KR20130119417A - 백내장 수술을 녹내장 또는 난시 수술과 통합시키기 위한 방법 및 장치 - Google Patents

Abstract

본 발명의 통합된 안구 수술 방법은 안구의 수정체에서 백내장-표적 영역을 결정하는 단계; 백내장-레이저 펄스를 가하여 결정된 백내장-표적 영역의 일부를 광파괴시키는 단계; 안구의 말초 영역에서 녹내장-표적 영역 또는 난시-표적 영역을 결정하는 단계; 및 수술 레이저 펄스를 가하여 녹내장-표적 영역 또는 난시-표적 영역에서 광파괴에 의해 하나 이상의 절개를 생성하는 단계를 포함할 수 있고; 상기 방법의 단계들은 통합된 수술 절차내에서 수행된다. 레이저 펄스는 안구의 각막에 절개를 내기 전에 적용될 수 있다. 통합된 수술 절차는 세 가지 기능에 대해, 즉 표적 영역의 광파괴, 수정체 낭에 절개 생성 및 안구의 각막에 절개 생성을 위해 펄싱된 동일한 레이저원을 이용하는 것을 포함할 수 있다.

Description

백내장 수술을 녹내장 또는 난시 수술과 통합시키기 위한 방법 및 장치{METHOD AND APPARATUS FOR INTEGRATING CATARACT SURGERY WITH GLAUCOMA OR ASTIGMATISM SURGERY}

본 특허 문서는 백내장 수술을 녹내장 또는 난시 수술과 통합시키기 위한 기법, 장치 및 시스템에 관한 것이다.

백내장 수술은 가장 흔하게 실행되는 안과 절차 중 하나이다. 백내장 수술의 주요 목적은 결함 수정체의 제거 및 결함 수정체의 광특성 중 일부를 복구한 인공 렌즈 또는 안구내 렌즈 (IOL)로의 대체이다. 일반적으로, IOL은 광의 투과를 향상시키고, 산란, 흡수 또는 둘 모두를 감소시킬 수 있다.

광범하게 실시되는 백내장 수술의 형태는 초음파-기반 수정체유화술(phaco-emulsification)을 포함한다. 이러한 유형의 수술 동안, 수정체(phaco) 프로브가 절개를 통해 눈의 수정체로 들어간다. 프로브는 수정체를 소형 분획들로 분쇄하는 초음파를 발생시켜 이의 유화(emulsification)를 일으킨다. 주목할 만하게는, 이러한 절차가 지난 20년 동안 크게 변화하지 않고 유지되고 있다는 것이다. 수정체유화술에 기반한 백내장 수술 도중, (1) 각막 절개 및 천자술; (2) 전반적인 앞방 구조를 유지하고 이의 허탈(collapse)을 방지하기 위한 점탄성체의 주입; (3) 전낭의 절개; (4) 전방 수정체낭절개의 생성; (5) 수정체 핵의 수력분리(Hydrodissection); (6) 기계적 및 초음파-기반 방법에 의한 수정체 핵의 단편화; (7) 수정체 핵의 흡인; (8) 수정체낭으로의 점탄성체의 주입; (9) 수정체 겉질 물질의 흡인; (10) 안구내 렌즈의 삽입 및 정위; (11) 점탄성체의 제거; 및 (12) 각막 상처 완전성, 가능한 봉합 배치의 조사를 포함하는 일련의 개별적인 수술적 조작이 수행된다. 이러한 단계들 중 일부는, 눈 수술 동안 안구를 열고 수정체를 쪼개어 제거하기 위한 기계가 물리적으로 들어간다는 사실로 인해 필요하게 된다.

이러한 방식으로 수행된 백내장 수술은 높은 수준의 의사의 기술 및 전문적인 장비 및 준비를 포함하는데, 이들 중 다수는 수술실 간호사를 필요로 한다. 각각의 단계가 다른 단계와 분리되어 있으므로, 절차 동안 단계를 또 다른 단계와 최적으로 통합시키는 것이 곤란할 수 있다.

개요

간단히 그리고 대체로, 본 발명의 구현은 안구의 수정체에서 백내장-표적 영역을 결정하는 단계; 백내장-레이저 펄스를 가하여 결정된 백내장-표적 영역의 일부를 광파괴(photodisrupt)시키는 단계; 안구의 말초 영역에서 녹내장-표적 영역을 결정하는 단계; 녹내장-레이저 펄스를 가하여 녹내장-표적 영역에서 광파괴에 의한 하나 이상의 절개를 생성하는 단계를 포함하는, 통합적인 안구 수술 방법을 포함하며, 상기 방법의 단계들은 통합된 수술적 절차 내에서 수행된다.

일부 구현에서, 백내장-레이저 펄스를 가하는 단계는 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계 이전에 수행된다.

일부 구현에서, 백내장-레이저 펄스를 가하는 단계는 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계 이후에 수행된다.

일부 구현에서, 백내장-레이저 펄스를 가하는 단계는 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계와 적어도 부분적으로 동시에 수행된다.

일부 구현에서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계는 레이저 펄스를 공막, 윤부 영역, 안각 부분, 또는 홍채 근부 중 하나 이상에 가하는 것을 포함할 수 있다.

일부 구현에서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계는 섬유주성형술, 홍채절개술 또는 홍채절제술 중 하나 이상에 관한 패턴에 따라 레이저 펄스를 가하는 것을 포함할 수 있다.

일부 구현에서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계는 레이저 펄스를 가하여 배수 채널 및 체액 유출 구멍 중 하나 이상을 형성하는 것을 포함할 수 있다.

일부 구현에서, 상기 방법은 이식가능한 장치를 배수 채널 또는 체액 유출 구멍 중 하나에 삽입시키는 것을 포함한다.

일부 구현에서, 배수 채널 및 체액 유출 구멍은 수술하는 눈의 앞방을 수술하는 눈의 표면에 연결하도록 형성됨으로써 수술하는 눈에서 안방수의 안내압이 감소하도록 한다.

일부 구현은 백내장-레이저 펄스 및 녹내장-레이저 펄스 둘 모두를 가하기 위해 하나의 레이저를 활용하는 것을 포함할 수 있다.

일부 구현에서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계는 녹내장-레이저 펄스를 최적화된 녹내장-표적 영역에 가하는 것을 포함하고, 여기서 최적화된 녹내장-표적 영역의 위치는 녹내장-레이저 펄스를 안구의 공막보다 적게 산란시키고, 형성된 배수 채널에 의한 안구의 광학 경로가 중심에 형성된 배수 채널보다 적게 교란되도록 선택된다.

일부 구현에서, 녹내장-표적 영역은 윤부-공막 경계 영역 또는 윤부-각막 교차 영역 중 하나이다.

일부 구현에서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계는 녹내장-레이저 펄스를 가하여 녹내장-레이저 펄스를 안구의 공막보다 적게 산란시키고, 안구의 광학 경로를 중심에 형성된 배수 채널보다 적게 교란시키는 경쟁 요건을 완벽하게 활용하도록 선택된 방향으로 배수 채널을 형성하는 것을 포함한다.

일부 구현에서, 백내장-레이저 펄스의 배치 및 녹내장-레이저 펄스의 배치를 결정하는 것은 좌표(coordinated) 방식으로 수행될 수 있다.

일부 구현에서, 상기 방법은 백내장-레이저 펄스에 의해 달성된 광파괴를 영상화하고; 영상화된 광파괴에 반응하는 녹내장-표적 영역의 적어도 일부를 결정하는 것을 포함할 수 있다.

일부 구현에서, 상기 방법은 녹내장-레이저 펄스에 의해 달성된 광파괴를 영상화하고; 영상화된 광파괴에 반응하는 백내장-표적 영역의 적어도 일부를 결정하는 것을 포함할 수 있다.

일부 구현에서, 백내장-레이저 펄스를 백내장-레이저 파장 λ-c로 가하고; 녹내장-레이저 펄스를 녹내장-레이저 파장 λ-g로 가한다.

일부 구현에서, 백내장-레이저 펄스를 백내장-환자 인터페이스(interface)를 통해 가하고; 녹내장-레이저 펄스를 녹내장-환자 인터페이스를 통해 가한다.

일부 구현에서, 다목적 안과 수술 시스템은 백내장-레이저 펄스를 백내장-표적 영역에 정위하고 녹내장-레이저 펄스를 녹내장-표적 영역에 정위하도록 형성된 다목적 레이저; 및 백내장-레이저 펄스 및 녹내장-레이저 펄스 중 하나 이상에 의해 야기된 광파괴를 영상화하도록 형성된 영상화 시스템을 포함할 수 있다.

일부 구현에서, 다목적 안과 수술 시스템은 백내장-레이저 펄스를 백내장-레이저 파장 λ-c에서 가하고, 녹내장-레이저 펄스를 녹내장-레이저 파장 λ-g에서 가하도록 형성된다.

일부 구현에서, 다목적 레이저는 백내장-환자 인터페이스를 통해 백내장-레이저 펄스를 가하고, 녹내장-환자 인터페이스를 통해 녹내장-레이저 펄스를 가하도록 형성된다.

일부 구현에서, 다목적 안과 수술 시스템은 동일한 레이저에 의해 백내장-레이저 펄스 및 녹내장-레이저 펄스를 가하도록 형성된다.

일부 구현에서, 통합된 안과 수술 방법은 안구의 수정체에서 백내장-표적 영역을 결정하는 단계; 백내장-레이저 펄스를 가하여 결정된 백내장-표적 영역의 일부를 광파괴시키는 단계; 안구의 중심, 중간 또는 말초 영역에서 난시-표적 영역을 결정하는 단계; 및 난시 교정-레이저 펄스를 가하여 난시-표적 영역에서 광파괴에 의한 하나 이상의 절개를 생성하는 단계를 포함할 수 있고, 상기 방법의 단계들은 통합된 수술적 절차 내에서 수행된다.

일부 구현에서, 상기 방법은 백내장-레이저 펄스에 의해 달성된 광파괴를 영상화하고; 영상화한 광파괴에 반응하는 난시-표적 영역의 적어도 일부를 결정하는 것을 포함할 수 있다.

일부 구현에서, 다목적 안과 수술 시스템은 백내장-레이저 펄스를 백내장-표적 영역에 정위하고 난시-레이저 펄스를 난시-표적 영역에 정위하도록 형성된 다목적 레이저; 및 백내장-레이저 펄스 및 난시-레이저 펄스 중 하나 이상에 의해 야기된 광파괴를 영상화하도록 형성된 영상화 시스템을 포함할 수 있다.

도 1은 안구를 도시한다.
도 2는 안구의 핵을 도시한다.
도 3은 광파괴적 방법의 단계를 도시한다.
도 4는 단계 320a-b에서 수술 레이저의 적용을 도시한다.
도 5a-g는 각막 및 낭의 절개의 생성 및 IOL의 삽입을 도시한다.
도 6a-g는 녹내장 또는 난시 수술과 통합된 백내장 수술의 다양한 구현예를 도시한다.
도 7은 표적의 영상을 레이저 제어부에 제공하기 위한 영상화 모듈이 제공된 영상화-유도 레이저 수술 시스템의 예를 도시한다.
도 8-16은 레이저 수술 시스템 및 영상화 시스템이 다양한 정도로 통합된 영상화-유도 레이저 수술 시스템의 예를 도시한다.
도 17은 영상화-유도 레이저 수술 시스템을 제기함에 의해 레이저 수술을 수행하는 방법의 예를 도시한다.
도 18은 광간섭 단층촬영기 (OCT) 영상화 모듈로부터의 안구 영상의 예를 도시한다.
도 19A-D는 영상화-유도 레이저 수술 시스템을 캘리브레이션(calibration)하기 위한 캘리브레이션 샘플의 두 가지 예를 도시한다.
도 20은 시스템을 캘리브레이션하기 위해 영상화-유도 레이저 수술 시스템에서 환자 인터페이스에 캘리브레이션 샘플 물질을 부착시키는 예를 도시한다.
도 21은 유리 표면 상에 수술 레이저 빔에 의해 생성된 기준 마크(reference mark)의 예를 도시한다.
도 22는 영상화-유도 레이저 수술 시스템에 대한 캘리브레이션 과정 및 캘리브레이션 후 수술적 조작의 예를 도시한다.
도 23a-b는 레이저 정렬을 안내하기 위해 레이저-유도 광파괴 부산물 및 표적 이슈의 영상을 캡쳐하는 예시적인 영상화-유도 레이저 수술 시스템의 두 가지 작동 방식을 도시한다.
도 24-25는 영상화-유도 레이저 수술 시스템에서 레이저 정렬 작동의 예를 도시한다.
도 26은 광파괴 부산물의 영상을 이용한 레이저 정렬에 기반한 예시적인 레이저 수술 시스템을 도시한다.

상세한 설명

도 1은 안구(1)의 전반적인 구조를 도시한다. 입사광은 각막(140), 홍채(165)에 의해 규정된 동공(160), 수정체(100) 및 유리체액을 포함하는 광학 통로를 통해 전파된다. 이러한 광학 엘리먼트들은 광을 망막(170)으로 유도한다.

도 2는 수정체(200)를 보다 상세하게 도시한다. 수정체(lens)(200)는 수정체의 약 90%를 구성하는 α, β 및 γ 결정체 단백질로 인해, 때로 수정체(crystalline lens)로 언급된다. 수정체는 동적 포커싱 능력을 포함하는 다수의 광학 기능을 안구에서 지닌다. 수정체는 임신 동안, 출생 후 및 일생을 통해 크기가 계속하여 자란다는 점에서 인체의 독특한 조직이다. 수정체는 수정체의 적도 주위 상에 위치한 종자 중심에서 출발하는 새로운 수정체 섬유 세포를 발생시킴에 의해 성장한다. 수정체 섬유는 길고, 얇으며, 투명한 세포이고, 직경은 전형적으로 4-7 마이크론이고 길이는 12 mm 이하이다. 가장 늙은 수정체 섬유는 수정체내 중심에 위치하여 핵을 형성한다. 핵(201)은 배아, 태아 및 성인 핵 구역으로 추가로 세분될 수 있다. 겉질(203)로 지칭되는 핵(201) 주위에서의 신규한 성장이 동심 타원층, 영역 또는 구역을 발생시킨다. 핵(201) 및 겉질(203)이 인간 발달의 상이한 단계에서 형성되므로, 이들의 광학 특성은 별개이다. 수정체의 직경이 시간에 따라 증가하는 동안, 수정체는 또한 압축을 겪을 수 있어서 핵(201) 및 주위 겉질(203)의 특성이 심지어 더욱 상이해질 수 있다(Freel et al BMC Ophthalmology 2003, vol. 3, p.1).

이렇게 복잡한 성장 과정 때문에, 통상적인 수정체(200)는 약 2mm의 축성 정도를 갖는 경질의 핵(201)을 포함하는데, 이러한 핵은 전형적인 너비가 약 20 마이크론인 훨씬 얇은 낭 막(205)에 함유된 축 너비가 1-2mm인 연질의 겉질(203)에 의해 둘러싸여 있다.

수정체 섬유 세포는 시간 경과에 따라 세포질 엘리먼트의 점진적인 손실을 겪는다. 혈액 정맥 또는 림프관이 수정체에 도달하여 이의 내부역을 채우지 않으므로, 나이를 먹음에 따라, 수정체의 광학 선명도, 가요성 및 기타 기능적 특성이 때로 저하된다. 이들의 값은 사람마다 적지 않은 정도로 변할 수 있다.

도 2는 장기간 자외선 노출, 일반적으로 방사선 노출, 수정체 단백질의 변성, 당뇨병, 고혈압과 같은 질병의 이차 효과 및 노령화를 포함하는 일부 환경에서, 핵(201)의 영역이 감소된 투명도 영역(207)이 될 수 있음을 도시한다. 감소된 투명도 영역(207)은 일반적으로 수정체의 중심에 위치한 영역이다 (Sweeney et al Exp Eye res, 1998, vol. 67, p. 587-95). 이러한 투명도의 점진적인 손실은 종종 동일한 영역에서 가장 일반적인 유형의 백내장의 발생뿐 아니라 수정체 강성도의 증가와 관련된다. 이러한 과정은 노령화에 따라 수정체의 주변에서 중심 부분까지 점차적인 양상으로 발생할 수 있다 (Heys et al Molecular Vision 2004, vol. 10, p. 956-63). 그러한 변화의 한 가지 결과는 연령에 따라 중증도 및 발병률이 증가하는 노안 및 백내장의 발생이다.

감소된 투명도를 갖는 이러한 불투명한 영역, 백내장 영역의 제거가 백내장 수술의 목적이다. 다수의 경우에, 이러한 수술은 수정체 낭만을 남기며 수정체의 전체 내부를 제거할 것을 요구한다.

배경기술 부분에서 언급된 대로, 수정체유화술에 기반한 백내장 수술은 다양한 한계를 만날 수 있다. 예를 들어, 그러한 초음파-기반 수술은 크기, 형상 및 위치에 있어서 잘 제어되지 않는 각막 절개를 야기할 수 있으므로 상처의 자가-봉합이 충분하지 않을 수 있다. 제어되지 않은 절개의 조작은 봉합을 필요로 할 수 있다. 수정체유화술 기법은 또한 낭 상에 큰 절개, 때로 7mm 이하의 절개를 내는 것을 요구한다. 이러한 절차는 자국을 따라 광범한 의도하지 않은 변형을 남길 수 있고: 치료된 눈은 광범한 난시 및 설명되지 않는 굴절 또는 이차 굴절 또는 그 밖의 이상을 나타낼 수 있다. 후자는 종종 후속 굴절 또는 그 밖의 수술 또는 장치를 요구한다. 또한, 홍채 조직이 프로브에 의해 찢어질 수 있거나, 절차가 상처로의 홍채 조직의 탈출을 야기할 수 있다. 깨진 수정체 물질은 접근 및 IOL 시도의 구현이 어려울 수 있다. 초음파-기반 수술은 또한 안구의 배출 채널을 차단하는 잔류하는 점탄성제로 인해 요망되지 않는 상승된 안압을 초래할 수 있다. 또한, 이러한 절차는 비최적으로 중심에 있거나, 형상화되거나 크기조절된 낭 구멍을 초래할 수 있는데, 이는 수정체 물질을 제거하는데 어려움을 야기하고/거나 안구에서 IOL을 정위 및 배치시키는데 있어서 정밀도를 제한할 수 있다.

상기 한 쌍의 곤란성 및 난제의 원인은 (i) 눈 자체를 열어서, (ii) 많은 수의 분리된 단계들로 수정체 붕괴가 수행된다는 것인데, 각각의 단계는 이들 단계들 사이에 눈을 연 채로 놔두면서 도구의 삽입 또는 제거를 필요로 한다.

수정체유화술을 이용한 백내장 수술에서 이러한 그리고 그 밖의 한계 및 관련 위험성은 안구에서 절개 없이 백내장을 치료하기 위한 절차의 개발을 이끌었다. 예를 들어, 미국특허 6,726,679호는 눈의 불투명부의 위치에 초단파 레이저 펄스를 유도시킴에 의해 수정체 불투명부를 제거하는 방법을 기재한다. 그러나 이러한 초기 방법은 수술 과정의 제어에 관한 여러 곤란성을 인식하지 못했다. 추가로, 이의 유용성은 안구 조건이 수정체 불투명 이외의 문제로 인해 야기되었을 경우에 제한적이었다. 예컨대, 부수적인 굴절 이상의 경우, 별도의 절차들이 필요하다.

