(57)【要約】  眼科手術のためのシステムは、発色団吸光度を用いて眼内の１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するための３２０ｎｍ〜３７０ｎｍの波長を有するレーザパルスを含む紫外レーザビームを送達するように構成された、レーザ源を含む。パルスエネルギー、パルス持続時間、及び焦点は、焦点における放射照度が、プラズマの形成及び関連するキャビテーション事象の閾値を超えることなく、１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するのに十分であるようなものである。レーザ源に動作可能に連結され、かつ紫外レーザビームを焦点に集束し、焦点をあるパターンで１つ又は２つ以上の眼内標的に方向付けるように構成された、光学システム。光学システムは、６ｍｍ〜１０ｍｍの走査範囲にわたって走査されるための焦点を提供する開口数において、レーザビームを集束する。
2018523526.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の眼の眼科手術のためのシステムであって、
発色団吸光度を用いて前記眼内の１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するための３２０ナノメートル〜３７０ナノメートルの波長、１ピコ秒〜１００ナノ秒のパルス持続時間、及び０．０１マイクロジュール〜５００マイクロジュールのパルスエネルギーを有する複数の紫外レーザパルスを含む紫外レーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、
前記レーザ源に動作可能に連結され、かつ前記紫外レーザビームを焦点に集束し、前記焦点をあるパターンで、角膜、縁、強膜、水晶体嚢、水晶体、及び人工眼内レンズインプラントからなる群から選択される前記１つ又は２つ以上の眼内標的に方向付けるように構成された、光学システムと、を備え、前記パルスエネルギー、前記パルス持続時間、及び前記焦点は、前記焦点における前記紫外レーザビームの放射照度が、プラズマの形成及び関連するキャビテーション事象の閾値を超えることなく、発色団吸光度を用いて、前記１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するのに十分であるように構成されており、
前記紫外レーザビームが、前記レーザビームと整合したＺ軸に対して横方向に６ｍｍ〜１０ｍｍの走査範囲にわたって走査されるための前記レーザビームの前記焦点を提供する開口数において、前記光学システムによって前記１つ又は２つ以上の眼内標的に集束される、システム。
【請求項２】
前記波長が、３５５ｎｍである、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記パルス持続時間が、４００ピコ秒〜７００ピコ秒である、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記システムの前記開口数が、０．０５〜０．４である、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記パルスエネルギーが、０．５マイクロジュール〜１０マイクロジュールである、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記複数のレーザパルスが、５００ヘルツ〜５００キロヘルツの繰り返し率を有する、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
前記焦点の直径が、前記１つ又は２つ以上の眼内標的内で０．５マイクロメートル〜１０マイクロメートル（０．５ミクロン〜１０ミクロン）である、請求項１に記載のシステム。
【請求項８】
前記パターンが、１つ又は２つ以上の角膜減張切開、１つ又は２つ以上の輪部減張切開、１つ又は２つ以上の乱視矯正角膜切開、１つ又は２つ以上の角膜弁、１つ又は２つ以上の角膜移植形状、及び１つ又は２つ以上の嚢切開からなる群から選択される構成で、前記１つ又は２つ以上の眼内標的において１つ又は２つ以上の切り口を作るように構成される、請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
改変された標的の屈折率が変更される、請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】
前記放射照度が、１平方センチメートル当たり１２０ギガワット以下である、請求項１に記載のシステム。
【請求項１１】
制御装置によって前記レーザ源及び光学システムに連結され、かつ前記少なくとも１つ又は２つ以上の眼内標的からの後方反射光を共焦点検出するように構成され、更に（１）前記標的構造の位置を特定し、（２）プラズマの形成と関連したキャビテーション事象の発生を監視するように構成された、画像化システムを更に備え、
キャビテーション事象の検出が、キャビテーションを回避するために、後続のレーザパルスのパルスエネルギーの低減をもたらす、請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】
前記パターンが、前記レーザビームと整合した前記Ｚ軸内の区分を含み、前記光学システムが、Ｘ−Ｙ走査デバイスと、Ｚ走査デバイスと、を備え、前記Ｚ走査デバイスが、前記レーザビームと整合した前記ｚ軸内の前記区分に沿って、前記焦点を自動的に移動させるように動作可能であり、前記Ｘ−Ｙ走査デバイスが、前記ｚ軸に対して横方向に前記焦点を移動させるように動作可能であり、前記レーザビームが、前記Ｘ−Ｙ走査デバイスに伝搬する前に、前記Ｚ走査デバイス内を伝搬する、請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記開口数が、０．１５である、請求項１に記載のシステム。
【請求項１４】
制御装置によって前記レーザ源及び光学システムに連結され、かつ前記少なくとも１つ又は２つ以上の眼内標的からの後方反射光を共焦点検出し、それにより、前記１つ又は２つ以上の眼内標的に対応する画像データを取得するように構成された、画像化システムを更に備え、
前記制御装置が、少なくとも部分的に前記画像データに基づき、処置走査パターンを自動的に生成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１５】
患者の眼の眼科手術のためのシステムであって、
波長、パルス持続時間、及びパルスエネルギーを有する複数の紫外レーザパルスを含む紫外レーザビームを送達するように構成された、レーザ源であって、前記複数の紫外レーザパルスが、３２０〜３７０ナノメートルの波長を有して、発色団吸光度を用いて前記眼内の１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解する、レーザ源と、
前記レーザ源に動作可能に連結され、かつ前記紫外レーザビームを焦点に集束し、前記焦点をあるパターンで、角膜、縁、強膜、水晶体嚢、水晶体、及び人工眼内レンズインプラントからなる群から選択される前記１つ又は２つ以上の眼内標的に方向付けるように構成された、光学システムと、を備え、前記パルスエネルギー、前記パルス持続時間、及び前記焦点は、前記焦点における前記紫外レーザビームの放射照度が、プラズマの形成及び関連するキャビテーション事象の閾値を超えることなく、発色団吸光度を用いて、前記１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するのに十分であるように構成されており、
前記紫外レーザビームが、０．６未満の開口数において、前記光学システムによって前記１つ又は２つ以上の眼内標的に集束される、システム。
【請求項１６】
前記システムの前記開口数が、０．０５〜０．４である、請求項１５に記載のシステム。
【請求項１７】
８００ナノメートル〜１１００ナノメートルの波長を用いて前記水晶体を断片化するように構成された第２のレーザ源を更に備える、請求項１５に記載のシステム。
【請求項１８】
制御装置によって前記レーザ源及び光学システムに連結され、かつ前記少なくとも１つ又は２つ以上の眼内標的からの後方反射光を共焦点検出するように構成され、更に前記標的構造の位置を特定するように構成された、画像化システムを更に備える、請求項１５に記載のシステム。
【請求項１９】
前記開口数が、０．１５である、請求項１５に記載のシステム。
【請求項２０】
制御装置によって前記レーザ源及び光学システムに連結され、かつ前記少なくとも１つ又は２つ以上の眼内標的からの後方反射光を共焦点検出し、それにより、前記１つ又は２つ以上の眼内標的に対応する画像データを取得するように構成された、画像化システムを更に備え、
前記制御装置が、少なくとも部分的に前記画像データに基づき、処置走査パターンを自動的に生成するように構成される、請求項１５に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願の相互参照）
本出願は、２０１０年１月８日出願の米国仮特許出願第６１／２９３，３５７号の３５  Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９の下での利益を主張する、２０１１年１月７日出願の米国特許出願第１２／９８７，０６９号の一部継続出願である。上記の出願は、あたかも本明細書に完全に記載されているかのように、参照によりそれらの全体が本願に組み込まれる。完全なパリ条約上の優先権が、本明細書において明示的に保持される。
【背景技術】
【０００２】
白内障摘出は、世界中で最も一般的に実施される外科手術のうちの１つである。白内障は、眼の水晶体又はその膜である水晶体嚢の混濁である。それは、わずかな混濁から光の通過を妨害する完全な混濁まで程度が異なる。加齢に伴う白内障の発症の初期において、水晶体の屈折力は増加し、近視（近眼）を引き起こす可能性があり、水晶体の漸進的な黄変及び混濁は、青色の波長が吸収され、水晶体内で散乱するため、青色の知覚を低減させる可能性がある。白内障は典型的には、ゆっくり進行して視力低下を引き起こし、未処置の場合は失明を引き起こす可能性がある。
【０００３】
処置は、不透明な水晶体を除去し、それを人工眼内レンズ（ＩＯＬ）に置き換えることによって実施される。現在、毎年推定３００万の症例が米国で、１５００万の症例が世界中で実施されている。この市場は、移植のための眼内レンズ、外科的手技を促進するための粘弾性ポリマー、使い捨て器具（超音波水晶体超音波乳化吸引チップ、チューブ類、並びに様々なナイフ及びピンセットを含む）を含む、様々な区分からなる。
【０００４】
現代の白内障手術は、典型的には、関連した灌流ポート及び吸引ポートを有する超音波チップが使用されて、比較的硬い水晶体核を切削して、前嚢切開又は更に最近では連続円形被膜破裂（ＣＣＣ）と呼ばれる、水晶体前嚢に作製される開口部を通じて、その除去を促進する、水晶体超音波乳化吸引と呼ばれる技術を使用して実施される。最後に、人工の折り畳み式眼内レンズが、小切開を通じて眼の残りの水晶体嚢に挿入される。
【０００５】
この手術における最も技術的に困難かつ重要な工程のうちの１つは、被膜破裂部を作製することである。この工程は、鋭利な針を使用して、円形の様式で水晶体前嚢を穿孔し、続いて、典型的には直径が５〜８ｍｍの範囲の水晶体嚢の円形断片を除去する、缶切り式嚢切開と呼ばれる以前の技術から生じた。これは、水晶体超音波乳化吸引による核切削の次の工程を促進した。初期の缶切り式技術と関連した様々な合併症のため、乳化工程の前の水晶体前嚢の除去のためのより良好な技術を開発するための試みが、本分野の一流専門家らによって行われた。
【０００６】
連続円形被膜破裂の概念は、核の水晶体超音波乳化吸引が安全かつ容易に実施され得るだけでなく、眼内レンズの容易な挿入のためでもある、滑らかな連続的円形開口部を提供することである。それは、挿入のためのクリアな中心アクセス、患者による網膜への像の伝達のための永続的な開口、及び転位の可能性を制限するであろう残りの嚢の内側のＩＯＬの支持の両方を提供する。
【０００７】
