特表2023-513472二重照準ビームに基づいて緑内障手術用の眼組織の表面を位置特定するためのシステム及び方法
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公表特許公報(A)
(11)【公表番号】
(43)【公表日】2023-03-31
(54)【発明の名称】二重照準ビームに基づいて緑内障手術用の眼組織の表面を位置特定するためのシステム及び方法
(51)【国際特許分類】
A61F 9/008 20060101AFI20230324BHJP
【ＦＩ】
A61F9/008 100
A61F9/008 130
A61F9/008 151
A61F9/008 160
【審査請求】有
【予備審査請求】有
(21)【出願番号】P 2022546659
(86)(22)【出願日】2021-01-11
(85)【翻訳文提出日】2022-09-16
(86)【国際出願番号】 US2021012981
(87)【国際公開番号】W WO2021158333
(87)【国際公開日】2021-08-12
(31)【優先権主張番号】16/781,770
(32)【優先日】2020-02-04
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(81)【指定国・地域】
【公序良俗違反の表示】
（特許庁注：以下のものは登録商標）
１．テフロン
(71)【出願人】
【識別番号】521025603
【氏名又は名称】ヴィアレーズ， インコーポレイテッド
(74)【代理人】
【識別番号】110002077
【氏名又は名称】園田・小林弁理士法人
(72)【発明者】
【氏名】ユハース， ティボル
(72)【発明者】
【氏名】ラクシ， フェレンツ
(72)【発明者】
【氏名】シャーマ， マヌ
(72)【発明者】
【氏名】スラス， ハディ
(72)【発明者】
【氏名】スアレス， カルロス ジー．
(72)【発明者】
【氏名】リン， ヴァージニア
(72)【発明者】
【氏名】ルミス， ウェスリー ダブリュ．
(72)【発明者】
【氏名】ホランド， ガイ
(72)【発明者】
【氏名】ミクラ， エリック アール．
(57)【要約】
眼内の標的表面を、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送する二重照準ビーム装置を使用して位置特定する。光学サブシステムが、レーザ源からレーザビーム、第１の照準光ビーム、及び第２の照準光ビームを受光し、光ビームを標的表面へと方向付け、レーザビームの焦点に対応する点で交差するように光ビームを位置合わせする。撮像装置が、第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む標的表面の画像を撮影する。スポット間の分離は、焦点が標的表面から離れていることを示し、スポットの重なりは、焦点が対象表面に、又は対象表面上にあることを示す。
【選択図】図８ａ
【選択図】図８ａ
【特許請求の範囲】
【請求項1】
レーザによる光破壊のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するためのシステムであって、レーザビームを出力するように構成されたレーザ源と、
第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送するように構成された二重照準ビーム装置と、
前記レーザビーム、前記第１の照準光ビーム、及び前記第２の照準光ビームを受光するように前記レーザ源及び前記二重照準ビーム装置と光学的に位置合わせされた光学サブシステムであって、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを前記標的表面に入射するように方向付け、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを互いに対して、かつ前記レーザビームに対して位置合わせし、それにより、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを前記レーザビームの焦点に対応する点で交差させるように構成された合焦用対物部を備える光学サブシステムと、
前記第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む前記虹彩角膜角の画像を撮影するために前記光学サブシステムと光学的に位置合わせされた撮像装置と
を備えるシステム。
【請求項2】
前記光学サブシステムは、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームが互いに対して、かつ前記レーザビームに対して平行である配置で、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを前記合焦用対物部に透過するように構成された１つ又は複数の光学構成要素を備え、前記合焦用対物部は、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームが互いに非平行になり、かつ前記レーザビームの前記焦点に対応する前記点で交差するように調整するように構成される、
請求項１に記載のシステム。
【請求項3】
前記二重照準ビーム装置は、１つ又は複数の照準ビーム源から前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを受光し、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを透過するように位置合わせされた合焦用レンズを備え、前記光学サブシステムは、前記二重照準ビーム装置から前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを受光するように位置合わせされたビームスプリッタと、前記ビームスプリッタから前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを受光するように位置合わせされた望遠鏡とを備える、
請求項２に記載のシステム。
【請求項4】
前記ビームスプリッタは、前記撮像装置と前記合焦用対物部との間の光路にある、請求項３に記載のシステム。
【請求項5】
前記二重照準ビーム装置は、前記合焦用レンズと前記ビームスプリッタとの間に位置決めされ、前記望遠鏡の共役面に設置されたアパーチャを備える、請求項３に記載のシステム。
【請求項6】
前記二重照準ビーム装置は、単一の光ビームを伝送するように構成された照準ビーム源と、
前記単一の光ビームを前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームに分割し、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを前記光学サブシステムへと方向付けるように構成された第１のビームスプリッタと
を備える、請求項２に記載のシステム。
【請求項7】
前記二重照準ビーム装置は、前記第１の照準光ビームを伝送するように構成された第１の照準ビーム源と、
前記第２の照準光ビームを伝送するように構成された第２の照準ビーム源と
を備える、請求項２に記載のシステム。
【請求項8】
前記二重照準ビーム装置は、照準ビーム源から円錐光を受光するように位置合わせされ、前記円錐光を一対の平行光ビームに変換するように構成された照準ビーム望遠鏡と、前記一対の平行光ビームを受光し、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを透過するように位置合わせされた二重アパーチャとを備え、前記光学サブシステムは、前記二重アパーチャから前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを受光するように位置合わせされたビームスプリッタを備える、
請求項２に記載のシステム。
【請求項9】
前記ビームスプリッタは、前記レーザ源と前記合焦用対物部との間の光路にある、請求項８に記載のシステム。
【請求項10】
前記第１の照準光ビームは第１の波長によって特徴付けられ、前記第２の照準光ビームは前記第１の波長とは異なる第２の波長によって特徴付けられる、請求項１に記載のシステム。
【請求項11】
前記二重照準ビーム装置は、５４３ｎｍ、５９４ｎｍ、６０４ｎｍ、６１２ｎｍ、６３３ｎｍ、及び１１５０ｎｍの波長で動作するヘリウム－ネオン（Ｈｅ－Ｎｅ）レーザからなる１つ又は複数の照準ビーム源を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項12】
前記二重照準ビーム装置は、４００ｎｍ～１２００ｎｍの波長範囲で動作するレーザダイオード又は発光ダイオード（ＬＥＤ）からなる１つ又は複数の照準ビーム源を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項13】
前記二重照準ビーム装置は、連続波（ＣＷ）モード又はパルスレーザモードで動作するように構成された１つ又は複数の照準ビーム源を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項14】
前記撮像装置は、可視スペクトルの照明光ビームを出力するように構成された照明源と、
前記照明源によって出力された光を使用して前記標的表面の画像を提供するように構成されたビデオカメラと
を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項15】
前記撮像装置は、４００ｎｍ～１２００ｎｍの波長範囲を使用して前記標的表面の画像を提供するように構成されたビデオカメラを備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項16】
前記撮像装置は顕微鏡を備える、請求項１５に記載のシステム。
【請求項17】
前記第１の照準光ビームと前記第２の照準光ビームとの交点は、前記レーザビームの前記焦点の前記位置と同じ位置にある、請求項１に記載のシステム。
【請求項18】
前記第１の照準光ビームと前記第２の照準光ビームとの交点は、前記レーザビームの前記焦点の前記位置とは異なる位置にある、請求項１に記載のシステム。
【請求項19】
前記撮像装置に結合されたプロセッサをさらに備え、前記プロセッサは、前記第１スポットと前記第２スポットとの間の位置関係を検出し、
前記第１のスポットと前記第２のスポットとの重なりの検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面にあると判定し、
前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の分離及び前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の対応する位置関係の検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面の近位又は前記標的表面の遠位のいずれかにあると判定する
ように構成される、請求項１に記載のシステム。
【請求項20】
前記プロセッサは、前記レーザ源に結合され、前記焦点が前記標的表面にあると判定された場合に前記レーザ源に光破壊を開始させるようにさらに構成される、請求項１９に記載のシステム。
【請求項21】
前記プロセッサは、前記光学サブシステムに結合され、前記合焦用対物部に、前記焦点が前記標的表面の近位にあると判定された場合には前記レーザの伝播方向に対応する遠位方向に前記焦点を進めさせ、前記焦点が前記標的表面の遠位にあると判定された場合には、前記レーザの前記伝播方向とは反対の方向に対応する近位方向に前記焦点を進めさせるようにさらに構成される、請求項１９に記載のシステム。
【請求項22】
前記プロセッサは、前記第１のスポット及び前記第２のスポットの前記画像を分析するようにさらに構成されることによって、前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の前記位置関係を判定するように構成される、請求項１９に記載のシステム。
【請求項23】
ＯＣＴビームを出力するように構成されたＯＣＴ撮像装置をさらに備え、前記光学サブシステムは、前記ＯＣＴビームを受光するように光学的に位置合わせされ、そして、前記ＯＣＴビームが前記標的表面に入射し、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームと、かつ前記レーザビームに対して位置合わせするように前記ＯＣＴビームを方向付け、それにより、前記ＯＣＴビーム、前記第１の照準光ビーム、及び前記第２の照準光ビームを前記レーザビームの前記焦点に対応する点で交差させるように構成される、請求項１に記載のシステム。
【請求項24】
レーザによる光破壊のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定する方法であって、前記標的表面に入射するように第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを方向付けることであって、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームは、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームがレーザビームの焦点に対応する点で交差するように、互いに対して、かつ前記レーザビームに対して位置合わせされる、方向付けることと、
前記第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び前記第２の照準光ビームに対応する第２のスポットの画像を撮影することと
を含む方法。
【請求項25】
第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを方向付けることは、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームが互いに対して、かつ前記レーザビームに対して平行である配置で受光することと、
前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを、互いに非平行で、前記レーザビームの前記焦点に対応する前記点で交差するように調整することと
を含む、請求項２４に記載の方法。
【請求項26】
前記標的表面が角膜の遠位にあり、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを互いに非平行になるように調整することは、前記第１の照準光ビームを前記角膜に対して第１の入射角を有するように調整することと、前記第２の照準光ビームを前記角膜に対して前記第１の入射角とは異なる第２の入射角を有するように調整することとを含む、請求項２５に記載の方法。
【請求項27】
前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームが互いに対して、かつ前記レーザビームに関して平行な配置で受光することは、単一の照準ビーム源から単一の光ビームを伝送することと、
前記単一の光ビームを前記第１の照準光ビームと前記第２の照準光ビームとに分割することと
を含む、請求項２５に記載の方法。
【請求項28】
前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームが互いに対して、かつ前記レーザビームに関して平行な配置で受光することは、第１の照準ビーム源から前記第１の照準光ビームを伝送することと、
第２の照準ビーム源から前記第２の照準光ビームを伝送することと
を含む、請求項２５に記載の方法。
【請求項29】
前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームが互いに対して、かつ前記レーザビームに関して平行な配置で受光することは、単一の照準ビーム源から円錐光を伝送することと、
前記円錐光を前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームに変換することと
を含む、請求項２５に記載の方法。
【請求項30】
前記第１の照準光ビームは第１の波長によって特徴付けられ、前記第２の照準光ビームは前記第１の波長とは異なる第２の波長によって特徴付けられる、請求項２４に記載の方法。
【請求項31】
前記第１スポットと前記第２スポットとの間の位置関係を検出することと、前記第１のスポットと前記第２のスポットとの重なりの検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面にあると判定することと、
前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の分離及び前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の対応する位置関係の検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面の近位又は前記標的表面の遠位のいずれかにあると判定することと
をさらに含む、請求項２４に記載の方法。
【請求項32】
前記焦点が前記標的表面にあると判定されたときに光破壊を開始することをさらに含む、請求項３１に記載の方法。
【請求項33】
前記焦点が前記標的表面の近位にあると判定された場合に、前記レーザの伝播方向に対応する遠位方向に前記焦点を進めることと、前記焦点が前記標的表面の遠位にあると判定された場合に、前記レーザの前記伝播方向とは反対の方向に対応する近位方向に前記焦点を進めることと
をさらに含む、請求項３１に記載の方法。
【請求項34】
前記第１のスポット及び前記第２のスポットと共に前記標的表面の画像を提示することをさらに含む、請求項３１に記載の方法。
【請求項35】
前記焦点が前記標的表面にあると判定されると、ＯＣＴ画像内において前記標的表面を位置特定することと、１つ又は複数のＯＣＴ画像を分析して、前記標的表面の下方の１つ又は複数の標的表面下部分を検出することと、
前記１つ又は複数の検出された標的表面下部分のうちの１つ又は複数について、前記標的表面と前記標的表面下部分との間の距離を判定することと
をさらに含む、請求項３１に記載の方法。
【請求項36】
前記標的表面が、前房に面する小柱網の表面であり、前記１つ又は複数の標的表面下部分が、ブドウ膜網、角膜強膜網、傍管状組織、シュレム管の近位面、シュレム管の遠位面、及び強膜のうちの１つを含む、請求項３５に記載の方法。
【請求項37】
レーザによる光破壊のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するためのシステムであって、レーザビームを出力するように構成されたレーザ源と、
第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送するように構成された二重照準ビーム装置と、
ＯＣＴビームを出力するように構成され、前記虹彩角膜角の１つ又は複数のＯＣＴ画像を撮影するために光学的に位置合わせされたＯＣＴ撮像装置と、
前記レーザビーム、前記第１の照準光ビーム、及び前記第２の照準光ビームを受光するように前記レーザ源、前記二重照準ビーム装置、及び前記ＯＣＴ撮像装置と光学的に位置合わせされた光学サブシステムであって、前記第１の照準光ビーム、前記第２の照準光ビーム、及び前記ＯＣＴビームを前記標的表面に入射するように方向付け、前記第１の照準光ビーム、前記第２の照準光ビーム、及び前記ＯＣＴビームを互いに対して、かつ前記レーザビームに対して位置合わせし、それにより、前記第１の照準光ビーム、前記第２の照準光ビーム、及び前記ＯＣＴビームを前記レーザビームの焦点に対応する点で交差させるように構成された合焦用対物部を備える光学サブシステムと、
前記第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む前記虹彩角膜角の画像を撮影するために前記光学サブシステムと光学的に位置合わせされた撮像装置と
を備えるシステム。
【請求項38】
前記ＯＣＴ撮像装置及び前記撮像装置に結合されたプロセッサをさらに備え、前記プロセッサは、前記第１スポットと前記第２スポットとの間の位置関係を検出し、
最初に、前記第１のスポットと前記第２のスポットとの重なりの検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面に、又は前記標的表面上にあると判定し、
１つ又は複数のＯＣＴ画像に基づいて前記標的表面に対する前記焦点の位置を判定し、
前記焦点が前記標的表面上にないと判定された場合、前記焦点の前記位置を調整する
ように構成される、請求項３７に記載のシステム。
【請求項39】
前記プロセッサは、前記焦点が前記標的表面にあると判定されると、ＯＣＴ画像において前記標的表面を位置特定し、
１つ又は複数のＯＣＴ画像を解析して、前記標的表面の下方の１つ又は複数の標的表面下部分を検出し、
前記検出された標的表面下部分のうちの１つ又は複数について、前記標的表面と前記標的表面下部分との間の距離を判定する
