角膜処置により作成されたひとつ以上の角膜マークを画像化する段階と、上記画像化された角膜マークに基づき、上記角膜処置の処理領域の箇所に関する角膜箇所情報を決定する段階と、上記角膜箇所情報を用いて、白内障手術のためにレーザパルスを設置する段階とを備えて成る、白内障処置を実施する方法。前記ひとつ以上の角膜マークは、フェムト秒レーザによるLASIK処置の一部として作成された角膜フラップに関するマークを備えて成る、請求項1記載の方法。前記画像化段階は、光干渉断層撮影画像化システムを用いる段階を備えて成る、請求項1記載の方法。前記角膜箇所情報を決定する前記段階は、角膜フラップの円周部、上記角膜フラップの中心、白内障手術システムの光軸に対する上記角膜フラップの位置、または、眼球の水晶体の箇所に対する上記角膜フラップの位置、の内の少なくともひとつを決定する段階を備えて成る、請求項1記載の方法。前記レーザパルスを設置する前記段階は、上記レーザパルスを、水晶体嚢切開処置の一部として水晶体嚢内へと近似円状に設置する段階を備えて成り、上記円は、前記角膜箇所情報を決定する前記段階において決定された角膜フラップの円周部と本質的に同心的である、請求項1記載の方法。前記レーザパルスを設置する前記段階は、前記決定された角膜箇所情報を用いて、上記レーザパルスを眼球の核内に設置して白内障手術パターンを作成する段階を備えて成る、請求項1記載の方法。前記レーザパルスを前記核内へと設置する前記段階は、上記レーザパルスを、決定された角膜フラップの中心に関して中心合わせされた前記白内障手術パターンにて設置する段階を備えて成り、上記白内障手術パターンは、円形パターン、渦巻き状パターン、放射状パターン、または、細断パターンの内の少なくともひとつである、請求項6記載の方法。前記レーザパルスを設置する前記段階は、上記レーザパルスを白内障手術のために設置し、先行する角膜処置の不都合な結果を平衡化する段階を備えて成り、上記不都合な結果は、ひとつ以上の角膜マークを画像化する前記段階により提供された画像から決定された、請求項1記載の方法。眼球の角膜領域を画像化すべく構成された画像化システムと、上記画像化システムにより提供されたひとつ以上の画像に基づいて角膜箇所情報の決定を促進すべく構成された画像解析器と、上記角膜箇所情報を用いて、眼球の水晶体内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステムとを備えて成る、眼科レーザシステム。前記画像化システムは、光干渉断層撮影システムを備えて成る、請求項9記載のレーザシステム。前記手術用レーザシステムは、水晶体内に白内障手術パターンを作成すべく構成されたフェムト秒レーザシステムを備えて成る、請求項9記載のレーザシステム。前記画像解析器は、前記画像化システムにより生成された画像を解析すべく構成かつプログラムされたプロセッサを備えて成る、請求項9記載のレーザシステム。前記プロセッサは、前記画像化システムにより画像化された角膜におけるLASIKフラップの画像に対して円を当てはめ、上記当てはめられた円の中心の箇所を決定し、上記当てはめられた円の上記決定された中心に中心合わせされた白内障手術パターンを生成し、且つ、前記手術用レーザシステムを案内して、上記生成された白内障手術パターンに従いレーザパルスを水晶体内に設置させるべく構成される、請求項12記載のレーザシステム。前記画像解析器は、当該レーザシステムの操作者が前記角膜箇所情報を決定することを支援すべく構成されたビデオ顕微鏡を備えて成る、請求項9記載のレーザシステム。前記画像解析器は、前記角膜箇所情報を記憶すべく構成されたシステムメモリを備えて成る、請求項9記載のレーザシステム。角膜処置の前および後に角膜の一部分を画像化する段階と、上記角膜処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより角膜形状変化情報を決定する段階と、上記角膜形状変化情報を用いて、白内障手術に対するレーザパルスを設置する段階とを備えて成る、白内障処置を実施する方法。前記角膜形状変化情報に基づいて眼内レンズを選択する段階と、上記選択された眼内レンズを眼球の水晶体嚢内へと挿入する段階とを備えて成る、請求項16記載の方法。