外科医が、赤色反射の不足が原因で嚢を十分に可視化することができないこと、十分に安全にそれを把持することができないこと、放射状の裂け目及び伸びを生じることなく、適切なサイズの、かつ正確な位置における滑らかな円形開口部を開けることができないことに関連した問題が生じることがある。また、初期開口後の前房の深度の維持、小さいサイズの瞳孔、又は水晶体混濁が原因の赤色反射の欠如に関連した技術的な困難も存在する。可視化の問題のうちのいくつかは、メチレンブルー又はインドシアニングリーン等の染料を使用することで最小限に抑えられている。非常に柔らかく弾性のある嚢を有し、それらの嚢を制御可能かつ確実に切り裂いて開けることが非常に困難である、小帯が脆弱な患者（典型的には、高齢の患者）及び幼児においては、更なる合併症が生じる。
【０００８】
多くの白内障患者は、乱視の視覚的誤差を有する。角膜曲率が全ての方向に同じではない場合に、乱視が生じることがある。最近では、乱視を矯正するためにＩＯＬが使用されるが、精密な回転及び中心配置を必要とする。加えて、多くの患者がより深刻な異常を有していても、５Ｄを超える乱視の矯正にＩＯＬは使用されない。５Ｄを超えるより高い矯正は、より球状となるように角膜を再形成するために必要とされる。コルネアプラスティ、乱視矯正角膜切開、角膜減張切開（ＣＲＩ）、及び輪部減張切開（ＬＲＩ）を含む多くのアプローチが存在している。コルネアプラスティを除く全ての手術は、角膜切開を、明確に定められた様式及び深度で配置して、角膜がより球状となるように形状を変化することを可能にすることによって行われる。最近では、これらの繊細な切り口は、手動によって配置され、それは、その制限された精度に影響を及ぼす。
【０００９】
しかし、眼科療法には切り口だけが求められているわけではない。組織の機械的特性の脆弱化及び／又は処置される組織の光学的特性の変化をもたらす、眼組織のより穏やかな改変の必要性も存在する。この場合、その作用は、機械的破壊を伴わずに、眼組織の構造的改変を可能にするのに十分穏やかなものであるべきである。Ｄｉｎｇ  ｅｔ  ａｌ．（ＩＯＶＳ，２００８（４９），１２，ｐｐ  ５５３２〜５５３９）は、サブラプチャフェムト秒レーザパルスを用いた角膜組織の改変を示し、角膜組織内に回折パターンを適用することによって、約１％の屈折率の変化を実証することができた。しかしながら、Ｄｉｎｇの技術の実用的応用は、処置される組織の１立方マイクロメートル当たり１００，０００，０００のレーザパルスを印加する必要性によって制限される。
【００１０】
Ｖｏｇｅｌ  ｅｔ  ａｌ．（ＵＳ  ２０１０／０１６３５４０  Ａ１）は、プラズマ発光を形成せずに低密度プラズマを生成する一時的な平滑レーザビームを用いて透明材料を機械加工及び切断するための方法を記載している。その教示において、露光される材料の線吸収が特に回避されるべきであり、それは、線吸収がシーディング電子のランダム生成をもたらし、それがプラズマ閾値の確率的変動を生じるためであると記載している。加えて、低密度プラズマ形成がキャビテーション気泡の形成と常に関連していることを記載している。
【００１１】
これは、２つの作業レジメンが記載される本発明とは非常に対照的である。標的組織においてある程度の線吸収を有するレーザ波長を使用することにより、極めて低い閾値効果を生じさせることが可能であることが発見されている。加えて、一時的な平滑パルス形状は、本発明において必要とされていない。また、キャビテーション気泡の形成は、その作用が線吸収によって強化された光分解によって誘発されるため、本発明の一実施形態では所望されない。また、Ｖｏｇｅｌのデータは、ＩＲフェムト秒レーザ及び３５５サブｎｓレーザと比較した場合に、プラズマ形成の達成において２桁以上の差がなおも存在することを示す。我々の実施形態において、組織内因性発色団の線吸収の使用のため（又は外因性発色団の追加によって）、３５５ｎｍのサブナノ秒レーザについてのエネルギー閾値は、同じ開口数の光学素子を使用するフェムト秒レーザパルスと比較した場合に、わずかでもより低い。
【００１２】
Ｂｒａｕｎ  ｅｔ  ａｌ．（ＤＥ  １９８  ５５  ６２３  Ｃ１）は、ガラス透過プラトーの外側の波長を有するレーザを使用して、ガラスの内部を精密に機械加工するための方法を記載している。次いで、このレーザは特に、表面を含むことなく、ガラスの内側に材料欠陥を生じさせるために使用される。この方法は、表面自体に損傷を与えることなく、表面のより近くに材料欠陥を配置することを可能にする。表面の作用は記載されていない。それはまた、キャビテーション気泡が形成されないガラス上でのみ使用されるため、いかなるキャビテーション事象も生じさせない。
【００１３】
Ｋｏｅｎｉｇ  ｅｔ  ａｌ．（ＷＯ  ２００７／０５７１７４）は、ＵＶスペクトル範囲内でフェムト秒レーザパルスを使用することによる、眼の外科的介入のためのシステムを特許請求している。その教示において、その発明のために０．８のより高い開口数を使用することにより、ナノジュールのレジメンまで閾値を大幅に低下させることを記載している。しかし、これらの開口数を眼科用途のために一般的に使用される６〜１０ｍｍの広い走査範囲と組み合わせることが光学的に困難であるため、このシステムを使用可能な製品に転換することを非常に困難なものにする。また、フェムト秒ＵＶレーザパルスの生成は、技術的に困難である。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
したがって、眼科患者の標準治療を改良するための方法、技術、及び装置が必要とされる。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
したがって、本開示は、関連技術の制限及び不利点のよる１つ又は２つ以上の問題を未然に防ぐために、好適な眼科レーザ手術システムで使用するためのシステム及び方法を提供する。一実施形態は、眼科手術のためのシステムに関し、約３２０ナノメートル〜約４３０ナノメートルの波長、及び約１ピコ秒〜約１００ナノ秒のパルス持続時間を有する、複数のレーザパルスを含むレーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、レーザ源に動作可能に連結され、かつ１つ又は２つ以上の標的とレーザパルスとの間の相互作用が、プラズマの形成又は関連するキャビテーション事象を伴わない線吸収によって強化された光分解によって特徴付けられるように、レーザビームをあるパターンで患者の眼内の１つ又は２つ以上の眼内標的に集束し、かつ方向付けるように構成された、光学システムと、を備える。波長は、約３５５ｎｍであってもよい。パルス持続時間は、約４００ピコ秒〜約７００ピコ秒であってもよい。パルスは、約０．０１マイクロジュール〜約５００マイクロジュールのパルスエネルギーを有してもよい。パルスは、約０．５マイクロジュール〜約１０マイクロジュールのパルスエネルギーを有してもよい。複数のレーザパルスは、約５００ヘルツ〜約５００キロヘルツの繰り返し率を有してもよい。光学システムは、１つ又は２つ以上の眼内標的内で約０．５マイクロメートル〜約１０マイクロメートル（約０．５ミクロン〜約１０ミクロン）のビーム直径をもたらすように、レーザビームを集束するように構成されてもよい。１つ又は２つ以上の眼内標的のうちの少なくとも１つは、角膜、縁、強膜、水晶体嚢、水晶体、及び人工眼内レンズインプラントからなる群から選択されてもよい。パターンは、角膜減張切開、輪部減張切開、乱視矯正角膜切開、及び嚢切開からなる群から選択される構成で、眼内標的内の切り口（切開）及び屈折率の変化等の１つ又は２つ以上の物理的改変をもたらすように構成されてもよい。光学システム及びレーザ源は、変更された組織構造標的の屈折率が変化するように、１つ又は２つ以上の眼内標的のうちの少なくとも１つを構造的に変更するように構成されてもよい。
【００１６】
別の実施形態は、眼科手術のためのシステムに関し、約３２０ナノメートル〜約４３０ナノメートルの波長、及び約１ピコ秒〜約１００ナノ秒のパルス持続時間を有する、複数のレーザパルスを含むレーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、レーザ源に動作可能に連結され、かつ１つ又は２つ以上の標的とレーザパルスとの間の相互作用が、線吸収によって促進されるプラズマの局所的形成によって特徴付けられるように、レーザビームをあるパターンで患者の眼内の１つ又は２つ以上の組織構造標的に集束し、かつ方向付けるように構成された、光学システムと、を備える。波長は、約３５５ｎｍであってもよい。パルス持続時間は、約４００ピコ秒〜約７００ピコ秒であってもよい。パルスは、約０．０１マイクロジュール〜約５００マイクロジュールのパルスエネルギーを有してもよい。パルスは、約０．５マイクロジュール〜約１０マイクロジュールのパルスエネルギーを有してもよい。複数のレーザパルスは、約５００ヘルツ〜約５００キロヘルツの繰り返し率を有してもよい。光学システムは、１つ又は２つ以上の組織構造標的内で約０．５マイクロメートル〜１０マイクロメートル（約０．５ミクロン〜約１０ミクロン）のビーム直径をもたらすように、レーザビームを集束するように構成されてもよい。１つ又は２つ以上の組織構造標的のうちの少なくとも１つは、角膜、縁、強膜、水晶体嚢、水晶体、及び人工眼内レンズインプラントからなる群から選択されてもよい。パターンは、角膜減張切開、輪部減張切開、乱視矯正角膜切開、及び嚢切開からなる群から選択される構成で、組織構造標的である眼内標的内の１つ又は２つ以上の切り口を作るように構成されてもよい。
【００１７】
別の実施形態は、眼科手術のためのシステムに関し、約３２０ナノメートル〜約４３０ナノメートルの波長、及び約１ピコ秒〜約１００ナノ秒のパルス持続時間を有する、複数のレーザパルスを含むレーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、レーザ源に動作可能に連結され、かつ１つ又は２つ以上の標的とレーザパルスとの間の相互作用が、プラズマの形成又は関連するキャビテーション事象を伴わない線吸収によって強化された光分解によって特徴付けられるように、レーザビームをあるパターンで患者の眼内の１つ又は２つ以上の標的に集束し、かつ方向付けるように構成された、光学システムと、を備える。パターンは、光学システム及びレーザ源の動作が、１つ又は２つ以上の標的の物理的変更を引き起こすように構成されてもよい。物理的変更は、１つ又は２つ以上の標的の屈折率、あるいは１つ又は２つ以上の切開の変化として示され得る。１つ又は２つ以上の標的のうちの少なくとも１つは、角膜又は人工眼内レンズであってもよい。物理的変更は、標的の屈折プロファイルを変化させるように構成されてもよい。
【００１８】
別の実施形態は、眼科手術のためのシステムに関し、約３２０ナノメートル〜約４３０ナノメートルの波長、及び約１ピコ秒〜約１００ナノ秒のパルス持続時間を有する、複数のレーザパルスを含むレーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、レーザ源に動作可能に連結され、かつ１つ又は２つ以上の標的とレーザパルスとの間の相互作用が、プラズマの形成又は関連するキャビテーション事象を伴わない線吸収によって強化された光分解によって特徴付けられるように、レーザビームをあるパターンで、患者の眼内の１つ又は２つ以上の組織構造標的に集束し、かつ方向付けるように構成された、光学システムと、レーザ源によって提供された試料からの共焦点配置後方反射光中で捕捉する一体化画像化サブシステムと、を備える。レーザパルスは、画像化サブシステムによって収集される蛍光を誘発してもよい。システムは、交互的な画像化のためのより低いエネルギーパルス及び処置のためのより高いエネルギーパルスを提供するように構成されてもよい。画像化サブシステムは、光干渉断層撮影システム、プルキニエ画像化システム、及び／又はシャインプルーフ画像化システムを含んでもよい。システムは、眼構造の位置及び形状を判定し、パターン配置及び／又はレーザパラメータを判定し、定義された標的内にパターンを位置付けるように構成された制御装置を更に備えてもよい。
【００１９】