ようにさらに構成される、請求項３８に記載のシステム。
【請求項40】
前記標的表面は、前房に面する小柱網の表面であり、前記１つ又は複数の標的表面下部分が、ブドウ膜網、角膜強膜網、傍管状組織、シュレム管の近位面、シュレム管の遠位面、及び強膜のうちの１つを含む、請求項３９に記載のシステム。
【請求項41】
レーザによる光破壊のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定する方法であって、前記標的表面に入射するようにＯＣＴビーム、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを方向付けることであって、前記ＯＣＴビーム、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームは、前記ＯＣＴビーム、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームがレーザビームの焦点に対応する点で交差するように、互いに対して、かつ前記レーザビームに対して位置合わせされる、方向付けることと、
前記第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び前記第２の照準光ビームに対応する第２のスポットの画像を撮影することと、
前記虹彩角膜角の１つ又は複数のＯＣＴ画像を撮影することと
を含む方法。
【請求項42】
前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の位置関係を検出することと、最初に、前記第１のスポットと前記第２のスポットとの重なりの検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面に、又は前記標的表面上にあると判定することと、
１つ又は複数のＯＣＴ画像に基づいて、前記標的表面に対する前記焦点の位置を判定することと、
前記焦点が前記標的表面上にないと判定された場合、前記焦点の位置を調整することと
をさらに含む、請求項４１に記載の方法。
【請求項43】
前記焦点が前記標的表面上にあると判定されると、１つ又は複数のＯＣＴ画像を分析して、前記標的表面の下方の１つ又は複数の標的表面下部分を検出することと、前記検出された標的表面下部分のうちの１つ又は複数について、前記標的表面と前記標的表面下部分との間の距離を判定することと
をさらに含む、請求項４２に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本開示は、一般に、医療機器及び緑内障を含む眼科学における疾患の治療の分野に関し、より詳細には、二重照準ビームに基づいて眼組織の表面を位置特定するためのシステム及び方法に関する。
【背景技術】
【0002】
様々な種類の緑内障並びに現在の診断及び治療の選択肢を説明する前に、眼の解剖学的構造の簡単な概要を提供する。
【0003】
眼の解剖学的構造
図１～図３を参照すると、眼１の外側組織層は、眼の形状の構造を提供する強膜２を含む。強膜２の前方には、光が眼の内部に入ることを可能にする透過性組織層からなる角膜３がある。眼１の内部には、毛様体６に接続された線維小帯５によって眼に接続された水晶体４がある。水晶体４と角膜３との間には、房水８と呼ばれる流動性で透明の液体を含む前房７がある。水晶体４の周囲を囲むのは、水晶体のほぼ中心の周りで瞳孔を形成する虹彩９である。後房２３は、虹彩９の後方の環状体積であり、毛様体６、線維小帯５、及び水晶体４によって境界が決められている。硝子体液１０は、水晶体４と網膜１１との間に位置する。眼に入る光は、角膜３及び水晶体を通して光学的に集束する。
図１～図３を参照すると、眼１の外側組織層は、眼の形状の構造を提供する強膜２を含む。強膜２の前方には、光が眼の内部に入ることを可能にする透過性組織層からなる角膜３がある。眼１の内部には、毛様体６に接続された線維小帯５によって眼に接続された水晶体４がある。水晶体４と角膜３との間には、房水８と呼ばれる流動性で透明の液体を含む前房７がある。水晶体４の周囲を囲むのは、水晶体のほぼ中心の周りで瞳孔を形成する虹彩９である。後房２３は、虹彩９の後方の環状体積であり、毛様体６、線維小帯５、及び水晶体４によって境界が決められている。硝子体液１０は、水晶体４と網膜１１との間に位置する。眼に入る光は、角膜３及び水晶体を通して光学的に集束する。
【0004】
図２を参照すると、眼の角膜強膜接合部は、虹彩９、強膜２、及び角膜３の交差部における前房７の部分である。角膜強膜接合部における眼１の解剖学的構造は、小柱網１２を含む。小柱網１２は、眼１内の虹彩９を取り囲む組織の線維網である。単純化された一般的な用語では、角膜強膜接合部の組織は以下のように配置される：虹彩９は毛様体６と接触し、毛様体は強膜岬１４の下側と接触し、強膜岬の上部は小柱網１２の底部の取り付け点として機能する。毛様体は、主に後房に存在するが、前房７の最も隅にまでも延びる。小柱網１２を構成する組織層のネットワークは多孔質であり、したがって前房７から流れる房水８の流出のための経路を提供する。この経路は、本明細書では房水流出経路、水流出経路、又は単に流出経路と呼ばれることがある。
【0005】
図３を参照すると、小柱網１２の細孔によって形成された経路は、ブドウ膜網１５、角膜強膜網１６、及び傍管状組織１７と呼ばれる薄い多孔質組織層のセットに接続する。次いで、傍管状組織１７は、シュレム管１８と呼ばれる構造に当接する。シュレム管１８は、房水８と周囲組織からの血液との混合物を運び、コレクタチャネル１９の系を介して静脈系に排出する。図２に示すように、脈絡膜２０と呼ばれる眼の血管層は強膜２に隣接している。脈絡膜上腔２１と呼ばれる空間が脈絡膜２０と強膜２との間に存在する場合がある。角膜３と虹彩９との間の、周方向に延びるくさび形の周辺部付近の概括的な領域は、虹彩角膜角１３と呼ばれる。虹彩角膜角１３は、眼の角膜角又は単に眼の角とも呼ばれる場合がある。図３に示される眼組織は全て、虹彩角膜角１３中にあると考えられる。
【0006】
図４を参照すると、房水８の移動のための２つの可能な流出経路は、小柱流出経路４０及びブドウ膜強膜流出経路４２を含む。毛様体６によって生成された房水８は、後房２３から瞳孔を通って前房７に流れ、次いで、２つの異なる流出経路４０、４２のうちの１つ又は複数を通って眼から出る。房水８の約９０％は、小柱網１２を通ってシュレム管１８に入り、コレクタチャネル１９の１つ又は複数の神経叢を通って小柱流出経路４０を通って出て、排出経路４１を通って静脈系に排出される。残りの房水８は、主にブドウ膜強膜流出経路４２を通って流出する。ブドウ膜強膜流出経路４２は、毛様体６の面及び虹彩根を通って脈絡膜上腔２１（図２に示す）に入る。房水８は、脈絡膜上腔２１から排出され、そこから強膜２を通って排出される場合がある。
【0007】
眼の眼内圧は、小柱流出経路４０を通る房水８の流出、及び小柱流出経路を通る房水の流出に対する抵抗に依存する。眼の眼内圧は、ブドウ膜強膜流出経路４２を通る房水８の流出とはほとんど無関係である。小柱流出経路４０を通る房水８の流出に対する抵抗は、眼の眼内圧上昇をもたらす場合があり、これは広く認識されている緑内障のリスク因子である。小柱流出経路４０を通る抵抗は、シュレム管１８及び小柱網１２が圧潰しているか又は機能不全になっているために上昇する場合がある。
【0008】
図５を参照すると、光学システムとして、眼１は、理想化された中心面及び回転対称面と、入射瞳及び出射瞳と、６つの基本点：物体及び結像空間焦点、第１及び第２の主面、並びに第１及び第２の節点とによって記述される光学モデルによって表される。人間の眼に対する角度方向は、多くの場合、眼の光軸２４、視軸２６、瞳孔軸２８、及び視線２９に対して規定される。光軸２４は対称軸であり、眼の理想化された表面の頂点を結ぶ線である。視軸２６は、中心窩中心２２を物体に対する第１及び第２の節点と接続する。視線２９は、出射瞳及び入射瞳を介して中心窩を物体に接続する。瞳孔軸２８は、角膜３の前面に垂直であり、入射瞳の中心へと方向付けられる。これらの眼の軸は、互いに数度しか異なっておらず、一般に視野方向と呼ばれる範囲内にある。
【0009】
緑内障
緑内障は、視神経を損傷し、視力喪失又は失明を引き起こし得る疾患の群である。これは不可逆的失明の主な原因である。世界中で約８０００万人が緑内障を有すると推定されており、そのうち約６７０万人が両側盲目である。２７０万人を超える、４０歳超の米国人が緑内障を有する。症状は、周辺視野の喪失から始まり、失明に進行する場合がある。
緑内障は、視神経を損傷し、視力喪失又は失明を引き起こし得る疾患の群である。これは不可逆的失明の主な原因である。世界中で約８０００万人が緑内障を有すると推定されており、そのうち約６７０万人が両側盲目である。２７０万人を超える、４０歳超の米国人が緑内障を有する。症状は、周辺視野の喪失から始まり、失明に進行する場合がある。
【0010】
緑内障には２つの形態があり、一方は閉塞隅角緑内障と呼ばれ、他方は開放隅角緑内障と呼ばれる。図１～図４を参照すると、閉塞隅角緑内障では、圧潰した前房７内の虹彩９が房水８の流れを妨げて閉じることがある。緑内障のより一般的な形態である開放隅角緑内障では、眼組織の浸透性は、傍管状組織１７及びシュレム管１８ａの内壁の不規則性、小柱流出経路４０に沿った虹彩角膜角１３の組織の閉塞に影響を受ける場合がある。
【0011】
前述のように、視神経を損傷する眼の眼内圧（ＩＯＰ）上昇は、緑内障の広く認識されているリスク因子である。しかしながら、眼圧が上昇した全ての人が緑内障を発症するわけではなく、また、緑内障は眼圧を上昇させることなく発症する場合がある。それでもなお、緑内障のリスクを低下させるためには、眼のＩＯＰ上昇を低下させることが望ましい。
【0012】
緑内障を有する患者の眼の状態を診断する方法には、視力検査及び視野検査、拡張眼検査、眼圧測定、すなわち、眼の眼内圧の測定、並びに厚さ測定、すなわち、角膜の厚さの測定が含まれる。視力の悪化は、視野の狭小化から始まり、全盲に至る。撮像方法には、細隙灯検査、ゴニオスコピックレンズを用いた虹彩角膜角の観察、並びに前房及び網膜の光干渉断層撮影（ＯＣＴ）撮像が含まれる。
【0013】
診断されると、眼の眼内圧を制御又は低下させて緑内障の進行を遅らせるか又は停止させるために、いくつかの臨床的に証明された治療が利用可能である。最も一般的な治療には、１）点眼薬又は丸剤などの投薬、２）レーザ手術、及び３）従来の手術が含まれる。治療は通常、投薬から始まる。しかしながら、投薬の有効性は、患者のノンコンプライアンスによって妨げられることが多い。投薬が患者に有効でない場合、通常、レーザ手術が次に試される治療である。従来の手術は侵襲的であり、投薬及びレーザ手術よりもリスクが高く、有効性の時間枠が限られている。したがって、従来の手術は、通常、投薬又はレーザ手術で眼圧を制御することができない患者のための最後の選択肢として残されている。
【0014】
レーザ手術
図２を参照すると、緑内障のためのレーザ手術は小柱網１２を標的として、房水８の流れ抵抗を減少させる。一般的なレーザ治療には、アルゴンレーザ線維柱帯形成術（ＡＬＴ）、選択的レーザ線維柱帯形成術（ＳＬＴ）及びエキシマレーザ線維柱帯切開術（ＥＬＴ）が含まれる。
図２を参照すると、緑内障のためのレーザ手術は小柱網１２を標的として、房水８の流れ抵抗を減少させる。一般的なレーザ治療には、アルゴンレーザ線維柱帯形成術（ＡＬＴ）、選択的レーザ線維柱帯形成術（ＳＬＴ）及びエキシマレーザ線維柱帯切開術（ＥＬＴ）が含まれる。
【0015】
ＡＬＴは最初のレーザ線維柱帯形成術であった。処置中、波長５１４ｎｍのアルゴンレーザを、虹彩角膜角１３の円周の１８０度付近の小柱網１２に照射する。アルゴンレーザは、小柱網１２に切開部を生成する眼組織との熱相互作用を誘発する。しかしながら、ＡＬＴは、眼組織の瘢痕化を引き起こし、続いて炎症反応及び組織治癒が起こり、ＡＬＴ治療によって形成された小柱網１２を通る切開部を最終的に閉じる可能性があり、したがって治療の有効性を低下させる。さらに、この瘢痕化のために、ＡＬＴ治療は、典型的には繰り返し可能ではない。
【0016】
ＳＬＴは、小柱網１２内の色素を選択的に標的とし、周囲の眼組織に送達される熱量を減少させることによって瘢痕効果を低下させるように設計されている。処置中、波長５３２ｎｍの固体レーザを、虹彩角膜角１３の周囲の１８０～３６０度において小柱網１２に適用して、小柱網を構成する小柱を裏打ちする色素細胞を除去する。小柱網のコラーゲン超微細構造は、ＳＬＴの間保存される。ＳＬＴ治療は繰り返すことができるが、その後の治療はＩＯＰ低下に対する効果が低くなる。
【0017】
ＥＬＴは、波長３０８ｎｍの紫外線（ＵＶ）エキシマレーザ及び眼組織との非熱的相互作用を使用して、治癒反応を引き起こさない方法で小柱網１２及びシュレム管の内壁を治療する。そのため、ＩＯＰ低下効果がより長く持続する。しかしながら、レーザのＵＶ光は眼の奥まで貫通できないため、レーザ光は、切開部から眼１内に挿入された光ファイバを介して小柱網１２に送達され、ファイバは小柱網に接触する。この処置は侵襲性が高く、一般に、眼が既に外科的に切開されている場合に白内障処置と同時に実施される。ＡＬＴ及びＳＬＴと同様に、ＥＬＴもＩＯＰ低下の量に対する制御を欠いている。
【0018】
これらの既存のレーザ治療はいずれも、緑内障の理想的な治療法には相当しない。したがって、必要とされるのは、組織の著しい瘢痕化を伴うことなく、ＩＯＰを非侵襲的かつ効果的に低下させる緑内障のレーザ手術治療のためのシステム、装置、及び方法であり、治療は、単一の処置で完了することができ、必要に応じて後に繰り返すことができる。「Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｉｎ ｔｈｅ Ｉｒｉｄｏ－Ｃｏｒｎｅａｌ Ａｎｇｌｅ ｏｆ ｔｈｅ Ｅｙｅ」と題する米国特許出願第１６／０３６，８８３号明細書、及び「Ｎｏｎ－Ｉｎｖａｓｉｖｅ ａｎｄ Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ Ｉｎｖａｓｉｖｅ Ｌａｓｅｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｉｎ ｔｈｅ Ｅｙｅ Ｓｙｓｔｅｍｓ」と題する米国特許出願第１６／１２５，５８８号明細書は、それぞれ本出願の譲受人に譲渡され、参照により本明細書に組み込まれており、例えば、周囲の眼組織への付随的損傷を最小限に抑えつつ高度に局在化した非熱的な光破壊レーザ組織相互作用を提供するフェムト秒レーザによる光破壊を介して、非侵襲的にＩＯＰを低下させるレーザ治療システムを開示している。
【0019】
そのような光破壊レーザ治療は、レーザ焦点に設置するための虹彩角膜角における眼組織の特定の構造の位置特定を必要とする。例えば、フェムト秒レーザを用いた緑内障手術中に、前房に面する小柱網の表面にフェムト秒レーザの焦点を設置し、シュレム管の表面と内壁との間の眼組織を光破壊することによって、小柱網にアパーチャ又は管腔を形成することができる。しかしながら、小柱網の表面を正確に位置特定し、フェムト秒レーザの焦点をその表面に配置することは困難である。いくつかの公知の緑内障レーザ治療では、手術用デバイスは、治療手術用レーザビームと同一線上にある単一の照準ビームを組み込むことができる。単一の照準ビームは、標的表面に入射する手術用レーザビームの位置をマークすることができる。しかしながら、この技術は、光破壊レーザ治療に必要とされるような、標的組織の表面上に設置される集束ビームを必要とするレーザ治療には効果がない。米国特許第６，０３３，３９６号明細書は、レーザ熱角膜移植中に眼の瞳孔のアパーチャ上にレーザ投影パターンを中心合わせするために２つの照準レーザを使用するシステムを開示している。しかしながら、このシステムは、２つの照準レーザに基づいて角膜上に治療レーザの焦点を設置することはしない。したがって、緑内障のレーザ治療の分野で必要とされるのは、眼組織の表面の検出を可能にするシステム及び方法である。さらに必要とされ、望まれるのは、そのような表面の検出に基づいて、例えば、そのような表面の検出と同時に、眼組織の表面上にフェムト秒レーザの焦点を設置することを可能にするシステム及び方法である。
【発明の概要】
【0020】
本開示は、レーザによる光破壊のために、眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するためのシステムに関する。一実施態様では、システムは、レーザビームを出力するように構成されたレーザ源と、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送するように構成された二重照準ビーム装置とを含む。システムはまた、レーザビーム、第１の照準光ビーム、及び第２の照準光ビームを受光するために、レーザ源及び二重照準ビーム装置と光学的に位置合わせされた光学サブシステムを含む。光学サブシステムは、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを標的表面に入射するように方向付け、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを互いに対して、かつレーザビームに対して位置合わせし、それにより、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームをレーザビームの焦点に対応する点で交差させるように構成された合焦用対物部を含む。第１の照準光ビームと第２の照準光ビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置と同じ位置にあってもよい。第１の照準光ビームと第２の照準光ビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置とは異なる位置にあってもよい。例えば、交点が焦点からわずかにずれていてもよい。システムは、第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む虹彩角膜角の画像を撮影するために光学サブシステムと光学的に位置合わせされた撮像装置をさらに含む。
【0021】
別の実施態様では、システムは、レーザビームを出力するように構成されたレーザ源と、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送するように構成された二重照準ビーム装置と、ＯＣＴビームを出力するように構成され、虹彩角膜角の１つ又は複数のＯＣＴ画像を撮影するために光学的に位置合わせされたＯＣＴ撮像装置とを含む。システムは、レーザビーム、第１の照準光ビーム、第２の照準光ビーム、及びＯＣＴビームを受光するために、レーザ源、二重照準ビーム装置、及びＯＣＴ撮像装置と光学的に位置合わせされた光学サブシステムをさらに含む。光学サブシステムは、第１の照準光ビーム、第２の照準光ビーム、及びＯＣＴビームを標的表面に入射するように方向付け、第１の照準光ビーム、第２の照準光ビーム、及びＯＣＴビームを互いに対して、かつレーザビームに対して位置合わせし、それにより、第１の照準光ビーム、第２の照準光ビーム、及びＯＣＴビームをレーザビームの焦点に対応する点で交差させるように構成された合焦用対物部を含む。第１の照準光ビームと、第２の照準光ビームと、ＯＣＴビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置と同じ位置にあってもよい。第１の照準光ビームと、第２の照準光ビームと、ＯＣＴビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置とは異なる位置にあってもよい。例えば、交点が焦点からわずかにずれていてもよい。システムは、第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む虹彩角膜角の画像を撮影するために光学サブシステムと光学的に位置合わせされた撮像装置をさらに含む。
【0022】
本開示はまた、レーザによる光破壊のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するための方法に関する。一実施態様では、本方法は、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを標的表面に入射させるように方向付けることを含む。第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームは、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームがレーザビームの焦点に対してある点で交差するように、互いに対して、かつレーザビームに対して位置合わせされる。第１の照準光ビームと第２の照準光ビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置と同じ位置にあってもよい。第１の照準光ビームと第２の照準光ビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置とは異なる位置にあってもよい。本方法は、第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットの画像を撮影することをさらに含む。
