(57)【要約】  厳密な所定のジグソーキャプスロトミー切断部を形成することのできるレーザシステムを開発するシステム、装置、および方法が実現される。このシステム、装置、および方法はさらに、単一のレーザを治療用レーザおよびレーザレーダとして使用することができ、かつキャプスロールヘクシスおよびキャプスロトミーを実施する手持ち式装置に伴う患者ごとのばらつきおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるレーザシステムを実現する。さらに、ＩＯＬ、特に調節用ＩＯＬの形状に少なくとも部分的に基づく厳密な所定のジグソー照射パターンおよび形状のキャプスロトミー切断部が実現される。【選択図】図８
2013500086.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、
ａ．レーザ光線を生成するレーザと、
ｂ．前記レーザからの前記レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、
ｃ．少なくとも、前記眼の前記水晶体に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を含む所定のジグソーキャプスロトミーパターンとして前記レーザ光線の向きを定める制御システムとを備えるシステム。
【請求項２】
前記レーザ光線は、ＬＩＯＢよりも低い第１のパワーとＬＩＯＢ以上の第２のパワーとを備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記第１のパワーは、前記眼の水晶体前嚢の位置を判定するためにレーザレーダとして使用され、前記第２のパワーは、前記眼の前記水晶体前嚢を切断するのに使用され、それによって前記第２のパワーがキャプスロトミーを実施する、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記複数のレーザ照射は、前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンに沿って前記第１のパワーでの一連の照射と前記第２のパワーでの一連の照射として交互に照射される、請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
前記第２のパワーでの前記一連の照射の大部分は、実質的に前記水晶体前嚢部の前方領域に配置される、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンは、第１のほぼ直線状の部分と、第２のほぼ直線状の部分と、第１の湾曲部分と、第２の湾曲部分とを備え、
ａ．前記第１のほぼ直線状の部分は、前記第１および第２の湾曲部分に連結される、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンの形状は、ヒンジを備えるＩＯＬの形状に少なくとも部分的に基づく形状であり、前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンが、基本的に前記ＩＯＬの前記形状に倣う、請求項１に記載のシステム。
【請求項８】
眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、
ａ．レーザ光線を生成するレーザと、
ｂ．前記レーザからの前記レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路とを備え、
ｃ．前記レーザ光線は、ＬＩＯＢよりも低い第１のパワーとＬＩＯＢよりも高い第２のパワーとを有し、前記システムはさらに、
ｄ．少なくとも、前記レーザ光線を前記眼の前記水晶体前嚢の一部に所定の形状の照射パターンで送り厳密な所定の非幾何学的形状のキャプスロトミー切断部を形成する制御システムを備え、
ｅ．前記所定の形状の照射パターンがＩＯＬの形状に少なくとも部分的に基づく形状であるシステム。
【請求項９】
前記所定の形状の照射パターンは、少なくとも１つのほぼ直線状の部分を備える、請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記所定の形状の照射パターンは、少なくとも２つのほぼ直線状の部分を備える、請求項８に記載のシステム。
【請求項１１】
前記所定の形状の照射パターンは、第１のほぼ直線状の部分と、第２のほぼ直線状の部分と、第１の湾曲部分と、第２の湾曲部分とを備える、請求項８に記載のシステム。
【請求項１２】
前記所定の形状の照射パターンは、第１のほぼ直線状の部分と、第２のほぼ直線状の部分と、第１の湾曲部分と、第２の湾曲部分とを備え、
前記第１のほぼ直線状の部分は前記第１および第２の湾曲部分に連結される、請求項８に記載のシステム。
【請求項１３】
前記所定の形状の照射パターンはジグソーパターンである、請求項８に記載のシステム。
【請求項１４】
前記ＩＯＬは、ＦＤＡが承認した調節用ＩＯＬである、請求項８に記載のシステム。
【請求項１５】
前記ＩＯＬは、ＦＤＡが承認した近見視力、中間視力、および遠見視力用のＩＯＬである、請求項８に記載のシステム。
【請求項１６】
前記ＩＯＬは、眼鏡に依存しなくするかあるいは眼鏡を不要にする、ＦＤＡが承認したＩＯＬである、請求項８に記載のシステム。
【請求項１７】
眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、
ａ．治療用レーザ光線を生成する治療用レーザと、
ｂ．前記治療用レーザからの前記治療用レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、
ｃ．少なくとも、前記眼の前記水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を含む所定のジグソーキャプスロトミーパターンとして前記レーザ光線の方向を定める制御システムと、
ｄ．前記眼の前記水晶体前嚢の第１の領域に位置し、約１５μｍよりも小さいｚ方向掃引範囲を有する第１のパターンと、
ｅ．前記眼の前記水晶体前嚢の第２の領域に位置し、第１の領域よりも前方にあり、約１５μｍよりも小さいｚ方向掃引範囲を有する第２のパターンとを備えるシステム。
【請求項１８】
前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンの形状は、少なくとも１つのヒンジを備えるＩＯＬの形状に少なくとも部分的に基づく形状であり、前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンが、基本的に前記ＩＯＬの前記形状に倣う、請求項１７に記載のシステム。
【請求項１９】
前記第１のパターンと前記第２のパターンの両方の前記ｚ方向掃引範囲は約１０μｍよりも小さい、請求項１７に記載のシステム。
【請求項２０】
前記第１のパターンと前記第２のパターンの両方の前記ｚ方向掃引範囲は約５μｍよりも小さい、請求項１７に記載のシステム。
【請求項２１】
眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、
ａ．治療用レーザ光線を生成する治療用レーザと、
ｂ．前記治療用レーザからの前記治療用レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、
ｃ．少なくとも、前記眼の前記水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を含む所定のジグソーキャプスロトミーパターンとして前記レーザ光線の方向を定める制御システムとを備え、
ｄ．前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンが、基本的に複数の単一ｚ方向掃引から成り、前記複数の単一ｚ方向掃引の各々におけるすべての照射がｘｙ次元において重なり合うシステム。
【請求項２２】
眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、
ａ．治療用レーザ光線を生成する治療用レーザと、
ｂ．前記治療用レーザからの前記治療用レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、
ｃ．少なくとも、前記眼の前記水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を含む所定のジグソーキャプスロトミーパターンとして前記レーザ光線の方向を定める制御システムとを備え、
ｄ．前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンが、複数の単一ｚ方向掃引を備え、前記複数の単一ｚ方向掃引の各々が、基本的にｘｙ次元において重なり合う照射から成るシステム。
【請求項２３】
眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、
ａ．治療用レーザ光線を生成する治療用レーザと、
ｂ．前記治療用レーザからの前記治療用レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、
ｃ．少なくとも、前記眼の前記水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を含む所定のジグソーキャプスロトミーパターンとして前記レーザ光線の方向を定める制御システムとを備え、
ｄ．前記所定のジグソーキャプスロトミーパターンが、複数の単一ｚ方向掃引を備え、単一ｚ方向掃引における各照射がｘｙ次元において重なり合うシステム。
【請求項２４】
眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、
ａ．レーザ光線を生成するレーザと、
ｂ．前記レーザからの前記レーザ光線を前記眼の水晶体内に位置する目標平面に向ける光路と、
ｃ．前記眼から送られた光の第１の部分を受け取り、第１の信号を生成する近傍空間フィルタアセンブリに光の前記第１の部分を送る第１の戻り光線経路と、
ｄ．前記眼から送られた光の第２の部分を受け取り、第２の信号を生成する遠隔空間フィルタアセンブリに光の前記第２の部分を送る第２の戻り光線経路と、
ｅ．前記第１の信号および前記第２の信号を受け取り、大量の後方散乱光がなくなるように処理するコンピュータとを備えるシステム。
【請求項２５】
前記コンピュータによって受け取られ前記コンピュータによって基準信号を生成するように処理される第３の信号として生成される、前記眼から送られる光の第３の部分を受け取る第３の戻り光線経路をさらに備える、請求項２４に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
[0001]本出願は、米国特許法第１１９条（ｅ）（１）に基づいて、Ｓｙｓｔｅｍ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｐｅｒｆｏｒｍｉｎｇ  ａ  ＬＡＤＡＲ  Ａｓｓｉｓｔｅｄ  Ｃａｐｓｕｌｏｔｏｍｙという名称を有し、２００９年７月２４日に出願され、内容全体が引用によって本明細書に組み込まれる米国特許仮出願第６１／２２８５０６号の優先権の利益を主張するものである。
【背景技術】
【０００２】
[0002]本発明は、天然ヒト水晶体にレーザを照射して白内障、水晶体の混濁化、透明水晶体摘出、天然水晶体物質の摘出、水晶体交換物質の使用、およびこれらの組み合わせに対処する方法およびシステムに関する。本発明は、患者ごとにかつ執刀医ごとに再現可能である、所定の厳密な形状の切断部を眼の構造に形成する厳密で再現可能な所定のレーザ照射パターンを照射するシステムおよび方法にも関する。
【０００３】
[0003]一般に、老眼では調節振幅が失われる。一般に、白内障は、視力に影響するほど混濁化した水晶体内の領域に相当する。本発明の対象となる他の状態は、水晶体の混濁化に関係するが、それに限らない。
【０００４】