別の実施形態は、眼科手術のためのシステムに関し、約３２０ナノメートル〜約４３０ナノメートルの波長、及び約１ピコ秒〜約１００ナノ秒のパルス持続時間を有する、複数のレーザパルスを含むレーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、レーザ源に動作可能に連結され、かつ１つ又は２つ以上の標的とレーザパルスとの間の相互作用が、プラズマの形成又は関連するキャビテーション事象を伴わない線吸収によって強化された光分解によって特徴付けられるように、レーザビームをあるパターンで、患者の眼内の１つ又は２つ以上の組織構造標的に集束し、かつ方向付けるように構成された、光学システムと、線吸収を生じさせる／強化するために標的構造に導入される外因性発色団と、を備える。外因性発色団は、トリパンブルーであってもよい。
【００２０】
別の実施形態は、眼科手術のためのシステムに関し、約３２０ナノメートル〜約４３０ナノメートルの波長、及び約１ピコ秒〜約１００ナノ秒のパルス持続時間を有する、複数のレーザパルスを含むレーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、レーザ源に動作可能に連結され、かつ１つ又は２つ以上の標的とレーザパルスとの間の相互作用が、プラズマの形成又は関連するキャビテーション事象を伴わない線吸収によって強化された光分解によって特徴付けられるように、レーザビームをあるパターンで患者の眼内の１つ又は２つ以上の眼内標的に集束し、かつ方向付けるように構成された、光学システムと、を備え、約８００ｎｍ〜約１１００ｎｍの波長を利用して水晶体を断片化するように構成された第２のレーザ源が付加されている。第２のレーザは、パルス赤外レーザであってもよい。第２のレーザは、約１ピコ秒〜約１００ナノ秒のパルス持続時間を有してもよい。第２のレーザは、Ｑ切り替え式Ｎｄ：ＹＡＧレーザであってもよい。
【００２１】
別の実施形態は、患者の眼の眼科手術のためのシステムに関し、それは、発色団吸光度を用いて眼内の１つ以上の眼内標的を光分解するための３２０ナノメートル〜３７０ナノメートルの波長、１ピコ秒〜１００ナノ秒のパルス持続時間、及び０．０１マイクロジュール〜５００マイクロジュールのパルスエネルギーを有する、複数の紫外レーザパルスを含む紫外レーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、レーザ源に動作可能に連結され、かつ紫外レーザビームを焦点に集束し、焦点をあるパターンで、角膜、縁、強膜、水晶体嚢、水晶体、及び人工眼内レンズインプラントからなる群から選択される１つ又は２つ以上の眼内標的に方向付けるように構成された、光学システムと、を備え、パルスエネルギー、パルス持続時間、及び焦点は、焦点における紫外レーザビームの放射照度が、プラズマの形成及び関連するキャビテーション事象の閾値を超えることなく、発色団吸光度を用いて、１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するのに十分であるように構成されており、紫外レーザビームは、レーザビームと整合したＺ軸に対して横方向に６ｍｍ〜１０ｍｍの走査範囲にわたって走査されるためのレーザビームの焦点を提供する開口数において、光学システムによって１つ又は２つ以上の眼内標的に集束される。システムの開口数は、０．６未満、好ましくは０．０５〜０．４である。
【００２２】
別の実施形態は、患者の眼の眼科手術のためのシステムに関し、それは、波長、パルス持続時間、及びパルスエネルギーを有する、複数の紫外レーザパルスを含む紫外レーザビームを送達するように構成された、レーザ源であって、複数の紫外レーザパルスは、発色団吸光度を用いて眼内の１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するための３２０〜３７０ナノメートルの波長を有する、レーザ源と、レーザ源に動作可能に連結され、かつ紫外レーザビームを焦点に集束し、焦点をあるパターンで、角膜、縁、強膜、水晶体嚢、水晶体、及び人工眼内レンズインプラントからなる群から選択される１つ又は２つ以上の眼内標的に方向付けるように構成された、光学システムと、を備え、パルスエネルギー、パルス持続時間、及び焦点は、焦点における紫外レーザビームの放射照度が、プラズマの形成及び関連するキャビテーション事象の閾値を超えることなく、発色団吸光度を用いて、１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するのに十分であるように構成されており、かつ紫外レーザビームは、０．６未満の開口数において、光学システムによって１つ又は２つ以上の眼内標的に集束される。システムの開口数は、好ましくは０．０５〜０．４である。
【００２３】
この概要及び以下の詳細な説明は、例示的、例証的、及び説明的なものにすぎず、特許請求の範囲に記載される本発明を制限するのではなく、その更なる説明を提供することを目的とする。本発明の更なる態様、特徴、目的、及び利点は、以下の説明に記載され、かつ部分的に、一例として本発明の原理を例示する添付図面と併せて、本明細書から明らかになるか、又は本発明の実施によって習得され得る。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
本発明の新規な特徴が、添付の特許請求の範囲において詳細に述べられる。特徴及び利点についてのより良い理解は、発明の原理を使用する例示的な実施形態を記載する以下の詳細な説明、及び添付の図面を参照することによって容易になり得、異なる図全体にわたって、同様の数字は、同様の部品を指す。しかしながら、同様の部品は、必ずしも同様の参照番号を有するわけではない。更に、図面は、縮尺通りではなく、むしろ、本発明の原理を例示することに重点が置かれている。全ての図は、概念を伝えることを目的とし、相対的なサイズ、形状、及び他の詳細な属性は、そのまま又は精密に図示されるよりもむしろ、概略的に例示され得る。
【図１】本発明の一実施形態に従った高レベルフローチャートを示す。
【図２Ａ】システム実施形態の図である。
【図２Ｂ】システム実施形態の図である。
【図３】代替実施形態に従った方法のフローチャートを示す。
【図４】眼の前房の軸方向プロファイルの深度測距（ＯＣＴ、共焦点反射、共焦点自己蛍光、超音波）のために水晶体にわたって適用される線パターンの図である。
【図５】回転非対称被膜破裂切開の上面図である。
【図６】相補的な回転非対称ＩＯＬの上面図である。
【図７】図５の水晶体嚢内に位置付けられた図６のＩＯＬの上面図である。
【図８】図６の回転非対称ＩＯＬの側面図である。
【図９】図６の回転非対称ＩＯＬの側面図である。
【図１０】本発明の一実施形態によってもたらされる眼球水晶体の断片化パターンを示す。
【図１１】眼の前房の軸方向プロファイルの深度測距（ＯＣＴ、共焦点反射、共焦点自己蛍光、超音波）のために角膜５０４及び水晶体にわたって適用される線パターン５０１を示す。それは、虹彩５０２及び水晶体４０２（図示せず）を検査する。
【図１２】ＯＣＴによる深度測距のために使用され得る、角膜及び水晶体にわたって測定された走査パターンを示す。
【図１３】３２０ＮＭ〜４３０ＮＭパルスレーザを使用する共焦点自己蛍光による深度測距に使用され得る、水晶体にわたって測定された走査パターンを示す。
【図１４】本発明の一実施形態に従ったシステムの別の図である。
【図１５】本発明の一実施形態によってもたらされた角膜の切り口の組織学的断面を示し、ここで、キャビテーション気泡は形成されなかったが、組織は改変された。
【図１６】本発明の一実施形態によってもたらされた開いた角膜の切り口の組織学的断面を示し、ここで、キャビテーション気泡は、図１５に示されるようには形成されなかった。切り口は、改変された組織構造に沿って容易に切り開かれた。
【図１７】本発明の一実施形態によってもたらされた角膜の切り口の組織学的断面を示し、ここで、キャビテーション気泡が形成された。
【図１８】当該発明によって角膜組織５０４に局所的に誘発された屈折率変化８２２の図を示す。図１５に示されるように、この場合、キャビテーション気泡は形成されない。この作用は、角膜組織の屈折率プロファイルの変化を誘発する。
【図１９】本発明を用いて処置された摘出されたヒト水晶体嚢の高解像度ＳＥＭ画像を示す。図２０と比較して、この試料は、はるかに滑らかなエッジ品質を有し、キャビテーション気泡のいかなる影響も示さない。
【図２０】フェムト秒レーザで処置された摘出されたヒト水晶体嚢の高解像度ＳＥＭ画像を示す。キャビテーションの機械的影響が嚢組織の断裂を引き起こすため、５マイクロメートルの間隔を有する各単一レーザショットの影響が見られる。
【図２１】７０ｋＨｚ及び１００ｋＨｚのそれぞれの繰り返し率における、３５５ｎｍのレーザ光を有するＮＡの関数としての、レーザの平均出力（Ｗ）のグラフである。  組織を改変するために、即ち、切断を完了するために必要とされる時間もまた、システムＮＡの関数である。
【図２２】７０ｋＨｚ及び１００ｋＨｚのそれぞれの繰り返し率における、３５５ｎｍの光を有するＮＡの関数としての、組織を改変するために必要とされる時間、即ち、ｍｍ２当たりの「切断時間」のグラフである。
【図２３】それぞれ７０ｋＨｚ及び１００ｋＨｚの繰り返し率における、３５５ｎｍの光を有するＮＡの関数としての、ＮＡの関数としての相対露光比のグラフである。
【図２４】切断時間及び虹彩露光の考慮事項を組み合わせる組み合わせである。
【発明を実施するための形態】
【００２５】
本発明は、眼組織内に切開部を作製して、その機械的又は光学的特性を変更するための方法及びシステムに関する。以下の記載は、当業者が本発明を作製及び使用することを可能にするために提示され、特許出願及びその要件との関連で提供される。本明細書に記載される実施形態並びに一般的な原則及び特長に対する様々な修正が、当業者には容易に明らかになるであろう。したがって、本発明は、示される実施形態に限定されることを意図するものではなく、本明細書に記載される原則及び特徴と一致する最も広い範囲が与えられるものである。
【００２６】
例示目的で図面中に示されるように、眼組織内に切開部を作製するか、又はその機械的若しくは光学的特性を変更するための方法及びシステムが開示される。様々な実施形態において、本明細書に開示される方法及びシステムは、現在の標準治療よりも多くの利点を提供する。具体的には、水晶体嚢における迅速かつ精密な開口が、３２０ｎｍ〜４３０ｎｍレーザを使用して可能になり、眼内レンズの配置及び安定性を促進する。
【００２７】
本明細書に記載される技術によって可能になる他の手術は、乱視の処置を含む。眼内レンズ（ＩＯＬ）は、典型的には、乱視の矯正のために使用されるが、精密な配置、配向、及び安定性を必要とする。ＩＯＬを使用した完全な、かつ長持ちする矯正は困難である。それは、多くの場合、角膜形状をより球状にするか、又は少なくとも半径方向にあまり非対称にならないようにするために、更なる外科的介入を伴う。これは、角膜又は輪部減張切開部を作製することによって達成され得る。他の手術は、ＬＡＳＩＫ手術のための角膜弁の生成、及びドナー角膜及びレシピエント角膜の角膜移植形状の一致の生成を含む。本発明は、これらの繊細な切開を実施するために用いられ得る。
【００２８】
図１は、一実施形態に従った方法のフローチャートである。第１の工程１０１は、少なくとも第１の光パルスを有する３２０ｎｍ〜４３０ｎｍレーザシステムからの光ビームを生成することを伴う。次の工程１０２は、光ビームを光学素子に通し、光ビームが眼組織内の所定の深度で集束されるようにすることを伴う。この方法を実施することによって、水晶体嚢における迅速かつ精密な開口が可能になり、それにより、眼内レンズの配置及び安定性を促進する。
【００２９】
本発明は、図２Ａに示されるシステム等、光学ビームを患者の眼２０へと投影又は走査するシステム２００によって実施され得る。システム２００は、制御電子機器２１０と、光源２２０と、減衰器２３０と、ビーム拡大器２４０と、集束レンズ２５０、２６０と、反射手段２７０とを含む。制御電子機器２１０は、コンピュータ、マイクロコントローラ等であってもよい。走査は、入力及び出力デバイス（図示せず）を介して同様に制御電子機器２１０によって制御され得る１つ又は２つ以上の可動光学素子（例えば、レンズ２５０、２６０、反射手段２７０）を使用することによって、達成され得る。別の走査手段は、光路中の電気光学偏向器デバイス（単軸又は２軸）によって可能になり得る。