【0023】
別の実施態様では、本方法は、ＯＣＴビーム、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを標的表面に入射させるように方向付けることを含む。ＯＣＴビーム、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームは、ＯＣＴビーム、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームがレーザビームの焦点に対応する点で交差するように、互いに対して、かつレーザビームに対して位置合わせされる。第１の照準光ビームと、第２の照準光ビームと、ＯＣＴビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置と同じ位置にあってもよい。第１の照準光ビームと、第２の照準光ビームと、ＯＣＴビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置とは異なる位置にあってもよい。本方法は、第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットの画像を撮影することと、虹彩角膜角の１つ又は複数のＯＣＴ画像を撮影することとをさらに含む。
【0024】
装置及び方法の他の態様は、装置及び方法の様々な態様が例示として示され説明される以下の詳細な説明から当業者には明らかになることが理解される。了解されるように、これらの態様は、他の異なる形態で実装されてもよく、そのいくつかの詳細は、様々な他の点で修正することができる。したがって、図面及び詳細な説明は、本質的に例示と見なされるべきであり、限定と見なされるべきではない。
【0025】
ここで、添付の図面を参照し、限定ではなく例として、システム及び方法の様々な態様を、発明を実施するための形態に提示する。
【図面の簡単な説明】
【0026】
【図1】ヒトの眼及びその内部解剖学的構造の断面概略図である。
【図5】眼に関連する様々な軸を示すヒトの眼の断面概略図である。
【図6】１つ又は複数の光ビームがそれに沿って眼の虹彩角膜角にアクセスすることができる傾斜ビーム経路の断面概略図である。
【図7】制御システム、レーザ源、ＯＣＴ撮像装置、目視観察装置、二重照準ビーム装置、ビームコンディショナ及びスキャナ、ビームコンバイナ、合焦用対物部、並びに患者インタフェースを含む、非侵襲性緑内障手術のための統合手術システムのブロック図である。
【図10a】図６の傾斜ビーム経路に沿った虹彩角膜角へのアクセスを可能にする第１の光学システム及び第２の光学サブシステムを形成するように機能的に配置された、図７及び図８ａの統合手術システムの構成要素の概略図である。
【図10b】図６の傾斜ビーム経路に沿った虹彩角膜角へのアクセスを可能にする第１の光学システム及び第２の光学サブシステムを形成するように機能的に配置された、図７及び図８ａの統合手術システムの構成要素の概略図である。
【図12】虹彩角膜角における解剖学的構造、及び図１１に示すような、シュレム管と前房との間の眼組織の手術体積に影響を及ぼすために図７の統合手術システムによって適用されるレーザ治療パターンの二次元概略図である。
【図14a】眼組織の標的表面上に対応する光のスポットを有するフェムト秒レーザ及び二重照準ビームの焦点の一連の概略図であり、焦点は前房（図１４ａ）から小柱網（図１４ｂ）に進み、標的表面（図１４ｃ）に戻る。
【図14b】眼組織の標的表面上に対応する光のスポットを有するフェムト秒レーザ及び二重照準ビームの焦点の一連の概略図であり、焦点は前房（図１４ａ）から小柱網（図１４ｂ）に進み、標的表面（図１４ｃ）に戻る。
【図14c】眼組織の標的表面上に対応する光のスポットを有するフェムト秒レーザ及び二重照準ビームの焦点の一連の概略図であり、焦点は前房（図１４ａ）から小柱網（図１４ｂ）に進み、標的表面（図１４ｃ）に戻る。
【図15a】眼組織の標的表面に、又は標的表面上にあり、標的表面下組織から様々な距離だけ離間したフェムト秒レーザの焦点を示すＯＣＴ画像の概略図である。
【図15b】眼組織の標的表面に、又は標的表面上にあり、標的表面下組織から様々な距離だけ離間したフェムト秒レーザの焦点を示すＯＣＴ画像の概略図である
【図15c】眼組織の標的表面に、又は標的表面上にあり、標的表面下組織から様々な距離だけ離間したフェムト秒レーザの焦点を示すＯＣＴ画像の概略図である
【図15d】眼組織の標的表面に、又は標的表面上にあり、標的表面下組織から様々な距離だけ離間したフェムト秒レーザの焦点を示すＯＣＴ画像の概略図である
【図16】フェムト秒レーザによる光破壊のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的構造を位置特定する方法のフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【0027】
緑内障を治療するか、又は緑内障のリスクを低減するために、眼の眼内圧（ＩＯＰ）を安全かつ効果的に低下させるためのシステム及び方法が本明細書で開示される。本システム及び方法は、眼の虹彩角膜角へのアクセスを可能にし、レーザ手術技術を使用して、ＩＯＰ上昇を引き起こし得る虹彩角膜角中の異常な眼組織状態を治療する。
【0028】
本明細書に開示されるシステム及び方法はまた、レーザの焦点が眼の内部でレーザの伝播方向又は伝播方向とは反対の方向のいずれかに移動している間の眼組織の表面の位置特定又は検出を可能にする。検出は、光の一対のスポットの相対位置に基づいて、外科医が眼の虹彩角膜角の画像内の一対のスポットを見ることによって視覚的に、又はプロセッサが虹彩角膜角の画像内の一対のスポットの相対位置を解析することによって自動的に行われる。スポットが眼の表面に重なる場合、組織が検出されたと考えられる。スポットを生成するレーザビーム及び光ビームは、レーザビームの焦点が光ビームの交点にあるように位置合わせされる。したがって、光のスポットが重なる場合、レーザの焦点は眼組織の表面上又は表面にあると考えられる。
【0029】
本明細書で詳細に説明するシステム及び方法では、手術効果を生成するレーザはフェムト秒レーザである。しかしながら、他のタイプの手術用レーザが使用されてもよい。例えば、ネオジムドープイットリウムアルミニウムガーネット（Ｎｄ：ＹＡＧ）又はネオジムドープイットリウムフッ化リチウム（Ｎｄ：ＹＬＦ）レーザなどの、光イオン化レーザとしても知られる光破壊レーザが使用されてもよい。これらのタイプのレーザは、ビームの焦点において組織の分子から電子をはじき出す非常に大きなピーク強度を有する非常に短い光パルスの生成を特徴とする。
【0030】
光学機械的撮像
本明細書に開示される実施形態によれば、光学機械的撮像は、眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するために本明細書に開示されるシステムによって使用される。この目的のために、システムは、フェムト秒レーザビームを出力するように構成されたレーザ源と、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送するように構成された二重照準ビーム装置とを含む。システムは、フェムト秒レーザビーム、第１の照準光ビーム、及び第２の照準光ビームを受光するために、レーザ源及び二重照準ビーム装置と光学的に位置合わせされた光学サブシステムをさらに含む。光学サブシステムは、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを標的表面に入射するように方向付け、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを互いに対して、かつフェムト秒レーザビームに対して位置合わせし、それにより、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームをフェムト秒レーザビームの焦点に対応する点で交差させるように構成された合焦用対物部を含む。光学サブシステムと光学的に位置合わせされた撮像装置が、第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む虹彩角膜角の画像を撮影する。第１の光スポット及び第２の光スポットは、焦点が表面から離れているときには標的表面上の２つの別個の可視スポットとして、焦点が表面上にあるときには単一の重なり合うスポットとして画像に現れる。
本明細書に開示される実施形態によれば、光学機械的撮像は、眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するために本明細書に開示されるシステムによって使用される。この目的のために、システムは、フェムト秒レーザビームを出力するように構成されたレーザ源と、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送するように構成された二重照準ビーム装置とを含む。システムは、フェムト秒レーザビーム、第１の照準光ビーム、及び第２の照準光ビームを受光するために、レーザ源及び二重照準ビーム装置と光学的に位置合わせされた光学サブシステムをさらに含む。光学サブシステムは、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを標的表面に入射するように方向付け、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを互いに対して、かつフェムト秒レーザビームに対して位置合わせし、それにより、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームをフェムト秒レーザビームの焦点に対応する点で交差させるように構成された合焦用対物部を含む。光学サブシステムと光学的に位置合わせされた撮像装置が、第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む虹彩角膜角の画像を撮影する。第１の光スポット及び第２の光スポットは、焦点が表面から離れているときには標的表面上の２つの別個の可視スポットとして、焦点が表面上にあるときには単一の重なり合うスポットとして画像に現れる。
【0031】
一構成では、第１の照準光ビームと第２の照準光ビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置と同じ位置にある。この場合、ビームの交点とレーザビームの焦点とは同一位置にあると考えられ、交点とレーザビームの焦点との間の対応は精密である。別の構成では、第１の照準光ビームと第２の照準光ビームとの交点は、レーザビームの焦点の位置とは異なる位置にある。この場合、ビームの交点とレーザビームの焦点とは同一位置にないと考えられ、交点とレーザビームの焦点との間の対応は正確ではないが、許容範囲内である。
【0032】
一対の照準光ビームは、フェムト秒レーザビームの伝播軸に沿って、眼の前房の内側で大きな距離を走査して、２つのビームが重なる位置を探索することができる。しかしながら、表面に入射する照準ビームは、一般に、表面を位置特定するには比較的低分解能の手段と考えられている。例えば、スポットが収束して完全に重なり合うときに、外科医が画像内の光の２つのスポットをどの程度良好に視覚化できるかに困難がある可能性がある。交差ビームを用いて位置特定された標的表面の判定の正確性は、照準ビームが入射する角度、照準ビームのサイズ及び照準ビームの明るさ、並びに外科医の経験に依存する。眼組織の標的表面を位置特定する際の誤差は、実際の表面位置から±１ｍｍよりも良くはならないと推定されている。
【0033】
光学機械的撮像プラスＯＣＴ撮像
たった今開示したシステムは、眼の虹彩角膜角における眼組織の標的表面の検出を可能にするが、上述したように、正確性を向上させる余地がある。したがって、本明細書に開示される実施形態によれば、ＯＣＴ撮像を光学機械的撮像と組み合わせて使用して、眼組織の微視的詳細及び組織表面のより正確な検出を解決するための空間分解能及びコントラストを提供することができる。使用される場合、ＯＣＴ撮像は、眼組織の２次元（２Ｄ）断面画像を提供することができる。これらの２Ｄ断面画像を処理及び分析して、組織の標的表面をより正確に位置特定することができる。
たった今開示したシステムは、眼の虹彩角膜角における眼組織の標的表面の検出を可能にするが、上述したように、正確性を向上させる余地がある。したがって、本明細書に開示される実施形態によれば、ＯＣＴ撮像を光学機械的撮像と組み合わせて使用して、眼組織の微視的詳細及び組織表面のより正確な検出を解決するための空間分解能及びコントラストを提供することができる。使用される場合、ＯＣＴ撮像は、眼組織の２次元（２Ｄ）断面画像を提供することができる。これらの２Ｄ断面画像を処理及び分析して、組織の標的表面をより正確に位置特定することができる。
【0034】
ＯＣＴ撮像装置は、実際の位置から数ミクロン以内に組織の標的表面を位置特定することができる。しかしながら、ＯＣＴ撮像装置が有効な範囲は、１又は２ｍｍ以下である。したがって、ＯＣＴ撮像装置は非常に高解像度のデバイスであるものの、ＯＣＴはその比較的短い有効動作範囲によって妨げられるため、システムの光学機械的撮像の態様に取って代わることはできない。言い換えれば、ＯＣＴ撮像のみでは、フェムト秒緑内障手術のための眼組織の標的表面を位置特定する有効な手段ではない。
【0035】
開示されたシステムは、フェムト秒レーザ緑内障治療における組織の標的表面の位置特定のために、光機械的撮像の二重照準ビーム態様をＯＣＴ撮像と組み合わせる。この目的のために、光学サブシステムは、ＯＣＴビームを受光するように光学的に位置合わせされ、そして、ＯＣＴビームが標的表面に入射し、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームと、かつフェムト秒レーザビームに対して位置合わせするようにＯＣＴビームを方向付け、それにより、第１の照準光ビーム、及び第２の照準光ビームをフェムト秒レーザビームの焦点に対応する点で交差させるように構成される。第１の照準光ビーム及び第２の照準ビームを最初に使用して、組織の標的表面の「粗」検出を提供する。組織の標的表面の位置がおおよそ分かると、ＯＣＴビームから得られる画像を使用して、組織の標的表面の位置の「精密」検出を提供する。組織の標的表面の位置が精密に分かると、同じＯＣＴ画像を使用して、表面下組織と、標的表面に対するこれらの表面下部分の距離とを検出する。これらの表面下組織及び距離は、システムのコントローラによって電子的にマークされ、その後、フェムト秒レーザの焦点の位置を調整するためにレーザ治療に使用することができる。
【0036】
フェムト秒レーザ源
本明細書に開示される統合手術システムの好ましいレーザ手術用構成要素は、フェムト秒レーザである。フェムト秒レーザは、周囲の眼組織への付随的損傷を最小限に抑えながら、高度に局在化した非熱的光破壊レーザ組織相互作用を提供する。レーザの光破壊的相互作用は、光学的に透過な組織で利用される。眼組織へのレーザエネルギーの蓄積の主な機構は、吸収によるものではなく、高度に非線形な多光子プロセスによるものである。このプロセスは、ピーク強度が高いパルスレーザの焦点でのみ有効である。ビームが横切るものの焦点にない領域は、レーザの影響を受けない。したがって、眼組織との相互作用領域は、レーザビームに沿った横方向及び軸方向の両方において高度に局在化される。このプロセスは、弱吸収組織又は弱散乱組織にも使用することができる。光破壊的相互作用を用いたフェムト秒レーザは眼科手術システムで成功裏に使用され、他の眼科レーザ処置では商用化されているが、虹彩角膜角にアクセスする統合手術システムでは使用されていない。
本明細書に開示される統合手術システムの好ましいレーザ手術用構成要素は、フェムト秒レーザである。フェムト秒レーザは、周囲の眼組織への付随的損傷を最小限に抑えながら、高度に局在化した非熱的光破壊レーザ組織相互作用を提供する。レーザの光破壊的相互作用は、光学的に透過な組織で利用される。眼組織へのレーザエネルギーの蓄積の主な機構は、吸収によるものではなく、高度に非線形な多光子プロセスによるものである。このプロセスは、ピーク強度が高いパルスレーザの焦点でのみ有効である。ビームが横切るものの焦点にない領域は、レーザの影響を受けない。したがって、眼組織との相互作用領域は、レーザビームに沿った横方向及び軸方向の両方において高度に局在化される。このプロセスは、弱吸収組織又は弱散乱組織にも使用することができる。光破壊的相互作用を用いたフェムト秒レーザは眼科手術システムで成功裏に使用され、他の眼科レーザ処置では商用化されているが、虹彩角膜角にアクセスする統合手術システムでは使用されていない。
【0037】
既知の屈折処置では、フェムト秒レーザを使用して、角膜移植のための角膜フラップ、ポケット、トンネル、弓状切開、水晶体形状切開、部分的又は完全に貫通する角膜切開が形成される。白内障処置の場合、レーザは、水晶体嚢切開術及び水晶体の内部をより小さな断片に分割して摘出を容易にするための水晶体における様々なパターンの切開のために眼の水晶体嚢に円形の切り込みを形成する。角膜を介する侵入切開は、手動の手術用デバイスによるアクセスのため、並びに水晶体超音波乳化吸引デバイス及び眼内レンズ挿入デバイスの挿入のために眼を切開する。
【0038】
これらの既存のシステムは、角膜、水晶体及び水晶体嚢の手術のための特定の用途のために開発されており、いくつかの理由で、虹彩角膜角１３では手術を行うことができない。第一に、虹彩角膜角は周辺部からは遠すぎてこれらのシステムの手術範囲外であるため、虹彩角膜角１３はこれらの手術用レーザシステムではアクセスできない。第二に、光軸２４に沿って眼１へと向かうこれらのシステムからのレーザビームの角度は、適用される波長において著しい散乱及び光学歪みが存在する虹彩角膜角１３に到達するのに適切ではない。第三に、これらのシステムが有し得る撮像能力はいずれも、小柱流出経路４０に沿った組織を十分な詳細及びコントラストで撮像するためのアクセス可能性、貫通深さ及び解像度を有していない。
【0039】
本明細書に開示される統合手術システムでは、虹彩角膜角１３への明確なアクセスは、傾斜ビーム経路３０に沿って提供される。この傾斜ビーム経路３０に沿った組織、例えば前房７内の角膜３及び房水８は、約４００ｎｍ～２５００ｎｍの波長に対して透過であり、この領域で動作するフェムト秒レーザを使用することができる。このようなモードロックレーザは、チタン、ネオジム又はイッテルビウム活物質を用いて基本波長で動作する。当該技術分野で知られている非線形周波数変換技術、周波数２倍化、３倍化、和及び差周波数混合技術、光パラメトリック変換により、これらのレーザの基本波長を、角膜の上述の透過波長範囲内の実質的に任意の波長に変換することができる。
【0040】
既存の眼科手術システムは、１ｎｓより長いパルス持続時間を有するレーザを適用し、より高い光破壊閾値エネルギーを有し、より高いパルスエネルギーを必要とし、光破壊的相互作用領域の寸法がより大きく、その結果、手術治療の精度が低下する。しかしながら、虹彩角膜角１３を治療する場合、より高い手術精度が必要とされる。この目的のために、統合手術システムは、虹彩角膜角１３においてレーザビームと眼組織との光破壊的相互作用を発生させるために、１０フェムト秒（ｆｓ）～１ナノ秒（ｎｓ）のパルス持続時間を有するレーザを適用するように構成することができる。１０ｆｓよりも短いパルス持続時間を有するレーザが利用可能であるが、そのようなレーザ源はより複雑で高価である。記載された望ましい特性、例えば、１０フェムト秒（ｆｓ）～１ナノ秒（ｎｓ）のパルス持続時間を有するレーザは市販されている。
【0041】
虹彩角膜角へのアクセス
統合手術システムによって提供される特徴は、虹彩角膜角１３中の標的眼組織へのアクセスである。図６を参照すると、眼の虹彩角膜角１３は、前房７内の角膜３及び房水８を通過する傾斜ビーム経路３０に沿って、統合手術システムを介してアクセスすることができる。例えば、撮像ビーム、例えばＯＣＴビーム及び／又は照明観察ビーム、並びにレーザビームのうちの１つ又は複数が、傾斜ビーム経路３０に沿って眼の虹彩角膜角１３にアクセスすることができる。
統合手術システムによって提供される特徴は、虹彩角膜角１３中の標的眼組織へのアクセスである。図６を参照すると、眼の虹彩角膜角１３は、前房７内の角膜３及び房水８を通過する傾斜ビーム経路３０に沿って、統合手術システムを介してアクセスすることができる。例えば、撮像ビーム、例えばＯＣＴビーム及び／又は照明観察ビーム、並びにレーザビームのうちの１つ又は複数が、傾斜ビーム経路３０に沿って眼の虹彩角膜角１３にアクセスすることができる。
【0042】