본 발명의 구현은 상기 기재된 한 쌍의 문제를 극복한 백내장 수술을 수행하기 위한 방법 및 장치를 기재한다. 상기 구현은 (i) 눈을 열지 않고, (ii) 단일의 통합된 절차로 수정체 붕괴를 수행한다. 더욱이, 이러한 구현은 수술 절차의 양호한 제어, 실수 가능성의 감소, 추가 기술적 보조에 대한 요구 최소화, 및 수술 유효성의 향상을 제공한다. 본 출원에 기재된 백내장 수술용 방법 및 장치는 안구의 수정체를 제거하고 수정체의 제거를 다른 수술적 단계와 통합시킴에 의해 구현될 수 있고, 전체 절차는 통합되고 효율적인 방식으로 수행된다.

눈으로의 물리적 진입은 예컨대 단펄싱(short pulsed) 레이저를 활용하면서 광파괴를 적용시킴에 의해 회피될 수 있다. 눈-수술 레이저의 오퍼레이터는 레이저 빔을 단편화를 위해 표적화된 수정체 영역에 고도로 정밀하게 전달할 수 있다. 광파괴에 기반한 수정체 단편화는 미국특허 4,538,608, 5,246,435, 및 5,439,462에 기재된 것들과 같은 다양한 구성으로 구현될 수 있다. 본원에 기재된 방법 및 장치를 이용하여, 광파괴에 기반한 상기 및 그 밖의 수정체 단편화 방법이 백내장 수술에 요구되는 그 밖의 수술 단계들과 함께 수행되고 통합되도록 할 수 있으며, 그 밖의 수술 단계는 안구 및/또는 낭을 여는 단계, 단편화된 수정체 물질을 제거하는 단계 및 인공 수정체를 제거된 단편화 수정체에 의해 남겨진 빈 공간에 삽입시키는 단계를 포함한다.

도 3-4는 본 방법의 구현(300)을 도시하고, 백내장을 제거하는 수술 단계는 하기를 포함할 수 있다.

단계(310)는 안구에서 수술 표적 영역을 결정하는 것을 포함할 수 있다. 기재된 여러 구체예에서, 표적 영역은 핵 또는 백내장을 발생시킨 핵과 관련돤 영역일 수 있다. 그 밖의 구체예는 다른 영역을 표적화할 수 있다.

도 4a는 단계(310)의 일부 양태에서 수술 표적 영역을 결정하는 것이 핵의 경계(402)와 같은 표적 영역의 경계를 결정하는 것을 포함함을 도시한다. 이러한 결정은 수정체 내에 레이저 펄스로 프로브-기포(404)의 세트를 생성하는 것을 포함하고, 이들의 성장 또는 역학을 관찰할 수 있다. 보다 연질인 겉질 영역에서 프로브-기포는 더욱 빠르게 성장하는 한편, 핵은 보다 경질이므로 핵에서는 프로브-기포가 보다 느리게 성장한다. 초음파 교반과 같은 그 밖의 방법을 또한 실시하여 프로브 기포(404)를 관찰하고 이에 대한 반응을 측정함으로써 핵-경계(402)를 판단할 수 있다. 프로브 기포(404)의 관찰된 성장 또는 역학으로부터, 주위 물질의 경도가 판단될 수 있다: 이것은 보다 연질인 겉질로부터 더욱 경질인 핵을 분리하기에 매우 적합한 방법이므로 핵의 경계를 인지시킨다.

단계(320a)는 안구 상에 절개를 만들지 않고 표적 영역을 붕괴시키는 것을 포함할 수 있다. 이것은 레이저 펄스를 통합된 절차로 표적 영역에 가함에 의해 달성된다.

단계(320a)가 통합된 절차로서 지칭되는 양태들 중 하나는, 단계(320a)가 상기 기재된 초음파-기반 수술의 단계들 중 5개의 동등한 효과를 달성하는 것이다:

(1) 각막 절개 및 천자술; (3) 전낭의 절개; (4) 앞방 수정체낭절개의 생성; (5) 수정체 핵의 수력분리; (6) 기계적 및 초음파-기반 방법에 의한 수정체 핵의 단편화.

단계(320a)의 양태는 하기를 포함한다. (i) 수정체의 파괴를 위해 눈을 개방시키지 않으므로, 광학 통로가 교란되지 않고 레이저 빔이 높은 정밀도로 의도하는 표적 영역을 치도록 높은 정밀도로 제어될 수 있다. (ii) 또한, 어떠한 물리적 물체가 눈의 절개내로 삽입되지 않으므로, 절개가 물리적 물체의 삽입 및 적출에 의해 제어하기 어려운 방식으로 추가로 찢어지지 않는다. (iii) 안구가 파괴 공정 동안 개방되지 않으므로, 의사는 개방된 안구의 유체를 처리하지 않아도 되며, 만약 그렇지 않았다면 유체는 초음파-기반 수술의 단계 (2)에서와 같이 유출되었고 점성 유체를 주입하는 것과 같은 보충을 요구했을 것이다.

레이저-유도 수정체 단편화 과정에서, 레이저 펄스는 표적 영역에서의 분자의 일부를 이온화시킨다. 이는 "플라스마 역치" 이상의 이차 이온화 과정의 애벌란시(avalanche)를 초래할 수 있다. 다수의 수술 절차에서, 다량의 에너지가 쇼트 버스트(short burst)로 표적 영역에 전달된다. 이러한 집중된 에너지 펄스가 이온화 영역을 기화시켜, 공동화 기포의 형성을 야기시킨다. 이러한 기포는 수 마이크론의 직경으로 형성되고 50-100 마이크론에 달하는 초음속으로 팽창할 수 있다. 기포의 팽창이 아음속으로 감속됨에 따라, 이들은 주위 조직에 충격파를 유도하여 이차 파괴를 야기할 수 있다.

기포 자체 및 유도된 충격파 둘 모두는 단계 (320a)의 목적들 중 하나를 수행한다: 낭(205) 상에 절개를 만들지 않으며 핵(201)의 파괴, 단편화 또는 유화.

광파괴가 병이 난 영역의 투명도를 감소시킴이 주목되었다. 레이저 펄스의 적용이 수정체의 정면 또는 전방 영역에 펄스를 집중시키며 개시된 다음 포커스가 후방 영역을 향해 더 깊게 이동하는 경우, 공동화 기포 및 수반하는 감소된 투명도 조직은 후속하는 레이저 펄스의 광학 통로에 있을 수 있어서 이들을 차단하거나, 약화시키거나 산란시킨다. 이는 후속하는 레이저 펄스의 적용 정밀도 및 제어를 저하시킬 뿐 아니라 수정체의 더 깊은 후방 영역으로 실제로 전달되는 에너지 펄스를 감소시킬 수 있다. 따라서, 레이저-기반 안구 수술 절차의 효율은 최초 레이저 펄스에 의해 생성된 기포가 후속하는 레이저 펄스의 광학 통로를 차단하지 않는 방법에 의해 향상될 수 있다.

먼저 생성된 기포가 후속 적용된 레이저 펄스의 광학 통로를 가리는 것을 막는 한 가지 가능한 방법은 먼저 수정체의 후방-대부분 영역에 펄스를 가한 다음, 수정체의 앞방 영역을 향해 집중점을 이동시키는 것이다.

미국특허 5,246,435호의 기법은 관계있는 과정과 관련된 다수의 곤란성을 인지하지 못하였다. 이러한 문제들은, 겉질에서 생성된 기포가 겉질의 낮은 경도 및 더욱 점성인 특성으로 인해 종종 제어할 수 없게 퍼지는 것을 포함한다. 따라서, 레이저를 겉질의 후방 부분인 수정체의 뒤에 가하는 경우, 의사는 어쩌면 광학 통로를 꽤 가리면서, 큰 면적에 걸쳐 신속하고 제어할 수 없게 퍼지는 기포를 생성할 것이다.

단계(320b)는 단계(320a)를 수행하는 향상된 방법의 도식이다: 수술 레이저 펄스를 핵(401)의 후방-대부분 영역에 집중시키고 핵(401) 내에서 전방 방향으로 집중점을 이동시킴에 의함.

도 4b는 본 방법의 구체예가 단계(310)에서 결정된, 핵(401)의 경계(402)의 대략의 지식을 이용함을 도시한다. 단계(320b)는 먼저 펄스(412-1)를 핵(401)의 후방-대부분 영역(420-1)에 가함에 의해 먼저 생성된 기포가 후속 적용된 레이저 펄스의 광학 통로를 (예컨대, 겉질(403)로의 제어할 수 없는 팽창에 의해) 가리는 것을 방지한다. 이어서, 후속 레이저 펄스(412-2)를 레이저 펄스(412-1)가 먼저 가해진 영역(420-1)에 대해 전방인 핵(401)의 영역(420-2)에 가한다.

또 다른 방식 제시: 레이저 펄스(412)의 집중점을 핵(401)의 후방 영역에서 전방 영역으로 이동시킨다.

단계(320a 및 320b)의 양태는 레이저 펄스를, 망막에서와 같은 다른 영역에서 파괴 또는 그 밖의 손상을 일으키기에 충분할 만큼 강하진 않으나 수정체의 요망되는 광파괴를 달성하기에 충분히 강한 파워로 가하는 것이다. 추가로, 생성된 기포가 유합되어 제어할 수 없게 성장하고 퍼질 수 있는 더 큰 기포를 형성할 정도로 지나치게 가깝진 않지만 요망되는 광파괴를 야기하기에 충분히 근접하게 기포를 정위시킨다. 파괴를 달성하기 위한 파워 역치를 "파괴-역치"로서 지칭할 수 있고, 가스 기포의 요망되지 않는 퍼짐을 야기할 파워 역치를 "스프레드-역치"로서 지칭할 수 있다.

상기 상위 및 하위 역치는 파워 및 분리와 같은 레이저 펄스의 파라메터에 한계를 부여한다. 레이저 펄스의 지속기간이 또한 유사한 파괴- 및 스프레드-역치를 지닐 수 있다. 일부 구현에서 지속기간은 0.01 피코초 내지 50 피코초의 범위에서 다양할 수 있다. 일부 환자에서 특정 결과가 100 펨토초 내지 2 피코초의 펄스 지속기간 범위에서 달성되었다. 일부 구현에서, 펄스당 레이저 에너지는 1 μJ 내지 25 μJ의 역치 사이에서 다양할 수 있다. 레이저 펄스 반복속도는 10 kHz 내지 100 MHz의 역치 사이에서 다양할 수 있다.

레이저 펄스의 에너지, 표적 분리, 지속기간 및 반복 주파수는 또한 수정체 광학의 수술전 측정치 또는 구조적 특성에 기반하여 선택될 수 있다. 대안적으로, 레이저 에너지의 선택 및 표적 분리는 전체적인 수정체 치수의 수술전 측정치 및 연령-관련 알고리듬, 계산, 사체 측정치 또는 데이터베이스에 기반할 수 있다.

각막과 같은 안구의 다른 부분에 대해 개발된 레이저-파괴 기법이 실질적인 변형없이 수정체 상에서 실시될 수 없음이 주목할 만하다. 이의 한 가지 이유는 각막이 기포의 퍼짐 및 이동을 매우 효율적으로 억제하는 고도로 층화된 구조라는 것이다. 따라서, 기포의 퍼짐은 핵 자체를 포함하는 수정체의 연질 층에서보다 각막에서 성질상 덜 도전적인 과제이다.

도 5a는 또한 단계(320a-b)를 도시한다. 유사한 번호로, 레이저 빔(512)은 기포(520)를 형성함에 의해 수정체(500) 내에서 핵(501)을 파괴할 수 있고, 여기서 레이저 빔(512)이 후방-에서-전방 방향으로 집중점을 이동시키면서, 파괴- 및 스프레드-역치 사이의 레이저 파라메터로 가해진다.

단계(330)는 각막과 낭 상에 절개를 내는 것을 포함할 수 있다. 이러한 절개는 적어도 두 가지 목적을 가진다: 파괴된 핵 및 그 밖의 수정체 물질을 제거하고 IOL의 후속 삽입을 위한 경로 개방.

도 5b-c는 때로 수정체낭절개술로 지칭되는, 수정체(500)의 낭(505) 상에 절개를 생성하는 것을 도시한다. 단계(330)에서 레이저 빔(512)을 낭의 표면 상에 집중시켜 생성된 "수정체날절개술-기포"(550)가 낭(505)을 파괴하고, 요컨대 낭에 구멍을 내는데 충분하게 한다. 도 5b는 안구의 측면도이고 도 5c는 낭 절개(555)를 규정하는 "수정체낭절개술-기포"(550)의 고리가 생성된 후에 수정체(500)의 정면도이다. 일부 구현에서 이러한 기포(550)의 완전한 원이 형성되고 낭의 디스크형 덮개, 즉 낭의 절개(555)가 단순 제거된다. 그 밖의 구현에서, 낭(505) 상에 불완전 원이 형성되고, 덮개가 낭에 부착된 채로 남아 있으며, 절차의 끝에 덮개가 그 원래 위치를 회복할 수 있다.

수정체낭절개술-기포(550)에 의한 천공에 의해 정의된 디스크형 낭의 절개(555)는 이후 최소 저항을 극복한 후속 단계에서 수술 기계에 의해 천공된 낭 조직(505)으로부터 들어 올려져서 제거될 수 있다.

도 5d-e는 각막(540) 상에 절개의 생성을 도시한다. 레이저 빔(512)을 가하여 각막(540)을 가로질러 절개를 생성하는 일련의 기포를 생성할 수 있다. 이러한 절개는 완전한 원이 아니라 절차의 끝에 다시-닫힐 수 있는 덮개, 또는 단지 플랩(flap)일 수 있다.

다시 말해, 후속 단계에서 각막-덮개가 각막의 나머지로부터 용이하게 분리되고 들어 올려져서 눈으로의 물리적 진입이 가능하도록 하기 위해, 사실상 수술 레이저 빔의 적용이 각막을 천공시켜 각막-덮개를 형성한다.

일부 구현에서, 각막 절개는 도 5e (일정한 비례 아님)의 측면도에 도시된 대로 다중계획(multi-plane) 또는 "밸브(valved)" 절개일 수 있다. 그러한 절개는 자가-밀봉될 수 있고 수술 절차가 완료된 후에 안구 내에 유체를 훨씬 많이 함유한다. 추가로, 그러한 절개는 각막 조직의 더욱 광범위한 중첩이 주어진 경우 양호하고 더 강력하게 치유되며, 치유는 눈물로 방해되지 않는다.

이러한 도 5a-e는 초음파-기반 수술 및 여기에 기재된 광파괴 수술에서 절개들 간의 차이를 잘 도시하고 있다.

초음파-기반 수술에서의 절개는 각막 및 낭과 같은 표적 조직을 포셉으로 기계적으로 쨈에 의해 이루어진다: 소위 곡선 수정체낭절개 기법. 추가로, 초음파-기반 수술에서 절개의 측면은 다양한 기계 장치의 인앤아웃(in and out) 움직임에 의해 반복적인 영향을 받는다. 이러한 이유로, 절개의 윤곽이 너무나 잘 제어될 수 없고, 절개가 상기 기재된 자가-밀봉 방식으로 만들어질 수 없다. 따라서, 초음파-기반 방법은 불충분한 크기-제어능을 갖고 광파괴 치료에서 가능한 다중계획 절개의 자가-밀봉 양상이 부족하다.

이는 명목상 5 mm 개구의 생성이 두 절차 모두에서 시도된 시험 절차에서 입증되었다. 기계적 쨈에 의해 생성된 절개는 직경이 5.88 mm이고, 분산도가 0.73 mm였다. 대조적으로, 본원에 기재된 광파괴 방법으로는 0.04 mm의 분산도로 직경이 5.02 mm인 개구가 달성되었다.

이러한 시험 결과는 광파괴 방법의 정성적으로 더 높은 정밀도를 입증한다. 이러한 차이의 중요성은, 예컨대 각막의 난시 교정 절개가 단지 10-20%만큼 벗어난 경우, 이것은 아마 후속 수술을 필요로 하면서, 그 의도하는 작용을 부정하거나 심지어 대단히 방해할 것이라는 사실로부터 인지될 수 있다.

추가로, 초음파-기반 방법에서 절개에 의해 각막을 개방시키지마자, "앞방의 방수", 즉 안구의 유체 내용물이 새어 나오기 시작하고, 사실상 유체가 안구 밖으로 똑똑 떨어지기 시작한다.

안방수가 물로 채운 풍선에서의 물과 다소 유사하게 안구를 지탱함에 의해 이의 구조적 완전성을 유지하는데 필수적인 역할을 하기 때문에, 유체의 이러한 손실은 부정적인 결과를 지닌다.

따라서, 안구로부터 새어 나오는 유체를 지속적으로 새로 보충하기 위해서는 상당한 노력이 소비되어야 한다. 초음파-기반 수술에서는 복잡한 컴퓨터-제어된 시스템이 이러한 유체-취급을 모니터하고 감독한다. 그러나, 이러한 작업은 의사 본인의 상당한 기술을 필요로 한다.

대조적으로, 본 발명의 구현은 광파괴를 달성하기 위해 안구를 개방시키지 않는다. 이러한 이유로, 유체-취급은 수정체의 광파괴 동안의 임무가 아니므로, 의사의 기술이 덜 필요하고 덜 복잡한 장비를 요구한다.

다시 도 3을 참조하면, 단계(330)는 또한 단편화되거나, 파괴되거나, 유화되거나 달리 변형된 핵 및 더욱 유동성인 겉질과 같은 그 밖의 수정체 물질의 제거를 포함한다. 이러한 제거는 전형적으로 각막 및 낭 절개를 통해 흡인 프로브를 삽입시키고 물질을 흡인시킴에 의해 수행된다.

도 5f는 단계(340)가 파괴된 원래 수정체를 대신하기 위해 안구내 렌즈(IOL)(530)를 수정체 낭(505)에 삽입시키는 것을 포함할 수 있음을 도시한다. 먼저 생성된 각막 및 낭 절개는 IOL 삽입을 위해 진입 포트로서 기능할 수 있다. 본 방법(300)에서, 절개는 수정체-프로브를 수용하도록 만들어지지 않았다. 따라서, 절개의 위치결정, 이들의 중심 및 각이 IOL(530)의 삽입을 위해 최적화될 수 있다. 수정체낭절개술-기포(550) 및 각막 절개(555)는 모두 IOL(530)의 삽입을 최적화하도록 배치될 수 있다. 그 후, IOL(530)을 삽입시키고 각막의 개구를 다시-닫거나 자가-밀봉되게 할 수 있다. 수정체 낭(505)은 통상적으로 큰 간섭 없이 IOL(530) 주위를 깜싸서 이를 수용한다. 낭 절개가 큰 경우에, 절개를 위해 종종 중심 위치를 선택한다. 낭 절개가 작은 경우, 하기 도 6의 경우에서와 같이, 중심에서 벗어난 절개를 이용할 수 있다.

도 5g는 안구내 렌즈(530)가 "옵틱"부(530-1)를 함유할 수 있음을 도시하며, 이러한 옵틱부는 본질적으로 수정체 및 "햅틱"부(530-2)일 수 있고, 매우 다양한 장치 또는 정렬일 수 있으며, 이의 기능은 낭(505) 내부의 요망되는 위치에 옵틱부(530-1)를 유지시키는 것을 포함한다. 일부 구현에서, 옵틱부(530-1)는 "햅틱"부를 그렇게 유지할 것을 요구하면서 낭(505)의 직경보다 현저하게 작을 수 있다. 도 5g는 햅틱부(530-2)가 두 개의 나선형 아암을 포함하는 구체예를 도시한다.

