(57)【要約】本発明は、レーザ外科装置（５）が組織（６、１４）内に位置する治療焦点（１１）に集中させる治療レーザ放射、によって前記組織（６、１４）の組織表面の下で生じる光透過を測定するための装置に関する。発明の装置には、組織（６、１４）の組織表面の下から発する放射を検出ビーム路に結合させるレンズ・システムからなる検出ビーム路が設けられる。組織（６、１４）における光透過の空間寸法および／または位置を示す検出信号（５）を生成する検出装置（４、３、９；３９、４０、４１；５８、５９、６０）が、検出ビーム路の下流に配置される。
2005536312.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
レーザ外科ユニット（１）が組織（６、１４）内にある治療焦点（１１）に集束させる治療レーザ放射（２）によって、該組織（６、１４）内の組織面の下に生じる光透過を測定するための装置であって、光学素子からなる検出ビーム路を有し、同光学素子は、該組織（６、１４）により組織表面の下から放射される放射を該検出ビーム路に結合させ、該組織（６、１４）内の光透過の空間範囲および／または位置を示す検出信号を生成する検出器ユニット（４、３、９、３９、４０、４１、５８、５９、６０）が該検出ビーム路の後に配置されている装置。
【請求項２】
照明放射を前記組織（１４）に結合させる照明放射源（５、２９、５３）を特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記照明放射源は、また、前記治療レーザ放射（２）を放射するために設けられる請求項２に記載の装置。
【請求項４】
前記照明放射源（５）および前記検出ビーム路は、干渉計構造（３）の一部である請求項２または３に記載の装置。
【請求項５】
前記干渉計構造（３）は、測定アームと調整可能基準アーム（７、８）とからなり、前記照明放射は光伝搬の方向にコヒーレンス長を有し、その分解能で前記検出信号は前記空間範囲の状況を示し、該測定アームおよび該基準アームの長さの差が、該コヒーレンス長以下の場合にのみ干渉が現れる請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記照明放射源は、前記照明放射（１２）を前記組織（１４）内に位置する照明焦点（１１）に集束され、同照明焦点（１１）の位置は、前記検出信号を生成するように調整可能である請求項４または５に記載の装置。
【請求項７】
前記照明放射は、前記治療レーザ放射の光路に結合され、前記治療レーザ放射の発散を変化させることなく、前記照明放射の発散を変化可能にする調整可能光学素子（２６）が設けられている請求項６に記載の装置。
【請求項８】
前記検出器ユニット（３９、４０、４１）は、共焦点撮像により、前記組織によって放射される前記放射を検出する請求項１、２または３に記載の装置。
【請求項９】
前記検出器ユニットは、好ましくは前記治療レーザ放射の光線方向に沿って、共焦点撮像の焦点を調整することによって検出信号を生成する請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
前記検出ビーム路の光学素子（３９）は、それらが、異なるスペクトル領域に対する共焦点撮像の際には異なる焦点（４５、４６、４７）からなるように特定の光分散特性を有し、前記検出器ユニットは前記検出信号を生成するために、共焦点撮像で記録された前記放射のスペクトル選択検出を行う請求項８または９に記載の装置。
【請求項１１】
ピンホールの背後で放射をピックアップするための多チャンネル分光計（５１）を特徴とする請求項１０に記載の装置。
【請求項１２】
前記照明放射源（３０）は、部分放射源を順次動作させることによってスペクトル選択を検知し得るように、個々に動作可能で、異なるスペクトル特性を有する複数の部分放射源からなる請求項２および１０に記載の装置。
【請求項１３】
前記検出ビーム路（６７）は、前記治療レーザ放射または照明放射光軸（６２、６０）に対して斜めに配置された光軸（６１）を有する請求項１、２または３に記載の装置。
【請求項１４】
前記照明放射源（５３）は、前記組織（１４）のスリット照明を生じさせる請求項１３および２に記載の装置。
【請求項１５】
前記検出ビーム路（６７）の前記光軸（６１）の位置を、前記治療放射または前記照明放射の光軸（６２、６０）に対して調整可能にする走査ユニット（５４）を特徴とする請求項１３または１４に記載の装置。
【請求項１６】
前記検出器ユニットは、前記光透過によって生成される、個々の散乱中心、好ましくは目の角膜における散乱中心の空間範囲および／または位置の測定値を求める前記請求項のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１７】
前記検出器信号（５）は、光透過によって生成されたプラズマ泡（１１）の直径を示す前記請求項のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１８】
前記組織（１４）を走査するための走査装置（２１、５４）を特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１９】
治療レーザ放射によって組織内の組織表面の下に生じる光透過を測定する方法であって、前記組織によって前記組織面から放射される放射を検出し、それにより前記光透過の空間範囲および／または位置の測定値を求める方法。
【請求項２０】
前記光透過によって生成される散乱中心の空間範囲および／または位置を決定する請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
前記観察放射を前記組織内に照射し、前記組織によって逆反射の形で放射される放射を評価する請求項１９または２０に記載の方法。
【請求項２２】
前記組織によって放射される前記放射を干渉検出する請求項２０または２１に記載の方法。
【請求項２３】
検出用光軸に沿って、前記組織によって放射される放射の位置を、生じる干渉から求める請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記組織によって放射される放射を共焦点撮像によって検出し、前記共焦点撮像の焦点を調整することによって空間範囲を求める請求項１９から２１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２５】
異なるスペクトル焦点を分散光学素子により共焦点撮像で生成し、ピンホールの背後に記録された放射をスペクトル評価する請求項２４に記載の方法。
【請求項２６】
スペクトル的に異なる放射を順次照射し、前記組織によって放射される該放射を順次記録する請求項２１および２４に記載の方法。
【請求項２７】
それに沿って前記治療レーザ放射または観察放射を前記組織内に照射する光軸に対して斜めの光軸に沿って、前記放射された放射を検出する請求項１９に記載の方法。
【請求項２８】
前記治療放射をスリット状に前記組織内に照射する請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
相互作用の空間範囲に関する情報を得るために、前記検出の光軸と前記放射の間の位置を調整する請求項２７または２８に記載の方法。
【請求項３０】
前記光透過によって生成される個々の散乱中心の空間範囲の測定値を生成する請求項１９から２９のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３１】
プラズマ泡の直径を求める請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】
照明レーザ放射を組織内の焦点に集束させ、該組織内の該焦点の位置を変化させる目的で、該照明レーザ放射の可変偏光を行い、前記集束によって誘発される組織固有の信号を検出し、該組織内のその位置が該焦点の特定の位置によってそれぞれ定められる測定点に割り当て、測定点を濾別することで、該組織内の境界および／または含有物の位置を測定することを可能にする、透明または半透明組織を測定する方法。
【請求項３３】
前記組織に集束される治療レーザ放射による前記組織の次の治療の目標点を、前記フィルタリングされた測定点によって求める請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
前記組織内の同じ光学的手段によって、前記治療レーザ放射を局所的に変化させることにより、前記照明レーザ放射の焦点の位置も変化させる請求項３２に記載の方法。
【請求項３５】
前記照明レーザ放射に対して、前記治療レーザ放射に対しても提供される照明放射源を使用する請求項３４に記載の装置。
【請求項３６】
測定点および目標点を繰り返し決定し、治療レーザ放射をそれぞれ前記目標点に照射する請求項３３から３５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３７】
レーザ放射源（１）、偏光ユニット（２）、集束ユニット（３）および検出器ユニット（８）、ならびに該レーザ放射源（１）によって放射される照明レーザ照射線を、該偏光ユニット（２）および該集束ユニット（３）によって組織（６）内の複数の焦点（ＭＰ）に順次集束させるように該レーザ放射源（１）、該偏光ユニット（２）および該集束ユニット（３）を制御する制御ユニット（９）からなり、該検出器ユニット（８）は、前記集束によって誘発される組織固有の信号（Ｓ）を該制御ユニット（９）に放射し、前記制御ユニット（９）は、該組織（６）内の位置がそれぞれ該焦点の位置によって定められる測定点（ＭＰ）に前記信号（Ｓ）を割り当て、測定点（ＭＰ）をフィルタリングし、該組織（６）内の境界および／または含有物の位置を測定する、透明または半透明組織を測定するための装置。
【請求項３８】
前記濾別された測定点（ＭＰ）によって、前記制御ユニット（９）は、集束された治療レーザ放射による組織（６）の次の治療の目標点（ＺＰ）を決定する請求項３７に記載の装置。
【請求項３９】
前記治療レーザ放射は、前記偏光ユニット（２）および前記集束ユニット（３）を透過する請求項３８に記載の装置。
【請求項４０】
前記レーザ放射源（１）は、前記照明レーザ放射および前記治療レーザ放射の放射のために設けられる請求項３７から３９のいずれか一項に記載の装置。
【請求項４１】
ときには前記ビーム路における前記レーザ放射源（１）の後に配置され、前記照明レーザ放射（１０）を放射するエネルギー・レデューサ（７）を特徴とする請求項４０に記載の
装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、光学素子からなる検出ビーム路を有する、レーザ外科ユニットが組織内に位置する治療焦点に集束させる治療レーザ放射によって、組織内の組織表面の下に発生する光透過を測定するための装置に関する。本発明は、さらに、治療レーザ放射によって組織内の組織表面の下に発生する光透過を測定する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
レーザ外科治療法、特に光学的外科手術に治療レーザ放射が使用される。即ち、組織内に光透過が発生するように、組織内、すなわち組織表面の下に治療レーザ放射を集束させる。治療レーザ放射は、光による分断または光による切断の機能を果たす。
【０００３】
組織において、治療レーザ放射によって開始されるいくつかの工程が順次発生する。出力密度が閾値を超えると、光が透過されて、組織内にプラズマ泡を生成する。そのプラズマ泡は、光透過後、気体の膨張により成長する。光透過が維持されなければ、プラズマ泡に生成された気体は周囲の組織に吸収され、泡は再び消える。しかし、この工程は泡そのものの形成よりはるかに長い。組織構造内にある組織境界でプラズマが生成されると、組織は前記境界から切除されることになる。したがって、以後これを光切断と呼ぶ。これまで接続されていた組織層を分離するプラズマ泡に関しては、通常は光分断と呼ぶ。簡単明解にするために、本願明細書では、当該すべての工程を光透過という用語に集約する。すなわち、前記用語は、実際の光透過だけでなく、それによる組織内での効果も包括する。