本明細書に開示される光学システムは、光ビームを傾斜ビーム経路３０に沿って眼の虹彩角膜角１３に方向付けるように構成される。光学システムは、第１の光学サブシステムと第２の光学サブシステムとを含む。第１の光学サブシステムは、屈折率ｎｗを有する材料から形成された窓を含み、対向する凹面及び凸面を有する。第１の光学サブシステムはまた、屈折率ｎｘを有する材料から形成された出射レンズを含む。出射レンズはまた、対向する凹面及び凸面を有する。出射レンズの凹面は、窓及び出射レンズを通って延びる第１の光軸を規定するために窓の凸面に結合するように構成される。窓の凹面は、眼に結合されたときに第１の光軸が眼の視野方向とほぼ位置合わせされるように、屈折率ｎｃで眼の角膜に着脱可能に結合するように構成される。
【0043】
第２の光学サブシステムは、光ビーム、例えばＯＣＴビーム又はレーザビームを出力するように構成される。光学システムは、光ビームが第１の光軸からずれた角度αにおいて第２の光軸に沿って出射レンズの凸面に入射するように方向付けられるように構成される。出射レンズ及び窓のそれぞれの幾何学的形状及びそれぞれの屈折率ｎｘ、ｎｗは、光ビームが眼の角膜３を通って虹彩角膜角１３に方向付けられるように光ビームを曲げることによって光ビームの屈折及び歪みを補償するように構成される。より具体的には、第１の光学システムは、光ビームが第１の光学サブシステムを出て適切な角度で角膜３に入り、傾斜ビーム経路３０に沿った方向において、光ビームが角膜及び房水８を通って虹彩角膜角１３に向かうように、光ビームを曲げる。
【0044】
傾斜ビーム経路３０に沿って虹彩角膜角１３にアクセスすることは、いくつかの利点を提供する。虹彩角膜角１３へのこの傾斜ビーム経路３０の利点は、ＯＣＴビーム及びレーザビームが、大部分は透明の組織、例えば前房７の角膜３及び房水８を通過することである。したがって、組織によるこれらのビームの散乱は重要ではない。ＯＣＴ撮像に関して、これにより、約１マイクロメートル未満のより短い波長の使用が可能になり、ＯＣＴはより高い空間分解能を達成する。角膜３及び前房７を通る虹彩角膜角１３への傾斜ビーム経路３０のさらなる利点は、網膜１１を照明する直接レーザビーム又はＯＣＴビーム光の回避である。結果として、より高い平均出力のレーザ光及びＯＣＴ光を撮像及び手術に使用することができ、その結果、処置がより速くなり、処置中の組織の動きが少なくなる。
【0045】
統合手術システムによって提供される別の重要な特徴は、ビームの不連続性を低減する方法で、虹彩角膜角１３中の標的眼組織にアクセスすることである。この目的のために、第１の光学サブシステムの窓及び出射レンズ構成要素は、角膜３と隣接する物質との間の光学屈折率の不連続性を低減し、入射する光が急峻な角度で角膜を通ることを容易にするように構成される。
【0046】
このように、統合手術システム並びにその特徴及び利点のいくつかを一般的に説明してきたが、システム及びその構成要素のより詳細な説明を以下に続ける。
【0047】
統合手術システム
図７を参照すると、非侵襲性緑内障手術のための統合手術システム１０００は、制御システム１００と、手術用構成要素２００と、第１の撮像装置３００と、第２の撮像装置４００と、二重照準ビーム装置４５０とを含んでもよい。図７の実施形態では、手術用構成要素２００はフェムト秒レーザ源であり、第１の撮像装置３００はＯＣＴ撮像装置であり、第２の撮像装置４００は、ビデオカメラと、手術野の画像を観察又は撮影するための照明源とを備える目視観察装置である。二重照準ビーム装置４５０は、手術野の眼組織の表面を検出するのに使用するために、本明細書では照準ビームと呼ばれる一対の光ビームを出力する。統合手術システム１０００の他の構成要素には、ビームコンディショナ及びスキャナ５００と、ビームコンバイナ６００と、合焦用対物部７００と、患者インタフェース８００とが含まれる。
図７を参照すると、非侵襲性緑内障手術のための統合手術システム１０００は、制御システム１００と、手術用構成要素２００と、第１の撮像装置３００と、第２の撮像装置４００と、二重照準ビーム装置４５０とを含んでもよい。図７の実施形態では、手術用構成要素２００はフェムト秒レーザ源であり、第１の撮像装置３００はＯＣＴ撮像装置であり、第２の撮像装置４００は、ビデオカメラと、手術野の画像を観察又は撮影するための照明源とを備える目視観察装置である。二重照準ビーム装置４５０は、手術野の眼組織の表面を検出するのに使用するために、本明細書では照準ビームと呼ばれる一対の光ビームを出力する。統合手術システム１０００の他の構成要素には、ビームコンディショナ及びスキャナ５００と、ビームコンバイナ６００と、合焦用対物部７００と、患者インタフェース８００とが含まれる。
【0048】
制御システム１００は、統合手術システム１０００の他の構成要素のハードウェア及びソフトウェア構成要素を制御するように構成された単一のコンピュータ又は複数の相互接続されたコンピュータであってもよい。制御システム１００のユーザインタフェース１１０は、ユーザからの指示を受け付け、ユーザによる観察のための情報を表示する。ユーザからの入力情報及びコマンドには、システムコマンド、患者の眼をシステムにドッキングするための運動制御、事前にプログラムされた又はライブで生成された手術計画の選択、メニュー選択を介したナビゲート、手術パラメータの設定、システムメッセージへの応答、手術計画の判定及び承認、並びに手術計画を実行するためのコマンドが含まれるが、これらに限定されない。システムからユーザへの出力には、システムパラメータ及びメッセージの表示、眼の画像の表示、手術計画のグラフィック表示、数値表示、及びテキスト表示、並びに手術の進行が含まれるが、これらに限定されない。
【0049】
制御システム１００は、統合手術システム１０００の他の構成要素２００、３００、４００、４５０、５００に接続される。制御システム１００とフェムト秒レーザ源２００との間の信号は、例えば、出力、繰返し周波数及びビームシャッタを含むレーザ源の内部及び外部動作パラメータを制御するように機能する。制御システム１００とＯＣＴ撮像装置３００との間の制御及びフィードバック信号は、ＯＣＴビーム走査パラメータ、並びにＯＣＴ画像の取得、分析及び表示を制御するように機能する。制御システム１００と二重照準ビーム装置４５０との間の制御信号は、二重照準ビーム装置の１つ又は複数の照準ビーム源による光ビームの出力を制御するように機能する。制御システム１００と目視観察装置４００との間の制御信号は、二重照準ビーム装置４５０によって出力された１つ又は複数の光ビームから生じる手術野の組織表面上の光のスポットの撮影、画像処理、及び表示を制御するように機能する。この目的のために、目視観察装置４００の視線は、フェムト秒レーザと位置合わせされ、眼の虹彩角膜角に方向付けられる。制御システム１００からビームコンディショナ及びスキャナ５００への制御信号は、フェムト秒レーザ源２００によって出力されるレーザビームの焦点を制御するように機能する。そのような制御は、レーザビームの焦点をレーザの伝播方向又はレーザの伝播方向とは反対の方向に進めることと、焦点を走査することとを含むことができる。
【0050】
フェムト秒レーザ源２００からのレーザビーム２０１及びＯＣＴ撮像装置３００からのＯＣＴビーム３０１は、ビームコンディショナ及びスキャナ５００のユニットへと方向付けられる。レーザビーム２０１及びＯＣＴビーム３０１を走査する目的で、様々な種類のスキャナが使用されてもよい。ビーム２０１、３０１に対して横方向に走査するために、角度走査ガルバノメータスキャナは、例えば、Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、Ｂｅｄｆｏｒｄ、ＭＡ及びＳｃａｎｌａｂ、Ｍｕｎｉｃｈ、Ｇｅｒｍａｎｙから入手可能である。走査速度を最適化するために、スキャナミラーは、典型的には最小サイズに寸法決めされ、これは依然として標的位置においてビームの必要な走査角及び開口数を支持する。スキャナにおける理想的なビームサイズは、通常、レーザビーム２０１又はＯＣＴビーム３０１のビームサイズとは異なり、合焦用対物部７００の入口で必要とされるものとは異なる。したがって、ビームコンディショナは、個々のスキャナの前、後、又はその間に適用される。ビームコンディショナ及びスキャナ５００は、ビームを横方向及び軸方向に走査するためのスキャナを含む。軸方向走査は、標的領域における焦点の深さを変更する。軸方向走査は、サーボ又はステッピングモータによってビーム経路内でレンズを軸方向に移動させることによって実行されてもよい。
【0051】
レーザビーム２０１及びＯＣＴビーム３０１は、ダイクロイック、偏光、又は他の種類のビームコンバイナ６００によって結合され、眼内の共通の標的体積又は手術体積に到達する。同様に、目視観察装置４００からの照明ビーム４０１及び二重照準ビーム装置４５０からの一対の照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂは、ダイクロイック、偏光又は他の種類のビームコンバイナ６００によって結合され、眼の共通の標的体積又は手術体積に到達する。フェムト秒レーザ源２００、ＯＣＴ撮像装置３００、目視観察装置４００、及び二重照準ビーム装置４５０を有する統合手術システム１０００では、これらの構成要素のそれぞれに対する個々のビーム２０１、３０１、４０１、４５１ａ、４５１ｂは、個別に最適化されてもよく、互いに同一直線上又は非同一直線上にあってもよい。ビームコンバイナ６００は、ダイクロイック又は偏光ビームスプリッタを使用して、異なる波長及び／又は偏光を有する光を分割及び再結合する。ビームコンバイナ６００はまた、ビームサイズ、ビーム角度及び発散などの、個々のビーム２０１、３０１、４０１、４５１ａ、４５１ｂの特定のパラメータを変更するために、望遠鏡などの光学素子を含んでもよい。統合された目視用照明、観察、又は撮像デバイスは、外科医が眼をシステムにドッキングし、手術位置を識別するのを支援する。
【0052】
眼の眼組織構造を十分に詳細に解明するために、統合手術システム１０００のＯＣＴ撮像装置３００は、数マイクロメートルの空間分解能を有するＯＣＴを提供することができる。ＯＣＴビームの分解能は、ＯＣＴ画像において認識することができる最小の特徴の空間寸法である。ＯＣＴビームの分解能は、主に、ＯＣＴ源の波長及びスペクトル帯域幅、眼内の標的位置にＯＣＴビームを送達する光学系の品質、ＯＣＴビームの開口数、並びに標的位置におけるＯＣＴ撮像装置３００の空間分解能によって判定される。一実施形態では、統合手術システムのＯＣＴビームは、５μｍ以下の分解能を有する。
【0053】
同様に、フェムト秒レーザ源２００によって提供される手術用レーザビームは、数マイクロメートルの正確性で標的位置に送達することができる。レーザビームの分解能は、周囲の眼組織に大きな影響を与えることなくレーザビームによって変化を起こし得る、標的位置における最小特徴の空間寸法である。レーザビームの分解能は、主に、レーザビームの波長、眼内の標的位置にレーザビームを送達する光学系の品質、レーザビームの開口数、レーザビーム内のレーザパルスのエネルギー、及び標的位置におけるレーザ走査システムの空間分解能によって判定される。さらに、光破壊的相互作用のためのレーザの閾値エネルギーを最小にするために、レーザスポットのサイズは約５μｍ以下でなければならない。
【0054】
実際の実施形態では、ビーム調整、走査、及び光路の結合は、レーザビーム２０１、ＯＣＴビーム３０１、照明ビーム４０１、及び照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂに対して実行される。それらの機能の実装は、図７に示されたものとは異なる順序で起こってもよい。それらの機能を実装するためにビームを操作する特定の光学ハードウェアは、光学ハードウェアの配置方法に関して複数の配置を有することができる。光学ハードウェアは、個々の光ビームを別々に操作するように配置されてもよく、別の実施形態では、１つの構成要素が機能を組み合わせ、異なるビームを操作してもよい。例えば、単一のスキャナセットが、レーザビーム２０１及びＯＣＴビーム３０１の両方を走査してもよい。この場合、別個のビームコンディショナがレーザビーム２０１及びＯＣＴビーム３０１のビームパラメータを設定し、次いで、ビームコンバイナが単一のスキャナセットのために２つのビームを結合してビームを走査する。光学ハードウェア配置の多くの組み合わせが本統合手術システムでは可能であるが、以下のセクションでは例示的な構成について説明する。
【0055】
以下の説明では、ビームという用語は、文脈に応じて、レーザビーム、ＯＣＴビーム、照明ビーム、又は１つ若しくは複数の照準ビームのうちの１つを指すことができる。結合ビームとは、共線的に結合された、又は非共線的に結合された２つ以上のレーザビーム、ＯＣＴビーム、照明ビーム、又は照準ビームを指す。例示的な結合ビームには、ＯＣＴビームとレーザビームとの共線結合又は非共線結合である結合ＯＣＴ／レーザビーム、ＯＣＴビーム、レーザビーム、及び照明ビームの共線結合又は非共線結合である結合ＯＣＴ／レーザ／照明ビーム、並びにＯＣＴビーム、レーザビーム、照明ビーム、及び１つ又は複数の照準ビームの共線結合又は非共線結合である結合ＯＣＴ／レーザ／照明／照準ビームが含まれる。共線結合ビームでは、異なるビームを、ダイクロイックビーム又は偏光ビームスプリッタによって結合し、異なるビームの多重送達を介して同じ光路に沿って送達することができる。非共線結合ビームでは、異なるビームは、空間的に又はそれらの間の角度によって分離された異なる光路に沿って同時に送達される。
【0056】
以下の説明では、前述のビーム又は結合ビームのいずれかを総称して光ビームと呼ぶ場合がある。遠位及び近位という用語は、ビームの進行方向、又は統合手術システム内の構成要素の互いに対する物理的位置を指定するために使用される場合がある。遠位方向は、眼に向かう方向を指し、したがって、ＯＣＴ撮像装置によって出力されたＯＣＴビームは、眼に向かって遠位方向に移動する。近位方向は、眼から離れる方向を指し、したがって、眼からのＯＣＴ戻りビームは、ＯＣＴ撮像装置に向かって近位方向に移動する。
【0057】
図８ａを参照すると、一実施形態では、統合手術システムは、レーザビーム２０１、照明ビーム４０１、及び一対の照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂの各々を眼１に向けて遠位方向に送達し、照明戻りビーム４０１を眼１から戻すように送達するように構成される。別の実施形態では、統合手術システムは、レーザビーム２０１、ＯＣＴビーム３０１、照明ビーム４０１、及び一対の照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂの各々を眼１に向けて遠位方向に送達し、眼１から戻るＯＣＴ戻りビーム３０１及び照明戻りビーム４０１の各々を受光するように構成される。レーザビームの送達に関して、フェムト秒レーザ源２００によって出力されたレーザビーム２０１は、基本ビームパラメータ、ビームサイズ、発散度が設定されるビームコンディショナ５１０を通過する。ビームコンディショナ５１０はまた、ビーム出力又はパルスエネルギーを設定し、ビームをシャッタしてオン又はオフにする追加の機能を含んでもよい。レーザビーム２１０は、ビームコンディショナ５１０を出射後、軸方向走査レンズ５２０に入る。軸方向走査レンズ５２０は、単一のレンズ又はレンズ群を含むことができ、サーボモータ、ステッピングモータ又は他の制御機構によって軸方向５２２に移動可能である。軸方向走査レンズ５２０の軸方向５２２への移動は、焦点におけるレーザビーム２１０の焦点の軸方向距離を変化させる。
【0058】
統合手術システムの特定の実施形態では、中間焦点７２２が合焦用対物部７００によって判定された、手術体積７２１の画像コンジュゲートである、コンジュゲート手術体積７２０内に入るように設定され、コンジュゲート手術体積７２０内で走査可能である。手術体積７２０は、撮像及び手術が行われる眼内の関心領域の空間的範囲である。緑内障手術の場合、手術体積７２０は、眼の虹彩角膜角１３付近である。
【0059】
ガルバノメータスキャナによって回転される一対の横走査ミラー５３０、５３２は、レーザビーム２０１を本質的に直交する２つの横方向、例えばｘ及びｙ方向に走査する。次いで、レーザビーム２０１は、ダイクロイック又は偏光ビームスプリッタ５４０へと方向付けられ、そこでレーザビーム２０１をＯＣＴビーム３０１と結合するように構成されたビーム結合ミラー６０１に向けて反射される。
【0060】
ＯＣＴビームの送達に関して、ＯＣＴ撮像装置３００によって出力されたＯＣＴビーム３０１は、ビームコンディショナ５１１、軸方向に移動可能な合焦用レンズ５２１、及び走査ミラー５３１、５３３を有する横方向スキャナを通過する。合焦用レンズ５２１は、コンジュゲート手術体積７２１及び実際の手術体積７２０内のＯＣＴビームの焦点位置を設定するために使用される。合焦用レンズ５２１は、ＯＣＴ軸方向走査を得るためには走査されない。ＯＣＴ画像の軸方向空間情報は、干渉的に再結合されたＯＣＴ戻りビーム３０１及び基準ビーム３０２のスペクトルをフーリエ変換することによって得られる。しかしながら、合焦用レンズ５２１は、手術体積７２０がいくつかの軸方向セグメントに分割されるときに焦点を再調整するために使用することができる。このようにして、ＯＣＴ画像の最適な撮像空間分解能は、複数の範囲での走査に費やされる時間を犠牲にして、ＯＣＴ信号ビームのレイリー範囲を超えて拡張することができる。
【0061】
眼１に向かって遠位方向に進むと、走査ミラー５３１、５３３の後、ＯＣＴビーム３０１は、ビームコンバイナミラー６０１によってレーザビーム２０１と結合される。結合レーザ／ＯＣＴビーム５５０のＯＣＴビーム３０１及びレーザビーム２０１の成分は多重化され、同じ方向に進行して、コンジュゲート手術体積７２１内の中間焦点７２２に集束する。コンジュゲート手術体積７２１内で集束した後、結合レーザ／ＯＣＴビーム５５０は、第２のビーム結合ミラー６０２に伝播し、そこで１つ又は複数の照準光ビーム４５１及び照明ビーム４０１と結合されて、結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１を形成する。照明ビーム４０１及び一対の照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂの送達に関して、これらのビームの送達の詳細は、図８ｂ、図８ｃ及び図８ｄを参照して以下に説明される。
【0062】
遠位方向に進行する結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１は、次いで、合焦用対物部７００に含まれる対物レンズ７５０を通過し、ビーム折り畳みミラー７４０によって反射され、次いで、出射レンズ７１０及び患者インタフェースの窓８０１を通過し、そこで、コンジュゲート手術体積７２１内のレーザビームの中間焦点７２２は、手術体積７２０内の焦点に再結像される。合焦用対物部７００は、中間焦点７２２を、患者インタフェースの窓８０１を介して、手術体積７２０内の眼組織内に再結像する。
【0063】
眼組織からの散乱ＯＣＴ戻りビーム３０１は、近位方向に進行して、上述したばかりの経路と同じ経路に沿って逆の順序でＯＣＴ撮像装置３００に戻る。ＯＣＴ撮像装置３００の基準ビーム３０２は、基準遅延光路を通過し、可動ミラー３３０からＯＣＴ撮像装置に戻る。基準ビーム３０２は、ＯＣＴ撮像装置３００内に戻った際にＯＣＴ戻りビーム３０１と干渉的に結合される。基準遅延光路の遅延量は、可動ミラー３３０を移動させてＯＣＴ戻りビーム３０１と基準ビーム３０２の光路を等しくすることによって調整可能である。最良の軸方向ＯＣＴ分解能のために、ＯＣＴ戻りビーム３０１及び基準ビーム３０２はまた、分散補償されて、ＯＣＴ干渉計の２つのアーム内の群速度分散を等しくする。
【0064】
結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１が角膜３及び前房７を通って送達されるとき、結合ビームは、垂直入射から遠く離れた急峻な角度で角膜の後面及び前面を通過する。結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１の経路におけるこれらの表面は、補償される必要がある過剰な非点収差及びコマ収差を生成する。
【0065】
【0066】
図８ｂに示す第１の実施形態では、レーザ源２００は、フェムト秒光パルスのレーザビーム２０１を、制御シャッタ８０２を介して多関節アーム８５０内に放射する。多関節アーム８５０は、レーザ波長を反射する第１のダイクロイックミラー８０７上にレーザビーム２０１を伝送する。レーザビーム２０１は、一対の走査ミラー８０８及び拡大望遠鏡８１０へと方向付けられる。拡大望遠鏡８１０は、フェムト秒レーザビーム２０１の直径を増大させ、人間の角膜によって導入される非点収差を事前補償する。次いで、拡大されたレーザ光２０３は、第２のダイクロイックミラー８０９に入射する。第２のダイクロイックミラー８０９は、レーザ波長、例えばフェムト秒レーザの場合１０３０ｎｍを透過し、レーザ波長を反射しないように構成される。次いで、拡大されたレーザビーム２０３は、合焦用対物部８１４に含まれる対物レンズ８３０に入射する。この段階で、拡大されたレーザビーム２０３は、対物レンズ８３０の軸に平行であり、レンズは、対物レンズの出射面から所定の距離にある点８１６にレーザビームを集束する。図８ｂには、レーザビームを虹彩角膜角に反射する光学系及び患者インタフェース構成要素は示されていない。図７及び図８ａを参照すると、これらの構成要素は、例えば、患者インタフェース８００並びにビーム折り畳みミラー７４０及び出射レンズ７１０を含んでもよい。