【００３０】
動作中、光源２２０は、光学ビーム２２５を生成し、それにより、反射手段２７０は、光学ビーム２２５を偏位させ、ビーム２２５を患者の眼２０に向かって方向付けるために傾斜され得る。集束レンズ２５０、２６０は、光学ビーム２２５を患者の眼２０に集束するために使用され得る。光学ビーム２２５の位置付け及び特徴並びに／又はそれが眼２０上で形成する走査パターンは、ジョイスティック又は任意の他の適切なユーザ入力デバイス等の入力デバイスを使用することによって更に制御され得る。
【００３１】
代替的に、本発明は、図１４に示されるシステム等、患者の眼２０の追加の測距を行うシステム７００によって実施され得る。システム７００は、制御電子機器２１０と、光源２２０と、減衰器２３０と、ビーム拡大器７０１と、光学可変ビーム減衰器２３０、別個の焦点レンズの組み合わせ７０４と、ビーム反射及び走査手段２７０とを含む。光源２２０の光ビーム２２５は、集束レンズ２６０を通じてその標的位置２０に集束される。これは、偏向ユニット２７０に接続されている電子機器２１０によって制御される。加えて、標的構造２０の自己蛍光７２５は、二色性ビームスプリッタ７０３の好ましい手段によってレーザ光２２５と共有される同様の光路によって逆走査され、レンズ７２０によって集束される。アパーチャピンホール７２１は、標的構造２０におけるレーザビーム（２２５）焦点の共役として、形成されたビーム７２５の焦点に配置される。ビームアパーチャ７２１を通じて透過された自己蛍光の強度が検出され、制御ユニット２１０によって読み取られ得る電気信号に変換される。また、処置領域の画像は、ＣＣＤ又はＣＭＯＳカメラであってもよい画像取込装置７１０上のレンズ７１１によって画像化される。また、この信号は、制御ユニット２１０に伝送される。
【００３２】
システム７００の別の変化形において、検出組み合わせユニット７０３、７２０、７２１、７２２が、試料２０からのビーム２２５の後方反射光を共焦点検出するために使用される。
【００３３】
異なる実施形態の基本的な機構は、３２０ｎｍ〜４３０ｎｍレーザ源を用いる。紫外光学スペクトルは、ＵＶＡ（４００ｎｍ〜３１５ｎｍ）、ＵＶＢ（３１５ｎｍ〜２８０ｎｍ）、ＵＶＣ（２８０ｎｍ〜１００ｎｍ）である３つの主要なスペクトル領域に技術的に細分される。ＵＶＢ及びＵＶＣ光は、それらの高い単一光子エネルギーのため、それらの直接的にＤＮＡを組み換える能力によって、一般的に発癌作用と関連付けられる。水は、２００ｎｍまでなおも透過性であるが、タンパク質の吸収は、２４０ｎｍ辺りで大きく増加する。このＵＶＣスペクトル領域におけるタンパク質の強い吸収は、角膜組織における主要な吸収でもあるが、最近は、レーザ角膜切削形成（ＬＡＳＩＫ）手術において、角膜組織を精密に切除するために臨床的に使用されている。
【００３４】
ＵＶＣレーザは、光解離、有機分子内の結合を切断するための高エネルギーの光子の吸収を通して、生物組織を切除するために使用されている。そのような一般的な結合のリストは、波長の観点から列挙されるそれらの解離エネルギーと共に以下の表に示される。波長が短いほど、結合は強くなる。
【００３５】
【表１】
2018523526.tif 000003
【００３６】
この表から、Ｂｌｕｍ，ｅｔ  ａｌ．による米国特許第４，７８４，１３５号で考察されるように、高エネルギー光子が生物学的物質の光解離のために必要とされることが明らかである。この作用は、特に、１９３ｎｍエキシマレーザが角膜改変のために通常使用される眼科学において、多数の光医療システムの基礎である。本発明の実施形態は、生物組織を改変及び／又は切除するために、異なる物理的現象及び異なるスペクトル領域（ＵＶＡから緑色）を全て利用し、それは、従来技術において存在せず、検討もされていない。
【００３７】
一実施形態において、光源２２０は、第三高調波波長、３５５ｎｍで動作するＮｄ：ＹＡＧレーザ源の等の３２０ｎｍ〜４３０ｎｍレーザ源である。３５５ｎｍでの角膜の透過率は約８５％であり、３２０ｎｍで大きく低下し始め（５０％の透過率）、約２％の透過率を有する３００ｎｍに至る一方で、水晶体の吸収は〜９９％である。また、高齢者については、角膜の光散乱が最小である一方で、水晶体の光散乱は著しく増加している（白内障）。
【００３８】
光散乱の影響は、波長に敏感である。散乱中心が使用される波長よりも小さい場合、散乱係数はλ−４になる。波長のサイズ内のサイズ範囲を有するより大きな散乱体については、Ｍｉｅ近似が散乱関数を説明するのによく適している。３５０〜７００ｎｍのサイズを有する粒子については、散乱係数はλ−１になる。老化した水晶体自体は、４２０ｎｍよりも短い全波長を吸収し、強散乱体である。これは、より短い波長が老化した水晶体の前部、特に、水晶体嚢のレーザ切断のために使用され得る一方で、そこに最終的に配置される光を有効的に減衰することによって網膜を保護する働きをすることを示唆する。
【００３９】
数ミリジュールのエネルギーを有し、かつＩＲスペクトル範囲内（１０６４ｎｍ）のＱ切り替え式赤外レーザは、後部白内障混濁を処置するために通常用いられる。それらは、水晶体後嚢の直後ろに確実なプラズマ形成を提供することによってそれを行う。これらのパルスは、数ミリメートルのサイズ及びキロバール範囲のピーク圧力のキャビテーション気泡を生じさせる。ミリメートル範囲のサイズを有するキャビテーション気泡の機械的影響は、液体環境における高精度の切断を制限する要因である。気泡のサイズ、及び不十分なエッジ品質を有する切開、したがって不十分な機械的強度をもたらす同等の機械的副作用を低減するために、レーザパルスエネルギーは、大幅に低減されなければならない。しかしながら、そのような相互作用は、水晶体調節の適用によく適している。
【００４０】
数ミリジュールのエネルギー及び数ナノ秒のパルス持続時間を有するＱ切り替え式緑色レーザは、眼の開放隅角緑内障を処置するために通常用いられる。選択的レーザ線維柱帯形成術（ＳＬＴ）と呼ばれるこの療法は、小柱網に自然に存在するメラニン発色団の特異的標的化を利用する。レーザ自体は、標的組織領域の大部分をカバーするために比較的大きい２００マイクロメートルのスポットサイズを使用する。レーザはまた、メラニン吸収体の周囲にキャビテーション気泡を生じさせるが、この作用は、Ｑ切り替え式ＩＲレーザパルスを用いた後部白内障処置で使用されるプラズマ形成ではなく、直線加熱によるものである。
【００４１】
本発明の一実施形態において、ＵＶ波長の使用は、プラズマ形成及び関連するキャビテーション気泡の形成のついての閾値を大幅に低減するが、いくつかの理由により、キャビテーション気泡を形成せずに、線吸収によって強化された光分解に必要とされる閾値エネルギーも減少させる。第１に、集束点の直径は、焦点面内にピーク放射露光を適合させる波長に比例して変化する。第２に、最初により多くのレーザエネルギーが標的構造に吸収されるため、材料自体の線吸収は、プラズマ形成又は低密度光分解についての更により低い閾値を可能にする。第３に、ナノ秒及びサブナノ秒方式のＵＶレーザパルスの使用は、線吸収によって強化された光分解及び発色団誘導電離を可能にする。
【００４２】
更に、この発色団誘導電離は、プラズマ形成の際、電離についての閾値を大きく低下させ、かつ非常に弱い吸収下でさえ、キャビテーションを伴わない材料改変又は変更のための低密度光分解についての閾値を低下させる。高フルエンス密度により、最小の線吸収でさえ、効果についての閾値を大きく低下させる。プラズマ形成及びキャビテーション気泡の生成についての閾値が、高純度水から３８ｍＭｏｌの生理的ＮＡＤＨ濃度の水に変化させるだけで、１桁低下され得ることが示されている（Ｃｏｌｏｍｂｅｌｌｉ  ｅｔ  ａｌ．，Ｒｅｖ．Ｓｃｉ．Ｉｎｓｔｒｕｍ．２００４，Ｖｏｌ  ７５，ｐｐ．４７２〜４７８）。線吸収はまた、レーザビームの光透過深度が水晶体の線吸収によって制限されるため、局所的な水晶体構造（例えば、水晶体嚢）の特異的処置も可能にする。これは、ＵＶ青色スペクトル領域におけるその吸収が、若い水晶体と比較して大きく増加する老化した水晶体に、特に当てはまる。
【００４３】
加えて、本発明の別の実施形態において、外因性発色団を適用することによって、標的構造に対する線吸収効果は、更に強化され得る。１つのそのような有用な発色団は、トリパンブルーであり、それは、眼底赤色反射が欠如する場合に、水晶体嚢を染色するために外科手術で一般的に使用される。トリパンブルーはまた、３７０ｎｍよりも短い波長で増加した線吸収を有する。この線吸収は、水晶体嚢表面に開示された効果を生じさせるために必要とされるエネルギーを更に低減する。
【００４４】
この方法はまた、以下によってヒトの眼の全屈折力を変更するためにも使用され得る。
ｉ．角膜内に切り口（切開部）を作って、その形状を変化させて、その屈折力を変更すること。
ｉｉ．角膜組織の屈折率を修正して、その有効屈折力の変化を誘発すること。
ｉｉｉ．フレネルレンズ又はそのような他の類似物をＩＯＬ材料に書き込むことによって、移植された人工ＩＯＬの屈折率を修正して、その有効屈折力を変化させること。
ｉｖ．ｉ、ｉｉ、及びｉｉｉの任意の組み合わせ。
【００４５】
本発明のシステムは、３２０ｎｍ〜４３０ｎｍパルスレーザを利用して、組織（水晶体、水晶体嚢、角膜等）及び人工眼内レンズインプラントを含む眼の標的の高精度の物理的改変を実施することを含む外科技術を可能にする。これは、キャビテーション気泡形成を伴う又は伴わない２つの異なる動作方式で行われ得る。サブキャビテーション方式はまた、眼の標的の屈折率を修正するために使用され得る。本発明で使用される波長は、網膜青色光毒性と関連する波長よりも短いか、又はその範囲内にあるが、老化した水晶体内の３２０ｎｍ〜４００ｎｍレーザ光の吸収は更に、この光が水晶体体積によって吸収されるため、網膜損傷の危険性を最小限に抑える。更に、角膜内皮又は他の角膜構造を損傷する危険性も最小限に抑えられる。閾値パルスエネルギーは、Ｅｔｈ＝Φ＊ｄ２／４になり、式中、Φは、閾値放射露光であり、ｄは、焦点直径である。ここで、焦点直径、ｄは、ｄ＝λＦ／Ｄｂであり、式中、λは、波長であり、Ｆは、最後の集束素子の焦点距離であり、Ｄｂは、最後のレンズのビーム直径である。安定した、かつ再現可能な動作のために、パルスエネルギーは、少なくとも２倍閾値を超えるべきであるが、エネルギーレベルは、角膜内皮への損傷を回避するように調節され得る。
【００４６】
眼組織の改変のために使用されるレーザの入射光は概して、３２０ｎｍ〜４３０ｎｍ、好ましくは３２０〜４００ｎｍ、好ましくは３２０〜３７０ｎｍ、及びより好ましくは３４０ｎｍ、３６０ｎｍの波長を有する。多くの実施形態において、レーザ光は、３５５ｎｍの波長を有する。
【００４７】
レーザパルスのパルスエネルギーは概して、０．０１μＪ〜５００μＪである。多くの実施形態において、パルスエネルギーは、０．１μＪ〜１００μＪ、又はより精密には０．１μＪ〜４０μＪ、若しくは０．１μＪ〜１０μＪ、若しくは０．５μＪ〜８μＪになる。
【００４８】
レーザパルスのパルス繰り返し率は概して、５００Ｈｚ〜５００ｋＨｚである。多くの実施形態において、パルス繰り返し率は、１ｋＨｚ〜２００ｋＨｚ又は１ＫＨｚ〜１００ＫＨｚである。
【００４９】
レーザパルスのスポットサイズは概して、１０μｍよりも小さい。多くの実施形態において、スポットサイズは、好ましくは５μｍよりも小さく、典型的には０．５μｍ〜３μｍである。いくつかの実施形態において、スポットサイズは、１μｍ〜２μｍの範囲内である。
【００５０】
レーザパルスのパルス持続時間は概して、１ｐｓ〜１００ｎｓである。多くの実施形態において、パルス持続時間は、１００ｐｓ〜１０ｎｓ又は１００ｐｓ〜１ｎｓである。好ましい実施形態において、パルス持続時間は、３００ｐｓ〜７００ｐｓ、好ましくは４００ｐｓ〜７００ｐｓである。
【００５１】
いくつかの実施形態において、Ｍ２因子とも称されるビーム品質は、１〜１．３である。Ｍ２因子は、レーザビームのビーム品質の一般的な基準である。簡潔に、Ｍ２因子は、ＩＳＯ標準１１１４６に記載されるものと同じウエストサイズ及び位置を有する理想的な回折限界ガウスＴＥＭ００ビームの広がりに対する、ビームの実際の広がりの比率として定義される。