【０００４】
レーザ外科治療法の精度を高めるためには、治療レーザ・ビームの効果の高度な位置合わせを保証し、可能であれば、近隣組織への付随的な損傷を避けることが不可欠である。したがって、従来技術では、個々のパルス時においてのみ、光透過を生じさせるのに必要な治療レーザ放射の出力密度の閾値を上回るように、治療レーザ放射をパルス放射するのが一般的である。この点において、米国特許第５，９８４，９１６号には、光透過（この場合は生成相互作用）の空間領域はパルス幅に大きく依存することが明確に示されている。したがって、レーザ・ビームを高度に集束させるとともにパルスを非常に短くすることで、光透過を極めて細かい点状に配列することが可能になる。
【０００５】
パルス治療レーザ放射の利用は、眼科学において特に視覚障害の矯正のために最近確立されたものである。目の視覚障害は、角膜およびレンズの屈折特性が網膜への正しい焦点合わせを行わないことに起因することが多い。近視（近眼とも称する）の場合は、焦点は、目を緩めているときの網膜の前方に位置するのに対して、遠視（ｆａｒｓｉｇｈｔｅｄｎｅｓｓ）（遠視（ｈｙｐｅｒｏｐｉａ）とも称する）の場合は、焦点は網膜の後に位置する。
【０００６】
上述の米国特許第５，９８４，９１６号ならびに米国特許第６，１１０，１６６号には、究極的には角膜の屈折特性が選択的に影響されるように、光透過を好適に発生させることによって視覚障害を矯正する方法が記載されている。レンズ状の部分的ボリュームが目の角膜内で隔離されるように、多数の光透過を接続する。次いで、残留角膜組織から分離されるレンズ形の部分的ボリュームを横方向の開切によって角膜から切除する。該部分的ボリュームの形状は、そのボリュームを切除すると、視覚障害を所望通りに矯正するように角膜の屈折特性が変化するように選択される。
【０００７】
部分的ボリュームを隔離するためには、勿論、所定の部位に光透過を発生させることが不可欠である。米国特許第５，９８４，９１６号には、治療レーザ・ビームの断面積、な
らびに位置および強度を検知し、所望の目標点で光透過が達成されるようにレーザ治療ビームに影響を与える対応制御ユニットを支える対応センサが記載されている。
【０００８】
これに対して、欧州特許第１，２３２，７３４  Ａ１号には、目に生じた光透過の位置を測定するための波面センサの使用が示唆されている。これに関して、この公報には、「比較的良く知られている波面技術」を使用して、波面センサにより泡の大きさを測定し得ることが示されている。残念なことに、この文献には、当該測定をどのように行うことが可能であるかについては何も記載されていない。技術的教示は示されておらず、単に解決すべき課題が示されているだけである。しかし、波面センサは、波面の変形を測定することが可能であることが知られているため、角膜内部に生成される泡によって生じる角膜前面の変形を検出する波面センサを使用することによって、解決すべき課題として欧州特許第１，２３２，７３４  Ａ１号に記載されている目的を達成することが予測される。しかし、当該予測される手法において、泡が小さくなると、角膜の前面の変形も確実に極めて小さくなるため、泡のサイズが小さくなるにつれて測定の精度が極めて低下することを想定しなければならない。さらに、より深い所に位置する泡は、より浅い所に位置する同じサイズの泡に比べて、この種の測定によって示される泡の径が小さくなることも想定しなければならない。したがって、当該手法では、泡の深さ位置の関数としての測定誤差を想定しなければならない。
【特許文献１】米国特許第５，９８４，９１６号
【特許文献２】米国特許第６，１１０，１６６号
【特許文献３】欧州特許第１，２３２，７３４  Ａ１号
【非特許文献１】ジェー  イザットら（Ｊ．Ｉｚａｔｔ  ｅｔ  ａｌ）によるＡｒｃｈ．Ｏｐｈｔａｌｍｏｌ．、第１１２巻１５８４ページ「Ｍｉｃｒｏｍｅｔｅｒ−ｓｃａｌｅ  Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｉｎｔｅｒｉｏｒ  Ｅｙｅ  ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｗｉｔｈ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ」
【非特許文献２】パダワー  ジェー（Ｐａｄａｗｅｒ  Ｊ．）「Ｔｈｅ  Ｎｏｍａｒｓｋｉ  ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ．  Ａｎ  ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ  ｂａｓｉｓ  ｆｏｒ  ｉｍａｇｅ  ｉｎｔｅｒｐｒｅｔａｔｉｏｎ」  ジェー  ロイヤル顕微鏡協会（Ｊ．  Ｒｏｙａｌ  Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｉａｌ  Ｓｏｃｉｅｔｙ）（１９６７年）、第８８巻、３０５〜３４９ページ
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
例えば、視覚障害を矯正するために患者の目に治療レーザ放射を放射する精度は、当然、結果の質、すなわち例えば記載の例では、光学的矯正に直接的な影響を与える。したがって、本発明の目的は、治療レーザ放射の効果の選択性の拡大を達成することを可能にする、光透過を測定するための装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
この目的は、レーザ外科ユニットが組織内に位置する治療焦点に集束させる治療レーザ放射によって該組織内の組織面の下に生じる光透過を測定するための装置であって、光学素子からなる検出ビーム路を有し、該光学素子は、該組織により組織表面の下から放射される放射を該検出ビーム路に結合させ、該組織内の該光透過の空間範囲および／または位置を示す検出信号を生成する検出器ユニットが、該検出ビーム路の後に配置されている装置によって達成される。この目的は、さらに、治療レーザ放射によって組織内の組織表面の下に生じる光透過を測定する方法であって、該組織により組織表面の下から放射される放射を検出し、それにより光透過の空間範囲および／または位置の測定値を求める方法によって達成される。
【００１１】
したがって、本発明による概念では、光透過の空間範囲および／または位置を検出し、この目的のために、組織そのものによって、すなわち組織表面の下から放射される放射を分析する。「放射」という用語は、透過放射に対して、逆散乱、反射または誘導放射を合計したものである。本発明による方法、ならびに本発明による装置は、この場合は３次元までの構造情報を得ることができるため、特に、それぞれ透明または半透明組織の治療時の測定に好適である。したがって、本発明は、特に、目の顕微外科手術を監視するのに好適である。
【００１２】
検出信号を使用して、多くの方法で治療放射を制御することが可能である。したがって、一方では、光透過の範囲を示す検出信号を使用して、レーザ・パラメータ、例えばビーム断面積、放射強度および／またはパルス幅を制御することができる。ちなみに、検出信号を提示される観察者による手動設定、ならびに半自動または全自動閉鎖ループ制御が可能である。この場合は、治療レーザ放射に影響を与えると、ビームを形成するパラメータ、ならびに組織内のビームを空間的に制御する屈折パラメータも影響を受けることになる。光透過の空間範囲を検知することは、主に、ビーム特性を制御するパラメータに影響を与えるという問題があるのに対して、組織における光透過の位置を示す検出信号は、屈折ユニットの制御に特に好適であるため、閉鎖ループ制御によってレーザ・ビームを誘導することを可能にする。
【００１３】
好ましくは、検出器ユニットによって生成される検出信号を治療レーザ放射の閉鎖ループ制御に直接使用することが可能である。その際、組織内で形成され、作用する実際の光透過を用いることによってループを閉鎖する。これは、組織との相互作用に先立って得られる間接的測定値を用いるより直接的である。組織から到来する放射の検出は、光透過が直接検出されるため、治療レーザ放射のはるかに正確な閉鎖ループ制御を可能にする。これまで従来技術で示唆されている、組織に入射する前の治療レーザ放射パラメータの検知は、組織との相互作用が考慮されないためにはるかに間接的であるのに対して、本発明による手法は、直接的な閉鎖ループ制御を提供する。
【００１４】
治療レーザ放射に特に好ましいのは、赤外または可視スペクトル範囲（４００から１９００ｎｍ）の範囲に１ｆｓと１００ｐｓの間のパルス幅を有する超短レーザ・パルスである。この光放射は、組織、特には目の透明部（角膜、レンズ、硝子体）を透過し得る。焦点においてのみ達成される高出力密度では、レーザ・パルスは、例えば多光子励起または周波数変換によって生じるような光透過の形で非直線的な光学的工程を引き起こす。必要な出力密度は、組織に特有なものであってもよい。
【００１５】
本発明は、特に、視覚障害の矯正に対して提供される先述の外科治療法に好適である。加えて、本発明は、さらなる眼科手術または他の外科手術にも利用できる。これらは、屈折光学的外科治療または閉じ込められた異物の除去のための切断、角膜の切断、目の硝子体、レンズまたは強膜の切断を含む。角膜の混濁または硬化を低減する、切断を伴わない組織の局所的なレーザ誘発変化も、本発明を採用する分野である。さらに、例えば真皮の如き他の組織も赤外線を透過させる。治療レーザ放射の波長を好適に選択すると、これらの組織の診断および治療も可能になる。本発明は、生体外組織の処理にも好適である。したがって、例えば抽出した組織片の組織検査を行うことが可能である。治療レーザ・ビームを使用して、以前測定したと思われる組織領域の切開を行うことができる。超短レーザ・パルスの切断特性は、切開の質に有利な効果をもたらす。すなわち、組織に対する付随的な損傷が排除される。
【００１６】
光透過は、常に組織に対する効果をもたらす。たいていの場合は、少なくとも短時間にわたって、例えばプラズマ泡の形の光散乱中心が形成される。したがって、光透過によって生成される散乱中心の空間範囲および／または位置を測定するのが好ましい。
【００１７】
本発明の特に有利な実施形態において、組織によって放射される放射は、照明放射源から到来する逆散乱放射であってもよい。したがって、照明放射を組織に結合させる照明放射源を含むさらなる実施形態が好ましい。本発明による方法において、観察放射を有利には組織内に照射し、組織によって逆反射の形で放射される放射を評価する。例えば、オンに切り換えることが可能なレデューサを使用することによって、照明放射および治療放射を同じ放射源から導くことができる。
【００１８】
外的に結合される照明の代わりとして、貫通そのものによって生成される放射、または治療レーザ放射の逆散乱成分を検出に使用できる。
先述の外科治療法でレーザ・ビームを誘導するのに好適な様式で光透過の位置を検出するには、不良視角の所望の矯正によって与えられる精度が必要である。光学的用途にもよるが、隔離すべきボリュームの中心と端の間に約１２μｍの厚さの差があると、１視度の角膜の屈折出力に変化が生じ得る。したがって、光透過の位置の正確な空間的測定は、特に、眼科外科の用途に対して非常に有利である。
【００１９】
本発明の第１の実施形態において、組織によって放射される放射の干渉型検出が行われ、該装置は、検出ビーム路とともに、干渉計構造体の一部になる照明放射源からなる。好都合なことに、逆散乱放射を検出し、治療レーザ放射によって生じる光透過に関する情報、特に組織の近隣層に対する光透過の位置を、照明放射の焦点の位置から逆反射される放射から得る。逆反射放射の量には、ともに異なる種類の組織（例えば間質と角膜のボーマン膜の間）に現れる屈折率の不連続、ならびに光分断および光切断に対する閾値の下および上の光透過の位置に関する情報を含む。