【0067】
拡大されたレーザビーム２０３の直径に関して、合焦用対物部８１４内の対物レンズ８３０に入るときのビームの直径が、レーザビームの最終的な開口数を判定する。拡大されたレーザビーム２０３の直径が大きいほど、開口数は大きくなる。一般に、より大きな開口数を有するレーザビームは、より小さな点８１６に集束する。ビーム直径及び開口数は、デバイスの使用目的に応じた設計上の選択肢である。本統合手術システム１０００では、拡大されたレーザビーム２０３の直径は約６ｍｍである。
【0068】
引き続き図８ｂを参照すると、ＯＣＴ撮像装置３００は、ＯＣＴ（近赤外）ビーム３０１を第１のダイクロイックミラー８０７に伝送し、第１のダイクロイックミラーはＯＣＴビームを透過させる。ＯＣＴビーム３０１及びレーザビーム２０１は、第１のダイクロイックミラー８０７から出たときにＯＣＴビーム及びレーザビームの両方が共に位置合わせされて平行になるように配置される。ＯＣＴビーム３０１は、一対の走査ミラー８０８内に、拡大望遠鏡８１０へと方向付けられる。拡大望遠鏡８１０は、ＯＣＴビーム３０１の直径を増大させ、また、人間の角膜によって導入される非点収差を事前補償する。次いで、拡大されたＯＣＴビーム３０３は、第２のダイクロイックミラー８０９に入射する。第２のダイクロイックミラー８０９は、例えば８５０ｎｍのＯＣＴ波長を透過し、ＯＣＴ波長を反射しないように構成される。第２のダイクロイックミラー８０９は、近赤外光及び赤外光を透過するようにさらに構成される。第２のダイクロイックミラー８０９はまた、可視光を反射するように構成される。次いで、拡大されたＯＣＴビーム３０３は、合焦用対物部８１４に含まれる対物レンズ８３０に入射する。この段階で、拡大されたＯＣＴビーム３０３は、対物レンズ８３０の軸に平行であり、レンズは、拡大されたレーザビーム２０３と同じスポット８１６にＯＣＴビームを集束させる。
【0069】
目視観察装置４００は、手術野の視覚化を可能にする。一構成において、目視観察装置４００は、照明源及びビデオカメラを含む。目視観察装置４００の照明源構成要素は、望遠鏡８１８を介して第２のダイクロイックミラー８０９上に照明ビーム４０１を照射する。照明ビーム４０１は、第２のダイクロイックミラー８０９から反射して対物レンズ８３０に入る。対物レンズ８３０は、照明ビーム４０１からの可視光を集束して、手術野内の領域を照明する。手術野は、フェムト秒レーザビーム２０３及びＯＣＴビーム３０３の焦点８１６を囲み、焦点８１６の上に中心が置かれる小柱網上の領域からなる。照明ビーム４０１は、手術野から反射し、合焦用対物部８１４を通って第２のダイクロイックミラー８０９に戻る。光の戻り照明ビーム４０１は、望遠鏡８１８によって目視観察装置４００のビデオカメラ構成要素上に集束し、そこで手術野の画像を形成する。
【0070】
引き続き図８ｂを参照すると、照準ビーム源４５２と、第１のビームスプリッタ８２２と、合焦用レンズ８２４と、アパーチャ８２６と、第２のビームスプリッタ８２８とを備える二重照準ビーム装置４５０が示されている。アパーチャ８２６は、望遠鏡８１８の共役面、すなわち、望遠鏡が第２のビームスプリッタ８２８によって第２の結像面を形成する位置に設置される。照準光ビーム４５１は、第１のビームスプリッタ８２２を照射して、２つの別個の照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂを形成する。二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂは、合焦用レンズ８２４によってアパーチャ８２６を通って第２のビームスプリッタ８２８上に集束する。したがって、二重照準ビーム装置４５０によって出力された二重照準ビーム４５１ａ、４５１ｂは、第２のダイクロイックミラー８０９の前の点で、目視観察装置４００と合焦用対物部８１４との間のシステム１０００の光路８６２に入る。第２のビームスプリッタ８２８は、二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂを反射し、照明ビーム４０１の一部を望遠鏡８１８に透過する。
【0071】
照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂは、望遠鏡８１８の共役面にあるアパーチャ８２６を通って放射されるので、望遠鏡８１８を通って出力された結果として生じる照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄは、照明ビーム４０１と平行である。次いで、平行な二重照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄは、第２のダイクロイックミラー８０９によって、合焦用対物部８１４に含まれる対物レンズ８３０上に反射される。この段階で、二重照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄは対物レンズ８３０の軸に平行であり、レンズは、拡大されたレーザビーム２０３及び拡大されたＯＣＴビーム３０３と同じスポット８１６にビームを集束させる。したがって、この構成及び構成要素の配置により、照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄ、拡大されたＯＣＴビーム３０３、及び拡大されたレーザビーム２０３を含む光ビームの平行束は、手術領域内の単一の点８１６に集束する。
【0072】
照明ビーム４０１から結果的に生じる点８１６付近の手術領域からの光は、合焦用対物部８１４に再度入り、第２のダイクロイックミラー８０９によって反射され、望遠鏡８１８内に入る。望遠鏡８１８は、像が形成される目視観察装置４００に照明光を集束させる。さらに、点８１６における手術領域からの二重照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄは、合焦用対物部８１４に再度入る。二重照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄからの光の一部は、第２のダイクロイックミラー８０９によって反射され、望遠鏡８１８内に入る。望遠鏡８１８は、照準ビームの像が形成される目視観察装置４００上に二重照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄを集束させる。
【0073】
図８ｃに示す第２の実施形態では、レーザ源２００、ＯＣＴ撮像装置３００、及び様々な他の構成要素の配置及び動作は、二重照準ビーム装置４５０を除いて第１の実施形態と同一である。第２の実施形態では、二重照準ビーム装置４５０は、第１の色の第１の照準光ビーム４５１ａを出力するように構成された第１の照準ビーム源４５２ａと、第１の色とは異なる第２の色の第２の照準光ビーム４５１ｂを出力するように構成された第２の照準ビーム源４５２ｂと、合焦用レンズ８３４と、アパーチャ８３６と、ビームスプリッタ８３８とを備える。第１の実施形態と同様に、アパーチャ８３６は、望遠鏡８１８の共役面、すなわち、望遠鏡が第２のビームスプリッタ８３８によって第２の結像面を形成する位置に設置される。照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂは、アパーチャ８３６を通ってビームスプリッタ８３８上にビームを集束させる合焦用レンズ８３４に光を照射する。照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂは、望遠鏡８１８の共役面にあるアパーチャ８３６を通って放射されるので、望遠鏡８１８を通って出力された結果として生じる照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄは、照明ビーム４０１と平行である。次いで、平行な二重照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄは、第２のダイクロイックミラー８０９によって、合焦用対物部８１４に含まれる対物レンズ８３０上に反射される。この段階で、二重照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄは対物レンズ８３０の軸に平行であり、レンズは、拡大されたレーザビーム２０３及び拡大されたＯＣＴビーム３０３と同じスポット８１６にビームを集束させる。したがって、この構成及び構成要素の配置により、照準光ビーム４５１ｃ、４５１ｄ、拡大されたＯＣＴビーム３０３、及び拡大されたレーザビーム２０３を含む光ビームの平行束は、単一の点８１６に集束する。
【0074】
図８ｄに示す第３の実施形態では、レーザ源２００、ＯＣＴ撮像装置３００、及び様々な他の構成要素の配置及び動作は、二重照準ビーム装置４５０及びビームスプリッタ８３８の設置を除いて、第１の実施形態及び第２の実施形態と同様である。第３の実施形態では、二重照準ビーム装置４５０によって出力された二重照準ビーム４５１ａ、４５１ｂは、走査ミラー８０８の前の点において、レーザ源２００と合焦用対物部８１４との間のシステム１０００の光路８５４に入る。この点に二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂが入ることにより、走査ミラー８０８によってビームを手術領域内の関心のある位置に向けることが可能になる。この追加された柔軟性により、小柱網などの関心のある眼組織のより能動的な標的化が可能になる。
【0075】
二重照準ビーム装置４５０は、照準ビーム源４５２、照準ビーム望遠鏡８５８、及び二重アパーチャ８６０を備える。一構成において、照準ビーム源４５２は、第１の実施形態及び第２の実施形態の照準ビーム源によって行われるような離散光ビームとは対照的に、円錐光８５６を出力するように構成されたレーザダイオードである。円錐光８５６は、照準ビーム望遠鏡８５８へと方向付けられる。照準ビーム望遠鏡８５８の後方に設置された二重アパーチャ８６０は、円錐光８５６をマスクし、平行な離散照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂを生成する。
【0076】
ビームスプリッタ８５２は、照準ビームがフェムト秒レーザビーム２０１と同一線上にあるように、二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂを反射する。二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂ及びフェムト秒レーザビーム２０１は、第１のダイクロイックミラー８０７によって反射され、一対の走査ミラー８０８内に入る。ＯＣＴビーム３０１は、第１のダイクロイックミラー８０７を透過する。ダイクロイックミラー８０７を透過すると、ＯＣＴビーム３０１は、フェムト秒ビーム２０１及び二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂと同一線上にある。全てのビーム２０１、３０１、４５１ａ、４５１ｂは、一対の走査ミラー８０８を通って拡大望遠鏡８１０に入る。拡大望遠鏡８１０は、フェムト秒レーザビーム２０１の直径、ＯＣＴビーム３０１の直径、及び二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂの直径を増大させ、人間の角膜によって導入される非点収差を事前補償する。次いで、拡張されたフェムト秒ビーム２０３、拡張されたＯＣＴビーム３０３、及び二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂは、第２のダイクロイックミラー８０９を透過して合焦用対物部８１４内に入り、ビームは手術領域内の単一の点８１６に集束する。代替の構成では、第２のダイクロイックミラー８０９はビームスプリッタに置き換えられてもよい。
【0077】
目視観察装置４００の照明源が出力する照明ビーム４０１は、照明ビーム４０１を第２のダイクロイックミラー８０９に平行化する望遠鏡８１８を介して可視光を照射する。第２のダイクロイックミラー８０９は、照明ビーム４０１を合焦用対物部８１４上に反射する。合焦用対物部８１４は、照明ビーム４０１を点８１６の近くの手術領域に集束させる。
【0078】
照明ビーム４０１から結果的に生じる点８１６付近の手術領域からの光は、合焦用対物部８１４に再度入り、第２のダイクロイックミラー８０９によって反射され、望遠鏡８１８内に入る。望遠鏡８１８は、像が形成される目視観察装置４００に照明光を集束させる。さらに、点８１６における手術領域からの二重照準光ビーム４５１ａ、４５１ｂは、合焦用対物部８１４に再度入る。二重照準光ビーム４５１ｅ、４５１ｆからの光の一部は、第２のダイクロイックミラー８０９によって反射され、望遠鏡８１８内に入る。望遠鏡８１８は、照準ビームの像が形成される目視観察装置４００上に二重照準光ビーム４５１ｅ、４５１ｆを集束させる。
【0079】
図９ａ及び図９ｂを参照すると、統合手術システム１０００の一実施形態では、合焦用対物部７００及び患者インタフェース８００の光学構成要素は、空間的収差及び色収差並びに空間的歪み及び色歪みを最小限に抑えるように構成される。図９ａは、眼１、患者インタフェース８００、及び合焦用対物部７００の全てが結合されたときの構成を示す。図９ｂは、眼１、患者インタフェース８００及び合焦用対物部７００の全てが互いに取り外されたときの構成を示す。
【0080】
患者インタフェース８００は、眼１を合焦用対物部７００に光学的かつ物理的に結合し、次いで合焦用対物部７００は、統合手術システム１０００の他の光学構成要素と光学的に結合する。患者インタフェース８００は、複数の機能を果たす。患者インタフェース８００は、統合手術システムの構成要素に対して眼を固定化し、構成要素と患者との間に滅菌バリアを作成し、眼と器具との間の光学的アクセスを提供する。患者インタフェース８００は、滅菌された使い捨てのデバイスであり、眼１及び統合手術システム１０００の合焦用対物部７００に着脱可能に結合される。
【0081】
患者インタフェース８００は、眼に面する凹面８１２と、凹面の反対側の対物レンズに面する凸面８１３とを有する窓８０１を含む。したがって、窓８０１はメニスカス形状を有する。図９ｃを参照すると、凹面８１２は曲率半径ｒｅによって特徴付けられ、凸面８１３は曲率半径ｒｗによって特徴付けられる。凹面８１２は、直接接触又は凹面８１２と眼１との間に設置された屈折率整合材料、すなわち液体若しくはゲルを介して、眼に結合するように構成される。窓８０１は、ガラスから形成されてもよく、屈折率ｎｗを有する。一実施形態では、窓８０１は、溶融シリカから形成され、１．４５の屈折率ｎｗを有する。溶融シリカは、一般的な安価なガラスの中で最も低い指数を有する。テフロンＡＦなどのフルオロポリマーは、溶融シリカよりも低い屈折率を有する低屈折率材料の別のクラスであるが、それらの光学的品質はガラスよりも劣り、それらは大量生産には比較的高価である。別の実施形態では、窓８０１は、一般的なガラスＢＫ７から形成され、１．５０の屈折率ｎｗを有する。このガラスの放射線耐性バージョンである、Ｓｃｈｏｔｔ ＡＧ、Ｍａｉｎｚ、Ｇｅｒｍａｎｙ製のＢＫ７Ｇ１８は、ガンマ線が窓８０１の光学特性を変えることのない、患者インタフェース８００のガンマ線滅菌を可能にする。
【0082】
図９ａ及び図９ｂに戻ると、窓８０１は、患者インタフェース８００の壁８０３と、吸引リング８０４などの固定デバイスとによって囲まれている。吸引リング８０４が眼１に接触しているとき、吸引リングと眼との間に環状空洞８０５が形成される。真空管、真空ポンプ（図９ａ及び図９ｂには図示せず）を介して吸引リング８０４及び空洞に真空が印加されると、眼と吸引リングとの間の真空力が、手術中に眼を患者インタフェース８００に取り付ける。真空を除去すると、眼１は解放又は分離される。
【0083】
眼１の反対側の患者インタフェース８００の端部は、合焦用対物部７００のハウジング７０２に取り付けられ、それにより、統合手術システム１０００の他の構成要素に対して眼の位置を固定するように構成される取り付けインタフェース８０６を含む。取り付けインタフェース８０６は、機械的、真空、磁気又は他の原理で動作することができ、統合手術システムから取り外し可能でもある。
【0084】
合焦用対物部７００は、眼に面する凹面７１１と、凹面の反対側の凸面７１２とを有する非球面出射レンズ７１０を含む。したがって、出射レンズ７１０はメニスカス形状を有する。図９ａ及び図９ｂに示す出射レンズ７１０は、より設計の自由度を与える非球面レンズであるが、他の構成では、出射レンズは球面レンズであってもよい。あるいは、出射レンズ７１０をシングレットではなく複合レンズとして構成することにより、本明細書に提示されているような光学システムの主な特性を維持しながら、光学系を最適化するためのより多くの設計自由度が可能になる。図９ｃを参照すると、凹面７１１は曲率半径ｒｙによって特徴付けられ、凸面７１２は非球面形状によって特徴付けられる。非球面凸面７１２は、球面凹面７１１と組み合わせて、様々な厚さを有する出射レンズ７１０を結果的にもたらし、レンズの外周縁７１５は、レンズの中央の頂部領域７１７よりも薄い。凹面７１１は、窓８０１の凸面８１３に結合するように構成される。一実施形態では、出射レンズ７１０は、溶融シリカから形成され、１．４５の屈折率ｎｘを有する。
【0085】
図１０ａ及び図１０ｂは、虹彩角膜角中の手術体積７２０へのアクセスを可能にする第１の光学サブシステム１００１及び第２の光学サブシステム１００２を有する光学システム１０１０を形成するように機能的に配置された、図７及び図８の統合手術システムの構成要素の概略図である。図１０ａ及び図１０ｂの各々は、図９ａの合焦用対物部７００及び患者インタフェース８００の構成要素を含む。しかしながら、簡易にするために、合焦用対物部及び患者インタフェースの全体は、図１０ａ及び図１０ｂには含まれていない。また、図１０ａをさらに簡易にするために、図９ａ及び図９ｂの平面ビーム折り畳みミラー７４０は含まれず、図９ａに示す結合レーザ／ＯＣＴ／照明ビーム７０１は展開又は直線化されている。平面ビーム折り畳みミラーを追加又は削除することは、第１の光学サブシステム及び第２の光学サブシステムによって形成される光学システムの主要な動作を変更しないことが、当業者によって理解される。図１０ｃは、図１０ａ及び図１０ｂの第１の光学サブシステムを通過するビームの概略図である。
【0086】
図１０ａを参照すると、統合手術システム１０００の第１の光学サブシステム１００１は、合焦用対物部７００の出射レンズ７１０と、患者インタフェース８００の窓８０１とを含む。出射レンズ７１０及び窓８０１は、第１の光軸７０５を規定するように互いに対して配置される。第１の光学サブシステム１００１は、第２の光軸７０６に沿って出射レンズ７１０の凸面７１２に入射するビーム、例えば結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１を受光し、眼の虹彩角膜角１３中の手術体積７２０へとビームを方向付けるように構成される。
【0087】
手術処置中、第１の光学サブシステム１００１は、出射レンズ７１０の凹面７１１と窓８０１の凸面８１３とをインタフェースすることによって組み立てられてもよい。この目的のために、合焦用対物部７００は患者インタフェース８００と共にドッキングされる。結果として、出射レンズ７１０の凹面７１１が窓８０１の凸面８１３に結合される。結合は、直接接触又は屈折率整合流体の層を介して行われてもよい。例えば、患者インタフェース８００を合焦用対物部７００にドッキングするとき、屈折率整合流体の液滴を接触面間に適用して、２つの面７１１、８１３間に存在し得る任意の空隙を排除し、それにより、結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１を最小限のフレネル反射及び歪みで間隙を通過させるのを助けることができる。
【0088】
結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１を眼の虹彩角膜角１３中の手術体積７２０へと方向付けるために、第１の光学サブシステム１００１は、ビーム７０１が出射レンズ７１０、窓８０１及び角膜３を通過するときのビーム７０１の屈折を考慮するように設計される。この目的のために、及び図１０ｃを参照すると、出射レンズ７１０の屈折率ｎｘ及び窓８０１の屈折率ｎｗは、角膜３の屈折率ｎｃを考慮して選択され、第１の光学サブシステム１００１を通る適切なビーム屈曲を生じさせ、それにより、結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１がサブシステムを出て角膜３を通過するときに、ビーム経路は、虹彩角膜角１３内に入るようにほぼ位置合わせされる。
