"眼を画像化する方法であって、スペクトル領域光コヒーレンストモグラフィSD-OCT画像化システムに対して、第1構造及び第2構造を有する眼を位置決めするステップと、前記SD-OCT画像化システムで前記眼を画像化するステップであって、前記第1眼構造の直接画像又は鏡像の一方を選択して、前記第1眼構造の選択画像に対応する第1画像部分を生成するステップと、前記第2眼構造の直接画像又は鏡像の一方を選択して、前記第2眼構造の選択画像に対応する第2画像部分を生成するステップと、前記第1構造及び第2構造の非選択画像を抑制するステップとによって、前記SD-OCT画像化システムで前記眼を画像化するステップとを含む、眼を画像化する方法。前記非選択画像を抑制するステップが、生成された非選択画像の表示を防止するステップと、前記非選択画像を表示することなしに該非選択画像を生成するステップと、前記非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施するステップと、上記ステップの組み合わせとのうちの少なくとも1つを含む、請求項1に記載の方法。前記第1画像部分及び第2画像部分を生成するステップが、前記第1画像部分又は前記第2画像部分のうちの少なくとも一方が鏡像である場合、前記第1構造及び第2構造の生物学的代表画像を生成するために、前記第1画像部分又は第2画像部分のうちの一方において変換を行うことを含む、請求項1に記載の方法。前記眼を画像化するステップが、前記第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像が互いから区別されうるように、対応する画像深さにおいて前記第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像を生成すべく、前記SD-OCT画像化システムの参照深さを調節するステップを含む、請求項1に記載の方法。前記第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像を区別するステップが、前記画像の空間分離を認識するステップと、パターン認識アプローチを適用するステップと、前記画像の信号特性を区別するステップと、前記眼に関する既存の知識を活用するステップと、診断に基づく前記眼に関する知識を活用するステップと、上記ステップの組み合わせとのうちの少なくとも1つを含む、請求項4に記載の方法。前記参照深さを調節するステップと前記第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像を区別するステップとが反復して行われる、請求項4に記載の方法。前記第1構造が前記眼の水晶体の前嚢層であり、前記第2構造が前記眼の水晶体の後嚢層である、請求項4に記載の方法。前記眼を画像化するステップは、前記第1画像部分、前記第2画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、前記角膜の直接画像-前記前嚢層の直接画像-前記後嚢層の鏡像と、前記角膜の直接画像-前記後嚢層の鏡像-前記前嚢層の直接画像と、前記後嚢層の鏡像-前記角膜の直接画像-前記前嚢層の直接画像とのうちの1つであるように、前記SD-OCT画像化システムの参照深さを調節するステップを含む、請求項7に記載の方法。前記参照深さを調節するステップが、前記SD-OCT画像化システムの参照ミラーの位置を調節するステップと、前記SD-OCT画像化システムの遅延要素をチューニングするステップと、上記ステップの組み合わせとのうちの1つを含む、請求項4に記載の方法。前記眼を画像化するステップがホモダイン画像化を含む、請求項4に記載の方法。前記眼を画像化するステップが、結果として前記第1構造及び第2構造が画像化範囲内に配置されるようにするために、前記参照深さの周りの画像化範囲を調節することを含む、請求項4に記載の方法。前記画像化範囲を調節するステップが前記SD-OCT画像化システムの中心波長又は波長分解能のうちの少なくとも一方を調節することを含む、請求項11に記載の方法。前記調節するステップが前記画像化範囲を0~15mmの範囲内に調節することを含む、請求項11に記載の方法。前記調節するステップが前記画像化範囲を5~15mmの範囲内に調節することを含む、請求項11に記載の方法。前記眼を画像化するステップが、結果として前記画像化範囲がレイリー範囲の4倍未満となるように、焦点深度の周りのレイリー範囲を調節することを含む、請求項11に記載の方法。前記参照深さを調節するステップが該参照深さを2~15mmの範囲内に調節することを含む、請求項4に記載の方法。前記眼を位置決めするステップが、前記SD-OCT画像化システムのインターフェイスに前記眼をドッキングさせるステップと、前記眼を固定化するステップと、前記SD-OCT画像化システムに対する前記眼の動作範囲を最小化するステップと、上記ステップの組み合わせとのうちの少なくとも1つを含む、請求項1に記載の方法。前記SD-OCT画像化システムがスペクトロメータベース型OCTSB-OCT画像化システム及びスウェプトソース型OCTSS-OCT画像化システムのうちの一方である、請求項1に記載の方法。前記眼を画像化するステップが、単一のz走査を形成するステップと、平面状のz走査を形成するステップと、走査線に沿ってz走査を形成するステップと、ラスターパターンでz走査を形成するステップと、上記ステップの組み合わせとのうちの少なくとも1つを含む、請求項1に記載の方法。スペクトル領域光コヒーレンストモグラフィSD-OCT画像化システムを含む、眼を画像化する画像化システムであって:前記SD-OCT画像化システムが、第1構造及び第2構造を有する前記眼を該SD-OCT画像化システムに対して位置決めし、前記第1構造の直接画像及び鏡像から選択された第1画像部分を生成し、前記第2構造の直接画像及び鏡像から選択された第2画像部分を生成し、且つ前記第1構造及び第2構造の非選択画像を抑制する、眼を画像化する画像化システム。前記SD-OCT画像化システムが、画像化光を出力する画像化光源と、前記画像化光を画像化ビームと参照ビームとに分割し且つ戻り画像化光部分と戻り参照光部分とを統一して干渉光にする、1つ以上のビームスプリッタと、参照距離に対して比例する時間差で、前記参照光部分を戻す参照デバイスと、前記干渉光を受容して前記眼のSD-OCT画像を生成する干渉アナライザとを含む、請求項20に記載の画像化システム。前記SD-OCTがスペクトロメータベース型OCTSB-OCT又はスウェプトソース型OCTSS-OCTのうちの一方である、請求項21に記載の画像化システム。前記参照デバイスが、前記戻り参照光部分が前記戻り画像化光部分に対して先行又は遅延させられるように構成されている、請求項21に記載の画像化システム。前記参照ミラーの参照距離が前記眼における参照深さに関連付けられ、前記干渉アナライザが前記参照深さにおいて最大画像化感度を有している、請求項21に記載の画像化システム。前記第1構造が前記眼の水晶体の前嚢層であり、前記第2構造が前記眼の水晶体の後嚢層であり、前記参照距離は、前記第1画像部分、前記第2画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、前記後嚢層の鏡像-前記前嚢層の直接画像-前記角膜の直接画像と、前記前嚢層の直接画像-前記後嚢層の鏡像-前記角膜の直接画像と、前記前嚢層の直接画像-前記角膜の直接画像-前記後嚢層の鏡像とのうちの1つであるように、前記参照深さを設定するために調節可能である、請求項24に記載の画像化システム。前記第1構造が前記眼の水晶体の前嚢層であり、前記第2構造が前記眼の水晶体の後嚢層であり、前記参照距離は、前記第1画像部分、前記第2画像部分、及び角膜画像の深さ配列が、前記後嚢層の直接画像-前記前嚢層の鏡像-前記角膜の鏡像と、前記前嚢層の鏡像-前記後嚢層の直接画像-前記角膜の鏡像と、前記前嚢層の鏡像-前記角膜の鏡像-前記後嚢層の直接画像とのうちの1つであるように、前記参照深さを設定するために調節可能である、請求項24に記載の画像化システム。前記参照距離が、前記参照深さを2~15mmの範囲内に制御するように調節可能である、請求項24に記載の画像化システム。前記SD-OCT画像化システムが、前記参照深さの周りの画像化範囲を0mm~15mmと5mm~15mmとのうちの一方の範囲内に制御する、請求項24に記載の画像化システム。前記SD-OCT画像化システムが、生成された非選択画像の表示を防止する機能と、前記非選択画像を表示することなしに該非選択画像を生成する機能と、前記非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施する機能と、上記機能の組み合わせとのうちの少なくとも1つによって前記非選択画像を抑制する、請求項20に記載の画像化システム。物体を画像化する方法であって、スペクトル領域光コヒーレンストモグラフィSD-OCT画像化システムに対して、低コントラスト媒体中に高コントラスト構造を含む前記物体を位置決めするステップと、前記高コントラスト構造の直接画像及び鏡像の一方に対応して、前記SD-OCT画像化システムで前記高コントラスト構造の画像を生成するステップと、前記高コントラスト構造の非選択画像を抑制するステップとを含む、物体を画像化する方法。前記高コントラスト構造の画像を生成するステップは、前記高コントラスト構造の画像が第1構造の第1画像から区別可能であるように、所定の画像深さにおいて前記高コントラスト構造の画像を生成すべく、前記SD-OCT画像化システムの参照深さを調節するステップを含む、請求項30に記載の方法。前記参照深さを調節するステップが、前記高コントラスト構造の画像の前記第1画像からの空間分離を認識するステップと、パターン認識アプローチを適用するステップと、前記高コントラスト構造の画像及び前記第1画像の信号特性を区別するステップと、前記物体に関する既存の知識を活用するステップと、診断に基づく前記物体に関する知識を活用するステップとのうちの少なくとも1つによって、前記高コントラスト構造の画像を前記第1画像から区別することを含む、請求項31に記載の方法。前記高コントラスト構造の画像を生成するステップがホモダイン画像化を含む、請求項30に記載の方法。前記高コントラスト構造の画像を生成するステップが前記SD-OCT画像化システムの参照深さを設定するステップと、結果として画像化範囲が前記高コントラスト構造に及ぶように、前記参照深さの周りの画像化範囲を調節するステップとを含む、請求項30に記載の方法。前記画像化範囲を調節するステップは、結果として前記画像化範囲が前記高コントラスト構造に及ぶように、前記SD-OCT画像化システムの中心波長及び波長分解能のうちの少なくとも一方を調節することを含む、請求項34に記載の方法。前記画像化範囲を調節するステップが前記画像化範囲を0mm~15mmと5mm~15mmとのうちの一方の範囲内に調節することを含む、請求項34に記載の方法。前記画像化範囲を調節するステップが前記参照深さを2mm~15mmの範囲内に調節することを含む、請求項34に記載の方法。前記画像化範囲を調節するステップが、前記SD-OCT画像化システムの焦点深度を調節することと、結果として前記画像化範囲がレイリー範囲の4倍未満となるように、前記SD-OCT画像化システムの焦点深度の周りのレイリー範囲を調節することとを含む、請求項34に記載の方法。手術レーザーシステムであって、手術レーザー送達システムと、前記手術レーザー送達システムにカップリングされたスペクトル領域光コヒーレンストモグラフィSD-OCT画像化システムとを含み、前記SD-OCT画像化システムが、低コントラスト媒体中に高コントラスト構造を有する物体を画像化し、前記高コントラスト構造の直接画像及び鏡像の一方に対応する前記高コントラスト構造の画像を生成し、且つ前記高コントラスト構造の非選択画像を抑制する、手術レーザーシステム。前記SD-OCT画像化システムが、画像化光を出力する画像化光源と、前記画像化光を画像化ビームと参照ビームとに分割し且つ戻り画像化ビーム部分と戻り参照ビーム部分とを統一して干渉ビームにする、1つ以上のビームスプリッタと、参照距離に位置決めされた参照ミラーであって、前記参照ビーム部分を戻す参照ミラーと、前記干渉ビームを受容して前記眼のSD-OCT画像を生成する干渉アナライザとを含む、請求項39に記載の手術レーザーシステム。前記SD-OCTがスペクトロメータベース型OCTSB-OCT及びスウェプトソース型OCTSS-OCTのうちの一方である、請求項40に記載の画像化システム。前記参照ミラーの参照距離が前記眼における参照深さに関連付けられ、前記干渉アナライザが前記参照深さにおいて最大画像化感度を有している、請求項40に記載の画像化システム。前記参照距離が、前記参照深さを2~15mmの範囲内に制御するように調節可能である、請求項42に記載の画像化システム。前記SD-OCT画像化システムが、前記参照深さの周りの画像化範囲を0mm~15mmと5mm~15mmとのうちの一方の範囲内に制御するように構成されている、請求項42に記載の画像化システム。