【００５２】
レーザパルスのピークパワーを集束点の面積で除算することによって得られるピークパワー密度（放射照度）は概して、ＧＷ／ｃｍ２の単位で表される。概して、レーザパルスのピークパワー密度（放射照度）は、処置される眼組織を改変するのに十分に高くなるべきである。当業者によって理解されるように、ピークパワー密度（放射照度）は、パルスエネルギー、パルス持続時間、及び集束点サイズを含む多くの要因によって決まる。任意の所与の収束角についての最小集束点サイズが波長に比例するため、波長が放射照度に間接的に影響を及ぼすことに留意されたい。この実用的効果は、より短い波長を用いて、より小さい集束点がより容易に得られることである。いくつかの実施形態において、概して２０ＧＷ／ｃｍ２〜２０００ＧＷ／ｃｍ２の範囲内のピークパワー密度が、３５５ｎｍ光を用いて眼組織を切断するために使用される。ガウスビームにおける「ピーク」パワー密度（放射照度＝単位面積当たりのパワー）が、典型的には、「ピーク強度の１／ｅ」幅で指定されるビーム直径を使用して計算されることに留意されたい。この場合、平均パルスパワーは、全幅半値点におけるパルス持続時間で除算されたパルスエネルギーから計算される。次いで、強度プロファイルの幾何学的なピーク（ビームの中心）における時間内の平均放射照度は、「１／ｅ」ビーム直径で除算されたパワーである。これは、２０ＧＷ／ｃｍ２〜２０００ＧＷ／ｃｍ２の範囲内で表される値である。真のピーク瞬間放射照度及びビームの中心は、実際には、パルスパワーの時間形状のような「ガウス」のためにより高い。
【００５３】
レーザ外科システムの走査範囲は、好ましくは６〜１０ｍｍの範囲内である。
【００５４】
眼組織の改変のための多くの実施形態において、隣接するレーザパルス間のスポット間隔は、典型的には、約０．２０μｍ〜１０μｍ、好ましくは０．２μｍ〜６μｍの範囲内である。
【００５５】
好ましくは、レーザビームと整合したＺ軸に対して横方向に６ｍｍ〜１０ｍｍの走査範囲にわたって走査されるためのレーザビームの焦点を提供する開口数が、選択されるべきである。システムのＮＡは、０．６未満、好ましくは０．５未満、及びより好ましくは０．０５〜０．４、典型的には０．１〜０．３の範囲内であるべきである。いくつかの特定の実施形態において、ＮＡは、０．１５である。各選択されたＮＡに対して、眼組織を切断するために必要とされる範囲内のピークパワー密度（放射照度）を達成するために必要な、好適なパルスエネルギー範囲及びビーム品質（Ｍ２値として測定される）が存在する。ＮＡを選択するときの更なる考慮事項は、利用可能なレーザパワー及びパルス繰り返し数、並びに切り口を作製するために必要とされる時間を含む。更に、適切なＮＡの選択において、切断の標的にされていない虹彩及び他の眼組織の安全な付随的な露光があることを確実にすることが好ましい。
【００５６】
図２１は、７０ｋＨｚ及び１００ｋＨｚのそれぞれの繰り返し率における、３５５ｎｍのレーザ光を有するＮＡの関数としての、レーザの平均出力（Ｗ）のグラフである。ＮＡの関数としての、組織を改変するために必要とされるレーザパワーは、ＮＡが減少するにつれて増加する。したがって、より小さいＮＡ値は概して、より大きい（より高い平均パワー）レーザの潜在的に望ましくない必要性につながる。図２１に示されるように、平均パワーは、好ましくは約４Ｗ未満である。
【００５７】
組織を改変するために、即ち、切断を完了するために必要とされる時間もまた、システムＮＡの関数である。図２２は、７０ｋＨｚ及び１００ｋＨｚのそれぞれの繰り返し率における、３５５ｎｍの光を有するＮＡの関数としての、組織を改変するために必要とされる時間、即ち、ｍｍ２当たりの「切断時間」のグラフである。単位面積（１ｍｍ２）の切断のために必要とされる時間は、より低い閾値エネルギーのために増加するＮＡ、及び結果として生じるパルス数の増加の必要性と共に増加する。図２２に示されるように、ＮＡの増加は、より長い切断時間をもたらし、この観点からより低いＮＡシステムを含む傾向がある。
【００５８】
更に、これらのいわゆる「切断時間」は、眼組織内にレーザ切り口を作製する間に付随的に露光される非標的組織の露光に影響を及ぼす。例えば、角膜を処置している間の虹彩の安全な露光の限界は、以下の式に従って表され得る。
Ｌ（Ｊ／ｃｍ２）＝Ｃ×Ｔ０．７５、
式中、Ｌは、安全な露光の安全限界であり、Ｃは、定数であり、Ｔは、組織を改変するための総露光時間である。図２３は、それぞれ７０ｋＨｚ及び１００ｋＨｚの繰り返し率における、３５５ｎｍの光を有するＮＡの関数としての、ＮＡの関数としての相対露光比のグラフである。図２３において、相対露光比は、露光の安全限界、Ｌで除算された実際のもたらされた露光の比として定義される。図２３の相対露光比において、Ｃの値は、相対露光への異なるＮＡの効果を示すために、０．１５ＮＡにおける露光と一致するように正規化される。図２２に示されるように、相対露光比は、ＮＡの減少と共に増加する。
【００５９】
図２４は、図２２及び２３を組み合わせたグラフであり、即ち、図２４は、切断時間及び虹彩露光の考慮事項を組み合わせる。図２４から、０．０５〜０．４０、及び好ましくは０．１〜０．３の範囲内の中間ＮＡにおける最適値が存在することがわかる。
【００６０】
以下の表１及び表２は、本発明の多くの実施形態に従った典型的な代表的レーザビームパラメータを示す。
【００６１】
【表２】
2018523526.tif 000004
【００６２】
【表３】
2018523526.tif 000005
【００６３】
表１及び２中、θは、発散半角であり、ＢＰは、ビームパラメータ積であり、ＳＳは、スポットサイズであり、面積は、レーザスポットの面積である。ここで、１／ｅ２幅は、１／ｅ２＝０．１３５×最大値である周辺分布上の２つの点間の距離に等しい。
【００６４】
実際のヒトの水晶体に対するそのようなシステムの結果の一例は、図１０に示される。３５５ｎｍの波長で動作するレーザから０．５ｋＨｚのパルス繰り返し率で送達される４μＪ、４００ｐｓのパルスのビームを、１平方センチメートル当たり約１２０ギガワットの放射照度を使用して、ＮＡ＝０．１５で集束した。これは、図１０に示されるヒトの水晶体における嚢切開パターンをもたらした。この場合、切断を誘発するために、キャビテーション気泡は形成されなかった。これは、顕微鏡下で視覚的に確認されたが、キャビテーション気泡によって発せられる音響波の検出のためのハイドロホンを使用することによっても確認された。レーザ白内障手術に関して、唯一の水晶体自体の高精度の切断は、嚢切開である。水晶体核の軟化又は断片化のために、パターンは、高い空間的閉じ込めを必要としない。したがって、この適用のために、より長いパルスが存在する場合でさえ、より高いフルエンス及び／又は放射照度閾値が許容可能である。
【００６５】
図３は、代替実施形態に従った方法のフローチャートを示す。第１の工程３０１は、３２０ｎｍ〜４３０ｎｍレーザシステムからの光ビームを生成することを伴う。工程３０２は、制御された様式で眼組織において集束された光ビームを平行移動させ、それにより切開部を形成することを伴う。一実施形態において、切開部は、被膜破裂の実施において眼組織の水晶体前嚢内に形成される。代替的に、切開部は、乱視矯正の目的又は外科的アクセスを形成する目的で、角膜内にあってもよい。例えば、透明角膜白内障器具及び穿刺切開が外科的アクセスを提供するために使用され得る。
【００６６】
制御電子機器２１０及び光源２２０は、眼２０内の標的構造の表面を標的とし、かつビーム２２５が必要に応じて集束され、非標的組織に非意図的に損傷を与えないことを確実にするように設定され得る。例えば、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）、プルキニエ画像化、シャインプルーフ画像化、自己蛍光画像化、共焦点自己蛍光、共焦点反射画像化、又は超音波等の本明細書に記載される画像診断法及び技術は、位置を判定し、水晶体及び水晶体嚢の厚さを測定して、２Ｄ及び３Ｄパターン形成を含むレーザ集束法により高い精度を提供するために使用され得る。レーザ集束はまた、照準ビームの直接観測、ＯＣＴ、プルキニエ画像化、シャインプルーフ画像化、構造化光照射、超音波、又は他の既知の眼科若しくは医療画像診断、及び／あるいはこれらの組み合わせを含む、１つ又は２つ以上の方法を使用して達成され得る。画像化深度が、眼内標的の最前部分のみを含むことを必要とするが、必ずしも眼全体又は前房すらも含むわけではないことに留意されるべきである。
【００６７】
加えて、共焦点反射率測定は、キャビテーション気泡がレーザパルスの後に形成されたかを検出し、後続のレーザパルスのエネルギーを調節するか、又は当該組織の屈折率のレーザ誘発変化を監視することが可能になるため、処置中に伝達されたレーザエネルギーの調節のために使用され得る。
【００６８】
それに応じて、レーザエネルギーの３次元適用は、多くの方法でレーザ誘発効果によって生成されるパターンに沿って、嚢にわたって適用され得る。例えば、レーザは、効果領域の軸長に等しい工程で、異なる深度において、いくつかの円形又は他のパターンの走査を連続的にもたらすために用いられ得る。したがって、組織の焦点（ウエスト）の深度は、各連続走査を用いて逓増又は逓減される。レーザパルスは、例えば、集束素子の軸方向走査を使用して、又は任意に、同時に、若しくは順次に横方向パターンを走査しながら集束素子の屈折力を調節して、組織の異なる深度において同じ横方向パターンに順次に適用される。
【００６９】
焦点に達する前の気泡、割れ目、及び／又は組織断片上でのレーザビームの散乱の悪影響は、最初に組織内に最大必要深度でパターン／集束を生じさせて、次いで、その後の通過において、より浅い組織空間上に集束させることによって回避され得る。この「ボトムアップ」処置技術は、標的組織層上の組織内の望ましくないビーム減衰を低減するだけでなく、標的組織層の下部の組織を保護することにも役立つ。焦点を超えて透過されたレーザ放射を、前の走査によって生成された気泡、割れ目、及び／又は組織断片上で散乱させることによって、これらの欠陥は、下部の網膜を保護することに役立つ。同様に、水晶体を区分する場合、レーザは、水晶体の最後部分に集束され、次いで、手術が継続するにつれてより前部に移動させられ得る。
【００７０】
本発明は、ＴＲＥＡＴＭＥＮＴ光源４（例えば、３５５ｎｍ短パルスレーザ）を含む図２Ｂに示されるシステム２等、患者の眼６８へと光学ビームを投影又は走査するシステムによって実施され得る。このシステムを使用して、ビームは、３次元：Ｘ、Ｙ、Ｚで患者の眼内で走査され得る。非標的組織への意図しない損傷に関する安全限界が、繰り返し率及びパルスエネルギーに関する上限を示す一方で、閾値エネルギー、手術を完了するまでの時間、及び安定性は、パルスエネルギー及び繰り返し率についての下限を示す。
【００７１】
レーザ４は、光学ビーム６をもたらするために、入力及び出力デバイス３０２を介して制御電子機器３００によって制御される。制御電子機器３００は、コンピュータ、マイクロコントローラ等であってもよい。この実施例において、システム全体は、制御装置３００によって制御され、データは、入力／出力デバイスＩＯ  ３０２を通して移動する。グラフィカルユーザインターフェースＧＵＩ  ３０４は、システム動作パラメータを設定し、ＧＵＩ  ３０４上でユーザ入力（ＵＩ）３０６を処理し、眼構造の画像等の集められた情報を表示するために使用され得る。
【００７２】
生成されたＴＲＥＡＴＭＥＮＴ光ビーム６は、半波長板８及び直線偏光子１０を通過して、患者の眼６８に向かって進む。ビームの偏光状態は、所望量の光が半波長板８及び直線偏光子１０を通過するように調節され得、半波長板８及び直線偏光子１０は、一緒にＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６のための可変減衰器としての機能を果たす。加えて、直線偏光子１０の配向は、ビームコンバイナ３４に入射する入射偏光状態を判定し、それによりビームコンバイナのスループットを最適化する。
【００７３】