【0089】
引き続き図１０ｃを参照し、窓８０１と角膜３との間の界面から始める。結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１が窓８０１を出て角膜３に入る界面、すなわち、窓の凹面８１２と角膜３の凸面との間の界面での入射角が急すぎると、過度の屈折及び歪みが生じる可能性がある。この界面での屈折及び歪みを最小限に抑えるために、第１の光学サブシステム１００１の一実施形態では、窓８０１の屈折率は角膜３の屈折率とほぼ一致する。例えば、図９ａ及び図９ｂを参照して上述したように、窓８０１は、１．３６の屈折率を有する角膜３にほぼ一致するように１．４２よりも低い屈折率を有することができる。
【0090】
結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１が窓８０１を出て角膜３に入る界面での過剰な屈折及び歪みは、ビーム７０１が出射レンズ７１０及び窓８０１を通過するときのビーム７０１の屈曲を制御することによってさらに補償することができる。この目的のために、第１の光学サブシステム１００１の一実施形態では、窓８０１の屈折率ｎｗは、出射レンズ７１０の屈折率ｎｘ及び角膜３の屈折率ｎｃの各々よりも大きい。結果として、結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１が出射レンズ７１０を出て窓８０１に入る界面、すなわち、出射レンズの凹面７１１と窓の凸面８１３との間の界面において、ビームは、ビームを第１の方向に曲げる高から低への屈折率変化を通過する。次いで、結合レーザ／ＯＣＴ／照明／照準ビーム７０１が窓８０１を出て角膜３に入る界面、すなわち、出射レンズの凹面８１２と角膜の凸面との間の界面において、ビームは、低から高への屈折率変化を通過し、ビームを第１の方向とは反対の第２の方向に曲げる。
【0091】
窓８０１の形状は、メニスカスレンズであるように選択される。したがって、光の入射角は、窓８０１の両面８１２、８１３において同様の値を有する。全体的な効果は、凸面８１３では光が表面法線から外方に屈曲し、凹面８１２では光が表面法線に向かって屈曲することである。その効果は、光が平面平行プレートを通過する場合と同様である。プレートの一方の表面上の屈折は、プレートを通過する光がその方向を変えないように、他方の表面上の屈折によって補償される。眼の遠位の出射レンズ７１０の入射凸面７１２における屈折は、入射面における光７０１の入射角βが、交点７０８における入射面に対して垂直な面７０７に近くなるように入射面の曲率を設定することによって最小化される。
【0092】
ここで、出射レンズ７１０、窓８０１、及び眼１は、第１の光軸７０５を有する軸対称システムとして配置される。実際には、軸対称性は、光学構成要素の製造及び位置合わせの不正確さ、眼の対称性からの自然な逸脱、並びに臨床環境における窓８０１及び出射レンズ７１０に対する眼の位置合わせの不正確さのために近似である。しかし、設計及び実用上の目的のために、眼１、窓８０１、及び出射レンズ７１０は、軸対称の第１の光学サブシステム１００１と考えられる。
【0093】
引き続き図１０ａを参照すると、第２の光学サブシステム１００２は、第１の光学サブシステム１００１の第１の光軸７０５に対して角度αで第１の光学サブシステム１００１に光学的に結合されている。この配置の利点は、全ての光学構成要素が共通の光軸を有する軸上に設計されているシステムと比較して、両方の光学サブシステム１００１、１００２をはるかに低い開口数で設計できることである。
【0094】
第２の光学サブシステム１００２は、図８ａを参照して前述したように、眼内に手術体積７２０のコンジュゲート手術体積７２１を生成する対物レンズ７５０を含む。第２の光学サブシステム１００２は、光学サブシステムステップ１００３として集合的に示される様々な他の構成要素を含む。図８ａを参照すると、これらの構成要素は、フェムト秒レーザ源２００と、ＯＣＴ撮像装置３００と、目視観察装置４００と、二重照準ビーム装置４５０、ビームコンディショナ及びスキャナ５００と、ビームコンバイナ６００とを含んでもよい。
【0095】
第２の光学サブシステム１００２は、第１の光学サブシステム１００１の第１の光軸７０５の周りでサブシステム全体を回転させるように構成された機械部品（図示せず）を含んでもよい。これにより、眼１の虹彩角膜角１３の全周３６０度の光学的アクセスが可能になる。
【0096】
図１０ｂを参照すると、第１及び第２の光学サブシステム１００１、１００２を互いに対して配置する際の柔軟性は、第２の光学サブシステム１００２の光学出力と第１の光学サブシステム１００１の光学入力との間に介在する光学アセンブリ１００４によって提供されてもよい。一実施形態では、光学アセンブリ１００４は、第１の光軸７０５と第２の光軸７０６との間の角度αを維持しながら、第２の光学サブシステム１００２の光学出力、例えば結合レーザ／ＯＣＴ／照明ビーム７０１を受光し、結合レーザ／ＯＣＴ／照明ビームの方向を変更又は調整し、第１の光学サブシステム１００１の光学入力へとビームを方向付けるように構成された、１つ又は複数の平面ビーム折り畳みミラー７４０、プリズム（図示せず）又は光学格子（図示せず）を含んでもよい。
【0097】
別の構成では、平面ビーム折り畳みミラー７４０の光学アセンブリ１００４は、第２の光学サブシステム１００２を静止させたまま、第１の光学サブシステム１００１の第１の光軸７０５を中心としてアセンブリを回転させるように構成された機械部品（図示せず）をさらに含む。したがって、第２の光学サブシステム１００２の第２の光軸７０６は、第１の光学サブシステム１００１の第１の光軸７０５を中心として回転することができる。これにより、眼１の虹彩角膜角１３の全周３６０度の光学的アクセスが可能になる。
【0098】
図９ａ、図９ｂ、及び図９ｃを参照して上述した考慮事項により、第１の光学サブシステム１００１の設計は、第１の光学サブシステム１００１の第１の光軸７０５に対して角度αでの傾斜した光学アクセスのために最適化される。角度αでの光学アクセスは、第１の光学サブシステム１００１の光学収差を補償する。表１は、Ｚｅｍａｘ光学設計ソフトウェアパッケージによるアクセス角度α＝７２度での最適化の結果を示す。この設計は、画像誘導フェムト秒緑内障手術の実用的な実施形態である。
【0099】
この設計は、最大０．２の開口数（ＮＡ）を有する波長１０３０ｎｍのレーザビーム及び波長８５０ｎｍのＯＣＴビームの回折限界集束をもたらす。一設計では、第１の光学サブシステムの光学収差は、虹彩角膜角において０．１５より大きな開口数を有するビームに対する第１の光学サブシステムのストレール比が０．９よりも大きくなるように補償される。別の設計では、第１の光学サブシステムの光学収差は部分的に補償され、第１の光学システムの補償されていない残りの収差は、虹彩角膜角において０．１５より大きな開口数を有するビームに対する、組み合わされた第１及び第２の光学サブシステムのストレール比が０．９よりも大きくなる程度まで第２の光学サブシステムによって補償される。
【0100】
レーザ手術パターン及びパラメータ
図１１は、統合手術システム１０００によって可能にされる手術治療に関連する眼の解剖学的構造の三次元概略図である。ＩＯＰを低下させるために、レーザ治療は、小柱流出経路４０に影響を及ぼす眼組織を標的とする。これらの眼組織は、小柱網１２、強膜岬１４、シュレム管１８、及びコレクタチャネル１９を含む場合がある。小柱網１２は、ブドウ膜網１５、角膜強膜網１６、及び傍管状組織１７の三層を有する。これらの層は多孔性であり、水性に対して浸透性であり、ブドウ膜網１５が最も多孔性で透過性であり、次いで角膜強膜網１６が多孔性で透過性である。小柱網１２の最小多孔質及び最小浸透層は、傍管状組織１７である。シュレム管１８の内壁１８ａも多孔質であり、水性に対して浸透性であり、傍管状組織１７と同様の特性を有する。
図１１は、統合手術システム１０００によって可能にされる手術治療に関連する眼の解剖学的構造の三次元概略図である。ＩＯＰを低下させるために、レーザ治療は、小柱流出経路４０に影響を及ぼす眼組織を標的とする。これらの眼組織は、小柱網１２、強膜岬１４、シュレム管１８、及びコレクタチャネル１９を含む場合がある。小柱網１２は、ブドウ膜網１５、角膜強膜網１６、及び傍管状組織１７の三層を有する。これらの層は多孔性であり、水性に対して浸透性であり、ブドウ膜網１５が最も多孔性で透過性であり、次いで角膜強膜網１６が多孔性で透過性である。小柱網１２の最小多孔質及び最小浸透層は、傍管状組織１７である。シュレム管１８の内壁１８ａも多孔質であり、水性に対して浸透性であり、傍管状組織１７と同様の特性を有する。
【0101】
図１２は、図１１に示す眼組織の手術体積９００に影響を及ぼすために統合手術システム１０００によって適用される治療パターンＰ１の三次元図と、治療される解剖学的構造を覆う治療パターンＰ１の二次元概略図とを含む。統合手術システム１０００のＯＣＴ撮像装置３００は、図１２の二次元概略図と同様の解剖学的構造の視覚画像を提示することができる。
【0102】
図１３は、図１２のレーザ治療パターンＰ１の適用から生じる、小柱網１２を通る開口部９０２及びシュレム管１８の内壁１８ａを含む眼の解剖学的構造の三次元概略図である。開口部９０２は、手術体積９００に類似しており、眼組織内の流れ抵抗を減少させて前房７からシュレム管１８への房水の流れを増加させ、それによって眼のＩＯＰを低下させる小柱流出経路４０を提供する。開口部９０２は、流体経路を規定する連続した単一の管腔であってもよく、又は流体経路を規定するスポンジ状構造を形成する隣接する細孔の配置若しくはそれらの組み合わせによって規定されてもよい。
【0103】
治療パターンＰ１は、レーザが眼組織内の異なる深さ位置に集束し、次いで複数の方向に走査されて、患部組織の複数のシート又は層を含む組織の三次元体積に影響を及ぼすレーザ走査処置を規定する。治療パターンは、本明細書ではセルと呼ばれるレーザ組織相互作用体積の集合体を規定すると考えられる。セルのサイズは、レーザ組織相互作用の影響の程度によって判定される。レーザセルが線に沿って密集して置かれると、レーザは狭くて微視的なチャネルを形成する。チャネルの断面内に多数のレーザセルを密集して置くことによって、より広いチャネルを形成することができる。セルの配置は、結晶構造内の原子の配置に類似している場合がある。
【0104】
治療パターンＰ１は、規則的に離間した行、列及びシート又は層に配置された個々のセルを包含する立方体構造の形態であってもよい。治療パターンＰ１は、ｘ、ｙ、ｚ次元によって特徴付けることができ、セルのｘ、ｙ、ｚ座標は、列位置（ｘ座標）、行位置（ｙ座標）、及び層位置（ｚ座標）の順に隣接するセルから隣接するセルへと順次計算される。このような治療パターンＰ１は、レーザが変化を起こす眼組織の３次元モデル又はレーザによる影響を受ける眼液の３次元モデルを規定する。
【0105】
治療パターンＰ１は、典型的には、手術パラメータのセットによって規定される。手術パラメータは、レーザが進行する眼組織の表面領域又は層を表す治療領域Ａのうちの１つ又は複数を含むことができる。治療領域Ａは、治療の高さｈと、治療の幅ｗ、すなわち治療の横方向範囲６６によって判定される。横方向範囲６６は、円周角の周りの尺度に関して規定することができる。例えば、横方向範囲６６ｗは、円周角の周りの角度、例えば９０度に関して規定されてもよい。治療厚さｔは、シュレム管１８の内壁１８ａ又はその近傍の遠位範囲６２又は治療体積の境界から、小柱網１２の表面又はその近傍の近位範囲６４又は境界まで、レーザが眼組織に切り込むレベルを表す。したがって、治療パターンに従って適用されたレーザは、治療パターンの３次元モデルに類似した手術体積に影響を及ぼすか、又は手術体積を生成することができるか、又は３次元モデルに類似した眼構造の内部に位置する流体に影響を及ぼすことができる。
【0106】
追加の手術パラメータは、眼内の手術体積又は患部体積の設置を規定する。例えば、図１１及び図１２を参照すると、設置パラメータは、眼の円周角に対して治療が行われる場所を表す位置ｌ、及び基準眼構造に対する眼内の眼組織又は眼液の三次元モデルの位置を表す治療深さｄのうちの１つ又は複数を含むことができる。以下では、治療深さｄは、前房７が小柱網１２と交わる領域に対して示されて説明される。治療パターン及び設置パラメータは共に、治療計画を規定する。
【0107】
前述のように、本明細書に記載のレーザ治療は、フェムト秒レーザによる光破壊を含む。フェムト秒レーザは、周囲の眼組織への付随的損傷を最小限に抑えながら、高度に局在化した非熱的光破壊レーザ組織相互作用を提供する。レーザの光破壊的相互作用は、光学的に透過な組織で利用される。眼組織へのレーザエネルギーの蓄積の主な機構は、吸収によるものではなく、高度に非線形な多光子プロセスによるものである。このプロセスは、ピーク強度が高いパルスレーザの焦点でのみ有効である。ビームが横切るものの焦点にない領域は、レーザの影響を受けない。したがって、眼組織との相互作用領域は、レーザビームに沿った横方向及び軸方向の両方において高度に局在化される。
【0108】
レーザ走査処置中、レーザ焦点は、眼組織内の異なる深さｄに移動し、次いで、治療パターンＰ１によって規定されるような２つの横方向寸法又は方向に走査されて、患部組織の複数のシート又は層を含む眼組織の三次元体積９００に影響を及ぼす。２つの横方向寸法は、レーザ焦点の移動軸にほぼ直交する。図１３を参照して、レーザ走査中のレーザ焦点の移動は、ｘ、ｙ、及びｚ方向又は軸を参照して本明細書で説明される。治療パターンＰ１の厚さｔ又は組織の体積９００を通る異なる深さｄへのレーザ焦点の移動は、ｚ軸に沿った焦点の移動に対応する。ｚ方向におけるレーザの焦点は、治療パターンＰ１又は組織の体積９００内の深さｄを指す場合がある。
【0109】
ｚ軸に直交する二次元又は方向のレーザ焦点の移動は、ｘ方向の治療パターンＰ１又は組織の体積９００の幅ｗに沿ったレーザ焦点の移動、及びｙ方向の治療パターンＰ１又は組織の体積９００の高さｈに沿ったレーザ焦点の移動に対応する。レーザ焦点の二方向又は二次元走査は、ラスタ走査の形態であってもよく、レーザ走査の層を規定し、次にレーザに影響を受ける組織の層を生成する。
【0110】
レーザ走査中、レーザのパルスショットは、治療パターンＰ１に対応する眼組織の体積内の組織に送達される。レーザ相互作用体積が数マイクロメートル（μｍ）程度と小さいため、眼組織と反復レーザの各レーザショットとの相互作用は、レーザの焦点で眼組織を局所的に破壊する。眼組織における光破壊的相互作用のためのレーザのパルス持続時間は、数フェムト秒～数ナノ秒の範囲とすることができ、パルスエネルギーは、数ナノジュール～数十マイクロジュールとすることができる。焦点におけるレーザパルスは、多光子プロセスを介して分子内の化学結合を破壊し、組織材料を局所的に光解離させ、湿潤組織内に気泡を生成する。組織材料の破壊及び気泡形成からの機械的応力は、レーザパルスが幾何学的線及び表面に沿って互いに近接して置かれたときに組織を断片化し、きれいで連続的な切断を生成する。
【0111】
組織表面検出を用いたレーザ手術的治療
上述したように、フェムト秒レーザは、フェムト秒レーザビームの焦点で組織に切断効果を生じさせる、高度に局所的なレーザ組織相互作用を提供する。レーザ治療処置中、手術用フェムト秒レーザは、手術システムの合焦用光学系又は対物部の遠位の所定の位置のスポットに緊密に集束する。そのような焦点を生成した後、レーザ治療を開始する前に、レーザ治療中の走査用焦点を設置する眼組織の標的表面を位置特定又は検出し、さらに標的表面に対して１つ又は複数の標的表面下組織を位置特定することが望ましい。
上述したように、フェムト秒レーザは、フェムト秒レーザビームの焦点で組織に切断効果を生じさせる、高度に局所的なレーザ組織相互作用を提供する。レーザ治療処置中、手術用フェムト秒レーザは、手術システムの合焦用光学系又は対物部の遠位の所定の位置のスポットに緊密に集束する。そのような焦点を生成した後、レーザ治療を開始する前に、レーザ治療中の走査用焦点を設置する眼組織の標的表面を位置特定又は検出し、さらに標的表面に対して１つ又は複数の標的表面下組織を位置特定することが望ましい。
【0112】
図８ａ及び図８ｂを参照して上述した統合手術システム１０００は、眼組織の標的表面及び相対的な標的表面下組織を検出又は位置特定するように構成されてもよい。例えば、二重照準ビーム装置４５０を単独で、又はＯＣＴ撮像装置３００と組み合わせて使用して、標的表面を検出又は位置特定することができる。標的表面下部分の検出に続いて、ＯＣＴ撮像装置３００を使用して、標的表面下部分を検出又は位置特定することができる。
【0113】
標的表面の検出に関して、図１４ａを参照すると、第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８は、手術システム１０００の光学サブシステムによって、例えば、前房７に面する小柱網１２の表面であり得る標的表面１４０４に入射するように方向付けられる。第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８は、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームがフェムト秒レーザビームの焦点１４０２に対応する点１４１２で交差するように、互いに対して、かつフェムト秒レーザビーム１４１０に対して位置合わせされる。言い換えれば、第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８は、レーザビームの焦点１４０２の位置と同じ位置で、又は焦点とほぼ同じ位置で、又は焦点の許容範囲内で互いに交差する。この位置合わせは、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２の移動を通して維持される。統合手術システム１０００によって撮影された標的表面１４０４の画像１４０４ａは、第１の照準光ビーム１４０６に対応する第１のスポット１４１６と、第２の照準光ビーム１４０８に対応する第２のスポット１４１８とを含む。図１４ａでは、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２が眼組織の標的表面１４０４からある程度の距離だけ前房７内にあるので、第１のスポット１４１６及び第２のスポット１４１８は互いに距離ｓだけ離間しており、第２のスポットは第１のスポットの上方にある。
【0114】
図１４ｂを参照すると、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２は、小柱網１２に向かって及び小柱網１２内へとフェムト秒レーザビームが伝播する方向に、眼１の内部で移動する。焦点１４０２は、自動的に又は外科医の操作下で、制御システム１００によって移動させることができる。フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２は小柱網１２内にあるため、統合手術システム１０００によって撮影された標的表面１４０４の画像１４０４ｂはまた、第２の照準光ビーム１４０６に対応する第２のスポット１４１８から距離ｓだけ離間した第１の照準光ビーム１４０８に対応する第１のスポット１４１６を含む。この画像１４１４ｂを図１４ａの画像と比較すると、スポット１４１６、１４１８の相対位置が変化しており、ここでは第１のスポットが第２のスポットの上にあることに留意されたい。スポット１４１６、１４１８間の位置のこの変化を使用して、例えば、前房７（図１４ａ）又は小柱網１２（図１４ｂ）のいずれかにおける、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２の概括的な位置、及びその概括的な位置が変化したときの位置を判定することができる。また、フェムト秒レーザビーム１４１０が眼の中で移動するとき、スポット１４１６、１４１８間の距離の変化ｓは、焦点１４０２が標的表面１４０４に接近しているか、又は遠ざかっているかの指標を提供する。
【0115】
図１４ｃを参照すると、フェムト秒レーザビーム７０１の焦点１４０２は、統合手術システム１０００によって撮影された標的表面１４０４の画像１４０４ｃが、第１の照準光ビーム１４０６に対応する第１のスポット１４２０と第２の照準光ビーム１４０８に対応する第２のスポット１４１８との重なり又は合体から生じる単一のスポット１４１６を含む位置に移動する。この単一のスポット１４２０は、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２が標的表面１４０４に、又は標的表面１４０４上にあるという指標を提供する。
【0116】