본 시스템의 일부 구체예에서, 옵틱-햅틱 교차점은 전낭에 하나 이상의 절개를 냄으로써 속박된다.

일부 구현에서, 수정체 낭(505)은 IOL의 삽입 동안 팽창되어 햅틱부(530-2)가 최적으로 정위될 수 있게 한다. 예를 들어, 햅틱부(530-2)가 낭(505)의 최말단 리세스내에 정위되어 옵틱부(530-1)의 중심화 및 전방-후방 국소화를 최적화할 수 있다.

일부 구현에서, 수정체 낭(505)은 옵틱부(530-1)의 중심화 및 전방-후방 국소화를 최적화하기 위한 제어된 방식으로 낭(505)의 전방 및 후방부를 함께 초래하기 위해 IOL의 삽입 이후에 수축된다.

상기 기재된 안구 수술의 일부 구현에서, 수정체의 말초 영역에는 각경을 통해 시각적으로 접근한다.

일부 경우에 수정체(600)의 말초 영역에 시각적으로 접근할 수 없는 경우가 발생할 수 있다. 본 방법의 일부 구현에서 이러한 영역을 초음파, 가열수 또는 흡인을 포함하는 광파괴 이외의 수단에 의해 단편화하거나 분해시킬 수 있다.

도 6a는 유사하게 번호 매겨진 도 3-5f에서의 다수의 엘리먼트를 공유하는 구현을 도시하며, 여기에서 반복하지는 않을 것이다. 추가로, 도 6a의 구현은 투관침(680)을 함유한다. 본질적으로 적합한 형상의 원통인 투관침(680)은 각막 절개(665)를 통해, 낭의 절개(655)를 통해 수정체 낭(605)내로 죽 삽입될 수 있다. 일부 경우에, 투관침의 직경은 약 1mm, 바꿔 말해 0.1-2mm의 범위일 수 있다.

이러한 투관침(680)은 상기 광파괴 과정의 다양한 단계에서 향상된 제어를 제공할 수 있다. 투관침(680)을 유체 취급을 위해 이용할 수 있는데, 그 이유는 이것이 유체가 인앤아웃으로 이동하도록 제어된 채널을 생성하기 때문이다. 일부 구체예에서, 투관침(680)을 본질적으로 수밀 방식으로 각막 절개(665) 및 낭의 절개(655)내에 배치시킬 수 있다. 이러한 구체예에서, 투관침(680) 외부에 최소 삼출이 존재하므로, 투관침(680) 외부에서 유체를 취급할 필요 또한 최소이다.

추가로, 기계를 더욱 제어된 안전한 방식으로 투관침(680)을 통해 인앤아웃으로 이동시킬 수 있다. 또한, 광파괴된 핵 및 그 밖의 수정체 물질을 잘 제어된 방식으로 더욱 안전하게 제거시킬 수 있다. 마지막으로, IOL을 투관침(680)을 통해 삽입할 수 있는데, 일부 IOL이 2 mm 이하의 최대 크기를 갖도록 폴딩될 수 있기 때문이다. 이러한 IOL들은 폴딩된 IOL보다 다소 큰 직경을 갖는 투관침(680)을 통해 이동할 수 있다. 일단 적소에 놓이면, IOL은 수정체(600)의 낭(605) 내부에서 언폴딩되거나 언패킹될 수 있다. IOL은 또한 적절하게 정렬될 수 있어서 중심에 그리고 요망되지 않는 기울기 없이 수정체(600)의 낭(605) 내부에 위치할 것이다. 추가로, 투관침-기반 수술 절차는 수정체유화술에 이용된 7mm 유형 절개 대신에, 약 2 mm의 꽤 작은 절개의 생성을 요구한다.

일반적으로, 투관침(680)은 부분적으로 또는 완전히 격리되고 제어된 수술 공간을 유지한다. 일단 수술이 끝나면, 투관침(680)을 제거시키고 각막 자가-밀봉 절개(665)를 효과적으로 그리고 안전하게 치유시킬 수 있다. 이러한 방법을 이용하여, 광파괴 과정은 최대 가능한 정도로 환자의 시력을 회복시킬 수 있다.

요컨대, 기재된 광파괴 방법의 구체예는 안구의 수정체 핵 또는 어떠한 다른 표적 부위의 광파괴 단계를 (i) 안구에서의 개구 생성 없이; 그리고 (ii) 상이한 장치에 의해 수행되는 수많은 단계 및 의사의 고급 기술을 요구하는 대신 통합된 단일 과정을 이용하여 수행할 수 있고 또한 수행하도록 구성된다.

백내장 수술을 위한 본 장치의 한 가지 구현은 점탄성체에 대한 요구를 제거하거나 감소시킴에 의해 눈의 용적을 유지시킬 수 있고 팽창되고 최소로 교란된 수정체낭에 IOL을 보다 용이하게 배치시킬 수 있어서 최적 중심 및 기울어지지 않은 위치에 IOL의 배치 및 유지를 최적화할 수 있다. 이러한 과정은 간섭 후에 안구의 광학 및/또는 굴절 예측성 및 기능을 증가시킬 수 있다. 이러한 과정은 또한 수술 보조에 대한 필요를 감소시키고, 다른 살균성 수준하에, 다른 방에서 또는 심지어 상이한 시간에 수행될 수 있는 두 부분으로 절차를 나누는 것과 같은, 수술 효율을 위한 기회를 제공한다.

예를 들어, 레이저 수술은 먼저 낮은 간접비의(overhead) 비살균 환경에서 수행될 수 있고, 이후에 수술실과 같은 전통적인 살균 환경에서 수정체 제거 및 IOL 배치가 수행될 수 있다. 대안적으로, 수정체 제거 및 IOL 배치에 요구되는 기술 및 원조의 정도가 광파괴의 이용으로 인해 감소하므로, 지정장소에 대한 요건의 수준도 감소할 수 있는데, 이는 비용, 시간의 절약 또는 증가된 편의를 초래한다 (예컨대 라식 수술과 유사한 수술실 환경에서 절차를 수행하는 기량).

상기 논의된 백내장 안구 질환은 안구의 또 다른 질병인 녹내장과 종종 공존한다. 녹내장은 안방수의 과도한 안구내압(IOP)으로부터 초래된 시신경의 질병과 관련된다. 적합한 양의 안방수를 배수시킴으로써 과도한 IOP를 감소시키고 시신경의 질환을 회복시킬 수 있다. 수술 레이저를 적용시켜 주변 눈 영역에 절개를 생성함으로써 일시적(one-time basis)으로 IOP를 내릴 수 있거나 IOP를 더 낮은 수준으로 안정화시키기 위해 영구적인 배수 채널을 생성할 수 있다. 따라서, 안과 레이저 수술은 녹내장을 치료하기 위한 유망한 접근법을 구성한다.

백내장 및 녹내장을 갖는 환자에서, 두 질환 모두를 동시에 치료하는 것이 유리할 수 있다. 그리고 수술들이 동시에 수행되지 않는 경우에도, 합병증의 가능성을 최소화하고 각 수술의 성공적인 성과를 최대화하기 위해 각 수술에 대한 절개를 통합시키는 것이 이로울 수 있다.

도 6b-d는 백내장 및 녹내장 수술을 동시에 또는 통합되거나 조정된 방식으로 수행하는 통합된 안과 수술 절차의 구현을 도시한다.

도 6b는 통합된 안과 절차에서 수술 레이저(610)를 이용하여 백내장 수술 레이저 펄스(612-c)의 세트를 수정체(600)의 핵(601)에 가함으로써 백내장 수술 레이저 기포(620-c)의 세트를 형성시킬 수 있음을 도시한다. 백내장 수술 전에, 후에 또는 동시에, 수술 레이저(610)를 녹내장 수술 레이저 펄스(612-g)의 세트로서 공막, 윤부 영역, 안각 부분, 또는 홍채 근부와 같은 안구의 말초 영역에 가할 수 있다. 이러한 녹내장 수술 레이저 펄스(612-g)는 그 중에서도 특히 섬유주성형술, 홍채절개술 또는 홍채절제술을 포함하는 어떠한 공지된 녹내장 수술의 일부일 수 있다. 이러한 절차들 중 어느 하나에서, 녹내장 수술 레이저 기포(620-g)의 세트가 말초 안과 영역에서 생성되어 다양한 패턴에 따른 하나 이상의 절개 또는 개구를 생성한다.

도 6c는 일부 구현에서 이러한 절개 또는 개구가 실제로 배수 채널 또는 체액 유출 구멍(693)을 형성할 수 있음을 도시한다. 일부 구체예에서, 이식가능한 장치(694)를 배수 채널에 삽입시켜 유출을 조절할 수 있다. 이식가능한 장치(694)는 단순 배수 튜브일 수 있거나, 압력 제어기 또는 밸브를 함유할 수 있다. 이의 형상은 직선일 수 있거나 굽음, 코너 또는 굴곡을 지닐 수 있다.

이러한 구현들 중 어느 하나에서, 배수 채널(693) 또는 이식가능한 장치(694)는 안구의 앞방을 안구의 표면에 연결시킬 수 있으므로, 안구내압의 감소를 촉진시킬 수 있다.

도 6b는 수술 레이저(610)가 편평한 압평판 또는 굴곡 렌즈일 수 있는 콘택트 렌즈(691)뿐 아니라 절차를 위해 적어도 부분적으로 안구를 고정시키기 위해 부분 진공을 적용시키는 진공 밀봉 스커트(692)를 포함하는 환자 인터페이스(690)를 지니는 통합된 안과 절차의 구현을 도시한다. 환자 인터페이스(690)가 적합하게 크기조절된 경우, 수술 레이저는 재정위되거나 조정될 필요가 없다. 이러한 구체예에서, x-y 또는 x-y-z 스캐닝 시스템은 녹내장 수술의 말초 안과 영역에 도달하기에 충분하게 수술 레이저를 편항시키거나 유도시킬 수 있다.

통합된 절차에서, 콘택트 렌즈(691)는 백내장 수술을 위해 최적화된 콘택트 렌즈(691-c)로부터 녹내장 수술을 위해 최적화된 또 다른 콘택트 렌즈(691-g)로 변경될 수 있다.

공막은, 예를 들어 그 브라이트 화이트 컬러에 의해 입증된, 입사 레이저 광을 강하게 산란시킨다. 따라서, 레이저는 대부분의 파장에서 공막을 빠져나가 배수 채널(693)을 형성하기에 특히 비능률적이다. 다르게 재진술하자면, 관통-공막 절개를 생성하기 위해, 레이저 빔은 안과 조직에서 과도한 파괴를 야기할 수 있는 그러한 고에너지를 지녀야 할 수 있다.

이러한 도전을 다루기 위해, 몇몇 통합된 시스템에서 공막에 의한 흡수 및 산란이 딥(dip), 미니멈(minimum), 또는 갭(gap)을 지닐 때의 특이적 파장 λ-g이 확인된다. 그러한 파장을 갖는 레이저는 공막에서 배수 채널(693)을 형성하기에 유용할 수 있다. 그러나, 이러한 녹내장-특이적 파장 λ-g은 상이한 λ-c 파장에서 가장 잘 작동할 백내장 수술에는 특히 적합하지 않을 수 있다.

따라서, 일부 구현에서 수술 레이저(610)의 작동 파장은 백내장-최적화된 λ-c 값으로부터 녹내장-최적화된 λ-g 값으로 변화될 수 있다. 그 밖의 구현에서, 별개의 레이저를 이용할 수 있다: 파장 λ-c에서 작동하는 백내장 수술용 레이저와 파장 λ-g에서 작동하는 녹내장 수술용 레이저.

그러나, 수술 레이저의 작동 파장의 변화는 시도하기 어려울 수 있고, 두 개의 상이한 레이저를 갖는 시스템의 확보는 광학 성능을 최적화하고 시스템 비용을 경쟁적으로 유지하는데 곤란할 수 있다.

도 6d는 일부 구현이 단일 파장 레이저를 포함함에 의해 이러한 문제를 다루고 있고 광학 경로의 교란을 최소화하면서 표적 영역에 의한 산란을 낮게 유지하는 경쟁적이고 일부 모순된 요건에 최적화된 영역에 이를 유도함을 도시한다.

그러한 최적화된 한 영역은, 예를 들어 공막(695)과 윤부(696) 사이의 경계 영역일 수 있다. 이러한 윤부/공막 경계 영역은 공막 자체보다 레이저 빔을 덜 산란시킬 수 있으므로, 백내장 수술을 충분히 잘 수행하나 공막에 의한 산란 및 흡수를 반드시 최소화시키는 것은 아닌 선택된 파장을 갖는 단일 레이저를 녹내장 및 백내장 수술 둘 모두에 이용하는 것을 가능하게 한다. 동시에, 이러한 윤부/공막 경계 영역에서의 배수 채널(693)은 충분히 말초 영역에 있을 수 있어서 광학 경로, 및 이에 따라 환자의 시력을 단지 최소한의 정도로 교란시킨다. 전형적으로, 안구의 광축에서 가장 먼 표적 선택이 이러한 양태에 유용할 수 있다. 각막과 윤부의 교차부와 같은 그 밖의 표적 영역이 또한 녹내장과 백내장 수술의 요건들 사이의 양호한 절충안을 나타낼 수 있다.

위치 이외에 배수 채널(693)의 방향도 배수 채널(693) 형성의 효율에 영향을 줄 수 있다. 예를 들어, 배수 채널(693)은 안구의 표면에 반드시 직각이지 않고, 오히려 가장 적게 산란시키는 공막의 그러한 영역을 통해 가도록 선택되어 제한된 에너지 레이저 펄스만을 요구하는 방식으로 유도될 수 있다.

도 6e는 수술 레이저(610)가 백내장 수술과 녹내장 수술 사이로 조정되거나, 사실상 별개의 레이저가 두 수술에 대해 사용되는 경우 통합된 안과 절차의 구현을 도시한다.

이러한 절차의 정밀도는 수술 영역을 영상화함에 의해 향상될 수 있다. 통합된 백내장-녹내장 절차의 경우, 영상화 시스템은 하기 기재된 대로 레이저 수술 시스템과 통합될 수 있다. 영상화 시스템은 안구의 수정체(600), 각막(140), 윤부, 공막 또는 안각 부분을 영상화하도록 형성될 수 있다. 영상을 분석하여 통합된 수술의 성능을 최적화하도록 백내장 수술 및 녹내장 수술에 대한 절개의 형성을 통합시킬 수 있다.

두 절차를 순차적으로 수행하는 구현에서, 영상화 단계는 첫 번째 수술 동안 달성된 광파괴 및 형성된 기포를 영상화하기 위한 첫 번째 절차 후에 수행될 수 있다. 이러한 영상은 두 번째 수술의 레이저 펄스의 배치를 보조하고 안내할 수 있다.

특히, 백내장 수술이 먼저 수행된 경우, 백내장 수술 레이저 펄스(612-c)에 의해 야기된 광파괴를 영상화하기 위해 후속 영상화 단계가 수행될 수 있다. 이러한 영상을 이용하여 녹내장 수술 레이저 펄스(612-g)를 유도시킬 표적 영역을 선택할 수 있다. 또한 거꾸로, 녹내장 수술이 먼저 수행된 경우, 녹내장 수술 레이저 펄스(612-g)에 의해 야기된 광파괴를 영상화하기 위해 후속 영상화 단계가 수행될 수 있다. 이러한 영상을 이용하여 백내장 수술 레이저 펄스(612-c)를 유도시킬 표적 영역을 선택할 수 있다.

유사한 구체예에서, 백내장과 난시를 갖는 환자에서, 두 질환 모두를 동시에 치료하는 것이 역시 이로울 수 있다. 그리고 수술들이 동시에 수행되지 않는 경우에도, 합병증의 가능성을 최소화하고 각 수술의 성공적인 성과를 최대화하기 위해 각 수술에 대한 절개를 통합시키는 것이 이로울 수 있다.

도 6f-g는 백내장 및 난시 수술을 동시에 또는 통합되거나 조정된 방식으로 수행하는 통합된 안과 수술 절차의 구현을 도시한다.

도 6f는 통합된 안과 절차에서 수술 레이저(610)를 이용하여 백내장 수술 레이저 펄스(612-c)의 세트를 수정체(600)의 핵(601)에 가함으로써 백내장 수술 레이저 기포(620-c)의 세트를 형성시킬 수 있음을 도시한다. 백내장 수술 전에, 후에 또는 동시에, 수술 레이저(610)를 난시 수술 레이저 펄스(612-a)의 세트로서 중심, 중간 또는 말초 각막, 또는 윤부 영역에 가할 수 있다. 이러한 난시 수술 레이저 펄스(612-a)는 그 중에서도 특히 난시 각막절개술, 윤부 이완 절개술 또는 각막 쐐기 절제술을 포함하는 어떠한 공지된 난시 수술의 일부일 수 있다. 이러한 절차들 중 어느 하나에서, 난시 수술 레이저 기포(620-a)의 세트가 생성되어 각막 난시의 유형을 감소시키기 위한 다양한 패턴에 따른 하나 이상의 절개 또는 개구를 생성할 수 있다.

도 6g는 안구의 정면도를 이용한 통합된 안과 절차의 구현을 도시한다. 난시 수술의 일부로서, 윤부 이완 절개(699-1 및 699-2)를 말초 윤부 영역에 생성시킬 수 있다. 진단적 광학 측정치를 이용하여 설계할 경우, 그러한 윤부 이완 영역은 안구의 난시를 이완시키는데 도움이 될 수 있다.

그 밖의 양태에서, 방금-기재된 통합된 난시-백내장 절차는 앞서 기재된 녹내장-백내장 절차와 유사한 여러 특징을 지닐 수 있다.

이러한 특징으로는 (a) 절차를 위해 적어도 부분적으로 안구를 고정시키기 위해 콘택트 렌즈를 갖는 환자 인터페이스를 이용하고; (b) 난시 패턴에 따라 레이저 빔을 유도하는 x-y 또는 x-y-z 스캐닝 시스템을 이용하며; (c) 수술들 간에 콘택트 렌즈를 변경시키고; (d) 수술들 간에 레이저의 파장을 변경시키거나 수술을 위해 상이한 레이저를 이용하고; (e) 광학 경로를 가장 적은 정도로 교란시키기 위한 난시-관련 절개를 배치하면서 공막에 의한 최소 산란의 요건을 최적화함에 의해 난시 절차의 위치를 선택하며; (f) 수술들 간에 레이저의 위치 또는 방향을 조정하는 것을 포함한다.

추가로, 통합된 백내장-난시 절차의 정밀도는 영상화 시스템을 레이저 수술 시스템과 통합시킴에 의해 수술 영역을 영상화함으로써 향상될 수 있다. 영상화 시스템은 안구의 수정체(600), 각막(140), 윤부, 공막 또는 안각 부분을 영상화하도록 형성될 수 있다. 영상을 분석하여 통합된 수술의 성능을 최적화하도록 백내장 수술 및 난시 수술을 위한 절개의 형성을 통합시킬 수 있다.

두 절차를 순차적으로 수행하는 구현에서, 영상화 단계는 첫 번째 수술 동안 달성된 광파괴 및 형성된 기포를 영상화하기 위한 첫 번째 절차 후에 수행될 수 있다. 이러한 영상은 두 번째 수술의 레이저 펄스의 배치를 보조하고 안내할 수 있다.

