JPH08501224A - 眼球手術の装置と方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 眼部の前眼房であり且つ白内障レンズの近傍に挿入するための光学プローブは、光源60とその光源からプローブに光放射を伝える光導波路100とにより構成される。光放射はパルス状に形成され、その繰り返しレート、波長および光エネルギーは、切断領域内の白内障レンズに十分な切断誘導損傷をもたらし、またアコースティック領域に十分なアコースティック誘導損傷をもたらすとともに、そのアコースティック領域が切断領域より十分に大きな寸法となるように選択される。アコースティック領域は、切断領域から放射する振動波を発生させ、その振動波が白内障レンズの硬質核質材内を、その核質材に微細な割れ目が生じるように伝搬させることにより形成される。微細な割れ目を有するレンズ材は、その微細な割れ目が形成される以前と較べ、はるかにレーザー・パルスに反応するので、そのレーザー・パルスの印加に応答して、硬質核質材は容易に微細な粒子に分解される。

Description

【発明の詳細な説明】眼球手術の装置と方法 発明の背景 本発明は主に手術用レーザープローブの分野に関するものであり。さらに詳し くは、本発明は眼球手術に使用されるレーザープローブと、白内障を治療するた めの手術技術に関するものである。 最近、例えばBerlinに与えられた米国特許番号 4,846,172に記述されているよ うに、白内障レンズを剥離し除去するためのレーザー使用が注目されてきている 。比較的軟部組織は切除し易いが、白内障レンズの核は極めて硬く、よってその ような核質の切除は非常に時間がかかる。光切除過程のスピードを増すためには 、レーザーの出力が増加しなくてはならない。しかしそのような高い出力は、特 に眼球の後方被膜が破裂し、また周囲の眼組織の損傷を引き起こすなど、熱によ る損傷の危険を増すことになる。 他の白内障手術では、レンズを除去するために様々な種類の超音波装置が使わ れている。典型的に、超音波エネルギーは眼球レンズに対して向けられ、レンズ を大きな破片に分離しそれ が摘出できる前に小さな破片になるまで継続的に分解される。多くの超音波プロ ーブ先行技術において、吸引は、大きなレンズ破片を超音波プローブの表面に引 きつけるために同軸吸引口を通して与えられ、そしてレンズ破片を定位置に保持 すると、レンズ破片は超音波によって小さな破片に分解される。この引きつけと レンズ分解のプロセスは、破片が超音波プローブの吸引口に合う程小さくなるま で繰り返される。そのレンズを破片に分離するプロセスとそれをより小さな破片 に分解するプロセスは、高度の技術とかなりの時間も要する。従って、改良され たレンズ除去の処置が必要である。発明の概要 本発明の一要素に基づくと、硬い核質を含んだ白内障レンズ組織は、同時にア コースティック（振動）効果（photo acoustic）とレンズ組織に切断効果を生み 出す独特の波動療法を施すレーザーにより乳化する。切断効果は一般に、レーザ ー光線の照射箇所（通常 300ミクロン以下）の直径サイズに対応した切断ゾーン に限定される。レーザー・パルスがレンズ組織を切断する時、極めて微細なレン ズ粒子が取り除かれ、もし十分な数のパルスがある特定場所に与えられると、切 断によりそ の場所にクレーターが形成される。切断効果とは対照的に、振動効果はあまり場 所的に限られない。ショック波形状の振動エネルギーは、波動レーザー・エネル ギーによる切断中に発生し、切断ゾーンを越して切断ゾーンの何倍もあるであろ う振動ゾーンの隅々まで放出される。このショック波はレンズ組織に細かな割れ 目を作り、レンズ組織の構造、特に高湿な核質を効果的に弱める。微細な割れ目 ができた組織は、割れ目ができていない組織よりもレーザー振動により良く反応 する。レーザー光線の照射点がレンズ組織を反復するうちに、微細な割れ目がで きたレンズ組織は微小破片に砕けてくる。同時に、切断によりレンズ組織が浸さ れ、粘着質の乳白色の液体となる。その乳白色の液体と小破片はプロセス中に混 合され、約 500ミクロン以下の吸引チューブから吸引され易い乳剤となる（ここ で使われる時、「乳剤」の用語はほぼ液体状の懸濁液も含む）。 本発明において、レーザー手術装置は上記の水晶体超音波吸引プロセスを行う ために使用される。その装置は、眼球レンズ付近の前眼房に挿入するように構成 された光学プローブからなる。プローブに連結された光波ガイド（optical wave guide ）がプローブを通してレンズに視放線を運んでいる。光源は視放 線をパルスの形にする。これらのパルスはある反復率にあり、波長と光学エネル ギーは切断ゾーン内で重要な切断誘導損傷をレンズに引き起こすように選択され 、また重要な振動誘因損傷を振動ゾーン内でレンズに引き起こすように選択され ている。この時、振動ゾーンのサイズは切断ゾーンよりも大きい。それらパルス は１秒間に５−25パルスの反復率で、１パルスにつき10−80mJのエネルギーを有 し、エネルギー密度が35−70J/cm²であることが好ましい。本実施例においては 、反復率は１秒間に10パルスで、１パルスにつき35mJのエネルギーを有し、エネ ルギー密度は45J/cm²である。視放線の波長は、光学スペクトラムの赤外線領域 であることが好ましく、 2.94ミクロンでEr:YAGレーザーにより発生される。 さらに本発明の要素は、眼球レンズを除去する方法を含んでいることである。 プローブが眼球の前眼房に挿入され、プローブからのレーザー放射のパルスがレ ンズの核質に当てられる。レーザー放射の波長や反復率、またパルス・エネルギ ーは同時に切断ゾーン内でレンズを切断し、またその場所から放出されるショッ ク波を発生させ、切断ゾーンから延長する振動ゾーン内で核質に振動で破損させ るため核質を通過する。プローブは、 レーザー放射のパルスが振動で破損させられた物質に向けられるように移動され 、そこでは、同時発生の切断とショック波が核質を乳剤に転換させる。その方法 は、眼球から乳剤を吸引することも含んでいる。 また、別の本発明の要素は、微細に粉砕するよりも前にレンズがパルスに対し て反応できるようにレーザー・パルスをレンズに照射することによってレンズ組 織が細かく砕かれる、眼球レンズを除去する方法からなる。そして、パルスは微 細に割れたレンズ組織に照射される。好ましい実施例では、微細に割れたレンズ 組織に照射されたパルスは、レンズ組織を微細に粉砕するために使われるパルス と同じパルス・パラミーターを有している。 さらに別の本発明の要素は、細長いレーザー・プロープを眼球の主切開部を通 して前眼房に挿入することによって眼球レンズを除去する方法を含む。プローブ の先端はレンズ近辺に位置する。