二重照準ビーム装置４５０に基づいてフェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２が標的表面１４０４に、又は標的表面１４０４上にあると判定されると、眼組織の標的体積の光破壊を開始することができる。例えば、図１２を参照すると、標的表面１４０４に、又は標的表面１４０４上に近位範囲６４を有する眼組織６０の標的体積は、標的表面で始まる組織の複数の層を通してフェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２をラスタ走査することによって治療することができる。図１３を参照すると、複数の層の光破壊は、前房７とシュレム管１８との間に開口部９０２を形成し、このようにしてレーザ治療処置を完了する。
【0117】
しかしながら、場合によっては、二重照準ビーム装置４５０のみに基づく標的表面１４０４の検出は、標的表面上にフェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２の精密な設置をもたらさない場合がある。例えば、図１５ａを参照すると、二重照準ビーム装置４５０による誘導の下で設置されたフェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２は、標的表面１４０４から離間している場合がある。焦点１４０２を標的表面１４０４上により精密に設置するために、ＯＣＴ撮像装置３００によって撮影されたＯＣＴ画像１５０２を使用して、標的表面１４０４をさらに検出又は位置特定し、光破壊を開始する前に標的表面内に焦点をより精密に設置することができる。この目的のために、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２の設置と標的表面１４０４との間の距離は、外科医によって視覚的に、又は制御システム１００内のプロセッサによって実行されるアルゴリズムによって自動的に、ＯＣＴ画像１５０２内で検出されてもよい。次いで、手術システム１０００は、焦点１４０２が標的表面１４０４上にあるとプロセッサが判定するまで、ＯＣＴ画像１５０２を分析するプロセッサによる誘導の下で、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２を自動的に進めてもよい。あるいは、手術システム１０００は、外科医による手動誘導の下で、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２を進めてもよい。
【0118】
図１５ｂ、図１５ｃ、及び図１５ｄを参照すると、フェムト秒レーザビーム７０１の焦点１４０２が標的表面に、又は標的表面１４０４上にあると判定されると、ＯＣＴ撮像装置３００を使用して、標的表面に対して組織の標的表面下部分をさらに検出又は位置特定することができる。この目的のために、虹彩角膜角のＯＣＴ画像１５０２をＯＣＴ撮像装置３００によって得ることができる。ＯＣＴ画像１５０２は、例えば、ブドウ膜網１５、角膜強膜網１６、傍管状組織１７、シュレム管の近位面又は内壁１８ａ、シュレム管１８、シュレム管の遠位面又は外壁１８ｃ、及び強膜２を含む、手術野の組織構造を表示することができる。これらの画像に基づいて、表面下部分と標的表面１４０４との間の距離を判定し、治療処置中の将来の使用のために記録することができる。例えば、図１５ａでは、標的表面１４０４と角膜強膜網１６の外面１６ａとの間の距離ｄ１を判定することができる。図１５ｂでは、標的表面１４０４と傍管状組織１７の外面１７ａとの間の距離ｄ２を判定することができる。図１５ｃでは、標的表面１４０４とシュレム管の内壁１８ａの外面１８ｂとの間の距離ｄ３を判定することができる。これらの判定された距離ｄのうちの１つ又は複数は、治療計画のパラメータを規定することができる。例えば、図１２を参照すると、距離ｄは、治療される眼組織６０の体積の厚さｔを規定することができる。
【0119】
図１６は、レーザによる治療のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定する方法のフローチャートである。眼組織の標的表面１４０４は、例えば、前房７に面する小柱網１２の内面であってもよい。標的表面の位置特定が行われている間、レーザは、虹彩角膜角へと方向付けられている間は組織を治療するには不十分な出力レベルに維持され、典型的には、組織のレーザ治療が開始されるまでこの出力レベルに維持される。
【0120】
図７～図１０ｂの統合手術システム１０００によって実行され得る方法は、虹彩角膜角へのアクセスが得られた手術処置の点において開始する。虹彩角膜角にアクセスするためのシステム及び方法は、その開示が参照により本明細書に組み込まれる、「Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｉｎ ｔｈｅ Ｉｒｉｄｏ－Ｃｏｒｎｅａｌ Ａｎｇｌｅ ｏｆ ｔｈｅ Ｅｙｅ」と題する米国特許出願第１６／０３６，８８３号に記載されている。
【0121】
ブロック１６０２において、統合手術システム１０００は、第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８を標的表面１４０４に入射するように方向付ける。第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８はそれぞれ、図８ａ又は図８ｂの統合手術システムにおける光ビーム４５１ａ、４５１ｂに対応してもよい。
【0122】
第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８は、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームがフェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２に対応する点１４１２で交差するように、互いに対して、かつフェムト秒レーザビーム７０１に対して位置合わせされる。一構成では、第１の照準光ビーム１４０６と第２の照準光ビーム１４０８との交点は、フェムト秒レーザビームの焦点１４０２の位置と同じ位置にあってもよい。別の構成では、第１の照準光ビーム１４０６と第２の照準光ビーム１４０８との交点は、フェムト秒レーザビームの焦点１４０２の位置とは異なる位置にある。例えば、交点は、焦点からわずかにずれ、焦点と全く同じ位置ではない場合がある。第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８はそれぞれ、角膜及び房水に透過である波長の光を放射する。一構成では、第１の照準光ビーム１４０６は第１の波長によって特徴付けられ、第２の照準光ビーム１４０８は第１の波長とは異なる第２の波長によって特徴付けられる。別の構成では、第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８は同じ波長である。
【0123】
ブロック１６０４において、統合手術システム１０００は、第１の照準光ビーム１４０６に対応する第１のスポット１４１６及び第２の照準光ビーム１４０８に対応する第２のスポット１４１８の画像１４１４ａを撮影する。第１の照準光ビーム１４０６と第２の照準光ビーム１４０８とが異なる波長である場合、スポット１４１６、１４１８は色が異なる。第１の照準光ビーム１４０６と第２の照準光ビーム１４０８とが異なる波長である場合、スポット１４１６、１４１８は同じ色である。
【0124】
ブロック１６０６において、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との関係に基づいて、焦点１４０２が標的表面１４０４に、又は標的表面１４０４上にあるかに関する判定が行われる。そのような判定は、外科医によって視覚的に行われてもよく、又は統合手術システム１０００によって自動的に行われてもよい。外科医が判定する場合、統合手術システム１０００は、第１のスポット１４１６及び第２のスポット１４１８と共に、標的表面１４０４の画像１４１４ａ、１４１４ｂ、１４１４ｃを提示又は表示し、そこから外科医は標的表面１４０４に対する焦点１４０２の位置を判定する。自動化されたシステムが判定する場合、制御システム１００内のプロセッサによって実行されるアルゴリズムが、システムによって撮影された第１のスポット１４１６及び第２のスポット１４１８と共に標的表面１４０４の画像を処理して、標的表面１４０４に対する焦点１４０２の位置を判定する。
【0125】
いずれの場合も、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との間の位置関係が検出され、焦点１４０２は、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との重なり又は融合の検出に基づいて、外科医によって視覚的に、又は統合手術システム１０００によって自動的に、標的表面１４０４にあると判定される。そうでなければ、焦点１４０２は、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との間の分離、及び第１のスポットと第２のスポットとの間の対応する位置配置の検出に基づいて、標的表面１４０４の近位又は標的表面１４０４の遠位にあると判定される。
【0126】
例えば、図１４ａを参照すると、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との間の距離ｓが検出され、第２のスポットが第１のスポットの上方にあることにより、焦点１４０２が前房７の内側かつ標的表面１４０４の近位に位置するという結論に至る。したがって、統合手術システム１０００は、プロセッサ制御下で自動的に、又は外科医の制御下で、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２を、フェムト秒レーザの伝播方向に対応する遠位方向に進める。焦点１４０２は、画像処理アルゴリズムを実行するプロセッサによって自動的に、又は画像１４１４ａを見る外科医によって視覚的に、第１のスポット１４１６及び第２のスポット１４１８が単一のスポットに重なるか又は融合したと判定されるまで進んでもよい。これにより、焦点１４０２が標的表面１４０４にあることが示される。
【0127】
図１４ｂを参照すると、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との間の距離ｓが検出され、第１のスポットが第２のスポットの上方にあると、焦点１４０２が組織の内側に、かつ標的表面１４０４の遠位に位置するという結論に至る。したがって、統合手術システム１０００は、プロセッサ制御下で自動的に、又は外科医の制御下で、焦点１４０２を、フェムト秒レーザビーム１４１０の伝播方向とは反対の方向に対応する近位方向に進める。焦点１４０２は、画像処理アルゴリズムを実行するプロセッサによって自動的に、又は画像１４１４ａを見る外科医によって視覚的に、第１のスポット１４１６及び第２のスポット１４１８が単一のスポットに重なるか又は融合したと判定されるまで進んでもよい。これにより、焦点１４０２が標的表面１４０４にあることが示される。
【0128】
ブロック１６０８において、統合手術システム１０００は任意選択的に、ＯＣＴ撮像に基づいて、標的表面１４０４に対する焦点１４０２の位置を調整すること、又は標的表面に対して他の表面下部分を位置特定及びマーキングすることを可能にする。この目的のために、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との関係に基づいて焦点１４０２が標的表面１４０４に、又は標的表面１４０４上にあると判定されると、標的表面は焦点の画像を含むＯＣＴ画像１５０２において位置特定される。ＯＣＴ画像１５０２に撮影された焦点１４０２の標的表面１４０４に対する位置は、必要に応じて、焦点をより正確に表面上に設置するために調整される。
【0129】
焦点１４０２の前述の調整とは別に、１つ又は複数のＯＣＴ画像１５０２を分析して、標的表面１４０４の下方の１つ又は複数の標的表面下部分を検出することができる。これらの表面下部分は、ブドウ膜網１５と角膜強膜網１６との間の界面、又は角膜強膜網と傍管状組織１７との間の界面、又は傍管状組織とシュレム管の内壁１８ａとの間の界面にあってもよい。検出された標的表面下部分のうちの１つ又は複数と標的表面との間の距離が判定され、将来の使用のために記録される。前述のように、これらの判定された距離ｄの１つ又は複数は、治療計画のパラメータを規定することができる。例えば、図１２を参照すると、距離ｄは、治療される眼組織６０の体積の厚さｔを規定することができる。
【0130】
ブロック１６１０において、焦点１４０２が標的表面１４０４に、又は標的表面１４０４上にあると判定されたときに光破壊が開始される。この目的のために、フェムト秒レーザのパワーレベルは、組織を光破壊するのに十分なパワーレベルまで増大され、焦点は、組織のシート又は層を光破壊するために二次元でラスタ走査される。
【0131】
ブロック１６０２に戻ると、第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８を標的表面１４０４に入射するように方向付けることの一部は、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームが互いに対して、かつフェムト秒レーザビームに対して平行である配置で、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを受光することを含む。一構成では、互いに対して、かつフェムト秒レーザビーム１４１０に対して平行な配置で第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８を受光することは、単一照準ビーム源４５２から単一の光ビーム４５１を伝送することと、単一の光ビームを第１の照準光ビーム４５１ａ及び第２の照準光ビーム４５１ｂとに分割することとを含む。別の構成では、互いに対して、かつフェムト秒レーザビームに対して平行な配置で第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８を受光することは、第１の照準ビーム源４５２ａから第１の照準光ビーム４５１ａを伝送することと、第２の照準ビーム源４５２ｂから第２の照準光ビーム４５１ｂを伝送することとを含む。
【0132】
引き続きブロック１６０２では、第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８を標的表面１４０４に入射するように方向付けることは、対物レンズを介して、第１の照準光ビーム１４０６及び第２の照準光ビーム１４０８を互いに非平行とし、フェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２に対応する点１４１２で交差するように調整することをさらに含む。一例では、標的表面１４０４は角膜の遠位にあってもよく、第１の照準光ビーム１４０６と第２の照準光ビーム１４０８とを互いに非平行になるように調整することは、第１の照準光ビームを角膜に対して第１の入射角を有するように調整することと、第２の照準光ビームを角膜に対して第１の入射角とは異なる第２の入射角を有するように調整することとを含む。
【0133】
図７～図１０ｂを参照すると、図１６の方法に従ったレーザによる治療のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するための手術システム１０００は、レーザ源２００と、二重照準ビーム装置４５０と、光学サブシステムと、撮像装置４００と、方法のいくつかの特徴を実装するアルゴリズムを実行するプロセッサを有する制御システム１００とを含む。手術システム１０００はまた、ＯＣＴ撮像装置３００を含んでもよい。
【0134】
レーザ源２００は、フェムト秒レーザビーム２０１を出力するように構成されたフェムト秒レーザ源であってもよい。あるいは、レーザ源は、Ｎｄ：ＹＡＧ又はＮｄ：ＹＬＦレーザなどの、光イオン化レーザとしても知られる光破壊レーザであってもよい。
【0135】
二重照準ビーム装置４５０は、第１の照準光ビーム４５１ａ及び第２の照準光ビーム４５１ｂを伝送するように構成される。第１の照準光ビーム４５１ａ及び第２の照準光ビーム４５１ｂはそれぞれ、角膜及び房水に透過である波長の光を放射する。第１の照準光ビーム４５１ａは第１の波長によって特徴付けられ、第２の照準光ビーム４５１ｂは第２の波長によって特徴付けられる。一構成では、第２の波長は第１の波長とは異なる。別の構成では、第１の波長及び第２の波長は同じである。
【0136】
一構成では、図８ｂに示すように、二重照準ビーム装置４５０は、単一の光ビーム４５１を伝送するように構成された照準ビーム源４５２と、単一の光ビームを第１の照準光ビーム４５１ａと第２の照準光ビーム４５１ｂとに分割し、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを光学サブシステムへと方向付けるように構成された第１のビームスプリッタ８２２とを含む。別の構成では、図８ｃに示すように、二重照準ビーム装置４５０は、第１の照準光ビーム４５１ａを伝送するように構成された第１照準ビーム源４５２ａと、第２の照準光ビーム４５１ｂを伝送するように構成された第２照準ビーム源４５２ｂとを含む。これらの構成のいずれにおいても、照準ビーム源４５２、４５２ａ、４５２ｂは、５４３ｎｍ、５９４ｎｍ、６０４ｎｍ、６１２ｎｍ、６３３ｎｍ、及び１１５０ｎｍの波長で動作するヘリウム－ネオン（Ｈｅ－Ｎｅ）レーザであってもよい。あるいは、照準ビーム源４５２、４５２ａ、４５２ｂは、５００ｎｍ～１２００ｎｍの波長範囲で動作するレーザダイオード又は発光ダイオード（ＬＥＤ）であってもよい。いずれの構成においても、照準ビーム源４５２、４５２ａ、４５２ｂは、連続波（ＣＷ）モード又はパルスレーザモードで動作するように構成することができる。
【0137】
別の構成では、図８ｄに示すように、二重照準ビーム装置４５０は、円錐光８５６を伝送するように構成された照準ビーム源４５２と、照準ビーム望遠鏡８５８と、円錐光８５６を第１の照準光ビーム４５１ａ及び第２の照準光ビーム４５１ｂに変換し、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを光学サブシステムへと方向付けるように構成された二重アパーチャ８６０とを含む。
【0138】
光学サブシステムは、フェムト秒レーザビーム２０１、第１の照準光ビーム４５１ａ、及び第２の照準光ビーム４５１ｂを受光するために、レーザ源２００及び二重照準ビーム装置４５０と光学的に位置合わせされる。光学サブシステムは、第１の照準光ビーム４５１ｃ及び第２の照準光ビーム４５１ｄを標的表面に入射するように方向付け、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを互いに対して、かつフェムト秒レーザビーム２０３に対して位置合わせし、それにより、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームをフェムト秒レーザビームの焦点に対応する点８１６で交差させるように構成された対物レンズ８３０を有する合焦用対物部８１４を含む。
【0139】
光学サブシステムは、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームが互いに対して、かつフェムト秒レーザビーム２０３に対して平行である配置で、第１の照準光ビーム４５１ａ、４５１ｃ及び第２の照準光ビーム４５１ｂ、４５１ｄを合焦用対物部８１４に伝送するように構成された１つ又は複数の光学構成要素８０９、８１８、８２８を含む。この目的のために、光学サブシステムに含まれる望遠鏡８１８は、第１の照準光ビーム４５１ａ及び第２の照準光ビーム４５１ｂを非平行配置で受光する。望遠鏡８１８は、平行配置で光ビーム４５１ｃ、４５１ｄを出力するように光学的に設計されている。合焦用対物部８１４は、第１の照準光ビーム４５１ｃ及び第２の照準光ビーム４５１ｄを互いに非平行に、かつフェムト秒レーザビーム２０３の焦点に対応する点８１６で交差するように調整するように構成される。この目的のために、合焦用対物部８１４に含まれる対物レンズ８３０は、平行な配置で第１の照準光ビーム４５１ｃ及び第２の照準光ビーム４５１ｄを受光する。対物レンズ８３０は、光ビームを点８１６で収束させる非平行配置で光ビーム４５１ｃ、４５１ｄを出力するように光学的に設計されている。
【0140】