角膜処置の前および後に眼球の角膜領域を画像化すべく構成された画像化システムと、上記角膜処置の前および後に上記画像化システムにより提供されたひとつ以上の画像に基づいて角膜形状変化情報の決定を促進すべく構成された画像解析器と、上記決定された角膜形状変化情報を用いて、眼球の水晶体内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステムとを備えて成る、眼科レーザシステム。前記画像解析器は、前記角膜処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより前記角膜形状変化情報の決定を促進すべく構成されたプロセッサを備えて成る、請求項18記載の眼科レーザシステム。前記決定された角膜形状変化情報を用いて、眼球の角膜内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステムを備えて成る、請求項18記載の眼科レーザシステム。当該眼科レーザシステムは、LASIKフラップおよび白内障手術用切開口を作成すべく構成される、請求項20記載の眼科レーザシステム。角膜処置の前に角膜の一部分を画像化する段階と、角膜LASIK処置を実施する段階と、上記角膜LASIK処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより角膜形状変化情報を決定する段階と、上記角膜形状変化情報を用いて、白内障手術に対するレーザパルスを設置する段階と、上記角膜形状変化情報に基づいて眼内レンズを選択する段階と、上記選択された眼内レンズを眼球の水晶体嚢内へと挿入する段階とを備えて成る、統合式の眼球処置を実施する方法。斯かる手術の手術目標は詳細には、角膜、水晶体、または、別の特定の眼球組織であり得るが、斯かる介入は典型的に、眼球における光学的画像化に対して付加的で偶発的な作用を有する。故に、基本的な手術介入の全体に亙る制御性を高めると同時に、この同一の手術の偶発的な副次的作用を減少することは、眼球手術の分野の発展を動機付ける要因である。簡潔に且つ概略的に、白内障処置を実施する方法は、角膜処置により作成されたひとつ以上の角膜マークを画像化する段階と、上記画像化された角膜マークに基づき、上記角膜処置の処理領域の箇所に関する角膜箇所情報を決定する段階と、上記角膜箇所情報を用いて、白内障手術のためにレーザパルスを設置する段階とを含み得る。幾つかの実施形態において、上記ひとつ以上の角膜マークは、フェムト秒レーザによるLASIK処置の一部として作成された角膜フラップに関するマークを含み得る。幾つかの実施形態において、上記画像化段階は、光干渉断層撮影画像化システムを用いる段階を含み得る。幾つかの実施形態において、上記角膜箇所情報を決定する上記段階は、角膜フラップの円周部、上記角膜フラップの中心、白内障手術システムの光軸に対する上記角膜フラップの位置、または、眼球の水晶体の箇所に対する上記角膜フラップの位置、の内の少なくともひとつを決定する段階を含み得る。幾つかの実施形態において、上記レーザパルスを設置する上記段階は、上記レーザパルスを、水晶体嚢切開処置の一部として水晶体嚢内へと近似円状に設置する段階を含み得、上記円は、上記角膜箇所情報を決定する上記段階において決定された角膜フラップの円周部と本質的に同心的である。幾つかの実施形態において、上記レーザパルスを設置する上記段階は、上記決定された角膜箇所情報を用いて、上記レーザパルスを眼球の核内に設置して白内障手術パターンを作成する段階を含み得る。幾つかの実施形態において、上記レーザパルスを上記核内へと設置する上記段階は、上記レーザパルスを、決定された角膜フラップの中心に関して中心合わせされた上記白内障手術パターンにて設置する段階を含み得、上記白内障手術パターンは、円形パターン、渦巻き状パターン、放射状パターン、または、細断パターンの内の少なくともひとつである。幾つかの実施形態において、上記レーザパルスを設置する上記段階は、上記レーザパルスを白内障手術のために設置し、先行する角膜処置の不都合な結果を平衡化する段階を含み得、上記不都合な結果は、ひとつ以上の角膜マークを画像化する上記段階により提供された画像から決定された。