パルス・レーザー放射はプローブに供給され、 パルス・レーザー放射はレンズ組織を乳化するために進路に沿ってプローブの先 端からレンズの所定場所に照射される。細長い吸引プローブは、眼球の側口切開 部から前眼房に挿入される。吸引プ ローブの先端は、レーザー放射を遮ることなしに上記場所の近辺に位置する。乳 化したレンズ組織は、吸引プローブを通じて光線進路の横方向に吸いとられるこ とによってレーザー放射の進路から除去される。吸引プローブは、眼球を安定化 させ、レーザー放射が上記場所に照射されている間そこから動くのを防ぐため機 械的に用いられるのが好ましい。本実施例においては、吸引プローブはレーザー 放射が上記場所に照射されている間、眼内組織を処理するのにもまた用いられる 。その方法が終了した後、両方のプローブが眼球から取り除かれ、吸引プローブ は、切断された小片や乳化した物質を前眼房から回収するため、また白内障組織 の軟質の皮質残余物などを除去したり、レンズ被膜の内表面を吸い取るために主 切開部を通って挿入される。 さらに本発明の要素は、前眼房に挿入するための細長いレーザー・プローブか らなる、眼球の白内障レンズを除去する装置を含む。プローブは、パルス・レー ザー・エネルギーの光源に連結している焦点レンズからなる。焦点レンズは、レ ーザー・エネルギーの焦点を堅く絞り、エネルギー密度を焦点で少なくとも１セ ンチ四方当たり10分の１ジュールで提供する。焦点を堅く絞ることは、焦点を焦 点レンズの出力表面に近くさせ、レ ンズ除去の間眼球の後方被膜を傷つけないようにするために、焦点以外ではエネ ルギー密度が急激に減少する。パルス・レーザー・エネルギーは１秒間に５−25 パルスの反復率である。上記エネルギー密度における反復率は、白内障レンズの 核組織に振動で損傷を与えるのに十分な振動強度で焦点から白内障レンズの核組 織の外側に放射する、ショック波を発生させる。好ましい実施例において焦点レ ンズは、焦点レンズが白内障レンズに直接に向き合って設置されるようにプロー ブの最先端の部分にある。焦点はレンズの出力表面から約 1.5ミリメートル以下 であり、焦点におけるエネルギー密度は少なくとも１センチ四方当たり35ジュー ルである。図面の簡単な説明 第１図は、本発明のプローブと共に使用されるレーザー・ディリバリー装置で ある。 第１Ａ図は、第１図のレーザー連結アセンブリの部分的断面の拡大図である。 第２図は、本発明のプローブと共に使用される、保護ジャケットに囲まれた光 波ガイドの断面図である。 第３図は、保護ジャケットに囲まれた光波ガイドの別な実施 例の断面図である。 第４図は、第１Ａ図のレーザー連結アセンブリに連結されたレーザーである。 第５図は、マイクロ・ボールレンズを利用した、本発明のプローブの一実施例 の部分的断面図である。 第６図は、マイクロ・ボールレンズの形に形成された端部を有するシリカ繊維 ピッグテールを利用した、本発明のプローブの別な実施例の部分的断面図である 。 第７図は、第１図の装置のハンドピースに付けられたプローブと、洗浄液をプ ローブに運ぶためのチューブスリーブを表わす図である。 第８図は、第７図に示されたチューブスリーブとプローブを表わす部分的断面 の拡大図である。 第９図は、人間の眼球の断面図である。 第10図は、本発明の水晶体超音波吸引装置を施されている人間の眼球の図であ る。発明の詳細な記述 本発明は眼球手術のために改良されたレーザー・プローブと白内障レンズの乳 化に関する改良された手術方法からなる。 第１−２図に示されるように、医療用レーザー放射システムは、ハンドピース 12、波ガイド14、をレーザー17（第４図）に付けるための入力連結アセンブリ16 からなる。ハンドピース12は波ガイド14よりも大きい直径を有しており、ユーザ ーの手で扱いやすいように形作られている。ハンドピース12は、ユーザーのグリ ップがしっかりするようにその外側にうね状部分18を有する。ハンドピース12は ユーザーの手で掴めるような大きさの本体部分20と、そこから遠くに突き出して いるガイド部分22からなる。ガイド部分22は、波ガイド14の末端部分24が延びて いるステンレス・スチール・チューブからなる。またガイド部分22は、波ガイド 14の末端部分24に剛度を与える機能を果たしている。ガイド部分22の末端は、本 発明の改良レーザー・プローブに関して異なる実施例を可能にする。また、ハン ドピース12に他のタイプの先端を付けることなどを可能にするためにハウジング に付着される。 光波ガイド14の断面図が第２図に示されている。全体的な光波ガイド14の長さ は約１メートルであるのが好ましい。光波ガイド14は、保護機構26により囲まれ ているガイド機構25からなる。また、保護機構26は柔軟なスリーブまたはジャケ ット27に より覆われていても良い。ガイド機構25は内核28と外側の被覆物30を有したマル チ・モードの光ファイバーからなる。核28と被覆物30は、ジルコニウムフッ素化 合物、アルミニウムハフフッ素化合物、またはハフニウムフッ素化合物などのフ ッ素化合物ベースの物質でできている。核28と被覆物30は、被覆物30が核28より も低い屈折指数を持つように不純物と共にフッ素投与されている。核28の屈折指 数は1.511で被覆物30の屈折指数は1.497であるのが望ましい。ガイド機構は、先 行技術で周知の従来の光ファイバー製造技術を利用して製造される。 レーザー放射システムの保護機構26は赤外線をよく伝達し、ファイバーを破損 から保護するために十分強く、柔軟性がありまた耐湿性もあるバッファ物質から なる。バッファ物質は0.01ミリメートルの厚さを有する熱可塑性ポリイミド（デ ュポン社のPyralin^TM）の膜からなるのが好ましい。ポリイミドは、ポリマー鎖 の一部であるイミド群−CONCO−を一般に有する線状ポリマーからなる。ポリイ ミドバッファ物質は、従来技術により被覆物30を包囲しそこに接着する。ポリイ ミドはガラス変移温度 340℃や約 19,000psiの張力強度と、約0.00035cal/(cm) （scc）（℃）の熱伝導性、そして約1.7（例えば1.623）の 屈折率を有する。フッ素ベースのファイバーのバッファとして使用される時、ポ リイミドは、維持されていた３ミクロンの波長を持つ赤外線の伝達が、約１−３ メートルの長さのファイバーで最低４kw/cm²の出力密度で可能になるようにファ イバーを扱う能力が劇的に増加するということが発見されている。実際ポリイミ ドは、ファイバーを傷つける恐れのある高温箇所を作らずに、漏れやすいモード のファイバーからエネルギーを消し去る。外側のジャケット28が用いられる場合 、それはPVCやポリスルフォン、または他のチューブ物質などからなる。ジャケ ット28は保護機構26に合うような大きさに作られ、そこに密着されずにスライド する。