前記SD-OCT画像化システムが、生成された非選択画像の表示を防止するステップと、前記非選択画像を表示することなしに該非選択画像を生成するステップと、前記非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施するステップとのうちの少なくとも1つによって前記非選択画像を抑制する、請求項39に記載の画像化システム。図1は典型的な人間の眼1を示している。眼1のよく知られた主要構造要素は、水晶体5と、角膜10と、瞳孔20と、虹彩30と、網膜40とを含んでいる。眼の中心の室は硝子体液で満たされており、網膜の視覚的刺激は視神経を通って脳へ向かう。図1Bは、水晶体5自体をより詳しく示す側面図である。より詳細に言えば、水晶体5は嚢51内に含まれており、嚢の厚さは典型的には20ミクロンのオーダーである。嚢は、入射光の方向を参照軸として使用して見て、前嚢面51Aと後嚢面51Pとを有している。水晶体は、水晶体前面52Aと水晶体後面52Pとによって画定されている。水晶体5の内部には硬質の核53が白内障による透明性損失を呈しており、皮質54と呼ばれることもある軟質の外殻内に埋め込まれている。水晶体の全体的な大きさは、患者の年齢を含むいくつかのファクタに依存する。このz方向の広がりは6~8mmであり得る。そしてその半径方向の広がりz軸に対して横方向は5mmのオーダーである。白内障部分、典型的には硬質の核53のz方向の広がりは、多くのファクタに応じて、2~6mmであることが多い。白内障手術において、しばしばいわゆるフェイコテクノロジーの過程において超音波の適用による支援を受けながら、挿入された手術器具により硬質の核53を切開、チョップ、又は破砕するのが典型的である。続いて、硬質の核53の切片又は破片及びより軟質且つより流動的な皮質54を、真空吸引を施すことにより、水晶体前面52A及び嚢51に形成された円形開口を通して嚢51から除去する。この円形開口は、切嚢術、又は嚢切開術と呼ばれる方法によって形成される。眼内レンズIOLを空の嚢51内に挿入して眼の光学性能及び視力を回復させることによって、手術は完了する。過去40年間にわたって、超音波水晶体用器具及び/又は加熱流体器具による支援を受けながら、主としてハンドヘルドの手術器具を用いて白内障手術が行われてきた。傷つきやすい手術ターゲットを考えて、精度が高められた眼科手術システムを開発することに焦点が当てられてきた。ごく最近になってやっと、伝統的な器具の代わりに手術レーザーシステムが使用されることが試みられた。これらのレーザーシステムは、嚢51及び核53を切開するときに劇的に改善された精度、すなわちフェイコテクノロジーにとって典型的な数百ミクロン又は数ミリメートルではなく数ミクロンの精度を約束する。レーザーに基づく白内障手術システムの精度は、画像化システムと手術レーザーシステムとを統合することによって高めることができる。このような画像化システムは、水晶体前面52A及び水晶体後面52Pの場所を高い精度で割り出すことにより、水晶体手術プロセスを誘導することができる。これらの水晶体手術プロセスは切嚢術、嚢切開術、及び嚢分解術を含んでいる。切嚢術の精度は、IOLのセンタリングを制御する主要なファクタである。センタリングは、挿入されたIOLの性能を最適化するために必須である。なぜならば、IOLの配置が中心から外れると、手術された眼の乱視又はその他の光学的歪みが引き起こされるおそれがあるからである。水晶体チョッピングの精度も、水晶体全体が適切に破砕されるのを確実にするために同等に重要である。特に効率的な画像化技術が光コヒーレンストモグラフィ又はOCTと呼ばれる。OCT技術では、画像化光が画像ビームと参照ビームとに分割される。これらのビームは、画像化される物体と参照ミラーとによって画像化システムに戻され、そして統一されて結合干渉ビームとなる。この干渉ビームは時間領域又は周波数領域で分析することができる。これら2つはOCTの主要な実現事項である。しかしながら、OCT技術でさえも種々の欠点によって阻まれており、従って、レーザーに基づく白内障手術システムの効率を高めるためにOCT技術の改善が必要とされる。OCT技術のよく知られている課題はいわゆる複素曖昧性である。この問題が生じる理由は、干渉パターンが、干渉画像ビームと参照ビームとの和の振幅二乗に関連し、このためエルミート対称性Hermiteansymmetryを呈することにある。換言すると、光波が検出されると、振幅だけが記録され、位相情報は失われる。波及びその複素共役は同じ干渉パターンを生成する。このことは、元の光波を再構成しようとすると曖昧性をもたらす。この曖昧性を解消することができないと、OCT画像化システムは、ターゲット物体の直接画像及び鏡像の両方、すなわち複素曖昧性のアーチファクトを生成する。図2は、OCTにおける画像の重複から生じ得る複素曖昧性を示している。左側パネルは、後嚢層の鏡像が後嚢層の直接画像とオーバラップする事例を示している。右側パネルは、後嚢層の鏡像が前嚢層の直接画像とオーバラップする事例を示している。いずれの事例においても、これらのオーバラップ画像を区別することができず、結果として曖昧性をもたらし、場合によっては手術医を混同させ、ひいては眼科処置の成功を危うくする。現在まで既存の方法は曖昧性を解消してターゲット物体の直接画像を分離生成することができないため、複素曖昧性というこの難題はシステムの設計者を悩ましている一方で、切嚢術及び水晶体の破砕を誘導するために、前嚢層及び後嚢層の両方を精密に画像化することが差し迫って必要である。本明細書中に記載された光学的画像化技術及びシステムは、光コヒーレンストモグラフィ画像化に基づく高忠実度光学的画像化を可能にし、数ある用途の中でも特に眼科手術及び画像誘導手術における光学的画像化のために用いられることができる。記載の光学的画像化技術及びシステムは、OCTにおける複素曖昧性を伴う技術的問題を軽減するように実施されることができる。図3Aは、OCT技術の複素曖昧性を取り除いた、眼科手術用途のための画像を提供する方法100の実施を示している。眼を画像化するための方法100のいくつかの実施態様は、110スペクトル領域光コヒーレンストモグラフィSD-OCT画像化システムに対して、第1構造及び第2構造を有する眼を位置決めするステップと、120SD-OCT画像化システムで眼を画像化するステップであって、130第1眼構造の直接画像及び鏡像のうちの一方を選択して、第1眼構造の選択画像に対応する第1画像部分を生成するステップと、140第2眼構造の直接画像及び鏡像のうちの一方を選択して、第2眼構造の選択画像に対応する第2画像部分を生成するステップと、150第1構造及び第2構造の非選択画像を抑制するステップとによってSD-OCT画像化システムで眼を画像化するステップとを含む。これらのステップは下で詳細に説明する。ここで本特許文献全体を通して、画像及び眼構造という用語は部分的な画像及び部分的な眼構造を意味することがある。なぜならば、OCT走査は典型的にはターゲット全体のうちの一部のみを画像化し、ひいては、生成された画像は、典型的には眼構造の一部を表す部分的な画像であるからである。このようにして、画像部分として種々の眼構造のいくつかの画像を組み合わせることによって単一の眼画像を作成することができる。ステップ110において、眼をOCT画像化システムに対して位置決めすることができる。眼を位置決めするための方法は数多くある。これらの方法は、患者インターフェイス又は対物レンズの前部セグメントが眼と機械的に接触するまで、ガントリgantryを眼上に降下させることを含む。いくつかのシステムは、真空システムを使用して、患者インターフェイスと眼との間に把持力を発生させて画像化システムに対して眼を固定化する。他のシステムは機械手段、例えば角膜内に穏やかに押し入れられる波状面を使用する。画像化システムは、光コヒーレンストモグラフィOCT画像化システムであってよい。方法100の実施態様は典型的には、時間領域OCT技術の代わりにスペクトル領域SDOCT技術を利用する。SD-OCT技術は、スペクトロメータベース型OCTSB-OCT画像化システム又はスウェプトソース型OCTSS-OCT画像化システムによって実施されることができる。スペクトル領域OCT技術が時間領域OCTシステムよりも質的に速く且つ高い精度で実施されることが広く文書化されてきた。ステップ120において、SD-OCTシステムを使用して眼の画像を作成することができる。方法100のステップに従うことなしにSD-OCTシステムを実施する場合には、このシステムは画像化される物体の直接画像と鏡像とを生成する。上述のように画像のこのような増殖は、画像曖昧性をもたらし、ひいては眼科用途又は任意の他の用途に対するOCT画像化システムの有用性を損なう。図2は、SD-OCTによって画像化された嚢51の例を示している。その2つの最も顕著な構造要素である前嚢層及び後嚢層がそれぞれ直接画像と鏡像とを生成しており、嚢51のオーバラップした曖昧な画像が潜在的にもたらされる。このような曖昧性、及び結果として生じる精度の損失は、手術医を混同させ、ひいてはとりわけ白内障手術の効率及び精度を損なうおそれがある。方法100を主に前嚢層51A及び後嚢層51Pと関連させて説明する。なぜならば、これらの層は高い光学的コントラストを有しており、ひいてはOCT画像化プロセスにおいて最も際だった画像を生成するからである。しかしながら、水晶体前面52A及び水晶体後面52P、並びに硬質の核の前面53A及び後面53Pも、OCT画像内において、低いコントラストを有するが、可視的である。従って、水晶体面52A-P又は核面53A-Pの直接画像又は鏡像が嚢層51A-Pの直接画像又は鏡像とオーバラップすることによっても、複素曖昧性の問題が出現する。これらのオーバラップは、嚢層の直接画像及び鏡像が互いにオーバラップするのと同様の問題を招くので、オーバラップの種々の組み合わせを書き出すことはせずに、言及するのにとどめる。このような単純化は、説明の簡潔さを守ることだけを目的としたものであって、本発明の範囲には、これらの画像化される眼構造の生じ得る全てのオーバラップの組み合わせが含まれる。生じ得るこれら全ての組み合わせを捕捉するために、この方法を第1眼構造及び第2眼構造に関して説明する。上記前嚢層51A及び後嚢層51Pは、これらの眼構造の例である。他の眼構造は水晶体前面52A及び水晶体後面52P、核前面53A及び核後面53P、並びに虹彩、瞳孔、角膜、又は任意の他の眼構造を含む。さらに、本出願全体を通して表面面という用語は広義に用いられる。すなわち、これは幾何学的な最も外側の表面だけでなく、何らかの厚さを有する生物学的層も意味することがある。表面又は表面層の厚さは、機能的、生物学的、又は機械的基準に基づいて定義されることができ、そして1ミクロン未満から1ミリメートルを上回る範囲まで延びることができる。また層という用語は、明確に定義された境界を有する十分に分離された層だけでなく、隣接構造からの区別をまだ可能にしている限りは、その隣接物に対するコントラストが緩やかな境界によって定義される層を含む、より広い意味も有する。複素曖昧性を排除するために、ステップ120~150では、眼の画像は、画像化される眼構造の鏡像及び直接画像のうちの一方だけを選択することによって集成されることができる。詳細には、ステップ130では、第1眼構造、例えば前嚢層の直接画像又は鏡像に対応する第1画像部分が生成される。ステップ140では、第2眼構造、例えば後嚢層の鏡像又は直接画像に対応する第2画像部分が生成される。次いで、ステップ150では、第1眼構造及び第2眼構造の非選択画像を抑制することができ、生成された第1画像部分と第2画像部分とから画像の集成が可能となる。ステップ120~140に関して、画像化システムの参照深さは、鏡像の深さ又はZ座標を設定する制御パラメータのうちの1つである。他の実施形において、他の制御パラメータが参照深さの役割を果たすことができる。画像化ステップ120の構成要素がこの参照深さ又はSD-OCT画像化システムの別の同様の制御パラメータを調節することにより第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像を生成することができるので、これらの画像は互いに区別されることができる。参照深さは、例えばSD-OCT画像化システムの参照アーム内で参照ミラーを動かすことによって調節されることができる。他の実施形において、SD-OCT画像化システムの参照アーム内又は画像化アーム内に可変遅延要素を採用することができる。参照深さを賢明に選ぶことにより、第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像を区別するステップを少なくとも容易にし、そしてしばしば事実上可能にする。第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像が一旦区別されたら、眼の画像の第1画像部分及び第2画像部分として選択画像だけを表示し、そして非選択画像を抑制することが可能になる。これらのステップは、複素曖昧性を排除する効率的な方法である。第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像を区別することは、種々の方法によって行うことができる。これらの方法は、画像の空間分離を視覚的に認識すること、パターン認識アプローチを適用すること、画像の信号特性又はノイズ特性を区別すること、眼に関する既存の知識を活用すること、又は診断プロセスに基づく眼に関する知識を活用することを含む。