[0004]老眼は、約４０歳〜４５歳を過ぎてから近見障害として発症することが非常に多く、特に薄暗い所で小さな文字を読み取ることができなくなる。老眼、すなわち加齢による調節振幅の喪失は、眼が、天然水晶体の形状を変化させて遠近に応じて焦点を変化させることができなくなることに関係があり、４５歳以上の人にほぼ１００％の確率で発症する。調整振幅は、５０代から年齢とともに着実に低下していくことが分かっている。
【０００５】
[0005]白内障、すなわち天然水晶体が不透明になり、眼がかすむ状態は、毎年多数の人に発症し、約４０年前にケルマンによって開発された水晶体超音波乳化吸引術などの外科技術によって効果的に治療されている。この技術は年々改良されているが、特に、硬化した部位を破砕するのに必要な超音波エネルギーによって眼球、特に角膜内皮に外傷が生じる可能性があり、特に、フックス角膜内皮変性症の患者のような角膜内皮に障害のある患者の場合、安全上望ましくない。さらに、白内障を治療する際にレーザを使用することには他の問題がある。白内障部位では、レーザ光を含む光が散乱し、したがって、レーザ治療光線が治療中の組織に望ましい作用を及ぼすのを妨げることがある。さらに、白内障部位およびその他の混濁化の光散乱作用は、光学的に水晶体の位置および形状の判定を困難にする可能性がある。したがって、本明細書で詳しく説明するように、水晶体の位置および形状の判定、ならびに水晶体嚢、白内障部位、および混濁化した組織を含む水晶体組織に対するレーザの照射を改良する。
【０００６】
[0006]白内障の確立された治療法は、混濁化したヒト水晶体を摘出し、それを眼内レンズＩＯＬと交換する方法である。一般に、ＩＯＬは、レンズを眼の内部の水晶体嚢内の所定の位置に保持する、ハプティックスと呼ばれるプラスチック製側部支柱を有する小さなプラスチック製レンズから成る。ＩＯＬの例としては、単焦点レンズ、患者が遠距離および読書距離で多焦点視力を実現する多焦点ＩＯＬ、および患者の視力調節を可能にする調節ＩＯＬが挙げられる。多くのＩＯＬは可撓性を有するため、動かしたり折り畳んだりして水晶体嚢に挿入することができる。ＩＯＬの例は、引用によって本明細書に開示全体が組み込まれる米国特許第７１８８９４９号、第６８４９０９１号、第５６９９１４２号、および第５６０７４７２号に記載されている。一例として、本発明の利益を得ることのできる市販のＩＯＬには、ＣＲＹＳＴＡＬＥＮＳおよびＡＣＲＹＳＯＦ  ＲＥＳＴＯＲがある。
【０００７】
[0007]ＣＲＹＳＴＡＬＥＮＳに属する調節用ＩＯＬの一例の形状および概略構造の概略図が図２に示されている。このＩＯＬは、レンズ構造２０２と、レンズ構造２０２に隣接して配置されたヒンジ２０３と、水晶体嚢２０１に接触するハプティックス２０４とを有する。このＩＯＬの全体的な形状は非幾何学的な形状である。本明細書では、語「非幾何学的な形状」は、円、楕円、方形、および矩形以外の形状を指す。本明細書では、「幾何学的な形状」は、円、楕円、方形、および矩形を指す。
【０００８】
[0008]ＣＲＹＳＴＡＬＥＮＳ  ＩＯＬは、Ｅｙｅｏｎｉｃｓ社によって開発され、現在Ｂａｕｓｃｈ  ＆  Ｌｏｍｂから市販されている。このＩＯＬの少なくとも一部は、米国特許第６８４９０９１号で開示されていると考えられる。この構造および効果に関する他の情報は、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）のＰＭＡ  Ｐ０３０００２およびこのＰＭＡファイルの関連文献に記載されている。ＦＤＡがＣＲＹＳＴＡＬＥＮＳについて承認し指摘した用途の一部は、以下のとおりである。「ｃｒｙｓｔａｌｅｎｓ（商標）Ｍｏｄｅｌ  ＡＴ−４５  Ａｃｃｏｍｍｏｄａｔｉｎｇ  ＩＯＬは、主として、白内障に罹患した水晶体が摘出された成人患者の無水晶体症の視力矯正のために眼の水晶体嚢に移植され、眼鏡なしで近見視力、中間視力、および遠見視力を実現させるものである。ｃｒｙｓｔａｌｅｎｓ（商標）ＩＯＬは、単眼調節の概ね１ジオプターの調節を可能にする。」（２００３年１１月１４日、ＰＭＡ  Ｐ０３０００２  Ｐａｒｔ２、Ｓｕｍｍａｒｙ  ｏｆ  Ｓａｆｅｔｙ  ａｎｄ  Ｅｆｆｅｃｔｉｖｅｎｅｓｓ  Ｄａｔａ、ＩＮＤＩＣＡＴＩＯＮＳ  ＦＯＲ  ＵＳＥ）。
【０００９】
[0009]したがって、ＣＲＹＳＴＡＬＥＮＳは、ＦＤＡが承認した調節用ＩＯＬの一例である。語「ＦＤＡが承認した調節用ＩＯＬ」は、このようなＩＯＬが承認された用途に実際に使用されるかどうかにかかわらず、調節を可能にする指摘された用途を伴うＦＤＡによる承認を得たあらゆるＩＯＬを指す。
【００１０】
[0010]ＡＣＲＹＳＯＦ  ＲＥＳＴＯＲ  ＩＯＬは、Ａｌｃｏｎ社から市販されており、その少なくとも一部は、米国特許第５６６９１４２号で開示されていると考えられる。この構造および効果に関する他の情報は、ＦＤＡのＰＭＡ  Ｐ０４００２０およびこのＰＭＡファイルの関連文献に記載されている。ＦＤＡがＲＥＳＴＯＲについて承認した用途の一部は、以下のとおりであった。「ＡｃｒｙＳＯＦ（登録商標）  ＲｅＳＴＯＲ（登録商標）ＩＯＬは、老眼であるいる場合もそうでない場合もあり、眼鏡に依存しなくなるように近見視力、中間視力、および遠見視力を望む成人患者の白内障に罹患した水晶体の摘出に続発する無水晶体症の視力矯正に使用されるものである。このレンズは水晶体嚢内に配置されるものである。」（２００４年４月２４日、ＰＭＡ  Ｐ０４００２０  Ｐａｒｔ２、Ｓｕｍｍａｒｙ  ｏｆ  Ｓａｆｅｔｙ  ａｎｄ  Ｅｆｆｅｃｔｉｖｅｎｅｓｓ  Ｄａｔａ、ＩＮＤＩＣＡＴＩＯＮＳ）。
【００１１】
[0011]したがって、ＲＥＳＴＯＲは、ＦＤＡが承認した近見視力、中間視力、および遠見視力用ＩＯＬの一例である。語「ＦＤＡが承認した近見視力、中間視力、および遠見視力用ＩＯＬ」は、このようなＩＯＬが承認された用途に実際に使用されるかどうかにかかわらず、近見視力、中間視力、および遠見視力を実現する指摘された用途を伴うＦＤＡによる承認を得たあらゆるＩＯＬを指す。ＣＲＹＳＴＡＬＥＮＳもＦＤＡが承認した近見視力、中間視力、および遠見視力用ＩＯＬの一例である。さらに、ＲＥＳＴＯＲおよびＣＲＹＳＴＡＬＥＮＳは、眼鏡に依存しないようにし、かつ／あるいは眼鏡を不要にするＦＤＡが承認したＩＯＬの一例である。
【００１２】
[0012]最初の切開部が形成された後、混濁化した天然水晶体を摘出し、ＦＤＡが承認したＩＯＬのような水晶体交換物質と交換する場合、現在、キャプスロールヘクシスおよび／またはキャプスロトミー（水晶体嚢切開術）が使用されている。キャプスロールヘクシスは一般に、水晶体前嚢の一部を摘出し、水晶体嚢に穴または開口部を形成し、それによって少なくとも部分的に引き裂き作用を生じさせることから成る。キャプスロトミーは一般に、水晶体嚢を切断することから成り、水晶体嚢の最小限の引き裂きを伴う場合も伴わない場合もある。したがって、混濁化した天然水晶体物質を摘出する場合、水晶体嚢が開放される。キャプスロールヘクシスおよびキャプスロトミーを実施するためのいくつかの公知の技術がある。
【００１３】
[0013]これらのキャプスロールヘクシス技術の１つにカンオープナー法がある。この手法は、小さな湾曲した針を使用して水晶体前嚢の周りに小さな切開部を形成し、水晶体を摘出するための開口部を水晶体に形成する手法である。この技術では、ぎざぎざした縁部を有する開口部が水晶体に形成されることが多い。これらの技術のうちの他の手法として連続環状嚢切開（ＣＣＣ）がある。ＣＣＣでは、同じ種類の湾曲した針を使用してまず水晶体前嚢を裂き、次いでこの針および／または切断部の縁部の下方を案内され水晶体嚢を裂いて円形の穴を形成する特殊なかん子を使用する。ＣＣＣは、カンオープナー法と比べて、カンオープナー法を使用した場合に形成された水晶体の開口部の周りのぎざぎざの縁部を小さくする。しかし、ＣＣＣでは、このようなぎざぎざした縁部が形成されるのを防ぐことができず、このような縁部が存在するかどうかは外科医の技能および技術によって決まる。
【００１４】
[0014]Ｆｕｇｏプラズマブレードを使用して水晶体前嚢に穴を形成する方法を使用してもよい。この技術はキャプスロトミーと呼ばれる。Ｆｕｇｏプラズマブレードは、手持ち式デバイスであり、最初は歯科医療で利用された。Ｆｕｇｏプラズマブレードは、尖っていない切断フィラメントにエネルギーを集束させる電磁デバイスである。Ｆｕｇｏプラズマブレードに関する情報はＦＤＡ  ＰＭＡ  Ｋ０６３４６８、Ｋ００１４９８、Ｋ０４１０１９、およびＫ０５０９３３に記載されている。
【００１５】
[0015]現在まで、水晶体前嚢に開口部を形成するすべての従来の技術および装置、特にＦＤＡが承認したすべての従来の装置では、執刀医ごとおよび患者ごとに様々な程度にばらつきが生じると考えられている。このような不規則性のために望ましい創傷治癒および結果が得られるまでに時間がかかり、かつ得られる創傷治癒および結果が望ましくないものになる。水晶体前嚢に開口部を形成する従来の技術および装置ではさらに、開口部の縁部内にもしくは縁部に沿って不規則な形状、ぎざぎざした縁部、ざらざらした縁部、または垂れ下がった形状、ならびに／あるいはこれらの縁部形状の組み合わせが様々な程度に生じる。さらに、これらの従来の技術および装置はすべて、手作業で実施され、一般に、切断部または穴を円形または楕円形にしか形成できず、つまり、幾何学的な形状を形成するのにしか使用できず、非幾何学的な形状の切断部を形成するのには使用できないと考えられる。また、これらは手持ち式装置であるため、このような切断部の形状は患者ごとおよび執刀医ごとに異なる。したがって、これらの手持ち式装置および非自動化技術では本発明の厳密な所定のキャプスロトミーを実施することはできないと考えられる。
【００１６】
[0016]上述の不規則性が存在するために問題が生じる可能性がある。また、キャプスロトミーおよびキャプスロールヘクシスを実施する従来の技術および装置において上述のように縁部形状が形成され、厳密で再現可能な所定の形状の切断部を形成できず、かつばらつきが生じることは、特に調節用ＩＯＬを使用する場合に、個々にかつ全体的に望ましくなく、問題を生じさせる可能性がある。また、これらの従来技術においてキャプスロトミーおよびキャプスロールヘクシス用の形状の数が限られており、かつばらつきが生じることは、新しい調節用ＩＯＬの開発の障害になると考えられる。さらに、このように形状の数が限られており、かつばらつきが生じることは、現在知られているＩＯＬで実現できる調節量および患者が調節をほとんどないしまったく実現できない事例に対する障害になると考えられる。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１７】
[0017]これらの望ましくない縁部形状を減らすかあるいはなくし、切開部を形成する際の制御を向上させるシステムを開発し、このような改良を患者および執刀医に依存しないものにするか、あるいは少なくとも、従来の技術および器具を使用する際にこれらの望ましくない形状が形成されることに伴う患者ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させることが望ましい。本明細書では、水晶体、天然水晶体、ヒト水晶体、水晶体と呼ばれることもある天然ヒト水晶体を切開する改良された新規の方法およびシステムは、本発明の各態様を含み、かつ本特許明細書に詳しく記載されており、各出願の開示全体が引用によって本明細書に組み込まれる、公開されている米国特許出願第２００７／１７３７９４Ａ１号、米国特許出願第２００７／１７３７９５Ａ１号、米国特許出願第２００７／１８５４７５Ａ１号、ＷＯ２００７／０８４６９４Ａ２号（現在の米国特許出願第１２／２１７２９５号）、およびＷＯ２００７／０８４６２７Ａ２号（現在の米国特許出願第１２／２１７２８５号）で開示されたような、眼の水晶体にレーザ光線を照射する他の方法およびシステムをよりうまく実施するのを可能にする。本発明は、特に、厳密な所定のキャプスロトミーを形成する際の制御を向上させ、それによって、穴の縁部の位置を決定する際の精度の向上、穴の縁部の一様性の向上を含む利点をもたらし、かつ望ましくない縁部形状が生じるのを抑制する能力を、執刀医および患者に依存しないように向上させることによって上記の要件を満たす。したがって、特許請求された発明を実施するためのシステムおよび方法が、本明細書において提供される。