光波ガイド14のもう一つの実施例の断面図が第３図に示されている。もう 一つの実施例は、今度は外側の被覆物38に囲まれている内側の被覆物36に囲まれ た核28からなる二重被覆ファイバー34からなる。二重被覆ファイバー34は、保護 機構26とジャケット28で囲まれている。好ましい実施例の保護機構26は、上記の 様に被覆物36、38よりも高い屈折率を有するポリイミド物質の膜からなる。外側 の被覆物38は、内側の被覆物36の漏れやすいモードでの光伝達がポリミド保護機 構26に到達するのを妨げるため備えつけられ、そして外側の被 覆物38は、この目的のために内側の被覆物36よりも低い屈折率を有する。内側の 被覆物36における殆どの光は、内側の被覆物36の屈折率は外側の被覆物38のそれ よりも高いという事実により、内側の被覆物36内で導かれる。従って、余分な被 覆膜を追加することにより、核28から漏れ出る光は、漏れやすいモードから保護 機構に到達するエネルギー量を減少するために内側被覆物36内に留められる。 第１図に戻り、光波ガイド14は、ハンドピース12の中心から延びて末端24から 出てきて、レーザー光線がハンドピース12を通って末端24を抜け、組織Ｔへと通 過するような進路を作る。光波ガイド14は、ハンドピース12に入る箇所で緊張緩 和40により破損から保護されている。緊張緩和はPVCチューブから作られるのが 好ましい。 入力連結アセンブリ16の断面図が第１Ａ図に示されている。連結アセンブリ16 は、ロックナット42、オス付着具44、IR等級シリカの管状スリーブ46と緊張緩和 47からなる。オス付着具44とロックナット42のどちらもステンレス・スチール（ SMA−905 コネクタ）でできている。オス付着具44は、管状末端部分50よりも小 さな直径を有する狭い管状の近端48からなる。外側 の広い末端部分50は、ロックナット42がその上からねじ込まれるように部分的に 縫われている。付着具末端部分50の内側直径は、波ガイド14（外部ジャケット28 を含む）の直径とほぼ同じである。スリーブ46は、オス付着具44の狭い近端48の 内側直径内に位置しており、その壁の厚さは被覆の厚さの約 300％である。スリ ーブ46の外側直径は、近端48における付着具44の内側直径と同じである。しかし 、広い末端部分50において付着具44の内側直径が大きくなり、チューブ46と付着 具44の内壁の間に凹所52を残す。波ガイド14の近端はスリーブ46に挿入される。 この部分はジャケット28（第２図）と除去されガイド機構25だけを残したポリイ ミドバッファ26を有する。バッファ26はスリーブ46の内端で終わる。ガイド機構 25はスリーブ46内に挿入され、スリーブ46は、スリーブ46に接着されない物質を 干渉しないでガイド機構25が石英スリーブ46の内壁に対して同じ高さになるよう なサイズに作られる。波ガイド14はエポキシィ接着剤54によりスリーブ46で留め られ、付着具44の内壁と波ガイド14の間の凹所52に配置される。波ガイド14の近 端58は、スリーブとガイド機構によって形成された入力面が光が光波ガイドに進 入した時に逃げないように十分滑らかであるように、そこに設 けられたスリーブ46により割れ目を付けられたり乾燥研磨される。研磨は、９ミ クロン、５ミクロン、そして 0.3ミクロンの研磨紙を用いて成される。研磨は、 フッ素ベースのファイバーは水と親和性があるため、水または油ベースの研磨剤 を用いないで「乾燥」させて完成するのが好ましい。 第４図は、レーザー17に対する波ガイド14の連結アセンブリ16の付属品を表し たものである。レーザー17は、後方リフレクター61と前方出力連結器63の間に置 かれた赤外レーザー媒体60（例えばEr:YAGの頑丈な杆体）からなる。出力連結器 63レーザー・キャビティを形成するために入射光の90％を反射する一方で、リフ レクター61は入射光の99.5％を反射する。二色鏡のような光線結合器65は、Er:Y AGレーザー17からの不可視レーザー光線をヘリウム・ネオン（HeNe）レーザー67 からの可視照準光線と結合されるためにレーザー・キャビティのすぐ外側に配置 される。光線結合器６５はレーザー・キャビティからのレーザー・エネルギーの ほぼ全てを伝達し、平凸の焦点レンズ62に向けられる出力光線を形成するために HeNeレーザー67からのレーザー・エネルギーのほぼ全てを反射する。HeNeレーザ ー67は可視スペクトラム内で不可視赤外レーザー・エネルギーの場所を決 定するために照準光線として使用される。焦点レンズ62は、連結アセンブリ16へ の入力のため光線結合器65からの光に焦点を当てる。レーザー媒体60とレンズ62 はシャーシ64に含まれる。シャーシ64は、オス付着具44の狭い端48が穴68に挿入 できるように狭い端48より少し大きめの直径を有する穴68からなるメス付着具66 と、穴68よりも少し大きめの内径を有する縫い合わされたスリーブ70と、ロック ナット42（第１Ａ図）を受けるためにサイズが合わされた外径を有する。オス付 着具44の狭い端48は穴68に挿入され、ロックナット42は、オス付着具44がシャー シ64にしっかり安定されるようにスリーブ70に取り付けられる。スリーブ70の軸 の長さとシャーシ64の厚さは、波ガイド14の近端58がシャーシ64の内表面から少 し突き出ているくらいになっている。 レーザー・キャビティは光線結合器65を通って伝達するレーザー光線72を放射 し、HeNeレーザー67からの光線を結合する。結合された光線はレンズ62に運ばれ 焦点74にて集まる。波ガイド14の端58はレンズの焦点距離ｆを少し過ぎた当たり に位置する。レーザー光線72の焦点は波ガイド14の端58上に小さな光線スポット を作る。その光線スポットの直径は、連結器16のスリ ーブ46上のレーザー入射光の量を最小限にするため、核28の80％以内で入射する のが望ましい。レンズの焦点距離ｆに関する波ガイド14の位置決めに重要なこと は、赤外レーザー光線スポットが核28の80％以内で入射することを保証すること である。周知の通り、焦点74での光線スポットの直径は、レンズ62の焦点距離ｆ とレーザー光線72の拡散角度の作用によるものである。本発明の一実施例では、 焦点距離ｆが15ミリメートルのレンズを使用している。スポット内でのエネルギ ー配分は、レーザー・キャビティのモードの作用である。レーザー・キャビティ のTEM₀₀モードは一番低い命令モードである。頂点のエネルギーが光線の中央に 位置するようにガウス曲線に従う強度配分も有する。光線の中央で最高の強度を 生み出すので、よって TEM₀₀モードが望ましい。マルチモード・レーザー・キャ ビティのTEM₀₀モードに対する出力を制限するため、規制口径76が、レーザー・ キャビティ内のレーザー媒体60と出力連結器63の間の光線72の進路の中に配置さ れている。 