これらの画像区別方法を、参照深さを調節するステップと反復して組み合わせることができる。いくつかの実施形では、画像を区別するステップを、特定の参照深さ、例えばプリセット又はデフォルト深さを使用して試みることができる。画像を高い信頼レベルで区別できるならば、参照深さの調節は必要とならない。しかし、画像部分を区別する試みが成功しない場合又は所望の信頼レベルに達しない場合、参照深さを調節することができ又は区別ステップを再び実施することができる。これらのステップは、画像部分の高い信頼レベルの区別が達成されるレベルに参照深さが調節されるまで反復して実施されることができる。第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像を区別できるように参照深さを一旦選ぶと、非選択画像を種々の方法でステップ150において抑制することができる。これらの方法は、生成された非選択画像の表示を防止すること、非選択画像を表示することなしに非選択画像を生成すること、及び非選択画像を生成することさえ防止するための計算ステップを実施することを含む。他のソフトウェア及びハードウェアの実施も同様に非選択画像を抑制することができる。要約すれば、いくつかの実施形において種々の眼構造を区別し、区別された画像のいくつかを選択し、そして非選択画像を抑制する方法100は、a1つ以上の眼構造の直接画像及び鏡像を区別しようと試みることと、b試みられた区別ステップに応じて、必要な場合には、制御パラメータ、例えば参照深さをチューニングすることにより区別ステップaの効率を改善することと、c場合によってはステップa及びbを反復して実施することにより区別ステップの結果を最適化することとを含む。2×2=4画像2つの主要な眼構造の直接画像及び鏡像の画像化プロセスの場合、この区別ステップは、画像化システムが2つの非選択画像を抑制し、2つの選択画像を画像部分として使用して、複素曖昧性のない水晶体手術領域の正確且つ有用な画像を集成することを可能にする。最終的に表示される画像を集成することは、第1画像部分及び第2画像部分のうちの少なくとも一方が鏡像である場合、第1画像部分及び第2画像部分のうちの一方において変換を行うことによって、ステップ150で第1眼構造及び第2眼構造の生物学的代表画像を生成することを含む。この変換は例えば、好適に選ばれた鏡面又は鏡線に対して鏡像をミラーリングすることであってよい。このような変換は第1画像部分及び第2画像部分が直接画像であるときには必要でない場合がある。図3Bは、関連する画像化方法100’を示している。この方法100’は、110’スペクトル領域光コヒーレンストモグラフィSD-OCT画像化システムに対して物体を位置決めするステップであって、物体が低コントラスト媒体中に高コントラスト構造を含む、ステップと、120’高コントラスト構造の直接画像及び鏡像の一方に対応して、SD-OCT画像化システムで高コントラスト構造の画像を生成するステップと;、130’高コントラスト構造の非選択画像を抑制するステップとを含むことができる。方法100’は、ステップ120’において高コントラスト物体の直接画像と鏡像とを区別することと、これらの画像のどちらかを関心事の別の画像から区別することとに焦点を当てている。また、この方法はこれらの画像のうちの一方を表示し且つ他方の非選択画像を抑制する。方法100’は、例えばSD-OCT画像化システムの参照深さを調節して好適な画像深さにおいて高コントラスト構造の画像を生成することによって鏡像と直接画像とその他の画像とを区別することができるので、高コントラスト構造の画像を第1構造の第1画像から区別することができる。上述のように、区別ステップは、第1画像からの高コントラスト構造の画像の空間分離を視覚的に認識することと、パターン認識アプローチを適用することと、高コントラスト構造の画像及び第1画像の信号特性を区別することと、物体に関する既存の知識を活用することと、診断プロセスに基づく物体に関する知識を活用することとを含むことができる。最後に、参照深さを調節するステップ及び種々の画像を区別するステップは、最適化された性能のために反復して行われることができる。図4A~Dに示されているように、眼の薄い角膜、前嚢層及び後嚢層をSD-OCT処置によって画像化する場合、参照深さZrefの選択に応じて、いくつかの異なる画像配列が生じ得る。上記のように、嚢層に加えて、水晶体面及び核面もOCT画像に現れる。従って、下記では画像配列を嚢層に関してのみ論じるが、付加的な画像の場所を種々に組み合わせることによって、いくつかの付加的な配列が発生する。これらの付加的な画像配列が質的に新しい問題を引き起こすことはないので、対応する複素曖昧性を排除するには、方法100の自然発展形を実施することで十分である。図4Aに示されているように、角膜の直接画像201の深さZdc=ZdirectcorneaをZ深さスケールのゼロとして使用することができる。次いで後嚢層の直接画像211は深さZdaにあってよく、そして後嚢層の直接画像213は深さZdpにあってよい。また図4Aに示されているように、参照深さ203の特定の深さ選択Zrefのために、SD-OCT画像化システムは、反射中心として参照深さZrefを用いて表面の鏡像を生成することができる。一般に、鏡像のZ深さはZmirror=Zref-Zmirror-Zrefに位置する。上記表面の鏡像及びこれらの深さは、この場合次の通り、すなわち深さZmpにおける後嚢層の鏡像212及び深さZmaにおける前嚢層の鏡像214となるので、画像深さの配列はZdc-Zda-Zmp-Zdp-Zmaである。図4B~Cに示されているように、参照深さ203のZ座標Zrefがチューニングされると、画像配列は変わりうる。実際に関連のある事例において、前嚢層214の鏡像がZmaにおいて最も深いZ深さを有しており、これにはZdpにおける後嚢層の直接画像のZ深さが続いているため、考察を単純にするために、これら2つを明示的に述べることはしない。従って、他の画像深さZdc及びZdaに対する後嚢層212の鏡像のZ深さZmpに焦点を当てる。このような単純化によって、典型的な画像深さ配列は次のものを含む。図4A:Zdc-Zda-Zmp、すなわち:角膜の直接画像201-前嚢層の直接画像211-後嚢層の鏡像212。図4B:Zdc-Zmp-Zda、すなわち:角膜の直接画像201-後嚢層の鏡像212-前嚢層の直接画像211。図4C:Zmp-Zdc-Zda、すなわち:後嚢層の鏡像212-角膜の直接画像201-前嚢層の直接画像211。図4Dは関連方法100’の類似した画像配列を示している。すなわち:物体境界の直接画像201’-高コントラスト物体の鏡像212’-高コントラスト物体の直接画像213’。相補的な実施態様において、上記配列は正確な相補配列を成すことができ、どの直接画像も対応する鏡像に変え、そしてどの鏡像も対応する直接画像に変えることができる。文献における他の用語と関連づけるために、上記画像化方法はホモダイン画像化と呼ばれることもある。図4E~Fは、画像化される物体の三次元性に関連する方法100の実施形を示している。前記実施形において、z走査はしばしば単一の線に沿って行われる。すなわちこのアプローチはA走査と呼ばれる。しかし画像化される物体が回転対称でないならば、不完全な情報を提供することがある。このような状況は、例えば眼科手術処置中、水晶体が非対称位置に押し入れられる場合に発生し得る。図4Eには、水晶体の中心が光軸から変位され傾倒させられたときのこのような状況が示されている。すなわちz軸は光軸と平行ではなくなる。この事例においてx1平面位置で走査を実施すると、深さZmpx1における後嚢層の鏡像が、前嚢層Zdax1の直接画像から区別可能であることを見いだすことができる。ここでx1平面位置ベクトルは、例えばデカルト座標又は動径座標で表されることができる。しかし、水晶体のより完全なOCT画像が、例えば眼科手術を誘導するために望まれるならば、平面位置x1,x2,xnでいくつかのZ走査を実施することができる。図4Eに示されているように、x2平面位置でA走査が実施される場合には、Zmpx2はZdax2と基本的に等しく、従って後嚢層の鏡像は、前嚢層の直接画像とは区別できないことがある。このため、図4Fは、方法100’’が改変されたステップ120’’を含み得ることを示す。この改変ステップでは、眼又は任意の他の画像化される物体は、単一のZ走査A走査左側パネルに沿って、ii一組のZ走査によって画像化平面内B走査中央パネルにおいて、又は場合によっては円形B走査において、且つiiix-yセットのZ走査によって画像化領域内右側パネルにおいて画像化される。次いで改変ステップ130’’及び140’’において、第1眼構造及び第2眼構造の鏡像又は直接画像のうちの一方を区別して選択することができる。これらのステップは方法パラメータ、例えば参照深さZrefを、鏡像及び直接画像がZ走査位置のいずれにおいてもオーバラップせず、ひいては区別可能になるまで調節することを含んでいてよい。最後に、改変ステップ150’’において、非選択画像を抑制し且つ選択画像を表示することができる。図5Aには、典型的なSD-OCT画像化システムにおいて、感度が参照深さZrefに対する画像化される物体の深さ又はZ座標にどのように依存するかが示されている。図示のように、いくつかのSD-OCT画像化システムの場合、物体のZ座標が参照深さZrefから離反するのに伴って、感度は急落し得る。図5Aに示すように、いくつかの例では、画像Z座標がZrefから4ミリメートルだけ離れると、感度は100近くの値から6近くの値に低下し得る。Z-Zrefが6~7ミリメートルにさらに増大すると、感度は100近くの値から約1の値に低下する。これらの値は具体例を例示したものにすぎない。一般に、SD-OCT感度は、ガウス形態、指数関数形態、又はローレンツ形態に従ってZ-Zrefに依存し得る。このような感度の低下は、適用される光源のコヒーレンス長さの有限性、ノイズ、信号強度の損失、大きい光路差における干渉パターンの分析しにくさ、及び種々の光学収差及び非点収差を含む、数多くの原因を有している。このような感度損失は、OCT画像化技術の適用可能範囲の主要な制限ファクタのうちの1つである。図5Aに示されているように、SD-OCTシステムの画像化範囲L’maxを定義する種々異なる方法がある。シンプルな慣例は、SD-OCTシステムの感度が閾値未満、例えばその最大値の5~10の範囲内の値未満に低下した場所のZ-Zref値を、画像化範囲L’max=|Z-Zref|の半値として使用することである。ここでは6の閾値が選択されている。明らかにこの定義は、ゼロのZ深さスケールが設定されている場所には依存しない。なぜならば、SD-OCTの感度は2つのZ深さの差にのみ依存するからである。他の閾値を使用することもできる。ターゲットとなる眼構造の高品質SD-OCT画像を作成するために、方法100及び100’の実施形において、参照深さZref及び参照深さZrefの周りの画像化範囲L’maxを調節するので、方法100の第1及び第2眼構造又は方法100’の高コントラスト物体は参照深さZrefのL’max/2に近接した範囲に入る。参照深さは、例えばSD-OCT画像化システムの参照アーム内で参照ミラーを動かすことによって調節されることができる。他の実施形では、SD-OCTシステムの参照アーム又は画像化アーム内に可変遅延要素を採用することができる。画像化範囲L’maxは、例えばSD-OCT画像化システムの中心波長及び波長分解能の少なくとも一方を調節することによって調節されることができる。これらの概念は、SD-OCTシステムを下で説明するときに詳述することにする。SD-OCTシステムを白内障手術に適したものにするために、方法100及び100’のいくつかの実施形では、画像化範囲L’maxを5mmの範囲内にあるように調節する。白内障処置が角膜処置と一緒に考えられている実施形では、画像化範囲L’maxは0~15mmの範囲内であることが可能である。図5Bは、画像化レーザービームの特性のいくつかを示している。画像化ビームは典型的には、画像化レーザーシステム内で拡張され、次いで焦点深度Zfで再集束され、焦点深度Zfにおいて、開口数NAは小さく且つビームウエストは狭い。このビームウエストの周りで、レイリー範囲220又はその2倍のZ指向性焦点深度の概念を導入することができる。ここではビームは、十分に高い分解能で物体を画像化するのにまだ十分に狭い。これらの品質に対する式表現は、後述のシステムの説明との関連において示すことにする。この場合、方法の実施形では、焦点深度Zfの周りのレイリー範囲を調節することにより、結果として画像化範囲L’maxはレイリー範囲の4倍未満となる。他の事例では、この数ファクタは、例えば1~10の範囲内で4とは異なっていてもよい。調節されることができる別の長さスケールは参照深さZrefである。いくつかの実施態様、例えば白内障用途において、Zref参照深さ203は、2~15mmの範囲内にあるように調節されることができる。上述のように、参照深さは、例えばSD-OCT画像化システムの参照アーム内で参照ミラーを動かすことによって調節することができる。