システムが、短い切込みしか作成できないシステムに比べて、実質的により有利な側面を提供することを示している。

特に、中断も又は位置変更もなく、手術領域全体に亘ってレーザビームを走査できるレーザスキャナは、ポイント（６）〜（１０）で記述したような位置変更を必要とする従来のシステムの殆どの問題を回避できる。

幾つかの実施例では、水晶体内に気泡を生成するには十分であるが、眼の網膜に害を及ぼす程ではないレーザパラメータを有するレーザパルスを適用できる。

上述した手術方法では、水晶体の生体力学的特性を弱めるための切込みの効率が高められているために、幾つかの実施例では、眼の軸を横断する切込みを作成するためにパルスが用いられたとすれば、除去に適切な程度の水晶体の断片化には不十分であるようなレーザパラメータでレーザパルスを適用できる。

様々な実施例のレーザパラメータは、レーザパルスエネルギが０．５μＪから５０μＪまでの範囲のとき、レーザパルスの継続時間が０．００５ピコ秒から２５ピコ秒までの範囲のとき、レーザパルスを適用する繰返し率が１ｋＨｚから１０ＭＨｚの範囲のとき、及びレーザパルスの標的領域の分離距離が１μｍから１００μｍまでの範囲のとき、この「断片化には不十分な」範囲になることがある。

上述した全ての理由のために、視軸に対して概ね非横断的な、したがって、水晶体線維の層を切断する、レーザによって形成された切込みは、軸を横断し、したがって、切断する線維が僅か又は皆無である切込みより効率的に、水晶体の生体力学的な強度を質的に弱める。したがって、この方法の実施例では、手術用レーザパルスについて、パワーをより小さくでき、印加時間をより短くでき又は繰返し率をより低くできる。これらの実施例のこの効率のために、水晶体を断片化するための治療時間は、３〜４分の１以下に短縮できる。更に、実施例は、中断又は位置変更なしで手術領域全体の走査を可能にする新たな改良された手術システムから多用な利益を得る。

図５Ｄ〜図５Ｋは、手術方法の様々な実施例を示している。手術方法は、医師が、治療する眼の手術領域を選択することから開始してもよい。次に、医師は、形成すべき非横断方向の切込みの位置を選択することによって処置を設計することができる。そして、医師は、レーザパルスを高速に繰返し印加することによって、手術領域内に非横断方向の切込みを形成できる。レーザパルスの印加の間、以前に形成された気泡が、次のレーザパルスが適用される標的領域を遮らないように、レーザパルスの焦点を後方から前方の方向に動かすことができる。

図５Ｄ〜図５Ｋは、手術方法の様々な実施例によって作成された水晶体１００内の様々な切込みを示している。

図５Ｄ及び図５Ｄ’は、横断層に生成された多くの気泡によって形成された概ね横断方向の切込みを示している。これらの切込みを横断切込み（transverse incision）とも呼ぶ。図５Ｄは、水晶体のＸ−Ｚ平面を切り取って、側面から、横断層２６０−ｉを形成する気泡の層を示す図である。図５Ｄ’は、Ｘ−Ｙ平面を切り取って、これを上面から示す図である。

図５Ｅ及び図５Ｅ’は、概ね軸に平行な、すなわちＺ方向の筒状の切込みを示している。図５Ｅは、水晶体のＸ−Ｚ平面を切り取って、側面から、同心状の軸に平行な円筒２６２−ｉを形成する気泡を示す図である。図を明瞭にするため、最も外側の円筒についてのみ、気泡を示している。図５Ｅ’は、Ｘ−Ｙ平面を切り取って、これを上面から示す図である。典型的な実施例では、気泡は、密に詰められるが、図では、紛らわしさを回避するために、気泡を疎らにし、選択された円筒のみを示している。上述したように、類似の実施例は、円錐、傾斜した円筒、膨らんだ又は曲がった形状等の形式を含む光軸に非横断的な関連するあらゆる幾何学的形状を使用することができる。これらの切込みは、通常、水晶体の線維を切断する。

図５Ｆ、図５Ｆ’及び図５Ｆ”は、幾つかの筒状の切込みを生成するステップを示している。この特定の実施例は、３個の円筒を含むが、他の実施例では、手術の目的、例えば、水晶体の光破壊を達成できれば、円筒の数は幾つであってもよい。

幾つかの実施例では、円筒は、層毎に同時に、すなわち、平行に形成される。これらの実施例は、後のレーザの目標設定が先に形成された気泡の拡張によって妨げられることに関する問題に直面することが少ない。

最初に、医師は、切込みの最後部の深さを決定してもよい。誘導の原則（guiding principle）は、切込みが水晶体内で安全に形成され、したがって、嚢胞が誤って切り裂かれ、好ましくない結果が生じることがないことを確実にするというものであってもよい。

そして、医師は、レーザパルスを適用して、例えば、最も外側の円筒２６２−１の直径を有する気泡のリングを形成して、円筒２６２−１の最も後方のリングを形成する。レーザ焦点がリングの全体に沿って動かされ、開始点（starting point）ＳＰに戻ってくると、医師は、レーザの焦点を接続線２６３−１に沿って、中心に向かって、次の円筒２６２−２に達するまで動かすことができる。そして、レーザの焦点は、再び動かされ、円筒２６２−２の最も後方のリングが形成される。最後に、再び接続線２６３−１を用いて、最も内側の円筒２６２−３の最も後方のリングが同様に形成される。

この方法の一側面は、これらの全てのステップが、絶え間なくレーザを適用することによって、事実上、１つの切込みを作成することである。したがって、医師がレーザビームをオフに切り替えることはなく、この結果、上述のポイント（６）〜（１０）で説明した問題を回避することができる。他の実施例では、２つ以上の切込みを作成するが、その数は少なく、多くの小さな切込みを作成することはない。

次に、医師は、レーザの焦点を後方から前方の方向に動かして、３個の円筒２６２−１…２６２−３の第２の層のリングの形成を開始することができる。このようにして、３個の円筒２６２−１…２６２−３を、層毎に、実質的に同時に形成できる。

図５Ｆの実施例では、接続線２６３は、異なるリング層間で整列されている。

図５Ｆ’及び５Ｆ”は、接続線が異なる層間で整列されていない異なる実施例を示している。図から明らかなように、リング層１、２、３内の接続線２６３−１…２６３−３は、互いに対して回転してもよい。説明を明瞭にするために、下層の接続線を点線で示している。

これらの実施例は、パルスの走査パターンを単純化し、レーザをブロックし又はオフにしながら、レーザを１つの切込みから他の切込みに動かすための特別な方策が不要である。このような場合、接続部分の位置及び向きが交互になることによって、切込みによる断片化の有効性が更に向上する。

図５Ｇ及び図Ｇ’は、交差する平面（Cross Plane）の実施の形態を示している。図５Ｇは、水晶体のＸ−Ｚ平面を切り取って、側面から、２つの交差する平面のうちの１つの平面２６５−１を示している。太線で示す中央の気泡の列は、Ｘ−Ｚ平面から見た交差する平面の他方の平面２６５−２を示している。

図５Ｇ’は、Ｘ−Ｙ平面を切り取って、上面から、同じ２つの交差する平面２６５−１、２６５−２を示している。

実際には、これらの２つの交差する平面も層毎の手法で形成でき、すなわち、交差する一方の平面２６５−１の最も後方の気泡の行を形成し、次に、交差する他方の平面２６５−２の最も後方の行の開始点への円弧に沿って、レーザの焦点を動かし、その行を形成する。交差する平面は、層毎に形成されるので、円弧は、交差する平面の周りに円筒を形成できる。この意味で、この実施例は、交差する平面と円筒とが一体化された構造を形成する。

上述の実施例の多くの変形及び組合せが可能である。

図５Ｈは、例えば、２つの交差する平面に代えて、３つ、４つ、６つ等の交差する平面２６５−ｉを作成して、筒状の手術領域の「スライス」又は「くさび」を形成してもよいことを示している。

図５Ｉは、切込みの形成において、急な角度の方向変更が行われない渦巻状に形成された切込み２６７を示している。

図５Ｉ’は、多層の渦巻状の切込みを示している。この実施例では、渦巻状の切込み２６７−１が第１の後方の層で完成すると、医師は、滑らか且つ緩やかに上昇する接続線２６８を辿って、手術用レーザの焦点を第２の前方の層内の渦巻の中心の開始点に動かし、次に、この第２の前方の層において渦巻２６７−２の作成を開始する。黒丸で示すこの滑らかな接続線２６８は、概ね半円であってもよく、多数の同様の滑らかな曲線の何れであってもよい。このような滑らかな接続線は、焦点の加速を抑制し、標的組織に印加されるレーザエネルギをより均等にする。

図５Ｊ−Ｊ’は、レーザ供給システムの光学素子２７３（の何らかの適切な部分）の像面湾曲（field curvature）が補正されていない限り、焦点面２７１が通常、光学システム内で曲面であることを示している。補正がない殆どの光学システムでは、曲率は、正であり、すなわち、図５Ｊに示すように、焦点長は、軸ビーム２７５−１の方が長く、軸外ビーム２７５−２の方が短い。

意図された切込みが直線状の横断線又は拡張された横断平面カットの場合、Ｚ−スキャナを駆動するサーボモータ（「Ｚサーボ」）は、像面湾曲の歪み効果を補償するように継続的に調整することができる。但し、Ｚ走査に関連する大きな慣性のために、Ｘ−Ｙ横断走査速度がＺ走査速度より遙かに速いことがあり、Ｚサーボは、Ｘ−Ｙスキャナの速い速度では、Ｚ方向にレーザビームの焦点を調整できないことがある。

図５Ｊ’は、Ｘ−Ｙ横断走査速度でＺ−スキャナを調整する必要がない実施例を示している。この実施例では、レーザ供給光学素子２７３の焦点面２７１の曲率に従って切込み２７６が形成されている。切込み２７６は、上述した非横断線、非横断平面カット、渦巻の層、入れ子状の円筒及び交差する平面の何れであってもよい。これらの実施例の何れかを層毎に形成する場合、幾つかの又は全ての層の切込みは、焦点面２７１の曲率に従い、これによって、Ｘ−Ｙスキャナの速度でＺサーボを動かす必要性が低減又は排除される。したがって、これらの実施例は、より遅いＺ−走査速度ではなく、高速なＸ−Ｙ横断走査速度で動作させることができる。

更に他の様々な実施の形態では、切込みは、平坦な平面、曲面、円錐、傾斜する円筒、Ｚ軸を横断しないあらゆる種類の形状、ｚ軸を横断する部分を有する切込み、様々な交差するパターン及びこれらのパターンの任意の組合せを含む様々な形状にすることができる。このような形状は、相互接続面によって接続でき、これによって、水晶体組織が更に断片化されると共に、走査システムによってレーザをシャッタリングし又は大きい動きを行わせる必要性が低減されることによって、レーザパルスの供給が潜在的に容易になる。