특히, 백내장 수술이 먼저 수행된 경우, 백내장 수술 레이저 펄스(612-c)에 의해 야기된 광파괴를 영상화하기 위해 후속 영상화 단계가 수행될 수 있다. 이러한 영상을 이용하여 난시 수술 레이저 펄스(612-a)를 유도시킬 표적 영역을 선택할 수 있다. 또한 거꾸로, 난시 수술이 먼저 수행된 경우, 난시 수술 레이저 펄스(612-a)에 의해 야기된 광파괴를 영상화하기 위해 후속 영상화 단계가 수행될 수 있다. 이러한 영상을 이용하여 백내장 수술 레이저 펄스(612-c)를 유도시킬 표적 영역을 선택할 수 있다.

도 7-26은 상기 광파괴 레이저 치료와 관련된 레이저 수술 시스템의 구체예를 도시한다.

레이저 수술 절차의 한 중요한 양태는 레이저 빔의 정밀한 제어 및 조준, 예컨대 빔 위치 및 빔 포커싱이다. 레이저 수술 시스템은 조직내 특정 표적에 레이저 펄스를 정밀하게 표적화하기 위해 레이저 제어 및 조준 도구를 포함하도록 설계될 수 있다. 다양한 나노초(nanosecond) 광파괴 레이저 수술 시스템, 예컨대 Nd:YAG 레이저 시스템에서, 요구되는 표적화 정밀 수준은 비교적 낮다. 이것은 부분적으로 사용된 레이저 에너지가 비교적 높아서 영향받은 조직 면적 역시, 종종 수백 마이크론 규모의 영향을 받은 면적을 포함하면서 비교적 크기 때문이다. 그러한 시스템에서 레이저 펄스 간의 시간은 길어지기 쉽고 수동 제어된 표적화가 실행될 수 있고 보통 이용된다. 그러한 수동 표적화 메카니즘의 일레는 조준 빔으로서 사용된 이차 레이저원과 함께 표적 조직을 가시화하기 위한 생체현미경이다. 의사는 수술 빔 또는 조준 빔이 의도한 표적 상의 가장 좋은 포커스에 있도록 현미경을 통한 이의 상과 같은 포커스에 있는 (오프셋 있거나 없음) 레이저 포커싱 렌즈의 포커스를 일반적으로 조이스틱 제어를 이용하여 수동으로 이동시킨다.

낮은 반복률 레이저 수술 시스템을 사용하기 위해 설계된 그러한 기법은 초당 수천 샷(shot) 그리고 펄스당 비교적 낮은 에너지로 작동하는 높은 반복률 레이저를 사용하는 것이 어려울 수 있다. 높은 반복률 레이저를 이용한 수술 작업에서는, 훨씬 높은 정밀도가 각각의 단일 레이저 펄스의 적은 효과로 인해 요구될 수 있고 수천 펄스를 새로운 치료 영역에 매우 빠르게 전달할 필요 때문에 훨씬 높은 정위 속도가 요구될 수 있다.

레이저 수술 시스템을 위해 높은 반복률로 펄싱된 레이저의 예는 펄스당 비교적 낮은 에너지를 갖는 초당 수천 샷 또는 그 초과의 펄스 반복률로 펄싱된 레이저를 포함한다. 그러한 레이저는 레이저-유도 광파괴에 의해 야기된 조직 효과를 국소화하기 위해, 예컨대 대략 수 마이크론 또는 수십 마이크론 상의 광파괴에 의해 영향받은 조직 면적을 위해 펄스당 비교적 낮은 에너지를 이용한다. 이렇게 국소화된 조직 효과는 레이저 수술의 정밀도를 향상시킬 수 있고 레이저 안구 수술과 같은 특정 수술 절차에서 바람직할 수 있다. 그러한 수술의 일례에서, 수백, 수천 또는 수백만의 연속적인, 거의 연속적인 또는 공지된 간격으로 분리된 펄스의 배치를 이용하여 조직 절개, 분리 또는 단편화와 같은 요망되는 특정 수술 효과를 달성할 수 있다.

더욱 짧은 레이저 펄스 지속기간을 갖는 높은 반복률 광파괴 레이저 수술 시스템을 이용한 다양한 수술 절차는 수술 중 표적 조직 상의 표적 위치에 관한 절대 위치 및 선행 펄스에 관한 상대 위치 둘 모두에서 각각의 펄스를 표적 조직에 정위시킴에 있어서 높은 정밀도를 요구할 수 있다. 예를 들어, 일부 경우에, 레이저 펄스는 대략 마이크로초일 수 있는 펄스들 간의 시간내에 수 마이크론의 정밀도로 서로에 이어 전달될 것이 요구될 수 있다. 연속하는 두 펄스 사이의 시간이 짧고 펄스 정렬에 대한 정밀도 요건이 높기 때문에, 낮은 반복률로 펄싱된 레이저 시스템에서 이용된 수동 표적화는 더 이상 적합하거나 실행가능하지 않을 수 있다.

레이저 펄스를 조직에 전달하기 위한 정밀한 고속 정위 요건을 촉진시키고 제어하기 위한 한 가지 기법은 소정의 접촉 표면을 갖는 유리와 같은 투명한 물질로 제조된 압평판을 조직에 부착시켜 압평판의 접촉 표면이 조직과 잘-정의된 광학 인터페이스를 형성하도록 하는 것이다. 이렇게 잘-정의된 인터페이스는 조직으로의 레이저 광의 투과 및 포커싱을 촉진시켜 안구에서 각막의 전방 표면에 있는 공기-조직 인터페이스에서 가장 중요한 광학 이상 또는 변형 (예컨대 표면 건조를 일으키는 특수한 안구 광학 특성 또는 변화로 인해)을 제어하거나 감소시킬 수 있다. 안구 및 그 밖의 조직 내부에서 다양한 응용 및 표적을 위해 일회용 또는 재사용가능한 것을 포함하는 콘택트 렌즈를 설계할 수 있다. 표적 조직의 표면 상의 콘택트 유리 또는 압평판은, 레이저 전달 시스템 내에서 포커싱 엘리먼트의 조정을 통해 레이저 펄스가 포커싱된 것에 비해 기준 플레이트로서 이용될 수 있다. 콘택트 유리 또는 압평판의 이러한 이용은 조직 표면의 광학 품질을 더 잘 제어하므로, 레이저 펄스는 레이저 펄스의 광학 왜곡이 거의 없이 기준 압평판에 비해 표적 조직의 요망되는 위치에 (상호작용점) 고속으로 정밀하게 정위된다.

안구 상에서 압평판을 구현하는 한 가지 방법은 레이저 펄스를 안구의 표적 조직에 전달하기 위한 위치 기준을 제공하는 압평판을 이용하는 것이다. 압평판을 이렇게 위치 기준으로서 이용하는 것은 레이저 펄스를 쏘기 전 표적에서 충분한 정확도의 레이저 펄스 포커스의 요망되는 공지된 위치에 기반할 수 있고 기준 플레이트 및 개개의 내부 표적 조직의 상대 위치는 레이저를 쏘는 동안 일정하게 유지되어야 한다. 또한, 이러한 방법은 안구들 간의 또는 동일한 안구내 상이한 영역에서의 예측가능하고 반복가능한 요망되는 위치에 레이저 펄스를 집중시킬 것을 요구할 수 있다. 실제 시스템에서, 상기 조건이 실제 시스템에서 충족되지 않을 수 있기 때문에 레이저 펄스를 안구내에 정밀하게 국소화하기 위한 위치 기준으로서 압평판을 이용하는 것이 어려울 수 있다.

예를 들어, 수정체가 수술 표적인 경우, 안구 표면 상의 기준 플레이트에서 표적까지의 정밀한 거리는 각막 자체, 앞방 및 홍채와 같은 접을 수 있는 구조의 존재로 인해 다양하기 쉽다. 개개 안구들 간에 압평된 각막과 수정체 사이의 거리가 상당히 가변적일뿐 아니라 동일한 안구에서도 의사가 사용한 특수한 수술 및 압평 기법에 따라서 변화가 있을 수 있다. 또한, 수술 효과를 달성하기 위해 요구되는 수천 레이저 펄스를 쏘는 동안 압평된 표면에 비해 표적화된 수정체 조직이 이동할 수 있어서, 펄스의 정확한 전달을 더욱 복잡하게 한다. 또한, 안구내 구조는 공동화 기포와 같은 광파괴 부산물의 증대로 인해 움직일 수 있다. 예를 들어, 수정체에 전달된 레이저 펄스는 수정체 낭을 앞으로 부풀릴 수 있는데, 이는 레이저 펄스의 후속 배치를 위해 이러한 조직을 표적하는데 조정을 필요로 한다. 추가로, 압평판이 제거된 후에 표적 조직의 실제 위치를 충분한 정확도로 예측하고 레이저 펄스의 배치를 조정하여 압평 없이 요망되는 국소화를 달성하기 위해 컴퓨터 모델 및 시뮬레이션을 이용하는 것이 어려울 수 있는데, 그 이유는 부분적으로 개개의 각막 또는 안구에 특유한 인자들 및 의사가 이용한 특수한 수술 및 압평 기법에 의존적일 수 있는 압평 효과의 매우 가변적인 특성 때문이다.

불균형하게 내부 조직 구조의 국소화에 영향을 주는 압평의 물리적 효과 외에도, 일부 수술 과정에서, 표적화 시스템이 짧은 펄스 지속기간의 레이저 이용시 일어날 수 있는 광파괴의 비선형 특징을 예상하거나 설명하는 것이 바람직할 수 있다. 광파괴는 조직체에서의 비선형 광학 과정이고 빔 정렬 및 빔 표적화에서 복잡해질 수 있다. 예를 들어, 광파괴 동안 레이저 펄스와 상호작용할 때 조직에서의 비선형 광학 효과들 중 하나는 레이저 펄스를 받은 조직체의 굴절 지수가 더 이상 일정하지 않고 광의 세기에 따라 변한다는 것이다. 레이저 펄스에서 광의 세기는 펄싱된 레이저 빔 내에서 공간적으로 달라지기 때문에, 펄싱된 레이저 빔의 전파 방향을 따라 그리고 전파 방향을 가로질러, 조직체의 굴절 지수도 공간적으로 달라진다. 이러한 비선형 굴절 지수의 한 가지 결과는 조직체에서 조직내 펄싱된 레이저 빔의 실제 포커스가 바뀌고 포커스 위치가 이동하는 자가-포커싱(self-focusing) 또는 자가-디포커싱(self-defocusing)이다. 따라서, 표적 조직의 각각의 표적 조직 위치에 펄싱된 레이저 빔의 정밀한 정렬이 레이저 빔에 대한 조직체의 비선형 광학 효과를 설명하기 위해 또한 필요할 수 있다. 또한, 경도와 같은 상이한 물리적 특징, 또는 특정 영역으로 이동하는 레이저 펄스 광의 흡수 또는 산란과 같은 광학적 고려사항으로 인해 표적의 상이한 영역에서 동일한 물리적 효과를 전달하기 위해 각각의 펄스에서 에너지를 조정하는 것이 필요할 수 있다. 그러한 경우, 상이한 에너지 값의 펄스들 간에 비선형 포커싱 효과의 차이가 또한 수술 펄스의 레이저 정렬 및 레이저 표적화에 영향을 줄 수 있다.

따라서, 비표면상 구조가 표적화된 수술 절차에서, 압평판에 의해 제공된 위치 기준에 기반한 표면상 압평판의 이용은 내부 조직 표적에서 정밀한 레이저 펄스 국소화를 달성하는데 충분하지 않을 수 있다. 레이저 전달을 유도하는 기준으로서 압평판을 이용하는 것은 높은 정확도의 압평판의 두께 및 플레이트 위치의 측정치를 요구할 수 있는데, 그 이유는 공칭으로부터의 편차가 깊이 정밀도 오차로 직접 해석되기 때문이다. 특히 단일 사용 일회용 압평판을 위한 높은 정밀도 압평 렌즈는 고가일 수 있다.

본 문서에 기재된 기법, 장치 및 시스템은 레이저 펄스를 쏘기 전에 표적에서 충분한 정밀도로 레이저 펄스 포커스의 요망되는 공지된 위치를 요구하지 않고 레이저를 쏘는 동안 기준 플레이트 및 개개의 내부 조직 표적의 상대 위치가 일정하게 유지될 것을 요구하지 않으면서, 짧은 레이저 펄스를 압평판을 통해 안구 내부의 요망되는 국소부위로 정밀하게 고속으로 전달하는 표적화 메카니즘을 제공하는 방식으로 구현될 수 있다. 이와 같이, 본 기법, 장치 및 시스템은 수술 중 표적 조직의 물리적 조건이 달라지기 쉽고 제어하기 어려우며 압평 렌즈의 치수가 한 렌즈로부터 다른 렌즈로 달라지는 경향이 있는 다양한 수술 절차에 이용될 수 있다. 본 기법, 장치 및 시스템은 또한 구조의 표면에 비해 수술 표적의 왜곡 또는 이동이 존재하거나 비선형 광학 효과가 정밀한 표적화 문제가 되는 그 밖의 수술 표적에 이용될 수 있다. 안구와 상이한 그러한 수술 표적의 예는 심장, 피부의 심조직 등을 포함한다.

본 기법, 장치 및 시스템은 압평면의 내부 구조에 광파괴의 정밀한 국소화를 제공하면서, 압평판에 의해 제공된 이익, 예를 들어 표면 형상 및 수화의 제어뿐 아니라 광학적 왜곡의 감소를 유지하는 방식으로 구현될 수 있다. 이는 전달 시스템의 포커싱 광학에 비해 표적 조직을 국소화하는 통합된 영상화 장치의 이용을 통해 달성될 수 있다. 영상화 장치 및 방법의 정확한 유형은 표적의 특이적 성질 및 요구되는 정밀도 수준에 따라 변화하고 이에 의존적일 수 있다.

압평 렌즈는 안구의 병진 및 회전 움직임을 막기 위해 안구를 고정시키는 또 다른 메카니즘으로 구현될 수 있다. 그러한 고정 장치의 예는 석션 링(suction ring)의 사용을 포함한다. 그러한 고정 메카니즘은 또한 수술 표적의 원치 않는 왜곡 또는 움직일을 초래할 수 있다. 본 기법, 장치 및 시스템은 압평판 및/또는 비표면상 수술 표적에 대한 고정 수단을 이용하는 높은 반복률 레이저 수술 시스템을 위해, 수술 표적의 그러한 왜곡 및 움직임을 모니터하는 수술중 영상화를 제공하는 표적화 메카니즘을 제공하도록 구현될 수 있다.

표적 조직의 영상을 캡쳐하여, 예컨대 수술 절차 전에 그리고 수술 동안에 표적 조직의 배치 정보를 수득하도록 하는 광학 영상화 모듈을 이용한 레이저 수술 기법, 장치 및 시스템의 특수한 예가 하기 기재된다. 그렇게 수득된 배치 정보를 이용하여 표적 조직에서 수술 레이저 빔의 배치 및 포커싱을 제어함으로써 높은 반복률 레이저 시스템에서 수술 레이저 펄스의 배치를 정확하게 제어할 수 있다. 한 구현에서, 수술 절차 동안, 광학 영상화 모듈에 의해 수득된 영상을 이용하여 수술 레이저 빔의 위치 및 포커스를 동적으로 제어할 수 있다. 또한, 낮은 에너지 및 짧은 레이저 펄스는 광학적 왜곡에 민감한 경향이 있으므로, 그러한 레이저 수술 시스템은 표적 조직과 수술 레이저 시스템 사이에 제어되고 안정한 광학 인터페이스를 제공하고 조직 표면에서 광학 이상을 완화시키고 제어하기 위해 표적 조직에 부착하는 편평하거나 굽은 인터페이스를 갖는 압평판을 구현할 수 있다.

예로서, 도 7은 광학 영상화 및 압평에 기반한 레이저 수술 시스템을 도시한다. 이러한 시스템은 레이저 펄스의 수술 레이저 빔(1012)을 제공하는 펄싱된 레이저(1010) 및 수술 레이저 빔(1012)을 수용하고 안구와 같은 표적 조직(1001) 상으로 포커싱된 수술 레이저 빔(1022)의 포커스를 맞추어 유도하는 광학 모듈(1020)을 포함하여 표적 조직(1001)에서 광파괴를 야기한다. 압평판은 표적 조직(1001)과 접촉하여 레이저 펄스를 표적 조직(1001)으로 투과시키는 인터페이스 및 표적 조직(1001)에서 나와서 인터페이스를 통과하는 광을 제공하도록 제작될 수 있다. 유념할 점은, 광학 영상화 장치(1030)가 표적 조직 영상(1050) 또는 표적 조직(1001)으로부터 영상화 정보를 운반하는 광(1050)을 캡쳐하여 표적 조직(1001)의 영상을 생성하도록 제공된다는 것이다. 영상화 장치(1030)로부터의 영상화 신호(1032)는 시스템 제어 모듈(1040)로 보내진다. 시스템 제어 모듈(1040)은 영상화 장치(1030)로부터의 캡쳐 영상을 프로세싱하고 광학 모듈(1020)을 제어시켜 캡쳐 영상으로부터의 정보에 기반하여 표적 조직(1001)에서 수술 레이저 빔(1022)의 위치 및 포커스를 조정하도록 작동한다. 광학 모듈(1020)은 하나 이상의 렌즈를 포함할 수 있고 하나 이상의 반사재를 추가로 포함할 수 있다. 시스템 제어 모듈(1040)로부터의 빔 제어 신호(1044)에 반응하여 포커싱 및 빔 방향을 조정하기 위해 광학 모듈(1020)에 제어 작동기가 포함될 수 있다. 제어 모듈(1040)은 또한 레이저 제어 신호(1042)를 통해 펄싱된 레이저(1010)를 제어할 수 있다.

광학 영상화 장치(1030)는 표적 조직(1001)을 프로빙하기 위해 수술 레이저 빔(1022)과 별개인 광학 영상화 빔을 제공하도록 구현될 수 있고 광학 영상화 빔의 반송 광을 광학 영상화 장치(1030)에 의해 캡쳐시켜 표적 조직(1001)의 영상을 수득한다. 그러한 광학 영상화 장치(1030)의 일례는 두 개의 영상화 빔을 이용하는 광간섭 단층촬영기 (OCT) 영상화 모듈인데, 하나의 프로브 빔은 압평판을 통해 표적 조직(1001)으로 유도되고 기준 광학 경로에 있는 다른 하나의 기준 빔은 표적 조직(1001)의 영상을 수득하기 위해 광학적으로 서로 간섭한다. 다른 구현에서, 광학 영상화 장치(1030)는 표적 조직(1001)으로부터 산란되거나 반사된 광을 이용하여 표적 조직(1001)으로 지정된 광학 영상화 빔을 보내지 않고도 영상을 캡쳐할 수 있다. 예를 들어, 영상화 장치(1030)는 CCD 또는 CMS 센서와 같은 센싱 부재의 센싱 어레이일 수 있다. 예를 들어, 수술 레이저 빔(1022)의 포키싱 및 배치를 제어하기 위해 수술 레이저 빔(1022)에 의해 생산된 광파괴 부산물의 영상을 광학 영상화 장치(1030)에 의해 캡쳐할 수 있다. 광학 영상화 장치(1030)가 광파괴 부산물의 영상을 이용하여 수술 레이저 빔 정렬을 안내하도록 설계될 때, 광학 영상화 장치(1030)는 레이저-유도 기포 또는 공동과 같은 광파괴 부산물의 영상을 캡쳐한다. 영상화 장치(1030)는 또한 청각 영상에 기반한 영상을 캡쳐하기 위한 초음파 영상화 장치일 수 있다.