【００２０】
特に好都合な実施形態において、例えば、組織によって放射される放射、例えば逆反射または散乱照明放射を好適な形で空間濾過する光コヒーレンス断層撮影器として当該干渉計構造体を提供することができる。この場合は、光透過を十分な精度で位置合わせするように空間濾過を行う。照明放射が光軸に沿って入射する場合は、照明放射の好適な焦点合わせによって、空間濾過を水平方向に、すなわち光軸に垂直に達成することが可能である。次いで、照明放射の焦点位置は、それぞれ光透過が検出または測定される測定体積を水平方向に定める。光コヒーレンス断層撮影器では、照明放射に対して短時間コヒーレンスを用いることによって測定体積の局所化を軸方向に達成することが可能である。次いで、測定された体積からの逆反射においてのみ干渉が起こり、干渉の存在は、放射が組織内の知られている深さから逆散乱されたことを示す。既に述べたように、光透過は、光分断泡またはプラズマ泡の形成に関連づけられ、組織の層を分離させるため、光透過は、局所的に著しく増強される照明放射の逆散乱によって特徴づけられる。したがって、光透過の領域から放射される放射の逆散乱の検出の光軸上の位置は、好ましくは、干渉の発生によって測定される。
【００２１】
この点において、干渉計構造体は、好ましくは、測定アームと調整可能基準アームとからなる。測定アームと基準アームの長さの差が照明放射のコヒーレンス長未満である場合にのみ干渉が生じるため、照明放射のコヒーレンス長が軸分解能を決定する。照明放射の集束による水平方向識別能と組み合わせると、その効果は、要約すると、光透過の３次元空間検出になり、集束の直径が水平方向分解能を定め、照明放射のコヒーレンス長が深さ分解能を定める。
【００２２】
光透過に対してより大きい領域を走査するためには、照明放射源は、照明放射を組織内に位置する照明焦点に集束させ、検出信号を生成するように前記焦点の位置を調整可能とすることが便利である。この場合は、有利には、治療レーザ放射の焦点の位置に対して調整を行う。できるだけ単純に構成され、できるだけコンパクトな装置を得るためには、同
じ光学素子が、治療レーザ放射および照明レーザ放射を治療対象組織、例えば目の角膜に導くのが好ましい。たいていの場合、これは、例えばビーム分割器を使用することによって、光結合器を介して照明放射と治療放射を結合することによって達成される。次に両ビームがともに透過する集束光学素子は、水平方向に、また前記結合前のビーム発散によっては軸方向にも、ほぼ同じ箇所に位置する焦点を生成させる。
【００２３】
調整可能な偏光ユニット、例えばスキャナを前記結合器の上流に設けることによって、治療レーザ放射に対する照明放射の独立的な水平方向変位を達成することが可能である。照明放射を治療レーザ放射と結合させる前にその発散を適応させることによって、照明放射の焦点位置を軸方向に調整することが可能である。同様に、照明放射ビームの直径を好適に予備調整することによって、焦点のサイズを治療レーザ放射に対して変化させることが可能である。
【００２４】
したがって、この点において、照明放射を照明レーザ放射の光路内に結び、調整可能光学素子を利用することによって、照明放射の発散を治療レーザ放射の発散と無関係に変更可能とすることが好ましい。
【００２５】
光コヒーレンス断層撮影器において、光透過の観察は、好ましくは、光透過の位置を含む逆反射放射の空間的選択の軸方向調整によって行われる。これによって、光透過の軸方向範囲およびその位置を観察し、検出信号を得ることが可能になる。光コヒーレンス断層撮影器によって行われる逆散乱放射のヘテロダイン検出には、好ましくは８５０ｎｍの平均波長付近のできるだけ大きい帯域幅を有する放射を使用するのが好ましい。帯域幅は、前記へテロダイン検出において、光コヒーレンス断層撮影器の軸方向分解能をも決定する観測放射のコヒーレンス長に逆比例する。照明放射と治療レーザ放射に異なる波長を用いて、２色ビーム分割器により両光路の重複および分離を容易に行うことが可能である。
【００２６】
原則的に、先述の焦点の軸方向変位を実現するために２つの可能性がある。
ａ）照明ビーム路の焦点直径が治療レーザ・ビームの焦点直径より大きい場合は、例えば測定アームを調整することによって干渉計を好適に離調させることによって検知を好適に達成することが可能である。次いで、照明放射のコヒーレンス長によって軸方向分解能を概ね決定し、典型的には１０μｍの大きさのオーダとする。離調範囲は、測定範囲を軸方向に定める。
【００２７】
ｂ）照明放射および治療レーザ放射の焦点直径の大きさが類似している場合は、軸方向検知に、干渉計および焦点位置の同時離調が必要になる。後者は、照明放射と治療レーザ放射を結合する前に、レーザ放射の発散を変化させることなく照明放射の発散を変化させることを可能にする調整可能光学素子によって行うことが可能である。光透過の検出の軸方向分解能は、ヘテロダイン検出により本質的に共焦的である光学的投射の焦点の深さと、照明放射のコヒーレンス長の両方に依存し、ａ）についての先述の分解能より低い。
【００２８】
ｂ）で達成されたより高い分解能は、光透過がそれぞれ想定され、または生じる領域の水平方向の感知にも有益である。他方で、同じ長さの時間内で特定のサイズの領域を検知するために、調整速度を大きくする必要がある。
【００２９】
そこから検出信号が得られる、組織によって放射される放射の空間的選択のさらなる可能性は、共焦点撮像を用いることである。したがって、本発明の第２の実施形態において、検出器ユニットは、共焦点撮像により、組織によって放射される放射を検知し、好ましくは、共焦点撮像の焦点を調整することによって光透過の空間範囲を測定するのが好ましい。次いで、該装置は、入射光法による反射によって動作するレーザ走査顕微鏡の構造と類似した構造を有する。
【００３０】
共焦原理は、組織内の特定のボリューム要素を検出器に投射し、前記特定のボリューム要素以外の体積要素によって放射される放射を抑制する。特に、より深い層またはより浅い層からの放射の抑制が強い。検知されたボリューム要素と、通常はピンホール・レンズを通じて行われる検出器への投射との間の共焦条件は、好適な色補正を行うと、当該放射が選択されたボリューム要素から到来する限り任意の波長の放射が検出器に到来することを保証するものである。
【００３１】
共焦検出された放射は、光透過から到来し、例えば逆散乱治療レーザ光であってもよいし、逆散乱照明放射であってもよい。特に有利には、後者は、２色ビーム分割器によって、治療レーザ・ビームのビーム路に導入され得る。ちなみに、レーザ走査顕微鏡から知られるように、選択されたボリューム要素の軸方向変位は、共焦点撮像における焦点調整によって得られる。したがって、検出器ユニットは、好ましくは治療レーザ放射の光線方向に沿って、共焦点撮像の焦点を調整することによって、検出信号を生成する。この目的のために、治療レーザ放射の発散を変化させることなく照明放射の発散を変化させる、第１の実施形態について既に述べた調整可能光学素子を使用することが可能である。この構成を用いると、治療レーザ放射と照明放射は、同じ光学素子を介して組織内に集束されるため、コンパクトな構造が達成される。
【００３２】
共焦検出では、軸方向分解能と共焦点のサイズの関係の関連性を切り離すことができないため、高い分解能を達成するには、組織内の照明放射をできるだけ狭く集束させることが必要である。約１０μｍの軸方向分解能には、約３μｍの焦点直径が必要である。これは、放射を組織内に集束させる対物レンズを好適に照明することによって、治療レーザ放射の集束に比較的無関係に達成できる。
【００３３】
共焦検出時に、照明ビームまたは焦点をそれぞれ水平方向に、すなわち光軸に対して横方向に好適に変更させることによって、知られている様式で水平方向分解能による検知を行うことができる。
【００３４】
本発明の第３の実施形態において、共焦検出におけるボリューム要素の軸方向調整を概ね省くことが可能である。この目的のために、共焦検出の基本原理は、分散要素、例えば特定の分散性が与えられた光学素子が共焦点撮像に使用されるように修正される。選択されたボリューム要素が白色光、すなわち赤色、緑色または青色光の如き異なるスペクトル成分からなる放射である場合は、正確にピンホールに集束され、光学素子を通じて検出器に投射される特定のスペクトル成分がサンプルの特定の深さから得られる。特定のボリューム要素については、より短い波長を有する成分（例えば青色光）は、ピンホールとピンホール光学素子の間の光軸上に焦点を有し、検出器に到達するまで再び発散するため、このスペクトル成分の放射の小さい部分のみが、ピンホールを通過して、検出器に到達しうる。その結果、これらの成分は極めて効果的に抑制される。割り当てられる焦点は背後に位置するが、ビームがピンホールの前でブロックされるため、より長い波長を有する成分（例えば赤色光）にも同じことが当てはまる。特定の中央スペクトル成分（例えば緑色光）のみが、ピンホールを通じてボリューム要素を放射する白色光から光学素子によって投射される。
【００３５】
これに対して、今考慮されているボリューム要素と光学素子との間の光軸上に配置された、さらなる白色光放射ボリューム要素は、より短い波長の放射成分を、ピンホールに位置する焦点に誘導することができる。光学素子から見ると、最初に考慮されたボリューム要素の背後に位置するボリューム要素にも同じことが当てはまる。そこから、長波長成分のみがピンホールに正確に集束され、検出され得る。
【００３６】
第３の実施形態によれば、白色光を放射または逆散乱させる光透過において、検出された放射のスペクトル成分は、それぞれのスペクトル成分からなる放射の放射元の深さに関する情報を結果的に符号化する。分散要素は、所望の軸分解能に対応する、検出放射の特定のスペクトル成分に対する焦点移動を生じる。したがって、本実施形態では、放射を受け取るための検出器は、好ましくは、ピンホールの背後に設けられ、スペクトル選択特性または分解特性を有する、例えば多チャンネル分光器である。最も単純な場合では、分光器は、２つまたは３つのチャネルしか備えることはできない。
【００３７】
次いで分光器のチャネルを読んで評価し、放射を散乱または放射させるボリューム要素の光軸上の位置を、互いに相対的な個別信号のレベルから測定することが可能である。さらに、有利には、放射ボリューム要素のサイズを測定することもできる。非常に小さい放射ボリューム要素が存在する場合は、遷移領域において、多チャンネル分光器の１つのチャネルのみによって個別信号が出力されることになる。すなわち、平均的なボリュームサイズでは、２つのチャネルは当該個別信号を示すが、３つのすべてのチャネルが個別信号を示すことはない。しかし、非常に大きい放射ボリューム要素が存在する場合は、いくつかのチャネルにおいて、例えば３つのすべてのチャネルにおいて、ほぼ同じ信号強度を表示することになる。したがって、分光器によって検出されるスペクトル分布の幅は、ボリューム要素のサイズの速度を与え、光軸に沿うサイズが決定的となる。
【００３８】
第３の実施形態の可能な設計は、検出ビーム路で分析される放射の種類に関する。様々な選択肢が存在する。一方では、プラズマは、分断の工程を通じて広いスペクトル内で放射するため、光透過によって生成されるプラズマ泡の直接的な放射を利用できる。あるいは、既に述べた外的照明を利用することができ、その目的で、例えば、白色光ＬＥＤ、熱電子エミッタ、好適な帯域幅のレーザまたは超放射発光ダイオードを使用できる。
【００３９】
特に容易に実現される実施形態において、それぞれのスペクトル特性が互いに異なるいくつかの独立制御可能な放射源、例えば赤色、緑色および青色ＬＥＤを使用することが可能である。これらの個別的なスペクトルが異なる放射源は、検出器がスペクトル分解能を有さなくてもよいように、順次動作される。個別色チャネルについての情報は、既に上述したように評価が行われるように、時系列で得られる。したがって、照明放射は、個別に動作可能で、異なるスペクトル特性を有する複数の放射源要素からなることで、前記放射源要素を順次動作させることによってスペクトル選択検知が得られるようにすることが好ましい。スペクトルが異なる照明放射が順次放射され、次に、組織によって放射される放射の記録が順次生じて、対応するスペクトル関連付けを達成する。