レーザによって形成された切込みによって線維を切断した後に、切断された線維は、ハイドロダイセクション（hydro-dissection）、手動の断片化、超音波の印加、吸引又はこれら及び他の方法の組合せを含む様々な技術で除去することができる。

図５Ｋは、更に他の複合的な実施例を示している。この実施例では、水晶体の最後部領域に、実質的な程度に眼の軸を横断するシールド層２８０を設ける。この保護層２８０の機能の１つは、切込み２６２−ｉを形成するために用いられるレーザ照射の負の効果から網膜を保護することである。

図７〜図２６は、上述した技術及び施術を実施するために用いることができる様々なレーザ眼科手術システムを示している。

レーザ手術の１つの重要な側面は、レーザビームの精密な制御及び照準、例えば、ビーム位置決め及びビーム集光である。レーザ手術システムは、レーザパルスを組織内の特定の標的に目標設定するレーザ制御及び照準ツールを含むように設計することができる。様々なナノ秒光破壊レーザ手術システム、例えば、Ｎｄ：ＹＡＧレーザシステムでは、目標設定精度の必要なレベルは、比較的低い。この理由の１つは、使用されるレーザエネルギが比較的高く、したがって、影響を受ける組織領域も比較的大きく、衝撃を受ける領域が数百ミクロンの寸法に亘ってカバーされることが多いためである。このようなシステムにおけるレーザパルス間の時間は、長い傾向があり、手動制御の目標設定が可能であり、一般的に用いられている。このような手動の目標設定メカニズムの一具体例は、標的組織を可視化する生体顕微鏡と、照準ビームとして使用される二次レーザ光源との組合せである。手術医は、通常、ジョイスティックコントローラを用いて、顕微鏡を介する画像と（オフセットの有無にかかわらず）同焦点であるレーザ集光レンズの集光を手動で移動させ、手術用ビーム又は照準ビームを意図された標的上に最良に集光する。

繰返し率が低いレーザ手術システムと共に使用するように設計されたこのような技術は、１秒あたり数千ショットで動作し、１パルスあたりのエネルギが比較的低い、高繰返し率のレーザと共に使用することは困難である場合がある。繰返し率が高いレーザを用いる手術では、個々のレーザパルスの効果が小さいために、遙かに高い精度が必要となることがあり、及び何千ものパルスを新たな治療領域に非常に速やかに供給する必要性のために、遙かに高い位置決め速度が必要となることがある。

レーザ手術システムのための繰返し率が高いパルスレーザの具体例は、１秒あたり数千ショット又はこれ以上のパルス繰返し率を有し、１パルスあたりのエネルギが比較的低いパルスレーザを含む。このようなレーザは、１パルスあたりのエネルギが比較的低く、組織の影響を局所化し、レーザ誘起光破壊によって引き起こされる、例えば、光破壊によって衝撃を受ける組織領域を数ミクロン又は数十ミクロン程度にする。このように組織の影響を局所化することによって、レーザ手術の精度を改善でき、これは、レーザ眼科手術等のある手術において、望ましい場合がある。このような手術の一具体例においては、連続する、略々連続する又は既知の間隔だけ分離された、数百、数千乃至数百万のパルスを用いて、ある所望の手術効果、例えば組織の切開、分離又は断片化等を達成することができる。

レーザパルス幅が短く、繰返し率が高い光破壊レーザ手術システムを用いる様々な手術は、標的組織上の標的部位に関する絶対的位置、及び先行するパルスに関する相対的位置の両方において、手術下の標的組織における各パルスの位置決めに高い精度を要求することがある。例えば、幾つかの場合、レーザパルスは、数マイクロ秒程度であることもあるパルス間の時間内に、数ミクロンの精度で互いに隣り合うように供給する必要があることがある。この場合、２つの連続するパルス間の間隔は短く、パルス整列に関する精度要求は高いので、繰返し率が低いパルスレーザシステムで用いられる手動の目標設定は、不適切又は不可能である。

レーザパルスを組織に供給するための精密な高速位置決め要求を実現及び制御する１つの技術は、透明材料、例えば、組織に接触する予め定義された接触面を有するガラスから形成された圧平プレート（applanation plate）を取り付け、圧平プレートの接触面が組織とのよく定義された光インタフェースを形成するようにすることである。このよく定義されたインタフェースは、組織へのレーザ光線の透過及び集光を補助し、眼内の角膜の前面にある空気／組織インタフェースにおいて最も重大な、光学収差又は変動（例えば、特定の眼の光学的特性又は表面の乾燥によって生じる変化に起因する。）を制御又は減少させることができる。様々な用途、並びに眼及び他の組織内の標的について、使い捨てのもの及び再使用可能なものを含むコンタクトレンズを設計することができる。標的組織の表面上のコンタクトガラス又は圧平プレートは、参照プレート（reference plate）として用いることができ、これに対して、レーザパルスは、レーザ供給システム内の集光要素の調整によって集光される。このようにコンタクトガラス又は圧平プレートを使用することによって、組織表面の光学品質をより良好に制御することができ、この結果、レーザパルスの光学的歪みを小さく抑えながら、圧平参照プレートに対する標的組織内の所望の位置（相互作用点）にレーザパルスを速やかに正確に配置することができる。

眼の上で圧平プレートを使用する一手法は、眼内の標的組織にレーザパルスを供給するための位置基準を提供する圧平プレートを用いることである。このような圧平プレートの位置基準としての使用は、標的内のレーザパルスを出射する前に十分な精度で特定されたレーザパルス集光の既知の所望の位置に基づくことができ、参照プレートと個々の内部の組織標的との相対的位置は、レーザ出射の間、一定のままである必要がある。更に、この方法は、異なる眼の間で又は同じ眼内の異なる領域の間で、予測可能で再現可能な所望の位置へのレーザパルスの集光を必要とすることがある。実際のシステムでは、上述した条件が満たされない場合があるため、実際のシステムでは、位置基準として圧平プレートを用いて、レーザパルスを眼内で正確に局所化することが困難であることがある。

例えば、手術標的が水晶体である場合、眼の表面にある参照プレートから標的への正確な距離は、角膜自体、前眼房、虹彩等の伸縮可能な構造（collapsible structures）の存在のために、変化する傾向がある。異なる個々の眼の間で、圧平された角膜と水晶体との間の距離の変化がかなり大きいだけではなく、同じ眼内においても、手術医が使用する特定の手術及び圧平技術によって、変化があることもある。更に、手術の効果を達成するために必要な数千個のレーザパルスを出射している間に、圧平された表面に対して、目標設定された水晶体組織が移動することもあり、これによって、パルスの正確な供給が更に複雑になる。更に、眼内の構造は、キャビテーション気泡等の光破壊副産物の形成を原因として動くことがある。例えば、水晶体に供給されたレーザパルスによって、水晶体嚢胞が前方に膨らむことがあり、この場合、その後のレーザパルスの配置のために、この組織に目標設定する調整が必要である。更に、コンピュータモデル及びシミュレーションを使用して、圧平プレートを取り除いた後に、標的組織の実際の位置を十分な精度で予測すること、及び圧平なしで、レーザパルスの配置を調整して、所望の局所化を達成することは、困難である場合があり、この理由の一部は、圧平効果は、個々の角膜又は眼、並びに手術医が使用する特定の手術及び圧平技術に固有の因子に依存することがあるので、非常に変化しやすい性質を有するためである。

ある手術的処置において、内部組織構造の局所化に対して不均衡に影響する圧平の物理的な効果に加えて、目標設定システムは、パルス継続時間が短いレーザを使用するときに生じる可能性がある光破壊の非線型特性を予測又は考慮することが望ましいことがある。光破壊は、組織物質における非線形の光学プロセスであり、ビーム整列及びビーム目標設定を複雑にすることがある。例えば、光破壊の間にレーザパルスと相互作用する際の組織物質における非線形の光学的効果の１つとして、レーザパルスが受ける組織物質の屈折率が一定ではなくなり、光の強度によって変化するようになる。レーザパルスの光強度は、パルスレーザビームの伝播方向に沿う方向及びこの伝播方向を横切る方向に亘ってパルスレーザビーム内で空間的に変化するので、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１つの結果は、組織内でパルスレーザビームの実際の集光を変化させ、及び集光の位置をシフトさせる組織物質の自己収束（self-focusing）又は自己発散（self-defocusing）である。したがって、標的組織内の各標的組織位置へのパルスレーザビームの正確な整列では、レーザビームに対する組織物質の非線形の光学的効果を考慮する必要がある場合がある。更に、異なる物理的特徴、例えば硬度等のために又は特定の領域に伝播するレーザパルス光の吸収又は拡散等の光学的な要件のために、各パルス内のエネルギを調整して、標的内の異なる領域に同じ物理的な効果を提供する必要があることもある。このような場合、エネルギ値が異なるパルス間の非線形集光効果の差も、手術用パルスのレーザ整列及びレーザ目標設定に影響することがある。

したがって、非表層の構造（non superficial structure）が標的になる手術では、圧平プレートが提供する位置基準に基づく表層の圧平プレート（superficial applanation plate）の使用は、内部の組織標的におけるレーザパルスの正確な局所化を達成するには、不十分であることがある。レーザ供給を誘導するための参照として圧平プレートを使用する場合、公称値からの偏りが、深さ精度誤差に直接影響するので、圧平プレートの厚さ及びプレート位置を高精度で測定する必要があることがある。高精密圧平レンズは、特に一回だけしか使用できない使い捨ての圧平プレートの場合、高価であることがある。

本明細書に開示する技術、装置及びシステムを実施することによって、レーザパルスを出射する前に、標的内のレーザパルス焦点の所望の位置を十分な精度で知る必要なく、及びレーザ出射の間に、参照プレートと個々の内部の組織標的の相対的位置を一定のままにする必要なく、圧平プレートを介して、眼内の所望の局所に、高精度且つ高速に短いレーザパルスを供給する目標設定メカニズムを提供することができる。すなわち、この技術、装置及びシステムは、手術下の標的組織の物理的条件が変化する傾向があり、制御することが困難であり、圧平レンズの寸法がレンズ毎に異なる傾向がある様々な手術のために用いることができる。また、この技術、装置及びシステムは、構造の表面に対する手術標的の歪み又は動きが存在し、又は非線形の光学的効果が正確な目標設定を難しくする他の手術標的にも使用することができる。このような手術標的の具体例としては、眼以外に、心臓、皮膚の深部組織等が含まれる。