시스템 제어 모듈(1040)은 표적 조직(1001)에서 표적 조직 위치로부터의 광파괴 부산물에 대한 위치 오프셋(offset) 정보를 포함하는 영상화 장치(1030)로부터의 영상 데이터를 프로세싱한다. 영상으로부터 수득된 정보에 기반하여, 레이저 빔(1022)을 조정하는 광학 모듈(1020)을 제어하기 위한 빔 제어 신호(1044)가 생성된다. 레이저 정렬을 위한 다양한 데이터 프로세싱을 수행하기 위해 디지탈 프로세싱 유닛을 시스템 제어 모듈(1040)에 포함시킬 수 있다.

상기 기법 및 시스템을 이용하여 절단 또는 용적 파괴 적용에 요구되는 높은 반복률 레이저 펄스를 연속적인 펄스 배치에 요구되는 정밀도로 표면하 표적에 전달할 수 있다. 이것은 표적의 표면 상에 기준원을 이용하거나 이용하지 않고 수립될 수 있고 압평 이후 또는 레이저 펄스의 배치 동안 표적의 이동을 참작할 수 있다.

본 시스템에서 압평판은 조직으로의 레이저 펄스의 전달을 위한 정밀한 고속 정위 요건을 돕고 제어하기 위해 제공된다. 그러한 압평판은 압평판의 접촉 표면이 조직과 잘-규정된 광학 인터페이스를 형성하도록 조직에 대해 소정의 접촉 표면을 갖는 유리와 같은 투명한 물질로 제조될 수 있다. 이렇게 잘-규정된 인터페이스는 안구에서 각막의 전방 표면에 있는 공기-조직 인터페이스에서 가장 중요한 광학 이상 또는 변형 (예컨대 표면 건조를 일으키는 특수한 안구 광학 특성 또는 변화로 인해)을 제어하거나 감소시키기 위해 조직으로의 레이저 광의 투과 및 포커싱을 촉진시킬 수 있다. 다양한 적용 및 안구 및 다른 조직 내부의 표적에 대해, 일회용 또는 재사용가능한 것들을 포함하는 다수의 콘택트 렌즈가 설계되었다. 표적 조직의 표면 상에서 콘택트 유리 또는 압평판은, 레이저 전달 시스템 내에서 포커싱 엘리먼트의 조정을 통해 레이저 펄스가 포커싱된 것에 비해 기준 플레이트로서 이용된다. 이러한 접근법에서의 본질은 조직 표면의 광학 품질의 제어를 포함하는, 앞서 기재된 콘택트 유리 또는 압평판에 의해 제공된 추가적 이익에 있다. 이에 따라, 레이저 펄스는 레이저 펄스의 광학 왜곡이 거의 없이 압평 기준 플레이트에 대해 표적 조직의 요망되는 위치에 (상호작용점) 정밀하게 고속 정위될 수 있다.

도 7의 광학 영상화 장치(1030)는 압평판을 통해 표적 조직(1001)의 영상을 캡쳐한다. 제어 모듈(1040)은 캡쳐된 영상을 프로세싱하여 캡쳐된 영상으로부터 위치 정보를 추출하고 추출된 위치 정보를 위치 기준으로서 이용하거나 수술 레이저 빔(1022)의 위치 및 포커스를 제어하기 위해 유도한다. 이러한 영상화-유도 레이저 수술은 위치 기준으로서 압평판에 의존하지 않고도 구현될 수 있는데, 그 이유는 압평판의 위치가 상기 논의된 대로 다양한 인자로 인해 변화되기 쉽기 때문이다. 따라서, 비록 압평판이 표적 조직으로 들어가 표적 조직의 영상을 캡쳐하기 위한 수술 레이저 빔에 대한 요망되는 광학 인터페이스를 제공하더라도, 압평판을 레이저 펄스의 정밀한 전달을 위해 수술 레이저 빔의 위치 및 포커스를 정렬하고 제어하기 위한 위치 기준으로서 이용하는 것이 어려울 수 있다. 영상화 장치(1030) 및 제어 모듈(1040)에 기반한 수술 레이저 빔의 위치 및 포커스의 영상화-유도 제어는 위치 기준을 제공하기 위한 압평판을 이용하지 않고도 표적 조직(1001)의 영상, 예컨대 안구의 내부 구조의 영상이 위치 기준으로서 이용되게 한다.

내부 조직 구조의 국소화에 불균형적인 영향을 주는 압평의 물리적 영향 외에, 일부 수술 과정에서, 표적화 시스템은 짧은 펄스 지속기간 레이저를 이용할 때 발생할 수 있는 광파괴의 비선형 특징을 예측하거나 설명하는 것이 바람직할 수 있다. 광파괴는 빔 정렬 및 빔 표적화를 복잡하게 할 수 있다. 예를 들어, 광파괴 동안 레이저 펄스와 상호작용할 때 조직체에서의 비선형 광학 효과들 중 하나는 레이저 펄스를 받은 조직체의 굴절 지수가 더 이상 일정하지 않고 광의 세기에 따라 변화한다는 것이다. 레이저 펄스에서의 광의 세기가 펄싱된 레이저 빔 내에서 펄싱된 레이저 빔의 전파 방향을 따라 그리고 이를 가로질러 공간적으로 변화하므로, 조직체의 굴절 지수도 공간적으로 변화한다. 이러한 비선형 굴절 지수의 한 가지 결과는 조직 내부에서 펄싱된 레이저 빔의 실제 포커스를 변화시키고 포커스의 위치를 이동시키는 조직 물질에서의 자가-포커싱 또는 자가-디포커싱이다. 따라서, 표적 조직에서의 각각의 표적 조직 위치로 펄싱된 레이저 빔의 정밀한 정렬이 또한 레이저 빔에 대한 표적 물질의 비선형 광학 효과를 설명하기 위해 필요할 수 있다. 레이저 펄스의 에너지는, 경도와 같은 상이한 물리적 특성 또는 특정 영역으로 이동하는 레이저 펄스 광의 흡수 또는 산란과 같은 광학적 고려사항에 기인한 표적의 상이한 영역에서 동일한 물리적 효과를 전달하도록 조정될 수 있다. 그러한 경우, 상이한 에너지 값의 펄스들 간의 비선형 포커싱 효과에서의 차이가 역시 수술 펄스의 레이저 정렬 및 레이저 표적화에 영향을 줄 수 있다. 이에 관해, 영상화 장치(1030)에 의해 표적 조직으로부터 수득된 직접 영상을 이용하여 표적 조직에서 비선형 광학 효과를 합친 효과들을 반영하고 빔 위치 및 빔 포커스의 제어를 위한 위치 기준을 제공하는 수술 레이저 빔(1022)의 실제 위치를 모니터할 수 있다.

본원에 기재된 기법, 장치 및 시스템은 표면 형상 및 수화의 제어를 제공하고, 광학 왜곡을 감소시키고, 압평된 표면을 통해 내부 구조로 광파괴의 정밀한 국소화를 제공하기 위해 압평판과 함께 이용될 수 있다. 본원에 기재된 빔 위치 및 포커스의 영상화-유도 제어는, 수술 표적의 왜곡 또는 이동을 초래할 수 있는 석션 링의 이용을 포함하는, 안구를 고정하기 위해 압평판 이외의 수단을 사용하는 수술 시스템 및 절차에 적용될 수 있다.

하기 섹션은 먼저 시스템의 레이저 제어 부분으로 영상화 기능의 다양한 정도의 통합에 기반한 자동화 영상화-유도 레이저 수술용 기법, 장치 및 시스템을 기술한다. OCT 영상화 모듈과 같은 광학 또는 그 밖의 양상의 영상화 모듈을 이용하여 프로브 광 또는 다른 유형의 빔을 유도함으로써 안구 내부의 구조와 같은 표적 조직의 영상을 캡쳐할 수 있다. 펨토초 또는 피코초 레이저 펄스와 같은 레이저 펄스의 수술 레이저 빔을 캡쳐된 영상의 위치 정보에 의해 유도하여 수술 동안 수술 레이저 빔의 포커싱 및 배치를 제어할 수 있다. 수술 레이저 빔 및 프로브 광선 둘 모두는 수술 동안 표적 조직에 차례로 또는 동시에 유도될 수 있어서, 수술 레이저 빔이 수술의 정밀도 및 정확성을 보장하도록 캡쳐된 영상에 기반하여 제어될 수 있다.

그러한 영상화-유도 레이저 수술을 이용하여 수술 동안 수술 레이저 빔의 정확하고 정밀한 포커싱 및 배치를 제공할 수 있는데, 그 이유는 빔 제어가 레이저 펄스의 전달 직전이나 전달과 거의 동시에, 표적 조직의 압평 또는 고정 이후 표적 조직의 영상에 기반하기 ?문이다. 유념할 점은, 수술 전에 측정된 안구와 같은 표적 조직의 특정 파라메터가 표적 조직의 준비 (예컨대, 안구를 압평 렌즈에 고정) 및 수술 조작에 의한 표적 조직의 변경과 같은 다양한 인자로 인해 수술 동안 변화할 수 있다는 것이다. 따라서, 그러한 인자 및/또는 수술에 앞서 표적 조직에서 측정된 파라메터는 수술 동안의 표적 조직의 물리적 상태를 더 이상 반영하지 못할 수 있다. 본 영상화-유도 레이저 수술은 수술 전과 수술 동안에 수술 레이저 빔을 포커싱하고 배치시키기 위해 그러한 변화와 관련된 기술적 문제를 경감시킬 수 있다.

본 영상화-유도 레이저 수술을 표적 조직 내부의 정확한 수술 조작에 효과적으로 이용될 수 있다. 예를 들어, 안구 내부의 레이저 수술을 수행할 때, 레이저 광은 안구의 내부에 집중되어 표적화된 조직의 광학 붕괴를 달성하고 이러한 광학 상호작용은 안구의 내부 구조를 변경시킬 수 있다. 예를 들어, 수정체는 측정 전과 수술의 사이뿐 아니라 수술 동안에도, 조절에 따라 이의 위치, 형상, 두께 및 직경을 변화시킬 수 있다. 기계적 수단에 의해 안구를 수술 기계에 부착시키는 것은 잘 규정되지 않은 방식으로 안구의 형상을 변화시킬 수 있고, 추가로 그 변화는 환자 움직임과 같은 다양한 인자로 인해 수술 동안 변화될 수 있다. 부착 수단은 안구를 석션 고리로 고정시키고 안구를 편평하거나 굴곡 렌즈로 압평시키는 것을 포함한다. 이러한 변화는 수 밀리미터에 이른다. 안구 내부에서 정밀한 레이저 미세수술을 수행할 때 각막 또는 윤부의 전방 표면과 같은 안구의 표면을 기계적으로 관련시켜 고정하는 것은 잘 되지 않는다.

본 영상화-유도 레이저 수술에서 변화가 수술 전과 수술 동안 발생하는 환경에서 안구의 내부 특징과 수술 기계 간의 3차원 위치상 관계를 수립하기 위해 준비 단계 후에 또는 거의 동시에 일어나는 영상화를 이용할 수 있다. 안구의 압평 및/또는 고정 전, 또는 실제 수술 동안에 영상화에 의해 제공된 위치상 관계 정보는 안구에서의 변화의 효과를 반영하므로 수술 레이저 빔의 포커싱 및 배치에 정확한 지침을 제공한다. 본 영상화-유도 레이저 수술에 기반한 시스템은 구조가 단순하고 비용 효율적이도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 수술 레이저 빔을 유도하는 것과 관련된 광학 부품의 일부는 장치 구조를 단순화하기 위해 표적 조직을 영상화하는 프로브 광선을 유도하는 광학 부품 및 영상화 및 수술 광선의 광학적 정렬 및 캘리브레이션을 위한 광학 부품과 공유될 수 있다.

하기 기재된 영상화-유도 레이저 수술 시스템은 영상화 기계의 예로서 OCT 영상화를 이용하고 그 밖의 비-OCT 영상화 장치도 수술 동안 수술 레이저를 제어하기 위해 영상을 캡쳐하도록 이용될 수 있다. 하기 실시예에 예시된 대로, 영상화 및 수술 서브시스템의 통합은 다양한 정도로 구현될 수 있다. 하드웨어를 통합시키지 않은 가장 단순한 형태에서, 영상화 및 레이저 수술 서브시스템은 분리되어 있고 인터페이스를 통해 서로 소통할 수 있다. 그러한 설계는 두 서브시스템의 설계에 융통성을 제공할 수 있다. 환자 인터페이스과 같은 일부 하드웨어 부품에 의한 두 서브시스템 간의 통합은 하드웨어 부품에 수술 범위의 양호한 등록을 제시함에 의해 기능성, 보다 정밀한 캘리브레이션을 추가로 확대시키고 작업 흐름을 향상시킬 수 있다. 두 서브시스템 간의 통합 정도가 증가함에 따라, 그러한 시스템은 점점 비용-효율적이고 치밀해질 수 있고 시스템 캘리브레이션은 추가로 단순화되고 시간에 따라 더욱 안정할 것이다. 도 8-16에서 다양한 통합 정도로 통합된 영상화-유도 레이저 시스템의 예들이 도시된다.

본 영상화-유도 레이저 수술 시스템의 한 가지 구현은, 예를 들어, 수술 동안 표적 조직에서 수술적 변화를 야기하는 수술 레이저 펄스의 수술 레이저 빔을 제공하는 수술 레이저; 표적 조직을 적소에 유지시키기 위해 표적 조직과 접촉하는 환자 인터페이스를 채용한 환자 인터페이스 마운트(mount); 및 수술 레이저와 환자 인터페이스 사이에 위치하고 환자 인터페이스를 통해 표적 조직으로 수술 레이저 빔을 유도하도록 구성된 레이저 빔 전달 모듈을 포함한다. 이러한 레이저 빔 전달 모듈은 소정의 수술 패턴을 따라 표적 조직에서 수술 레이저 빔을 스캔하도록 작동할 수 있다. 이러한 시스템은 또한 수술 레이저의 조작을 제어하고 레이저 빔 전달 모듈을 제어하여 소정의 수술 패턴을 제공하는 레이저 제어 모듈, 및 환자 인터페이스에 관해 공지된 공간 관계 및 환자 인터페이스에 고정된 표적 이슈를 갖는 환자 인터페이스에 대해 정위된 OCT 모듈을 포함한다. OCT 모듈은 표적 조직으로 광학 프로브 빔을 유도하고 표적 조직의 OCT 영상을 캡쳐하기 위해 표적 조직으로부터 광학 프로브 빔의 반송된 프로브 광을 수용하도록 구성되는 한편, 수술 레이저 빔은 수술 작업을 수행하도록 표적 조직으로 유도되어 광학 프로브 빔 및 수술 레이저 빔이 표적 조직에 동시에 제공되도록 한다. OCT 모듈은 레이저 제어 모듈에 캡쳐된 OCT 영상의 정보를 보내기 위해 레이저 제어 모듈과 통신한다.

또한, 이러한 특정 시스템에서 레이저 제어 모듈은 캡쳐된 OCT 영상의 정보에 반응하여 수술 레이저 빔의 포커싱 및 스캐닝에 있어서 레이저 빔 전달 모듈을 작동시키고 캡쳐된 OCT 영상에서의 위치 정보에 기반하여 표적 조직에서 수술 레이저 빔의 포커싱 및 스캐닝을 조정한다.

일부 구현에서, 표적 조직의 완전한 영상을 획득하는 것이 수술 기계에 표적을 등록하기 위해 반드시 필요한 것은 아닐 수 있고 표적 조직의 일부, 예컨대 자연 또는 인공 표식과 같이 수술 영역으로부터의 소수 포인트를 획득하는 것으로 충분할 수 있다. 예를 들어, 강체(rigid body)는 3D 공간에서 6 자유도를 갖고 6 독립 포인트는 강체를 규정하기에 충분할 것이다. 수술 영역의 정확한 크기가 알려져 있지 않을 때, 위치상 기준을 제공하기 위해 추가 포인트들이 요구된다. 이와 관련하여, 보통은 상이한 전방 및 후방 표면의 위치 및 굴곡, 및 인간 안구의 수정체의 두께 및 직경을 결정하기 위해 몇 개의 포인트를 이용할 수 있다. 이러한 데이터에 기반하여, 주어진 파라메터로 타원체의 두 개의 절반으로부터 제조된 몸통이 실제 목적을 위한 수정체와 비슷해져서 이를 가시화할 수 있다. 또 다른 구현에서, 캡쳐된 영상으로부터의 정보를, 제어기에 입력으로서 사용된 수정체 두께의 수술전 측정치과 같은, 다른 공급원으로부터의 정보와 합칠 수 있다.

도 8은 분리된 레이저 수술 시스템(2100) 및 영상화 시스템(2200)을 갖는 영상화-유도 레이저 수술 시스템의 일례를 도시한다. 레이저 수술 시스템(2100)은 수술 레이저 펄스의 수술 레이저 빔(2160)을 제공하는 수술 레이저를 갖는 레이저 엔진(2130)을 포함한다. 레이저 빔 전달 모듈(2140)은 수술 레이저 빔(2160)을 레이저 엔진(2130)으로부터 표적 조직(1001)으로 환자 인터페이스(2150)를 통해 유도하도록 제공되며 소정의 수술 패턴에 따라 표적 조직(1001)에서 수술 레이저 빔(2160)을 스캔하도록 작동할 수 있다. 레이저 제어 모듈(2120)이 제공되어 통신 채널(2121)을 통해 레이저 엔진(2130)에서 수술 레이저의 동작을 제어하고 소정의 수술 패턴을 제공하도록 통신 채널(2122)을 통해 레이저 빔 전달 모듈(2140)을 제어한다. 환자 인터페이스 마운트는 표적 조직(1001)을 적소에 유지시키기 위해 표적 조직(1001)과 접촉하고 있는 환자 인터페이스(2150)를 채용하도록 제공된다. 환자 인터페이스(2150)는 안구의 전방 표면에 순응하여 채용되고 안구를 제 위치에 유지시키기 위해 편평하거나 굽은 표면을 갖는 콘택트 렌즈 또는 압평 렌즈를 포함하도록 구현될 수 있다.

도 8에서의 영상화 시스템(2200)은 환자 인터페이스(2150) 및 환자 인터페이스(2150)에 고정된 표적 이슈(1001)에 관해 공지된 공간 관계를 갖도록 수술 시스템(2100)의 환자 인터페이스(2150)에 대해 정위된 OCT 모듈일 수 있다. 이러한 OCT 모듈(2200)은 표적 조직(1001)과 상호작용하기 위해 그 자체의 환자 인터페이스(2240)를 갖도록 구성될 수 있다. 영상화 시스템(2200)은 영상화 제어 모듈(2220) 및 영상화 서브시스템(2230)을 포함한다. 서브시스템(2230)은 표적(1001)을 영상화하기 위해 영상화 빔(2250)을 생성하는 광원 및 광학 프로브 빔 또는 영상화 빔(2250)을 표적 조직(1001)으로 유도하고 표적 조직(1001)으로부터의 광학 영상화 빔(2250)의 반송 프로브 광(2260)을 수용하여 표적 조직(1001)의 OCT 영상을 캡쳐하는 영상화 빔 전달 모듈을 포함한다. 광학 영상화 빔(2250) 및 수술 빔(2160) 둘 모두가 표적 조직(1001)으로 동시에 유도되어 순차적인 또는 동시적인 영상화 및 수술 조작을 가능하게 할 수 있다.