【００１８】
[0018]したがって、眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、レーザ光線を生成するレーザと、レーザからのレーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、少なくとも、眼の水晶体に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を有する所定のジグソーキャプスロトミーパターンとしてレーザ光線の向きを定める制御システムとを含むシステムが実現される。さらに、このシステムでは、レーザ光線は、ＬＩＯＢよりも低い第１のパワーとＬＩＯＢ以上の第２のパワーとを含んでよく、システムは、第１のパワーをレーザレーダとして使用して眼の水晶体前嚢の位置を判定し、第２のパワーを使用して水晶体嚢を切断することができ、それによって第２のパワーがキャプスロトミーを実施し、さらに、レーザ光線を所定のジグソーキャプスロトミーパターンに沿って第１のパワーでの一連の照射と第２のパワーでの一連の照射として交互に照射することができ、さらに、第２のパワーの照射の大部分を実質的に水晶体前嚢部の領域に配置することができる。
【００１９】
[0019]眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、レーザ光線を生成するレーザと、レーザからのレーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、少なくとも、眼の水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を有する所定のジグソーキャプスロトミーパターンとしてレーザ光線の向きを定める制御システムとを含み、所定の照射パターンが、第１のほぼ直線状の部分と、第２のほぼ直線状の部分と、第１の湾曲部分と、第２の湾曲部分とを含み、第１のほぼ直線状の部分が、第２および第３の湾曲部分に連結され、さらに、所定の照射パターンの形状を、ヒンジを含むＩＯＬの形状に少なくとも部分的に基づく形状とすることができ、パターンが基本的にＩＯＬの形状に倣うシステムも実現される。
【００２０】
[0020]眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、レーザ光線を生成するレーザと、レーザからのレーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、ＬＩＯＢよりも低い第１のパワーおよびＬＩＯＢよりも高い第２のパワーを有するレーザ光線と、少なくとも、レーザ光線を眼の水晶体前嚢の一部に所定の形状の照射パターンで送り厳密な所定の非幾何学的形状のキャプスロトミーを形成する制御システムとを含み、照射パターンの形状がＩＯＬの形状に少なくとも部分的に基づく形状であるシステムが実現される。
【００２１】
[0021]また、眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、治療用レーザ光線を生成する治療用レーザと、治療用レーザからの治療用レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、少なくとも、眼の水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を有する所定のジグソーキャプスロトミーパターンとしてレーザ光線の方向を定める制御システムと、眼の水晶体前嚢の第１の領域に位置し、約１５μｍよりも小さいｚ方向掃引範囲を有する第１のパターンと、眼の水晶体前嚢の第２の領域に位置し、第１の領域よりも前方にあり、約１５μｍよりも小さいｚ方向掃引範囲を有する第２のパターンとを含むシステムも実現される。
【００２２】
[0022]さらに、眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、治療用レーザ光線を生成する治療用レーザと、治療用レーザからの治療用レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、少なくとも、眼の水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を有する所定のジグソーキャプスロトミーパターンとしてレーザ光線の方向を定める制御システムと、基本的に複数の単一ｚ方向掃引から成り、各単一ｚ方向掃引におけるすべての照射がｘｙ次元において重なり合うパターンとを含むシステムが実現される。
【００２３】
[0023]さらに、眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、治療用レーザ光線を生成する治療用レーザと、治療用レーザからの治療用レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、少なくとも、眼の水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を有する所定のジグソーキャプスロトミーパターンとしてレーザ光線の方向を定める制御システムと、複数の単一ｚ方向掃引を含み、各単一ｚ方向掃引が基本的にｘｙ次元において重なり合うパターンとを含むシステムが実現される。
【００２４】
[0024]さらに、眼の水晶体嚢に切断部を形成する手順を実施する際に眼ごとおよび執刀医ごとのばらつきを低減させるシステムであって、治療用レーザ光線を生成する治療用レーザと、治療用レーザからの治療用レーザ光線を眼の水晶体に向ける光路と、少なくとも、眼の水晶体の方に向けられたときにｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向に位置する複数のレーザ照射を有する所定のジグソーキャプスロトミーパターンとしてレーザ光線の方向を定める制御システムと、複数の単一ｚ方向掃引を含み、単一ｚ方向掃引における各照射がｘｙ次元において重なり合うパターンとを含むシステムが実現される。
【００２５】
[0025]前述のシステムでは、さらに以下のことが可能であり、すなわち、所定の照射パターンは、少なくとも１つのほぼ直線状の部分を含み、所定の照射パターンは、少なくとも２つのほぼ直線状の部分を含み、所定の照射パターンは、第１のほぼ直線状の部分と、第２のほぼ直線状の部分と、第１の湾曲部分と、第２の湾曲部分とを有するか、あるいは第１のほぼ直線状の部分と、第２のほぼ直線状の部分と、第１の湾曲部分と、第２の湾曲部分とを有し、第１のほぼ直線状の部分は、第２および第３の湾曲部分に連結され、所定の照射パターンはジグソーパターンであり、ＩＯＬは、ＦＤＡが承認した調節用ＩＯＬであり、ＩＯＬは、ＦＤＡが承認した近見視力、中間視力、および遠見視力用のＩＯＬであり、ＩＯＬは、眼鏡に依存しなくするかあるいは眼鏡を不要にする、ＦＤＡが承認したＩＯＬであり、照射パターン形状は、少なくとも１つのヒンジを有するＩＯＬの形状に少なくとも部分的に基づく形状であり、照射パターンが基本的にＩＯＬの形状に倣い、ｚ方向掃引範囲は約１０μｍ未満であり、ならびに／あるいはｚ方向掃引範囲は約５μｍ未満である。
【００２６】
[0026]当業者には、本明細書および図面に記載された教示に基づいて、本発明を実施するこのような教示の様々な実施形態および実現形態があることが認識されよう。したがって、この概要における実施態様はいかなる点でもこのような教示を制限するものではない。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】[0027]図３〜７および１２の照射パターンのようなレーザ光線照射パターンを眼の水晶体に照射し、図８〜１１に示されているようなキャプスロトミーにおける切断を実施する種類のシステムの概略図である。
【図２】[0028]調節用ＩＯＬの図である。
【図３】[0029]照射パターンの図である。
【図４】[0029]照射パターンの図である。
【図５】[0030]図２の調節用ＩＯＬに対する眼の水晶体上に位置する図４の照射パターンを示す図である。
【図６】[0031]照射パターンの図である。
【図７】[0032]水晶体物質を区分し摘出するための照射パターンを示す図である。
【図８Ａ】[0033]バンドカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図８Ｂ】[0033]バンドカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図８Ｃ】[0033]バンドカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図８Ｄ】[0033]バンドカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図９Ａ】[0034]ジグソーカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図９Ｂ】[0034]ジグソーカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図９Ｃ】[0034]ジグソーカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図１０Ａ】[0035]ジグソーカット楕円形キャプスロトミーを示す図である。
【図１０Ｂ】[0035]ジグソーカット楕円形キャプスロトミーを示す図である。
【図１０Ｃ】[0035]ジグソーカット楕円形キャプスロトミーを示す図である。
【図１１Ａ】[0036]心ずれジグソーカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図１１Ｂ】[0036]心ずれジグソーカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図１１Ｃ】[0036]心ずれジグソーカット円形キャプスロトミーを示す図である。
【図１２Ａ】[0037]切断部とランドとを有する照射パターンを示す図である。
【図１２Ｂ】[0037]切断部とランドとを有する照射パターンを示す図である。
【図１２Ｃ】[0037]切断部とランドとを有する照射パターンを示す図である。
【図１３】[0038]治療用レーザによる追従切断パターンを示す図である。
【図１４】[0039]レーザ照射ファインダシステムの概略ブロック図である。
【図１５】[0040]図１４のシステム用の戻り信号の図である。
【図１６】[0041]ＥＯモジュラーの図である。
【発明を実施するための形態】
【００２８】
[0042]概して、本発明は、白内障、水晶体の混濁化、透明水晶体摘出、天然水晶体物質の摘出、天然水晶体物質の交換物質との交換、およびこれらの組み合わせに対処するために天然ヒト水晶体にレーザを照射する方法およびシステムに関する。本発明はさらに、天然水晶体物質の摘出および交換ならびにそれに続く眼の治療に伴う他の切断部を眼の構造に形成するシステムおよび技術であって、引用によって本明細書に組み込まれる出願で部分的に開示されているシステムおよび技術に関する。
【００２９】
[0043]本方法およびシステムは、本明細書で引用され、引用によって本明細書に組み込まれる係属中の特許出願の主題である革新的な新規のレーザシステムと一緒に使用することができ、本方法およびシステムは、場合によっては、水晶体物質を摘出する他のレーザ照射システムを将来開発できる範囲で、そのようなシステムと一緒に使用することができる。本方法およびシステムは、引用によって本明細書に組み込まれた係属中の出願のシステムに組み込むことができ、かつそれらのシステムと一緒に使用できることが好ましい。このように、単一の治療用レーザを含む単一のシステムが、天然水晶体を摘出して交換するのに必要な切断部を形成する一貫的なデバイスとして機能することができる。
【００３０】