焦点が合わされた光学エネルギーは、ガイド機構25の数字で表された口径内に 保持されるのが望ましい。TEM₀₀モードのためにガイド機構25の口径数（Numeric al Aperture）（N.A.）は 最大受容半角の正弦であり、核28に進入する光は総合的内反射を受け、よって核 28内に留まる。ファイバーのN.A.は以下の公式で求められる。 ｎ₁ は核28の反射指数であり、ｎ₂ は被覆30の反射指数である。核28に進入する レーザー光線72のN.A.は、レンズ62に進入する前の光線直径をレンズの焦点距離 の２倍で割ったものと等しい。紛失または熱による損傷を減らすため、波ガイド 14の口径数は光線72の口径数よりも大きいのが好ましい。或いは、光線72の集中 角度Ａは波ガイド14の受容角度Ｂよりも小さいのが好ましい。さらに規制口径76 は光線の拡散を減少させ、光線直径をガイド機構25の境界以内で口径数を作るの に必要な境界を保持する役割を果たす。 動作中、マルチモード・レーザー光線72は口径76によってTEM₀₀モードを作る のを規制され、レンズ62によりファイバー核28（第２図）の端58上で焦点を集め る。光は波ガイド14を通って末端24に伝わり、さらにレンズ62により焦点を集め るかまたは組織に直接伝達される。手術を行う執刀医は、目標とする場所Ｔへレ ーザー光線72を当てるためハンドピース12を持つ。 波ガイド14は、約 3.0ミクロン（Er:YAGで2.94ミクロン）の波長において１セン チメートル四方当たり最低４キロワットの高い出力密度を有する光線を伝達する ことができる。レーザー17は、 250μｓから 300μｓのパルス持続期間を有する パルスを作るパルスEr:YAGレーザーである。各パルスは、 200μｓの持続期間を 有するサブ・パルスの列や突発波（バースト）からなる。 上記の医療用レーザー放射システムからのレーザー・エネルギーは本発明の改 良されたレーザー・プローブに放射される。第５図において、本発明のレーザー ・プローブ99に関してある実施例が示されている。この実施例では、高密度レー ザー・エネルギーの精密な小スポットを放射するためにレーザー・エネルギーの 焦点を合せるため、短い焦点距離を有するマイクロ・ボールのような小さなレン ズ・システムが使用されている。この実施例における波ガイド14は、レーザー源 17から上記（第１−４図）のレーザー放射システムのハンドピース12へと延長し ておりガイド部22へと抜けるフッ素ベースの光ファイバー100からなる。ガイド 部22は例えばハイポ・チューブと呼ばれるステンレス・スチールのチューブから 形成される。真鍮環ハウジング102 がレーザー・プローブ99をガイド部22に付着 させるた めに用いられる。真鍮環ハウジング102 は近端部104 と末端部106 からなる。近 端部104 は２部品を付着させるために末端部106 に縫い付けられる。真鍮環ハウ ジング102 の近端部104 はガイド部22の末端部106 内に設置され、この２部品は クリンプ107 で従来のクリンプ技術を用いて共に付着される。真鍮環ハウジング 102 の近端部104 は、ファイバー・アラインメント・スリーブ118 を用いて真鍮 環ハウジング102 内のフッ素ファイバー100 と直線上に維持されている。真鍮環 ハウジング102 の末端部106 は、マイクロ・ボール・レンズ110 を位置決めして 保持するようにデザインされている停止部からなる半球レンズ・ホールダー108 からなる。マイクロ・ボール・レンズ110 は、サファイア・レンズ、IR石英ボー ル・レンズか、またはシリカ小球であることが好ましい。この実施例99において 、フッ素ファイバー100 からのレーザー・エネルギーは、フッ素ファイバー100 の露出した端112 から真鍮環ハウジング102 内の１ミリメートルの隙間114を通 ってマイクロ・ボール・レンズ110 に伝達され、そこでプローブ99から放出され る前に望みのスポットサイズに焦点を集める。マイクロ・ボール・レンズ110 は 、マイクロ・ボール・レンズ110 と半球レンズ・ホールダー108 の間の隙間を埋めるため、紫外線療法または５つの微細エポキシィ116 を使用し て半球レンズ・ホールダー108 内の停止部に対してエポキシィで接着される。真 鍮環ハウジング102 の近端部104 は真鍮環ハウジング102 の末端部106 に縫い付 けられ、そこでマイクロ・ボール・レンズ110 はフッ素ファイバー100 と直線に 並べられる。密封された真鍮環ハウジング102 の両端は、液体や他の屑などがハ ウジング102 内に漏れたり、フッ素ファイバー100 を傷つけたりレーザー・エネ ルギーの進路を妨げたりしないように維持している。 第６図でプローブ119 として示された本発明のプローブの他の実施例において 、短いファイバー120 がフッ素ベースのファイバー100 の一端に連結している。 上記の様に、フッ素ベースのファイバー100 は、IRレーザー・エネルギーをEr:Y AGレーザーの様に長距離で大体３ミクロンの波長で伝達することが好ましい。し かし、フッ素ベースのファイバー100 は有害で、またフッ素ファイバー100 が組 織破片に接触した場合に溶けてしまう低い溶解温度を有する。対照的にファイバ ー120 は、低い水分（例えば１−２ppm ）の低OHシリカやサファイヤなどの高い 溶解温度を有する無害な物質からなる。好ましい実施例は、フ ッ素ベースのファイバー100 の端に位置する短いシリカピッグテール120 からな り、IRレーザー・エネルギーを眼球の内側の目標に運ぶ。シリカ・ファイバー12 0 の末端部122 は、マイクロ・ボールの形状をした表面124 を形成するために溶 解し、レーザー・エネルギーを望みの小さなスポットの大きさに焦点を集める。 本発明のレーザー・プローブのこの実施例では、0.2N.A. フッ素ベースの 200− 400 ミクロンの直径の核28（第２図）を有する光ファイバーがレーザー・エネル ギーを運ぶために使用されている。 400ミクロンの直径の核28が使用されるのが 好ましい。ファイバー・ピッグテール120 は、 500−1500ミクロンの直径の核12 1 を有するシリカ低−OH 0.2 N.A. の光ファイバーからなる。シリカ・ファイバ ーは、全側面を40−50ミクロンの厚さの被覆層123 によって囲まれた、フッ素フ ァイバー100 の 400ミクロンの直径の核28に光学的に連結し易い800−1000ミク ロンの直径の核121 を有するのが好ましい。 真鍮環ハウジング126 は上記のハウジングと同様シリカ・ファイバー・ピッグ テール120 をフッ素ファイバー100 と共に直線に並べるために使用される。