幾つかの実施形態において、眼科レーザシステムは、眼球の角膜領域を画像化すべく構成された画像化システムと、上記画像化システムにより提供されたひとつ以上の画像に基づいて角膜箇所情報の決定を促進すべく構成された画像解析器と、上記角膜箇所情報を用いて、眼球の水晶体内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステムとを含み得る。幾つかの実施形態において、上記画像化システムは、光干渉断層撮影システムを含み得る。幾つかの実施形態において、上記手術用レーザシステムは、水晶体内に白内障手術パターンを作成すべく構成されたフェムト秒レーザシステムを含み得る。幾つかの実施形態において、上記画像解析器は、上記画像化システムにより生成された画像を解析すべく構成かつプログラムされたプロセッサを含み得る。幾つかの実施形態において、上記プロセッサは、上記画像化システムにより画像化された角膜におけるLASIKフラップの画像に対して円を当てはめ、上記当てはめられた円の中心の箇所を決定し、上記当てはめられた円の上記決定された中心に中心合わせされた白内障手術パターンを生成し、且つ、上記手術用レーザシステムを案内し、上記生成された白内障手術パターンに従いレーザパルスを水晶体内に設置させるべく構成され得る。幾つかの実施形態において、上記画像解析器は、上記レーザシステムの操作者が上記角膜箇所情報を決定することを支援すべく構成されたビデオ顕微鏡を含み得る。幾つかの実施形態において、上記画像解析器は、上記角膜箇所情報を記憶すべく構成されたシステムメモリを含み得る。幾つかの実施形態において、白内障処置を実施する方法は、角膜処置の前および後に角膜の一部分を画像化する段階と、上記角膜処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより角膜形状変化情報を決定する段階と、上記角膜形状変化情報を用いて、白内障手術に対するレーザパルスを設置する段階とを含み得る。幾つかの実施形態において、上記方法は、上記角膜形状変化情報に基づいて眼内レンズを選択する段階と、上記選択された眼内レンズを眼球の水晶体嚢内へと挿入する段階とを含み得る。幾つかの実施形態において、眼科レーザシステムは、角膜処置の前および後に眼球の角膜領域を画像化すべく構成された画像化システムと、上記角膜処置の前および後に上記画像化システムにより提供されたひとつ以上の画像に基づいて角膜形状変化情報の決定を促進すべく構成された画像解析器と、上記決定された角膜形状変化情報を用いて、眼球の水晶体内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステムとを含み得る。幾つかの実施形態において、上記画像解析器は、上記角膜処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより上記角膜形状変化情報の決定を促進すべく構成されたプロセッサを含み得る。幾つかの実施形態において、上記眼科レーザシステムは、上記決定された角膜形状変化情報を用いて、眼球の角膜内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステムを含み得る。幾つかの実施形態において、上記眼科レーザシステムは、LASIKフラップおよび白内障手術用切開口を作成すべく構成され得る。幾つかの実施形態において、統合式の眼球処置を実施する方法は、角膜処置の前に角膜の一部分を画像化する段階と、角膜LASIK処置を実施する段階と、上記角膜LASIK処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより角膜形状変化情報を決定する段階と、上記角膜形状変化情報を用いて、白内障手術に対するレーザパルスを設置する段階と、上記角膜形状変化情報に基づいて眼内レンズを選択する段階と、上記選択された眼内レンズを眼球の水晶体嚢内へと挿入する段階とを含み得る。図1は、眼球1を示している。入射光は、角膜110と、前房と、虹彩130により画成される瞳120と、水晶体100と、後房と、硝子体液とを含む光路を通り伝搬する。これらの光学要素は、網膜140上へと光を案内する。図2Aは、眼球手術処置の実施例200を示している。ステップ220において、眼球はレーザ支援式手術に対して準備される。