도 8에 도시된 대로, 통신 인터페이스(2110 및 2210)가 레이저 수술 시스템(2100) 및 영상화 시스템(2200) 둘 모두에 제공되어 레이저 제어 모듈(2120)에 의한 레이저 제어와 영상화 시스템(2200)에 의한 영상화 간의 통신을 촉진시킴으로써 OCT 모듈(2200)은 캡쳐된 OCT 영상의 정보를 레이저 제어 모듈(2120)로 보낼 수 있다. 이러한 시스템에서 레이저 제어 모듈(2120)은 캡쳐된 OCT 영상의 정보에 반응하여 수술 레이저 빔(2160)의 포커싱 및 스캐닝에 있어서 레이저 빔 전달 모듈(2140)을 동작시키고 캡쳐된 OCT 영상에서의 위치 정보에 기반하여 표적 조직(1001)에서 수술 레이저 빔(2160)의 포커싱 및 스캐닝을 동적으로 조정한다. 레이저 수술 시스템(2100) 및 영상화 시스템(2200) 간의 통합은 소프트웨어 레벨에서 주로 통신 인터페이스들(2110 및 2210) 간의 통신을 통해서이다.

상기 및 그 밖의 예에서, 다양한 서브시스템 또는 장치가 또한 통합될 수 있다. 예를 들어, 웨이브프론트 수차분석기와 같은 특정 진단 기계, 각막 토포그래피 측정 장치가 시스템에 제공될 수 있거나, 이러한 장치들로부터의 수술전 정보를 이용하여 수술 중의 영상화를 증대시킬 수 있다.

도 9는 추가의 통합 특징을 갖는 영상화-유도 레이저 수술 시스템의 예를 도시한다. 영상화 및 수술 시스템은 도 8에서와 같이 두 개의 분리된 환자 인터페이스 없이 표적 조직(1001)(예컨대, 안구)을 고정시키는 공통의 환자 인터페이스(3300)를 공유한다. 수술 빔(3210) 및 영상화 빔(3220)을 환자 인터페이스(3330)에서 합치고 공통의 환자 인터페이스(3300)에 의해 표적(1001)으로 유도한다. 또한, 영상화 서브시스템(2230) 및 수술 부분 (레이저 엔진(2130) 및 빔 전달 시스템(2140)) 둘 모두를 제어하기 위한 공통의 제어 모듈(3100)이 제공된다. 이렇게 영상화 및 수술 부분 간의 증가된 통합은 두 서브시스템의 정밀한 캘리브레이션을 가능하게 하고 환자의 위치와 수술 부피를 안정시킨다. 수술 및 영상화 서브시스템 둘 모두를 둘러싼 공통의 하우징(3400)이 제공된다. 두 개의 시스템이 공통의 하우징내에 통합되지 않을 때, 공통 환자 인터페이스(3300)는 영상화 또는 수술 서브시스템 어느 한 쪽의 일부일 수 있다.

도 10은 레이저 수술 시스템 및 영상화 시스템이 공통의 빔 전달 모듈(4100) 및 공통의 환자 인터페이스(4200) 둘 모두를 공유하는 경우의 영상화-유도 레이저 수술 시스템의 예를 도시한다. 이러한 통합은 시스템 구조 및 시스템 제어 작동을 추가로 단순화시킨다.

일 구현에서, 상기 및 그 밖의 예에서 영상화 시스템은 광학 컴퓨터 단층촬영기 (OCT) 시스템일 수 있고 레이저 수술 시스템은 안과 수술 시스템에 기반한 펨토초 또는 피코초 레이저이다. OCT에서, 슈퍼 발광 다이오드와 같은 저 간섭성 광대역 광원으로부터의 광이 별도의 기준 및 신호 빔으로 분할된다. 신호 빔은 수술 표적으로 보내진 영상화 빔이고 영상화 빔의 반송 광을 수집하여 기준 빔과 밀착하여 재결합시킴으로써 간섭계를 형성한다. 광학 행렬의 광학 축 또는 광의 전파 방향에 수직인 신호 빔을 스캐닝하는 것은 x-y 방향으로 공간 분해능을 제공하는 한편, 깊이 분해능은 간섭계의 신호 아암에서 기준 아암과 반송 신호 빔의 경로 길이 간의 차이를 추출함에 의해 수득된다. 상이한 OCT 구현의 x-y 스캐너가 본질적으로 동일하지만, 경로 길이들을 비교하고 z-스캔 정보를 얻는 것은 상이한 방식으로 일어날 수 있다. 타임 도메인 OCT로서 공지된 일 구현에서, 예를 들어, 기준 아암은 이의 경로 길이를 변화시키기 위해 지속적으로 달라지는 한편, 광검출기는 재결합된 빔의 세기에서 간섭 조절을 검출한다. 상이한 구현에서, 기준 아암은 본질적으로 정지 상태이고 합친 광의 스펙트럼은 간섭에 대해 분석된다. 합친 빔의 스펙트럼의 푸리에 변환은 샘플의 내부로부터 산란에 대한 공간 정보를 제공한다. 이러한 방법은 스펙트럼 도메인 또는 푸리에 OCT 방법으로서 알려져 있다. 주파수 변조된 OCT (S. R. Chinn, et. al., Opt. Lett. 22, 1997)로서 알려진 상이한 구현에서, 협대역 광원은 스펙트럼 범위를 가로질러 신속하게 변조된 주파수로 이용된다. 기준 및 신호 아암 간의 간섭은 급속 검출기 및 동적 신호 분석기에 의해 검출된다. 외부 공동 튜닝된 다이오드 레이저 또는 이러한 목적을 위해 개발된 주파수 튜닝된 주파수 도메인 모드-락킹된 (FDML) 레이저 (R. Huber et. Al. Opt. Express, 13, 2005) (S. H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) p. 1087-1096, 1997)를 이러한 실시예에서 광원으로서 이용할 수 있다. OCT 시스템에서 광원으로서 사용된 펨토초 레이저는 충분한 대역폭을 가질 수 있고 증가된 신호 대 잡음비의 추가 이익을 제공할 수 있다.

본 문서의 시스템에서 OCT 영상화 장치를 다양한 영상화 기능을 수행하는데 이용할 수 있다. 예를 들어, OCT를 이용하여 시스템의 광학 배치 또는 압평판의 존재로부터 비롯된 복잡한 컨쥬게이트를 억제하거나, 표적 조직 내부의 선택된 위치의 OCT 영상을 캡쳐하여 표적 조직 내부의 수술 레이저 빔의 포커싱 및 스캐닝을 제어하기 위한 3차원 위치 정보를 제공하거나, 표적 조직의 표면 또는 압평판 상에서 선택된 위치의 OCT 영상을 캡쳐하여, 직립에서 눕는 것과 같은 표적의 위치 변화로 발생하는 배향에서의 변화를 제어하기 위한 위치 등록을 제공할 수 있다. OCT는 표적이 또 다른 위치 배향에 있을 때 OCT 모듈에 의해 이후 검출될 수 있는 표적의 한 위치 배향에서 마크 또는 표식의 배치에 기반한 위치 등록 과정에 의해 캘리브레이션될 수 있다. 다른 구현에서, OCT 영상화 시스템을 이용하여 안구의 내부 구조에 대한 정보를 광학적으로 모으기 위해 편광된 프로브 광선을 제공할 수 있다. 레이저 빔 및 프로브 광선은 상이한 편광으로 편광될 수 있다. OCT는 안구 쪽으로 이동할 때 한 편광으로 그리고 안구로부터 멀리 이동할 때 상이한 편광으로 편광하는 상기 광학 단층촬영기에 대해 이용된 프로브 광을 제어하는 편광 제어 메카니즘을 포함할 수 있다. 편광 제어 메카니즘은, 예컨대 파장판 또는 패러데이(Faraday) 회전자를 포함할 수 있다.

도 10에서의 시스템은 스펙트럼 OCT 구성으로서 도시되며 수술과 영상화 시스템 간의 빔 전달 모듈의 포커싱 옵틱 부분을 공유하도록 구성될 수 있다. 옵틱에 대한 주요 요건은 작동 파장, 영상 품질, 해상도, 왜곡 등과 관련된다. 레이저 수술 시스템은 회절 제한된 포커스 크기(focal spot size), 예컨대 약 2 내지 3 마이크로미터를 달성하도록 설계된 높은 수치적 개구 시스템과 관련된 펨토초 레이저 시스템일 수 있다. 다양한 펨토초 안과 수술 레이저가 약 1.05 마이크로미터의 파장과 같은 다양한 파장에서 작동할 수 있다. 영상화 장치의 작동 파장은 레이저 파장에 가깝게 선택될 수 있어서 옵틱이 두 파장 모두에 대해 색채적으로 상쇄되게 한다. 그러한 시스템은 세 번째 옵틱 채널, 수술 현미경과 같은 목시 관측(visual observation) 채널을 포함할 수 있어서 표적 조직의 영상을 캡쳐하기 위한 추가의 영상화 장치를 제공한다. 이러한 세 번째 옵틱 채널에 대한 광학 통로가 수술 레이저 빔 및 OCT 영상화 장치의 광과 옵틱을 공유하는 경우, 공유된 옵틱은 세 번째 옵틱 채널에 대한 가시 스펙트럼 밴드 및 수술 레이저 빔과 OCT 영상화 빔에 대한 스펙트럼 밴드에서 색채적으로 상쇄되도록 구성될 수 있다.

도 11은 도 9의 설계의 특정 예를 도시하며 여기서 수술 레이저 빔을 스캐닝하기 위한 스캐너(5100) 및 수술 레이저 빔을 조건화 (콜리메이팅 및 포커싱)하기 위한 빔 컨디셔너(5200)는 OCT에 대한 영상화 빔을 제어하기 위한 OCT 영상화 모듈(5300)에서의 옵틱과 분리되어 있다. 수술 및 영상화 시스템은 대물 렌즈(5600) 모듈 및 환자 인터페이스(3300)를 공유한다. 대물 렌즈(5600)는 수술 레이저 빔과 영상화 빔 둘 모두를 환자 인터페이스(3300)로 유도하고 집중시키며 이의 포커싱은 제어 모듈(3100)에 의해 제어된다. 두 개의 빔 스플리터(5410 및 5420)를 제공하여 수술 및 영상화 빔을 유도한다. 빔 스플리터(5420)는 반송 영상화 빔을 다시 OCT 영상화 모듈(5300)로 유도하는 데에도 이용된다. 두 개의 빔 스플리터(5410 및 5420)는 또한 표적(1001)의 직접 화상 또는 영상을 제공하기 위해 표적(1001)으로부터 목시 관측 옵틱 유닛(5500)으로 광을 유도한다. 유닛(5500)은 의사가 표적(1001)을 관찰하기 위한 렌즈 영상화 시스템 또는 표적(1001)의 영상 또는 비데오를 캡쳐하기 위한 카메라일 수 있다. 이색성 및 편광 빔 스플리터, 광학 그레이팅, 홀로그래픽 빔 스플리터 또는 이들의 조합과 같은 다양한 빔 스플리터를 이용할 수 있다.

일부 구현에서, 광학 부품은 광학 빔 경로의 다수의 표면으로부터 글레어(glare)를 감소시키기 위해 수술 및 OCT 파장 둘 모두에 대해 반사방지 코팅으로 적절하게 코팅될 수 있다. 그렇지 않으면 반사영상은 시스템의 처리량을 감소시키고 OCT 영상화 유닛에서 배경광을 증가시킴에 의해 신호 대 잡음비를 감소시킬 것이다. OCT에서 글레어를 감소시키는 한 가지 방법은 표적 조직에 가깝게 배치된 패러데이 아이솔레이터의 파장판에 의해 샘플로부터의 반사광의 편광을 회전시키고 OCT 검출기의 앞에 편광판을 배향시켜 샘플로부터 반사된 광을 우선적으로 검출하고 광학 부품으로부터 산란된 광을 억제하는 것이다.

레이저 수술 시스템에서, 수술 레이저 및 OCT 시스템 각각은 표적 조직에서 동일한 수술 영역을 커버하는 빔 스캐너를 지닐 수 있다. 따라서, 수술 레이저 빔에 대한 빔 스캐닝 및 영상화 빔에 대한 빔 스캐닝은 공통의 스캐닝 장치를 공유하도록 통합될 수 있다.

도 12는 그러한 시스템의 상세한 예를 도시한다. 이러한 구현에서 x-y 스캐너(6410) 및 z 스캐너(6420)는 두 개 모두의 서브시스템에 의해 공유된다. 공통의 제어부(6100)를 제공하여 수술 및 영상화 작동을 위한 시스템 작동부를 제어한다. OCT 서브시스템은 빔 스플리터(6210)에 의해 영상화 빔과 기준 빔으로 분할되는 영상화 광을 제공하는 OCT 광원(6200)을 포함한다. 영상화 빔은 빔 스플리터(6310)에서 수술 빔과 합쳐져서 표적(1001)으로 유도되는 공통의 광학 통로를 따라 전파된다. 스캐너(6410 및 6420) 및 빔 컨디셔너 유닛(6430)은 빔 스플리터(6310)의 다운스트림에 위치한다. 빔 스플리터(6440)를 이용하여 영상화 및 수술 빔을 대물 렌즈(5600) 및 환자 인터페이스(3300)로 유도한다.

OCT 서브시스템에서, 기준 빔은 빔 스플리터(6210)를 통해 광 지연 장치(6220)로 투과되고 반송 거울(6230)에 의해 반사된다. 표적(1001)으로부터 반송된 영상화 빔은 다시 빔 스플리터(6310)로 유도되는데 이것은 반송된 영상화 빔의 적어도 일부를 빔 스플리터(6210)에 반사시키는 것이며 여기서 반사된 기준 빔 및 반송된 영상화 빔은 중첩되고 서로 간섭한다. 분광기 검출기(6240)를 이용하여 간섭을 검출하고 표적(1001)의 OCT 영상을 제공한다. OCT 영상 정보를 수술 레이저 엔진(2130)을 제어하기 위한 제어 시스템(6100), 스캐너(6410 및 6420) 및 수술 레이저 빔을 제어하기 위한 대물 렌즈(5600)에 보낸다. 한 가지 구현에서, 광 지연 장치(6220)를 바꾸어 광 지연을 변화시킴으로써 표적 조직(1001)에서 다양한 깊이를 검출한다.

OCT 시스템이 타임 도메인 시스템인 경우, 두 개의 서브시스템은 두 개의 스캐너가 상이한 방식으로 작동하므로 두 개의 상이한 z-스캐너를 이용한다. 이러한 예에서, 수술 시스템의 z 스캐너는 수술 빔 경로에서 빔의 경로 길이를 변화시키지 않으며 빔 컨디셔너 유닛에서 수술 빔의 분기(divergence)를 변화시킴으로써 작동한다. 반면, 타임 도메인 OCT는 기준 빔 반송 거울의 위치를 이동시키거나 다양한 지연에 의해 빔 경로를 물리적으로 변화시킴으로써 z-방향을 스캔한다. 캘리브레이션 후에, 두 개의 z-스캐너는 레이저 제어 모듈에 의해 동기화될 수 있다. 두 개의 운동 간의 관련성은 선형 또는 다항 종속으로 단순화될 수 있으며, 제어 모듈은 적절한 스케일링을 제공하도록 조정되거나 대안적으로 캘리브레이션 포인트가 룩업(look-up) 테이블을 정의할 수 있다. 스펙트럼/푸리에 도메인 및 주파수 변조원 OCT 장치가 z-스캐너를 지니지 않고, 기준 아암의 길이는 고정된다. 두 시스템의 교차 캘리브레이션은 비용을 감소시키는 것 외에 비교적 간단할 수 있다. 포커싱 옵틱에서의 영상 왜곡에서 비롯된 차이 및 두 시스템의 스캐너가 공유되므로 이들의 차이를 상쇄시킬 필요가 없다.

수술 시스템의 실제 구현에서, 포커싱 대물 렌즈(5600)는 기부 상에 활주가능하거나 이동할 수 있게 탑재되며 대물 렌즈의 중량은 환자의 안구에 대한 힘을 제한하도록 균형이 맞추어진다. 환자 인터페이스(3300)는 환자 인터페이스 마운트에 부착된 압평 렌즈를 포함할 수 있다. 환자 인터페이스 마운트는 포커싱 대물 렌즈를 갖고 있는 마운팅 유닛에 부착되어 있다. 이러한 마운팅 유닛은 불가피한 환자의 움직임에도 환자 인터페이스와 시스템 간의 안정한 연결을 확보하도록 설계되고 안구 상에 환자 인터페이스의 완만한 도킹을 가능하게 한다. 포커싱 대물 렌즈에 대한 다양한 구현을 이용할 수 있고 일례가 Hsueh에 의한 미국특허 5,336,215호에 기재되어 있다. 이러한 조정가능한 포커싱 대물 렌즈의 존재는 OCT 서브시스템에 대한 광학 간섭계의 일부로서 광학 프로브 광의 광학 통로 길이를 변화시킬 수 있다. 대물 렌즈(5600) 및 환자 인터페이스(3300)의 이동이 기준 빔 및 OCT의 영상화 신호 빔 간의 경로 길이 차이를 제어되지 않은 방식으로 변화시킬 수 있고 이것은 OCT에 의해 검출된 OCT 깊이 정보를 저하시킬 수 있다. 이것은 타임-도메인뿐 아니라 스펙트럼/푸리에 도메인 및 주파수-변조 OCT 시스템에서도 일어날 것이다.

도 13-14는 조정가능한 포커싱 대물 렌즈와 관련된 기술적 이슈를 다룬 예시적인 영상화-유도 레이저 수술 시스템을 도시한다.

도 13에서의 시스템은 활주가능한 마운트 상에서 대물 렌즈(7100)의 위치를 측정하기 위해 이동할 수 있는 포커싱 대물 렌즈(7100)와 결합된 위치 센싱 장치(7110)를 제공하고 이것은 측정된 위치를 OCT 시스템의 제어 모듈(7200)에 전달한다. 제어 시스템(6100)은 대물 렌즈(7100)의 위치를 제어하고 이동시킬 수 있어서 OCT 작동을 위한 영상화 신호 빔이 이동하는 광학 통로 길이를 조정하며 렌즈(7100)의 위치는 위치 인코더(7110)에 의해 측정되고 모니터되어 OCT 제어부(7200)로 직접 공급된다. OCT 시스템의 제어 모듈(7200)은 OCT 데이터를 프로세싱함에 있어서 3D 영상을 어셈블링할 때, 환자 인터페이스(3300)에 대한 포커싱 대물 렌즈(7100)의 이동에 의해 야기된 OCT 내부에서의 간섭계의 신호 아암과 기준 아암 간의 차이를 상쇄시키기 위한 알고리듬을 이용한다. OCT 제어 모듈(7200)에 의해 계산된 렌즈(7100)의 위치에서 차이의 적절한 양이 그 위치를 변화시키기 위해 렌즈(7100)를 제어하는 제어부(6100)로 보내진다.

도 14는 OCT 시스템의 간섭계의 기준 아암에서의 반송 거울(6230) 또는 OCT 시스템의 광학 통로 길이 지연 어셈블리에서의 적어도 일부가 이동할 수 있는 포커싱 대물 렌즈(7100)에 단단하게 부착되어 대물 렌즈(7100)가 이동할 때 신호 아암 및 기준 아암이 광학 통로 길이의 동일한 양의 변화를 겪는 또 다른 예시적인 시스템을 도시한다. 이와 같이, 슬라이드 상에서 대물 렌즈(7100)의 이동은 컴퓨터를 사용한 상쇄의 추가 요구 없이 OCT 시스템에서 경로-길이 차이에 대해 자동적으로 상쇄된다.