ＴＲＥＡＴＭＥＮＴビームは、シャッタ１２、アパーチャ１４、及びピックオフデバイス１６を通って進む。システムによって制御されるシャッタ１２は、手術上及び安全上の理由で、レーザのオン／オフ制御を確実にする。アパーチャは、レーザビームについての有効外径を設定し、ピックオフは、有効ビームの出力を監視する。ピックオフデバイス１６は、部分反射鏡２０及び検出器１８を含む。パルスエネルギー、平均出力、又は組み合わせは、検出器１８を使用して測定され得る。情報は、減衰のために半波長板８にフィードバックするために、又はシャッタ１２が開放若しくは閉鎖しているかどうかを検証するために、使用され得る。加えて、シャッタ１２は、冗長状態検出を提供するために、位置センサを有してもよい。
【００７４】
ビームは、ビーム調整段階２２を通過し、そこでは、ビーム直径、発散、真円度、及び非点収差等のビームパラメータが修正され得る。この例示的な実施例において、ビーム調整段階２２は、意図したビームサイズ及び視準を達成するために、球状光学素子２４及び２６からなる２素子ビーム拡大テレスコープを含む。本明細書では図示されないが、アナモルフィック又は他の光学システムが所望のビームパラメータを達成するために使用され得る。これらのビームパラメータを判定するために使用される因子としては、レーザの出力ビームパラメータ、システムの全倍率、及び処置位置における所望の開口数（ＮＡ）が挙げられる。加えて、光学システム２２が、所望の位置（例えば、以下に記載される２軸走査デバイス５０間の中心位置）にアパーチャ１４を結像するために使用され得る。このように、アパーチャ１４を通過する光量は、走査システムを通過するために確保される。ピックオフデバイス１６は、使用可能な光の信頼できる測定器である。
【００７５】
調整段階２２を出た後、ビーム６は、折り畳み鏡２８、３０、及び３２に反射する。これらの鏡は、整合目的で調節可能であり得る。ビーム６は、次いで、ビームコンバイナ３４上に入射する。ビーム結合器３４は、ＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６を反射する（かつ以下に記載されるＯＣＴ  １１４及び照準２０２ビームの両方を透過する）。効率的なビームコンバイナ動作のために、入射角は、好ましくは４５度未満で保持され、ビームの偏光は、可能であれば固定される。ＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６について、直線偏光子１０の配向は、固定された偏光を提供する。
【００７６】
ビームコンバイナ３４に続いて、ビーム６は、ｚ調節又はＺ走査デバイス４０へと続く。この例示的な実施例において、ｚ調節は、２つのレンズ群４２及び４４（各レンズ群は、１つ又は２つ以上のレンズを含む）を有するガリレオ望遠鏡を含む。レンズ群４２は、望遠鏡の視準位置についてｚ軸に沿って移動する。このように、患者の眼６８内のスポットの焦点位置は、示されるように、ｚ軸に沿って移動する。概して、レンズ４２の動きと焦点の動きとの間に一定の直線関係が存在する。この場合、ｚ調節望遠鏡は、約２倍のビーム拡大比、及び焦点の移動に対するレンズ４２の移動の１：１の関係を有する。代替的に、レンズ群４４は、ｚ調節を作動させ走査するために、ｚ軸に沿って移動し得る。ｚ調節は、眼６８内の処置のためのｚ走査デバイスである。それは、システムによって自動的及び動的に制御され得、次に記載されるＸ−Ｙ走査デバイスとは独立するように、又はそれと相互作用するように選択され得る。鏡３６及び３８は、光軸をｚ調節デバイス４０の軸と整合させるために使用され得る。
【００７７】
ビーム６は、ｚ調節デバイス４０を通過した後、鏡４６及び４８によってｘ−ｙ走査デバイスに方向付けられる。鏡４６及び４８は、整合目的で調節可能であり得る。Ｘ−Ｙ走査は、制御電子機器３００の制御下で、好ましくは２つの鏡５２及び５４を使用する走査デバイス５０によって達成され、それらは、モータ、検流計、又は任意の他の周知の光学移動デバイスを使用して直交方向に回転する。鏡５２及び５４は、以下に記載される対物レンズ５８及びコンタクトレンズ６６の組み合わせのテレセントリック位置の近くに位置する。これらの鏡５２／５４を傾斜させることによって、それらにビーム６を屈折させ、患者の眼６８内に位置するＴＲＥＡＴＭＥＮＴ焦点の平面内において横方向の変位を引き起こす。対物レンズ５８は、示されるように複合多素子レンズ素子であってもよく、レンズ６０、６２、及び６４によって表され得る。レンズ５８の複雑性は、走査範囲サイズ、集束点サイズ、対物レンズ５８の近位側及び遠位側の両方における利用可能な作動距離、並びに収差制御の量によって左右される。直径２０ｍｍの入力ビームサイズを有し、７ｍｍの範囲で動作する、焦点距離６０ｍｍの対物レンズ５８が一例である。代替的に、スキャナ５０によるＸ−Ｙ走査は、１つ又は２つ以上の可動光学素子（例えば、レンズ、回折格子）を使用することによって達成され得、それらもまた、入力及び出力デバイス３０２を介して、制御電子機器３００によって制御され得る。
【００７８】
照準及び処置走査パターンは、制御装置３００の制御下でスキャナ５０によって自動的に生成され得る。そのようなパターンは、単一の光点、複数の光点、光の連続パターン、複数の光の連続パターン、及び／又はこれらの任意の組み合わせからなってもよい。加えて、照準パターン（以下に記載される照準ビーム２０２を使用する）は、処置パターン（光ビーム６を使用する）と同一である必要はないが、好ましくは、処置光が患者の安全のために所望の標的領域内のみに伝達されることを確実にするために、その境界を少なくとも画定する。これは、例えば、意図される処置パターンの輪郭を照準パターンに提供させることによって行われ得る。このように、個々のスポット自体の正確な位置でなければ、処置パターンの空間的広がりがユーザに既知となり得、したがって、走査が、速度、効率、及び精度に関して最適化され得る。照準パターンはまた、ユーザへのその視認性を更に強化するために、点滅として認識されるようにされ得る。
【００７９】
任意の好適な眼科用レンズであり得る任意のコンタクトレンズ６６は、患者の眼６８に光学ビーム６を更に集束するのに役立つと同時に、眼の位置を安定化するのに役立つために使用され得る。光学ビーム６の位置付け及び特徴並びに／又はビーム６が眼６８上で形成する走査パターンは、患者及び／又は光学システムを位置付けるために、ジョイスティック又は任意の他の適切なユーザ入力デバイス（例えば、ＧＵＩ  ３０４）等の入力デバイスを使用することによって更に制御され得る。
【００８０】
ＴＲＥＡＴＭＥＮＴレーザ４及び制御装置３００は、眼６８内の標的構造の表面を標的とし、かつビーム６が必要に応じて集束され、非標的組織に非意図的に損傷を与えないことを確実にするように設定され得る。例えば、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）、プルキニエ画像化、シャインプルーフ画像化、構造化光照射、共焦点後方反射画像化、蛍光画像化、又は超音波等の本明細書に記載される画像診断法及び技術は、位置を判定し、水晶体及び水晶体嚢の厚さを測定して、２Ｄ及び３Ｄパターン形成を含むレーザ集束法、又は他の既知の眼科若しくは医療画像診断、並びに／あるいはこれらの組み合わせにより高い精度を提供するために使用され得る。図２Ａの実施形態において、ＯＣＴデバイス１００が記載されるが、他の診断法が本発明の範囲内である。眼のＯＣＴ走査は、水晶体前嚢及び水晶体後嚢の軸方向位置、白内障の核の境界、並びに前房の深度に関する情報を提供する。次いで、この情報は、制御電子機器３００にロードされ、後続のレーザを利用した外科手術をプログラム及び制御するために使用される。情報はまた、例えば、特に、水晶体嚢、角膜、及び人工眼内レンズインプラントを改変するために使用される焦点面の軸方向の上限及び下限等、手術に関連する幅広いパラメータを判定するために使用され得る。
【００８１】
図２ＡのＯＣＴデバイス１００は、ファイバカプラ１０４によって参照アーム１０６及び試料アーム１１０に分割される広帯域又は掃引光源１０２を含む。参照アーム１０６は、好適な分散及び経路長補償と共に参照反射を含むモジュール１０８を含む。ＯＣＴデバイス１００の試料アーム１１０は、ＴＲＥＡＴＭＥＮＴレーザシステムの残りの部分に対するインターフェースとしての機能を果たす出力コネクタ１１２を有する。次いで、参照アーム１０６及び試料アーム１１０の両方からの帰還信号は、カプラ１０４によって検出デバイス１２８に方向付けられ、それは、以下、時間領域、周波数領域、又は単一点検出技術のうちの１つを用いる。図２Ａ中、周波数領域技術は、９２０ｎｍのＯＣＴ波長及び１００ｎｍの帯域幅と共に使用される。
【００８２】
ＯＣＴビーム１１４は、コネクタ１１２を出ると、レンズ１１６を使用して視準が合わせられる。平行ビーム１１４のサイズは、レンズ１１６の焦点距離によって判定される。ビーム１１４のサイズは、眼の焦点における所望のＮＡ及び眼６８に至るビームトレインの倍率によって左右される。概して、ＯＣＴビーム１１４は、焦点面内でＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６と同じ高さのＮＡを必要とせず、したがって、ＯＣＴビーム１１４は、ビームコンバイナ３４の位置においてＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６よりも直径が小さい。視準レンズ１１６の後には、眼におけるＯＣＴビーム１１４の得られるＮＡを更に修正するアパーチャ１１８が続く。アパーチャ１１８の直径は、標的組織に入射するＯＣＴ光及び帰還信号の強度を最適化するように選択される。能動的又は動的であってもよい偏向制御素子１２０が、例えば、角膜複屈折の個々の差によって誘発され得る偏光状態の変化を補うために使用される。次いで、鏡１２２及び１２４は、ビームコンバイナ１２６及び３４に向かってＯＣＴビーム１１４を方向付けるために使用される。鏡１２２及び１２４は、整合目的で、具体的には、ビームコンバイナ３４の後でＯＣＴビーム１１４をＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６に重ね合わせるために、調節可能であり得る。同様に、ビームコンバイナ１２６は、ＯＣＴビーム１１４を以下に記載される照準ビーム２０２と結合するために使用される。
【００８３】
いったんＯＣＴビーム１１４がビームコンバイナ３４の後でＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６と結合されると、システムの残りの部分を通って、ＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６と同じ経路をたどる。このように、ＯＣＴビーム１１４は、ＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６の位置を示す。ＯＣＴビーム１１４は、ｚ走査デバイス４０及びｘ−ｙ走査デバイス５０、次いで、対物レンズ５８、コンタクトレンズ６６を通過して、眼６８に入る。眼内の構造の反射及び散乱は、光学システムを通って引き返して、コネクタ１１２に入り、カプラ１０４を通って、ＯＣＴ検出器１２８に至る帰還ビームを提供する。これらの帰還反射は、ＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム６の焦点位置のＸ、Ｙ、Ｚにおける位置に関して、システムによって解釈されるＯＣＴ信号を提供する。
【００８４】
ＯＣＴデバイス１００は、その参照アームと試料アームとの間の光路長の差を測定する原理に基づき動作する。したがって、光路長が４２の移動の関数として変化しないため、ＯＣＴをｚ調節４０に通すことは、ＯＣＴシステム１００のｚ範囲を拡大しない。ＯＣＴシステム１００は、検出スキームと関連する固有のｚ範囲を有し、周波数領域検出の場合、それは特に、分光計及び参照アーム１０６の位置に関連する。図２Ａで使用されるＯＣＴシステム１００の場合、ｚ範囲は、水性環境において約１〜２ｍｍである。この範囲を少なくとも４ｍｍに広げることは、ＯＣＴシステム１００内の参照アームの経路長の調節を伴う。ＯＣＴビーム１１４をｚ調節４０のｚ走査を通して試料アームに入れることは、ＯＣＴ信号強度の最適化を可能にする。これは、ＯＣＴシステム１００の参照アーム１０６内の経路を比例して増加させることによって延長された光路長を調整しながら、ＯＣＴビーム１１４を標的構造に集束することによって達成される。