この技術、装置及びシステムは、圧平された表面の内部構造に光破壊の正確な局所化を提供しながら、例えば、表面形状及び水和（hydration）の制御、並びに光学的歪みの低減を含む圧平プレートによって提供される利益を維持するように実施することができる。これは、統合されたイメージングデバイスを使用して、供給システムの集光光学素子に対して、標的組織を局所化することによって達成できる。イメージングデバイス及び方法の正確なタイプは、標的の特定の性質及び精度の必要なレベルに応じて異なっていてもよい。

圧平レンズは、眼の並進運動及び回転運動を防止するように眼を固定する他のメカニズムによっても実現できる。このような固定デバイスの具体例は、吸気リング（suction ring）の使用を含む。また、このような固定メカニズムによっても、手術標的の望ましくない歪み又は動きが生じることがある。本発明の技術、装置及びシステムを実施することによって、非表層の手術標的のために圧平プレート及び／又は固定手段を利用する高繰返し率レーザ手術システムに、手術標的のこのような歪み及び動きを監視する術中イメージングを提供する目標設定メカニズムを提供することができる。

以下、光イメージングモジュールを用いて、標的組織の画像を捕捉し、例えば、術前及び術中に標的組織の位置決め情報を得るレーザ手術技術、装置及びシステムの特定の具体例を説明する。このようにして得られた位置決め情報を用いて、高繰返し率レーザシステムにおいて、標的組織における手術用レーザビームの位置決め及び集光を制御し、手術用レーザパルスの配置を正確に制御することができる。一具体例では、術中に、光イメージングモジュールによって得られた画像を用いて、手術用レーザビームの位置及び集光を動的に制御することができる。更に、エネルギが小さい短いレーザパルスは、光学的歪みに対して敏感である傾向があり、このようなレーザ手術システムは、標的組織に取り付けられた平坦な又は曲面のインタフェースを有する圧平プレートによって、標的組織及び手術用レーザシステムとの間に、制御された安定した光インタフェースを提供し、組織表面において、光学収差を緩和及び制御することができる。

具体例として、図７は、光イメージング及び圧平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、レーザパルスからなる手術用レーザビーム１０１２を生成するパルスレーザ１０１０と、手術用レーザビーム１０１２を受光し、集光し、集光された手術用レーザビーム１０２２を、例えば眼である標的組織１００１に方向付け、標的組織１００１内に光破壊を引き起こす光学モジュール１０２０とを含む。標的組織１００１に接触するように圧平プレートを設け、標的組織１００１へのレーザパルス及び標的組織１００１からの光を透過させるインタフェースを形成してもよい。なお、ここでは、標的組織画像１０５０を搬送する光１０５０又は標的組織１００１からのイメージング情報を捕捉して、標的組織１００１の画像を生成する光イメージングデバイス１０３０を設けている。イメージングデバイス１０３０からのイメージング信号１０３２は、システム制御モジュール１０４０に供給される。システム制御モジュール１０４０は、イメージングデバイス１０３０からの捕捉された画像を処理し、捕捉された画像からの情報に基づいて、光学モジュール１０２０を制御して、標的組織１００１における手術用レーザビーム１０２２の位置及び集光を調整するように動作する。光学モジュール１０２０は、１つ以上のレンズを含むことができ、更に、１つ以上の反射板を含んでいてもよい。光学モジュール１０２０は、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、集光及びビーム方向を調整する制御アクチュエータを含んでいてもよい。また、制御モジュール１０４０は、レーザ制御信号１０４２によって、パルスレーザ１０１０も制御できる。

光イメージングデバイス１０３０は、標的組織１００１を精査する（probe）ための、手術用レーザビーム１０２２とは別の光イメージングビームを生成してもよく、光イメージングデバイス１０３０は、この光イメージングビームの戻り光を捕捉して、標的組織１００１の画像を得る。このような光イメージングデバイス１０３０の一具体例は、一方が圧平プレートを介して標的組織１００１に方向付けられるプローブビームであり、他方が参照光路内の参照ビームである２つのイメージングビームを用いて、これらを互いに光学的に干渉させて、標的組織１００１の画像を得る光干渉断層法（optical coherence tomography：ＯＣＴ）イメージングモジュールである。他の実施例では、光イメージングデバイス１０３０は、専用の光イメージングビームを標的組織１００１に供給することなく、標的組織１００１から散乱又は反射された光を用いて、画像を捕捉する。例えば、イメージングデバイス１０３０は、例えば、ＣＣＤ又はＣＭＳセンサ等の感知素子のセンサアレイであってもよい。例えば、手術用レーザビーム１０２２によって生成された光破壊副産物の画像は、手術用レーザビーム１０２２の集光及び位置決めを制御するために、光イメージングデバイス１０３０によって捕捉することができる。光イメージングデバイス１０３０が、光破壊副産物の画像を用いて、手術用レーザビーム整列を誘導するように設計されている場合、光イメージングデバイス１０３０は、光破壊副産物、例えば、レーザによって誘起された気泡又は空洞等の画像を捕捉する。また、イメージングデバイス１０３０は、超音波画像（acoustic image）に基づいて画像を捕捉する超音波イメージングデバイスであってもよい。

システム制御モジュール１０４０は、標的組織１００１内の標的組織位置からの光破壊副産物の位置オフセット情報を含むイメージングデバイス１０３０からの画像データを処理する。画像から得られた情報に基づいて、ビーム制御信号１０４４が生成され、レーザビーム１０２２を調整する光学モジュール１０２０が制御される。システム制御モジュール１０４０は、レーザ整列のために様々なデータ処理を実行するデジタル処理ユニットに含ませることができる。

上述した技術及びシステムを用いて、高繰返し率レーザパルスを、切断又は体積分解の用途に必要とされる連続的なパルス配置に必要な精度で、表面下の標的に供給することができる。これは、標的の表面上の参照源の使用の有無にかかわらず行うことができ、及び圧平の後の又はレーザパルスの配置の間の標的の動きを考慮に入れることができる。

このシステムの圧平プレートは、レーザパルスを組織に供給するための、正確且つ高速な位置決め要求を補助及び制御するために設けられている。このような圧平プレートは、組織に接触する予め定義された接触面を有する透明材料、例えば、ガラスから作製することができ、圧平プレートの接触面は、よく定義された、組織との光インタフェースを形成する。このよく定義されたインタフェースは、組織へのレーザ光線の透過及び集光を補助し、眼内の角膜の前面にある空気／組織インタフェースにおいて最も重大な、光学収差又は変動（例えば、特定の眼の光学的特性又は表面の乾燥によって生じる変化に起因する。）を制御又は減少させることができる。様々な用途、並びに眼及び他の組織内の標的のために多くのコンタクトレンズが設計されており、これらには、使い捨てのものと再使用可能なものとが含まれる。標的組織の表面上のコンタクトガラス又は圧平プレートは、参照プレート（reference plate）として用いられ、これに対して、レーザパルスは、レーザ供給システム内の集光要素の調整によって集光される。このような手法は、組織表面の光学品質の制御を含む、コンタクトガラス又は圧平プレートによって提供される上述したような更なる利点を生来的に有する。したがって、レーザパルスの光学的歪みを小さく抑えながら、圧平参照プレートに対する標的組織内の所望の位置（相互作用点）にレーザパルスを速やかに正確に配置することができる。

図７の光イメージングデバイス１０３０は、圧平プレートを介して標的組織１００１の画像を捕捉する。制御モジュール１０４０は、捕捉された画像を処理し、捕捉された画像から位置情報を抽出し、抽出された位置情報を位置基準又はガイドとして用いて、手術用レーザビーム１０２２の位置及び集光を制御する。上述したように、圧平プレートの位置は、様々な要因のために変化する傾向があるので、この画像誘導レーザ手術は、位置基準としての圧平プレートに依存することなく行うことができる。すなわち、圧平プレートは、手術用レーザビームが標的組織に入り、及び標的組織の画像を捕捉するための望ましい光インタフェースを提供するが、手術用レーザビームの位置及び集光を整列及び制御してレーザパルスを正確に供給するための位置基準として圧平プレートを使用することは、難しい場合がある。イメージングデバイス１０３０及び制御モジュール１０４０に基づく手術用レーザビームの位置及び集光の画像誘導制御によって、位置基準を提供するために圧平プレートを使用することなく、標的組織１００１の画像、例えば、眼の内側の構造の画像を位置基準として使用することができる。

ある手術的処置において、内部組織構造の局所化に不均衡に影響する圧平の物理的な効果に加えて、目標設定システムは、パルス継続時間が短いレーザを使用するときに生じる可能性がある光破壊の非線型特性を予測又は考慮することが望ましいことがある。光破壊は、ビーム整列及びビーム目標設定を複雑にすることがある。例えば、光破壊の間にレーザパルスと相互作用する際の組織物質における非線形の光学的効果の１つとして、レーザパルスが受ける組織物質の屈折率が一定ではなくなり、光の強度によって変化するようになる。レーザパルスの光強度は、パルスレーザビームの伝播方向に沿う方向及びこの伝播方向を横切る方向に亘ってパルスレーザビーム内で空間的に変化するので、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１つの結果は、組織内でパルスレーザビームの実際の集光を変化させ、及び集光の位置をシフトさせる組織物質の自己収束（self-focusing）又は自己発散（self-defocusing）である。したがって、標的組織内の各標的組織位置へのパルスレーザビームの正確な整列では、レーザビームに対する組織物質の非線形の光学的効果を考慮する必要がある場合がある。異なる物理的特徴、例えば硬度等のために又は特定の領域に伝播するレーザパルス光の吸収又は拡散等の光学的な要件のために、各パルス内のエネルギを調整して、標的内の異なる領域に同じ物理的な効果を提供してもよい。このような場合、エネルギ値が異なるパルス間の非線形集光効果の差も、手術用パルスのレーザ整列及びレーザ目標設定に影響することがある。これに関して、イメージングデバイス１０３０によって標的組織から取得された直接画像を用いて、標的組織内の非線形の光学的効果の組み合わされた効果を反映する手術用レーザビーム１０２２の実際の位置を監視し、ビーム位置及びビーム集光の制御のための位置基準を提供することができる。

ここに開示する技術、装置及びシステムを圧平プレートと組み合わせて使用することによって、表面形状及び水和の制御を提供し、光学的歪みを低減し、圧平された表面を介して、内部構造に光破壊の精密な局所化を提供することができる。ここに開示するビーム位置及び集光の画像誘導制御は、圧平プレート以外の眼を固定する手段を用いる手術システム及び施術に適用でき、これらには、吸気リングの使用が含まれ、これによって、手術標的の歪み又は動きが生じることがある。