他の実施形では、SD-OCTシステムの参照アーム又は画像化アーム内に可変遅延要素を採用することができる。図6A~BはSD-OCT画像化システム300及び300’の2つの実施態様を示しており、これらのシステムにおいて方法100及び100’を実施することができる。図6Aに示されているように、画像化システム300は光源310を含むことができる。光源は、平均波長λ0及び比較的広い有限帯域幅Wを有する光を発生させる。いくつかの例において、λ0は800~1100nmの範囲であってよく、そしてWは10~50nm範囲であってよい。発生したビームはビームスプリッタ320に達することができる。ビームスプリッタ320は、生成された光ビームを画像ビーム361と参照ビーム362とに分割する。画像ビーム361は第2のビームスプリッタ330に向かって進み続ける。この第2のビームスプリッタ330は、画像ビームを手術レーザーエンジン301によって生成される手術ビームの光学素子内に向け直すことができる。この共有ビーム路の最後の要素は対物レンズ302である。対物レンズ302は、方法100のステップ110において記載されているように、画像化される物体、例えば眼1と直接又は間接的に接触することができる。この接触の機能は、高精度の画像化及びその後の眼科手術処置を可能とすべく対物レンズ302に対して眼を位置決めして固定することである。いくつかの事例において、真空吸引を用いてこの接触を効率的に容易にするために、対物レンズ302の端部に患者インターフェイスpatientinterfaceが取り付けられる。破線は、眼1のような画像化される物体又は方法100’の高コントラスト物体から戻された画像ビームの部分を示している。この画像ビーム361の戻された部分はその光路を引き返して再びビームスプリッタ320に達する。ビームスプリッタ320は、光源310によって生成された光の別の部分を参照ビーム362として参照ミラー340に向かって向け直すことができる。参照ミラー340は参照ビームの一部をビームスプリッタ320に向かって戻すことができる。この場合、戻すという広義の用語が反射の代わりに用いられる。なぜならば、画像化される物体1及び参照ミラー340の両方は、これらに入射する光の一部だけを戻すことができるからである。このことは特に、参照ミラー340の代わりに又は参照ミラー340とともに遅延要素を使用する実施態様に当てはまる。ビームスプリッタ320は、戻された画像ビーム部分と参照ビーム部分とを再結合して、結合ビーム又は干渉ビーム363を形成することができる。いくつかの実施態様の場合、ビームスプリッタ320のビーム分割機能及びビーム再結合機能は、2つの異なる光学ユニット、例えば2つのビームスプリッタによって行われることができる。画像化システム300及び300’はマイケルソンモーリーアーキテクチャMichelsonMorleyarchitectureを用いることができる。ここでは参照ミラー340までの距離をチューニングすることができる。典型的には、参照ビーム362と、同じ光路長を有する光路を移動する画像ビーム部分361との間には、最大の建設的干渉が得られる。従って参照ミラー340からビームスプリッタ/コンバイナ320までの距離は、参照深さ203のZ座標Zrefを決定する主要ファクタである。従って、参照ミラー340までの距離又は光路長を調節することが、方法100のいくつかのステップ、例えば2~15mmの範囲内にZref参照深さをチューニングするステップを実施する1つの方法である。一般に光路の長さは、この距離にだけ依存するのではなく、光が伝搬する媒体の屈折率にも依存する。一般に、参照ミラー340までの距離は、参照ビーム362が時間遅延又は時間先行を伴ってビームコンバイナ320へ戻されるようにチューニングされることができる。SD-OCTシステムにおいて、付加的な特徴は、有限帯域幅Wを有する光源310を使用することである。これらのシステムは、異なる波長で並行して動作する多くのマイケルソンモーリーMM干渉計として考えられることができる。異なる波長で動作するMMシステムは異なる深さにおいて物体1を画像化するので、結合ビーム363は干渉ひいては物体1の全ての深さからの画像情報を担持している。それぞれの深さについて画像情報を再生するために、結合ビーム363は、異なる波長成分に分解される。各波長成分の干渉データを並行して分析することにより、各深さに対応する画像データを再生する。次いでこれらの画像データを使用して、画像全体を構築する。事実上、異なる波長成分によって担持された干渉データは、画像化される物体の同時Z走査又は基本的に一時的なZ走査に変換されことができる。干渉データからZ走査データへのこの変換は干渉アナライザ350によって実施される。図6Aに示すように、OCTシステム300のいくつかの実施形では、干渉アナライザ350はスペクトロメータベース型SBシステムである。標準的な光学分析を用いて、SB-OCTシステム300及びSS-OCTシステム300’の重要な画像化パラメータ及び性能パラメータは、下記のようにアーキテクチャパラメータ及び設計パラメータによって特徴づけられることができる。SB干渉アナライザ350はスペクトル分解器351を含むことができる。スペクトル分解器351はグレーティング、プリズム、又は同等のものであってよい。スペクトル分解器351は、結合ビーム又は干渉ビーム363を分解して、波長λiの極近くの各光成分を、角度φiを有する異なる方向に送る。干渉アナライザ350は、これらの発散ビーム成分を基本的に同時に検出すべく、さらにセンサアレイ又は画素アレイ353を含むことができる。各画素は、狭いδλの波長範囲内の結合ビーム363のλi波長成分によって担持された干渉データを記録する。これらの干渉データは、物体1内の特定の深さに対応する画像データを代表する。詳細な分析が明らかにするように、物体の全Z走査を表す画像データは、画素/センサによって記録された干渉データ上で高速フーリエ変換FFTを実施することによって再構築されることができる。FFTはFFTプロセッサ357によって実施されることができ、その画像データ出力が画像発生器359に送られる。画像発生器359は、Z走査を表すこれらの画像データから実際の画像を生成し、その出力をディスプレイユニットに送ることができ、眼科手術医を支援する。個々の画素が小さければ小さいほど、そしてより密に充填されればされるほど、より狭いδλの波長範囲が分解されることができる。画素密度の他にδλを決定する他の量は波長の全範囲、すなわち画像化光源310の帯域幅Wである。単純な構成では、δλは帯域幅Wに対して比例し且つセンサアレイ353の列における画素数に対して反比例する。δλの波長範囲が狭くなればなるほど、画像化範囲はz方向でより広くなる。なぜならば、これら2つの量は逆フーリエ変換によって結合されるからである。具体的には、理論上の最大画像化範囲は、によって与えられる。値λ0はOCT光源310の平均波長又は中心波長を意味し、Nfはナイキスト周波数を意味する。このLmaxは画像化範囲の理論的限界である。実際には、更なるファクタ、例えば信号対ノイズ比がこの理論的最大値を下回る値に有効画像化範囲を制限し得る。従って、先に紹介した画像化範囲L’maxは典型的にはこの理論値Lmax以下である。軸方向分解能としても知られる、z方向における分解能Δzは、によって与えられる。x方向における分解能又は横方向分解能Δxは、開口数NA及び画像化光源310の波長によって支配され、として表現されることができる。ここで、fは焦点距離であり、dは対物レンズ302の瞳である。最後に、上記レイリー範囲は、によって与えられる。レイリー範囲Rは、焦点深度と、ビーム幅が焦点深度における幅の√2倍となる場所の深さとの間のz方向距離としてしばしば定義される。従って、Rは、z範囲内でビームが高分解能の画像化を可能にするのに十分なほど狭い、そのz範囲を、幾何光学特性及び波動光学特性によって制限されるものとして特徴づける。Lmaxは、z画像化範囲を、光源310及びセンサアレイ353の分解能によって制限されるものとして特徴づけるものとして考えられることができる。例えばガウスビームにとってしばしば最適と考えられるシステム設計原理は、これら2つのz範囲を互いに整合させることである。例えば、いくつかの実施形ではLmax=4Rである。同じ設計原理は、焦点深度によって捕らえることができる。焦点深度はしばしばレイリー範囲の2倍として定義される。上記式は、λ、δλ、W、f及びdを含むアーキテクチャパラメータ又はシステムパラメータに関するLmax、Zref、及びRを含む方法パラメータを表し、ひいては、システムパラメータを調節することによって方法パラメータを調節するための具体的な方法を打ち出す。例えば、式1は、画像化範囲Lmaxの方法パラメータは、OCT光源310の中心波長λ0及び/又はセンサアレイ353の波長分解能δλを調節することによって調節されることができる。さらに、参照深さZrefの方法パラメータは、参照ミラー340のシステムパラメータまでの距離を変えることによって又は参照ビーム362の光路内へ可変遅延要素を配置することによって調節されることができる。或いは、画像ビーム361の光路を同様に、例えばビームスプリッタ320と330との間の距離を変化させることによって又はこれらの間に可変遅延要素を配置することによって改変することもできる。図6Bは、OCTシステム300’の別の実施態様を示している。この実施態様300’はいわゆるスウェプトソース型SS光源又は波長掃引光源310’を使用する。このような光源310’は、スペクトロメータベースSB型光源310よりも著しく狭い帯域幅を有するコヒーレント光を放つ。賢明な変調技術によって、SS型光源310’は、放射光の波長を変え、帯域幅Wにわたって波長λを掃引する。従ってこのようなSS-OCTシステム300’において、Z走査画像データは空間的に捕捉されるのではなく、波長λが掃引されるのに伴って時間系列として捕捉される。このようなSS-OCTシステム300’において、実際のZ走査画像は、結合ビーム363のスペクトル上で高速フーリエ変換を行うことによって生成されることができる。この機能を実行するために、SS-OCTシステム300’の干渉アナライザ350’は検出器351’を利用して結合ビーム又は干渉ビーム363を受容することができる。このビームは掃引光源310’と同期されることができる。検出器351’は、対応する短い時間インターバルで光源310’がどのような波長光を放つかに応じて、到来する干渉データ配列をデータビンナdatabinner353’内にビニングすることができる。SS-OCTシステムにおいて時間系列の分解がある意味で、SB-OCTシステムにおいて結合ビームの波長組成を分解するのと同様なので、干渉アナライザ350’の残りはSB-OCTシステム300と類似していてよい。従って、SS-OCT干渉アナライザ350’は高速フーリエ変換FFTプロセッサ357も含む。このプロセッサは今や、干渉データの時間系列のスペクトルをフーリエ変換することにより、画像データを生成し、その出力を画像生成器359に送る。画像生成器は、画像化される物体、例えば眼1のZ掃引画像を集成する。いずれのアーキテクチャの画像生成器359においても、その機能は、第1眼構造及び第2眼構造の直接画像及び鏡像を区別するプロセスに関与することである。いくつかの実施形の場合、別個のプロセッサが画像生成器359と一緒に働くことにより、この目標を達成する。上記のように、このような区別ステップは、例えば第1画像からの高コントラスト構造の画像の空間分離を視覚的に認識すること、パターン認識アプローチを適用すること、高コントラスト構造の画像の信号特性と第1画像の信号特性とを区別すること、物体に関する既存の知識を活用すること、及び診断に基づく物体に関する知識を活用することを伴うことができる。さらに、画像生成器359及び追加の画像プロセッサは、例えば、生成された非選択画像の表示を防止すること、非選択画像を表示することなしに非選択画像を生成すること、及び非選択画像を生成するのを防止するための計算ステップを実施することによって非選択画像を抑制することができる。図7~17は、SD-OCT画像化サブシステムを採用する眼科レーザー手術システムの実施態様を示している。レーザー手術処置の1つの重要な側面は、レーザービーム、例えばビーム位置及びビーム集束の精密な制御及び照準である。レーザー手術システムは、レーザーパルスを組織内部の特定のターゲットに精密に当てるためのレーザー制御照準器具を含むように設計されることができる。種々のナノ秒光切断レーザー手術システム、例えばNd:YAGレーザーシステムにおいて、所要のターゲッティング精度は比較的低い。これは一つには、使用されるレーザーエネルギーが比較的高く、ひいては作用を受ける組織部位も比較的広く、しばしば数百ミクロンの寸法を有する衝撃部位に範囲が及ぶからである。このようなシステムにおけるレーザーパルス間の時間は長い傾向があり、そして手動制御によるターゲッティングが実現可能であり、一般に用いられている。このような手動ターゲッティングメカニズムの一例は、照準ビームとして使用される二次レーザー源と組み合わせてターゲット組織を視覚化するための生体顕微鏡である。手術医はレーザー集束レンズの焦点を手動で、通常はジョイスティック制御を用いて動かす。