영상화-유도 레이저 수술 시스템에 대한 상기 예, 즉 레이저 수술 시스템 및 OCT 시스템은 상이한 광원을 이용한다. 레이저 수술 시스템과 OCT 시스템 간의 심지어 더욱 완전한 통합시에, 수술 레이저 빔에 대한 광원으로서의 펨토초 수술 레이저가 또한 OCT 시스템에 대한 광원으로서 이용될 수 있다.

도 15는 OCT 영상화를 위한 프로브 광선 및 수술 동작에 대한 수술 레이저 빔 둘 모두를 생성하기 위해 광 모듈(9100)에서 펨토초 펄스 레이저를 이용하는 예를 도시한다. 빔 스플리터(9300)를 제공하여 레이저 빔을 수술 레이저 빔 및 OCT를 위한 신호 빔 둘 모두로서의 첫 번째 빔 및 OCT를 위한 기준 빔으로서의 두 번째 빔으로 분할한다. 첫 번째 빔은 첫 번째 빔 및 표적 조직(1001)에서 첫 번째 빔의 포커싱을 조정하기 위해 빔의 분기를 변화시키는 두 번째 스캐너 (z 스캐너)(6420)의 전파 방향에 수직인 x 및 y 방향으로 빔을 스캔하는 x-y 스캐너(6410)을 통해 유도된다. 이러한 첫 번째 빔은 표적 조직(1001)에서 수술 동작을 수행하며 이러한 첫 번째 빔의 일부는 환자 인터페이스로 다시 산란되고 대물 렌즈에 의해 OCT 시스템의 광학 간섭계의 신호 아암에 대한 신호 빔으로서 수집된다. 이렇게 반송된 광을 기준 아암에서 반송 거울(6230)에 의해 반사된 두 번째 빔과 함치고 타임-도메인 OCT에 대해 조정가능한 광 지연 부재(6220)에 의해 지연시켜 표적 조직(1001)의 상이한 깊이를 영상화하는데 있어서 신호와 기준 빔 간의 경로 차이를 제어한다. 제어 시스템(9200)이 시스템 동작을 제어한다.

각막에 대한 수술 실시는, 수백 펨토초의 펄스 지속기간이 양호한 수술 성능을 달성하는데 충분할 수 있는 한편, 충분한 깊이 분해능의 OCT의 경우 수십 펨토초 미만과 같은 더욱 짧은 펄스에 의해 생성된 더 넓은 스펙트럼 대역폭이 요구됨을 나타내었다. 이와 관련하여, OCT 장치의 설계는 펨토초 수술 레이저로부터의 펄스의 지속기간을 지시한다.

도 16은 수술 광 및 영상화 광을 제공하기 위해 단일 펄싱된 레이저(9100)를 이용한 또 다른 영상화-유도 시스템을 도시한다. 비선형 스펙트럼 확장 매체(9400)를 펨토초 펄싱된 레이저의 출력 광학 통로에 위치시켜 비교적 긴 펄스, 즉 수술에 보통 이용되는 수백 펨토초의 레이저원으로부터 펄스의 스펙트럼 대역폭을 확장시키기 위한 백색광 생성 또는 스펙트럼 확장과 같은 광학 비선형 프로세스를 이용한다. 매체(9400)는 예를 들어 광섬유 물질일 수 있다. 두 시스템의 광 세기 요건은 상이하며, 빔 세기를 조정하기 위한 메카니즘은 두 시스템에서의 그러한 요건을 충족하도록 구현될 수 있다. 예를 들어, 빔 스티어링 미러, 빔 셔터 또는 감쇠기를 두 시스템의 광학 통로에 제공하여 OCT 영상을 수득하거나 수술을 수행할 때 과도한 광 세기로부터 환자 및 민감한 기계를 보호하기 위해 빔의 존재 및 세기를 적절하게 제어할 수 있다.

동작시에, 도 8-16의 상기 예를 이용하여 영상화-유도 레이저 수술을 수행할 수 있다. 도 17은 영상화-유도 레이저 수술 시스템을 이용하여 레이저 수술을 수행하는 방법의 일례를 도시한다. 이러한 방법은 수술 동안 표적 조직을 적소에 채용하고 유지시키기 위해 시스템에 환자 인터페이스를 이용하며 시스템내 레이저로부터 레이저 펄스의 수술 레이저 빔을, 그리고 시스템내 OCT 모듈로부터 광학 프로브 빔을 환자 인터페이스를 지나 표적 조직으로 동시에 유도한다. 수술 레이저 빔을 제어시켜 표적 조직에서 레이저 수술을 수행하고 OCT 모듈을 동작시켜 표적 조직으로부터 반송되는 광학 프로브 빔의 광으로부터 표적 조직 내부의 OCT 영상을 수득한다. 수득된 OCT 영상에서의 위치 정보를 수술 레이저 빔을 포커싱하고 스캐닝하는데 이용하여 수술 전 또는 수술 동안에 표적 조직에서 수술 레이저 빔의 포커싱 및 스캐닝을 조정한다.

도 18은 안구의 OCT 영상의 예를 도시한다. 환자 인터페이스에서 압평 렌즈의 접촉 표면은 압평 동안 안구에 가해진 압력으로 인한 왜곡 또는 각막 접힘을 최소화하는 굴곡을 갖도록 형성될 수 있다. 환자 인터페이스에서, 안구를 효과적으로 압평시킨 후, OCT 영상을 수득할 수 있다. 도 18에 도시된 대로, 렌즈 및 각막의 굴곡뿐 아니라 렌즈와 각막 간의 거리가 OCT 영상에서 확인될 수 있다. 상피-각막 인터페이스와 같은 포착하기 힘든 특징이 검출될 수 있다. 이러한 확인가능한 특징들 각각은 안구에 관한 레이저 좌표의 내부 기준으로서 이용될 수 있다. 각막과 렌즈의 좌표는 에지(Edge) 또는 블롭(Blob) 검출과 같은 잘-확립된 컴퓨터 비젼 알고리듬을 이용하여 디지털화될 수 있다. 일단 렌즈의 좌표가 확립되면, 이들을 이용하여 수술에 대한 수술 레이저 빔의 포커싱 및 배치를 제어할 수 있다.

대안적으로, 캘리브레이션 샘플 물질을 이용하여 공지된 위치 좌표를 갖는 자리에서 기준 마크의 3-D 어레이를 형성할 수 있다. 캘리브레이션 샘플 물질의 OCT 영상을 수득하여 수득된 OCT 영상에서 기준 마크의 공지된 위치 좌표 및 기준 마크의 OCT 영상 간의 맵핑 관계를 확립할 수 있다. 이러한 맵핑 관계는 디지털 캘리브레이션 데이터로서 저장되고 수술 동안 수득된 표적 조직의 OCT 영상에 기반하여 표적 조직에서 수술 동안의 수술 레이저 빔의 포커싱 및 스캐닝을 제어하는데 이용된다. OCT 영상화 시스템은 본원에서 예로서 이용된 것이며 다른 영상화 기술을 통해 수득된 영상에 이러한 캘리브레이션을 이용할 수 있다.

본원에 기재된 영상화-유도 레이저 수술 시스템에서, 수술 레이저는 높은 수치적 개구 포커싱 하에 안구 내부 (즉, 각막 및 수정체의 내부)의 강력한 전계/다광자 이온화를 구동하기에 충분한 비교적 높은 피크의 파워를 제공할 수 있다. 이러한 조건하에서, 수술 레이저로부터의 1 펄스는 포커스 부피내에서 플라스마를 생성한다. 플라스마를 냉각시켜 기준점으로서 이용될 수 있는 잘 규정된 손상 구역 또는 "기포"가 생성된다. 하기 섹션은 수술 레이저에 의해 생성된 손상 구역을 이용한 OCT-기반 영상화 시스템에 대하여 수술 레이저를 캘리브레이션하기 위한 캘리브레이션 절차를 기재한다.

수술을 수행할 수 있기 전에, OCT는, 수술 레이저가 OCT에 의해 수득된 표적 조직의 OCT 영상 중 영상들에 관한 위치와 관련하여 표적 조직의 적소에서 제어될 수 있도록 상대 위치 관계를 확립하기 위해 수술 레이저에 대해 캘리브레이션된다. 이러한 캘리브레이션을 실시하는 한 가지 방법은 레이저에 의해 손상될 수 있고 OCT로 영상화될 수 있는 캘리브레이션-전 표적 또는 "팬텀(phantom)"을 이용하는 것이다. 팬텀은 물질이 수술 레이저에 의해 생성된 광학 손상을 영구적으로 기록할 수 있도록 유리 또는 경질 플라스틱 (예컨대, PMMA)과 같은 다양한 물질로부터 제작될 수 있다. 팬텀은 또한 수술 표적과 유사한 광학 또는 그 밖의 특성 (예컨대, 수 함량)을 지니도록 선택될 수 있다.

팬텀은, 예컨대 10 mm 이상의 직경 (또는 전달 시스템의 스캐닝 범위의 것) 및 안구의 수정체에 미치는 적어도 10 mm 길이의 상피의 거리의 원통형 길이를 갖거나, 수술 시스템의 스캐닝 깊이만큼 긴 원통형 물질일 수 있다. 팬텀의 상위 표면은 환자 인터페이스와 이음매 없이 일치하도록 구부러질 수 있거나 충분한 압평이 가능하도록 팬텀 물질이 압축될 수 있다. 팬텀은 레이저 위치 (x 및 y에서) 및 포커스 (z) 둘 모두 그리고 OCT 영상이 팬텀에 대해 참조될 수 있도록 3차원 격자를 지닐 수 있다.

도 19A-19D는 팬텀에 대한 두 가지 예시적인 배치를 도시한다. 도 19A는 얇은 디스크로 분할된 팬텀을 도시한다. 도 19B는 팬텀을 가로질러 레이저 위치를 결정하기 위해 기준 마크의 격자를 참조로서 갖도록 패턴화된 단일 디스크를 도시한다 (즉, x- 및 y-좌표). 스택으로부터 개개의 디스크를 제거하고 공초점 현미경하에 이것을 영상화함에 의해 z-좌표 (깊이)를 결정할 수 있다.

도 19C는 두 개의 절반으로 분리될 수 있는 팬텀을 도시한다. 도 19A에서 분할된 팬텀과 유사하게, 이러한 팬텀은 x- 및 y-좌표에서 레이저 위치를 결정하기 위해 기준 마크의 격자를 참조로서 함유하도록 구조화된다. 깊이 정보는 팬텀을 두 개의 절반으로 분리시키고 손상 구역들 간의 거리를 측정함에 의해 추출될 수 있다. 합친 정보는 영상 유도 수술을 위한 파라메터를 제공할 수 있다.

도 20은 영상화-유도 레이저 수술 시스템의 수술 시스템 부분을 도시한다. 이러한 시스템은 검류계 또는 음성 코일과 같은 작동기에 의해 작동될 수 있는 스티어링 미러, 대물 렌즈 및 일회용 환자 인터페이스를 포함한다. 수술 레이저 빔은 스티어링 미러에서 대물 렌즈를 통해 반사된다. 대물 렌즈는 환자 인터페이스 바로 뒤에 빔을 집중시킨다. 대물 렌즈에 대한 빔의 각도를 변화시킴에 의해 x- 및 y-좌표에서의 스캐닝을 수행한다. 스티어링 미러에 대한 업스트림에서 렌즈의 시스템을 이용하여 들어오는 빔의 분기를 변화시킴에 의해 z-면에서의 스캐닝을 수행한다.

이러한 예에서, 일회용 환자 인터페이스의 원뿔 곡선은 공간 이격되거나(air spaced) 고체일 수 있고 환자와 접촉하는 섹션은 곡선의 콘택트 렌즈를 포함한다. 곡선의 콘택트 렌즈는 이온화 방사선 조사시 색 중심의 형성에 견디는 용융 실리카 또는 그 밖의 물질로 제작될 수 있다. 굴곡의 반경은 안구에 적합한 상한, 예컨대 약 10 mm이다.

캘리브레이션 절차의 첫 번째 단계는 환자 인터페이스를 팬텀과 도킹시키는 것이다. 팬텀의 굴곡은 환자 인터페이스의 굴곡과 유사하다. 도킹 후, 절차의 다음 단계는 팬텀의 내부에 광학 손상을 야기시켜 기준 마크를 제공하는 것을 포함한다.

도 21은 유리에서 펨토초 레이저에 의해 생산된 실제 손상 구역의 예를 도시한다. 손상 구역들 간의 간격은 평균 8 ㎛이다 (펄스 에너지는 반값 전폭(full width at half maximum)에서 580 fs의 지속기간 동안 2.2μJ이다). 도 21에 도시된 광학 손상은 펨토초 레이저에 의해 생성된 손상 구역이 잘 정의되어 있고 분리되어 있음을 나타낸다. 도시된 예에서, 손상 구역은 약 2.5 ㎛의 직경을 갖는다. 도 20에 도시된 것과 유사한 광학 손상 구역이 팬텀에서 다양한 깊이로 생성되어 기준 마크의 3-D 어레이를 형성한다. 이러한 손상 구역들은 공초점 현미경 아래에서 적절한 디스크를 추출하고 이것을 영상화하거나 (도 19A) 팬텀을 두 개의 절반으로 분할하고 마이크로미터를 이용하여 깊이를 측정함에 의해 (도 19C) 캘리브레이션된 팬텀에 대해 참조된다. x- 및 y-좌표는 캘리브레이션-전 격자로부터 확립될 수 있다.

팬텀을 수술 레이저로 손상시킨 후에, 팬텀 상에서 OCT가 수행된다. OCT 영상화 시스템은 OCT 좌표 시스템과 팬텀 간의 관계를 수립하는 팬텀의 3D 렌더링(rendering)을 제공한다. 손상 구역들은 영상화 시스템으로 검출될 수 있다. OCT 및 레이저는 팬텀의 내부 표준을 이용하여 교차-캘리브레이션될 수 있다. OCT 및 레이저를 서로에 대해 관련시킨 후에, 팬텀을 폐기할 수 있다.

수술 전에, 캘리브레이션을 확인할 수 있다. 이러한 확인 단계는 두 번째 팬텀의 내부에서 광학 손상을 다양한 위치에 생성시키는 것을 포함한다. 광학 손상은 충분한 세기여서 순환 패턴을 생성하는 다수의 손상 구역이 OCT에 의해 영상화될 수 있게 하여야 한다. 패턴이 생성된 후, 두 번째 팬텀을 OCT에 의해 영상화한다. OCT 영상과 레이저 좌표의 비교는 수술 전 시스템 캘리브레이션의 최종 조사를 제공한다.

일단 좌표를 레이저에 공급하면, 레이저 수술이 안구 내부에서 수행될 수 있다. 이것은 레이저를 이용한 수정체의 광유화술(photo-emulsification)뿐 아니라 안구에 대한 그 밖의 레이저 치료를 포함한다. 수술은 어떠한 시점에 중단될 수 있고 수술의 진행을 모니터하기 위해 안구의 전안부 (도 17)를 재-영상화할 수 있다; 더욱이, IOL을 삽입한 후, IOL을 영상화하는 것은 (빛 이용 또는 압평 없이) 안구에서 IOL의 위치에 관한 정보를 제공한다. 의사는 이러한 정보를 이용하여 IOL의 위치를 재정비할 수 있다.

도 22는 캘리브레이션 과정 및 캘리브레이션-후 수술 작업의 예를 도시한다. 이러한 예는 영상화-유도 레이저 수술 시스템을 이용하여 레이저 수술을 수행하는 방법을 도시하며, 상기 방법은 수술 동안 표적 조직을 적소에 유지하고 수술을 수행하기 전 캘리브레이션 과정 동안 캘리브레이션 샘플 물질을 유지하도록 채용된 환자 인터페이스를 시스템에 이용하고; 시스템내 레이저로부터의 레이저 펄스의 수술 레이저 빔을 환자 인터페이스를 지나 캘리브레이션 샘플 물질로 유도하여 선택된 3차원 기준 위치에서 기준 마크를 연소시키고; 시스템내 광간섭 단층촬영기 (OCT) 모듈로부터의 광학 프로브 빔을 환자 인터페이스를 지나 캘리브레이션 샘플 물질로 유도하여 연소된 기준 마크의 OCT 영상을 캡쳐하고; OCT 모듈의 배치 좌표 및 연소된 기준 마크 간의 관계를 수립하는 것을 포함할 수 있다. 상기 관계를 수립한 후, 시스템에서 환자 인터페이스를 이용하여 수술 동안 표적 조직을 적소에 채용하고 유지시킨다. 레이저 펄스의 수술 레이저 빔 및 광학 프로브 빔을 환자 인터페이스를 지나 표적 조직으로 유도한다. 수술 레이저 빔은 표적 조직에서 레이저 수술을 수행하기 위해 제어된다. OCT 모듈을 작동시켜 표적 조직으로부터 반송된 광학 프로브 빔의 광으로부터 표적 조직 내부의 OCT 영상과 수득된 OCT 영상의 위치 정보를 수득하고 확립된 관계를 수술 레이저 빔의 포커싱 및 스캐닝에 적용시켜 수술 동안 표적 조직에서 수술 레이저 빔의 포커싱 및 스캐닝을 조정한다. 그러한 캘리브레이션은 레이저 수술 직전에 수행될 수 있으나, 이들은 또한 절차 전에 다양한 간격으로, 그러한 간격 동안 캘리브레이션에서의 이동 또는 변화 없음을 입증하는 캘리브레이션 검증을 이용하여, 수행될 수 있다.

하기 실시예는 수술 레이저 빔의 정렬을 위해 레이저-유도 광파괴 부산물의 영상을 이용하는 영상화-유도 레이저 수술 기법 및 시스템을 기재한다.

도 23a-b는 표적 조직 내의 실제 광파괴 부산물이 추가 레이저 배치를 유도하는데 이용되는 본 기법의 또 다른 구현을 예시한다. 펄싱된 레이저(1710), 예를 들어, 펨토초 또는 피코초 레이저가 표적 조직(1001)에서 광파괴를 야기시키는 레이저 펄스를 갖는 레이저 빔(1712)을 발생시키는데 사용된다. 표적 조직(1001)은 피검체의 신체 부분(1700)의 일부, 예를 들어, 한쪽 안구의 수정체 부분일 수 있다. 레이저 빔(1712)은 레이저(1710)에 대한 광학 모듈에 의해 표적 조직(1001) 내의 표적 조직 위치로 포커싱되고 유도되어 특정 수술 효과가 달성된다. 표적 표면은 레이저 파장 뿐만 아니라 표적 조직으로부터의 영상 파장을 전달하는 압평판(1730)에 의해 레이저 광학 모듈에 임의로 커플링된다. 압평판(1730)은 압평 렌즈일 수 있다. 압평판이 적용되기 전 또는 후(또는 적용되기 전과 후)에 표적 조직(1001)의 영상을 캡쳐하기 위해 표적 조직(1001)으로부터의 반사 또는 산란 광 또는 음을 수집하기 위한 영상화 장치(1720)가 제공된다. 캡쳐된 영상화 데이터는 이후 레이저 시스템 제어 모듈에 의해 프로세싱되어 요망되는 표적 조직 위치가 결정된다. 레이저 시스템 제어 모듈은 광파괴 부산물(1702)의 중심이 표적 조직 위치와 중첩되는 것을 보장하기 위해 표준 광학 모델을 기초로 하여 광학 또는 레이저 부재를 이동시키거나 조정한다. 이는 광파괴 부산물(1702) 및 표적 조직(1001)의 영상이 수술 과정 동안 연속적으로 모니터되어 레이저 빔이 각각의 표적 조직 위치에 적절히 위치되는 것을 보장하는 동적 정렬 과정일 수 있다.