以下では、まず、イメージング機能を、システムのレーザ制御部分に様々な度合いで統合した、自動化された画像誘導レーザ手術のための技術、装置及びシステムの具体例を説明する。光学式又は他の様式のイメージングモジュール、例えば、ＯＣＴイメージングモジュールを用いて、プローブ光又は他の種類のビームを方向付け、標的組織、例えば、眼内の構造の画像を捕捉することができる。レーザパルス、例えば、フェムト秒レーザパルス又はピコ秒レーザパルスからなる手術用レーザビームは、捕捉された画像の位置情報によって誘導でき、術中に、手術用レーザビームの集光及び位置決めを制御することができる。手術用レーザビーム及びプローブ光ビームの両方は、捕捉された画像に基づいて手術用レーザビームを制御でき、手術を精密且つ正確に行うことが確実となるように、術中に、標的組織に順次的に方向付けてもよく、同時に方向付けてもよい。

このような画像誘導レーザ手術では、ビーム制御は、手術用パルスの供給の直前又は略々同時の圧平又は標的組織の固定の後の標的組織の画像に基づいているので、術中の手術用レーザビームの正確で精密な集光と位置決めを提供することができる。なお、標的組織、例えば、眼について術前に測定された何らかのパラメータは、様々な要因、例えば、標的組織の準備（例えば、眼を圧平レンズに固定すること）手術的措置による標的組織の変質等のために、術中に変化することがある。したがって、このような要因及び／又は術前に測定された標的組織のパラメータは、術中には、標的組織の物理的状態を反映しなくなる。本発明の画像誘導レーザ手術は、術前及び術中の手術用レーザビームの集光及び位置決めについてのこのような変化に関する技術的問題を緩和できる。

この画像誘導レーザ手術は、標的組織内の正確な手術のために効果的に用いることができる。例えば、眼内でレーザ手術を実行する場合、レーザ光線は、眼内に集光され、目標設定された組織の光学的な破壊が行われ、このような光学的相互作用は、眼の内部構造を変化させることがある。例えば、水晶体は、事前の測定と手術との間だけではなく、術中にも、遠近調節によって位置、形状、厚さ及び直径が変化する。機械的手段によって手術器具を眼に取り付けることによって、眼の形状がよく定義されていない状態に変化することもあり、この変化した状態が、例えば、患者の動き等の様々な要因のために、術中に更に変化することもある。取付手段は、吸気リングによって眼を固定すること、及び平坦な又は曲面のレンズによって眼を圧平することを含む。これらの変化は、数ミリメートルに達することもある。眼内で精密なレーザ顕微手術を実行する場合、例えば、角膜又は角膜縁の前面等の眼の表面を機械的に参照及び固定することは、うまく機能しない。

この画像誘導レーザ手術では、準備後又は略々同時のイメージングを用いて、術前及び術間に変化が生じる環境内で、眼の内部の特徴と手術器具との間で３次元的な位置基準を確立することができる。眼の圧平及び／又は固定の前又は実際の手術の最中にイメージングによって提供される位置基準情報は、眼における変化の効果を反映し、したがって、手術用レーザビームの集光及び位置決めを正確に誘導することができる。本発明の画像誘導レーザ手術に基づくシステムは、構造を単純に構成でき、コスト効率にも優れている。例えば、手術用レーザビームの誘導に関連する光部品の一部は、標的組織をイメージングするためにプローブ光ビームを誘導する光部品と共有でき、デバイス構造並びにイメージング光ビーム及び手術用光ビームの光学的整列及び較正が簡素化される。

以下に説明する画像誘導レーザ手術システムは、イメージングデバイスの具体例としてＯＣＴイメージングを使用し、また、術中に手術用レーザを制御するための画像を捕捉するために、他の非ＯＣＴイメージングデバイスを用いてもよい。以下の具体例に示すように、イメージングサブシステム及び手術サブシステムの統合は、様々な度合いで実現できる。ハードウェアを統合しない最も簡単な形式では、イメージングサブシステム及びレーザ手術サブシステムは、分離され、インタフェースを介して互いに通信を行うことができる。このような設計によって、２つのサブシステムの設計が柔軟になる。例えば、患者インタフェース等の幾つかのハードウェアコンポーネントによって、２つのサブシステムを統合することにより、手術領域をハードウェアコンポーネントにより良好に位置合わせでき、機能性が拡張され、より正確な較正が実現し、ワークフローを改善できる。２つのサブシステム間の統合の度合いを高めるにつれて、システムは、よりコスト効率が高まり、小型化され、システム較正が簡素化され、時間に伴ってより安定する。図８〜図１６は、様々な度合いで統合された画像誘導レーザシステムの具体例を示している。

本発明の画像誘導レーザ手術システムの１つの実施例は、例えば、手術下の標的組織に外科的な変化を引き起こす手術用レーザパルスからなる手術用レーザビームを生成する手術用レーザと、患者インタフェースを標的組織に接触するように係合させ、標的組織を所定の位置に保持する患者インタフェースマウントと、手術用レーザと患者インタフェースとの間に位置し、患者インタフェースを介して手術用レーザビームを標的組織に方向付けるように構成されたレーザビーム供給モジュールとを含む。このレーザビーム供給モジュールは、所定の手術パターンに沿って、標的組織内で手術用レーザビームを走査するように動作できる。このシステムは、更に、手術用レーザの動作を制御し、及びレーザビーム供給モジュールを制御して、所定の手術パターンを生成するレーザ制御モジュールと、患者インタフェースに対して位置決めされ、患者インタフェース及び患者インタフェースに固定された標的組織に関して既知の空間的関係を有するＯＣＴモジュールとを含む。ＯＣＴモジュールは、手術用レーザビームが標的組織に方向付けられ、手術が実行されている間、光プローブビームを標的組織に方向付け、標的組織から、光プローブビームの戻りプローブ光（returned probe light）を受光し、標的組織のＯＣＴ画像を捕捉するように構成されており、これにより、光プローブビーム及び手術用レーザビームは、標的組織内に同時に存在する。ＯＣＴモジュールは、レーザ制御モジュールと通信し、捕捉されたＯＣＴ画像の情報をレーザ制御モジュールに送信する。

更に、この特定のシステムのレーザ制御モジュールは、捕捉されたＯＣＴ画像の情報に応じて、レーザビーム供給モジュールを操作して、手術用レーザビームを集光及び走査し、捕捉されたＯＣＴ画像内の位置決め情報に基づいて、標的組織における手術用レーザビームの集光及び走査を調整する。

幾つかの実施例では、標的と手術器具とを位置合わせするためには、標的組織の完全な画像を取得する必要はなく、標的組織の一部、例えば、生来的な又は人工的な目印である手術領域からの幾つかの点を取得するだけで十分な場合もある。例えば、剛体は、３次元空間内で６の自由度を有し、剛体を定義するためには、独立した６個の点だけで十分である。手術領域の正確な寸法が未知である場合は、位置基準を提供するために更なる点が必要である。これに関して、幾つかの点を用いることによって、通常、個人差がある人間の眼の水晶体の前面及び後面の位置及び曲率、並びに厚さ及び直径を判定することができる。これらのデータに基づき、所定のパラメータを有する楕円体の２つの片半分から構成される体積体によって、水晶体を近似させ、実用的な目的のために可視化することができる。他の実施例では、捕捉された画像からの情報を他のソースからの情報、例えば、コントローラへの入力として用いられる水晶体の厚さの術前測定の測定値に結合してもよい。

図８は、分離されたレーザ手術システム２１００及びイメージングシステム２２００を備える画像誘導レーザ手術システムの一具体例を示している。レーザ手術システム２１００は、手術用レーザパルスからなる手術用レーザビーム２１６０を生成する手術用レーザを有するレーザエンジン２１３０を含む。レーザビーム供給モジュール２１４０は、患者インタフェース２１５０を介して、レーザエンジン２１３０から標的組織１００１に手術用レーザビーム２１６０を方向付け、所定の手術パターンに沿って、標的組織１００１内で手術用レーザビーム２１６０を走査するように動作できる。レーザ制御モジュール２１２０は、通信チャネル２１２１を介して、レーザエンジン２１３０内の手術用レーザの動作を制御し、及びコントロールは、通信チャネル２１２２を介して、レーザビーム供給モジュール２１４０を制御して、所定の手術パターンを生成する。更に、患者インタフェース２１５０を標的組織１００１に接触するように係合させ、標的組織１００１を所定の位置に保持する患者インタフェースマウントを設けている。患者インタフェース２１５０は、眼の前面の形状に従って係合し、所定の位置に眼を保持する、平坦な又は曲面の表面を有するコンタクトレンズ又は圧平レンズを含むように実現することができる。

図８のイメージングシステム２２００は、手術システム２１００の患者インタフェース２１５０に対して位置決めされたＯＣＴモジュールであってもよく、これは、患者インタフェース２１５０及び患者インタフェース２１５０に固定されている標的組織１００１に対して既知の空間的関係を有するように位置決めされている。このＯＣＴモジュール２２００は、標的組織１００１とインタラクトするＯＣＴモジュール２２００自体の患者インタフェース２２４０を有するように構成してもよい。イメージングシステム２２００は、イメージング制御モジュール２２２０及びイメージングサブシステム２２３０を含む。サブシステム２２３０は、標的１００１をイメージングするためのイメージングビーム２２５０を生成する光源と、光プローブビーム又はイメージングビーム２２５０を標的組織１００１に方向付け、標的組織１００１から、光イメージングビーム２２５０の戻りプローブ光２２６０を受光し、標的組織１００１のＯＣＴ画像を捕捉するイメージングビーム供給モジュールとを含む。光イメージングビーム２２５０及び手術用ビーム２１６０は、標的組織１００１に同時に方向付けることができ、これによって、イメージング及び手術を順次的又は同時に行うことができる。

図８に示すように、レーザ手術システム２１００とイメージングシステム２２００の両方に通信インタフェース２１１０、２２１０を設け、レーザ制御モジュール２１２０によるレーザ制御とイメージングシステム２２００によるイメージングとの間で通信を可能にしており、これによって、ＯＣＴモジュール２２００は、捕捉されたＯＣＴ画像の情報をレーザ制御モジュール２１２０に送信することができる。このシステムのレーザ制御モジュール２１２０は、捕捉されたＯＣＴ画像の情報に応じて、手術用レーザビーム２１６０を集光及び走査させるようレーザビーム供給モジュール２１４０を動作させ、及び捕捉されたＯＣＴ画像内の位置決め情報に基づいて、標的組織１００１における手術用レーザビーム２１６０の集光及び走査を動的に調整する。レーザ手術システム２１００とイメージングシステム２２００との間の統合は、主に、通信インタフェース２１１０、２２１０の間の通信を介してソフトウェアレベルで実現される。

また、この具体例及び他の具体例において、様々なサブシステム又はデバイスを統合することもできる。例えば、ある診断器具、例えば、波面収差計（wavefront aberrometer）、角膜トポグラフィー測定デバイス（corneal topography measuring device）等をシステム内に含ませてもよく、又はこれらのデバイスからの術前情報を利用して、術中イメージング（intra-operative imaging）を補強してもよい。