真鍮 環ハウジング126 は、２つのファイバーを直線に並べるために一緒に縫い付けら れた近辺 部128 と末端部130 の２つの部品からなる。真鍮環ハウジング126 の近辺部128 は、ファイバーを直線に並べるために末端部130 に縫い付けられている。真鍮環 ハウジング126 の近辺部128 は、ハンドピース12（第１図）のガイド部22の末端 部24内に配置され、２つの部品は共に従来のクリンプ技術を用いてクリンプ107 において付着される。ハイポ・チューブのようなガイド部22はフッ素ファイバー 100 を真鍮環ハウジング126 に導き、フッ素ファイバー100 をハンドピース12に 対して定位置に維持する。ハウジング126 の近辺部128 内で、フッ素ファイバー 100 はフッ素ファイバー100 をシリカ・ファイバー・ピッグテール120 に対して 配置するために、石英チューブのようなファイバー・アラインメント・スリーブ 132 に配置される。真鍮環ハウジング126 の末端部130 においては、シリカ・フ ァイバー・ピッグテール120 がハイポ・チューブ部品の様な別個の配置機構134 内で包まれる。配置機構134 は真鍮環ハウジング126 の末端部130 の内部で配置 フランジ136 と接触し、シリカ・ファイバー・ピッグテール120 の長さに沿って 、シリカ・ピッグテール120 のマイクロ・ボールの形に整えられた表面124の近 辺で終わるまで延びる。配置機構134 は、シリカ・ファイ バー120 が真鍮環ハウジング126 の末端部130 から延びる時それを保護・支持す る。真鍮環ハウジング126 の近辺部128 、末端部130 の２部品が末端部130 を近 辺部128 に縫い付けることにより組立られる時、シリカ・ファイバー・ピッグテ ール120とフッ素ファイバー100 は真鍮環ハウジング126 内のフッ素ファイバー1 00 の末端部140 とシリカ・ファイバー・ピッグテール120 の近端部142 の間に １ミリメートルの隙間138 を与えるために配置される。隙間138 は、フッ素ファ イバー100 の末端部140 が高パルス反復率で約２−７分の間の長期間の連続的な 放射で破損するのを防いでいる。上でも述べられたが、フッ素ファイバー100 は 低いガラス変移温度Tgによる低溶解温度を持つため、長期間の上昇温度にも絶え られる。シリカ・ファイバー・ピッグテール120 はフッ素ファイバー100 からの 出力レーザー・エネルギーの80％までを伝達することができ、残りの20％以上の エネルギーは反射、屈折または吸収されてしまう。ファイバー100 、120 により 吸収されたエネルギーは最終的には熱に変換される。フッ素ファイバー100 の末 端部140 における余分な熱はフッ素ファイバー100 の破損の原因となる。フッ素 ファイバー100 とシリカ・ファイバー・ピッグテール120 の間 の１ミリメートルの隙間138 は、直径400 ミクロンの核28を持っフッ素ファイバ ー100 と直径 800−1000ミクロンの核121 を持つシリカ・ファイバー・ピッグテ ール120 とを結合させることができる一方で、フッ素ファイバー100 の熱による 破損を防ぐために選択されたのである。この時、２つファイバーは 0.2N.A.受容 角度である。また、シリカ・ファイバー・ピッグテール120 の近辺部または入力 端142 には、シリカ・ファイバー・ピッグテール120 の近辺部142 からフッ素フ ァイバー100 の末端部140 に反射されたエネルギー量を最小限にして、さらには フッ素ファイバー100 への損傷を減らすために2.94ミクロンでのMgF₂などの耐反 射コーティングがしてある。 シリカ・ファイバー・ピッグテール120 は、低−OHシリカ・ファイバーをファ イバー割りを用いて10−15ミリメートルの長さに切断することにより製造される 。切断されたファイバーの両端は15、９、３、0.3 ミクロンの研磨紙でよく磨か れる。次にU.V.アクリル酸塩ジャケット27がシリカ・ファイバーの全体の長さか ら除去される。ハイポ・チューブのような支持機構134 がエポキシィ144 を用い てシリカ・ファイバー120 に付着されている。代わって、シリカ・ファイバー12 0 を囲んでいる 支持機構134 は真鍮環ハウジング126 の末端部130 の壁146 にエポキシィ144 で 付着されており、ハウジング126 から液体や屑が侵入するのを防いでいる。水は フッ素ファイバー100 を破損するので、真鍮環ハウジング126 の周りに耐水密封 をするのは特に重要である。最終的に、シリカ・ファイバー120 の末端部122 は 溶解スプライサーによって溶解して、適正なマイクロ・ボール表面124 の構成を 作る。マイクロ・ボール表面124 の半径は、溶解スプライサーによる与えられる 電流の量や溶解スプライサーの電流にさらされる期間などによって制御される。 シリカ・ファイバー・ピッグテール120 のマイクロ・ボール表面124 の焦点150 の半径と位置は、近軸の理論により計算される。 Ｆ１＝Ｒ_s ｎ１／（ｎ２−ｎ１） Ｆ２＝Ｒ_s ｎ２／（ｎ２−ｎ１） プローブの焦点距離であるＦ１は、屈折指数ｎ１（マイクロ・ボール・レンズの 焦点距離）の媒介による、マイクロ・ボール124 の中心152 から焦点150 への距 離である。Ｆ２は、近い焦点154 からマイクロ・ボール124 の中心152 への距離 である。ｎ２はマイクロ・ボールの屈折指数であり、Ｒ_sはマイクロ・ ボール124 の半径である。これらのパラミーターは比較的短い焦点Ｆ１を得るた めに選択されている。 第５−６図にそれぞれ示されたレーザー・プローブ99の実施例は、本発明の改 良されたレンズ水晶体超音波吸引法と使用される。改良されたレンズ水晶体超音 波吸引法において、洗浄液をレーザー・エネルギーと共に同軸で運ぶこともまた 望ましい。第７図において、第１図のレーザー放射システムは液体デリバリー・ サプライと結合される。液体サプライからの液体192 は、足スイッチ（図示され ていない）により制御されているポンプによって推進する。入口197 と出口198 を有する付属品196 はハンドピース12に付着され、ハンドピース12からガイド支 持部22の出口を過ぎた所まで延びている。柔軟性のあるプラスティックチューブ 191 は、液体サプライから付属品196 の入口197 まで延びている。付属品196 は 、液体192 を付属品196 とハンドピース12の外壁の間の空間内に密閉するために 与えられる。PVCチューブの第一部品193 は付属品196 の出口198 と重なり、ガ イド支持部22と同軸に延長し、そして真鍮環ハウジング126の近端部128 で止ま る。ユーザーは望むレーザー・プローブの一実施例を選択し、PVCチューブの第 二部品195 をプローブと 同軸に滑り込ませる。プローブは、真鍮環ハウジング126 の近端部128 と末端部 130 に糸を縫い付けることによってガイド支持部22に結合される。レーザー・プ ローブと同軸に位置しているPVCチューブの第二部品195 は、真鍮環ハウジング1 26 と同軸であるPVCチューブの第一部品193 に重なるように位置づけられ、そこ ではチューブの２部品が結合され、そしてPVCスリーブ190 を形成する。液体192 は付属品196 の出口198 からPVCスリーブ190 を通って伝わり、レーザー・エ