[0044]水晶体物質を摘出し交換する先駆的な新規のレーザシステムおよび方法は、それぞれの内容全体が引用によって本明細書に組み込まれる、米国特許出願第６１／２２８５６０号、Ｓｙｓｔｅｍ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｐｒｏｖｉｄｉｎｇ  Ｌａｓｅｒ  Ｓｈｏｔ  Ｐａｔｔｅｒｎｓ  ｔｏ  ｔｈｅ  Ｌｅｎｓ  ｏｆ  ａｎ  Ｅｙｅ（代理人整理番号１２２１２／４６）、２００９年７月２５日に出願された、米国特許出願第６１／２２８４８４号、Ｓｙｓｔｅｍ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｐｅｒｆｏｒｍｉｎｇ  ａｎｄ  Ｓｅａｌｉｎｇ  Ｌｉｍｂａｌ  Ａｒｅａ  Ｉｎｃｉｓｉｏｎｓ  ｉｎ  ｔｈｅ  Ｅｙｅ（代理人整理番号１２２１２／４８、出願の名称）、米国特許出願第６１／２２８５１４号、Ｓｙｓｔｅｍ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｐｅｒｆｏｒｍｉｎｇ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｖｅ  Ａｒｃｕａｔｅ  Ｉｎｃｉｓｉｏｎｓ  ｉｎ  ｔｈｅ  Ｅｙｅ（代理人整理番号１２２１２／４９、出願の名称）、米国特許出願第１２／５０９４１２号、Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  Ｒｅｍｏｖａｌ  ａｎｄ  Ｒｅｐｌａｃｅｍｅｎｔ  ｏｆ  Ｌｅｎｓ  Ｍａｔｅｒｉａｌ  ｆｒｏｍ  ｔｈｅ  Ｌｅｎｓ  ｏｆ  ａｎ  Ｅｙｅ（代理人整理番号１２２１２／５１）、および２００９年７月２４日に出願された、米国特許出願第１２／５０９２１１号、Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  Ｃｒｅａｔｉｎｇ  ａ  Ｂｕｂｂｌｅ  Ｓｈｉｅｌｄ  ｆｏｒ  Ｌａｓｅｒ  Ｌｅｎｓ  Ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ（代理人整理番号１２２１２／５４）の各米国特許仮出願および正規出願で開示されている。
【００３１】
[0045]したがって、概して、一例として図１に示されているように、患者を治療するレーザシステム、すなわちレーザデバイスが実現される。このシステムには、治療用レーザ１０１と、レーザ光線１０４を照射する光学機器１０２と、たとえば図１に破線で示されているようなシステムの他の構成要素に関連付けられならびに／あるいはこれらの構成要素と相互作用し、かつ／あるいは図１に示されていない他の制御システムに関連付けられならびに／あるいはこれらの制御システムと相互作用する、レーザ光線を特定のパターンで水晶体に照射する制御システム１０３とが設けられている。
【００３２】
[0046]概して、治療用レーザ１０１は、角膜、眼房水、および水晶体を透過する波長を有する光線１０４を照射する必要がある。光線は、光切断を生じさせる短パルス幅ならびにエネルギーおよびビームサイズを有する必要がある。したがって、本明細書では、語「レーザ照射」または「照射」は、光切断を生じさせる位置に照射されるレーザ光線パルスを指す。本明細書では、語「光切断」は、基本的に、レーザによって、レーザ光線焦点に微視的衝撃波を生成し、物質を気体に転換することを指す。語「光切断」は一般に、レーザ誘起光破壊（ＬＩＯＢ）にも関連している。特に、約３００ｎｍ〜２５００ｎｍの波長を使用してよい。約１フェムト秒から１００ピコ秒のパルス幅を使用してよい。約１ナノジュールから１ミリジュールのエネルギーを使用してよい。パルスレート（パルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）およびヘルツ単位で測定された毎秒パルス数とも呼ばれる）は約１ＫＨｚ〜数ＧＨｚであってよい。一般に、市販のレーザデバイスにおいて、より低いパルスレートはより高いパルスエネルギーに相当する。様々なレーザタイプを使用して、パルス幅およびエネルギー密度に応じて眼組織の光破壊を生じさせることができる。したがって、このようなレーザの例が、引用によって内容全体が本明細書に組み込まれる米国特許出願第２００７／０８４６９４Ａ１号およびＷＯ２００７／０８４６２７Ａ２号で開示されている。これらのレーザおよび他の同様のレーザを治療用レーザとして使用してよい。
【００３３】
[0047]概して、眼の天然水晶体を含む眼の構造にレーザ光線１０４を照射する光学機器１０２は、天然水晶体に一連の照射をｘ次元、ｙ次元、およびｚ次元における厳密な所定のパターンで生成することができる必要がある。ｚ次元は、本明細書では、眼の光学（ＡＰ）軸に対応するか、あるいは基本的に光学軸に平行である軸を有する次元を指す。光学機器は、天然水晶体に到達するレーザエネルギーで光切断を生じさせる所定のビームスポットサイズを生成する必要もある。
【００３４】
[0048]概して、レーザ光線１０４を照射する制御システム１０３は、ｘ−ｙ−ｚ走査パラメータおよびレーザ照射を選択し制御することのできる任意のコンピュータ、コントローラ、および／またはソフトウェアとハードウェアの組み合わせであってよい。これらの構成要素は通常、ｘ−ｙスキャナ、ｚ集束デバイス、および／またはレーザと相互作用する基板と少なくとも部分的に関連付けられてよい。制御システムは、システムの他の構成要素を制御するとともに、データを維持し、データを取得し、計算を実行する他の機能を有してもよいが、必ず有するわけではない。したがって、制御システムは、レーザを１つまたは複数のレーザ照射パターンを透過させるプログラムを含んでよい。同様に、制御システムは、バイオメトリックスリットスキャンレーザおよび／またはスリットスキャンレーザシステム用の別個のコントローラからのデータを処理することが可能であってよい。スリットスキャンレーザシステムは、前水晶体表面および後水晶体表面ならびに角膜表面または水晶体白内障部位のような眼の他の部分のような、眼内部の光学面の位置を測定するのに使用されるシステムである。このような測定は、レーザ照射パターンを生成して所望の水晶体切開を実施するために制御システムによって使用される。
【００３５】
[0049]レーザ光線１０４を照射するレーザ光学機器１０２は、ビームエクスパンダテレスコープ１０５と、ｚ焦点機構１０６と、ビームコンバイナ１０７と、ｘ−ｙスキャナ１０８と、集束光学機器１０９とを備える。さらに、リレー光学機器１１０と、ズームを含むカメラ光学機器１１１と、第１のｃｃｄカメラ１１２が設けられている。
【００３６】
[0050]眼１１４の光学像１１３、特に眼１１４の天然水晶体１１５の光学像が光路１１３に沿って伝達される。この光路１１３は、天然水晶体１１５からレーザ患者インタフェース１１６、収束光学機器１０９、ｘ−ｙスキャナ１０８、およびビームコンバイナ１０７を通るレーザ光線１０４と同じ光路を辿る。さらに、レーザ患者インタフェース１１６、構造化された光源１１７、およびレンズを含む構造化されたカメラ１１８が設けられている。本システムに有用な患者インタフェースおよび関連する装置の例は、各出願の開示全体が引用によって本明細書に組み込まれる、米国特許出願第１２／５０９０２１号、Ｌｉｑｕｉｄ  Ｆｉｌｌｅｄ  Ｉｎｄｅｘ  Ｍａｔｃｈｉｎｇ  Ｄｅｖｉｃｅ  ｆｏｒ  Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ  Ｌａｓｅｒ  Ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ（代理人番号１２２１２／５３）、２００９年７月２４日に出願された米国特許出願第６１／２２８４５７号、Ｌｉｑｕｉｄ  Ｈｏｌｄｉｎｇ  Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ  Ｄｅｖｉｃｅ  ｆｏｒ  Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ  Ｌａｓｅｒ  Ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ（代理人番号１２２１２／４７）、２０１０年７月２１日に出願された米国特許出願第１２／８４０８１８号に記載されている。
【００３７】
[0051]構造化された光源１１７は、やはりスリットスキャンレーザと呼ばれるＳｃｈａｆｔｅｒ＋Ｋｉｒｃｈｏｈｏｆｆ  Ｌａｓｅｒ  Ｍａｃｒｏ  Ｌｉｎｅ  Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ  Ｍｏｄｅｌ  １３ＬＴＭ＋９０ＣＭ（Ｔｙｐｅ  １３ＬＴＭ−２５０Ｓ−４１＋９０ＣＭ−Ｍ６０−７８０−５−Ｙ０３−Ｃ−６）またはＳｔｏｃｋｅｒＹａｌｅ  Ｍｏｄｅｌ  ＳＮＦ−５０１Ｌ−６６０−２０−５のような構造化された集束光投影光学機器を有するスリット照明であってよい。この実施形態では、構造化された照明源１１７もスリットスキャン手段１１９を含んでよい。
【００３８】
[0052]スリットスキャン照明を使用する際、動作には、スリットを水晶体の一方の側に位置させることと、画像を取得し、次にスリットを約１スリット幅だけ移動させ、次の別の画像を取得し、次に、水晶体全体が観測されるまでこの手順を繰り返すことが含まれる。たとえば、１００μｍスリット幅では、９０枚の画像において公称９ｍｍの瞳孔散大直径を走査することができ、これには、３０Ｈｚフレームレートのカメラを使用した場合約３秒かかる。単一の像内の前面の画像を重なり合わないように取得するには、構造化された光カメラ１１８の軸に対してスリットを傾斜させる必要があり、すなわち、スリットが軸に平行であってはならない。公称スリット角度は、構造化された光カメラ軸から約３０度〜６０度であってよい。カメラの感度内の任意の可視ＩＲ波長源または近ＩＲ波長源を使用してよい。構造化されたカメラ画像内のスペックルノイズを低減させるには低コヒーレンス長源が好ましい。
【００３９】
[0053]構造化された照明光源１１７と構造化された光カメラ１１８は傾斜関係に配置される。傾斜関係は、構造光カメラの検出器をカメラ光学機器の軸に対して傾斜させることを含んでよく、公知のいわゆるシャインプルーフ構成であってよいが、この構成である必要はない。構造化された光源１１７は、スリットスキャン手段１１９と一緒に、１つまたは複数のラインを１つまたは複数の角度で角膜および水晶体１１５上に投影する。これらの物体からの散乱光は水晶体１１５によって集束され、カメラシステム１１８上に集束される。角膜および水晶体１１５のスリット照明された画像はカメラ１１８に対して大きな角度を有するので、カメラに対する焦点深さが大きくなり、スリット画像全体をしっかりとカメラに集束することができない場合がある。カメラを１つまたは複数の角度に対して傾斜させることによって、照明される平面に沿った画像の焦点を絞ることができる。より絞られた焦点が得られない範囲で、本明細書では、レーザデバイスに対する照明される構造のより厳密な位置を求める算術データ評価手段が設けられる。
【００４０】
[0054]あるいは、構造化された照明光源は、焦点が眼内部の関心対象領域全体にわたって走査される集束ビームであってよい。ビームの走査される光路は、スリットレーザによって照明される眼の平面に類似した眼の平面のラスタスキャンを実行することによって、上述のスリットスキャン照明によって照明される領域をシミュレートすることができる。この場合、ラスタスキャンは、眼の一部を照明するためにビーム焦点を行ごとに走査するプロセスを指す。この場合、カメラ検出器は、ラスタスキャンの全持続時間にわたって走査されるビームからの散乱光にさらされる。
【００４１】
[0055]カメラ１１８からの画像をコントローラ１０３に伝達して処理し、さらにシステムの動作に使用することができる。コントローラ１０３と通信する別個のプロセッサおよび／またはコントローラに画像を送ってもよい。構造化された光源１１７、カメラ１１８、およびスリットスキャン手段１１９は、レーザシステムに対する水晶体表面および角膜表面の位置を判定する手段を含み、したがって、レーザシステムに対する水晶体の位置および頂点を判定する手段を含む。