【００８５】
浸漬指数、屈折、並びに色収差及び単色収差の両方等の影響によるＴＲＥＡＴＭＥＮＴ焦点デバイスに関するＯＣＴ測定の基本的な差のため、ＴＲＥＡＴＭＥＮＴビーム焦点位置に関するＯＣＴ信号の分析には注意を払わなければならない。ＯＣＴ信号情報をＴＲＥＡＴＭＥＮＴ焦点位置に一致させるために、かつ絶対次元量に関連付けるために、Ｘ、Ｙ、Ｚの関数としての較正又は位置合わせ手順が実施されるべきである。
【００８６】
照準ビームの観測もまた、ユーザがＴＲＥＡＴＭＥＮＴレーザ焦点を方向付けるのを補助するために使用され得る。加えて、赤外ＯＣＴ及びＴＲＥＡＴＭＥＮＴビームの代わりに肉眼で見える照準ビームは、照準ビームが赤外ビームパラメータを正確に表すという条件で、整合に役立ち得る。照準サブシステム２００は、図２Ａに示される構成で用いられる。照準ビーム２０２は、６３３ｎｍの波長で作動するヘリウムネオンレーザ等の照準ビーム光源２０１によって生成される。代替的に、６３０〜６５０ｎｍの範囲内のレーザダイオードが使用され得る。６３３ｎｍのヘリウムネオンビームを使用する利点は、その長いコヒーレンス長であり、それは、例えば、ビームトレインの光学品質を測定するために、不等光路レーザ干渉計（ＬＵＰＩ）としての照準経路の使用を可能にする。
【００８７】
また、ＴＲＥＡＴＭＥＮＴビームがナノジュールレベルに減衰させられ、上記のＯＣＴシステムの代わりに使用され得ることに留意されるべきである。そのような構成は、画像化及び処置のための焦点位置の位置間の最も直接的な相関を提供する。それらは同じビームである。
【００８８】
本実施形態において、同じレーザアセンブリが、標的組織の処置（即ち、改変）及び画像化の両方のために使用される。例えば、標的組織は、複数のデータ点を提供するために、標的組織に沿ってパルスレーザビームをラスタ走査することによって画像化され得、各データ点は、標的組織の画像化のための位置及びそれと関連した強度を有する。いくつかの実施形態において、ラスタ走査は、患者の露光を制限する一方で、なおも眼内標的の妥当なマップを識別するために、疎パターンを送達するように選択される。これらの実施形態において、標的組織のラスタ走査中の少なくとも２つの隣接するレーザスポット間の間隔は、同じ標的組織の処置走査における隣接するレーザスポットの間隔よりも大きい。標的組織を画像化するために、処置レーザビーム（即ち、組織の改変のための上記で好適に選択されたパラメータを有するレーザビーム）は、好ましくは、処置される構造の画像化のためにナノジュールレベルに減衰させられる。減衰レーザビームは、画像化のために使用されるとき、画像化ビームと称され得る。多くの実施形態において、処置ビーム及び画像化ビームは、レーザ源のパルスエネルギーが、レーザビームが画像化のために使用されるときの処置ビームよりも低いことを除いて、同じであり得る。多くの実施形態において、画像化のために使用されるときのレーザビームのパルスエネルギーは、好ましくは約０．１ｎＪ〜１０ｎＪ、好ましくは２ｎＪ未満、及びより好ましくは１．８ｎＪ未満である。処置及び画像化の両方のために同じレーザビームを使用することは、画像化及び処置のための焦点位置の位置間の最も直接的な相関を提供する。それらは同じビームである。この減衰画像化ビームは、後方反射測定構成において直接的に使用され得るが、代替的に、蛍光検出スキームにおいて間接的に使用され得る。組織構造内の後方散乱及び蛍光の両方の増加が明白になり、両方のアプローチが利点を有する。
【００８９】
好ましい実施形態において、改変される第１の標的領域の画像化は、第２の異なる標的範囲に進む前に、第１の標的範囲内の式の改変と共に順次に実施され、即ち、画像化は、所定の標的範囲内の処置と共に順次に実施される。したがって、例えば、水晶体嚢の画像化には、好ましくは、水晶体嚢の処置が続き、その後に角膜又は虹彩等の他のいずれかの構造の画像化が実施される。別の実施形態において、第１の切開が行われる第１の標的範囲の画像化は、第１の標的範囲内で切開を実施するための処置ビームを走査すると共に順次に実施され、その後に第２の切開を実施するための第２の標的範囲に進み、即ち、切開される領域の画像化は、所定の標的範囲内で実施する処置ビームを走査すると共に順次に実施される。
【００９０】
別の実施形態において、白内障手術は、嚢切開、並びに白内障切開及び輪部減張切開のうちの少なくとも１つを含む。一実施形態において、嚢切開が実施される標的組織の画像化には、嚢切開を実施するための処置の走査が続き、次いで、嚢切開を実施するために処置ビームが走査される。白内障切開（ＣＩ）及び輪部減張切開（ＬＲＩ）のうちの少なくとも１つが実施される標的組織の画像化が続き、次いで、ＬＲＩ及びＣＩのうちの少なくとも１つを実施するために処置ビームが走査される。ＬＲＩが選択されたとき、これは、患者が画像化と処置との間で動く可能性を最小限に抑え、それは、ＬＲＩが画像化と処置との間の眼の動きに対して最も重要／敏感であるためである。更に、角膜及び水晶体嚢の切開と比較して、水晶体調整のために必要な精度及び介在物サイズは、はるかに緩和されるため、本発明は、後部混濁の処置のためにＱ切り替え式Ｎｄ：ＹＡＧレーザからのミリジュールのパルスを使用することの考察において上記で述べた通り、上記の水晶体処置システムへの短パルスＩＲレーザ源の追加を企図する。そのようなパルスエネルギーは、より大きい介在物をもたらし、それは、嚢及び角膜切開に不適切であり、白内障水晶体の強固な分離をもたらす可能性がある。ＮＩＲ波長は、より短い波長とは対照的に、水晶体によって強力に吸収又は散乱されない。この第２処理源は、そのビームを、別のビームスプリッタによって第１の処置ビームのビームと結合させ得る。波長の大きな差は、これをかなり簡単な設計にする。しかしながら、図２Ｂに関して上述されたように、その同じスペクトル差は、画像化及び／又は測距法に対して異なる位置合わせを必要とする。
【００９１】
図４は、眼２０の前房の軸方向プロファイルのＯＣＴ測定のために水晶体にわたって適用される線パターンの例示である。眼２０の前房のＯＣＴ画像化は、切断のためのパターンを生成するために使用される同じレーザ及び／又は同じスキャナを使用して、水晶体にわたる単純な線形走査に沿って実施され得る。この走査は、水晶体前嚢及び水晶体後嚢の軸方向位置、白内障の核の境界、並びに前房の深度に関する情報を提供する。次いで、この情報は、レーザ走査システムにロードされ、後続のレーザを利用した外科手術をプログラム及び制御するために使用され得る。情報は、例えば、特に、水晶体嚢の切断並びに水晶体皮質及び核の分割のための焦点面の軸方向の上限及び下限、水晶体嚢の厚さ等、手術に関連する幅広いパラメータを判定するために使用され得る。
【００９２】
図５〜９は、本発明の一実施形態の異なる態様を示し、それらは、上記のシステム２００を使用して実施され得る。図５に示されるように、被膜破裂切開部４００（システム２００を使用して作られ得る）は、乱視矯正眼内レンズ（ＩＯＬ）のために調節される。そのような乱視矯正ＩＯＬは、眼２０の嚢４０２内の正確な位置に配置されるだけでなく、正確な回転／クロッキング角度に配向される必要もある。したがって、それらは、球状のＩＯＬとは異なり、固有の回転非対称性を有する。本実施例に示される切開部４００は楕円形であるが、他の形状もまた有用である。切開部４００は、連続的に作製されてもよく、又は患者の眼２０の水晶体嚢器官の構造的完全性を主に維持するために区分的に作製されてもよい。
【００９３】
そのような不完全な切開部４００は、穿孔切開部と考えられ得、それらが被膜破裂を不注意に広げる可能性を最小限に抑えるために、優しく除去されるように作製され得る。いずれにしても、切開部４００は封入切開であり、それは、本開示の目的で、同じ位置で開始及び終了し、ある特定の量の組織を内部に取り囲むことを意味する。封入切開の最も単純な例は、円形の切開であり、丸い組織片が切開によって取り囲まれる。したがって、封入処置パターン（即ち、封入切開を形成するためのシステム２００によって生成される）は、同じ位置で開始及び終了し、それにより取り囲まれる空間を画定するパターンになるという結果になる。
【００９４】
封入切開部４００の１つの重要な特徴は、その内部に配置されるＩＯＬを配向する位置合わせ特徴を含むことである。例示された楕円形切開部４００に関して、その楕円形状がその位置合わせ特徴であり、それは、手動ＣＣＣの所望の円形結果とは異なり、その固有の回転非対称性によってＩＯＬの精密な配置を可能にする。切開部４００の楕円長軸４０４及び短軸４０６が示される。長軸４０４及び短軸４０６は、等しくない。切開部４００は、本実施例において、虹彩の平面内にあり、その長軸４０４が水平に沿って位置することが示されるが、患者の眼２０に対して任意の回転角度で作製され得る。切開部４００は、ＩＯＬ上の１つ又は２つ以上の相補的な位置合わせ特徴と一致するように意図される。システム２００は、切開される嚢４０２の表面を精密に画定するために使用され得る。これは、標的嚢４０２自体の付近にレーザパルスを公称的に分離する機能を果たし、それにより必要とされるエネルギー及び処置時間を最小限に抑え、かつ患者の安全性及び全体的効率を比例して増加させ得る。
【００９５】
図６に示されるように、ＩＯＬ  ４０８は、光を集束するために使用される光学部分４１０、及びＩＯＬ  ４０８を位置付けるために使用される触覚部４１６を含む。光学部４１０は、（その光学軸を中心として）回転非対称レンズであり、それは、楕円形状の外周側壁又はエッジ４１２、楕円形状の切開部４００と一致する相補的位置合わせ特徴を含む。本実施例では、楕円形状のエッジ４１２は、長軸４１８及び短軸４２０を含む。長軸４１８及び短軸４２０は、等しくない。ＩＯＬ  ４０８は更に、表面４１４を含み、それは、触覚要素４１６を保持し、かつ嚢４０２が患者の眼２０の嚢４０２内の適切な配向及び位置で、眼内レンズ４０８の光学部４１０を固定するための静止位置を提供する。表面４１４は楕円として示されるが、そうである必要はない。
【００９６】
触覚部４１６は、安定性を提供し、嚢４０２の前部分に向かって保持力を印加することによって、切開部４００内に眼内レンズ４０８のエッジ４１２を固定する機能を果たし得る。触覚部４１６は、任意の配向で配置され得る。眼内レンズ４０８の光学部４１０の円筒矯正の配向は、その長軸４１８又は短軸４２０のいずれかと一致させられ得る。このように、眼内レンズＩＯＬ  ４０８及び光学部４１０は、標準化された方法で製造され得、切開部４００の回転配向並びに光学部４１０の球状及び円筒状の光強度は、患者の眼２０の個々の光学的処方に適合するように変化させられ得る。
【００９７】
図７は、いったん嚢４０２内に取り付けられた眼内レンズ４０８の適切で即時の配置を示し、一致している位置合わせ特徴エッジ４１２及び切開部４００が係合され、表面４１４上に載っている。長軸４０４及び長軸４１８は、等しい長さではない。短軸４０６及び短軸４２０も、同じ長さではない。これは、嚢４０２が被膜破裂切開の少し後に収縮し得るという事実に適応するために行われる。これらの軸の長さの差は、嚢４０２が収縮することを可能にし、なおも切開部４００を介して眼内レンズ４０８を嚢４０２内により良好に配置することを可能にするように意図される。これらの差は、妥当な収縮を可能にするように制限されるべきであるが、眼内レンズ４０８の有意な回転を可能にするほどではない。これらの長さの差についての典型的な値は、例えば、１００μｍ〜５００μｍの範囲であってもよい。
【００９８】
図８は、図６及び７に示される同じ眼内レンズ４０８の側面図を示す。この概略図において、エッジ４１２は、眼内レンズ４０８の表面４２４と同じ光学部４１０の側面上に示される。眼内レンズ４０８の表面４２２は、エッジ４１２と切開部４００との間の適合の完全性を維持する機能を果たす。エッジ４１２は、図６及び７に示される代替図中、表面４２２の突起部として見られる。光学部４１０の光軸４１１が示される。触覚部４１６は、この図において視線に沿って位置する。
【００９９】