ネ ルギーと同軸に運ばれる。第８図においては、第６図に示されるレーザー・プロ ーブ119 の拡大図がPVC薄壁スリーブ190 内で示されている。液体192 はプロー ブ119 とPVCスリーブ190 の間に形成された環状空間194 内に流れる。PVCスリー ブ190 を形成するPVCチューブの第二部品は、PVCスリーブ190 の末端195 に液体 の出口ができるようにシリカ・ファイバー・ピッグテールのマイクロ・ボール表 面124 のちょうど前で終わる。その液体はPVCスリーブを排出すると、目標地点 でシリカ・ファイバー・ピッグテール120 と同軸に運ばれる。プローブ119 に関 して述べられているが、プローブ99も同様に液体を同軸上に運搬するように設け られていることは理解されよう。 本発明の水晶体超音波吸引法について記載する前に、ここで出てくる解剖学用 語を説明するために関連する眼球の構造が第９図に簡単に以下に述べられている 。しかし、明瞭に理解されるためにある解剖学上の細かい部分は省かれているこ とに留意されたい。強膜200として知られる外側の固い膜組織が、角膜204を覆う 透き通った膜組織、虹彩202によって覆われている部分を除いて眼球をすっぽり 囲んでいる。強膜200の外側は、結膜206と呼ばれる膜組織である。縁208と呼ば れるつなぎ目で強膜200と合併する。縁208で始まる毛様態210は強膜200の内側に 沿って延び、脈絡膜212となる。脈絡膜212は、網膜（図示されていない）に沿っ て視神経（図示されていない）の裏側に向かって延びている血管膜である。眼球 の前眼房214は虹彩202とレンズ216の間の空間で、眼房水218で満たされている。 小柱網220は、眼房水218を眼球から取り去るための血液を運ぶ血管と合流する血 管を通るシュレム管222を通して、前眼房214から余分な眼房水218を除去する。 眼球の水晶レンズ216は角膜204と硝子体の間に位置する。レンズ216はレンズ被 膜224と呼ばれる透明な膜で囲まれている。レンズ216は、レンズの前側の方が少 しより凹状である両凸レンズである。レ ンズは柔らかい組織である外皮226、固い中心部またはレンズの核228からなる。 白内障が形成されると核228はきわめて密に硬くなる。 本発明の水晶体超音波吸引法を開始する前に、レンズ被膜224の下にあるレン ズ部216を露出するために嚢切開が行われる。嚢切開を行う好ましい装置と方法 は、同時進行の1991年４月４日に出願された出願番号680,815に述べられている 。 第10図において、嚢切開が行われた後、プローブ119かプローブ99を用いて水 晶体超音波吸引法が行われる。便宜上のため、この処置はプローブ119に関して 述べられるが、プローブ99を利用しても良い。主切開部234と側口切開部232が眼 球の強膜200または虹彩202のいずれかに設けられ、諸種の器具が前眼房214に挿 入される。第10図に表されたレーザー ・プローブ119と同軸ＰＶＣスリーブ190 が主切開部234から前眼房214に挿入される。吸引器に結合した21−23ゲージ針か らなる吸引プローブ236が側口切開部232から前眼房214に挿入される。主切開部2 34と側口切開部232は前眼房214か縁298の周囲のどの場所にでも設けられること ができる。 プローブが配置されると、光放射がレーザー・プローブ119 によりパルスの形でレンズ216に与えられる。ある反復率、波長、光エネルギー におけるパルスは、パルスが与えられた場所で同時にレンズ216を切断するため に加えられ、レンズ216の核228を振動で損傷させるためレンズ216の核228を通し てパルスが与えられた場所から放射されるショック波を発生させる。上記の反復 率、波長、光エネルギーにおけるパルスは、切断で誘発された重要な損傷をレン ズ216を引き起こす。その時、振動により誘発された損傷は、切断で誘発された 損傷よりも広範囲に広がる。焦点における光エネルギーは、レンズの白内障に罹 った核228の中心のクレーターを切断するのに十分である。振動により誘発され た損傷が焦点からレンズの核228に向けて外側に放射する一方で、切断で誘発さ れたレンズの損傷は焦点の領域内である。反復率は１秒間に５−25パルスである 。好ましい実施例では、反復率は１秒間に19パルスである。本実施例において各 パルスは10−80mJであり、各パルスのエネルギーは35mJである。各パルス時間は 200−300μsであり、本実施例においては250μsである。本実施例で使用されて いるレーザー・エネルギーの波長は光スペクトラムの赤外領域で2.94ミクロンで ある。 焦点におけるスポットの大きさは直径で250−350ミクロンであり、焦点におけ るエネルギー密度は35−70J/cm²である。小さなスポット直径は、本発明のレン ズ水晶体超音波吸引法に必要な高エネルギー密度を提供する。本実施例において 光プローブ119は、焦点で約45J/ｃm²のエネルギー密度を有する300ミクロンの直 径の焦点を発生させる。望ましいプローブの焦点距離（Ｆ１）は１−２ミリメー トルで、マイクロ・ボール（ＲＳ）の半径は約0.7ミリメートルであるので、プ ローブの前端表面と焦点の間の作用距離（ＷＤ）は0.3−1.3ミリメートルになる 。本実施例において焦点距離は1.5ミリメートルで、作用距離（ＷＤ）は0.8ミリ メートルである。プローブの短い焦点距離は高密度レーザー・エネルギーを焦点 に伝えることができ、また余分なエネルギーは焦点を越えて急激に拡散する。プ ローブからのエネルギー出力は、0.2の口径数（N.A.）に従ってその端から拡散 する。またレーザー・プローブの焦点を超えた集中したエネルギーは0.3−0.5の 口径数に従って拡散する。この焦点を超えた急激な拡散は、レーザーが照射され ていない特に後眼房など周りの眼球組織で彷徨うレーザー・エネルギーが影響を 与えるのを減少させるために利点がある。 典型的に、レーザー光プローブ119の焦点は初めレンズ皮質の前表面に位置し ている。レンズの軟かい皮質226は切断のみでレーザー・パルスに反応してすぐ に乳化する。レーザーの焦点がレンズの核228に向かってレンズの深部に移動す るにつれ、切断に対して皮質程は反応しない硬質な核物質と遭遇する。