レンズは同焦点オフセットを含む又は含まないであり、その画像が顕微鏡を通して提供されるので、手術ビーム又は照準ビームは所望のターゲットに最善の状態で集束される。低繰り返し率のレーザー手術システムと一緒に用いられるように設計されたこのような技術は、1秒当たり数千ショット及び1パルス当たり比較的低いエネルギーで動作する高繰り返し率のレーザーと一緒に用いることが難しい場合がある。高繰り返し率のレーザーを用いた手術では、各単一レーザーバルスの効果が小さいことに基づいて、著しく高い精度が必要となることがあり、また、数千パルスを新しい治療部位に極めて速く送達する必要があるため、より高い位置決め速度が必要となることがある。レーザー手術システムのための高繰り返し率のパルスレーザーの例は、1秒当たり数千ショット以上のパルス繰り返し率で、1パルス当たり比較的低いエネルギーで動作するパルスレーザーを含んでいる。このようなレーザーは、レーザー誘導型光切断によってもたらされる組織に対する効果を局在化するために、例えば数ミクロン又は数10ミクロンのオーダーで光切断による衝撃組織部位を局在化するために、1パルス当たり比較的低いエネルギーを使用する。このような組織効果の局在化は、レーザー手術の精度を改善することができ、或る特定の手術処置、例えばレーザー眼手術において望ましい。このような手術の一例では、数百、数千、又は数百万の隣接パルス、又は既知の距離だけ分離された近隣接パルスのプレースメントplacementを用いて、所望の手術効果、例えば組織切開、分離、又は破砕を達成することができる。より短いレーザーパルス持続時間を有する高繰り返し率の光切断レーザー手術システムを使用する種々の手術処置は、ターゲット組織上のターゲット個所に対する絶対位置、及び先行パルスに対する相対位置の両方において、手術を施しながらターゲット組織内に各パルスを位置決めする際に、高い精度を必要とすることがある。例えば、いくつかの事例では、レーザーパルスは、パルス間の時間内、つまりマイクロ秒オーダーであり得る時間内に数ミクロンの正確さで相並ぶように送達されることが必要となる場合がある。2つの連続するパルス間の時間は短く、またパルスアラインメントに対する所要精度が高いので、低繰り返し率のパルスレーザーシステムに使用されているような手動ターゲッティングはもやは十分ではない又は実現可能でない場合がある。組織内にレーザーパルスを送達するのに必要とされる精密な高速位置決めを促進して制御するための1つの技術は、組織との所定の接触面を有する透明材料、例えばガラスから成る圧平板を取り付けることによって、圧平板の接触面が、組織との明確な光学的インターフェイスを形成することである。この明確なインターフェイスは、レーザー光の組織内への透過及び集束を促進することにより、例えば表面乾燥によって発生する眼の特定の光学的特性又は光学的変化に起因する空気-組織の界面で極めて重大な光学収差又は光学変動を制御又は低減することができる。この界面は眼内では角膜の前面にある。種々の用途のために接触レンズを設計することができ、これらの接触レンズは、眼及び他の組織内部をターゲッティングし、使い捨て又は再使用可能なものを含む。ターゲット組織の表面上に位置する接触ガラス又は圧平板は、参照板として使用することができる。この参照板に対して、レーザー送達システム内部の集束素子を調節することによってレーザーパルスが集束される。接触ガラス又は圧平板をこのように使用することによって、組織表面の光学的な質を良好に制御することができ、ひいてはレーザーパルスの光学的歪みをほとんど生じさせることなしに、圧平参照板に対してターゲット組織内の所望の個所相互作用点に高速でレーザーパルスが正確に置かれることが可能になる。眼上での圧平板の1つの実施方法は、圧平板を使用して、レーザーパルスを眼内のターゲット組織内に送達するための位置参照を提供することである。圧平板を位置参照としてこのように使用することは、レーザーパルス発射前に十分な精度でターゲット内の既知の所望のレーザーパルス焦点個所が存在することに基づくことがあり、また、参照板及び個々の内部組織ターゲットの相対位置がレーザー発射中に一定のままでなければならないことに基づくことがある。加えて、この方法は、レーザーパルスの所望の個所への集束が予測可能であることと、眼の間で又は同じ眼内部の異なる領域内で反復可能であることとを必要とすることがある。実際のシステムでは、レーザーパルスを眼内に精密に局在化するための位置参照として圧平板を使用することが難しい場合がある。なぜならば、上記条件が実際のシステムにおいて満たされないことがあるからである。例えば水晶体が手術ターゲットである場合、眼表面上の参照板からターゲットまでの精密な距離は、圧潰可能な構造、例えば角膜自体、前房、及び虹彩の存在に基づいて変動する傾向がある。個々の眼の間で、圧平された角膜とレンズとの間の距離が相当変動し得るだけではなく、手術医によって用いられる特定の手術及び圧平技術に応じて、同じ眼内部でも変動が生じ得る。加えて、手術効果を達成するのに必要とされる数千のレーザーパルスの発射中、圧平された表面に対してターゲット水晶体組織が動くこともあり、正確なパルス送達をさらに厄介なものにする。加えて、眼内部の構造は、光切断副生成物、例えばキャビテーション気泡が形成されることにより動くことがある。例えば水晶体に送達されるレーザーパルスは、水晶体嚢を前方に向かって隆起させ、レーザーパルスの後続のプレースメントの際にこの組織をターゲッティングするために調節することを必要とする。さらに、コンピュータモデル及びシミュレーションを用いて、圧平板が取り除かれた後の実際のターゲット組織個所を十分な精度で予測することは難しく、また圧平効果の性質が個々の各角膜又は眼に対して特異的なファクタ、及び手術医によって用いられる特定の手術及び圧平技術に依存して極めて多様であるという一つの理由から、圧平なしに所望の局在化を達成するようにレーザーパルスのプレースメントを調節することも困難な場合がある。内部組織構造の局在化に不均衡に影響を及ぼす圧平の物理的効果に加えて、いくつかの手術プロセスでは、ターゲッティングシステムが、短パルス持続時間レーザーを使用したときに生じ得る、光切断の非線形特性を予想又は考慮することが望ましい場合がある。光切断は組織材料中の非線形光学的プロセスであり、ビームアラインメント及びビームターゲッティングの厄介な問題を引き起こし得る。例えば、光切断中のレーザーパルスと相互作用するときの組織材料中の非線形光学的効果の1つは、レーザーパルスを受ける組織材料の屈折率がもはや定数ではなく、光強度とともに変化することである。レーザーパルス中の光強度がパルスレーザービーム内部で空間的に変化するので、パルスレーザービームの伝搬方向に沿ってそして伝搬方向を横切って、組織材料の屈折率も空間的に変化する。非線形屈折率の1つの結果は、組織材料中の自己集束又は自己集束ずれである。組織材料は組織内部のパルスレーザービームの実際の焦点を変化させ、そして焦点の位置をシフトする。従って、ターゲット組織内の各ターゲット組織位置に対するパルスレーザービームの精密なアラインメントが、レーザービームに対する組織材料の非線形光学的効果を考慮に入れることを必要とすることもある。加えて、物理特性、例えば硬さが異なることに基づき、又は光学的な考慮事項、例えば特定領域へ移動するレーザーパルス光の吸収又は散乱に基づき、異なるターゲット領域内に同じ物理的効果を提供するために、各パルス中のエネルギーを調節することが必要な場合がある。このような事例では、異なるエネルギー値を有するパルス間の非線形集束効果の差は、手術パルスのレーザーアラインメント及びレーザーターゲッティングに影響を及ぼすこともある。このように、非表面構造がターゲットとなる手術処置の場合、圧平板によって提供される位置参照に基づいて、表面圧平板を使用することは、内部組織ターゲット中に精密なレーザーパルス局在化を達成するには不十分な場合がある。レーザー送達を誘導するための参照として圧平板を使用するためには、高い精度で圧平板の厚さ及び板位置を測定することが必要となる。なぜならば、公称からの偏差は深さ精度誤差に直接換算されるからである。高精度圧平レンズは、特に単回使用の使い捨て圧平板にしては高価である。本明細書に記載された技術、装置、及びシステムは、レーザーパルス発射前に十分な精度でターゲット内に位置するレーザーパルス焦点の既知の所望の個所を必要とすることなしに且つ参照板と個々の内部組織ターゲットとの相対位置がレーザー発射中に一定のままであることを必要とすることなしに、圧平板を通して短レーザーパルスを眼内の所望の位置に精密に且つ高い速度で送達するためのターゲッティングメカニズムを提供するように実現されることができる。このようなものとして、本技術、装置、及びシステムは、種々の手術処置、すなわち手術中のターゲット組織の物理的条件が変化する傾向があり、制御するのが難しく、また圧平レンズの寸法がレンズ間で変化する傾向があるような手術処置のために用いられることができる。本技術、装置、及びシステムは、他の手術ターゲット、すなわち構造表面に対する手術ターゲットの歪み又は移動が存在するか、又は非線形光学的効果が精密なターゲッティングを厄介なものにするような手術ターゲットのために用いられることができる。眼以外のこのような手術ターゲットの例は、心臓、皮膚内のより深い組織等を含む。本技術、装置、及びシステムは、例えば圧平された表面の内部構造に対する光切断の精密な局在化を含む、圧平板によってもたらされる利点を維持するように実施されることができる。このことは、送達システムの集束光学素子に対してターゲット組織を局在化するための一体的な画像化デバイスを使用することによって達成されることができる。画像化デバイス及び画像化方法の的確なタイプは様々であり、ターゲットの特異的性質及び所要精度レベルに依存し得る。圧平レンズを別のメカニズムと一緒に実施することにより、眼を固定して眼の並進移動及び回転移動を防止することができる。このような固定器具の例は、吸引リングの使用を含む。このような固定メカニズムは、手術ターゲットの望ましくない歪み又は移動を引き起こすおそれもある。本技術、装置、及びシステムは、非表面的な手術ターゲットのための圧平板及び/又は固定手段を利用する高繰り返し率のレーザー手術システムに対して、手術ターゲットのこのような歪み及び移動をモニタリングするための術中画像を提供するターゲッティングメカニズムを提供する。光学的画像化モジュールを使用してターゲット組織画像を捕捉することにより、例えば手術処置前及び手術処置中にターゲット組織の位置決め情報を得るためのレーザー手術技術、装置、及びシステムの具体例を以下に説明する。得られたこのような位置決め情報を用いて、ターゲット組織内の手術レーザービームの位置決め及び集束を制御することにより、高繰り返し率のレーザーシステムにおける手術レーザーパルスのプレースメントを正確に制御することが可能になる。1実施形において、手術処置中に、光学的画像化モジュールによって得られた画像を用いて、手術レーザービームの位置及び焦点を動的に制御することができる。加えて、より低いエネルギー及び短いレーザーパルスは光学的歪みに対して鋭敏になる傾向があり、このようなレーザー手術システムは、平らな又は湾曲したインターフェイスがターゲット組織に装着されるように圧平板を実現することにより、ターゲット組織と手術レーザーシステムとの間の制御された安定な光学インターフェイスを提供し、そして組織表面の光学収差を軽減して制御することができる。一例として、図7は光学的画像化及び圧平に基づくレーザー手術システムを示している。このシステムは、レーザーパルスの手術レーザービーム1012を生成するためのパルスレーザー1010と、手術レーザービーム1012を受容して、集束された手術レーザービーム1022をターゲット組織1001、例えば眼上に導くことによりターゲット組織1001内に光切断を引き起こすための光学素子モジュール1020とを含んでいる。ターゲット組織1001と接触させるように圧平板を設け、これによりレーザーパルスをターゲット組織1001へ伝送し、そしてターゲット組織1001からインターフェイスを通って来る光を伝送するためのインターフェイスを生成することができる。なお、光学画像化デバイス1030を設けることにより、ターゲット組織1001からのターゲット組織画像1050又は画像化情報を担持する光1050を捕捉してターゲット組織1001の画像を形成する。画像化デバイス1030からの画像化信号1032はシステム制御モジュール1040へ送られる。システム制御モジュール1040の動作により、画像化デバイス1030からの捕捉画像を処理し、そして光学素子モジュール1020を制御することによって、捕捉画像からの情報に基づいて、ターゲット組織1001における手術レーザービーム1022の位置及び焦点を調節する。光学素子モジュール1020は1つ以上のレンズを含むことができ、そしてさらに1つ以上のリフレクタを含んでもよい。光学素子モジュール1020内には制御アクチュエータを含むことにより、システム制御モジュール1040からのビーム制御信号1044に応答して集束及びビーム方向を調節することができる。制御モジュール1040は、レーザー制御信号1042を介してパルスレーザー1010を制御することもできる。