【００４２】
[0056]概して、本発明は、レンズの配置、レンズの曲率、および／または様々な装置に対するレンズの位置および場所を利用するか、あるいはそれらに少なくとも部分的に基づくパターンでレーザ光線を照射するのを可能にする。本発明の一部として、水晶体嚢の曲率および位置に一致させかつ／あるいは水晶体嚢の曲率および位置を補う概念が実現される。前面曲率および後面曲率は、クスザックの高齢水晶体モデル、バードの数値モデリング（ＢｕｒｄらＶｉｓｉｏｎ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  ４２（２００２年）２２３５〜２２５１頁）、または特定の水晶体測定法に基づくものである。したがって、概して、これらのレーザ照射パターンは、水晶体の形状、水晶体の位置、および／または水晶体の配置に関する数学的モデリングおよび実際の観測データに全体的および／または部分的に基づくパターンである。
【００４３】
[0057]水晶体物質を摘出するレーザ照射パターンの照射が実現される。したがって、水晶体前嚢に切断部、すなわち、切開部を形成する新規の方法およびシステムが実現される。このような切断部は、治療用レーザ光線１０４が厳密で高度に再現可能な所定のパターンで水晶体前嚢に照射され、照射の結果、厳密で高度に再現可能な所定の形状の切断部が本明細書に記載され教示されるようなパターンで生じることによって形成されるか、あるいは必要に応じて、特定のＩＯＬまたは水晶体嚢に挿入すべき他のデバイスもしくは物質によって形成される。本明細書では、幾何学的形状のパターンまたは切断部は、円形および楕円形のパターンまたは切断部を指す。本明細書では、非幾何学的形状のパターンまたは切断部は、円形でも楕円形でもない他のすべての形状を指す。
【００４４】
[0058]水晶体前嚢にこれらの切断部を形成する方法およびシステムは、キャプスロールヘクシスおよびキャプスロトミーを実施する公知の手持ち式方法および装置よりも優れた結果をもたらし、したがって、本明細書で開示された方法およびシステムはこれらの技術の実質的な進歩とみなされる。また、特定の用途に応じて非常に顕著に生じる恐れがある切断ミスの可能性を大幅に低下させるようにレーザ光線が照射される。さらに、以下の例で説明するように、連続的な切断部、切断部およびランド（切断部同士の間の切断されていない水晶体嚢部分）、および穿孔であってよい水晶体前嚢切断部が考えられ、設けられる。したがって、本明細書では、語「損なった切断」または「切断ミス」は、特定のレーザ照射パターンを照射することによって行われることになっていたが、レーザ光線が水晶体嚢または目標とする水晶体物質に当たらなかったかあるいは目標とする物質に当たったが切断されなかったために行われなかった切断を指す。したがって、カットアンドランドパターンでは、ランドは、レーザパターンによって切断せずに残すことになっている場合には切断ミスとはみなされない。
【００４５】
[0059]水晶体前面の切断部は、水晶体嚢に開口部を形成し、水晶体の内部構造を摘出するための切断部である。この摘出を容易にするために、水晶体の内部構造を小さな容積に切り分け、次に、各容積を水晶体嚢から摘出できるようにする様々なレーザ照射パターンが設けられる。これらの小さな容積は約１ｍｍ３〜約１６ｍｍ３、より好ましくは約２．５ｍｍ３〜約４ｍｍ３の範囲であってよい。したがって、内部水晶体物質の立方体状容積を形成する水晶体の内部構造内のグリッドレーザ照射パターンを使用してよい。これらの立方体は、辺の長さが約１００μｍ〜約３ｍｍ、約４ｍｍの範囲であるサイズを有してよく、約５００μｍ〜２ｍｍが好ましいサイズである。容積形状の理想的なサイズは、容積形状の各寸法が吸引チューブの遠位端での開口部のサイズに概ね一致するサイズである。この場合、個々の容積形状片を超音波エネルギーを使用せずにあるいは最低限の超音波エネルギーを使用して容易に吸引チューブ内に吸引することができる。吸引チューブの開口部よりも実質的に小さい容積形状片は、より多くのレーザ照射を必要とし、それほど利点をもたらさない。また、本発明は、立方体の形成に限定されず、同様の全体サイズを有する他の容積形状を使用してよい。たとえば、三角形容積および扇形容積のような他の形状の構成を使用してもよい。
【００４６】
[0060]水晶体前嚢のレーザ切断は、内部物質の区分された容積を摘出できるように水晶体嚢の水晶体前面に小さな開口部を形成するのに使用される。したがって、この手順を白内障の治療に使用することができる。この手順を使用して、白内障には至っていない混濁化を有する水晶体を摘出することもできる。この手順を使用して、透明であるが、調節能力を失った天然水晶体を摘出することもできる。上記のすべての場合に、水晶体物質を摘出した後、水晶体嚢が、ＩＯＬ、調節用ＩＯＬ、または合成レンズ再充填物質などの適切な交換物質を収容することを理解されたい。さらに、開口部のサイズおよび形状は可変であり、厳密に調節され、現在公知の水晶体再充填物質およびＩＯＬについては、直径が、水晶体再充填用途の場合は２ｍｍ以下であり、ＩＯＬの場合は約５ｍｍであることが好ましい。
【００４７】
[0061]これらの手順を実施する順序は、内部水晶体構造の特定の特徴、白内障の密度、白内障の位置、内部水晶体物質が小さな容積に区分された後で内部水晶体物質を摘出するのに使用されるデバイスの種類、使用されるレーザの種類および出力、レーザによって生成される気泡の量およびサイズ、ならびに他の要因によって決まる。したがって、本明細書の例は、水晶体の前面を切断し、水晶体の内部構造を区分する手順を実施する順序を示しているが、この順序を変更するとともに、ほぼ同時にまたは同時に実施することができることを認識されたい。
【００４８】
[0062]本発明の患者を治療するレーザシステムは、水晶体嚢に厳密な所定の切断部を形成し、したがって、厳密な所定の形状を有するキャプスロトミーを形成することができる。したがって、ＩＯＬの形状および構造を取得して分析し、特に、各ＩＯＬのＦＤＡが承認した種類を含むがそれに限定されない、調節用ＩＯＬ、眼鏡に依存しないようにし、かつ／あるいは眼鏡を不要にするＩＯＬ、ならびに／あるいは近見視力、中間視力、および遠見視力用のＩＯＬの形状および構造を取得して分析する方法が実現される。この分析に基づいて、特定のＩＯＬ、または同様な形状のＩＯＬのグループに使用されるキャプスロトミーの最適な形状および位置が求められる。次に、この最適な形状のキャプスロトミーを形成する所定の照射パターンが、好ましくは照射パターンを制御システム１０３に供給することによってレーザシステムに供給される。次に、レーザシステムを以下の手順、すなわち、水晶体の前面、特に水晶体嚢の前面の形状および位置を判定する手順、レーザシステムに対する水晶体嚢の頂点を判定する手順、特定の種類のＩＯＬについてかつ天然水晶体物質を摘出できるように選択された厳密な所定の形状を有するレーザキャプスロトミーを実施する手順のすべてまたは１つに使用することができる。
【００４９】
[0063]したがって、たとえば、厳密なキャプスロトミーの形状およびそれに対応する照射パターンは、各辺が湾曲した部分または丸い部分によって連結されたほぼ直線状の辺で構成することができる。この種の所定の切断部の一例が図３に示されている。したがって、図３には、水晶体嚢３０１が示されており、基準としてｘ軸３０５およびｙ軸３０６がそれぞれ示されている。さらに、湾曲部分３０４によって連結されたほぼ直線状の部分３０３を有する所定の照射パターン３０２が示されている。図３の照射パターンは、本明細書では非幾何学的形状パターンと呼ぶパターンの例である。この照射パターンは、レーザシステムによって照射されたときに、水晶体嚢に厳密な所定の切断部を形成し、水晶体嚢に厳密な所定の開口部を形成し、かつ図に示されている形状の厳密な所定のキャプスロトミーを形成する。この所定の照射パターンのほぼ直線状の部分は約０．２５ｍｍ〜約４．５ｍｍであってよい。本明細書では、開口部、キャプスロトミー、切断部、または照射パターンの、０．２ｍｍよりも長いほぼ直線状の任意の部分が、切断部またはパターンのほぼ直線状の部分とみなされる。
【００５０】
[0064]厳密な所定の照射パターン、開口部、キャプスロトミー、および切断部が有する直線状部分の数は、１つだけであっても、２つ、３つ、４つ、または５つであっても、あるいはそれより多くてもよい。さらに、ほぼ直線状の部分だけでなく、パターン、開口部、キャプスロトミー、または切断部の他の部分と比べて曲率半径がかなり小さい部分が存在してよい。したがって、たとえば、図４には、水晶体嚢４０１が示されており、基準としてｘ軸４０５およびｙ軸４０６がそれぞれ示されている。さらに、レーザシステムによって照射されたときに、ほぼ直線状の２つの部分４０３と、４つの湾曲部分４０４と、かなり大きな曲率半径４０７を有する２つの部分とを有する厳密な所定の切断部、すなわちキャプスロトミーを形成する所定の照射パターン４０２が示されている。したがって、ほぼ直線状の部分４０３はそれぞれ、曲率半径のかなり大きな部分４０７に湾曲部分４０４によって連結されている。
【００５１】
[0065]図５は、図２に示されている種類のＩＯＬに対して所定の照射パターンを照射することによって形成することのできる厳密な所定の非幾何学的形状の切断部を示している。したがって、ＩＯＬレンズ構造５０２と、レンズ構造５０２に隣接して配置されたヒンジ５０３と、水晶体嚢５０１に接触するハプティックス５０４とが設けられている。さらに、２つの湾曲部分とほぼ直線状の２つの部分とを有する厳密な所定の非幾何学的キャプスロトミー５０５が設けられている。これらの部分の位置は、図５にさらに示されており、ほぼ直線状の部分がヒンジの内側、すなわち、レンズ構造の近くに位置している。この切断部およびパターンは、基本的にＩＯＬの形状に倣う切断部、開口部、キャプスロトミー、およびパターンの一例であり、この切断部をオールオン切断部と呼ぶ。これは、この切断部ではＩＯＬ上の全体にわたって水晶体嚢物質が残るからである。
【００５２】
[0066]図６は、パターンおよび切断部の中心を水晶体嚢６０１に対してずらすことができることを示す例である。
[0067]したがって、眼の水晶体、特に眼の水晶体嚢にある照射パターンのレーザ光線を厳密な所定の方法で照射して厳密な所定のキャプスロトミーを可能にする技術、システム、および装置が実現される。このようなパターンの形状は、本明細書で説明するジグソー照射シーケンスまたはリング照射シーケンスを使用して実現される。
【００５３】
[0068]レーザを利用した白内障手術を実施する際、光切断レーザで核を切断するプロセスでは、柔らかい皮質の十分に近い位置に気泡が蓄積し、その気泡が水晶体嚢の方に伝搬することがある。気泡が水晶体前嚢のすぐ近くに溜まる状況では、レーザがキャプスロトミーの切断を試みると、レーザ照射パターンの照射時に、気泡が急激に解放され、水晶体前嚢の位置が変化し、レーザが水晶体嚢から外れ、キャプスロトミーの周囲の少なくとも一部分で切断ミスが生じる恐れがある。この問題を解決するために、本明細書では、水晶体嚢の位置と時間の関係にそれほど依存せず、レーザキャプスロトミー術の間の水晶体嚢の位置変化にもかかわらず水晶体嚢を切断するのを可能にする特殊な切断パターンが実現される。したがって、切断ミスが少なくなるかあるいはなくなる。
【００５４】
[0069]本明細書では、高速に掃引されるＺ方向の範囲が大きく、一方、Ｘ−Ｙ位置が円形パターンまたは楕円形パターンまたはその他のパターンもしくは所望の形状でより低速に移動され、それによって、レーザ切断動作がほぼ同じＸ−Ｙ位置で複数回実行されるレーザ照射パターンが使用される。したがって、レーザ光線が、ジグソーブレードの先端のように、Ｘ−Ｙ位置ではなく上下に高速に移動して切断形状を形成することが考えられる。このように、水晶体前嚢が切断時に気泡の伝搬または何らかの他の理由でずれた場合、場合によっては、ｚ方向上下照射分布の中央領域の外側で、その分布の前端または後端に近い位置であるにもかかわらず、水晶体嚢に切断部を形成することができる。多量の気泡が蓄積される核をレーザ切断する場合、切断部のＺ方向範囲すなわち上下範囲は、水晶体嚢の約＋／−４７５μｍの移動を可能にし、しかも２５μｍの厚さの水晶体嚢の切断を可能にする、名目上水晶体前嚢を中心として約１ｍｍの範囲である必要がある。