プローブ の焦点は、レンズの核228にクレーターを形成するために、核のほぼ前表面の場 所（レンズ216の元の厚さの約３分の１）である核物質上層の近辺に位置される 。クレーターが形成されると、光エネルギーのパルスはクレーターから外側に放 射するショック波をレンズ216で発生し、レンズの白内障の核228に微細な割れ目 を起こし、よって振動により誘発された損傷を焦点の外で引き起こす。微細な割 れ目ができた核物質は光エネルギーのパルスに十分に反応して、核物質228が光 エネルギーの焦点に露出されるとすぐ分解してしまう。光プローブ119は、レン ズの全表面をレンズを「ペイント」するように核物質228上の進路に沿って移動 し、十分に遅い速度でレンズ物体を切断させ、進路に沿って核の上に複数のクレ ーターを形成させる。切断は、粘着質の乳白色の液体を出すレンズ組織の微小片 を強制的に除去する。光エネルギーの焦点が振動により破 損された物質に配置される時、レンズ物質は小片に分解する。事実上レンズは「 崩れ落ち」、元のレンズよりも少なくともワンオーダーは小さなサイズで通常焦 点以下の大きさの破片を作る。この破片は乳白色の液体と混合し、直径500ミク ロンの吸引プローブを通して除去される乳剤を形成する。 上記のプロセスが行われている間、レーザー・プローブ119はレンズが大きな 破片に砕かれないようにレンズを横断して移動する。仮にプローブがある一箇所 （例えばレンズの中央）に長い間保持されるとすると、レンズは大きな部分に分 かれてしまうだろう。これが生じてしまった場合、その大きな破片は吸引プロー ブによって安定した場所に保持され、超音波乳化技術で使用されたのと同様な方 法でプローブの吸い込みを使って吸引口に対して吸い出され、各破片を乳化させ るためにレーザー・パルスが印加される。プローブ119をレンズ上の複数場所に 移動させ、各場所に短時間レーザーを印加することによって、レンズの乳化しな い部分は除去プローブがほぼ終了するまで一全体として維持される。この方法は 、複数のレンズ破片を処理する必要が省け、レンズ除去技術の能率が上がる。 レーザー・プロセスの間は、洗浄液192は、主切開部234を 経由して眼部の前眼房214に一定量供給するようにして、乳化プロセスの間にお いて発生される熱を除去するようにすることが好ましい。洗浄液は、同軸ＰＶＣ スリーブ190とプローブ119間の環状領域194を経由して流入される。洗浄液は、 眼の眼房水218に成分的に近似したバランス化塩分溶液（ＢＳＳ）が好ましい。 さらに、前眼房214内の圧力を適当値に維持するために、洗浄液192の印加は、側 口切開部232の吸入プローブ236による吸入の操作と同時であることが好ましい。 このプロセスは、レーザーの印加の際に、眼内構造を適正な解剖的関係に維持す るのに役立つ。前眼房214から過剰な洗浄液192を除去するのに加え、吸入プロー ブ236は前眼房214から、乳化したレンズ組織を取り除く為にも用いられる。内部 に停留した乳状液や小破片は、その吸入孔を通して吸入プローブ236の他端に容 易に誘導される。この洗浄と吸入はレーザーエネルギーの印加と同時に行われる ことが好ましいが、レーザーの印加の間、その洗浄と吸入のいずれかまたは双方 が、短期間停止してもよい。側口切開部232を用いることにより、洗浄液はプロ ーブの表面を通して導入され、プローブ先端のレーザー材料を洗浄する。この吸 入方法は、さらにレーザー・エネルギーの通路から 所定角度で乳剤を引き離す作用をし、これにより既に乳化した組織が遊離される 可能性を最小にする。冷却した洗浄液192、例えばＢＳＳ、を定常的に眼房水218 に供給し、発熱した小破片や液体を除去することにより、眼内の加熱を減少させ ることができる。さらに、洗浄液192をプローブの先端にまで導入することによ り、光学プローブ119の先端を冷却し、プローブ119の熱損傷を最小にすることが できる。 主切開部234によらず側口切開部232を通して吸入する他の利点は、主切開部23 4の寸法を減少できることである。吸入プローブがレーザー・プローブ119と分離 しているため、レーザー・プローブは直径を小さくでき、レーザー・プローブが 挿入されている通路を通じての吸入も小さくでき、僅かな縫い合わせまたは縫い 合わせなしで通路を閉じることができる。主切開部の寸法を減少できるので、医 師は乳化したレンズを小切開眼内レンズに置き換えるための現存し且つ進歩する 技術を利用することができる。さらに、小切開であることにより、迅速な視覚取 得と、手術による乱視の可能性を減少させる効果がある。さらに、側口切開部23 2は十分に小さいので、縫い合わせを要せず、自然縫合が可能である。またさら に、分離した吸入プロ ーブと側口切開により、医師はレーザー使用の間に眼内組織を吸入プローブ236 により操作でき、あるいは、主切開部にレーザーを使用する間、眼部を動かない ように機械的に固定することができる。 核質228がレーザー放射により乳化された後は、軟皮質組織や乳化材等の残余 物を除去しかつ、レンズカプセルの表面物質を真空除去するために吸入プローブ 236が用いられる。その除去の際に、洗浄液がレーザー・プローブ119を通して供 給される。その後、両プローブ119、236は眼部から取り出され、洗浄スリーブが 吸入プローブに配置されて、吸入プローブの周辺（同軸的に）に洗浄液が供給さ れる。吸入プローブ236は主切開部234から眼部に挿入され、側口部232からは届 かない部分の時計方向位置の軟皮質組織や乳化材を除去する。さらに、レンズ皮 膜の内部表面がもう一度真空除去され、眼内の残存物が取り除かれる。洗浄液は そのような除去操作の間、洗浄スリーブから吸入プローブに供給される。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ウエスコート，ヒージユング・コー アメリカ合衆国、カリフオルニア・92645、 ガーデン・グローブ、サンタ・バーバラ・ アベニユー・6701 (72)発明者 マツツア，ジユデイ・イー アメリカ合衆国、カリフオルニア・92630、 エル・トーロ、ビア・プリンセサ・24721 (72)発明者 コージーン，コレツト アメリカ合衆国、カリフオルニア・92630、 エル・トーロ、ミドクレスト・21581