二重照準ビーム装置４５０は、１つ又は複数の照準ビーム源４５２、４５２ａ、４５２ｂから第１の照準光ビーム４５１ａ及び第２の照準光ビーム４５１ｂを受光し、第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを透過するように位置合わせされた合焦用レンズ８２４を含む。光学サブシステムは、二重照準ビーム装置４５０から第１の照準光ビーム４５１ａ及び第２の照準光ビーム４５１ｂを受光するように位置合わせされたビームスプリッタ８２８と、ビームスプリッタから第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを受光するように位置合わせされた望遠鏡８１８とを含む。前述したように、望遠鏡８１８は、平行配置で光ビーム４５１ｃ、４５１ｄを出力するように光学的に設計されている。二重照準ビーム装置４５０は、合焦用レンズ８２４とビームスプリッタ８２８との間の光路に位置決めされたアパーチャ８２６を含む。アパーチャ８２６は、望遠鏡８１８の共役面に設置される。当業者は、共役面とは像が形成される平面であることを理解する。スクリーンが光学システムの共役面上に設置される場合、画像は鮮明に「焦点が合っている」ように見える。しかし、スクリーンが共役の場所から移動すると、画像はぼやけて「焦点が合っていない」ように見える。図８ｂに示す実施形態を考慮すると、カメラ４００は点８１６で像を観察している。点８１６から現れる光は、合焦用対物部８１４を通って伝播し、第２のダイクロイックミラー８０９から反射し、望遠鏡８１８によって集束する。共役結像面８２６に像が形成される。したがって、反対方向に作用して、共役結像面８２６から出てくる光は、点８１６において像を形成する。
【0141】
撮像装置４００は、光学サブシステムと光学的に位置合わせされて、第１の照準光ビーム４５１ｃに対応する第１のスポット１４１６及び第２の照準光ビーム４５１ｄに対応する第２のスポット１４１８を含む虹彩角膜角の画像１４１４ａ、１４１４ｂ、１４１４ｃを撮影する。一構成では、撮像装置４００は、可視スペクトルの照明光ビーム４０１を出力するように構成された照明源と、照明源によって出力された光を使用して標的表面１４０４の画像を提供するように構成されたビデオカメラとを含む。ビデオカメラは、４００ｎｍ～１２００ｎｍの波長範囲を使用して標的表面の画像を提供するように構成されてもよい。撮像装置４００は、顕微鏡を含んでもよい。
【0142】
手術システム１０００は、撮像装置４００に結合された制御システム１００を含む。制御システム１００は、撮像装置４００によって撮影された画像１４１４ａ、１４１４ｂ、１４１４ｃに対して１つ又は複数の画像処理アルゴリズムを実行するプロセッサを含む。例えば、プロセッサは、画像１４１４ａ、１４１４ｂ、１４１４ｃを処理して、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との間の位置関係を検出してもよい。位置関係は、スポット１４１６、１４１８間の距離ｓ又は分離、及びスポットの配置に関して特徴付けることができる。この位置関係に基づいて、プロセッサは、プロセッサが第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との重なりを検出したときに焦点１４０２が標的表面１４０４にあると判定することができる。プロセッサはまた、第１のスポット１４１６と第２のスポット１４１８との間の分離、及び第１のスポットと第２のスポットとの間の対応する位置関係、例えばどちらのスポットが他方のスポットの上にあるかをプロセッサが検出したときに基づいて、焦点１４０２が標的表面１４０４の近位にあるか、又は標的表面１４０４の遠位にあるかを判定することができる。
【0143】
制御システム１００はまた、レーザ源２００及び光学サブシステムに結合される。制御システム１００のプロセッサは、焦点が標的表面１４０４の近位にあると判定された場合、合焦用対物部８１４に、フェムト秒レーザビーム１４１０の伝播方向に対応する遠位方向に焦点１４０２を進めさせるように構成される。この状態を図１４ａに示す。逆に、プロセッサは、焦点が標的表面１４０４の遠位にあると判定された場合、合焦用対物部８１４に、フェムト秒レーザビーム１４１０の伝播方向とは反対の方向に対応する近位方向に焦点１４０２を進めさせるように構成される。この状態を図１４ｂに示す。いずれの場合も、焦点１４０２を所望の方向に進めるために、合焦用対物レンズ８３０などの合焦用対物部８１４の１つ又は複数の構成要素を移動させる。焦点１４０２が標的表面１４０４にあると判定されると、制御システム１００のプロセッサは、レーザ源にレーザ治療、例えば光破壊を開始させることができる。
【0144】
ＯＣＴビーム３０１を出力するように構成されたＯＣＴ撮像装置３００を有する手術システム１００では、光学サブシステムは、ＯＣＴビームを受光するように光学的に位置合わせされる。光学システムはまた、ＯＣＴビーム３０３が標的表面１４０４に入射し、第１の照準光ビーム４５１ｃ及び第２の照準光ビーム４５１ｄと、かつフェムト秒レーザビーム２０３に対して位置合わせされるようにＯＣＴビーム３０３を方向付け、それにより、ＯＣＴビーム、第１の照準光ビーム、及び第２の照準光ビームをフェムト秒レーザビーム１４１０の焦点１４０２に対応する点８１６で交差させるように構成される。
【0145】
制御システム１００はまた、ＯＣＴ撮像装置３００に結合される。制御システム１００は、ＯＣＴ撮像装置３００によって撮影された画像１５０２に対して１つ又は複数の画像処理アルゴリズムを実行するプロセッサを含む。例えば、焦点１４０２が標的表面１４０４に、又は標的表面１４０４上にあると、二重照準ビーム装置４５０に基づいて判定されると、ＯＣＴ画像１５０２に対して画像処理アルゴリズムを実行するプロセッサは、焦点１４０２及び標的表面１４０４をＯＣＴ画像内で位置特定し、焦点が標的表面上に精密に設置されているかどうかを判定することができる。例えば図１５ａに示すように、焦点１４０２が精密に設置されていない場合、プロセッサは合焦用対物部８１４を制御して、焦点が標的表面１４０４上に来るまで焦点の位置を調整することができる。
【0146】
制御システム１００のプロセッサはまた、標的表面１４０４の下方の１つ又は複数の標的表面下部分を検出し、検出された標的表面下部分のうちの１つ又は複数と標的表面１４０４との間の距離を判定するために、１つ又は複数のＯＣＴ画像１５０２に対して画像処理アルゴリズムを実行するように構成される。例えば、図１５ｂ、図１５ｃ、及び図１５ｄを参照すると、標的表面１４０４は、前房７に面する小柱網の表面であってもよく、１つ又は複数の標的表面下部分は、ブドウ膜網１５、角膜強膜網１６、傍管状組織１７、シュレム管の近位面又は内壁１８ａ、シュレム管１８、シュレム管の遠位面又は外壁１８ｃ、及び強膜２の一部であってもよい。
【0147】
本開示の様々な態様は、当業者が本発明を実施することを可能にするために提供される。本開示を通して提示される例示的な実施形態に対する様々な変更は、当業者には容易に明らかであろう。したがって、特許請求の範囲は、本開示の様々な態様に限定されることを意図するものではなく、特許請求の範囲の文言と一致する全範囲に与えられるべきである。当業者に知られている、又は後に当業者に知られるようになる、本開示を通して説明される例示的な実施形態の様々な構成要素に対する全ての構造的及び機能的同等物は、参照により本明細書に明示的に組み込まれ、特許請求の範囲に包含されることが意図される。さらに、本明細書に開示されたものは、そのような開示が特許請求の範囲に明示的に記載されているかどうかにかかわらず、公衆に供されることを意図していない。請求項のいかなる要素も、要素が「のための手段（ｍｅａｎｓ ｆｏｒ）」という語句を使用して明示的に列挙されるか、又は方法請求項の場合、要素が「のためのステップ（ｓｔｅｐ ｆｏｒ）」という語句を使用して列挙されていない限り、米国特許法第１１２条の第６段落の規定の下で解釈されるべきではない。
【0148】
本明細書に記載の本発明の実施形態は、本発明の原理の適用の単なる例示であることを理解されたい。本明細書における例示された実施形態の詳細への言及は、それ自体が本発明に必須であると考えられる特徴を列挙する特許請求の範囲を限定することを意図するものではない。
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6】
【図7】
【図8a】
【図8b】
【図8c】
【図8d】
【図9a】
【図9b】
【図9c】
【図10a】
【図10b】
【図10c】
【図11】
【図12】
【図13】
【図14a】
【図14b】
【図14c】
【図15a】
【図15b】
【図15c】
【図15d】
【図16】
【手続補正書】
【提出日】2022-11-08
【手続補正1】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項1】
レーザによる光破壊のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するためのシステムであって、レーザビームを出力するように構成されたレーザ源と、
第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送するように構成された二重照準ビーム装置と、
前記レーザビーム、前記第１の照準光ビーム、及び前記第２の照準光ビームを受光するように前記レーザ源及び前記二重照準ビーム装置と光学的に位置合わせされた光学サブシステムであって、
前記レーザビーム、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを、前記眼の角膜及び前房を通る傾斜ビーム経路に沿って、前記眼の前記虹彩角膜角の前記標的表面に入射するように方向付け、
前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを互いに対して、かつ前記レーザビームに対して位置合わせし、それにより、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを前記レーザビームの焦点に対応する点で交差させる
ように構成された合焦用対物部を備える光学サブシステムと、
前記第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む前記虹彩角膜角の画像を撮影するために前記光学サブシステムと光学的に位置合わせされた撮像装置と
を備えるシステム。
【請求項2】
前記光学サブシステムは、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームが互いに対して、かつ前記レーザビームに対して平行である配置で、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを前記合焦用対物部に透過するように構成された１つ又は複数の光学構成要素を備え、前記合焦用対物部は、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームが互いに非平行になり、かつ前記レーザビームの前記焦点に対応する前記点で交差するように調整するように構成される、
請求項１に記載のシステム。
【請求項3】
前記二重照準ビーム装置は、１つ又は複数の照準ビーム源から前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを受光し、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを透過するように位置合わせされた合焦用レンズを備え、前記光学サブシステムは、前記二重照準ビーム装置から前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを受光するように位置合わせされたビームスプリッタと、前記ビームスプリッタから前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを受光するように位置合わせされた望遠鏡とを備える、
請求項２に記載のシステム。
【請求項4】
前記ビームスプリッタは、前記撮像装置と前記合焦用対物部との間の光路にある、請求項３に記載のシステム。
【請求項5】
前記二重照準ビーム装置は、前記合焦用レンズと前記ビームスプリッタとの間に位置決めされ、前記望遠鏡の共役面に設置されたアパーチャを備える、請求項３に記載のシステム。
【請求項6】
前記二重照準ビーム装置は、単一の光ビームを伝送するように構成された照準ビーム源と、
前記単一の光ビームを前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームに分割し、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを前記光学サブシステムへと方向付けるように構成された第１のビームスプリッタと
を備える、請求項２に記載のシステム。
【請求項7】
前記二重照準ビーム装置は、前記第１の照準光ビームを伝送するように構成された第１の照準ビーム源と、
前記第２の照準光ビームを伝送するように構成された第２の照準ビーム源と
を備える、請求項２に記載のシステム。
【請求項8】
前記二重照準ビーム装置は、照準ビーム源から円錐光を受光するように位置合わせされ、前記円錐光を一対の平行光ビームに変換するように構成された照準ビーム望遠鏡と、前記一対の平行光ビームを受光し、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを透過するように位置合わせされた二重アパーチャとを備え、前記光学サブシステムは、前記二重アパーチャから前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームを受光するように位置合わせされたビームスプリッタを備える、
請求項２に記載のシステム。
【請求項9】
前記ビームスプリッタは、前記レーザ源と前記合焦用対物部との間の光路にある、請求項８に記載のシステム。
【請求項10】
前記第１の照準光ビームは第１の波長によって特徴付けられ、前記第２の照準光ビームは前記第１の波長とは異なる第２の波長によって特徴付けられる、請求項１に記載のシステム。
【請求項11】
前記二重照準ビーム装置は、５４３ｎｍ、５９４ｎｍ、６０４ｎｍ、６１２ｎｍ、６３３ｎｍ、及び１１５０ｎｍの波長で動作するヘリウム－ネオン（Ｈｅ－Ｎｅ）レーザからなる１つ又は複数の照準ビーム源を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項12】
前記二重照準ビーム装置は、４００ｎｍ～１２００ｎｍの波長範囲で動作するレーザダイオード又は発光ダイオード（ＬＥＤ）からなる１つ又は複数の照準ビーム源を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項13】
前記二重照準ビーム装置は、連続波（ＣＷ）モード又はパルスレーザモードで動作するように構成された１つ又は複数の照準ビーム源を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項14】
前記撮像装置は、可視スペクトルの照明光ビームを出力するように構成された照明源と、
前記照明源によって出力された光を使用して前記標的表面の画像を提供するように構成されたビデオカメラと
を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項15】
前記撮像装置は、４００ｎｍ～１２００ｎｍの波長範囲を使用して前記標的表面の画像を提供するように構成されたビデオカメラを備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項16】
前記撮像装置は顕微鏡を備える、請求項１５に記載のシステム。
【請求項17】
前記第１の照準光ビームと前記第２の照準光ビームとの交点は、前記レーザビームの前記焦点の位置と同じ位置にある、請求項１に記載のシステム。
【請求項18】
前記第１の照準光ビームと前記第２の照準光ビームとの交点は、前記レーザビームの前記焦点の位置とは異なる位置にある、請求項１に記載のシステム。
【請求項19】
前記撮像装置に結合されたプロセッサをさらに備え、前記プロセッサは、前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の位置関係を検出し、
前記第１のスポットと前記第２のスポットとの重なりの検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面にあると判定し、
前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の分離及び前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の対応する位置関係の検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面の近位又は前記標的表面の遠位のいずれかにあると判定する
ように構成される、請求項１に記載のシステム。
【請求項20】
前記プロセッサは、前記レーザ源に結合され、前記焦点が前記標的表面にあると判定された場合に前記レーザ源に光破壊を開始させるようにさらに構成される、請求項１９に記載のシステム。
【請求項21】
前記プロセッサは、前記光学サブシステムに結合され、前記合焦用対物部に、前記焦点が前記標的表面の近位にあると判定された場合には前記レーザの伝播方向に対応する遠位方向に前記焦点を進めさせ、前記焦点が前記標的表面の遠位にあると判定された場合には、前記レーザの前記伝播方向とは反対の方向に対応する近位方向に前記焦点を進めさせるようにさらに構成される、請求項１９に記載のシステム。
【請求項22】
前記プロセッサは、前記第１のスポット及び前記第２のスポットの前記画像を分析するようにさらに構成されることによって、前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の前記位置関係を判定するように構成される、請求項１９に記載のシステム。
【請求項23】
ＯＣＴビームを出力するように構成されたＯＣＴ撮像装置をさらに備え、前記光学サブシステムは、前記ＯＣＴビームを受光するように光学的に位置合わせされ、そして、前記ＯＣＴビームが、前記眼の前記角膜及び前記前房を通る前記傾斜ビーム経路に沿って、前記標的表面に入射し、前記第１の照準光ビーム及び前記第２の照準光ビームと、かつ前記レーザビームに対して位置合わせするように前記ＯＣＴビームを方向付け、それにより、前記ＯＣＴビーム、前記第１の照準光ビーム、及び前記第２の照準光ビームを前記レーザビームの前記焦点に対応する点で交差させるように構成される、請求項１に記載のシステム。
【請求項24】
レーザによる光破壊のために眼の虹彩角膜角において眼組織の標的表面を位置特定するためのシステムであって、レーザビームを出力するように構成されたレーザ源と、
第１の照準光ビーム及び第２の照準光ビームを伝送するように構成された二重照準ビーム装置と、
ＯＣＴビームを出力するように構成され、前記虹彩角膜角の１つ又は複数のＯＣＴ画像を撮影するために光学的に位置合わせされたＯＣＴ撮像装置と、
前記レーザビーム、前記第１の照準光ビーム、及び前記第２の照準光ビームを受光するように前記レーザ源、前記二重照準ビーム装置、及び前記ＯＣＴ撮像装置と光学的に位置合わせされた光学サブシステムであって、
前記レーザビーム、前記第１の照準光ビーム、前記第２の照準光ビーム、及び前記ＯＣＴビームを、前記眼の角膜及び前房を通る傾斜ビーム経路に沿って、前記眼の前記虹彩角膜角の前記標的表面に入射するように方向付け、
前記第１の照準光ビーム、前記第２の照準光ビーム、及び前記ＯＣＴビームを互いに対して、かつ前記レーザビームに対して位置合わせし、それにより、前記第１の照準光ビーム、前記第２の照準光ビーム、及び前記ＯＣＴビームを前記レーザビームの焦点に対応する点で交差させる
ように構成された合焦用対物部を備える光学サブシステムと、
前記第１の照準光ビームに対応する第１のスポット及び第２の照準光ビームに対応する第２のスポットを含む前記虹彩角膜角の画像を撮影するために前記光学サブシステムと光学的に位置合わせされた撮像装置と
を備えるシステム。
【請求項25】
前記ＯＣＴ撮像装置及び前記撮像装置に結合されたプロセッサをさらに備え、前記プロセッサは、前記第１のスポットと前記第２のスポットとの間の位置関係を検出し、
最初に、前記第１のスポットと前記第２のスポットとの重なりの検出に基づいて、前記焦点が前記標的表面に、又は前記標的表面上にあると判定し、
１つ又は複数のＯＣＴ画像に基づいて前記標的表面に対する前記焦点の位置を判定し、
前記焦点が前記標的表面上にないと判定された場合、前記焦点の前記位置を調整する
ように構成される、請求項２４に記載のシステム。
【請求項26】
前記プロセッサは、前記焦点が前記標的表面にあると判定されると、ＯＣＴ画像において前記標的表面を位置特定し、
１つ又は複数のＯＣＴ画像を解析して、前記標的表面の下方の１つ又は複数の標的表面下部分を検出し、
前記検出された標的表面下部分のうちの１つ又は複数について、前記標的表面と前記標的表面下部分との間の距離を判定する
ようにさらに構成される、請求項２５に記載のシステム。
【請求項27】
前記標的表面は、前房に面する小柱網の表面であり、前記１つ又は複数の標的表面下部分が、ブドウ膜網、角膜強膜網、傍管状組織、シュレム管の近位面、シュレム管の遠位面、及び強膜のうちの１つを含む、請求項２６に記載のシステム。
【国際調査報告】