【００５５】
[0070]手順の間に移動する水晶体嚢の切断が可能になるだけでなく、この手順を使用してたとえば測定誤差による水晶体嚢位置の静的誤差を補償することができる。このように、Ｚ方向範囲は、システムの既知の誤差によって増大することがある。
【００５６】
[0071]本明細書で開示された大きなＺ方向範囲の掃引だけでなく、静的測定誤差と予測される位置変化による水晶体嚢位置の不確実さがより低く、場合によっては数百μｍの範囲である場合、または測定データが非常に正確であり、かつ手術中の水晶体嚢の移動量が零に近い場合には、より小さな切断移動のＺ方向範囲を使用することも考えられる。このような場合、Ｚ方向範囲は、数十μｍであってよく、これは、水晶体嚢の厚さを切断するのに十分な範囲である。
【００５７】
[0072]キャプスロトミー照射パターンにおけるＺ方向範囲掃引は、白内障摘出手順におけるレーザ手術効率を最適化するのを可能にする。したがって、キャプスロトミーを実施する前に水晶体の核を小さな容積に区分することができる。このように、核を区分することによって形成されるあらゆる気泡が水晶体嚢内に閉じ込められる。気泡を水晶体嚢内部に維持することによって、レーザ照射に対する気泡の影響は、気泡が水晶体嚢から眼房水内に移動するかあるいは角膜の後部の隣に溜まり蓄積する場合の影響と比べて低減される。レーザ光線を気泡に照射することの悪影響は、ビームが気泡を通過してから目的とする点に到達するまでの移動距離が長くなるにつれて増大する。したがって、気泡を水晶体嚢内に維持することによって、この距離は絶対最小値に維持され、気泡に照射することの悪影響も同様に最小限に抑えられる。
【００５８】
[0073]しかし、水晶体嚢内に気泡が蓄積すると、キャプスロトミー中に気泡が水晶体嚢の切断部から逃げるにつれて水晶体および／または水晶体嚢がずれる可能性が高くなる。上記に指摘したように、このようなずれによって切断ミスが生じ、キャプスロトミーが不完全になる。したがって、Ｚ方向範囲の掃引は、水晶体または水晶体嚢の移動による切断ミスを回避し、したがって、レーザ効率を高め、気泡の悪影響を軽減し、キャプスロトミーにおける切断ミスを低減させる相乗的な利点をもたらす。
【００５９】
[0074]したがって、本発明の実施形態では、まず核を切断させ、そのような切断によって形成される気泡を、キャプスロトミーが実施されるまで水晶体嚢内に閉じ込めることによって、レーザ手術効率を最適化するシステムおよび方法が実現される。気泡を水晶体嚢内に閉じ込めると、水晶体前嚢内に生じた気泡に照射することが不要になり、最初にキャプスロトミーが形成される。しかし、この解決手段では、水晶体嚢の繊維状塊内部に気泡が蓄積し、キャプスロトミー時に水晶体嚢が移動する可能性がある。この潜在的な移動に対処するために、本発明では、レーザ光線のｚ方向における移動量を変化させることができる。しかし、水晶体嚢の移動に関する不確実さが低いのは、キャプスロトミーが、核物質が切断される前にレーザ切断され、水晶体内に気泡が配置されない場合であることも理解されたい。この場合、位置の不確実さが十分に低い場合、ｚ範囲が十分に小さく、そのため、前眼房内には、核のレーザ切断に干渉しない少量の気泡しか存在しない。さらに、このパラグラフの説明のように各構造を切断するシーケンスに言及する際、切断の実質的な大部分が１つの構造において、他の構造に移る前に実施されるときにシーケンスが実現され、すなわち、第１の構造への照射パターンの照射時に他の構造に少数のレーザ照射が配置されても、第１の構造がこのシーケンスにおける第１の構造とみなされることが妨げられないことを理解されたい。
【００６０】
[0075]眼の構造、特に水晶体前嚢の位置を高精度に測定し、眼に対する手順、特にキャプスロトミーについて患者ごとに、一般に精度、正確さ、および再現性を高める他の方法およびシステムが、２００９年７月２４日に出願され、代理人番号１２２１２／５１を有し、開示全体が引用によって本明細書に組み込まれる、米国特許出願第１２／５０９４１２号（Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  Ｒｅｍｏｖａｌ  ａｎｄ  Ｒｅｐｌａｃｅｍｅｎｔ  ｏｆ  Ｌｅｎｓ  Ｍａｔｅｒｉａｌ  ｆｒｏｍ  ｔｈｅ  Ｌｅｎｓ  ｏｆ  ａｎ  Ｅｙｅ）に記載されている。
【００６１】
[0076]水晶体嚢からの水晶体物質の吸引に関する融通性を向上させる方法およびシステムをさらに最適化する。水晶体物質を区分する際、繊維状塊の切断された断片の一部が、予防策を講じないかぎり、浮上して水晶体嚢から逃げるか、あるいは気泡によって水晶体嚢から逃げるか、あるいは単に自然に水晶体嚢から逃げる可能性がある。したがって、本方法およびシステムの他の態様は、これらの断片を、吸引される準備が整うまで拘束する手段を実現する。このような手段は、水晶体嚢を部分的にのみ切断し、水晶体嚢皮弁を拘束体として働くように付着したまま残し、区分された水晶体物質が逃げるのを防止し、かつ／あるいは抑制することによって実現される。吸引が必要になると、水晶体嚢の部分的な切断を完了することができ、すなわち、キャプスロトミーが完了し、区分された水晶体物質が水晶体嚢から吸引される。
【００６２】
[0077]本明細書で実現されるすべてのレーザ照射パターンでは、レーザ照射パターンが概ね水晶体の形状に倣い、パターンにおける個々の照射の隣接する照射に対する配置が互いに十分に近くなり、それによって、パターンが完成するときには、水晶体物質の十分に連続した層および／またはラインおよび／または容積が摘出されていることが好ましい。本明細書では、所望の結果が得られるように必要に応じて重なり合いを含む、距離がより短いかあるいはより長い照射間隔が考えられる。照射間隔について考慮すべきことには、特に、気泡の散逸、容積摘出効率、シーケンス効率、スキャナの性能、および開裂効率が含まれる。たとえば、一例として、光切断を生じさせるのに十分なエネルギーを有するサイズが５μｍのスポットでは、間隔が２０μｍ以上であると、個々の気泡が合体されず、同じエネルギーで照射間隔が近い場合よりも高速に散逸し、その結果気泡が合体される。照射間隔が狭くなるにつれて容積効率が高くなる。照射間隔が狭くなるにつれて気泡の合体確率が高くなる。また、照射間隔が非常に狭くなって、容積効率が大幅に低下する点がある。たとえば、一例として、パルス幅が４５０フェムト秒であり、エネルギーが２マイクロジュールであり、スポットサイズが約５μｍであり、離隔距離が１０μｍである場合、透明眼組織が開裂する。本明細書では、語「開裂」は、組織を実質的に分離することを意味する。さらに、前述の照射間隔について考慮すべき各事項は、程度の差こそあれ互いに関係しており、当業者には、本開示の教示に基づいてこれらの条件を評価して本明細書の目的を実現するにはどうすべきかが認識されよう。最後に、パターンにおける個々の照射の隣接する照射に対する配置は一般に、各照射ができるだけ近くに位置するような配置であってよく、通常、特に前の照射の気泡膨張を含む光切断物理特性のサイズおよびタイムフレームによって制限されると考えられる。本明細書では、光切断物理特性のタイムフレームは、プラズマ形成および膨張、衝撃波伝搬、ならびに気泡の膨張および収縮のような光切断の周囲で生じる作用を指す。したがって、連続パルスがこれらの作用のいくつかまたはこれらの作用の各要素またはこれらの作用のすべてよりも早いタイミングで生じるような連続パルスのタイミングは、容積摘出および／または開裂効率を向上させる。したがって、本明細書では、以下のパラメータを有するレーザ、すなわち、キャビティ長が３ｍ〜３ｃｍであるモードロックレーザによって実現される５０ＭＨｚから５ＧＨｚのパルス繰り返し周波数を使用することを提案する。このような高ＰＲＦレーザは、より低いパルス当たりエネルギーを可能にする位置に重なり合う複数のパルスをより容易に生成して光切断を実現することができる。
【００６３】
[0078]語「第１」、「第２」、「第３」などは、本明細書では相対的な語であり、使用される文脈において考慮しなければならない。これらの語は、明確にタイミングを指しているのでないかぎり、タイミングに関する語ではない。したがって、第１の切断部が第２の切断部より後に形成されることがある。一般に、レーザを概して、レーザパターンにおける後方の点から前方の点に照射して、前のレーザ照射による気泡の影響を回避し、かつ／あるいは最小限に抑えることが好ましい。しかし、本明細書では様々なレーザ照射パターンが実現されるため、後方から前方への厳密な照射シーケンスに従う必要はない。さらに、白内障の場合、レーザが実質的に白内障部位を越えることはできないため、前方から後方に照射すると有利である場合がある。
【００６４】
[0079]したがって、水晶体物質を摘出するのを容易にし、一方、場合によっては、超音波水晶体乳化術で使用される高周波数超音波エネルギーの使用量を減らしかつ／あるいはこの高周波数超音波エネルギーを不要にすることによって手順の安全性を高めるように水晶体物質の構造を修正する方法が実現される。一般に、区分された水晶体物質を形成し、すなわち、水晶体物質を、１ｍｍ〜２ｍｍのサイズの吸引針で吸引できるほど小さな区分された容積形状、たとえば、図７に示されている小さな立方体状構造に切り分けるのに特定の形状パターンの光切断が使用される。
【００６５】
[0080]図７には、水晶体物質から０．５ｍｍのサイズの立方体を形成する照射パターンが示されている。したがって、水晶体嚢によって形成される水晶体外径面７０１、したがって、水晶体の外形が示されている。さらに、端部がほぼ水晶体の形状に倣う格子状切断部７０３を形成する照射パターン７０２が示されている。さらに、格子状切断部と一体の１つのシェル切断部７０４が形成されてもよい。図７のパターンのレーザ照射のシーケンスは、気泡に照射することによって生じる変動を低減することによってより予測可能な結果が得られるように、本明細書で開示される大部分のパターンと同様に後部から前部に照射することができる。しかし、２つの望ましくない作用が弱い方を選択するために前部から後部に向かって白内障部位に照射することが望ましい場合もある。したがって、気泡の干渉と比べて光がずっと激しく散乱し、かつ光切断がより急速に妨害される白内障組織への照射の代わりに、気泡に照射するかあるいは気泡を散逸させる方が有利である場合がある。したがって、まず白内障部位の最前部を光切断し、次に後方に移動し、白内障組織の残存気泡に対してその下の白内障組織層に至るまで照射することを提案する。レーザを前部ｚ平面に照射し、次に後方に移動するだけでなく、さらに、基本的に、本明細書の全体にわたってｚ軸と呼ぶ方向である前部から後部への掘削を行い、次にｘ／ｙ次元において移動し、再び掘削することができる。図７の照射パターンは透明水晶体に適用することもでき、この水晶体物質はその後摘出される。透明水晶体に対処する際、後部から前部への照射を利用することが望ましい。
【００６６】
[0081]執刀医が水晶体に到達して水晶体物質を摘出することができるようにキャプスロトミー切断部を形成する方法が図８Ａ〜８Ｄに示されている。これらの図には、水晶体嚢によって形成される外面８０１、したがって、水晶体の外形が示されている。さらに、リング状バンドカット８０２と照射パターンが示されている。この照射パターンは、水晶体の周りに最も深い位置に（最後部リング）密集して配置された一連の照射としてレーザ光線を照射し、次にリングをより浅い位置に移動させつつこのシーケンスを継続することによって照射される。したがって、概して、特定の深さにおいて、より浅い位置に移動する前にリングの全周に沿って照射が分散される。したがって、図は、円筒形切開部の断面図を示し、したがって、リングの２つの辺８０２を示している。深さが１００μｍのリング状キャプスロトミー切断部は、上述の方法によって判定され、かつ直径が厳密に５ｍｍである水晶体嚢前面の頂点におおよその中心が揃えられる。キャプスロトミー切断部の直径は、約０．１ｍｍから約９ｍｍの間の範囲であってよい。