【００４０】
検出ビーム路および照明ビーム路が、本質的に共通の光軸に入射する先述の実施形態は、非常にコンパクトな構造を有するユニットを実現させる。光透過は、光透過の背後に位置する組織の層からの放射に対する遮光効果をしばしば有するため、場合によっては、光透過の背後の光軸上に位置する構造に関する情報を得るには大きな困難を伴うことがある。したがって、装置から見て、光透過の背後に位置する組織の領域においても検出が望まれる用途については、検出ビーム路が治療レーザ放射または照明放射の光軸に対して傾いた光軸を有するのが好都合である。したがって、放射される放射は、治療レーザ放射または観察放射がそれに沿って組織内に放射される光軸に対して傾いた光軸に沿って検出される。この手法は、例えば、角膜の厚さを測定しながら、同時に光透過を検知することを可能にする。角膜の厚さは、特に眼科手術前に通常厳密に測定される良く知られている測定値を与えるため、厚さを測定すると、光透過の寸法を容易に計測することが可能になる。したがって、光透過の測定に対する自動較正も達成される。
【００４１】
治療レーザ放射の光軸に対して傾いた放射は、本発明の上述の実施形態のすべてに好適である。しかし、特に、スリット・ランプから知られている原理をさらに発展させるさら
なる第４の実施形態にも有益である。スリット光学素子によって、スリット照明を観察ビーム路の光軸に対して斜めに、例えば角膜内に放射する。観察ビーム路とスリット照明の交差点は、スリット照明から到来し、検査組織内で散乱する放射がそこから観察ビーム路に入ることが可能である散乱光チャネルを表す。スリット照明および観察ビーム路の光軸が互いに相対的に回転または変位すると、散乱光チャネルを形成する交差点は、検査組織内で移動することになる。例えば、角膜の背面から角膜の前面への変位が生じることがある。そこで、この工程で記録される強度分布は、散乱中心を形成する光透過だけでなく、角膜の背面および前面も示すことになる。次いで、これら２つの知られている距離によって、検出された散乱光中心のサイズ、つまりは光透過のサイズが計測される。よって、一種の自動較正が提供される。
【００４２】
したがって、本発明の第４の実施形態において、検出ビーム路の光軸の位置は、好ましくは、治療レーザ放射または照明放射の光軸の位置に対して調整可能である。検出の光軸と照射線の間の位置は、それぞれ光透過、またはそれによって誘発される相互作用の空間範囲に関する情報を得ることを可能にする。
【００４３】
光透過の位置および／または範囲を測定するために、照明ビーム路または治療レーザ・ビーム路と、検出ビーム路の互いに相対的な傾斜位置を極めて多種多様な改造形態に採用することが可能である。これによって、観察ビーム路と照明ビーム路の光軸を、治療ビーム路と無関係に互いに相対的に斜めに配置し、互いに相対的に調整可能とすることができる。あるいは、ビーム分割器を介して治療ビーム路と観察ビーム路を結合させることも可能である。
【００４４】
観察ビーム路と照明ビーム路の位置の調整性は、機械的手段によって任意の好適な様式で達成され得る。それは、ＤＥ  １９８  １２  ０５０  Ａ１から知られているような調整可能な発光場が採用される場合に特に容易に実施される。例えばデジタル・ミラー・アレイを使用して実施される発光場の調整によって、複雑な機械的組立品を使用することなく所望の調整を容易に達成することが可能になる。
【００４５】
観察ビーム路が、散乱光チャネルの少なくとも縞状または線形の画像を検知する場合は、光軸の調整を省略することが可能である。調整可能な光軸からなる変形形態は、撮像検出器への投射を必要としなかったのに対して、照明ビーム路および観察ビーム路の光軸が互いに相対的に固定した位置を有する場合は、画像センサが必要になる。これは、組織の異なる部位で光透過を発生させるために、照明ビーム路を治療レーザ・ビームと結合させ、ともに変更させる場合に特に有利である。そこで、照明放射と光透過は、常に同軸である。画像センサへの傾斜撮像によって深さ情報が得られる。
【００４６】
第４の実施形態の簡易変形形態において、照明ビーム路は完全に省略される。その代わりに、光透過に直接生成された放射を検出ビーム路で分析する。治療レーザ放射の逆散乱は、検出信号の生成にも寄与する。光透過の位置に関する必要な深さ情報を得るために、画像センサを使用して、再び斜めに観察を行う。
【００４７】
特に汎用的な測定を可能にする第４の実施形態の変形形態において、照明放射の光軸の走査偏光を横断的に実施する。これは、好ましくは、画像センサを支える照明ビーム路から独立している。この場合も、照明に対して斜めに観察すると、深さ情報が得られる。
【００４８】
当該走査装置は、一般には、本発明による装置に有用であり、想定される光透過の付近に位置する領域を走査するときは常に有利である。したがって、走査装置を使用して組織を走査するのが好ましい。
【００４９】
本発明の第５の実施形態において、組織を診断するとともに、３次元的に測定し、それが治療を要する組織であれば治療することも可能である。この目的のために、照明レーザ放射を焦点に集束させ、組織内の焦点の位置を変化させる目的で、該照明レーザ放射の可変偏光を行い、前記集束によって誘発される組織固有の信号を検出し、該組織内のその位置が焦点の測定位置によってそれぞれ定められる測定点に割り当て、測定点を濾別することで、該組織内の境界および／または含有物の位置を測定することを可能にする、透明または半透明組織を測定する方法が提供される。
【００５０】
この方法は、レーザ放射源、偏光ユニット、集束ユニットおよび検出器ユニット、ならびに該レーザ放射源によって放射される照明レーザ照射線を該偏光ユニットおよび該集束ユニットによって組織内の複数の焦点に順次集束させるように該レーザ放射源、該偏光ユニットおよび該集束ユニットを制御する制御ユニットからなり、前記検出器ユニットは、前記集束によって誘発される組織固有の信号を該制御ユニットに放射し、前記制御ユニットは、該組織内の位置がそれぞれ該焦点の位置によって定められる測定点に前記信号を割り当て、測定点を濾別し、該組織内の境界および／または含有物の位置を測定する、透明または半透明組織を測定するための装置を使用して、特に有利な様式で実現され得る。
【００５１】
特に有利には、組織内に集束された治療レーザ照射線による次の組織の治療に対する目標点を、濾別された測定点から得ることが可能である。ちなみに、組織内の連続的な３次元領域のラスタ走査は、有利には、ボリュームの完全モデルを生成し、特には、境界および含有物の位置を把握することを可能にする。具体的な個別のケースにもよるが、治療レーザ放射の作用の目標点を生成するために必要な情報を得るために、組織を２次元または１次元走査するだけで十分なこともある。したがって、濾別された測定点の位置情報は、制御ユニットに、該目標点に集束させるための最適な機構を与える。次いで、治療レーザ・ビームを短時間で目標点の間の有利な線上を移動させることが可能である。これによって、影響を受けてはならない組織に対する傷を効果的に回避することも可能になる。しかしながら、測定点は正確な分析を可能にするため、治療対象部位を組織の感応部分の極めて近くに位置づけることができる。目標点に対して相対的な測定点の位置に関しては、組織を迅速に測定するために、目標点と異なるステップ間隔、例えばそれより大きいステップ間隔を有する測定点を選択するのが有利であるといえる。次いで、検出された測定点より多くの目標点に絞るのが有利であるため、測定点の間にも目標点を配置させる。
【００５２】
測定点における照明レーザ放射の集束の局所化は、集束ユニット（組織の深さ方向における測定点の位置）および偏光ユニット（測定点の水平方向位置）の好適な制御によって実施されるため、各測定点を集束ユニットおよび偏光ユニットの明確な調整に割り当てることが可能である。目標点の空間位置は、集束ユニットおよび偏光ユニットの好適なパラメータによっても定められる。ここで高精度を達成するために、照明レーザ放射の焦点の位置にも影響を与える同一の光学的手段によって、治療レーザ放射を組織内で局所的に変化させることによって、２つの個別的なシステムを使用する際にときには不可避である交差連鎖が有利に排除される。治療レーザ放射の焦点を配置する上でこのように達成可能な絶対的な精度により、近接する感応組織に悪影響を与える危険性があるために以前は不可能であった用途も可能になる。
【００５３】
したがって、組織に集束される治療レーザ放射は、同じ偏光ユニットおよび同じ集束ユニットによって形成、誘導されながら、好ましくは測定ビームとしても作用する。したがって、同じレーザ放射源から到来し、同じ光学的手段によって組織に集束される同じレーザ・ビームを使用して、測定および診断ならびに治療が行われる。これは、光透過を基準として検出された測定点、および所望の目標点を目標点と同じ基準点と関連づける効果がある。測定については、その集束において、測定を可能にするが、組織に影響しないレーザ誘発信号を生じるように、治療レーザ放射の出力を例えば光学的手段によって低下させ
る。そのためには、治療レーザ・ビームの光路に切り換えることが可能であり、組織の不可逆変化が生じず、組織の状態または種類に依存するために検出ビーム路で検出される誘発信号を生じるように、組織内に集束した治療レーザ放射のエネルギーを減じるエネルギー・レデューサを設けるのが有利である。
【００５４】
この場合は、測定された点は、光透過が生じる点と同一である必要はない。しかし、この第５の実施形態において、前記点は、同じ放射源から到来する同じ光路によって生成されるため、そのすべてが共通の参照基準を有する。個別的なシステムを使用するときに潜在的に生じるような公差連鎖が回避される。
【００５５】
前記測定については、焦点において組織の不可逆変化が生じなくなるまで、治療レーザ放射のエネルギー、例えば個々のレーザ・パルスのエネルギーをエネルギー・レデューサによって減じる。あるいは、治療レーザ放射のパルス源を利用して、個々のレーザ・パルス間に著しく低下した出力のバックグラウンド放射を放射することも可能である。このバックグラウンド放射を測定に使用することが可能であり、エネルギー・レデューサを省略することが可能である。
【００５６】
検出ビームによって検出された信号は、検出ビーム路の特定位置、例えば集束ユニットおよび／または偏光ユニットの特定位置によってそれぞれ定められる測定点に割り当てられる。これらの信号をメモリに記憶させ、後続の比較器で、固定された、または個々の測定点の位置の関数として選択可能な閾値と比較することができる。これによって、治療が提供されるそれらすべての測定点を決定することが可能になる。対応する位置情報は、対応する光透過のコースを決定する制御ユニットに伝達される。次いで、治療レーザ放射をその焦点とともに対応する経路に沿って移動させる。これによって、治療対象部位が無傷を維持すべき組織の部分に極めて近くても、作用を受けてはならない組織の損傷が効果的に回避される。達成可能な精度は、焦点直径の大きさのオーダであり、集束および放射波長によっては、１μｍ未満とすることができる。光透過を発生させるために、エネルギーを減じるのを止める。
【００５７】
第５の実施形態の装置では、エネルギー・レデューサをオンに切り換えることによる、光透過またはその効果をそれぞれ測定する測定工程は、光透過が発生した後に、光透過を発生させるために既に通過させた光路上で実施され得る。ここでも、第１の測定時に検出され、メモリに記憶された信号と比較することが可能である。単一またはいくつかの点との前記比較の結果に応じて、できるだけ首尾良く、かつ穏やかな治療を達成するように、再び治療レーザ放射を照射することが可能である。すなわち、第２の治療工程を実施する。したがって、一連の測定および治療工程の範囲内で工程の数を自由に選択することが可能である。したがって、測定点および目標点を繰り返し決定し、治療レーザ放射をそれぞれ照射することが好ましい。