図９は、図８のレンズ構成の側面図であるが、９０度回転されて、表示表面４２６が両方向に湾曲していない（即ち、円筒レンズとして形成される）ことを示す。この光学部４１０の円筒又は円環状光学システムは、患者の乱視のための円筒矯正を提供する。触覚部４１６は、この図において、視線に対して垂直に位置する。
【０１００】
図１５に示されるように、システムは、図１６に示されるキャビテーション気泡を生じさせることなく、例えば、角膜組織の構造を変更するために使用され得る。これらの角膜組織の変更は、図１８に示されるように、角膜５０４自体の屈折率プロファイルを成形するために使用され得る。多数の小さい局所的改変８２２は、角膜内で誘発され得、それらは、屈折率自体だけでなく角膜組織の機械的強度も変更することによって、屈折プロファイルを変化させる。したがって、屈折率の変化だけでなく、角膜トポグラフィの変化も使用され得る。これは、集束ユニット２６０を通じてビーム偏向ユニット２７０及び焦点シフトユニット７０４を利用して、レーザ効果の横方向の間隔をしっかり制御することによって達成される。
【０１０１】
例示目的で図面中に示されるように、眼組織内で物理的改変（構造的変更）又は切開を行うための方法及びシステムが開示されてきた。様々な実施形態において、本明細書に開示される方法及びシステムは、現在の標準治療よりも多くの利点を提供する。具体的には、水晶体嚢における迅速かつ精密な開口が、３２０ｎｍ〜４３０ｎｍレーザを使用して可能になり、眼内レンズの配置及び安定性を促進する。しかし、角膜組織の屈折力の変更も、屈折率を局所的に変更し、かつ角膜トポグラフィを再形成することによって可能になる。
【０１０２】
更なる分析を伴うことなく、上記は、他の人々が従来技術の観点から、本発明の一般的又は具体的な態様の本質的な特性かなり構成する特徴を省略することなく、現在の知識を応用することによって、それを様々な用途に容易に適合させることができるという本発明の概念の要点を十分に明らかにする。したがって、そのような用途は、以下の特許請求の範囲の同等物の意味及び範囲内と理解されるものとする。本発明は、ある特定の実施形態に関して記載されてきたが、当業者に明らかである他の実施形態もまた、本発明の範囲内である。
【０１０３】
本明細書に列挙される全ての特許及び特許出願は、参考によりそれら全体が本明細書に組み込まれる。
【０１０４】
本発明を説明する文脈（特に、以下の特許請求の範囲の文脈）において、「ａ」、「ａｎ」、及び「ｔｈｅ」という用語、並びに同様の指示詞の使用は、本明細書において別段の指示がない限り、又は文脈上明確に矛盾しない限り、単数形及び複数形の両方を包含すると解釈されるものとする。「備える」、「有する」、「含む」、及び「含有する」という用語は、特に明記しない限り、オープンエンドな用語と解釈されるものとする（即ち、「含むが、これらに限定されない」を意味する）。「接続される」という用語は、介在する何かが存在する場合でさえ、部分的若しくは完全に内に含有される、取り付けられる、又は一緒に結合されると解釈されるものとする。本明細書における値の範囲の列挙は、本明細書中で別段の指示がない限り、範囲内の各別個の値を個々に参照する簡略的方法として役立つことを意図するのみであり、各別個の値は本明細書に個別に列挙されているかのように、本明細書に組み入れられる。本明細書中に記載される全ての方法は、本明細書中で他に指示されない限り、又は文脈によって明らかに矛盾しない限り、任意の好適な順序で実施され得る。本明細書に提供される全ての例又は例示的な言語（例えば、「等」）の使用は、本発明の実施形態をよりよく説明することのみを意図し、別段に特許請求の範囲に記載される本発明の範囲に制限を課さない。本明細書におけるいかなる用語も、本発明の実施にとって必須なものとして、特許請求の範囲に記載されていない任意の要素を示すものと解釈されるべきではない。
【０１０５】
本開示のある特定の実施形態が、ある特定の度合いの特殊性を有する例示形態で示され記載されてきたが、当業者は、実施形態がほんの一例として提供されること、及び本発明の精神又は範囲から逸脱することなく、様々な変更が行われ得ることを理解するであろう。したがって、本開示は、以下の特許請求の範囲及びそれらの同等物によって一般的に表される本発明の精神及び範囲内に入る、全ての修正、代替構成、変化、置換、変更、並びに部品、構造、及び工程の組み合わせ及び配置を包含することが意図される。
【０１０６】
〔実施の態様〕
（１）  患者の眼の眼科手術のためのシステムであって、
発色団吸光度を用いて前記眼内の１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するための３２０ナノメートル〜３７０ナノメートルの波長、１ピコ秒〜１００ナノ秒のパルス持続時間、及び０．０１マイクロジュール〜５００マイクロジュールのパルスエネルギーを有する複数の紫外レーザパルスを含む紫外レーザビームを送達するように構成された、レーザ源と、
前記レーザ源に動作可能に連結され、かつ前記紫外レーザビームを焦点に集束し、前記焦点をあるパターンで、角膜、縁、強膜、水晶体嚢、水晶体、及び人工眼内レンズインプラントからなる群から選択される前記１つ又は２つ以上の眼内標的に方向付けるように構成された、光学システムと、を備え、前記パルスエネルギー、前記パルス持続時間、及び前記焦点は、前記焦点における前記紫外レーザビームの放射照度が、プラズマの形成及び関連するキャビテーション事象の閾値を超えることなく、発色団吸光度を用いて、前記１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するのに十分であるように構成されており、
前記紫外レーザビームが、前記レーザビームと整合したＺ軸に対して横方向に６ｍｍ〜１０ｍｍの走査範囲にわたって走査されるための前記レーザビームの前記焦点を提供する開口数において、前記光学システムによって前記１つ又は２つ以上の眼内標的に集束される、システム。
（２）  前記波長が、３５５ｎｍである、実施態様１に記載のシステム。
（３）  前記パルス持続時間が、４００ピコ秒〜７００ピコ秒である、実施態様１に記載のシステム。
（４）  前記システムの前記開口数が、０．０５〜０．４である、実施態様１に記載のシステム。
（５）  前記パルスエネルギーが、０．５マイクロジュール〜１０マイクロジュールである、実施態様１に記載のシステム。
【０１０７】
（６）  前記複数のレーザパルスが、５００ヘルツ〜５００キロヘルツの繰り返し率を有する、実施態様１に記載のシステム。
（７）  前記焦点の直径が、前記１つ又は２つ以上の眼内標的内で０．５マイクロメートル〜１０マイクロメートル（０．５ミクロン〜１０ミクロン）である、実施態様１に記載のシステム。
（８）  前記パターンが、１つ又は２つ以上の角膜減張切開、１つ又は２つ以上の輪部減張切開、１つ又は２つ以上の乱視矯正角膜切開、１つ又は２つ以上の角膜弁、１つ又は２つ以上の角膜移植形状、及び１つ又は２つ以上の嚢切開からなる群から選択される構成で、前記１つ又は２つ以上の眼内標的において１つ又は２つ以上の切り口を作るように構成される、実施態様１に記載のシステム。
（９）  改変された標的の屈折率が変更される、実施態様１に記載のシステム。
（１０）  前記放射照度が、１平方センチメートル当たり１２０ギガワット以下である、実施態様１に記載のシステム。
【０１０８】
（１１）  制御装置によって前記レーザ源及び光学システムに連結され、かつ前記少なくとも１つ又は２つ以上の眼内標的からの後方反射光を共焦点検出するように構成され、更に（１）前記標的構造の位置を特定し、（２）プラズマの形成と関連したキャビテーション事象の発生を監視するように構成された、画像化システムを更に備え、
キャビテーション事象の検出が、キャビテーションを回避するために、後続のレーザパルスのパルスエネルギーの低減をもたらす、実施態様１に記載のシステム。
（１２）  前記パターンが、前記レーザビームと整合した前記Ｚ軸内の区分を含み、前記光学システムが、Ｘ−Ｙ走査デバイスと、Ｚ走査デバイスと、を備え、前記Ｚ走査デバイスが、前記レーザビームと整合した前記ｚ軸内の前記区分に沿って、前記焦点を自動的に移動させるように動作可能であり、前記Ｘ−Ｙ走査デバイスが、前記ｚ軸に対して横方向に前記焦点を移動させるように動作可能であり、前記レーザビームが、前記Ｘ−Ｙ走査デバイスに伝搬する前に、前記Ｚ走査デバイス内を伝搬する、実施態様１に記載のシステム。
（１３）  前記開口数が、０．１５である、実施態様１に記載のシステム。
（１４）  制御装置によって前記レーザ源及び光学システムに連結され、かつ前記少なくとも１つ又は２つ以上の眼内標的からの後方反射光を共焦点検出し、それにより、前記１つ又は２つ以上の眼内標的に対応する画像データを取得するように構成された、画像化システムを更に備え、
前記制御装置が、少なくとも部分的に前記画像データに基づき、処置走査パターンを自動的に生成するように構成される、実施態様１に記載のシステム。
（１５）  患者の眼の眼科手術のためのシステムであって、
波長、パルス持続時間、及びパルスエネルギーを有する複数の紫外レーザパルスを含む紫外レーザビームを送達するように構成された、レーザ源であって、前記複数の紫外レーザパルスが、３２０〜３７０ナノメートルの波長を有して、発色団吸光度を用いて前記眼内の１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解する、レーザ源と、
前記レーザ源に動作可能に連結され、かつ前記紫外レーザビームを焦点に集束し、前記焦点をあるパターンで、角膜、縁、強膜、水晶体嚢、水晶体、及び人工眼内レンズインプラントからなる群から選択される前記１つ又は２つ以上の眼内標的に方向付けるように構成された、光学システムと、を備え、前記パルスエネルギー、前記パルス持続時間、及び前記焦点は、前記焦点における前記紫外レーザビームの放射照度が、プラズマの形成及び関連するキャビテーション事象の閾値を超えることなく、発色団吸光度を用いて、前記１つ又は２つ以上の眼内標的を光分解するのに十分であるように構成されており、
前記紫外レーザビームが、０．６未満の開口数において、前記光学システムによって前記１つ又は２つ以上の眼内標的に集束される、システム。
【０１０９】
（１６）  前記システムの前記開口数が、０．０５〜０．４である、実施態様１５に記載のシステム。
（１７）  ８００ナノメートル〜１１００ナノメートルの波長を用いて前記水晶体を断片化するように構成された第２のレーザ源を更に備える、実施態様１５に記載のシステム。
（１８）  制御装置によって前記レーザ源及び光学システムに連結され、かつ前記少なくとも１つ又は２つ以上の眼内標的からの後方反射光を共焦点検出するように構成され、更に前記標的構造の位置を特定するように構成された、画像化システムを更に備える、実施態様１５に記載のシステム。
（１９）  前記開口数が、０．１５である、実施態様１５に記載のシステム。
（２０）  制御装置によって前記レーザ源及び光学システムに連結され、かつ前記少なくとも１つ又は２つ以上の眼内標的からの後方反射光を共焦点検出し、それにより、前記１つ又は２つ以上の眼内標的に対応する画像データを取得するように構成された、画像化システムを更に備え、
前記制御装置が、少なくとも部分的に前記画像データに基づき、処置走査パターンを自動的に生成するように構成される、実施態様１５に記載のシステム。
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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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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【図２３】
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【図２４】
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【国際調査報告】
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