光学画像化デバイス1030は、ターゲット組織1001をプローブするために、手術レーザービーム1022とは別個の光学画像化ビームを生成するように実現されてもよく、光学画像化ビームの戻り光を光学画像化デバイス1030によって捕捉することによりターゲット組織1001の画像を得る。このような光学画像化デバイス1030の一例は、光コヒーレンストモグラフィOCT画像化モジュールであり、画像化モジュールは2つの画像化ビーム、つまり圧平板を通ってターゲット組織1001に導かれる1つのプローブビームと、参照光路内のもう一つの参照ビームとを使用し、これにより互いに光学干渉してターゲット組織1001の画像を得る。他の実施形において、光学画像化デバイス1030はターゲット組織1001からの散乱光又は反射光を使用することにより、指定の光学画像化ビームをターゲット組織1001へ送ることなしに画像を捕捉することができる。例えば、画像化デバイス1030は、検知要素の検知アレイ、例えばCCD又はCMSセンサであってよい。例えば、手術レーザービーム1022によって生成された光切断副生成物の画像は、手術レーザービーム1022の集束及び位置決めを制御するために光学画像化デバイス1030によって捕捉されてよい。光学画像化デバイス1030は、光切断副生成物の画像を使用して手術レーザービームアラインメントを誘導するように設計されると、光切断副生成物、例えばレーザー誘発された気泡又はキャビティの画像を捕捉する。画像化デバイス1030は音響画像に基づいた画像を捕捉するための超音波画像化デバイスであってもよい。システム制御モジュール1040は画像化デバイス1030からの画像データを処理する。画像データは、ターゲット組織1001内のターゲット組織位置からの光切断副生成物に対応する位置オフセット情報を含む。画像から得られた情報に基づいて、レーザービーム1022を調節する光学素子モジュール1020を制御するように、ビーム制御信号1044が生成される。レーザーアラインメントのための種々のデータ処理を行うために、システム制御モジュール1040内にはデジタル処理ユニットが含まれることができる。上記技術及びシステムは、切開用途又はボリューム断裂用途volumedisruptionapplicationに必要とされるような、隣接パルスプレースメントのために必要な精度で表面下ターゲットに高繰り返し率のレーザーパルスを送達するために用いられることができる。このことは、ターゲット表面上での参照源の使用の有無とは関係なしに達成されることができ、圧平後又はレーザーパルスのプレースメント中のターゲットの移動を考慮に入れることができる。本システムにおける圧平板は、組織内にレーザーパルスを送達するのに必要とされる精密な高速位置決めを促進して制御するために提供される。このような圧平板は、組織との所定の接触面を有する透明材料、例えばガラスから形成されることができるので、圧平板の接触面は、組織との明確な光学的インターフェイスを形成する。この明確なインターフェイスは、レーザー光の組織内への透過及び集束を促進することにより、例えば表面乾燥によって発生する眼の特定の光学的特性又は光学的変化に起因する空気-組織の界面で極めて重大な光学収差又は光学変動を制御又は低減することができる。この界面は眼内では角膜の前面にある。種々の用途のために数多くの接触レンズが設計されており、これらの接触レンズは、眼及び他の組織内部をターゲッティングし、使い捨て又は再使用可能なものを含む。ターゲット組織の表面上に位置する接触ガラス又は圧平板は、参照板として使用されることができる。この参照板に対して、レーザー送達システム内部の集束素子を調節することによってレーザーパルスが集束される。このようなアプローチに固有なのは、前記接触ガラス又は圧平板によってもたらされる、組織表面の光学的な質の制御を含む、付加的な利点である。従って、レーザーパルスの光学的歪みをほとんど生じさせることなしに、圧平参照板に対してターゲット組織内の所望の個所相互作用点に高速でレーザーパルスを正確に置くことができる。図7の光学画像化デバイス1030は、圧平板を介してターゲット組織1001の画像を捕捉する。制御モジュール1040は、捕捉された画像から位置情報を抽出するために捕捉画像を処理し、そして抽出した位置情報を位置参照又は位置ガイドとして使用して、手術レーザービーム1022の位置及び焦点を制御する。この画像誘導レーザー手術は、圧平板を位置参照として頼ることなしに実施されることができる。なぜならば、圧平板の位置が上述のような種々のファクタに基づいて変化する傾向があるからである。従って、圧平板は、ターゲット組織に入るための、そしてターゲット組織画像を捕捉するための、手術レーザービームに用いられる所望の光学インターフェイスを提供するものの、正確なレーザーパルス送達を目的として手術レーザービームの位置及び焦点を整合して制御するために、圧平板を位置参照として使用することは難しい場合がある。画像化デバイス1030及び制御モジュール1040に基づいて手術レーザービームの位置及び焦点を画像誘導制御することにより、位置参照を提供するために圧平板を使用することなしにターゲット組織1001の画像、例えば眼の内部構造画像を位置参照として使用することが可能になる。内部組織構造の局在化に不均衡に影響を及ぼす圧平の物理的効果に加えて、いくつかの手術プロセスでは、ターゲッティングシステムが、短パルス持続時間レーザーを使用したときに生じ得る光切断の非線形特性を予想又は考慮することが望ましい場合がある。光切断はビームアラインメント及びビームターゲッティングの厄介な問題を引き起こし得る。例えば、光切断中のレーザーパルスと相互作用するときの組織材料中の非線形光学的効果の1つは、レーザーパルスを受ける組織材料の屈折率がもはや定数ではなく、光強度とともに変化することである。レーザーパルス中の光強度がパルスレーザービーム内部で空間的に変化するので、パルスレーザービームの伝搬方向に沿ってそして伝搬方向を横切って、組織材料の屈折率も空間的に変化する。非線形屈折率の1つの結果は、組織材料中の自己集束又は自己集束ずれである。組織材料は組織内部のパルスレーザービームの実際の焦点を変化させ、そして焦点の位置をシフトさせる。従って、ターゲット組織内の各ターゲット組織位置に対するパルスレーザービームの精密なアラインメントが、レーザービームに対する組織材料の非線形光学的効果を考慮に入れることを必要とすることもある。物理特性、例えば硬さが異なることに基づき、又は光学的な考慮事項、例えば特定領域へ移動するレーザーパルス光の吸収又は散乱に基づき、異なるターゲット領域内に同じ物理的効果を提供するために、レーザーパルスのエネルギーを調節することが必要な場合がある。このような事例では、異なるエネルギー値を有するパルス間の非線形集束効果の差は、手術パルスのレーザーアラインメント及びレーザーターゲッティングに影響を及ぼすこともある。これに関して、画像化デバイス1030によってターゲット組織から得られた直接画像は、ターゲット組織内の非線形光学的効果の複合効果を反映する手術レーザービーム1022の実際の位置をモニタリングし、ビーム位置及びビーム焦点を制御するための位置参照を提供するために使用されることができる。ここに記載された技術、装置、及びシステムを圧平板と組み合わせて用いて、表面形状及び水和の制御を可能にし、光学的歪みを低減することができ、また、圧平面を通して内部構造に光切断の精密な局在化を提供することができる。ここに記載されたビーム位置及び焦点の画像誘導制御は、眼を固定するために圧平板以外の手段を用いる手術システム及び処置に適合することができる。このような手段は、歪み又は移動を引き起こすおそれのある吸引リングの使用を含む。画像化機能をシステムのレーザー制御部分に様々な度合いで統合することに基づく、自動画像誘導レーザー手術のための技術、装置、及びシステムの例を下記セクションにおいて先ず説明する。光学的な画像化モジュール、又はその他のモダリティの画像化モジュール、例えばOCT画像化モジュールを使用して、プローブ光又は他のタイプのビームを導くことにより、ターゲット組織、例えば眼内構造の画像を捕捉することができる。レーザーパルスの手術レーザービーム、例えばフェムト秒又はピコ秒レーザーパルスを捕捉画像内の位置情報によって誘導し、これにより手術中に手術レーザービームの集束及び位置決めを制御することができる。手術レーザービーム及びプローブ光ビームは、手術中にターゲット組織に順次又は同時に導くことができるので、手術レーザービームを捕捉画像に基づいて制御することによって、手術の精度及び正確さを保証することができる。このような画像誘導レーザー手術を利用することによって、手術中に手術レーザービームを正確且つ精密に集束及び位置決めすることが可能になる。なぜならば、ビーム制御は、手術パルス送達の直前又はほぼ同時の、ターゲット組織の圧平又は固定に続くターゲット組織画像に基づいて行われるからである。なお、手術前に測定されたターゲット組織、例えば眼の特定のパラメータは、種々のファクタ、例えばターゲット組織の調製例えば圧平レンズに眼を固定すること、及び手術によるターゲット組織の変化に基づいて手術中に変化することがある。従って、このようなファクタ及び/又は手術の前のターゲット組織の測定パラメータは、手術中のターゲット組織の物理的条件をもはや反映することはない。本画像誘導レーザー手術は、手術前及び手術中の手術レーザービームの集束及び位置決めのこのような変化に関連する技術的問題を緩和することができる。本画像誘導レーザー手術はターゲット組織内部の正確な手術のために効果的に利用されることができる。例えば、眼内のレーザー手術を行う場合、レーザー光は、ターゲット組織の光学破壊を達成するために眼内部で集束され、そしてこのような光学的相互作用は、眼の内部構造を変化させ得る。例えば、水晶体は、事前測定時と手術時との間だけではなく、手術中にも、調節中にその位置、形状、厚さ、及び直径を変化させることがある。機械的手段によって手術器具に眼を装着すると、明確でない様式で眼の形状が変化する場合があり、そしてさらにこの変化は、種々のファクタ、例えば患者の動きに起因して手術中に変動し得る。装着手段は、吸引リングで眼を固定することと、平らな又は湾曲したレンズで眼を圧平することとを含む。これらの変化は合計数ミリメートルもの大きさになる。眼の表面、例えば角膜又は縁の前面を機械的に参照して固定することは、眼内で精密レーザーマイクロ手術を実施するときにはうまくいかない。本画像誘導レーザー手術における調製後の又はほぼ同時の画像化を用いることにより、手術前及び手術中に変化が生じる環境において、眼の内部特徴要素と手術器具との間の三次元位置参照を確立することができる。眼の圧平及び/又は固定の前に、又は実際の手術中に画像化によって提供される位置参照情報は、眼内の変化の影響を反映し、ひいては手術レーザービームの集束及び位置決めの正確な誘導を可能にする。本画像誘導レーザー手術に基づくシステムは、構造がシンプルでありコスト効率が高いように構成されることができる。例えば、手術レーザービームの誘導に関連する光学部品の一部を、ターゲット組織を画像化するのに用いられるプローブ光ビームを誘導するための光学部品と共有することによって、装置構造、及び画像化光ビームと手術光ビームとの光学的アラインメント及び較正をシンプルにすることができる。下記画像誘導レーザー手術システムは、画像化機器の一例としてOCT画像化を用いる。手術中に手術レーザーを制御するための画像を捕捉するために、他の非OCT画像化デバイスを使用することもできる。下記例に示すように、画像化サブシステムと手術サブシステムとを種々の程度まで統合することができる。統合ハードウェアのない最もシンプルな形態では、画像化サブシステムと手術サブシステムとは分離されており、インターフェイスを通して互いに連絡することができる。このような設計は2つのサブシステムの設計においてフレキシビリティを提供することができる。いくつかのハードウェア構成部分、例えば患者インターフェイスによって2つのサブシステムを統合すると、手術部位のより良好なレジストレーションregistrationをハードウェア構成部分に提供し、より正確な較正を可能にすることによって機能をさらに広げ、そしてワークフローを改善することができる。2つのサブシステムの統合度が高くなるにつれて、このようなシステムは徐々にコスト効率が高くなりコンパクトになって、そしてシステム較正はさらに単純化され且つ全時間にわたってより安定になる。図8~16の画像誘導レーザーシステムは種々の統合度で統合されている。本画像誘導レーザー手術システムの1実施形は、例えば、手術レーザーと、患者インターフェイスマウントと、レーザービーム送達モジュールとを含んでおり、手術レーザーは手術レーザーパルスの手術レーザービームを生成し、これらの手術レーザーパルスは手術中にターゲット組織の手術的変化を引き起こし、患者インターフェイスマウントは患者インターフェイスをターゲット組織と接触係合させることによってターゲット組織を所定の位置に保持し、レーザービーム送達モジュールは、手術レーザーと患者インターフェイスとの間に配置されていて、患者インターフェイスを通してターゲット組織に手術レーザービームを導くように構成されている。このレーザービーム送達モジュールは、所定の手術パターンに沿ってターゲット組織内で手術レーザービームを走査するように働くことができる。