図９は、更なる統合特徴を有する画像誘導レーザ手術システムの具体例を示している。このイメージング及び手術システムは、図８に示す２つの別々の患者インタフェースとは異なり、標的組織１００１（例えば、眼）を固定する共通の患者インタフェース３３００を共有する。手術用ビーム３２１０及びイメージングビーム３２２０は、患者インタフェース３３００において結合され、共通の患者インタフェース３３００によって、標的１００１に方向付けられる。更に、イメージングサブシステム２２３０及び手術部分（レーザエンジン２１３０及びビーム供給システム２１４０）の両方を制御するための共通の制御モジュール３１００が設けられている。イメージング部分と手術部分の間の統合の度合いを高めることによって、２つのサブシステムの正確な較正、並びに患者及び手術体積体（surgical volume）の位置の安定性が実現する。手術サブシステム及びイメージングサブシステムの両方は、共通のハウジング３４００に収容されている。２つのシステムが共通のハウジング内に統合されない場合、共通の患者インタフェース３３００は、イメージングサブシステム及び手術サブシステムの何れかの一部であってもよい。

図１０は、レーザ手術システム及びイメージングシステムが、共通のビーム供給モジュール４１００及び共通の患者インタフェース４２００の両方を共有する画像誘導レーザ手術システムの具体例を示している。この統合によって、システム構造及びシステム制御機能が更に簡素化される。

一実施例においては、上述及び他の具体例におけるイメージングシステムは、光コンピュータ断層撮影（optical computed tomography：ＯＣＴ）システムであってもよく、レーザ手術システムは、フェムト秒レーザ又はピコ秒レーザを用いる眼科手術システムであってもよい。ＯＣＴでは、低コヒーレンスの広帯域光源、例えば、スーパールミネッセントダイオードからの光が、別々の参照ビーム及び信号ビームに分割される。信号ビームは、手術標的に供給されるイメージングビームであり、イメージングビームの戻り光は、回収され、参照ビームにコヒーレントに再結合され、干渉計が形成される。光学トレインの光軸又は光の伝播方向に垂直に信号ビームを走査すると、ｘ−ｙ方向に空間分解能が提供され、一方、深さ分解能は、干渉計の参照アームの光路長と、戻り信号ビームの信号アームの光路長との間の差分の抽出に由来する。異なるＯＣＴ実施例のｘ−ｙスキャナは、本質的には同じであるが、光路長の比較及びｚ−スキャン情報の取得は、異なる手法で行われることがある。例えば、時間領域ＯＣＴとも呼ばれる一実施例においては、参照アームは、その光路長を継続的に変化させ、一方、フォトディテクタは、再結合されたビームの強度から干渉変調を検出する。異なる実施例では、参照アームは、実質的に固定されており、干渉を調べるために結合光のスペクトルが解析される。結合ビームのスペクトルをフーリエ変換することによって、サンプルの内部からの拡散に関する空間情報が得られる。この方法は、スペクトル領域又はフーリエＯＣＴ法として知られている。周波数掃引ＯＣＴ（frequency swept OCT）（S. R. Chinn, et.al.Opt.Lett.22 (1997)）として知られている異なる実施例では、スペクトル範囲に亘って周波数が高速に掃引される狭帯域光源が使用される。参照アームと信号アームとの間の干渉は、高速検出器及び動的信号解析器によって検出される。これらの具体例では、この目的のために開発された外部共振器調整ダイオードレーザ又は周波数が調整された（Frequency tuned of）周波数領域モード同期（frequency domain mode-locked：ＦＤＭＬ）レーザ（R. Huber et.al.Opt.Express, 13, 2005）（S. H. Yun, IEEE J. of Sel.Q. El.3(4) p. 1087-1096, 1997）を光源として使用することができる。ＯＣＴシステムの光源として使用されるフェムト秒レーザは、十分な帯域幅を有することができ、及び信号対雑音比を向上させる更なる利点を提供する。

本明細書に開示するシステムにおけるＯＣＴイメージングデバイスは、様々なイメージング機能を実行するために使用することができる。例えば、ＯＣＴを用いて、システムの光学的構成又は圧平プレートの存在から生じる複素共役を抑制し、標的組織内の選択された部分のＯＣＴ画像を捕捉して、標的組織内における手術用レーザビームの集光及び走査を制御するための３次元的な位置決め情報を提供し、若しくは、標的組織の表面上又は圧平プレート上の選択された部分のＯＣＴ画像を捕捉して、直立から仰向け等、標的の位置の変化によって生じる向きの変化を制御するための位置合わせを提供することができる。ＯＣＴは、標的の１つの向きにおけるマーク又はマーカの配置に基づく位置合わせ処理によって較正でき、ＯＣＴモジュールは、標的が他の向きにあるとき、これらのマーク又はマーカを検出できる。他の実施例では、ＯＣＴイメージングシステムを用いて、眼の内部構造に関する情報を光学的に収集するために偏光されたプローブ光ビームを生成する。レーザビーム及びプローブ光ビームは、異なる偏光方向に偏光してもよい。ＯＣＴは、上述した光断層法のために用いられるプローブ光を制御して、プローブ光が眼に向かって伝播する際、プローブ光を１つの偏光方向に偏光し、プローブ光が眼から戻る方向に伝播する際、プローブ光を他の異なる偏光方向に偏光する偏光制御メカニズムを含むことができる。偏光制御メカニズムは、例えば、波長板又はファラデー回転子を含んでいてもよい。

図１０のシステムは、スペクトルＯＣＴ構成として示されており、手術システムとイメージングシステムとの間で、ビーム供給モジュールの集光光学素子部分を共有するように構成できる。この光学素子のための主な要求は、動作波長、画質、解像度、歪み等に関連する。レーザ手術システムは、例えば、約２〜３マイクロメータ等、回析が制限された焦点サイズを達成するように設計された高開口数システムを含むフェムト秒レーザシステムであってもよい。様々な眼科手術用のフェムト秒レーザが、様々な波長、例えば、約１．０５マイクロメータの波長で動作できる。イメージングデバイスの動作波長は、レーザ波長に近い波長に選択でき、これにより、光学素子は、両方の波長について、色収差を補償（chromatically compensated）できる。このようなシステムは、第３の光チャネル、例えば、標的組織の画像を捕捉するための更なるイメージングデバイスを提供する手術用顕微鏡等の視覚的観察チャネル（visual observation channel）を含むことができる。この第３の光チャネルのための光路が、手術用レーザビーム及びＯＣＴイメージングデバイスの光と光学素子を共有する場合、共有された光学素子は、第３の光チャネルのための可視スペクトル帯域と、手術用レーザビーム及びＯＣＴイメージングビームのためのスペクトル帯域とにおける色収差を補償するように構成できる。

図１１は、図９の設計の特定の具体例を示しており、ここでは、手術用レーザビームを走査するためのスキャナ５１００及び手術用レーザビームを調整（コリメート及び集光）するためのビーム調整器５２００は、ＯＣＴのためにイメージングビームを制御するためのＯＣＴイメージングモジュール５３００内の光学素子から独立している。手術システム及びイメージングシステムは、対物レンズ５６００モジュール及び患者インタフェース３３００を共有している。対物レンズ５６００は、手術用レーザビーム及びイメージングビームの両方を患者インタフェース３３００に方向付け及び集光し、その集光は、制御モジュール３１００によって制御されている。手術ビーム及びイメージングビームを方向付けるために、２つのビームスプリッタ５４１０、５４２０が設けられている。また、ビームスプリッタ５４２０は、戻りのイメージングビームをＯＣＴイメージングモジュール５３００に戻すように方向付けるためにも使用される。また、２つのビームスプリッタ５４１０、５４２０は、標的１００１から視覚的観察光学ユニット５５００に光を方向付け、標的１００１のダイレクトビュー又は画像を提供する。ユニット５５００は、手術医が標的１００１を見るためのレンズイメージングシステムであってもよく、標的１００１の画像又は映像を捕捉するカメラであってもよい。例えば、ダイクロイックビームスプリッタ及び偏光ビームスプリッタ、光学格子、ホログラムビームスプリッタ（holographic beam splitter）、又はこれらの組合せ等の様々なビームスプリッタを用いることができる。

幾つかの実施例では、光ビームの光路の複数の表面からのグレアを低減するために、手術用波長及びＯＣＴ波長の両方について、光部品を反射防止コーティングによって適切にコーティングしてもよい。このようなコーティングを行わず、反射がある場合、ＯＣＴイメージングユニット内の背景光を増加させることによって、システムのスループットが低下し、及び信号対雑音比が低下する。ＯＣＴにおけるグレアを低減させる１つの手法は、標的組織の近くに配置されたファラデーアイソレータの波長板によって、サンプルからの戻り光の偏光方向を回転させ、ＯＣＴ検出器の正面の偏光子が、サンプルから戻る光を優先的に検出し、光部品から散乱された光を抑制するように向けることである。

レーザ手術システムでは、手術用レーザ及びＯＣＴシステムのそれぞれが、標的組織内の同じ手術領域をカバーするようにビームスキャナを有することができる。したがって、手術用レーザビームのためのビーム走査及びイメージングビームのためのビーム走査は、共通の走査デバイスを共有するように統合できる。

図１２は、このようなシステムの具体例を詳細に示している。この実施例では、ｘ−ｙスキャナ６４１０及びｚスキャナ６４２０は、両方のサブシステムによって共有されている。手術動作及びイメージング動作の両方のシステム動作を制御するために、共通のコントローラ６１００が設けられている。ＯＣＴサブシステムは、イメージング光を生成するＯＣＴ光源６２００を含み、イメージング光は、ビームスプリッタ６２１０によって、イメージングビーム及び参照ビームに分離される。イメージングビームは、ビームスプリッタ６３１０において手術用ビームに結合され、標的１００１に到達する共通の光路に沿って伝播する。スキャナ６４１０、６４２０及びビーム調整ユニット６４３０は、ビームスプリッタ６３１０からのダウンストリーム側に配設されている。ビームスプリッタ６４４０は、イメージングビーム及び手術用ビームを対物レンズ５６００及び患者インタフェース３３００に方向付けるために使用される。

ＯＣＴサブシステムでは、参照ビームが、ビームスプリッタ６２１０を介して、光遅延デバイス６２２０に供給され、反射ミラー６２３０によって反射される。標的１００１から戻るイメージングビームは、ビームスプリッタ６３１０に戻るように方向付けられ、ビームスプリッタ６３１０は、戻りのイメージングビームの少なくとも一部をビームスプリッタ６２１０に反射し、ここで、反射した参照ビーム及び戻りのイメージングビームが重なり、互いに干渉する。分光検出器６２４０は、干渉を検出し、標的１００１のＯＣＴ画像を生成するために使用される。ＯＣＴ画像情報は、手術用レーザエンジン２１３０、スキャナ６４１０、６４２０及び対物レンズ５６００を制御して手術用レーザビームを制御するために、制御システム６１００に送信される。一実施例では、光遅延デバイス６２２０は、標的組織１００１内の様々な深さを検出するように、光遅延を変化させることができる。