ステップ240においては、レーザパルスを使用して眼球の所定領域にレーザマークが作成され、且つ、ステップ260においては、上記レーザマークに関して選択された手術領域において眼球の光学特性を改善すべく手術処置が実施される。図2Bは、眼球手術処置の実施例200を示している。ステップ220において、眼球は、該眼球の光学特性を決定することによりレーザ支援式手術に対して準備される。ステップ240においては、決定された光学特性に関してレーザパルスを用いて眼球の所定領域にレーザマークが作成される。ステップ260においては、上記レーザマークに関して選択された手術領域において眼球の光学特性を改善すべく手術処置が実施される。図3は、準備ステップ220は、眼球の光学特性を決定するステップ202を含み得ることを示している。上記光学特性は、眼球の任意の特定の形質、箇所、または、識別構造であり得る。斯かる特性の一例は、眼球の軸線である。他の例としては、以下に概説される如く、患者が直立姿勢に在るときの瞳の最上点が挙げられる。眼球の各軸線は数種の異なる手法で定義され得ると共に、ステップ202においては、眼球軸線のこれらの定義の内の任意の定義が利用され得る。眼球の各軸線は、たとえば、非特許文献1により以下の如く分類され得る:光軸:角膜および水晶体の光学的中心を貫通通過する線。視軸:固視点から、中心窩と称される網膜の中心上の画像まで通過する線。照準線:物点から、入射瞳の中心を通り通過する線。瞳孔中心線:角膜の中心と入射瞳の中心とを通り直角に通過する線。これらの軸線は、理論的軸線、幾何学的軸線、機能的軸線、解剖学的軸線、または、上記の任意の組合せとして定義され得る。眼球のこれらの軸線は典型的に、相互に接近しているか、または、相互に整列されるが、必ずしも一致はしない。たとえば、眼球の2つの主な屈折要素である角膜の光学的中心および水晶体の光学的中心は概略的には、眼球の幾何学的中心に対して本来的には整列されない。多くの場合、水晶体の中心は角膜のそれに対して僅かに鼻に近い。これに加え、瞳の中心は概略的に、角膜、水晶体および中心窩の夫々の中心の内の任意の2つを結ぶ軸線と整列されない。これらの光学要素の夫々の中心は、500ミクロン以上も整列がずれることがある。ステップ2021においては、これらの軸線の内の任意のひとつの軸線が特定され得る。代替的に、医師は、選択された任意の2つ以上の軸線の中間に位置する折衷軸線を特定し得る。幾つかの実施例においては、種々の手術機器が、手術が実施される眼球に対して取付けられる。次に、患者は、他方の眼球にて目標物に集中することが指示される。次に、手術が実施されるべき上記眼球は必ずしも固視点を視認しないとしても、その眼球の視軸を特定すべく上記固視点の知見が使用される。代替的に、手術対象眼球の固定化が達成され得ると共に、その眼球の配向は、斯かる整列の間に直接的に特定される。準備ステップ220は、眼球の決定された特性を表すべく準備マークが作成されるというステップ204も含み得る。一例は、ステップ2021において選択された眼球軸線が眼球の表面と交差する箇所にて、インクマーカを使用して該眼球の表面上に準備マークを作成することである。他の例としては、角膜上皮マーカもしくは眼球の表面上の凹所を使用すること、または、接着テープの小寸片の如き任意の形式の物理的マーカを取付けることが挙げられる。これらのマーカの任意の組合せも使用され得る。幾つかの既存のデバイスは、目標限定器を含む。医師は、眼球の中心の如き、適切に選択された眼球の点に対して目標限定器を指向させるか、または、目標限定器の円を、瞳の如き眼球の円形の特定構造と整列させ得る。次に、上記目標限定器と一体的なユニットとして形成されたアプリケータが、目標限定された中心によりもしくは上記円形の特定構造により範囲限定される上記中心に対し、インクを塗付する。準備ステップ220の別実施例は、眼球の光学特性が、第1患者姿勢における該眼球の配向を表すというステップ2022を含んでいる。たとえば、殆どの眼球手術は、患者を、眼球を上向きとした仰臥姿勢として実施されるが、それらの手術は多くの場合、患者がたとえば起き上がっているなどの第1患者姿勢に在るときに、準備段階を伴う。上記の準備ステップ202~204は、この起き上がり姿勢において眼球の特定構造の位置を記録すべく、この姿勢において実施され得る。次に、ステップ260の如き手術段階が実施され、患者は上向きの仰臥姿勢などの如き第2患者姿勢に在る。