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 眼球のレンズ付近の前眼房に挿入するための形状を有する光プローブと、 該プローブに結合しており、該プローブを通して該レンズに光放射を伝達するた めの光波ガイドと、 該光放射を発生する光源とからなり、該光放射はパルスの形状であり、該パル スは切断ゾーン内で該レンズに十分な切断誘発破損を起こし、かつ切断ゾーンよ りも十分に大きい振動ゾーン内での該レンズに振動誘発破損を起こすような反復 率、波長、光エネルギーを有するようにした装置。 ２． 該反復率は１秒間に５−25パルスである請求項１の装置。 ３． 該反復率は１秒間に10パルスである請求項２の装置。 ４． 各パルスは10−80mJのエネルギーを有する請求項１の装置。 ５． 各パルスは35mJのエネルギーを有する請求項４の装置。 ６． 該光プローブは該光放射を直径数百ミクロン以下の焦点に集中させるよう になっており、該切断誘発破損は本質的に該焦点内にあり、また該振動誘発破損 は該焦点から外側に該レンズの核を本質的に超えて放射状に広がるようになった 、請求項 １の装置。 ７． 該パルスの該焦点におけるエネルギーは該レンズのクレーターを切断する のに十分であり、また該パルスは該レンズに該クレーターから外側に放射状に広 がるショック波を発生させて該レンズの核物質に微細な割れを作り、よって該振 動誘発破損を起こさせ、上記微細に割れた核物質は該パルスに十分に反応して、 該核物質が該焦点にさらされた後、該レンズよりも少なくともワンオーダー小さ なサイズの小破片に容易に砕けるようにした、請求項６の装置。 ８． 該破片は該焦点の直径の数倍より大きくはない、請求項７の装置。 ９． 全ての該破片は、直径が約 500ミクロン以下の吸引チューブを通過できる ように十分に微小である、請求項８の装置。 10． 該パルスのエネルギーは該レンズの該核物質のクレーターを切断するのに 十分である、請求項７の装置。 11． 該光波ガイドは光スペクトラムの赤外領域にある、請求項１の装置。 12． 波長は2.94ミクロンである請求項９の装置。 13． 該光波ガイドはフッ素ベースの光ファイバーからなり、 該プローブは生物学的に安定した無害な物質からなる光ファイバーからなる、請 求項１の装置。 14． 該無害な物質はシリカからなる、請求項13の装置。 15． （ａ）プローブを眼球の前眼房に挿入し、 （ｂ）該プローブから該レンズの核物質にレーザー放射パルスを注ぎ、 （ｃ）ステップ（ｂ）の間、該パルスが、同時に、(1) 切断ゾーン内で該レ ンズを切断し、(2) 該切断ゾーンの外側に延びびる振動ゾーン内で該核物質を 振動破損させるために該場所から放射されまた該核物質を通って伝わるショック 波を発生させるように、該レーザー放射の波長、反復率、パルス・エネルギーを 選択し、 （ｄ）レーザー放射の該パルスが振動で破損した核物質に注がれるように該プ ローブを移動させ、これにより同時に起こる該切断とショック波発生が該核物質 を乳状物に転換させ、 （ｅ）該眼球から該乳状物を吸入する、レンズ除去の方法。 16． ステップ（ｂ）は該レンズ放射を該レンズの該核物質内のある焦点で集中 させるステップからなり、かつステップ（ｂ）は該焦点を該核物質内の進路に沿 って十分ゆっくりと該進路に 沿った複数の場所で切断させるために移動させるステップからなる、請求項15の 方法。 17． ステップ（ｂ）は該レンズのクレーターを切断する、請求項16の方法。 18． 該クレーターは該核物質の中にある、請求項17の方法。 19． 該波長は2.94ミクロンであり、該パルス・エネルギーと反復率は該レンズ を非熱で切断するために選択される、請求項15の方法。 20． 該焦点は直径数百ミクロン以下であり、かつステップ（ｂ）は該焦点をレ ンズの実質的に全体に渡って移動させる、請求項16の方法。 21． （ａ）レンズ組織が微細な割れができる以前に該パルスに対してより十分 に反応するように該レンズの上にレーザー・パルスを当てることによって該レン ズ組織に微細な割れを作り、 （ｂ）該レーザー・パルスを微細な割れができたレンズ組織に当てる、眼球レ ンズを除去する方法。 22． 該パルスはパルス時間、パルス反復率、パルス・エネルギーとパルス波長 からなるパルス光学パラメーターを有し、該パルス光学パラメーターはステップ （ｂ）同様ステップ（ａ） でも同様である、請求項21の方法。 23． 該パルス光学パラメーターは該レンズ組織をほぼ非熱で切断するために選 択される、請求項22の方法。 24． 細長いレーザー・プローブを第一切開部を通じて該眼球の前眼房に挿入し 、該レーザー・プローブの先端を該レンズの近辺に位置させ、 パルス・レーザー放射を該プローブに供給し、レンズ組織を乳化するために該 パルス・レーザー放射を該先端から該眼球を通じて、ある進路に沿って該レンズ 上のある場所に注ぎ、 細長い吸引プローブを第二切開部から該眼球の前眼房に挿入し、レーザー放射 を遮らないで該吸引プローブの先端を上記場所の近辺に位置づけ、また、 乳化したレンズ組織を該吸引プローブから該進路の横方向に吸い出すことによ り該進路から除去する、眼球レンズを除去する方法。 25． さらに該吸引プローブと該レーザー・プローブを使用して眼球を機械的に 安定化させ、レーザー放射が上記場所に照射されている間そこから動いてしまう のを防ぐステップからなる、請求項24の方法。 26． さらに吸引プローブはレーザー放射が上記場所に与えられている間、眼内 組織を処理するステップからなる、請求項24の方法。 27． さらにプローブを眼球から取り除き、吸引プローブを第一切開部から挿入 するステップからなる、請求項24の方法。 28． 乳化したレンズ組織を除去するステップは、該吸引プローブの開口から乳 化したレンズ組織を吸い出すステップからなり、レーザー放射を供給するステッ プは該開口に対して乳化していないレンズ組織は吸い出さないで行われるという 、請求項24の方法。 29． 眼球の前眼房に挿入するように構成された焦点レンズからなる細長いレー ザー・プローブは、 レーザー・エネルギーを該プローブに供給するために結合されたパルス・レー ザー・エネルギーのエネルギー源からなり、該焦点レンズは１センチメートル当 たり最低数十ジュールの焦点でエネルギー密度を提供するために該レーザー・エ ネルギーを堅く焦点を合わせるものであり、上記の堅く焦点を集めるとは焦点が 該焦点レンズの出力表面の近辺に来るようにするものであり、それによって該エ ネルギー密度は該焦点を超えると急 激に減少し、該レンズを除去している間に該眼球の外被膜を傷つけずにすみ、該 パルス・レーザー・エネルギーは１秒間に５−25パルスの反復率を有し、該エネ ルギー密度での該反復率は白内障レンズの核に与えるのに十分な振動強度でフォ トンで該焦点から該白内障レンズの核へと外側に放射する振動による破損を誘因 されるショック波を発生するようにした、白内障レンズを除去する装置。 30． 焦点レンズは該焦点レンズが該白内障レンズに対して直接配置されるよう に該プローブの一番前の部分にあり、焦点は該レンズの出力表面から1.5ミリメ ートル以下である、請求項29の方法。 31． 該焦点での該エネルギー密度は１センチメートル当たり最低35ジュールで ある、請求項30の方法。