ＯＣＴシステムが時間領域システムである場合、２つのサブシステムは、２つの異なるｚスキャナを使用する。これは、２つのスキャナの動作が異なるためである。この具体例では、手術システムのｚスキャナは、手術用ビーム光路内のビームの光路長を変化させることなく、ビーム調整ユニットにおいて、手術用ビームの拡がり角を変更することによって動作する。一方、時間領域ＯＣＴは、可変遅延によって、又は参照ビーム反射ミラーの位置を移動させることによって、ビーム光路を物理的に変更することにより、ｚ−方向の走査を行う。較正の後に、２つのｚスキャナは、レーザ制御モジュールによって同期させることができる。２つの動きの間の関係は、制御モジュールが処理できる一次式又は多項式に従属するように簡素化でき、又はこれに代えて、較正点によってルックアップテーブルを定義して、適切なスケーリングを提供してもよい。スペクトル／フーリエ領域及び周波数掃引光源ＯＣＴデバイスは、ｚスキャナを有しておらず、参照アームの長さは固定である。コストを削減できることに加えて、２つのシステムの相互の較正は、比較的簡単である。集光光学素子及び２つのシステムのスキャナは、共有されているので、集光光学素子の画像歪み又は２つのシステムのスキャナの差分から生じる差分を補償する必要はない。

手術システムの実用的な実施例では、集光対物レンズ５６００は、ベースに摺動可能又は移動可能に取り付けられ、対物レンズの重量は、患者の眼に加わる力を制限するようにバランスがとられる。患者インタフェース３３００は、患者インタフェースマウントに取り付けられた圧平レンズを含んでいてもよい。患者インタフェースマウントは、集光対物レンズを保持する取付ユニットに取り付けられている。この取付ユニットは、患者に避けられない動きがあった場合に、患者インタフェースとシステムとの間の安定した接続を確実にし、及び眼への負担がより軽くなるように患者インタフェースを眼に連結するように設計されている。集光対物レンズについては、様々な実施例を用いることができる。可調整集光対物レンズを設けることによって、ＯＣＴサブシステムのための光干渉計の一部として、光プローブ光の光路長を変更することができる。対物レンズ５６００及び患者インタフェース３３００の動きによって、ＯＣＴの参照ビームとイメージング信号ビームとの間の光路長の差分が制御不能に変化し、これによって、ＯＣＴによって検出されるＯＣＴ深さ情報が劣化することがある。これは時間領域ＯＣＴシステムのみではなく、スペクトル／フーリエ領域及び周波数掃引ＯＣＴシステムにおいても生じることがある。

図１３及び図１４は、可調整集光対物レンズに関連する技術的課題を解決する例示的な画像誘導レーザ手術システムを示している。

図１３のシステムは、可動集光対物レンズ７１００に連結された位置感知デバイス７１１０を備え、位置感知デバイス７１１０は、摺動可能マウント上の対物レンズ７１００の位置を測定し、測定した位置をＯＣＴシステムの制御モジュール７２００に伝える。制御システム６１００は、対物レンズ７１００の位置を制御し、移動させて、ＯＣＴ動作のためにイメージング信号ビームが伝播する光路長を調整することができ、レンズ７１００の位置は、位置エンコーダ７１１０によって測定及び監視され、この情報は、ＯＣＴ制御モジュール７２００に直接供給される。ＯＣＴシステムの制御モジュール７２００は、ＯＣＴデータの処理において３次元画像を構築する際、患者インタフェース３３００に対する集光対物レンズ７１００の動きによって生じた、ＯＣＴ内の干渉計の参照アームと信号アームとの間の差分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によって算出されたレンズ７１００の位置の変化の適切な量は、制御モジュール６１００に伝えられ、制御モジュールは、レンズ７１００を制御して、その位置を変更する。

図１４は、ＯＣＴシステムの干渉計の参照アーム内の反射ミラー６２３０又はＯＣＴシステムの光路長遅延アセンブリ内の少なくとも１つの一部が、可動集光対物レンズ７１００に固定的に取り付けられており、対物レンズ７１００が移動すると、信号アーム及び参照アームの光路長が同じ量だけ変化する他の例示的なシステムを示している。この場合、スライド上で対物レンズ７１００が動いた場合、ＯＣＴシステムの光路長差分が自動的に補償され、更に演算によって補償を行う必要はない。

画像誘導レーザ手術システムの上述の具体例では、レーザ手術システム及びＯＣＴシステムは、異なる光源を使用している。レーザ手術システムとＯＣＴシステムとを更に完全に統合した具体例では、手術用レーザビームのための光源としての手術用フェムト秒レーザが、ＯＣＴシステムのための光源としても使用される。

図１５は、光モジュール９１００内のフェムト秒パルスレーザが、手術のための手術用レーザビーム及びＯＣＴイメージングのためのプローブ光ビームの両方を生成するために使用される具体例を示している。ビームスプリッタ９３００は、レーザビームを、手術用レーザビーム及びＯＣＴのための信号ビームの両方としての第１のビームと、ＯＣＴのための参照ビームとしての第２のビームとに分割する。第１のビームは、第１のビームの伝播方向に垂直なｘ方向及びｙ方向にビームを走査するｘ−ｙスキャナ６４１０と、ビームの拡がり角を変更して、標的組織１００１における第１のビームの集光を調整する第２のスキャナ（ｚスキャナ）６４２０とを介して方向付けられる。この第１のビームは、標的組織１００１において手術を実行し、この第１のビームの一部は、患者インタフェースに後方散乱し、対物レンズによって、ＯＣＴシステムの光干渉計の信号アームのための信号ビームとして回収される。この戻り光は、参照アーム内の反射ミラー６２３０によって反射され、時間領域ＯＣＴのための可調整光遅延要素６２２０によって遅延された第２のビームに結合され、標的組織１００１の異なる深さをイメージングする際に、信号ビームと参照ビームとの間の光路差が制御される。制御システム９２００は、システム動作を制御する。

角膜に対する実際の手術例によって、良好な手術結果を得るためには、数百フェムト秒のパルス幅で十分である場合があり、一方、十分な深さ分解能のＯＣＴのためには、より短いパルス、例えば、数十フェムト秒以下のパルスによって生成されるより広いスペクトル帯域幅が必要であることがわかった。この文脈においては、ＯＣＴデバイスの設計が手術用フェムト秒レーザからのパルスの継続時間を決定する。

図１６は、単一のパルスレーザ９１００を用いて、手術用ビーム及びイメージングビームを生成する他の画像誘導システムを示している。フェムト秒パルスレーザの出力光路内には、例えば、白色光生成又はスペクトル広帯域化等の光学非線形プロセスを用いて、通常、手術で用いられる数百フェムト秒の比較的長いパルスのレーザ光源からのパルスのスペクトル帯域幅を広げる非線形スペクトル広帯域化媒体９４００が配設されている。媒体９４００は、例えば、光ファイバ材料であってもよい。２つのシステムの光強度要求は、異なり、ビーム強度を調整するメカニズムは、２つのシステムにおけるこのような要求を満たすように実現できる。例えば、ビームステアリングミラー、ビームシャッタ又は減衰器を２つのシステムの光路に配設して、ＯＣＴ画像を取得する際、又は手術を実行する際、患者及び敏感な器具を過度の光強度から保護するために、ビームの存在及び強度を適切に制御することができる。

実際の動作では、図８〜図１６の上述の具体例を用いて、画像誘導レーザ手術を実行することができる。図１７は、画像誘導レーザ手術システムを用いてレーザ手術を実行する方法の一具体例を示している。この方法では、システム内の患者インタフェースを用いて、手術下の標的組織に係合させ、標的組織を所定の位置に保持し、システム内のレーザからのレーザパルスからなる手術用レーザビーム及びシステム内のＯＣＴモジュールからの光プローブビームを、患者インタフェースを介して標的組織に同時に方向付ける。そして、手術用レーザビームを制御して標的組織においてレーザ手術を実行し、ＯＣＴモジュールを動作させて、標的組織から戻る光プローブビームの光から標的組織内のＯＣＴ画像を取得する。取得されたＯＣＴ画像内の位置情報は、術前又は術中に、標的組織における手術用レーザビームの集光及び走査を調整するために、手術用レーザビームの集光及び走査に適用される。

図１８は、眼のＯＣＴ画像の具体例を示している。患者インタフェース内の圧平レンズの接触面は、圧平の際に眼に加わる圧力に起因する角膜における歪み又は折り曲がりを最小化する曲率を有するように構成できる。患者インタフェースにおいて、眼の圧平が成功すると、ＯＣＴ画像を取得することができる。図１８に示すように、水晶体と角膜の曲率、及び水晶体及び角膜との間の距離は、ＯＣＴ画像において特定可能である。上皮−角膜界面等の、より微細な特徴も検出可能である。これらの特定可能な特徴は、眼に対するレーザ座標の内部参照として使用してもよい。角膜及び水晶体の座標は、例えば、エッジ又はブロブ検出等の実績のあるコンピュータビジョンアルゴリズムを用いてデジタル化できる。一旦、水晶体の座標が確立されると、これらを用いて、手術のために、手術用レーザビームの集光及び位置決めを制御することができる。

これに代えて、較正サンプル材料を用いて、既知の位置座標の位置に参照マークの３次元アレイを形成してもよい。較正サンプル材料のＯＣＴ画像を取得して、参照マークの既知の位置座標と、取得されたＯＣＴ画像内の参照マークのＯＣＴ画像との間でマッピング関係を確立することができる。このマッピング関係は、デジタル較正データとして保存され、術中に取得された標的組織のＯＣＴ画像に基づいて、標的組織の術中に、手術用レーザビームの集光及び走査を制御する際に適用される。なお、ＯＣＴイメージングシステムは、例示的なものであり、この較正は、他のイメージング技術を介して取得された画像にも適用できる。

ここに開示する画像誘導レーザ手術システムでは、手術用レーザは、高開口数集光の下で、眼の内部（すなわち、角膜及び水晶体の内部）に強光子場／多光子イオン化を引き起こすために十分な比較的高いピークパワーを生成できる。これらの条件下では、手術用レーザからの１つのパルスは、焦点体積（focal volume）内にプラズマを生成する。プラズマの冷却の結果、よく定義されたダメージゾーン又は「気泡」が生じ、これは、参照点として用いることができる。以下では、手術用レーザによって生成されたダメージゾーンを用いて、ＯＣＴベースのイメージングシステムに対して手術用レーザを較正する較正処理について説明する。