非常に多くの場合、患者が、直立する第1姿勢から横たわる第2姿勢へと移動したときに、患者の眼球は回動する。幾つかの場合、眼球は10~60°も回動し得る。これは、所謂る回旋回動または回旋捩れである。もし、各手術段階が準備段階に対するこの回動を補正しなければ、上記手術処置は最適な箇所とは異なる箇所において実施され、可能的には、臨床関連的な手術の有効性の低下に繋がる。幾つかの実施例において準備ステップ2022は、上述のマーク付け方法の内の任意の方法により準備マークを作成して眼球の配向を表す段階を含み得る。時計の文字盤の例えを用いると、第1患者姿勢において準備マークは、たとえば3時の箇所に作成され得る。その後、患者がたとえば横たわり第2患者姿勢を取ることにより手術の準備をしたとき、医師は上記準備マークを検証すると共に、3時の箇所からの準備マークの逸脱により眼球の回動の程度を推察し得る。医師は次に、この回動の知見を以て、必要な調節を行い得る。これらの調節としては、非点収差、および、瞳の回りで対称的でない非対称的高次収差の両方において、屈折誤差に対して調節する段階を含み得る。単純な例において、角膜に対して屈折矯正手術が実施されるべき場合、患者は適切な目標物を固視することを指示され得る。瞳の中心の画像の位置が、角膜上にインクもしくは凹所によりマーク付けされることで、照準線が推定され得る。もし直立姿勢において実施されるなら、周辺角膜または輪部においてもマークが作成されることで、眼球の捩れ状態もしくは配向が登録され、患者が次続的な手術段階において仰臥したときの基準箇所の役割を果たし得る。代替的に、瞳の中心の画像の位置は、角膜反射像により表される如く、角膜の中心と重なり合う、角膜上のインクもしくは凹所によりマーク付けされることで、瞳孔中心線を近似し得る。上記の方法は、輪部弛緩切開術、乱視矯正角膜切開術、および、放射状角膜切開術などの多くの手術において既に使用されているが、表面マーク付けは潜在的に、角膜の光学的効果と、数ミリメートルだけ離間した水晶体/瞳膜の箇所とにより、誤差を導入する可能性がある。たとえば、PRKおよびLASIKなどの角膜のレーザ屈折矯正処置の如く数秒より長い時間を要する処置の間、瞳は、角膜マークと瞳の認識画像とに対して相当に回動し得ることから、潜在的に、一切の手術介入に対して相当の傾斜誤差を導入し得る。この問題を克服するひとつの手法は、瞳の運動を監視する所謂る瞳追跡器を使用することである。これらの内で最も正確なものは、今や、洗練された画像処理を利用し、特定の虹彩の構造の位置を監視している。一例は、特許文献1に記述された虹彩重ね合わせ方法である。眼内手術の過程における各光学要素の最適な整列は、別の一群の難題を呈する。斯かる処置において、たとえば眼球の水晶体などの、処置の実際の目標物は、眼球に進入せずには物理的にマーク付けはされ得ない。もし医師が表面マークに頼るなら、それらのマークは誤解を招き得る、と言うのも、水晶体と表面との間における光伝搬は実際に、角膜の如き光学要素により影響されるからである。更に、これらの影響に対して一定レベルの補償が、たとえば眼球のソフトウェアモデルに基づいて導入されたとしても、眼球自体が、その形状、位置および/または固視状態を変化させ得る、という事実を取入れることは非常に困難である。最後に、瞳は斯かる眼内処置の間において拡張し、重ね合わせ目印に基づく所望の補償を更に困難とし得る。最近まで、上述の制限は主として理論的なものであった、と言うのも、眼内手術は、中心合わせおよび整列においてそれほどの高精度を要求しなかったからである。たとえば最近まで、白内障もしくは水晶体除去手術は主として、老化した生来の水晶体を除去し、それを、更に大きな光透過率を有する人工水晶体に置き換えるべく使用されていた。最近まで、これらの眼内レンズは単焦点であり、既存の表面マーク付け方法により達成され得る精度を必要としていた。しかし、世界中で最も一般的に実施される眼球処置のひとつへと発展した白内障手術、および、その目標は、拡張された。現在において白内障手術は、眼球の屈折機能を改善するためにも使用される。実際、白内障が殆どまたは全く無い場合でも、水晶体の除去および置き換えは今や一般的に実施されると共に、屈折的もしくは光学的な矯正が基本的な目標である。