このシステムはレーザー制御モジュール及びOCTモジュールも含む。レーザー制御モジュールは、手術レーザーの動作を制御し、そしてレーザービーム送達モジュールを制御することによって所定の手術パターンを生成する。OCTモジュールは、患者インターフェイス及び患者インターフェイスに固定されたターゲット組織に対する既知の空間的関係を有するように患者インターフェイスに対して位置決めされる。OCTモジュールは、光学プローブビームをターゲット組織に導き、そしてターゲット組織からの光学プローブビームの戻りプローブ光を受容することにより、手術レーザービームをターゲット組織に導きながらターゲット組織のOCT画像を捕捉することによって手術動作を実施するように構成されているので、光学プローブビーム及び手術レーザービームはターゲット組織内に同時に存在している。OCTモジュールは、レーザー制御モジュールと連絡することにより、捕捉されたOCT画像の情報をレーザー制御モジュールに送る。加えて、この特定のシステム内のレーザー制御モジュールは、捕捉されたOCT画像の情報に応答することにより、手術レーザービームの集束及び走査に際してレーザービーム送達モジュールを動作させ、そして捕捉されたOCT画像内の位置決め情報に基づいてターゲット組織中の手術レーザービームの集束及び走査を調節する。いくつかの実施形において、ターゲットを手術器具に対してレジスタリングするために、ターゲット組織の完全画像を取得することは必ずしも必要ではなく、ターゲット組織の一部、例えば手術領域の数点、例えば自然の又は人工的な目印を取得することで十分な場合がある。例えば剛体は3D空間において6つの自由度を有しており、剛体を定義するためには独立した点が6つあれば十分である。手術領域の正確なサイズが未知である場合には、位置参照を提供するために付加的な点が必要とされる。これに関しては、いくつかの点を使用して、通常は相異なる前面及び後面の位置及び曲率、そして人間の眼の水晶体の厚さ及び直径を割り出すことができる。これらのデータに基づいて、所与のパラメータを有する楕円体の2つの半部から形成された本体が、実際の目的のために水晶体を概算し、そして視覚化することができる。別の実施形において、捕捉画像からの情報は、他の源、例えばコントローラのための入力として使用される水晶体厚の術前測定からの情報と組み合わされることができる。図8は、別個のレーザー手術システム2100と画像化システム2200とを備えた画像誘導レーザー手術システムの一例を示す。レーザー手術システム2100は手術レーザーを有するレーザーエンジン2130を含む。レーザーエンジン2130は手術レーザーパルスの手術レーザービーム2160を生成する。レーザーエンジン2130からターゲット組織1001へ、患者インターフェイス2150を通して手術レーザービーム2160を導くように、レーザー制御モジュール2140が設けられており、このレーザー制御モジュール2140は連絡チャネル2121を介してレーザービーム送達モジュール2140を制御することにより所定の手術パターンを生成する。患者インターフェイス2150とターゲット組織1001とを接触係合させるために、患者インターフェイスマウントが設けられており、これによりターゲット組織1001が所定の位置に保持される。患者インターフェイス2150は、眼の前面に適合するように係合して眼を所定の位置に保持すべく、平らな又は湾曲した表面を有する接触レンズ又は圧平レンズを含むように実現されることができる。図8の画像化システム2200は、患者インターフェイス2150と、患者インターフェイス2150に固定されたターゲット組織1001とに対して既知の空間的関係を有するように、手術システム2100の患者インターフェイス2150に対して位置決めされたOCTモジュールであってよい。OCTモジュール2200は、ターゲット組織1001と相互作用するためのそれ自体の患者インターフェイス2240を有するように構成されることができる。画像化システム2200は画像化制御モジュール2220と画像化サブシステム2230とを含んでいる。サブシステム2230は、ターゲット1001を画像化するための画像化ビーム2250を生成するための光源と、光学プローブビーム又は画像化ビーム2250をターゲット組織1001に導き且つターゲット組織1001からの光学画像化ビーム2250の戻りプローブ光2260を受容することによりターゲット組織1001のOCT画像を捕捉するための画像化ビーム送達モジュールとを含んでいる。光学画像化ビーム2250及び手術ビーム2160の両方をターゲット組織1001に同時に導くことによって、順次又は同時の画像化及び手術作業が可能になる。図8に示されているように、レーザー制御モジュール2120によるレーザー制御と、画像化システム2200による画像化との間の連絡を容易にするために、レーザー手術システム2100及び画像化システム2200の両方に連絡インターフェイス2110及び2210が設けられているので、OCTモジュール2200は捕捉OCT画像の情報をレーザー制御モジュール2120に送ることができる。このシステムにおけるレーザー制御モジュール2120は、捕捉OCT画像の情報に応答することにより、手術レーザービーム2160の集束及び走査に際してレーザービーム送達モジュール2140を動作させ、そして捕捉OCT画像内の位置決め情報に基づいて、ターゲット組織1001内の手術レーザービーム2160の集束及び走査を動的に調節する。レーザー手術システム2100と画像化システム2200との統合は主として、ソフトウェアレベルでの連絡インターフェイス2110と2210との間の連絡を通して行われる。この例及びその他の例において、種々のサブシステム又は装置が統合されてもよい。例えば特定の診断機器、例えば波面収差計、角膜トポグラフィ測定装置をシステム内に設けてもよく、或いはこれらの装置からの術前情報を活用して手術中の画像化を増強することができる。図9は、付加的な統合特徴要素を備えた画像誘導レーザー手術システムの一例を示している。画像化システム及び手術システムは、共通の患者インターフェイス3300を共有している。患者インターフェイス3300は、図8に示されているような2つの患者インターフェイスを有することなしにターゲット組織1001例えば眼を固定する。手術ビーム3210と画像化ビーム3220とは患者インターフェイス3300で結合され、そして共通の患者インターフェイス3300によってターゲット1001に導かれる。加えて、画像化サブシステム2230及び手術用部分レーザーエンジン2130及びビーム送達システム2140の両方を制御するために、共通の制御モジュール3100が設けられている。画像化部分と手術用部分との統合度をこのように高めると、2つのサブシステムの正確な較正並びに患者及び手術ボリュームの位置の安定性が可能になる。手術サブシステム及び画像化サブシステムの両方を密閉するために共通のハウジング3400が設けられている。2つのシステムが共通のハウジング内に統合される場合、共通の患者インターフェイス3300は画像化サブシステム又は手術サブシステムの一部であり得る。図10に示された画像誘導レーザー手術システムの例では、レーザー手術システム及び画像化システムは、共通のビーム送達モジュール4100及び共通の患者インターフェイス4200の両方を共有する。この統合はさらに、システム構造及びシステム制御動作を単純化する。1実施形では、上記例及びその他の例における画像化システムは光コンピューテッドトモグラフィOCTシステムであってよく、そしてレーザー手術システムは、フェムト秒又はピコ秒レーザーに基づく眼科手術システムである。OCTの場合、低コヒーレンスから成る光、広帯域光源、例えば超発光ダイオードが、別個の参照ビームと信号ビームとに分割される。信号ビームは手術ターゲットに送られた画像化ビームであり、そして画像化ビームの戻り光は集められて参照ビームとコヒーレントに再結合されることによって干渉計を形成する。光学列の光軸又は光の伝搬方向に対して垂直に信号ビームを走査することによってx-y方向の空間分解能が提供され、一方、深さ分解能は、参照アームの光路長と干渉計の信号アームにおける戻り信号ビームの光路長との間の差を抽出することから得られる。種々異なるOCT実施形のx-yスキャナは基本的に同じであるが、光路長を比較してZ走査情報を得ることは、種々異なる方法で行うことができる。時間領域OCTとして知られる1実施形の場合、例えば参照アームを連続的に変化させることによって光路長を変える一方、光検出器は再結合ビームの強度の干渉変調を検出する。異なる実施形の場合、参照アームは基本的に静的であり、結合光のスペクトルが干渉に関して分析される。結合ビームのスペクトルのフーリエ変換は、試料内部からの散乱に関する空間情報を提供する。この方法は、スペクトル領域OCT法又はフーリエOCT法として知られている。周波数掃引OCTSRChinn他、OptLett221997として知られる異なる実施形の場合、狭帯域光源が使用され、その周波数はスペクトル範囲にわたって急速に吸引される。参照アームと信号アームとの間の干渉は高速検出器及び動的信号アナライザによって検出される。これを目的として開発された外部共振器型波長可変ダイオードレーザー、又は周波数同調される周波数領域モードロックFDMLレーザーRHuber他、OptExpress132005p108710961997を、光源としてこれらの例において使用することができる。OCTシステム内の光源として使用されるフェムト秒レーザーは十分な帯域幅を有することができ、また、信号対ノイズ比が増大するという付加的な利点をもたらすことができる。本明細書におけるシステム内のOCT画像化デバイスを使用して、種々の画像化機能を発揮することができる。例えばOCTを使用して、システムの光学的な形態又は圧平板の存在から生じる複素曖昧性を抑制し、ターゲット組織内部の選択された個所のOCT画像を捕捉することによってターゲット組織内部の手術レーザービームの集束及び走査を制御するための三次元位置決め情報を提供し、又はターゲット組織表面上又は圧平板上の選択個所のOCT画像を捕捉することにより、ターゲットの位置変化、例えば立位から仰臥位への位置変化とともに発生する配向の変化を制御するための位置決めレジストレーションを提供することができる。OCTは、ターゲットの一方の位置配向におけるマーク又はマーカーの配置に基づいて行われる位置決めレジストレーションプロセスによって較正されることができる。このようなマーク又はマーカーは次いで、ターゲットが別の位置配向にあるときにOCTモジュールによって検出されることができる。他の実施形において、OCT画像化システムを使用して、眼の内部構造に関する情報を光学的に集めるために偏光されたプローブ光ビームを生成することができる。レーザービーム及びプローブ光ビームは異なる偏光状態で偏光されうる。OCTは偏光制御メカニズムを含むことができる。偏光制御メカニズムは、プローブ光が眼に向かって移動するときには所定の偏光状態で偏光し且つ眼から離れる方向に移動するときには異なる偏光状態で偏光するように、前記光トモグラフィのために使用されるプローブ光を制御する。偏光制御メカニズムは例えば波長板又はファラデー回転子を含むことができる。図10のシステムは、スペクトルOCT形態として示されており、手術システムと画像化システムとの間のビーム送達モジュールの集束光学素子部分を共有するように構成されることができる。光学素子のための主要な要件は、動作波長、画質、分解能、歪みなどに関連する。レーザー手術システムは、回折限界焦点サイズ、例えば約2~3マイクロメートルを達成するように設計された高い開口数を有するフェムト秒レーザーシステムであり得る。種々のフェムト秒眼科手術レーザーは、種々の波長、例えば約1.05マイクロメートルの波長で動作することができる。画像化デバイスの動作波長をレーザー波長に近接するように選択することができるので、光学素子は両波長に対して色補正される。このようなシステムは、ターゲット組織の画像を捕捉するための付加的な画像化デバイスを提供するように、第3の光学チャネル、視覚的観察チャネル、例えば手術用顕微鏡を含むことができる。この第3光学チャネルのための光路が手術レーザービーム及びOCT画像化デバイスの光と光学素子を共有するならば、共有される光学素子は、第3光学チャネルのための可視スペクトル帯域内、及び手術レーザービーム及びOCT画像化ビームのためのスペクトル帯域内の色補正を伴うように構成されることができる。図11は図9の具体的な設計例を示している。ここでは手術レーザービームを走査するためのスキャナ5100と、手術レーザービームをコンディショニングコリメート及び集束するためのビームコンディショナ5200とは、OCTのための画像化ビームを制御するためのOCT画像化モジュール5300内の光学素子とは別個のものである。手術システムと画像化システムとは、対物レンズ5600モジュール及び患者インターフェイス3300を共有している。対物レンズ5600は手術レーザービーム及び画像化ビームの両方を患者インターフェイス3300へ導いて集束し、この集束は制御モジュール3100によって制御される。手術ビーム及び画像化ビームを導くために2つのビームスプリッタ5410及び5420が設けられている。