ＯＣＴは、手術用レーザに対して較正され、標的組織において、ＯＣＴによって取得された標的組織のＯＣＴ画像内の画像に関連する位置に対して、手術用レーザを所定の位置で制御できるように、相対的な位置関係が確立された後、手術が実行できるようになる。この較正を実行するための１つの手法では、レーザによってダメージを与えることができ、及びＯＣＴによってイメージングできる予め較正された標的又は「ファントム（phantom）」を使用する。ファントムは、材料が手術用レーザによって生成された光ダメージを永久的に記録できるように、例えば、ガラス又は硬化プラスチック（例えば、ＰＭＭＡ）等の様々な材料から形成することができる。また、ファントムは、手術標的と同様の光学的特性又は他の特性（例えば、含水率）を有するように選択できる。

ファントムは、例えば、少なくとも１０ｍｍの直径（又は供給システムの走査の直径）と、眼の上皮から水晶体への距離に亘る、又は手術システムの走査深度と同じ長さである少なくとも１０ｍｍの高さとを有する筒状材料であってもよい。ファントムの上面は、患者インタフェースに隙間なく一致するような曲面であってもよく、又はファントム材料は、完全な圧平を許容するように圧縮可能であってもよい。ファントムは、レーザ位置（ｘ及びｙ）及び集光（ｚ）の両方、並びにＯＣＴ画像を、ファントムに対して参照できるように３次元グリッドを有していてもよい。

図１９のＡ〜Ｄは、ファントムの２つの例示的な構成を示している。図１９のＡは、薄いディスクにセグメント化されたファントムを示している。図１９のＢは、ファントムに亘ってレーザ位置を判定するための参照（すなわち、ｘ座標及びｙ座標）としての参照マークのグリッドを有するようにパターン化された単一のディスクを示している。ｚ−座標（深さ）は、スタックから個々のディスクを取り出し、共焦点顕微鏡下でこれをイメージングすることによって判定できる。

図１９のＣは、２つの片半分に分離することができるファントムを示している。図２１のＡのセグメント化されたファントムと同様に、このファントムは、ｘ座標及びｙ座標においてレーザ位置を判定するために参照される参照マークのグリッドを含むように構造化されている。深さ情報は、ファントムを２つの片半分に分離し、ダメージゾーン間の距離を測定することによって抽出することができる。これらの情報を組み合わせて、画像誘導手術のためのパラメータを提供できる。

図２０は、画像誘導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、例えば、検流計又はボイスコイル等のアクチュエータによって駆動されるステアリングミラーと、対物レンズと、使い捨ての患者インタフェースとを含む。手術用レーザビームは、ステアリングミラーから対物レンズを介して反射される。対物レンズは、患者インタフェースの直後にビームを集光する。ｘ座標及びｙ座標における走査は、対物レンズに対してビームの角度を変更することによって実行される。ｚ−平面での走査は、ステアリングミラーのアップストリーム側のレンズのシステムを用いて、入射ビームの拡がり角を変更することによって達成される。

この具体例では、使い捨ての患者インタフェースの円錐部分は、空気によって区切られていても、中実であってもよく、患者に接触する部分は、曲面を有するコンタクトレンズを含む。曲面を有するコンタクトレンズは、溶融シリカ又は電離放射線による放射の際に色中心が形成されることを防ぐ他の材料から作製できる。曲率半径は、眼と互換性がある上限、例えば、約１０ｍｍに設定する。

較正処理の第１のステップは、患者インタフェースをファントムに連結することである。ファントムの曲率は、患者インタフェースの曲率に一致する。連結の後、処理の次のステップは、ファントムの内部に光ダメージを作成して、参照マークを生成することを伴う。

図２１は、フェムト秒レーザによってガラス内に作成された実際のダメージゾーンの具体例を示している。ダメージゾーン間の間隔は、平均的に８μｍである（パルスエネルギは、半値全幅で５８０ｆｓの継続時間で２．２μＪである）。図２１に示す光ダメージから、フェムト秒レーザによって作成されたダメージゾーンは、よく定義されており、離散的であることがわかる。ここに示す具体例では、ダメージゾーンは、約２．５μｍの直径を有する。図２１に示すものと同様の光ダメージゾーンは、様々な深さでファントム内に作成され、参照マークの３次元アレイが形成される。これらのダメージゾーンは、適切なディスクを抽出し、共焦点顕微鏡下でこれをイメージングする（図１９のＡ）ことによって又はファントムを２つの片半分に分割して、マイクロメータを用いて深さを測定する（図１９のＣ）ことによって、較正されたファントムに対して参照される。ｘ座標及びｙ座標は、予め較正されたグリッドから確立することができる。

手術用レーザによってファントムにダメージを作成をした後に、ファントムに対してＯＣＴが実行される。ＯＣＴイメージングシステムは、ＯＣＴ座標系とファントムとの間の関係を確立するファントムの３Ｄレンダリングを提供する。ダメージゾーンは、イメージングシステムによって検出可能である。ＯＣＴ及びレーザは、ファントムの内部基準を用いて、相互較正してもよい。ＯＣＴ及びレーザが互いに参照された後、ファントムを取り除くことができる。

術前に、較正を検証してもよい。この検証ステップは、第２のファントムの内部の様々な位置に光ダメージを作成することを伴う。ＯＣＴによって、円形パターンを形成する複数のダメージゾーンをイメージングできるように、光ダメージは、十分に鮮明である必要がある。パターンが作成された後、第２のファントムは、ＯＣＴによってイメージングされる。術前にＯＣＴ画像をレーザ座標と比較することによって、システム較正の最終的なチェックが行われる。

一旦、レーザに座標が提供されると、眼内でレーザ手術を実行できる。これは、レーザを用いた水晶体の光乳化（photo-emulsification）及びこの他の眼のレーザ治療を含む。手術は、いつでも停止することができ、前眼部（図１８）を再イメージングして、手術の進行を監視することができ、更に、眼内レンズ（intraocular lens：ＩＯＬ）を挿入した後に、（光によって又は圧平なしで）ＩＯＬをイメージングすることによって、眼内のＩＯＬの位置に関する情報が得られる。医師は、この情報を利用して、ＩＯＬの位置の精度を高めることができる。

図２２は、較正処理及び較正後の手術の具体例を示している。この具体例に示す画像誘導レーザ手術システムを用いてレーザ手術を実行する方法は、手術下の標的組織に係合（engage）し、標的組織を所定の位置に保持するシステム内の患者インタフェースを用いて、手術を実行する前の較正処理の間、較正サンプル材料を保持するステップと、システム内のレーザからのレーザパルスからなる手術用レーザビームを、患者インタフェースを介して、較正サンプル材料に方向付け、選択された３次元参照位置において、参照マークを焼付けるステップと、システム内の光干渉断層法（ＯＣＴ）モジュールからの光プローブビームを、患者インタフェースを介して較正サンプル材料に方向付け、焼付けられた参照マークのＯＣＴ画像を捕捉するステップと、ＯＣＴモジュールと焼付けられた参照マークの位置座標間の関係を確立するステップとを有することが可能である。関係を確立した後、システム内の患者インタフェースを手術下の標的組織に係合（engage）させ、標的組織を所定の位置に保持する。レーザパルスからなる手術用レーザビーム及び光プローブビームは、患者インタフェースを介して標的組織に方向付けられる。手術用レーザビームは、標的組織内でレーザ手術を実行するように制御される。ＯＣＴモジュールは、標的組織から戻る光プローブビームの光から標的組織内のＯＣＴ画像を取得し、取得されたＯＣＴ画像内の位置情報及び確立された関係を手術用レーザビームの集光及び走査に適用して、術中に、標的組織における手術用レーザビームの集光及び走査を調整するように動作する。このような較正は、レーザ手術の直前に行うことができるが、これらの較正は、手術の前に様々な間隔をあけて行い、この間隔の間に、較正のドリフト又は変化がないことを確かめる較正検証（calibration validation）を行ってもよい。

以下の具体例は、手術用レーザビームの整列のためにレーザ誘起光破壊副産物の画像を用いる画像誘導レーザ手術技術及びシステムを説明する。

図２３Ａ及び図２３Ｂは、この技術の他の実施例を示しており、ここでは、標的組織内の実際の光破壊副産物を用いて、更なるレーザ配置を誘導している。例えば、フェムト秒レーザ又はピコ秒レーザであるパルスレーザ１７１０は、レーザパルスを含むレーザビーム１７１２を生成し、標的組織１００１に光破壊を引き起こす。標的組織１００１は、患者の体の一部１７００であってもよく、例えば、一方の眼の水晶体の一部であってもよい。レーザビーム１７１２は、ある手術の効果を達成するために、レーザ１７１０のための光学モジュールによって、標的組織１００１の標的組織位置に集光及び方向付けされる。標的表面は、レーザ波長及び標的組織からの画像波長を透過する圧平プレート１７３０によって光学的にレーザ光学モジュールに連結されている。圧平プレート１７３０は、圧平レンズであってもよい。イメージングデバイス１７２０は、圧平プレートが適用される前又は後（若しくはその両方）に、標的組織１００１から反射又は散乱した光又は音波を回収し、標的組織１００１の画像を捕捉する。そして、レーザシステム制御モジュールが捕捉された画像データを処理し、所望の標的組織位置を判定する。レーザシステム制御モジュールは、標準の光学モデルに基づいて、光学要素又はレーザ要素を移動又は調整して、光破壊副産物１７０２の中心が標的組織位置に重なることを確実にする。これは、手術の過程の間に光破壊副産物１７０２と標的組織１００１の画像を継続的に監視し、各標的組織位置においてレーザビームが適切に配設されていることを確実にする動的な整列処理であってもよい。

一具体例では、レーザシステムは、２つのモードで動作させることができる。まず、診断モードでは、レーザビーム１７１２は、整列レーザパルスを用いて、初期的に整列され、整列のための光破壊副産物１７０２を生成し、次に、手術モードでは、実際の手術を実行するための手術用レーザパルスが生成される。両方のモードにおいて、ビーム整列を制御するために光破壊副産物１７０２及び標的組織１００１の画像が監視される。図２３Ａは、レーザビーム１７１２内の整列レーザパルスを、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できる診断モードを示している。例えば、イメージングデバイス１７２０によって光破壊副産物１７０２を捕捉するために組織内に顕著な光破壊を引き起こすために十分であれば、整列レーザパルスは、手術用レーザパルスよりエネルギが小さくてもよい。所望の手術の効果を提供するためには、この粗い目標設定の分解能が十分ではないことがある。捕捉された画像に基づいて、レーザビーム１７１２を適切に整列することができる。この初期の整列の後、レーザ１７１０を制御して、より高いエネルギレベルで手術用レーザパルスを生成して、手術を実行することができる。手術用レーザパルスは、整列レーザパルスとは異なるエネルギレベルを有するので、光破壊における組織物質の非線形効果によって、レーザビーム１７１２が診断モードの間のビーム位置とは異なる位置に集光されることがある。したがって、診断モードの間に行われた整列は、粗い整列であり、手術用レーザパルスが実際の手術を実行する手術モードの間に、各手術用レーザパルスをより精密に位置決めする更なる整列を実行してもよい。図２３Ｂに示すように、イメージングデバイス１７２０は、手術モードの間に標的組織１００１から画像を捕捉し、レーザ制御モジュールは、レーザビーム１７１２を調整して、レーザビーム１７１２の集光位置１７１４を標的組織１００１内の所望の標的組織位置に配置する。この処理は、各標的組織位置毎に実行される。