現在の水晶体手術の目標としては、遠見視力および近見視力の両方に対して眼鏡または他の視覚補助具に対する対象者の依存性を低減することが挙げられる。具体的な水晶体置換処置としては、眼球に対して2つの作動距離を提供する多焦点IOLの導入が挙げられる。その例としては、アルコン社により開発されたReSTORE製品、および、AMO社により開発されたReZoom製品が挙げられる。別の種類のIOLは、眼球内において移動し、または、形状を変化させ得る。斯かる適応IOLの例としては、アイオニクス社により開発されたCrystalensが挙げられる。また、アキュフォーカス社により開発されたACI7000により例証される如く、視野深度を増大する開口を備えたIOLも開発されつつある。これに加え、高次収差を矯正し得るカルホーンビジョン社による光調節可能レンズ、ならびに、乱視を矯正するIOLも開発されている。最後に、疾患網膜を有する眼球に対して拡大を提供すべく、特殊な低視力用眼内レンズも導入されている。単焦点IOLを用いる標準的な白内障手術と比較したとき、現在の水晶体手術は、複数種類の視力矯正という目標に対処し得る複雑な処置となっている。標準的な単焦点IOLと対照的に、これらの更に新しいデバイスの光学機器は、中心化および傾斜における誤差に対して更に感応的である。これらのデバイスを適切に中心合わせする既存の方法は、眼球内に物理的に挿入されるべき嵩張るテンプレートであって、好評を得ていないというテンプレートを使用する。直上に記述された最近の白内障手術の見地は、これらの処置の過程においては、習用の手術におけるよりも質的に更なる高精度が必要とされることを示している。幾つかの場合、IOLを設置するときには500ミクロン未満の中心合わせ精度が要求され得る。この値を超過する誤差は、大きな収差に繋がり得ると共に、たとえばIOLの多焦点機能などの実効性を質的に低下させ得る。また、角膜の周縁部の一部分と、水晶体とに沿い、切断部もしくは切開口を生成することにより水晶体内へとIOLを設置するという手術によれば、別の難題が課せられる。これらの切開口は、角膜の意図されない変形を引き起こし得る。一例において、配向を特定すべく上記の時計の文字盤の例えを用いると、もしIOLを導入する切開口が12時領域に作成されたなら、角膜は、12時-6時方向においては平坦化すると共に、3時-9時方向においては膨出し得る。この偶発的な副次的作用は、切開口を特定の経線に設置することにより、先在する非点収差誤差を矯正すべく使用され得る。代替的に、術前の非点収差は、異なる経線箇所における周縁部にて、且つ、異なる円弧長に対して、付加的な切開口を作成することによっても補償され得る。これらの切断部は一定の場合には、輪部弛緩切開口または乱視矯正角膜切開口と称される。これはまさに、眼球のひとつより多い光学的見地が単一の手術処置において改善されるという統合式の眼球手術処置の一例であった。斯かる組み合わせ式の処置は増進された成果に対する可能性を提供するが、それらはまた、予期されない組み合わされた光学的効果に依り、不都合な副次的効果を導入する可能性も有している。たとえば、乱視矯正角膜切開の実施と組み合わされた多焦点眼内レンズの設置は、老眼と、球面および非点の屈折誤差とに対して同時に対処することにより、患者に対して良好な遠見視力および近見視力を提供し得る。しかし、多焦点レンズの光学的中心が角膜矯正に関して良好に整列されなければ、または、いずれかの切開口が眼球の各基本的軸線の内のひとつの軸線に関して良好に整列されなければ、光学的収差が生じ得る。同様に、遠見の屈折矯正を目的とするLASIK処置は、近見視力を改善すべく角膜インレーの挿入を含み得る。斯かるLASIK処置は、眼球の光学的性能を増進し得る。しかし、LASIK処置の中心が角膜インレーに関して良好に整列されず、または、いずれかの操作が眼球の複数の軸線の内のひとつの軸線に関して良好に整列されなければ、光学的収差が生じ、視覚的な症状を引き起こし得る。此処まで、2つの例が記述されたが、角膜または水晶体内に全体的に収容される組み合わせ処置などの、建設的にまたは破壊的に干渉する他の多くの可能的な処置組み合わせが想起され得る。