ビームスプリッタ5420は戻り画像化ビームをOCT画像化モジュール5300内に戻すためにも使用される。2つのビームスプリッタ5410及び5420はまた、ターゲット1001から視覚的観察光学素子ユニット5500へ光を導くことにより、ターゲット1001の直接的な観察を可能にするか又はその画像を提供する。ユニット5500は、手術医がターゲット1001を観察するためのレンズ画像化システム、又はターゲット1001の画像又はビデオを捕捉するためのカメラであることが可能である。種々のビームスプリッタ、例えば二色性ビームスプリッタ、偏光ビームスプリッタ、光学グレーティング、ホログラフィックビームスプリッタ、又はこれらの組み合わせが使用されることができる。いくつかの実施態様の場合、光ビーム路の複数の表面からのグレアを低減するために、手術波長及びOCT波長の両方に対する反射防止膜で光学部品を適切に被覆してよい。さもなければ反射がシステムのスループットを低減し且つOCT画像化ユニット内で背景光を増大させることにより信号対ノイズ比を低減してしまう。OCT内のグレアを低減するための1つの方法は、試料から戻された光を選択的に検出し且つ光学部品から散乱された光を抑制すべく、ターゲット組織に近接して配置されたファラデーアイソレータの波長板によって試料からの戻り光の偏光を回転させ、且つ、OCT検出器の前方で偏光板を方向付けることである。レーザー手術システムにおいて、手術レーザー及びOCTシステムのそれぞれは、ターゲット組織内の同じ手術領域をカバーするためのビームスキャナを有することができる。従って、手術レーザービームのためのビーム走査及び画像化ビームのためのビーム走査は、共通のスキャナデバイスを共有するように統合されることができる。図12は、このようなシステムの例を詳細に示している。このような実施形において、x-yスキャナ6410及びzスキャナ6420は両サブシステムによって共有される。手術動作及び画像化動作双方のためにシステム動作を制御するように、共通の制御装置6100が設けられている。OCTサブシステムは、画像化光を生成するOCT光源6200を含んでいる。画像化光はビームスプリッタ6210によって画像化ビームと参照ビームとに分割される。画像化ビームはビームスプリッタ6310で手術ビームと結合されることによって、ターゲット1001に通じる共通の光路に沿って伝搬する。スキャナ6410及び6420及びビームコンディショナユニット6430は、ビームスプリッタ6310の下流側に配置されている。画像ビーム及び手術ビームを対物レンズ5600及び患者インターフェイス3300に導くために、ビームスプリッタ6440が使用される。OCTサブシステムにおいて、参照ビームは、ビームスプリッタ6210を通して光学遅延デバイス6220に伝わり、戻りミラー6230によって反射される。ターゲット1001からの戻り画像化ビームはビームスプリッタ6310に戻される。ビームスプリッタ6310は、戻り画像化ビームの少なくとも一部をビームスプリッタ6210に反射させ、この場所で、反射した参照ビームと戻り画像化ビームとはオーバラップして互いに干渉する。干渉を検出してターゲット1001のOCT画像を生成するために、スペクトロメータ検出器6240が使用される。手術レーザーエンジン2130、スキャナ6410及び6420、及び対物レンズ5600を制御するためにOCT画像情報を制御システム6100に送り、これにより手術レーザービームを制御する。1実施形において、光学遅延を変化させるために光学遅延デバイス6220を変更することにより、ターゲット組織1001内の種々の深さを検出することができる。OCTシステムが時間領域システムである場合には、2つのサブシステムは2つの異なるZスキャナを使用する。なぜならば2つのスキャナは異なる様式で動作するからである。この例において、手術システムのzスキャナは、手術ビーム路内のビームの光路長を変化させることなしにビームコンディショナユニット内の手術ビームの発散を変化させることにより動作する。他方において、時間領域OCTは、可変の遅延によって又は参照ビーム戻しミラーの位置を動かすことによって、ビーム路を物理的に変化させることによりz方向を走査する。較正後、2つのzスキャナはレーザー制御モジュールによって同期されることができる。2つの移動の間の関係は、制御モジュールが取り扱うことができる線形依存又は多項式依存に単純化されることができ、或いは、較正点がルックアップテーブルを定義することによって適正なスケーリングを提供することもできる。スペクトル/フーリエ領域及び周波数スウェプトソースOCT装置はzスキャナを有しておらず、参照アームの長さは静的である。コスト削減の他に、2つのシステムの相互較正が比較的容易になる。集束光学素子における画像歪みから生じる差又は2つのシステムのスキャナの差から生じる差を補償する必要はない。なぜならば、これらは共有されているからである。手術システムの実際的な実施形の場合、集束対物レンズ5600はベース上にスライド可能又は移動可能に装着されており、対物レンズ5600は患者の眼に加わる力を制限するようにバランスが取られている。患者インターフェイス3300は、患者インターフェイスマウントに取り付けられた圧平レンズを含むことができる。患者インターフェイスマウントは、装着ユニットに取り付けられている。装着ユニットは集束対物レンズを保持している。この装着ユニットは、患者の避けられない移動が生じた場合に患者インターフェイスとシステムとの間の安定な接続を保証し、且つ患者インターフェイスを眼上により穏やかにドッキングするのを可能にするように設計されている。集束対物レンズのための種々の実施形を用いることができ、その一例が米国特許第5,336,215号明細書Hsuehに記載されている。調節可能な集束対物レンズのこのような存在により、OCTサブシステムのための光学干渉計の部分として光学プローブ光の光路長を変化させ得る。対物レンズ5600及び患者インターフェイス3300の移動は、OCTの参照ビームと画像化信号ビームとの間の光路長差を、制御できない状態で変化させるおそれがあり、そしてこのことは、OCTによって検出されるOCT深さ情報を劣化させることがある。このことは時間領域OCTシステムにおいてだけではなく、スペクトル/フーリエ領域及び周波数掃引OCTシステムにおいても発生することになる。図13~14は、模範的な画像誘導レーザー手術システムであって、調節可能な集束対物レンズに関連する技術的問題に対処するシステムを示している。図13におけるシステムは、スライド可能なマウント上の対物レンズ7100の位置を測定するために、可動集束対物レンズ7100にカップリングされた位置検知デバイス7110を提供し、そしてこの測定位置をOCTシステム内の制御モジュール7200に連絡する。制御システム6100は、対物レンズ7100の位置を制御して動かすことによって、OCT動作のための画像化信号ビームによって移動させられた光路長を調節することができ、そしてレンズ7100の位置は、位置エンコーダ7110によって測定されてモニタリングされ、OCT制御装置7200に直接供給される。OCTシステム内の制御モジュール7200は、OCTデータを処理する上で3D画像を集成するときに、アルゴリズムを適用することにより、患者インターフェイス3300に対する集束対物レンズ7100の移動によって引き起こされる、OCT内部の干渉計の基準アームと信号アームとの間の差を補償することができる。OCT制御モジュール7200によって計算されたレンズ7100の位置の適正な変化量は制御装置6100に送られる。制御装置はレンズ7100を制御してその位置を変化させる。図14は別の模範的なシステムを示しており、ここで、OCTシステムの干渉計の参照アーム内の戻しミラー6230又はOCTシステムの光路長遅延アセンブリ内の少なくとも1つの部分が可動集束対物レンズ7100に不動に取り付けられているので、信号アーム及び参照アームは、対物レンズ7100が動くと、同量の光路長変化を被る。このようなものとして、スライド上の対物レンズ7100の移動は、計算補償を付加的に必要とすることなしに、OCTの光路長差に対して自動的に補償される。画像誘導レーザー手術システム、レーザー手術システム、及びOCTシステムのための上記例は、異なる光源を使用する。レーザー手術システムとOCTシステムとをさらにより完全に統合する際には、手術レーザービームのための光源としてのフェムト秒手術レーザーをOCTシステムのための光源として使用することもできる。図15が示す例の場合、光モジュール9100内のフェムト秒パルスレーザーが手術動作のための手術レーザービーム及びOCT画像化のためのプローブ光ビームの両方を発生させるのに使用される。手術レーザービーム及びOCTのための信号ビームの両方としての第1ビームと、OCTのための参照ビームとしての第2ビームとにレーザービームを分割するために、ビームスプリッタ9300が設けられている。第1ビームはx-yスキャナ6410及び第2スキャナzスキャナ6420を通って導かれる。x-yスキャナは第1ビームの伝搬方向に対して垂直なx及びy方向のビームを走査し、そして第2スキャナzスキャナ6420はターゲット組織1001での第1ビームの集束を調節するためにビームの発散を変化させる。この第1ビームはターゲット組織1001で手術動作を実施し、第1ビームの一部は、患者インターフェイスへ戻されて発散され、そしてOCTシステムの光学干渉計の信号アームのための信号ビームとして対物レンズによって収集される。この戻り光は、参照アーム内の戻しミラー6230によって反射させられ且つターゲット組織1001の異なる深さを画像化する際に信号ビームと参照ビームとの間の光路差を制御すべく時間領域OCTのための調節可能な光学遅延エレメント6220によって遅延させられた第2ビームに結合される。制御システム9200はシステム動作を制御する。角膜において手術を実施すると、良好な手術性能を達成するためには数百フェムト秒のパルス継続時間であれば十分ではあるが、十分な深さ分解能のOCTを実現するためには、より短いパルス、例えば数10フェムト秒未満のより短いパルスによって生成されるより広いスペクトル帯域幅が必要となる。これと関連して、OCT装置の設計はフェムト秒手術レーザーからのパルスの持続時間を規定する。図16に示された別の画像化誘導システムは、単一パルスレーザー9100を使用して、手術用光及び画像化光を生成する。フェムト秒パルスレーザーの出力光路内に非線形スペクトル拡幅媒体9400を配置することによって、光学的非線形プロセス、例えば白色光の生成又はスペクトルの拡幅を利用して、手術において通常用いられる数百フェムト秒の比較的長いパルスのレーザー源からのパルスのスペクトル帯域幅を広げる。媒体9400は例えば光ファイバ材料である。2つのシステムの光強度要件は異なるものであり、そして2つのシステムにおけるこのような要件を満たすように、ビーム強度を調節するためのメカニズムを実現することができる。例えば、2つのシステムの光路内に、ビームステアリングミラー、ビームシャッタ、又は減衰器を設けることにより、過剰な光強度から患者及び高感度機器を保護するためにOCT画像取得時又は手術実施時にビームの存在及び強度を適切に制御することができる。作業において、図8~16の上記例は、画像誘導レーザー手術を行うために使用されることができる。図17は、画像誘導レーザー手術システムを使用することによりレーザー手術を実施する方法の一例を示している。この方法は、ターゲット組織と係合して手術時にターゲット組織を所定の位置に保持すべく、システムにおいて患者インターフェイスを使用し、そしてシステムにおけるレーザーからのレーザーパルスの手術レーザービームとシステムにおけるOCTモジュールからの光学プローブビームとを患者インターフェイスへ且つターゲット組織内に同時に導く。手術レーザービームはターゲット組織においてレーザー手術を実施すべく制御され、OCTモジュールは、ターゲット組織から戻された光学プローブビームの光からターゲット組織内部のOCT画像を得るべく動作させられる。手術前又は手術中にターゲット組織における手術レーザービームの集束及び走査を調節すべく、得られたOCT画像における位置情報が手術レーザービームの集束及び走査において適用される。本明細書は、多くの詳細を含んでいるが、これらは、如何なる特許請求の範囲又は特許請求可能な範囲を制限するものではなく、特定の実施の形態の特定の特徴の記述として解釈される。本明細書において、別個の実施の形態の文脈で開示した幾つかの特徴を組み合わせて、単一の実施の形態として実施してもよい。逆に、単一の実施の形態の文脈で開示した様々な特徴は、複数の実施の形態として別個に実施されてもよく、適切な如何なる部分的組合せとして実施されてもよい。さらに、幾つかの特徴を、ある組合せで機能するものとして上述しているが、初期的には、そのように特許請求している場合であっても、特許請求された組合せからの1つ以上の特徴は場合によっては組合せから除外されることができ、特許請求された組合せは部分的組合せ又は部分的な組合せの変形に変更されてもよい。眼の画像化及びその応用のための技術及びシステムの数多くの実施形が開示されている。記載の実施形及びその他の実施形は、記載されたものに基づいて変更及び改善を加えることができる。"