【００６７】
[0082]水晶体嚢は厚さが約５μｍ〜１５μｍであるため、切断部の深さは通常、５μｍから数百μｍの間であることが望ましい。ただし、数ミリメートル切断してもそれほど問題はない。水晶体および水晶体頂点の位置および形状に関する精度が高いほど、バンドの厚さ、特に水晶体嚢よりも上および眼房水中に位置するバンドの量を少なくすることができる。キャプスロトミー切断部の形状は、ｘ軸とｙ軸が異なる楕円形であっても、その他の形状であってもよい。したがって、キャプスロトミー切断部の形状は、特定のＩＯＬの利点をもたらす任意の形状であってよく、たとえば、円形、楕円形、方形、矩形、または非幾何学的形状であってよい。この形状は、ＩＯＬ、特に調節用ＩＯＬおよび眼鏡に依存しないようにしかつ／あるいは眼鏡を不要にするＩＯＬの各特徴に少なくとも部分的に基づく形状であり、これらの特徴によって少なくとも部分的に決定される。本明細書で論じるＦＤＡが承認したＩＯＬのような特定のＩＯＬでは、特定のキャプスロトミー形状が得られかつ滑らかに切開できるという利点が得られ、かつ／あるいは特定のキャプスロトミー形状を得て滑らかに切開できるようにする必要があると考えられる。
【００６８】
[0083]本明細書では、厳密なキャプスロトミーを実施するためのジグソー照射シーケンスまたはパターンについてさらに説明する。図９Ａ〜９Ｃには、水晶体嚢によって形成される外面９０１、したがって、水晶体の外形が示されている。図９Ａは、Ｘ軸９０５およびＺ軸９０４を有する水晶体の断面図である。図９Ｂは、Ｚ軸に沿った水晶体の上面図であり、Ｘ軸９０５およびＹ軸９０６を有している。さらに、Ｚ軸９０４に沿って見たときのＸ軸９０５およびＹ軸９０６の平面上に円形のジグソー切断部９０２および照射パターンが示されている。このレーザ照射パターンは、パターンの同じＸ−Ｙ点上に密集して配置される一連の垂直掃引として照射される。したがって、Ｚ位置は、照射が行われるときにＸ−Ｙ位置の変化に対して何度も変化する。Ｘ−Ｙ位置に対するＺ位置のこのような急速な変化をパターン９０２の垂直掃引と呼び、この掃引の範囲は矢印９０３によって示されている。本明細書で論じるＦＤＡが承認したＩＯＬのような特定のＩＯＬでは、特定のキャプスロトミー形状が得られかつ滑らかに切開できるという利点が得られ、かつ／あるいは特定のキャプスロトミー形状を得て滑らかに切開できるようにする必要があると考えられる。
【００６９】
[0084]図１０Ａ〜１０Ｃには、水晶体嚢によって形成される外面１００１、したがって水晶体の外形が示されている。図１０Ａは、Ｘ軸１００５およびＺ軸１００４を有する水晶体の断面図である。図１０Ｂは、Ｚ軸に沿った水晶体の上面図であり、Ｘ軸１００５およびＹ軸１００６を有している。さらに、Ｚ軸１００４に沿って見たときのＸ軸１００５およびＹ軸１００６の平面上に楕円形のジグソー切断部１００２および照射パターンが示されている。このレーザ照射パターンは、パターンの同じＸ−Ｙ点上に密集して配置される一連の垂直掃引として照射される。したがって、Ｚ位置は、照射が行われるときにＸ−Ｙ位置の変化に対して何度も変化する。Ｘ−Ｙ位置に対するＺ位置のこのような急速な変化をパターン１００２の垂直掃引と呼び、この掃引の範囲は矢印１００３によって示されている。本明細書で論じるＦＤＡが承認したＩＯＬのような特定のＩＯＬでは、特定のキャプスロトミー形状が得られかつ滑らかに切開できるという利点が得られ、かつ／あるいは特定のキャプスロトミー形状を得て滑らかに切開できるようにする必要があると考えられる。
【００７０】
[0085]図１１Ａ〜１１Ｃは、Ｘ−Ｙ軸の中心から外して配置された例３の円形ジグソー切断部を示している。したがって、水晶体嚢によって形成される外面１１０１、したがって水晶体の外形が示されている。Ｘ軸１１０５、Ｙ軸１１０６、およびＺ軸１１０４が示されている。さらに、Ｚ軸１１０４に沿って見たときのＸ軸１１０５およびＹ軸１１０６の平面上に円形のジグソー切断部１１０２および照射パターンが示されている。この照射パターン１１０２の円の中心は水晶体の中心、すなわちＸ−Ｙ交差点と一致しておらず、中心から右に約１ｍｍずれている。
【００７１】
[0086]図１２Ａ〜１２Ｃは、円形切断部およびジグソー切断部を示している。したがって、水晶体嚢によって形成される外面１２０１、したがって水晶体の外形が示されている。Ｘ軸１２０５、Ｙ軸１２０６、およびＺ軸１２０４が示されている。さらに、Ｚ軸１２０４に沿って見たときのＸ軸１２０５およびＹ軸１２０６の平面上に円形のジグソー切断部１２０２および照射パターンが示されている。この照射パターン１２０２は、水晶体物質、特に水晶体嚢物質が切断／摘出される切断部１２０７と、水晶体物質が摘出されないランド１２０８とを有する。
【００７２】
[0087]本明細書で説明するジグソータイプの切断部は、さらに、後部位置から前部位置への高速小振幅ｚ走査によって実現することができ、この高速小振幅ｚスキャンは、水晶体嚢の厚さよりもわずかに大きいｚ方向振幅と、高繰り返し周波数（ＰＲＦ）とを有し、それによって、パターンを前後軸に沿って見たときにｚ軸に沿った「単一ｚ方向掃引」のすべてのパルスが２つの次元で重なり合う走査である。「単一ｚ方向掃引」は、ジグソー照射パターンに沿った最低（最後）点から最高（最前）点までの、あるいは最高点から最低点までの走査として定義される。したがって、正弦曲線を類似要素をとして使用する場合、「単一ｚ方向掃引」は、曲線の最大値から最小値まであるいは最小値から最大値までの部分であり、「全波ｚ方向掃引」は、曲線の最大値から最大値まであるいは最小値から最小値までの連続した部分である。一例として、ジグソー切断部の波長は、ある最大値から次の最大値までの水平方向の距離として定義される。
【００７３】
[0088]したがって、たとえば、このような重なり合いは、ｚ方向振幅が約１０〜２０μｍである照射パターンによって得ることができる。より具体的には、そのような照射パターンの一例は、ｚ方向振幅が＋／−７．５μｍであり、波長が２．５μｍであり、ジグソーパターンの単一の各ｚ方向掃引に３つのパルスが等間隔に配置される。１００ｋＨｚのＰＲＦでは、照射同士の間が１０μ秒であり、このような照射パターンで直径５ｍｍのキャプスロトミー切断部の単一の垂直リングを切断するには６０００回の全波ｚ方向掃引が必要である。このすべての円形ミニジグソーパターンの合計３６０００個のパルスを完了するには０．３６秒が必要である。
【００７４】
[0089]完全なキャプスロトミー切断部は、同じ直径の積み重ねられた一連の円形ミニジグソーパターンを含み、各ミニジグソーパターンは、垂直方向範囲が１５μｍであり、ｚ方向において隣接するミニジグソーパターンと重なり合い、各ｚレベルに完全な切断部を形成する。ミニジグソーパターンの切断は最後部のミニジグソーパターンから始まり、このパターンが切断されると、積み重ねられたミニジグソーパターンの高さが、水晶体嚢を通過して前部水晶体嚢に至り、前部水晶体嚢位置の下（後部）から切断するのに十分な高さになるまで次の最前部のパターンが付加される。この積み重ねパターンの複合形態は、環状空間の形をしている。この環状空間の高さは、水晶体前嚢における環状体切断部が水晶体嚢の厚さだけでなく、レーザパルスの位置の精度にも依存させるのに十分な大きさのｚ範囲を確保するのに必要な高さである。このような精度は、すべてのソースから得られたレーザ照射の所望のｚ位置に対する実際のｚ位置のばらつきを含む標準偏差によって特徴付けることができる。
【００７５】
[0090]このパターンおよびレートを使用して、第１のパターン（ミニジグソーパターン）を３〜５シグマの精度で最後位置に照射することができる。したがって、公称５０μｍｚ標準偏差（シグマ）の場合、第１のパターンは、水晶体嚢の公称推定位置よりも約１５０μｍ〜２５０μｍ下から始まり、次いで、各パターンが完了した後、次のパターンを、上記の範囲よりも小さい量だけ前方に移動させ、したがって、たとえば、キャプスロトミー切断部が完成するまで、最初のパターンに続く各パターンについて前方に１０μｍ（たとえば、１５μｍ公称範囲の３３％すなわち５μｍ）移動させることができる。したがって、たとえば、ミニジグソー技術を使用したキャプスロトミーは約１１秒で完了することができる（公称３シグマの治療であり、パターン全体で＋／−１５０μｍにわたり、３０個のミニジグソー切断部を形成する。ミニジグソーパターン当たり０．３６秒で２９回、前方へ１０μｍ移動する）。
【００７６】
[0091]ジグソー型パターンおよび切断部の変形および最適化について説明する。この場合、治療用レーザは、位置判定レーザ、すなわちレーザレーダ（ＬＡＤＡＲ）として使用されるとともにキャプスロトミーを実施するのに使用される。
【００７７】
[0092]一例として特定の光学機器を利用してレーザ光線を照射する例示的なシステムおよび水晶体、特に水晶体前嚢および後嚢の位置を判定する手段が図１４に示されている。したがって、図１４の例は、レーザ４３０２と、ビームエクスパンダテレスコープ４３２０、偏光ビームスプリッタ４３２２、ｚ焦点モジュールまたは機構４３２１、偏光子１／４波長板４３２３、ｘ−ｙスキャナ４３２４、撮像または合焦光学機器４３２５を含むレーザ光学機器４３０３とを備えている。したがって、図１４に示されているように、レーザ光線経路４３１０は部分的に、ビームエクスパンダテレスコープ４３２０から偏光ビームスプリッタ４３２２へ、偏光ビームスプリッタ４３２２からｚ焦点モジュールまたは機構４３２１へ、ｚ焦点モジュールまたは機構４３２１から偏光子１／４波長板４３２３へ、偏光子１／４波長板４３２３からｘ−ｙスキャナ４３２４へ、ｘ−ｙスキャナ４３２４から撮像または合焦光学機器４３２５に至る。さらに、経路４３１１に沿って戻りレーザ光線を受け取りアナログ入力信号４３１２を生成する光学検出器４３３０と、アナログ入力信号４３１２を受け取りアナログ出力信号４３１３を生成するアナログ電子機器４３３１と、アナログ出力信号４３１３を受け取り、ｚ焦点モジュールまたは機構４３２１によって受け取られる制御信号４３１４を生成するデジタル電子機器制御装置４３３２とを含むレンジディテクタ構成要素４３０６が設けられている。さらに、レンジディテクタ用のレーザ光線経路４３１１が設けられている。減衰器４３４０が設けられており、レーザが減衰される位置４３４０ａとレーザが減衰されない位置４３４０ｂとの間を移動することができる。レーザ患者インタフェース４３０７が設けられている。
【００７８】
[0093]図１４はブロック概略図であり、したがって、図示の構成要素の相対位置および間隔は一例である。したがって、これらの構成要素の互いに対する相対配置は変更し、それらの機能および構成要素のすべてまたはいくつかを組み合わせてもよい。
【００７９】
[0094]この手法は、治療用レーザの減衰例を送信機／照明器として使用する。治療用レーザと同じ、眼に至る光路を利用する単一トランシーバ経路４３１１／４３１０として偏光二重化４３２２される光受信機が設けられている。このように、このトランシーバ経路は、光切断用の小さなスポットサイズを形成するが減衰器のために光切断を行わないＺ焦点機構４３２１および撮像光学機器４３２５を通過する。したがって、トランシーバ光線は全水晶体容積にわたって走査可能である。
【００８０】
[0095]減衰器を所定の位置４３４０ａに配置すると、Ｚ振幅と時間の関係にＡＣ周期ディザが適用される。次に、ｘ座標およびｙ座標を同じ値に維持する焦点を水晶体の前面の上方から水晶体を通過させて後面まで移動させ、次いでわずかに後面の後方に移動させる。このように、任意のｘ−ｙ座標について、返されるレーザ光線の振幅に顕著な変化が生じ、この変化が光検出器４３３０によって検出される。したがって、アナログ入力信号４３１２、アナログ出力信号４３１３、および制御信号４３１４が生成される。この変化は、水晶体外面に対応する。この変化の一例は図１５に示されており、ここで、４４０１は、焦点が水晶体の前面の上方にあるときに返される信号を表し、４４０２は、焦点が水晶体前嚢を通過するときの信号を表し、４４０３は、焦点が水晶体内にあるときの信号を表し、４４０４は、焦点が水晶体後嚢を通過するときの信号を表し、４４０５は、焦点が水晶体を（後方に）越えたときの信号を表す。さらに、以下のパラグラフで詳しく説明するように、サーボを利用して水晶体の任意のｘｙ座標に対するｚ方向焦点を所定のオフセットに集束させ、治療用レーザが水晶体嚢の所の物質または水晶体嚢の近くの物質を切断するのを防止することができる。