한 구현에서, 레이저 시스템은 첫째로 레이저 빔(1712)이 정렬 레이저 펄스를 이용하여 최초로 정렬되어 정렬에 대해 광파괴 부산물(1702)이 생성되는 진단 모드, 및 이후 수술 레이저 펄스가 생성되어 실제 수술 작업이 수행되는 수술 모드의 두 가지 모드로 작동될 수 있다. 두 모드에서, 파괴 부산물(1702) 및 표적 조직(1001)의 영상이 모니터되어 빔 정렬이 제어된다. 도 17A는 레이저 빔(1712) 내의 정렬 레이저 펄스가 수술 레이저 펄스의 에너지 수준과 상이한 에너지 수준으로 설정될 수 있는 진단 모드를 도시한다. 예를 들어, 정렬 레이저 펄스는 수술 레이저 펄스보다 덜 강력할 수 있으나 조직 내에서 유의한 광파괴를 야기시키기에 충분하여 영상화 장치(1720)에서 광파괴 부산물(1702)이 캡쳐된다. 이러한 조잡한 표적화의 해상도는 요망되는 수술 효과를 제공하기에 충분하지 않을 수 있다. 캡쳐된 영상을 기초로 하여, 레이저 빔(1712)이 적절히 정렬될 수 있다. 이러한 최초 정렬 후, 레이저(1710)는 수술을 수행하기 위해 보다 높은 에너지 수준의 수술 레이저 펄스를 생성시키기 위해 제어될 수 있다. 수술 레이저 펄스는 정렬 레이저 펄스와 상이한 에너지 수준으로 존재하므로, 광파괴에서의 조직 물질의 비선형 효과는 레이저 빔(1712)이 진단 모드 동안의 빔 위치로부터 상이한 위치에 포커싱되도록 할 수 있다. 따라서, 진단 모드 동안 달성된 정렬은 조잡한 정렬이며, 수술 레이저 펄스가 실제 수술을 수행하는 수술 모드 동안 각각의 수술 레이저 펄스를 정확히 위치시키기 위해 추가 정렬이 추가로 수행될 수 있다. 도 23a를 참조하여, 영상화 장치(1720)는 수술 모드 동안 표적 조직(1001)으로부터의 영상을 캡쳐하고, 레이저 제어 모듈은 표적 조직(1001) 내의 요망되는 표적 조직 위치로 레이저 빔(1712)의 포커스 위치(1714)를 배치하기 위해 레이저 빔(1712)을 조정한다. 이러한 과정이 각각의 표적 조직 위치에 대해 수행된다.

도 24는 레이저 빔이 먼저 표적 조직에 대략 조준된 후, 광파괴 부산물의 영상이 캡쳐되고, 레이저 빔을 정렬시키는데 사용되는 레이저 정렬의 한 구현을 도시한다. 표적 조직으로서의 신체 부분의 표적 조직의 영상 및 신체 부분 상의 참조 영상이 모니터되어 표적 조직에 펄싱된 레이저 빔이 조준된다. 광파괴 부산물 및 표적 조직의 영상은 광파괴 부산물의 위치와 표적 조직을 중첩시키기 위해 펄싱된 레이저 빔을 조정하는데 이용된다.

도 25는 레이저 수술에서 표적 조직 내의 광파괴 부산물의 영상화를 기초로 한 레이저 정렬 방법의 한 구현을 도시한다. 이러한 방법에서, 펄싱된 레이저 빔은 표적 조직 내의 표적 조직 위치로 조준되어 표적 조직 위치에 연속의 최초 정렬 레이저 펄스가 전달된다. 표적 조직 위치 및 최초 정렬 레이저 펄스에 의해 야기된 광파괴 부산물의 영상이 모니터되어 표적 조직 위치와 비교한 광파괴 부산물의 위치가 수득된다. 최초 정렬 레이저 펄스와 상이한 수술 펄스 에너지 수준의 수술 레이저 펄스에 의해 야기된 광파괴 부산물의 위치는 수술 레이저 펄스의 펄싱된 레이저 빔이 표적 조직 위치에 배치되는 경우에 결정된다. 펄싱된 레이저 빔이 조절되어 수술 펄스 에너지 수준의 수술 레이저 펄스가 전달된다. 펄싱된 레이저 빔의 위치가 수술 펄스 에너지 수준에서 조정되어 결정된 위치에 광파괴 부산물의 위치가 배치된다. 표적 조직 및 광파괴 부산물의 영상을 모니터하면서, 수술 펄스 에너지 수준의 펄싱된 레이저 빔의 위치가 조정되어, 펄싱된 레이저 빔이 표적 조직 내의 새로운 표적 조직 위치로 이동하는 경우에 각각의 결정된 위치에 광파괴 부산물의 위치가 배치된다.

도 26은 광파괴 부산물의 영상을 이용한 레이저 정렬을 기초로 한 예시적 레이저 수술 시스템을 도시한다. 표적 조직(1700)으로 레이저 빔을 포커싱하고 유도하기 위한 광학 모듈(2010)이 제공된다. 광학 모듈(2010)은 하나 이상의 렌즈를 포함할 수 있고, 하나 이상의 반사재를 추가로 포함할 수 있다. 빔 제어 신호에 반응하여 포커싱 및 빔 방향을 조정하기 위해 조절 작동기가 광학 모듈(2010)에 포함된다. 레이저 조절 신호를 통한 펄싱된 레이저(1010) 및 빔 제어 신호를 통한 광학 모듈(2010) 둘 모두를 조절하기 위해 시스템 제어 모듈(2020)이 제공된다. 시스템 제어 모듈(2020)은 표적 조직(1700) 내의 표적 조직 위치로부터의 광파괴 부산물(1702)에 대한 위치 오프셋 정보를 포함하는 영상화 장치(2030)로부터의 영상 데이터를 프로세싱한다. 영상으로부터 수득된 정보를 기초로 하여, 빔 제어 신호가 생성되어 레이저 빔을 조정하는 광학 모듈(2010)이 제어된다. 레이저 정렬을 위한 다양한 데이터 프로세싱을 수행하기 위해 디지털 프로세싱 유닛이 시스템 제어 모듈(2020)에 포함된다.

광간섭 단층촬영기(OCT) 장치를 포함하는 영상화 장치(2030)가 다양한 형태로 구현될 수 있다. 또한, 초음파 영상화 장치가 또한 이용될 수 있다. 영상화 장치의 해상도에서 표적에 레이저 포커스를 총체적으로 위치시키기 위해 레이저 포커스의 위치가 이동된다. 표적으로의 레이저 포커스의 참조에서의 오차 및 가능한 비-선형 광학 효과, 예를 들어, 자가 포커싱은 레이저 포커스의 위치 및 이후의 광파괴 사건을 정확히 예측하는 것을 어렵게 만든다. 물질 내부의 레이저의 포커싱을 예측하기 위한 모델 시스템 또는 소프트웨어 프로그램의 사용을 포함하는 다양한 캘리브레이션 방법이 사용되어 영상화된 조직 내의 레이저의 조잡한 표적화가 수득될 수 있다. 표적의 영상화는 광파괴 전 및 후 둘 모두에 수행될 수 있다. 표적과 비교한 생성물에 의한 광파괴의 위치가 이용되어 표적에서 또는 표적과 비교하여 레이저 포커스 및 광파괴 처리를 보다 잘 국소화시키기 위해 레이저의 집중점이 이동된다. 따라서, 실제 광파괴 사건이 이용되어 이후의 수술 펄스의 배치를 위한 정확한 표적화가 제공된다.

진단 모드 동안의 표적화를 위한 광파괴가 시스템의 수술 모드의 이후의 수술 과정에 필요한 수준보다 낮거나, 높거나, 동일한 에너지 수준으로 수행될 수 있다. 진단 모드에서 상이한 에너지로 수행된 광파괴 사건의 국소화와 수술 에너지에서의 예측 국소화를 서로 관련시키기 위해 캘리브레이션이 이용될 수 있는데, 이는 광학 펄스 에너지 수준이 광파괴 사건의 정확한 위치에 영향을 미칠 수 있기 때문이다. 상기 최초 국소화 및 정렬이 수행된 후, 레이저 펄스(또는 단일 펄스)의 양 또는 패턴이 상기 위치결정과 비교하여 전달될 수 있다. 추가 레이저 펄스를 전달하는 과정 동안 추가 샘플링 영상이 만들어져 레이저의 적절한 국소화(낮거나, 높거나, 동일한 에너지 펄스를 사용하여 샘플링 영상이 수득될 수 있음)가 보장될 수 있다. 한 구현에서, 공동화 기포 또는 충격파 또는 다른 광파괴 부산물을 검출하기 위해 초음파 장치가 사용된다. 이후, 상기 국소화는 초음파 또는 다른 방식을 통해 수득된 표적의 영상화와 서로 관련될 수 있다. 다른 구체예에서, 영상화 장치는 단순히 생체현미경이거나, 광간섭 단층촬영기와 같은 작업자에 의한 광파괴 사건의 다른 광학적 시각화이다. 최초 관찰로, 레이저 포커스는 요망되는 표적 위치로 이동되고, 이후 펄스의 패턴 또는 양이 상기 최초 위치와 비교하여 전달된다.

특정 예로서, 정확한 표면하 광파괴를 위한 레이저 시스템은 초당 1억-10억 펄스의 반복률로 광파괴를 발생시킬 수 있는 레이저 펄스를 발생시키는 수단, 표적의 영상을 이용하여 표면 아래의 표적으로 레이저 펄스를 조잡하게 집중시키고, 수술 효과를 발생시킴이 없이 상기 영상에 대한 레이저 포커스의 캘리브레이션을 위한 수단, 표적, 표적 주위의 인접한 공간 또는 물질 및 표적 근처에 조잡하게 국소화된 적어도 하나의 광파괴 사건의 부산물의 영상 또는 시각화를 제공하기 위해 표면 아래를 검출하거나 시각화시키는 수단, 적어도 한번 광파괴의 부산물의 위치와 표면하 표적의 위치를 서로 관련시키고, 표면하 표적 또는 표적과 비교한 상대 위치에 광파괴의 부산물을 배치하기 위해 레이저 펄스의 포커스를 이동시키는 수단, 광파괴의 부산물과 표면하 표적의 위치의 상기 정교한 상관관계에 의해 지정된 위치와 비교한 패턴으로 적어도 하나의 추가 레이저 펄스의 이후의 행렬을 전달하는 수단, 및 영상화되는 동일하거나 교정된 표적과 비교하여 이후의 레이저 펄스의 위치를 추가로 미세하게 조정하기 위해 펄스의 이후의 행렬의 배치 동안 광파괴 사건을 지속적으로 모니터하는 수단을 포함할 수 있다.

필요에 따라 절단 또는 부피 파괴 적용을 위해, 상기 기술 및 시스템은 연속적인 펄스 배치에 요구되는 정확하게 표면하 표적에 높은 반복률 레이저 펄스를 전달하는데 사용될 수 있다. 이는 표적의 표면 상의 참조 소스를 사용하거나 사용하지 않고 달성될 수 있고, 압평 후 또는 레이저 펄스의 배치 동안 표적의 이동을 고려할 수 있다.

본 명세서는 많은 상세사항을 함유하나, 이들은 어떠한 본 발명의 범위 또는 청구될 수 있는 사항에 대한 제한으로 간주되어선 안되며, 이는 오히려 특정 구체예에 특이적인 특징의 기재이다. 별개의 구체예의 상황에서 본 명세서에 기재된 특정한 특징은 또한 단일한 구체예와 조합되어 수행될 수 있다. 역으로, 단일한 구체예의 상황에서 기재된 다양한 특징은 또한 별도로 또는 임의의 적합한 하위조합으로 다수의 구체예에서 수행될 수 있다. 또한, 특징들이 특정 조합으로 및 심지어 상기와 같이 처음 청구되어 작용하는 것으로 상기와 같이 기재될 수 있으나, 청구된 조합으로부터의 하나 이상의 특징은 일부 경우에 조합으로부터 삭제될 수 있고, 청구된 조합은 하위조합 또는 하위조합의 변형에 적용될 수 있다.

Claims (25)

1. 안구의 수정체에서 백내장-표적 영역을 결정하는 단계;
   백내장-레이저 펄스를 가하여 결정된 백내장-표적 영역의 일부를 광파괴(photodisrupt)시키는 단계;
   안구의 말초 영역에서 녹내장-표적 영역을 결정하는 단계; 및
   녹내장-레이저 펄스를 가하여 녹내장-표적 영역에서 광파괴에 의해 하나 이상의 절개를 생성하는 단계를 포함하는 통합된 안구 수술 방법으로서,
   상기 방법의 단계들이 통합된 수술 절차내에서 수행되는 방법.
2. 제 1항에 있어서, 백내장-레이저 펄스를 가하는 단계가 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계 이전에 수행되는 방법.
3. 제 1항에 있어서, 백내장-레이저 펄스를 가하는 단계가 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계 이후에 수행되는 방법.
4. 제 1항에 있어서, 백내장-레이저 펄스를 가하는 단계가 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계와 적어도 부분적으로 동시에 수행되는 방법.
5. 제 1항에 있어서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계가 녹내장-레이저 펄스를 공막, 윤부 영역, 안각 부분, 또는 홍채 근부 중 하나 이상에 가하는 것을 포함하는 방법.
6. 제 1항에 있어서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계가 섬유주성형술(trabeculoplasty), 홍채절개술(iridotomy) 또는 홍채절제술(iridectomy) 중 하나 이상과 관련된 패턴에 따라 녹내장-레이저 펄스를 가하는 것을 포함하는 방법.
7. 제 1항에 있어서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계가 녹내장-레이저 펄스를 가하여 배수 채널 또는 체액 유출 구멍 중 하나 이상을 형성하는 것을 포함하는 방법.
8. 제 7항에 있어서, 상기 방법이 이식가능한 장치를 배수 채널 또는 체액 유출 구멍 중 하나에 삽입시키는 것을 포함하는 방법.
9. 제 7항에 있어서, 배수 채널 또는 체액 유출 구멍이 수술 안구의 앞방(anterior chamber)을 수술 안구의 표면에 연결하도록 형성됨으로써 수술 안구에서 안방수의 안내압이 감소하도록 하는 방법.
10. 제 7항에 있어서, 백내장-레이저 펄스 및 녹내장-레이저 펄스 둘 모두를 가하기 위해 하나의 레이저를 이용하는 것을 포함하는 방법.
11. 제 10항에 있어서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계가 녹내장-레이저 펄스를 최적화된 녹내장-표적 영역에 가하는 것을 포함하고,
    최적화된 녹내장-표적 영역의 위치가, 녹내장-레이저 펄스를 안구의 공막보다 적게 산란시키고, 형성된 배수 채널에 의한 안구의 광학 경로가 중심에 형성된 배수 채널보다 적게 교란되도록 선택되는 방법.
12. 제 1항에 있어서, 녹내장-표적 영역이 윤부-공막 경계 영역 또는 윤부-각막 교차 영역 중 하나인 방법.
13. 제 1항에 있어서, 녹내장-레이저 펄스를 가하는 단계가,
    녹내장-레이저 펄스를 안구의 공막보다 적게 산란시키고, 안구의 광학 경로가 중심에 형성된 배수 채널보다 적게 교란되는 경쟁 요건을 최적화하기 위해 선택된 방향으로 배수 채널을 형성하도록 녹내장-레이저 펄스를 가하는 것을 포함하는 방법.
14. 제 1항에 있어서, 백내장-레이저 펄스의 배치 및 녹내장-레이저 펄스의 배치를 좌표(coordinated) 방식으로 결정하는 것을 포함하는 방법.
15. 제 14항에 있어서,
    백내장-레이저 펄스에 의해 달성된 광파괴를 영상화하고;
    영상화된 광파괴에 반응하는 녹내장-표적 영역의 적어도 일부를 결정하는 것을 포함하는 방법.
16. 제 14항에 있어서, 녹내장-레이저 펄스에 의해 달성된 광파괴를 영상화하고;
    영상화된 광파괴에 반응하는 백내장-표적 영역의 적어도 일부를 결정하는 것을 포함하는 방법.
17. 제 1항에 있어서,
    백내장-레이저 펄스가 백내장-레이저 파장 λ-c로 가해지고;
    녹내장-레이저 펄스가 녹내장-레이저 파장 λ-g로 가해지는 방법.
18. 제 1항에 있어서,
    백내장-레이저 펄스가 백내장-환자 인터페이스(interface)를 통해 가해지고;
    녹내장-레이저 펄스가 녹내장-환자 인터페이스를 통해 가해지는 방법.
19. 백내장-레이저 펄스를 백내장-표적 영역에 정위시키고,
    녹내장-레이저 펄스를 녹내장-표적 영역에 정위시키도록 구성된 다목적 레이저; 및
    백내장-레이저 펄스 및 녹내장-레이저 펄스 중 적어도 하나에 의해 야기된 광파괴를 영상화하도록 구성된 영상화 시스템을 포함하는 다목적 안과 수술 시스템.
20. 제 19항에 있어서, 다목적 레이저가.
    백내장-레이저 펄스를 백내장-레이저 파장 λ-c로 가하고,
    녹내장-레이저 펄스를 녹내장-레이저 파장 λ-g로 가하도록 구성된 다목적 안과 수술 시스템.
21. 제 19항에 있어서, 다목적 레이저가.
    백내장-레이저 펄스를 백내장-환자 인터페이스를 통해 가하고,
    녹내장-레이저 펄스를 녹내장-환자 인터페이스를 통해 가하도록 구성된 다목적 안과 수술 시스템.
22. 제 19항에 있어서, 백내장-레이저 펄스 및 녹내장-레이저 펄스가 동일한 레이저에 의해 가해지는 다목적 안과 수술 시스템.
23. 안구의 수정체에서 백내장-표적 영역을 결정하는 단계;
    백내장-레이저 펄스를 가하여 결정된 백내장-표적 영역의 일부를 광파괴시키는 단계;
    안구의 중심, 중간 또는 말초 영역에서 난시-표적 영역을 결정하는 단계; 및
    난시 교정-레이저 펄스를 가하여 난시-표적 영역에서 광파괴에 의해 하나 이상의 절개를 생성하는 단계를 포함하는 통합된 안구 수술 방법으로서,
    상기 방법의 단계들이 통합된 수술 절차내에서 수행되는 방법.
24. 제 23항에 있어서,
    백내장-레이저 펄스에 의해 달성된 광파괴를 영상화하고;
    영상화된 광파괴에 반응하는 난시-표적 영역의 적어도 일부를 결정하는 것을 포함하는 방법.
25. 백내장-레이저 펄스를 백내장-표적 영역에 정위시키고,
    난시-레이저 펄스를 난시-표적 영역에 정위시키도록 구성된 다목적 레이저; 및
    백내장-레이저 펄스 및 난시-레이저 펄스 중 적어도 하나에 의해 야기된 광파괴를 영상화하도록 구성된 영상화 시스템을 포함하는 다목적 안과 수술 시스템.

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