【００５８】
例示を目的とし、かつ図面を参照しながら、本発明をより詳細に説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５９】
図１は、患者の目６に導かれる治療ビーム２を放射するレーザ外科器械１を示す図である。レーザ外科器械１は、米国特許第６，１１０，１６６号に記載されている方法を実施し得るように、パルス治療ビーム２を生成することが可能である。パルス幅は、ナノ秒またはフェムト秒の範囲である。
【００６０】
患者の目６の視覚障害は、レーザ外科器械１により、角膜の屈折特性を所望の程度だけ変化させるように、目６の角膜から物質を切除することによって治療される。その際、物質は、角膜の間質から切除される。間質は、上皮およびボーマン膜の下で、デセメット膜
および内皮の上に位置する。
【００６１】
物質の切除は、レーザ外科器械１の高エネルギーパルス治療ビーム２を集束させることによって間質内の組織の層を分離することによって行われる。この場合は、組織層の分離が、治療ビーム２の焦点より大きい領域に及ぶように、個々の光透過が、プラズマ泡を発生させる。治療ビーム２の好適な偏光により、治療時にプラズマ泡が整列する。整列したプラズマ泡は、間質の部分的なボリューム、すなわち切除すべき物質を取り囲む。
【００６２】
治療ビーム２により、レーザ外科器械１は、角膜の表面に影響することなく、間質内部の物質を直接切断するメスのように動作する。さらなるプラズマ泡を生成することによって切断が角膜の表面に導かれると、切断経路によって隔離された間質の物質は、角膜から水平方向に引き出され、切除され得る。
【００６３】
レーザ外科器械１によって実施される切断は、切除された間質の部分的ボリュームが、これまで存在していた視覚障害を最大限に矯正するような角膜の光学特性の変化を引き起こすように、所定のパラメータに従って導かれる。
【００６４】
切断経路の精度を監視するために、レーザ外科器械１に、治療ビーム２によって目の角膜組織に生成されるプラズマ泡の空間範囲および／または位置を検出する測定装置を設ける。その測定により、治療ビーム２の最適な制御が可能になる。前記制御は、治療ビーム２の走査移動と、光透過の発生に関する治療ビーム２のビーム・パラメータの制御の両方に影響を与えることができる。個々のプラズマ泡の中心間の距離は、プラズマ泡の直径を超えることがないため、生成するプラズマ泡の直径は、走査処理時にレーザ・ビームを誘導する上で非常に重要である。さもなければ、プラズマ泡のラインに間隙が生じることになる。すなわち分断されたボリュームの間にまだ連続的な組織が残留することになる。そこで、切除すべき間質の隔離を可能にするには多大な困難を伴うか、または切除が不可能になる。いずれにせよ、光学的結果は不満足なものになる。
【００６５】
しかし、治療ビーム２のパラメータを最適化すると、プラズマ泡をできるだけ小さく維持することも可能になる。プラズマ泡が小さいほど、レーザ外科器械１によって形成される切断が繊細になる。これは、特に、通常はレンズ状の部分的ボリュームが間質から切除されることを考慮すると重要である。切断経路の精度、および切断の繊細さは、特に当該レンズ状のボリュームの縁において重要である。
【００６６】
測定装置の測定値をレーザ外科器械１上の表示に変換し、それにより、所望の値および所定の値が実際に存在するかどうかに関して、治療ビーム２のパラメータまたは治療ビーム２の誘導を調査することが可能になる。代替形態として、自動工程制御によって、治療ビーム２のパラメータまたは治療ビーム２の偏光の閉鎖ループ制御を行って、特定の値を得ることも可能である。当該外科器械１は全自動で動作する。
【００６７】
図２は、レーザ外科器械１の第１の実施形態を示す図である。ここでは、測定装置は光コヒーレンス断層撮影器３として実現され、ジェー  イザットら（Ｊ．Ｉｚａｔｔ  ｅｔ
ａｌ）によるＡｒｃｈ．Ｏｐｈｔａｌｍｏｌ．、第１１２巻１５８４ページ「Ｍｉｃｒｏｍｅｔｅｒ−ｓｃａｌｅ  Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｉｎｔｅｒｉｏｒ  Ｅｙｅ  ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｗｉｔｈ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ」に記載されている原理に従う。
【００６８】
光コヒーレンス断層撮影器３は、結合ビーム分割器４を介してレーザ外科器械１の治療ビーム２に統合され、測定アーム３ａならびに基準アーム３ｂからなる。結合ビーム分割器４は、治療ビームと測定レーザ・ビームの光軸が一致するように、測定レーザ５からの
放射をレーザ外科器械１の光路に結合させる。治療ビーム２の焦点と測定レーザ５の放射の焦点は、水平方向の同じ位置に配置される（図２では見えない）。両焦点は、結合ビーム分割器４の後に配置された集束光学素子１３によって目６の角膜に形成される。
【００６９】
図３は、既に結合された測定レーザ５の放射と治療ビーム２の放射が、集束光学素子１３により、どのようにして入射ビーム１２として目６の角膜に集束されるかを示す図である。治療ビーム２のエネルギー密度（パルス長および放射出力）が特定の閾値を超える場合は、光透過が焦点に現れ、プラズマ泡１１を発生させる。
【００７０】
測定レーザ５の放射は、プラズマ泡１１で逆散乱され、２色結合ビーム分割器４で再び結合され、次いで測定ビーム分割器７に入り、先に測定ビーム分割器７によってミラー８の方へ分割された測定レーザ５からの放射に重ね合わされる。ミラー８の位置は調整可能である。したがって、測定アーム３ａは、測定ビーム分割器７から結合ビーム分割器４を通じて目６に伸び、基準アーム３ｂは、測定ビーム７と調整可能ミラー８の間に形成される。
【００７１】
基準アーム３ｂおよび測定アーム３ａから測定ビーム分割器７に戻る放射は、受光器９上の干渉光になる。使用する測定レーザ５が、約１０μｍの比較的短い軸コヒーレンス長（時間コヒーレンス長）とともに高い空間コヒーレンスを示す場合は、測定アーム３ａと基準アーム３ｂの光路長の差が、測定レーザ５からの放射の時間コヒーレンス以下の場合にのみ、干渉パターンがフォトダイオード９上に現れる。光コヒーレンス断層撮影器３を使用して最大の分解能を達成するために、実施形態の例では１０μｍ未満の最小限の時間コヒーレンス長を有する測定レーザ５を使用する。
【００７２】
治療レーザ１０によって放射され、目６に導かれるレーザ外科器械１の治療ビーム２の光コヒーレンス断層器に対する影響を防ぐために、測定レーザ５からの放射の波長範囲は、観察放射２の波長範囲と異なり、結合ビーム分割器４は好適な２色特性を有する。例えば、帯域幅ができるだけ大きく約８５０ｎｍの放射を放射する測定レーザ５が使用される。帯域幅は、光のコヒーレンス長に逆比例するため、帯域幅が大きいと軸方向分解能が高くなる。測定レーザ５の放射と観察ビーム２に異なる波長を用いると、２色結合ビーム分割器４を使用して、ビームの重ね合わせおよび分離を行うことができる。さらに、またはあるいは、光コヒーレンス断層撮影器のビーム路に好適なフィルタを採用できる。
【００７３】
プラズマ泡１１の位置を測定するために、ミラー８をフォトダイオード９上に干渉パターンが現れるまで移動させる。コンピュータＰＣによって読み出されるフォトダイオード９からの信号が、測定アーム３ａおよび基準アーム３ｂからの放射の干渉を示す場合は、測定アーム３ａと基準アーム３ｂは同じ長さを有し、目１１の角膜における照明レーザ５からの放射の焦点からの距離が把握される。測定の精度は、測定レーザ５の放射の時間コヒーレンス長、すなわち伝搬方向のコヒーレンス長である。
【００７４】
目６における測定レ−ザ５の放射の逆散乱は、光分断および／または光切断によって上述の光透過が生じる限界の下と上の両方における、例えば間質とボーマン膜の間の異なる組織の境界、および治療ビーム２と目６の角膜との間の相互作用の部位の両方で生じる目６の角膜の屈折率の不連続性を示唆する。
【００７５】
最大の軸方向領域を測定することを可能にするためには、測定レーザ５から到来する放射の発散が治療ビーム２に結合させる前に調整され得るように、ミラー８に対する長い行程に加えて、測定ビーム分割器７と結合ビーム分割器４の間に、測定レーザ５の放射の発散を変化させるための装置（簡潔にするために図２に示されていない）を設ける。次いで、結合ビーム分割器４の後に配置された集束光学素子１３は、測定ビーム２、および測定
レーザ５から到来する放射を異なる焦点へ集束させ、測定レーザ５から到来する放射の発散に影響を与える装置の調整によって、治療ビーム２の焦点に関係なく、測定レーザ５からの放射の焦点位置を調整することが可能になる。したがって、観察放射の焦点は、治療放射２の焦点に対して相対的に、光軸に沿って調整可能である。したがって、逆散乱放射は、また、ミラー８の工程より大きい領域において、治療ビーム２の光軸に沿って検出可能になる。
【００７６】
軸方向、すなわち観察ビーム２の軸に沿った走査は、発散変化装置およびミラー８を同時に調整することによって達成されるため、測定レーザ５の発散を調整するための装置は、さらに、測定レーザ５の集束放射のスポット・サイズを集束観察ビームのスポット・サイズとほぼ同じ大きさに設計することを可能にする。この変形形態では測定レーザ５の放射を比較的狭く集束させるため、コヒーレンス断層撮影器３は、測定ビーム５からの放射の時間コヒーレンス長よりさらに良好な軸方向分解能を与える。それに応じて測定の精度も高くなる。これが必要ない場合は、結合ビーム分割器４と測定ビーム分割器７の間の発散に影響を与える装置を省略することが可能である。次いで、そこから散乱放射が受光器上の干渉となり得る領域を、専らミラー８を調整することによって変位させ、測定レーザ５のコヒーレンス長（典型的には１０μｍの大きさのオーダ）によって軸方向分解能を決定する。
【００７７】
図４は、図２に示される構造の光コヒーレンス断層撮影器３からなるレーザ外科器械１で得られた信号を示す図である。ここでは、信号はミラー８の調整の関数としてプロットされ、図４においてミラー８の行程Ｌは変数として示されている。信号は、受光器によって検出される干渉現象から導かれ、コンピュータＰＣによって生成された。信号は、前記干渉の変調の深さを符号化し、受光器９の信号が干渉現象を示すときは常に高レベルを有する。
【００７８】
図４が示すように、変位Ｌ１において第１の干渉が現れる。前記干渉は、角膜の上皮で逆散乱する放射によって生じる。ミラー８のさらなる変位によって、変位Ｌ２において信号の第２のピークが現れる。この干渉は、プラズマ泡１１における屈折率が不連続になることによって生じる。前記干渉は、変位Ｌ３が生じるまで続く。プラズマ泡のサイズは距離Ｌ２、Ｌ３に影響するが、コヒーレンス断層撮影器３の測定分解能は、約３０μｍ以下のバブル直径を測定することはできない。より短い時間コヒーレンス長を有する放射源を使用することによって、当該直径の測定も可能になる。
【００７９】
上皮に割り当てられた変位Ｌ１と、変位Ｌ２における干渉ピークの開始点との距離は、プラズマ泡が上皮、すなわち角膜の表面からどの程度下に位置しているかを示す。治療ビーム２によって目６の角膜に生じるプラズマ泡１１の位置を上皮からの距離の形で信号から検出することが可能である。上皮を参照する代わりに、勿論、内皮を参照することもできる。この場合は、図４の描写において、さらなる変位に応じて、内皮で逆散乱する放射により、新たなピークが想定される。内皮または上皮の代わりに、勿論、ボーマン膜またはデセメント膜における屈折率の不連続性を基準として用いることもできる。
【００８０】