図２４は、まず、標的組織において、概略的にレーザビームの照準を合わせ、次に、光破壊副産物の画像を捕捉し、これを用いて、レーザビームを整列するレーザ整列の１つの実施例を示している。標的組織としての体の一部の標的組織の画像及びその体の一部の参照用の画像は、標的組織においてパルスレーザビームの照準を合わせるために監視される。光破壊副産物及び標的組織の画像は、パルスレーザビームを調整して、光破壊副産物の位置を標的組織に重ね合わせるために使用される。

図２５は、レーザ手術における標的組織内の光破壊副産物のイメージングに基づくレーザ整列方法の１つの実施例を示している。この方法では、パルスレーザビームは、標的組織内の標的組織位置に照準を合わされ、初期の整列レーザパルスのシーケンスが標的組織位置に供給される。標的組織位置及び初期の整列レーザパルスによって生じた光破壊副産物の画像は、監視され、標的組織位置に対する光破壊副産物の位置が取得される。初期の整列レーザパルスとは異なる手術用パルスエネルギレベルを有する手術用レーザパルスによって生じた光破壊副産物の位置は、手術用レーザパルスのパルスレーザビームが標的組織位置に配置された際に判定される。パルスレーザビームは、手術用パルスエネルギレベルで手術用レーザパルスを供給するように制御される。パルスレーザビームの位置は、手術用パルスエネルギレベルにおいて、光破壊副産物の位置を、判定された位置に配置するように調整される。標的組織及び光破壊副産物の画像を監視しながら、手術用パルスエネルギレベルのパルスレーザビームの位置は、標的組織内の新たな標的組織位置にパルスレーザビームを動かす際、光破壊副産物の位置を、各判定された位置に配置するように調整される。

図２６は、光破壊副産物の画像を用いるレーザ整列に基づく例示的なレーザ手術システムを示している。光学モジュール２０１０は、レーザビームを標的組織１７００に集光し、方向付ける。光学モジュール２０１０は、１個以上のレンズを含んでいてもよく、更に１個以上の反射鏡を含んでいてもよい。光学モジュール２０１０内には、ビーム制御信号に応じて集光及びビーム方向を調整する制御アクチュエータが含まれている。システム制御モジュール２０２０は、レーザ制御信号を介してパルスレーザ１０１０を制御し、及びビーム制御信号を介して光学モジュール２０１０を制御する。システム制御モジュール２０２０は、標的組織１７００内の標的組織位置からの光破壊副産物１７０２の位置オフセット情報を含む、イメージングデバイス２０３０からの画像データを処理する。画像から得られた情報に基づいて、レーザビームを調整する光学モジュール２０１０を制御するビーム制御信号が生成される。システム制御モジュール２０２０には、レーザ整列のための様々なデータ処理を実行するデジタル処理ユニットが含まれている。

イメージングデバイス２０３０は、光干渉断層法（ＯＣＴ）デバイスを含む様々な形式で実現することができる。また、超音波イメージングデバイスを用いてもよい。レーザ焦点の位置は、イメージングデバイスの分解能で、焦点が標的に概略的に配置されるように動かされる。標的へのレーザ焦点の参照における誤差及び可能性がある非線形光学効果、例えば、自己収束によって、レーザ焦点の位置及び後の光破壊イベントを正確に予測することが困難になる。物質内でのレーザの集光を予測するモデルシステム又はソフトウェアプログラムの使用を含む様々な較正法を用いて、イメージングされた組織内でのレーザの粗い目標設定を行うことができる。標的のイメージングは、光破壊の前及び後の両方で行うことができる。標的に対する光破壊副産物の位置を用いて、レーザの焦点を移動させ、標的において又は標的に対して、レーザ集光及び光破壊プロセスをより良好に局所化させる。このように、実際の光破壊イベントは、後の手術用パルスの配置のために精密な目標設定を提供するために使用される。

診断モードの間の光破壊のための目標設定は、システムの手術モードにおける後の手術処理のために必要なエネルギレベルと比べて、より低い、より高い、又は同じエネルギレベルで実行できる。光学パルスエネルギレベルは、光破壊イベントの正確な位置に影響を与えることがあるので、診断モードにおいて異なるエネルギで実行される光破壊イベントの局所化を、手術のエネルギにおいて予測される局所化と関連付ける較正を行ってもよい。一旦、この初期の局所化及び整列を実行した後、この位置決めに対して複数のレーザパルス（又は単一のパルス）のボリューム又はパターンを供給することができる。更なるレーザパルスを供給する間に、更なるサンプリング画像を生成して、レーザの適切な局所化を確実にしてもよい（サンプリング画像は、より低い、より高い又は同じエネルギパルスを用いて取得してもよい）。一具体例では、超音波デバイスを用いて、キャビテーション気泡又は衝撃波、若しくは他の光破壊副産物を検出する。そして、この局所化は、超音波又は他の様式によって取得された標的の画像に関連付けることができる。他の実施の形態においては、イメージングデバイスは、単なる生体顕微鏡であってもよく、光干渉断層法等、オペレータによる光破壊イベントの他の光学的可視化であってもよい。初期の観察では、レーザ焦点は、所望の標的位置に動かされ、この後、この最初の位置に対して、パルスのパターン又はボリュームが供給される。

特定の具体例として、精密な表面下光破壊のためのレーザシステムは、１秒あたり百〜十億パルスの繰返し率で光破壊を生成することができるレーザパルスを生成するための手段と、標的の画像及びその画像へのレーザ集光の較正を用いて、手術の効果を生成することなく、表面下の標的にレーザパルスを粗く集光する手段と、表面下を検出又は可視化して、標的、標的の周りの隣接する空間又は物質、及び標的の近傍に粗く局所化された少なくとも１つの光破壊イベントの副産物の画像又は可視情報を提供する手段と、光破壊の副産物の位置を表面下の標的の位置に少なくとも一回関連付け、レーザパルスの焦点を移動させ、光破壊の副産物を表面下の標的に又は標的に対する相対的位置に位置決めする手段と、少なくとも１つの更なるレーザパルスの後続するトレインを、光破壊の副産物の表面化の標的の位置への上述した精密な関連付けによって示される位置に対するパターンで供給する手段と、後のパルスのトレインの配置の間、光破壊イベントの監視を継続し、イメージングされている同じ又は改訂された標的に対して、後続するレーザパルスの位置を微調整する手段とを含むことができる。

上述した技術及びシステムを用いて、高繰返し率レーザパルスを、切断又は体積分解の用途に必要とされる連続的なパルス配置に必要な精度で、表面下の標的に供給することができる。これは、標的の表面上の参照源の使用の有無にかかわらず行うことができ、及び圧平の後の又はレーザパルスの配置の間の標的の動きを考慮に入れることができる。

本明細書は、様々な実施の形態及び実施例を開示しているが、これらは、特許請求の範囲又は特許請求可能な範囲を制限するものではなく、本発明の特定の実施の形態の特定の特徴の記述として解釈される。本明細書おいて、別個の実施の形態の文脈で開示した幾つかの特徴を組み合わせて、単一の実施の形態として実施してもよい。逆に、単一の実施の形態の文脈で開示した様々な特徴は、複数の実施の形態として別個に実施してもよく、適切な如何なる部分的組合せとして実施してもよい。更に、以上では、幾つかの特徴を、ある組合せで機能するものと説明しているが、初期的には、そのように特許請求している場合であっても、特許請求された組合せからの１つ以上の特徴は、幾つかの場合、組合せから除外でき、特許請求された組合せは、部分的組合せ又は部分的な組合せの変形に変更してもよい。また、ここに説明し例示したことから、開示した実施例の変形例、拡張例及び他の実施例を想到できる。

Claims (8)

1. 眼の水晶体を断片化するレーザシステムにおいて、
   レーザパルスからなるレーザビームを生成するように構成されているパルスレーザと、
   第１の走査速度を有するＸ−Ｙスキャナと、より遅い第２の走査速度を有するＺスキャナとを備える光供給システムであって、前記ＸＹスキャナの第１の走査速度で前記Ｚスキャナを調整することなく各層において気泡のラインを形成すべく、前記光供給システムの曲がった焦平面に沿って前記ＸＹスキャナでレーザビームを走査することによって前記眼の水晶体内に層毎に切込みを形成するように構成される、光供給システムと
   を備えるレーザシステム。
2. 前記光供給システムは、前記水晶体の後方から前方の方向に前記レーザの焦点を動かすように構成されている、請求項１記載のレーザシステム。
3. 前記光供給システムは、レーザを制御して、
   選択された水晶体領域内で光破壊を達成するために十分であるが、
   上記眼の網膜に害を引き起こす程ではないレーザパラメータでレーザビームを生成するように構成されている、請求項１記載のレーザシステム。
4. 前記光供給システムは、前記パルスレーザを制御して、
   ０．５μＪから５０μＪまでの範囲のレーザパルスエネルギ、
   １μｍから１００μｍまでの範囲のレーザパルスの標的領域の分離距離、
   ０．００５ピコ秒から２５ピコ秒までの範囲のレーザパルスの継続時間、及び
   １ｋＨｚから１０ＭＨｚの範囲のレーザパルスを適用する繰返し率のレーザパラメータでレーザパルスを生成する、請求項３記載のレーザシステム。
5. 前記切込みは、前記レーザの適用を中断することなく、層毎に形成される、請求項１記載のレーザシステム。
6. 当該レーザシステムは、レーザパルスを適用して、前記選択された標的領域内に少なくとも１つの切込みを形成するように構成され、前記切込みの一部の向きが、水晶体の繊維に交差する向き及び前記眼の軸を横断しない向きの一方である、請求項１記載のレーザシステム。
7. 前記切込みの横断しない向きは、前記眼の軸に実質的に平行な向き及び前記眼の軸と９０°未満の角度を形成する向きの一方である、請求項６記載のレーザシステム。
8. 前記層毎に切込みを形成することは、水晶体の後方の層内の標的位置であって、２つの切込み又は同じ切込みの２つの部分に属する標的位置にレーザパルスを適用することと、後方の層より前方の層内の標的位置であって、同じ２つの切込み又は同じ切込みの同じ２つの部分に属する標的位置にレーザパルスを適用することとを含む、請求項１記載のレーザシステム。