【００８１】
[0096]ディザは、Ｚ焦点アセンブリに対する振幅が約数十μｍ〜数百μｍのＺ振幅対時間ディザのランプ波もしくは鋸歯波または単純な正弦波であってよい。最初は、水晶体前嚢の位置を判定するために、Ｚ焦点モジュールにオフセットを適用し、トランシーバ４３３０が水晶体前嚢からの徐々に強くなる周期的戻り信号４４０２を受け取るまで、焦点を角膜のすぐ後ろからＺ方向において後方に（通常ｍｍ単位で）水晶体前嚢まで移動させる。眼房水と水晶体嚢との間の屈折率の変化と、水晶体嚢または繊維組織からの散乱は、一様な眼房水とは異なり、光受信機によって検知される光戻り信号を生じさせる。受信機で検出される周期的信号は、ディザリングされ合焦されたトランシーバが下方にＺオフセットされ水晶体の縁部に接近するにつれて増大する。Ｚ焦点が繊維状塊に押し込まれると、ディザリングされた信号は最大値に達し、次いで減少し始める。Ｚ焦点オフセットの方向および信号「Ｓ曲線」の立ち上がりを使用して判別関数が形成され、これによって、方向的に独立したエラー信号が得られ、Ｚ焦点をオフセットさせ、閉ループサーボ技術によって、ディザリングされた信号リターンを水晶体の縁部で最大にすることができる。基本的にレンジサーボであるＺオフセットループが閉じられた後、トランシーバ焦点が、Ｚオフセットにおいて水晶体前嚢上の任意の位置を追跡する。Ｚオフセットループが閉じられ追跡した後、ＸおよびＹ走査を実現することができ、あらゆるｘ、ｙ位置について追跡されたＺオフセット位置が記録されることによって、基本的に前面の３Ｄマップが生成される。Ｘ−Ｙ走査パターンは、Ｚオフセットトラッカーに対するロックを解除しないほど低速であり、螺旋パターンまたはその他のパターンで前極から外側に概ね瞳孔直径よりも短い距離だけ走査し、瞳孔の制限された水晶体直径にわたってかなり一様にサンプリングされた３Ｄマップを形成することができる。この前部データが取り込まれた後、Ｘ−Ｙは０、０に戻り、次いでループが開き、Ｚオフセットがさらに下方に後極の方へ移動させられ、再び、水晶体後嚢と眼房水との間の界面で信号が増大する。ただし、符号が変化する可能性がある。同様に、ここで、Ｚオフセットループを水晶体後嚢上にロックし水晶体後嚢を追跡することができ、同様のｘ−ｙ走査を使用して水晶体後嚢の形状のマップを生成することができる。
【００８２】
[0097]この技術の顕著な利点は、記録するのが、実験室で定める絶対デカルトＸ−Ｙ−Ｚ位置および水晶体表面の形状ではなく、光線を水晶体前嚢に位置させるのに各Ｘ−Ｙ位置で必要になるＺオフセットコマンドであるため、水晶体の未知の勾配屈折率と角膜の屈折率のこの測定に対する寄与が不確実であることである。治療用光線が、水晶体嚢の位置を判定するのに使用される減衰されたプローブ光線と同じ波長であるため、減衰された光線を水晶体嚢に集束させるのに必要なビーム焦点に対するｚオフセットをｘ、ｙ位置の関数としてマッピングすると、水晶体嚢を切断するために治療用光線に必要なｚオフセットが、角膜および水晶体ならびにその中の不均質物質の屈折率とは無関係に、ｘ、ｙ位置の関数として得られる。このことは、水晶体の形状が、体系的なエラーが生じない、治療用レーザによって使用されるのとまったく同じ座標系で定められ、減衰されたレーザが、治療用ビームと同じＺ焦点アセンブリおよび同じ撮像光学機器と一緒に送信機として使用されることを意味する。
【００８３】
[0098]より好ましい構成では、減衰器の代わりにＥＯ変調器が使用される。したがって、図１６に一例として示されているように、システムは、患者の天然水晶体に対応するかあるいは天然水晶体上または天然水晶体内に位置する目標プラン１６００を有する。レーザ（不図示）から目標平面１６００までのレーザ光線経路１６１０がある。反射されたレーザ光が眼から送り返される第２のレーザ光線経路１６１１が設けられている。この戻り経路はさらに、ビームスプリッタ手段１６０１および１６０２によって３つのレーザ光線戻り経路１６１２、１６１３、および１６１４に分割される。第１の戻り光線経路１６１２は基準信号またはチャネルを形成する。この光線経路は、図示の各構成要素を通過し、次に、結果として得られる信号がマスタコンピュータに送られ処理される。
【００８４】
[0099]第２の戻り光線経路１６１３は、近傍空間フィルタアセンブリ１６１８用の信号またはチャネルを形成する。この光線経路は、図示の各構成要素を通過し、次に、結果として得られる信号がマスタコンピュータに送られ処理される。
【００８５】
[00100]第３の戻り光線経路１６１４は、遠隔空間フィルタアセンブリ１６２２用の信号またはチャネルを形成する。この光線経路は、図示の各構成要素を通過し、次に、結果として得られる信号がマスタコンピュータに送られ処理される。
【００８６】
[00101]さらに、スキャナ１６０６および図示の構成要素が設けられている。
[00102]このように、遠隔空間フィルタ１６２２および近傍空間フィルタ１６１８を使用すると、大量の後方散乱迷光をなくし、かつ走査されたトランシーバ光線の焦点からの散乱光または反射光のみを透過させ処理するゲーティング作用が生じる。これによって、ｚ方向の感度が高くなり、水晶体嚢の位置を判定する能力が向上する。
【００８７】
[00103]図１３には、変化するｚ焦点を有するレーザパターンが示されている。一例として、この図では、簡略化のためにｘ方向およびｚ方向のみの移動が示されており、ｘ方向とｙ方向の両方への移動が生じ、好ましく、かつキャプスロトミー、特に本明細書に記載されたキャプスロトミーを実施するのに必要であることが容易に理解されよう。したがって、ｚ軸１３０１（水晶体の前後Ａ／Ｐ軸と一致する）と、レーザ照射パターン１３０２と、水晶体１３０４の前面の領域でレーザ誘起光破壊（ＬＩＯＢ）を実現する照射の特定の組１３０３および１３０５とが示されており、パターン１３０２内の残りの照射はＬＩＯＢしきい値よりも低い。レーザ照射の組１３０５は、水晶体嚢の前面から１０μｍ〜１５μｍ以内に位置する。パターン内のＬＩＯＢを超える照射の大部分は、パターンのこの領域内に位置し、ＬＩＯＢを超える照射の大部分は、水晶体嚢の前面から−５μｍから１５μｍの範囲内に位置することが好ましい。より好ましくは、ＬＩＯＢを超える照射の大部分は水晶体の表面から上方に約０μｍから１５μｍの範囲に位置し、さらに好ましくは約０μｍから１０μｍの範囲に位置する。水晶体嚢よりもわずかに上の領域でレーザ照射が反応すると、いわば接触による裁断が照射位置から後方にレーザ照射光線の概略的な経路に沿って延びる接触状作用が生じることが理論化されており、各出願はこの理論を実現して当技術分野の教示を推進するものであるが、いかなる点でもこの理論に制限されない。
【００８８】
[00104]治療用レーザは、一例として上記に説明したようにレンジサーボシステムを使用して水晶体前嚢の位置を測定して追跡するレーザレーダの供給源として使用される。最初、ＬＩＯＢしきい値よりも低いレーザエネルギー／パワーを利用して、水晶体前嚢の位置を判定する。これは、キャプスロトミー用の楕円形、円形、またはその他の所定の形状のようなｘ、ｙパターンでレーザを走査させ、ｚ焦点を変化させることによって行われる。このように、キャプスロトミー切断部の位置に沿った水晶体前面の位置を判定することができる。キャプスロトミー切断部の位置が判定されると、レーザのエネルギー／パワーを水晶体前面に非常に近い照射についてＬＩＯＢまで高めてこの走査を継続することができる。このように、追跡、位置判定、および切断を同時に行うことができる。これによって、基本的に、ＬＩＯＢしきい値よりも高くするのがキャプスロトミーを達成するのに必要な照射だけであり、したがって、気泡の形成が低減し最小限に抑えられるため、気泡の形成を抑制する追加的な利点が得られる。
【００８９】
[00105]したがって、ｚディザリングされたレンジャーループを使用して水晶体表面の位置を判定することが好ましい。このようなループでは、レーザ光線がｚ方向に（水晶体前後軸に沿って）発振し、トラッカーループが、戻り信号がシステムのｚ位置に感応するように小さなＦ＃空間フィルタを含む光受信機経路を使用することによって水晶体前嚢からの戻り信号を検出するのが可能になり、したがって、ハイクライミングサーボ、すなわち、公知のサーボ制御アルゴリズムを使用して水晶体嚢前面を追跡することができる。所定の走査の間、ｚディザリングされたレンジャーループを閉じて安定化させると、レーザエネルギーがＬＩＯＢしきい値を超えて切断作用が生じる。したがって、気泡の形成を抑制した状態で、本明細書で開示する種類のジグソー型切断部が形成される。
【００９０】
[00106]本明細書で説明した切断部のパターンおよび種類の組み合わせを相互に交換してもよく、かつ水晶体のＸ−Ｙ中心に対する他のパターン形状および位置を使用してもよい。さらに、バンド切断部、すなわち、図８Ａ〜８Ｄに示されているようなリング照射シーケンスまたはパターンの方がジグソーシーケンスよりもレーザ照射ミスが生じる可能性が高いため、この技術を使用して水晶体の位置、頂点、および形状を判定することは重要であるが、リングシーケンスを使用するときにはそれほど重大ではない。
【００９１】
[00107]上記の説明から、当業者には、本発明の基本的な特徴を容易に確認することができ、本発明の趣旨および範囲から逸脱せずに、本発明を様々な用途および条件に適応させるように本発明に様々な変更および／または修正を施すことができる。したがって、本発明は、本発明の趣旨または基本的な特性から逸脱せずに、本明細書で具体的に開示された形態以外の形態で具体化されてもよい。上述の実施形態は、いかなる点でも制限的なものではなく例示的なものに過ぎず、本発明の範囲は、上記の説明ではなく添付の特許請求の範囲に相当する。
【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８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図８Ｃ】
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【図８Ｄ】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図９Ｃ】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１０Ｃ】
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【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１１Ｃ】
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【図１２Ａ】
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【図１２Ｂ】
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【図１２Ｃ】
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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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【国際調査報告】
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