光コヒーレンス断層撮影器３からの信号を読み出すコンピュータＰＣは、信号を生成する。それは、さらに、治療ビーム２によって生成されるプラズマ泡１１の位置を示す表示を支えることを目的として、治療レーザ１０を制御する働きをする。他方で、プラズマ泡の軸方向位置は、治療ビーム２を制御するために評価され、間質内の部分的ボリュームを単離する工程が所望通りに行われることを保証するために用いられる。
【００８１】
治療を行う外科医によって予め定められた値が遵守されていることを全自動で監視する実施形態において、コンピュータは治療ビーム２のパラメータを制御する。次いで、外科
器械は、オンライン監視およびオンライン制御を用いて動作する。
【００８２】
測定レーザ５は、図６に示される構造を有する。それは、レーザ２、ならびにレンズ１８と、絞り１９と、さらなるレンズ２０とからなる後続的に配置されたビーム形成ユニットよりなる。このようにして得られたビーム直径は、治療ビーム２のビーム直径に適合される。測定の分解能の範囲を調整するために、レンズ１８および２０を調整することによって、ビーム直径をさらに縮小または拡大することができる。加えて、レンズ２０を調整することによって発散を変化させ、測定ビームの焦点位置を設定することができる。
【００８３】
概略図において、図５は、オンライン制御の下で外科器械１によって行われる切断を示す図である。入射ビーム１２は、集束光学素子１３によって目６の角膜１４に集束される。既に説明したように、治療ビーム２のパルスによって生成されるプラズマ泡１１は、角膜１４内部の組織の層を分離するメスとして作用する。図７に示され、直交軸のまわりを回転可能なスキャナ・ミラー２２、２３からなる走査ユニット２１により入射ビーム１２を調整することによって、複数のプラズマ泡を互いに隣に配置し、角膜１４の間質から切り出すレンズ状物質１５のまわりに線を描く。これを達成できる切断の可能な形態が、螺旋状に整列したプラズマ泡１４について記載している米国特許第６，１１０，１６６号に示されている。
【００８４】
レンズ状物質１５のまわりの当該切断の後に、水平方向の切断１６を行うことで、ここで隔離されたレンズ状物質１５を角膜１４から方向１７に沿って切除することが可能である。その切断経路は、レンズ状物質１５を切除することによって光学的矯正が行われる視角の中央領域において、内皮を通じて外部に至る切断が生じないという利点がある。その代わり、前記水平方向切断１６は、光学的により重要性の低い角膜１４の周囲に位置する。
【００８５】
図７に示される走査ユニット２１は、入射ビーム１２を調整する役割を果たす。該ユニットは、互いに垂直な２つの軸のまわりを独立的に回転可能である２つの走査ミラー２２、２３からなる。したがって、入射ビーム１２は、２次元的に角膜１４全体に誘導され得る。集束光学素子１３を調整することによって、すなわち光透過、およびプラズマ泡１１に必要なエネルギー密度が生成される焦点の位置を変化させることによって、入射ビーム１２の軸方向調整を行う。
【００８６】
生成されたプラズマ泡の軸方向位置を厳密に測定するために、図４に示される信号について説明したように、光コヒーレンス断層撮影器３のミラー８を調整する。これは、例えば、その都度、位置Ｌ１とＬ２の間の領域を通る振動によって行うことができる。しかし、高い軸方向分解能を有する測定装置の場合は、そのようなミラー８の高度な調整は、場合によっては機械的に非常に複雑であるか、または時間がかかることもある。そのような場合には、実質的に互いに類似している例えば２つの基準アーム３ｂおよび３ｂ’からなる（すなわち、それぞれ調整可能ミラー８（基準アーム３ｂ）および２５（基準アーム３ｂ’）を有する）、図８に概略的に示される光コヒーレンス断層撮影器３の構造を提供する。
【００８７】
基準アーム３ｂの長さを基準アーム３ｂ’の長さと無関係に設定することが可能である。したがって、プラズマ泡および上皮で同時に高分解能で逆散乱される放射を、例えば、基準面、すなわち上皮への反射に合わせて基準アーム３ｂ’を調整し、プラズマ泡の境界を検出する基準アーム３ｂを調整することによって測定することが可能である。
【００８８】
さらに、図８は、図２を参照しながら既に述べたが図示されていない、測定レーザ５からの放射の発散を変化させるための装置の可能な構造を示す図である。図８のコヒーレン
ス断層撮影器には、調整可能なズーム光学素子２７が設けられている。
【００８９】
図２または８による構造に使用されるような光コヒーレンス断層撮影器３は、そこから逆散乱放射が記録される領域の空間的選択を行う。軸方向選択は、測定アーム３ａおよび基準アーム３ｂ（またはその追加的な対）からなる干渉計構造によって行われる。集束光学素子１３は、集束による水平方向選択を行う。空間的選択は、光コヒーレンス断層撮影器に図７と同様の独立した走査ユニットが設けられる場合は、自由に、すなわち治療ビーム焦点の位置に無関係に選択可能である。次いで、光透過またはプラズマ泡１１の周囲の領域を高分解能で走査することが可能である。ズーム光学素子２７は、プラズマ泡１１の周囲の領域を水平方向、すなわち治療ビーム２の光軸の横方向ばかりでなく、前記光軸に沿う軸方向に、広い測定領域にわたって検知することを可能にする。
【００９０】
図９は、レーザ外科器械１の第２の実施形態を示す図である。ここで、その基本原理は、目の角膜内の散乱構造、例えば光透過によって生成されたプラズマ泡１１の少なくとも軸方向範囲の測定を可能にするように、目６、および特にはそこで生成されたプラズマ泡１１における好適な空間濾過によって逆散乱される、大きく調整可能な焦点深さを有する放射を検出することである。この目的のために、レーザ走査顕微鏡のように動作する共焦点顕微鏡２８が提供される。
【００９１】
共焦点顕微鏡２８には、その放射が、焦点におけるくびれの位置およびビーム断面積の如きビーム・パラメータに関して、光学的アレンジメント３０によって適合されるレーザ２９が設けられる。そのようにして得られた照明放射は、分割器３１によって、先述の構造の走査ユニットと同様の２つの走査ミラー２２および２３からなる走査ユニット２１に送られる。走査ミラー２２および２３は、ビーム路の瞳に近接かつ隣接して配置される。図９に示されるように、該ミラーは、互いに垂直な回転軸を有し、個別的に制御できる。走査ユニット２１の動作に依存する各ビーム偏光については、放射が走査光学素子３２によって開口面３５に集光され、そこから対物レンズ３６が、目６内に位置するオブジェクト平面に配置されるスポット画像を生成する。治療ビーム２は、オブジェクト平面の領域でも有効である。先述の実施形態のように、治療ビーム２は、治療レーザ１０から到来し、結合ビーム分割器４を介して共焦点顕微鏡のビーム路に結合される。
【００９２】
オブジェクト平面、例えばプラズマ泡１１で逆散乱された放射は、記載した光路を介してビーム分割器３１に戻る。検知されたボリューム要素の放射で、オブジェクト平面から到来する放射、すなわち目６において逆散乱される放射は、ビーム分割器３１を通過した後に検出アーム４２で検出される。ビーム分割器３１の設計によって、放射は少なくとも部分的に、または２色設計のビーム分割器３１の場合は、ほぼ完全に干渉フィルタ３８およびレンズ３９に誘導されることによって、ピンホール開口４０が配置されるピンホール平面に、オブジェクト平面の逆散乱オブジェクトのスポット画像が生成される。走査ユニット２１の現在位置を考慮した、そこに接続された評価ユニット（不図示）によって画像信号に変換される信号を提供する光電増倍管４１が、ピンホール開口４０の後に続く。
【００９３】
ピンホール開口のサイズが、オブジェクト面で検出されるオブジェクト構造のサイズを定める。しかし、さらに決定的なのは、ピンホール開口の直径が小さくなれば、オブジェクト平面の深さの差が大きくなること、すなわち、ピンホール開口のサイズは、オブジェクト平面の周囲の軸方向領域が、どこから光電増倍管に到達し得るかを決定づけることである。
【００９４】
共焦点顕微鏡２８に用いられる共焦法は、調査対象のオブジェクト内の選択されたボリューム要素からの放射を光電増倍管４１に導き、他のボリューム要素によって放射される放射をほぼ完全に抑制することを可能にする。特に、さらに深い、または浅い所に位置す
る組織層からの放射を阻止する。
【００９５】
ピンホール開口４０、およびそこから放射が検出されるオブジェクト平面は、結合平面内に位置する。例えばレンズ３９によってこれらの平面を調整することで、そこから放射が光電増倍管４１に到達するオブジェクト平面を調整するように、軸方向の深さ方向の走査を行うことが可能である。前記調整は、例えば治療ビーム２が入射する軸の方向でプラズマ泡１１を測定するために、必要とされる。
【００９６】
図２および８による構造に関して既に述べた発散変化装置を、それが、結合ビーム分割器４による治療ビーム２の結合に先行するように、ズーム光学素子の形で配置することによって、先述のオブジェクト平面の軸方向位置と治療ビーム２の焦点との間の独立性の強化を達成することができる。次いで、この装置を好適に調整することで、オブジェクト平面を治療ビーム２の焦点面に対して実質的に自由に調整することが可能になる。
【００９７】
図９に示される構造では、構造的簡潔化のために、そこから反射放射が光電増倍管４１、ならびに治療ビーム２の焦点に送られるスポット画像の水平方向位置を同時に変化させる単一の走査ユニット２１が提供される。オブジェクト平面内のスポットを治療ビーム２の焦点に対して相対的に変位させることは不可能である。
【００９８】
２つの独立した走査ユニットを使用すると、この制限が回避される。次いで、共焦点顕微鏡２８の照明および検出ビーム路を目６における治療ビーム２に対して独立的に調整することができる。当該構造は、図９に破線で示されている。次いで、結合ビーム分割器４を、照明方向の共焦点顕微鏡２８の走査ユニット２１の後に配置される結合ビーム分割器４ａに取り換える。ここで、治療レーザ１０に、共焦点顕微鏡２８の走査ユニット２１から独立して動作可能な独自の治療スキャナ３７を設ける。この複雑な構造により、共焦点顕微鏡２８は、治療ビーム２の焦点位置から完全に独立し、プラズマ泡１１の生成から完全に独立して選択できる点における目６からの放射を記録することが可能になる。これにより、プラズマ泡１１の軸方向範囲を求めるだけでなく、水平方向の寸法を測定することが可能になる。
【００９９】
図９に示されるレーザ外科器械１の測定装置の構造において、レーザ２９、光学的機構３０および結合ビーム・ミラー３１によって個別的な観察放射が生成される。用途によっては、これを省略し、目６における治療ビーム２から到来する散乱光の共焦検出のみを行うことができる。加えて、その開示内容を本願明細書に明示援用するパダワー  ジェー（Ｐａｄａｗｅｒ  Ｊ．）「Ｔｈｅ  Ｎｏｍａｒｓｋｉ  ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ．  Ａｎ  ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ  ｂａｓｉｓ
ｆｏｒ  ｉｍａｇｅ  ｉｎｔｅｒｐｒｅｔａｔｉｏｎ」  ジェー  ロイヤル顕微鏡協会（Ｊ．  Ｒｏｙａｌ  Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｉａｌ  Ｓｏｃｉｅｔｙ）（１９６７年）、第８８巻、３０５〜３４９ページに記載されているように、例えばノマルスキ法による位相敏感検波を適用できる。
【０１００】
図９の構造において、結合ビーム分割器４または４ａが、それぞれ２色分割器である場合、すなわち実質的に治療ビーム２の波長に対してのみビーム偏光効果を有する場合、特に良好な感度が達成される。プラズマ泡１１において、広帯域放射が治療ビーム２のスペクトル領域の外にも生成されることが証明されているため、この２色特性は、個別照明放射を伴わない変形形態に対しても有利である。
【０１０１】
共焦検出法は、通常は、可能な最大限の範囲まで色補正される光学素子を使用して実施される。これによって、特定のボリューム要素からの放射が検出器、例えば光電増倍管４１に波長に無関係に到達することになる。
【０１０２】
それに対して、第２の実施形態を改造した第３の実施形態によれば、対物レンズからの光をピンホール開口４０に投射する光学素子が分散性を有するように設計される。ちなみに、図１０は、共焦点顕微鏡２８の検出アーム４２の拡大図を示す。
【０１０３】
入射検出ビーム４３は、ここでは多成分レンズとして設けられるレンズ３９によって、集束検出ビーム４４に変換される。レンズ３９を形成する光学群が分散性、すなわち波長に無関係の集束特性を有するため、青色スペクトル領域の光に対する効果的な焦点距離は、赤色スペクトル領域の光に対する焦点距離より明らかに短い。したがって、赤色、緑色および青色スペクトル成分よりなり、ボリューム要素によって放射される白色光は、図１１に例示されるように、異なる焦点に集束される。青色放射４８は、赤色放射５０に対する焦点面４７がその後に続く、緑色放射に対する焦点面４６の前方には位置される焦点面４５に集束される。
【０１０４】
レンズ３９の分散特性は、深さ情報をスペクトル選択する、またはさらなる深さ情報を得るために利用される。図１２に示されるように、所定のボリューム要素については、緑色スペクトル成分に対してのみ、焦点面４６がピンホール開口４０の平面に配置されるため、レンズ３９の分散性光学素子は、緑色スペクトル成分のみをピンホール開口４０に正確に集束させる。青色放射４８の焦点は、青色放射が、焦点面４５とピンホール開口４０の平面との間の経路上に再び発散するように、ピンホール開口４０の平面の前方の光軸上に配置される。したがって、青色放射４８の小さく、ほとんど目立たない部分のみがピンホール開口４０を透過するため、所定のボリューム要素から到来する青色放射４８が効果的に抑制される。これは、その焦点面４７がピンホール開口４０の平面の背後に配置され、そのためボリューム要素からの赤色放射もピンホール開口４０によって阻止されるため、赤色放射５０にも同様に当てはまる。結論として、図１２の概略図において、ボリューム要素の緑色放射４９のみが、ここでは分光計５１として設けられる検出器に到達する。
【０１０５】
次に、先に考察したボリューム要素と光学素子の間の光軸上に配置されたさらなる白色光放射ボリューム要素を参照すると、その緑色成分は、ピンホール開口４０の平面の背後の平面に集束される。しかし、両ボリューム要素間の軸方向距離が焦点変位に正確に対応し、光投射の倍率も考慮しなければならない場合は、このさらなるボリューム要素からの青色放射はピンホール開口に焦点を有する。対物レンズから見て、第１に説明したボリューム要素の背後に配置されるボリューム要素にも同じことが当てはまる。この第３のボリューム要素からは、放射の赤色成分のみがピンホール開口４０を透過することが可能である。したがって、スペクトル放射混合物が、ピンホール開口４０を透過し、スペクトル情報は、前記放射を放射するボリュームの軸方向位置を符号化するものである。
【０１０６】
したがって、分光計５１によって、ピンホール開口４０を透過する放射のスペクトル分析を行うと、共焦点顕微鏡を調整することなく軸方向分解能が与えられる。スペクトル情報は、そのスペクトル領域の放射がそこから到来するボリューム要素に関する深さ情報を保持する。スペクトル・チャネルの放射の発生元であるボリューム要素の軸方向位置は、個々のスペクトル・チャネルの相対的な高さから求められる。最も単純な場合では、２つまたは３つのチャネルを用いて評価するだけで十分である。
【０１０７】
さらに、放射ボリューム要素のサイズがこの手法で求められる。３チャネル・スペクトル分析では、小さい放射ボリューム要素が、特定の閾値を上回る信号を１チャネルのみに生成することになる。中サイズのボリュームについては、ボリューム要素が、スペクトル的に最も離れたチャネル間の焦点差より小さければ、２つの信号が対応する信号を示すこともできるが、３つのすべてのチャネルを示すことはできない。しかし、大きい放射ボリューム要素が存在すれば、分光計は、基本的に、すべてのチャネルにほぼ等しい信号を提
供することになる。したがって、分光計５１によって示されるスペクトル分布の幅には、ボリューム要素のサイズに関する情報が含まれる。スペクトル分布が広いほど、ボリューム要素が大きい。
【０１０８】
レンズ３９の分散光学群によって達成される焦点差ｄＦが、図１３において、波長ＬＡＭＢＤＡの関数としてプロットされており、ここではすべての値がμｍで示されている。青色から赤色までのスペクトル領域では、少なくとも１ｍｍのオーダの焦点変位が存在することになる。したがって、先述のスペクトル選択的検出共焦点顕微鏡２８を使用すると、最大１ｍｍまでの範囲のプラズマ泡の検出が可能になる。通常はこの測定範囲で十分であるため、第３の実施形態では、共焦点顕微鏡のオブジェクト平面の調整を省略しても、オンライン制御に十分なプラズマ泡１１の軸方向範囲に関する情報を与えることが可能である。
【０１０９】
勿論、ここでは、調査オブジェクトから到来する放射のスペクトル分布も役割を果たす。分散性光学素子を使用するときに共焦的に記録された放射のスペクトル検出を行うには、特定の広帯域スペクトル分布を有する放射がオブジェクト平面から入手可能であることが必要である。この場合は、最も単純な実施形態において、プラズマは、治療ビーム２によって開始された分断の工程時に、広いスペクトルを有する放射を放射するため、検出されるプラズマ泡１１の放射を直接感知することができる。しかし、特定の用途については、放射のスペクトル分布は、時間または空間的に十分に一定していない特性を有することもある。これらの場合については、外的な照明が提供される。前記外的な照明は、必要なスペクトル帯域幅を有していなければならない。すなわち、白色光ＬＥＤまたは電球を使用することが可能である。
【０１１０】
第３の実施形態の変形形態では、分光計４１を採用しない。その代わり、スペクトル制御された放射を使用して、検出されるボリューム要素またはスポットの照明をそれぞれ行う。放射を順次スペクトル調整する。単純な構造では、順次オンに切り換えられる青色、緑色および赤色ＬＥＤが使用される。次いで、この改造形態における照明源の好適な設計が、スペクトル判別特性を全く示さないか、または不十分にしか示さない安価な検出器を使用しても機能することを可能にするように、個々のスペクトル・チャネルに関する情報を時系列的に得る。
【０１１１】
図１４は、レーザ外科器械１の第４の実施形態に関するものである。測定装置に対しては、それに沿って観察が行われる光軸に対して傾斜して伸びる光軸上に照明放射を照射することによるスリット・ランプの原理を用いる。
【０１１２】
測定装置は、患者の目６の角膜１４をスリット状に照明するスリット・ランプ機構５２として設計される。スリット光学素子５３は、スリット照明の光軸６０に沿って、角膜に非常に狭い光束を撮像する。例えば、微鏡アレイ等のような制御可能またはプログラム可能な絞りとして機能するスリットまたは部品を使用して、前記光束を生成することができる。図１４の構造では、放射で照明される微鏡アレイが使用される。単に１つまたは２つのミラーのラインが角膜１４に光を反射させる。スリット光学素子５３によるスリット照明を入射角に関して、すなわち図１４の弧形双方向矢印によって示される走査ユニット５４における光軸６０の位置に関して調整することができる。これは、微鏡アレイを好適に遂行することによって行われる。
【０１１３】
角膜において、入力されたスリット状の照明は、散乱中心、例えば上皮、内皮、またはレーザ外科器械１によって生成されるプラズマ泡１１で散乱される。散乱光は、治療ビーム５５を角膜１４に集束させる対物レンズ５６によって記録される。本実施形態においても、レーザ外科器械１の治療ビーム５５は、結合ビーム分割器４を介して光路に結合され
る。結合ビーム分割器４は、対物レンズ５６によって記録された散乱光を分離し、それを撮像光学素子５８によって受光器５９へ誘導する。対物レンズ５６、結合ビーム分割器４および撮像光学素子５８は、観察ビーム路を形成する。
【０１１４】
受光器５９は、スリット照明の光軸６０と、選択または観察ビーム路の光軸６１との交差点から到来する放射を単に記録する。スリット照明に起因する散乱光がそこから記録される散乱光チャネル５７が、該の交差点に定められる。
【０１１５】
スリット照明の走査移動によって、散乱光チャネルを検出ビーム路の光軸６１に沿って変位させる。図１４の描写において、スリット照明の光軸６０を左に回転させると、散乱光チャネルが内皮の方へ変位し、右に回転させると上皮の方へ変位する。スリット状照明の光軸６０を回転させることによって光軸６１に沿って角膜１４を走査することが可能になり、散乱光チャネル５７を内皮から上皮に走査変位させることによって、プラズマ泡１１の位置を正確に求めることが可能である。そこからの距離に関して、それぞれ内皮または上皮、あるいはボーマン膜からの反射を参照することによって、泡の位置を参照することが可能であるため、プラズマ泡１１の直径の測定だけでなく、内皮および上皮に対する（絶対）位置の検出も可能になる。
【０１１６】
それに沿ってスリット状照明が照射される光軸６０の走査角度αに対してプロットした、信号進路６３において受光器５９により登録された信号レベル、すなわち放射強度を示す図１５には、スリット・ランプ機構５２で得られた信号が示されている。
【０１１７】
ここに見られるように、第１の信号ピークは角膜１４の背面６４における反射、すなわち内皮における反射に起因する角度α０で現れる。その幅が、光軸６１に沿うプラズマ泡１１の範囲の測定値であるプラズマ泡反射６５が、角度α１と角度α２の間で検出される。最後に、角度α３において、内皮から到来する前面反射が登録される。角膜１４の知られている厚さは、α０とα１の距離、すなわち内皮上のプラズマ泡の高さ、α１とα２の距離、すなわちプラズマ泡の厚さ、ならびにα２とα３の距離、すなわち上皮の下のプラズマ泡の深さを長さの測定値に変換することを可能にする、厚さの測定値としての角度α０とα３の間の距離の基準になる。
【０１１８】
水平方向情報を得る場合は、スリット状照明の走査移動によって提供される軸方向情報に加えて、検出ビーム路において、受光器５９の代わりに撮像検出器への撮像を行うことができる。
【０１１９】
この原理は、第４の実施形態の変形形態に関する図１６に示されている。図１６のこの構造は、図１４を参照しながら説明した構造に概ね対応する。同一部分は、同一の参照符号を有しているため、再度説明することは控える。
【０１２０】
ここでは、スリット状照明が中央に入射し、すなわち治療ビーム５５と同軸になる。これは、その光軸６０が、治療ビーム路の光軸６１と一致する照明ビーム路７０を与える。照明ビーム路の光軸６０に対して斜めに配置された光軸６１に沿って観察を行う。したがって、観察ビーム路６７は、図１４の実施形態でもそうであったように、照明ビーム路に対してある角度で配置される。しかし、図１６の構造において、照明ビーム路の走査移動は、いずれにせよ治療ビームに対して設けられる走査ユニット５４によって生じる。図１６に示される構造では、走査ユニット５４から到来する放射は、場合によってビーム分割器として設けることができるミラー６８を通じて偏向され、顕微鏡による動作領域の観察を可能にする。
【０１２１】
走査ユニット５４は、目６に対する光軸６０の入射角で、照明ビーム路７０の照明放射
が角膜１４に入射する角度を変化させる。観察ビーム路６７、ならびにその光軸６１は、図１６の実施形態では調整可能でないが、勿論、追加情報を得るために場合によっては可能であることもある。したがって、散乱光チャネル５７は、観察ビーム路の（固定）光軸６１に沿って変位する。観察ビーム路６７において、画像受け器６９は、撮像光学素子５８の後に配置され、軸６１と軸６０の交差点に配置された散乱光チャネル５７の画像を記録する。画像受け器６９からの画像の評価は、プラズマ泡１１のサイズおよび位置に関する情報を与え、プラズマ泡１１の切断における画像、または対応する投射の強度評価は、図１５と同様の信号を与える。
【０１２２】
図１７は、図１６の第４の実施形態のさらなる変形形態を示す図である。図１６に既に示されている部分は同様の参照番号で示され、再度説明することは控える。図１６の構造と同様に、図１７のスリット・ランプ機構５２は、その光軸６１が治療ビーム路の光軸６２に対して斜めに伸びる観察ビーム路６７をも提供する。観察ビーム路６７において、撮像光学素子５８は、画像受け器６９の前に配置される。しかし、ここでは追加的な照明放射は結合されておらず、その代わりに、プラズマ泡１１において直接散乱する治療放射、またはプラズマ泡１１そのものに生成される放射が検出される。観察は、画像受け器６９の信号からの深さ情報を導くように、傾斜した始点から行われる。加えて、ここでは結合用として機能しないビーム分割器４を介して顕微鏡による目視観察も可能である。
【０１２３】
図１８は、第４の実施形態のさらなる変形形態を示す図である。レーザ外科器械１における測定装置として機能するスリット・ランプ機構５２は、図１７の構造に実質的に対応する。ここでは、対物レンズ５６を介してスリット状照明を治療放射５５の光軸６２に沿って照射する照明ビーム路７０を、結合ビーム分割器４を介して結合させる。結合ビーム分割器４は、照明放射の光軸６０を治療放射５５の光軸６２と結合させる。
【０１２４】
照明走査ユニット７１は、結合ビーム分割器４の前に配置され、治療放射５５から独立したスリット状照明の偏光を行う。これによって、そこからスリット状照明の散乱光が観察ビーム路６７に到達する散乱光チャネル５７を治療放射の焦点に対して水平方向にも調整することが可能になる。したがって、図１６の構造によって得られた情報に加えて、画像受け器６９の信号は、散乱光画像に関する情報、そして治療放射５５の焦点の水平方向の角膜の構造に関する情報を得ることを可能にする。
【０１２５】
勿論、プラズマ泡１１の位置またはサイズに関する第３または第４の実施形態の測定装置を通じて得られた情報は、ここで開ループおよび／または閉ループ・オンライン制御も達成されるように、レーザ外科器械を制御するのに用いられる。
【０１２６】
図１９は、問題の組織を治療するのに概ね十分であるパルス・エネルギーによるレーザ放射７１のパルス源、レーザ放射源７１から到来するレーザ・ビームを水平方向に偏光させる偏光ユニット７２、組織の深さにおける焦点の位置を設定させる可同調集束ユニット７３、および治療対象組織６の位置決めを行うための位置決めユニット７４、ならびにレーザ放射源７１、偏光ユニット７２および集束ユニット７３を制御するための制御ユニット７５からなるレーザ外科器械の第５の実施形態を概略的に示す図である。制御ユニット７５は、レーザ放射の焦点が、座標（ｘ”、ｙ”、ｚ”）を有する真の目標点ＺＰ’に順次集束されるように、先述の成分を制御する。この目的のために、所望の目標点ＺＰの座標（ｘ”、ｙ”、ｚ”）に関する情報を、制御ユニット７５に提供できなければならない。用途によっては、位置決めユニット７５を省略するか、または組織７６を大雑把に位置決めする装置と取り換えることができる。
【０１２７】
図１９のレーザ外科器械において、エネルギー・レデューサ７７、検出器７８およびメモリ・ユニット７９がさらに設けられる。レーザ放射７１のパルス源の放射エネルギーは
、組織７６へのレーザ放射の集束が不可逆変化を生じない程度に、ビーム路に切り換えられるエネルギー・レデューサによって減衰される。したがって、レーザ放射源７１によって放射されるレーザ・ビーム８０を、一方では（いわゆる測定領域における）測定ビームとして、また他方では（いわゆる治療領域における）治療ビームとして、組織７６内で集束的に走査することが可能である。測定ビームとして、レーザ・ビーム８０は、検出ビーム路を介して検出器７８によって受信されるレーザ誘発信号Ｓを組織の特性の関数として真の測定点ＭＰに発生させる（さらに詳細に示されていない）。検出されたレーザ放射誘発信号Ｓは、検出器７８の出力からメモリ・ユニット７９の入力に供給され、検出された関連測定点ＭＰ’の座標（ｘ’、ｙ’、ｚ’）とともにメモリ・ユニット７９に記憶される。レーザ放射誘発信号Ｓは、閾値Ｓが記憶されたメモリ・ユニット７９の出力に接続される比較器８１で比較される。
【０１２８】
これにより、エネルギー・レデューサ７が動作不能であるときに目標点として治療レーザ・ビームが導かれる測定点が選択される。これによって、治療の機構が定まる。これらの選択された検出測定点ＭＰ’の座標は、制御ユニット７５に伝送され、偏光ユニット７２および集束ユニット７３を制御するのに利用可能である。
【０１２９】
どちらも同じ座標系に基づいているため、検出測定点ＭＰ’の座標を所望の目標点の座標に変換する必要はない。測定の座標系（ｘ’、ｙ’、ｚ’）は、基準点に関して、目標点の座標系（ｘ”、ｙ”、ｚ”）、ならびに治療レーザ放射に対して設定される座標系と同じである。器械に固有の公差によるこの同一性からの考えられる偏差は、すべての場合においてそれらが一定を維持し、補償され得るため、強い干渉を引き起こすことはない。
【０１３０】
図２０は、組織７６を検知するための第１の測定機構を示す図である。開始点８８から始まって、レーザ焦点が、格子状に配置された測定点に導かれる。境界９１で互いに接触する異なる種類の組織８０ａおよび８０ｂは、レーザ誘発が異なる信号Ｓを生む。評価された信号Ｓにより、各測定点を１つの種類の組織に割り当てることが可能である。したがって、測定点８２ａは、第１の種類の組織８０ａに配置され、測定点８２ｂは、第２の種類の組織８０ｂに配置される。これによって、想定領域８３を、境界９１の可能な位置に向けて誘導することが可能になる。前記領域は、図２０において、左上から右下まで網掛け表示されている。境界９１の実際の位置が想定領域８３によって示され得る精度は、水平走査分解能８４および垂直走査分解能８５に依存する。
【０１３１】
図２１に示される測定機構は図２０の測定機構と、深さ分解能が高い、すなわち垂直走査分解能８５が小さいという点で異なる。境界９１が表面にほぼ平行に伸び、大きな傾きを有さなければ、境界９１の位置を、一定の水平走査分解能８４に対してはるかに正確に求めることが可能である。したがって、境界９１の仮定進路に応じて、非対称的な走査分解能を与える、例えば一方向のみ大きくすることによって、測定の精度を高め、または他の方向の走査分解能を小さくすることによって測定点８２の数を減らし、測定時間を短くすることが可能である。ボリューム検知には、そこに存在するすべての構造を認識し得るという利点がある。したがって、例えば、含有物８９も同様に境界９１として検出される。
【０１３２】
しかし、境界９１の位置を把握することのみに関心がある場合は、できるだけ少数の測定点を用いて、しかも高分解能で境界９１の進路を検知する測定の機構の第３の変形形態を説明する図２２に示されるように、測定時間を短くするように測定の機構を変えることが可能である。検知は、第１の種類の組織８０ａに位置することが知られている開始点８８で開始する。次いで、所定の走査ステッピングまたは分解能によって、焦点を境界９１の仮定位置の方へ変位させ、信号Ｓを評価する。焦点が境界９１を横切ると、信号Ｓが変化する。したがって、境界９１の深さ座標は、この水平位置に対して把握される。次いで
、その水平走査分解能で検知動作を続行し、同じ深さの新しい開始点８６から開始する。しかし、ここで焦点を上下に移動させる代わりに、新しい開始点８６から境界９１の想定深さ位置の上および下に距離を離しながら交互測定を行う。これは、図２２の小さな弧形矢印によって示されている。
【０１３３】
このようにして、対象となるすべての水平方向の点で、境界９１の深さ位置が求められる。新しい水平方向位置における境界９１の仮定位置が実際の位置と良く一致するほど、必要とされる測定点が少なくなる。したがって、境界９１の進路に関する包括的な知識によって、必要な測定点の数をさらに減少させることが可能になる。そのような包括的な知識は、例えば、角膜の外面からほぼ一定の深さに位置し、ほぼ球形のボーマン膜の進路についてのものである。したがって、いくつかの測定点の後に、この膜の仮定深さ位置をかなり正確に予測することが可能になり、正確な位置を求めるために必要とされるさらなる測定点の数はほんのわずかになる。
【０１３４】
また、多くの組織構造は、大きな空間周波数で深さのばらつきがなく、滑らかな進路を有すると想定できるため、より低い約０．１ｍｍの水平分解能で十分である。次いで、１０ｍｍの直径を有する領域を、０．１ｍｍの水平分解能および１μｍの深さ分解能において、約１００，０００の検知点によって検出することが可能である。
【０１３５】
上記実施形態を上述の外科治療法に対する特に有利な方式に採用することができる。この目的のために、目の角膜を接触ガラスに吸い付け、外科手術が実施される領域全体に対して、上皮から内皮まで、高深さ分解能（約１μｍ）および低水平分解能（例えば１００μｍ）で測定する。第５の実施形態によれば、この目的でエネルギー・レデューサ７７をオンに切り換え、角膜の表面に実質的に垂直な水平方向の１００μｍの格子内のいくつかの点において角膜の層を検知する。次いで、検出ビーム路において、多光子蛍光を、異なる層および／または境界の差に敏感な好適な波長において、例えば空間分解方式で検出する。あるいは、先述の測定原理の各々を適用することができる。
【０１３６】
そのようにして得られた複数の深さプロフィルから膜の層の３次元画像を生成することが可能である。前記画像において、切断経路によっては重要になることもあるボーマン膜の水平方向分解深さを認識することが可能である。治療に際しては、走査処理を再度実施するときに上皮の境界の下で所望の切断が行われるように、エネルギー・レデューサをビーム路から除去する。したがって、上皮は概ね無傷の状態を維持するため、切断部は数日後に治癒する。
【０１３７】
しかし、上皮をボーマン膜に沿って切除するだけでなく、間質のかなり下方で切断を行うことも可能である。その際、上皮に残留する間質の厚さを先の測定によって正確に設定することが可能であるため、上皮の損傷または損失が避けられる。
【図面の簡単な説明】
【０１３８】
【図１】レーザ外科器械を使用したレーザ外科治療時の患者を示す斜視図。
【図２】図１のレーザ外科器械の概略図を示す図。
【図３】図２の器械において患者の目にビームを集束させる様子を示す図。
【図４】目のレーザ外科治療時に生成される散乱中心の測定時の信号進路を示す図。
【図５】レーザ外科治療時の切断路を説明する概略図。
【図６】図２のレーザ外科器械の光源を示す図。
【図７】図１のレーザ外科器械の走査装置を示す図。
【図８】図１のレーザ外科器械の測定装置のさらなる実施形態を示す図。
【図９】図１のレーザ外科器械のさらなる実施形態の概略図。
【図１０】目に作用するレーザ外科器械からの治療レーザ放射の焦点の領域におけるビーム路を示す図。
【図１１】図１のレーザ外科器械の測定装置のさらなる実施形態における焦点位置の概略図。
【図１２】ピンホールによって、図１１による実施形態の検出器に導かれた放射の詳細図。
【図１３】図１１の実施形態における焦点の変位と波長との関数関係を示す図。
【図１４】図１のレーザ外科器械のさらなる実施形態を示す図。
【図１５】図１４の実施形態で得られる信号進路を示す図。
【図１６】図１４の実施形態と類似したさらなる実施形態を示す図。
【図１７】図１４の実施形態と類似したさらなる実施形態を示す図。
【図１８】図１４の実施形態と類似したさらなる実施形態を示す図。
【図１９】図１のレーザ外科器械のさらなる実施形態の概略図。
【図２０】図１９のレーザ外科器械で組織を走査するための測定機構の例を示す図。
【図２１】図１９のレーザ外科器械で組織を走査するための測定機構のさらなる例を示す図。
【図２２】図１９のレーザ外科器械で組織を走査するための測定機構のさらなる例を示す図。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【国際調査報告】
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