斯かる組み合わせとしては、アディションテクノロジ社により開発されたIntacs製品の如き角膜インレー、または、リビジョンオプティクス社により開発されたインレーおよびアキュフォーカス社により開発されたACI7000の如き老眼用インレー、ならびに、生来のもしくは人工的な水晶体の前もしくは後に設置される人工瞳なども挙げられる。個別的な夫々の処置は、別体的に実施されるときには整列が行われ得るが、要求される複数回の整列は時間が掛かると共に、組み合わされたときの最適な性能に帰着しないこともある。上記の考察は、屈折矯正および白内障の手術における更に進歩した発展例に焦点を合わせた。しかし、超音波に基づく水晶体乳化吸引における白内障および水晶体除去に対する最も一般的は技術においてさえも、更に高い精度の整列は有用であり得る。超音波水晶体乳化吸引においては、比較的に小寸の角膜切開口が作成される。この切開口を通り、ゲル状物質が眼球内へと注入されることで、眼圧と、前房の形態とが維持される。水晶体嚢切開術と称される処置においては、種々の機械的技術または均等物を用いて、前嚢に開口が形成される。次に、この開口を通して超音波プローブが眼球内へと導入される。この超音波プローブは、生来の水晶体を断片化すべく使用され、該水晶体は引き続き、上記角膜切開口を通して吸引により除去される。次に、同一の角膜切開口を通して、眼内レンズが挿入される。この技術は、角膜における比較的に小寸の切開口を使用することから、手術により誘起される非点収差は限られる。しかし、超音波水晶体乳化吸引の基本的な制限は、その処置の複数の独立的な手術操作という、段階的な手順によりもたらされる。角膜切開、水晶体嚢切開、水晶体断片化、および、眼内レンズの導入などの、これらの操作は、それらの各々が眼球の複数の軸線および解剖学的構造と適切に整列されたときには、最適な結果に繋がる。上記の各処置の内の任意の処置において、順次的な複数の手術段階の精度が高められれば、不都合な影響を低減しつつ、各処置が眼球の光学的機能の所望の改善に帰着するという可能性の増大に繋がり得る。眼球の屈折矯正処置に対する優れた整列方法は、準備的マーク付け段階と手術処置との間において又は個別的な手術段階の間において生じ得る回旋捩れおよび他の眼球運動を追尾する段階と、視差および他の光学的効果を追尾して補正する段階と、複数の別体的な介入を好適にかつ効率的に連携調整し、全体的な術後の光学的性能を最適化する段階とを含む。方法200および200の実施例は、準備マーク付けステップ204と併せてレーザマーク付けステップ240を実施することにより、斯かる技術を提供する。2つのマーク付けステップを実施すると、眼球上の何処で屈折矯正処置が実施されるかに関わらず、整列、マーク付けおよび手術の各段階を更に密接に関連付けることにより、引き続く手術処置260の正確さおよび精度が高められ得る。適切な強度、反復率、および、パルス毎のエネルギを以て適用されるレーザパルスは、眼球の所定組織において小寸の気泡を生成し得る。これらの気泡は、上記組織におけるレーザマークを形成するために使用され得る。典型的には眼球の表面上に適用される、ステップ204における準備マーク付けとは対照的に、これらのレーザ生成気泡は、目標領域において直接的に、上記組織の内部にて生成され得る。故にそれらは、手術処置が開始されるときにおける光学的歪みまたは眼球の次続的な形状変化により阻害されずに、所定の精度を以て目標領域をマーク付けし得る。故に、斯かる直接的な、または、深さ方向のレーザマーク付けは、準備的な表面マーク付けよりも定量的に優れたものであり得る。上述された如く、最近の眼球手術方法の幾つかは、レーザマーク付けステップ240のこの優れた精度から相当に利益を享受し得る。眼球手術方法200および200のひとつの実施形態において、手術システムは、ステップ2021における眼球の視軸の如き、眼球の少なくとも一本の軸線を特定する機構を含み得る。上記システムはまた、特定された上記軸線の位置を、配向マーク付けステップ2022において、輪部、角膜、水晶体嚢、および、水晶体の如き解剖学的目印に対して相関させる機構も含み得る。最後に、上記システムは、ステップ204において眼球内の解剖学的構造上に準備マークを生成する機構であって、次続的なレーザマーク付けステップ240および手術介入ステップ260の適用を案内することで眼球の光学的機能を改善するという機構を含み得る。上記システムの作動において、眼球の軸線はステップ2021において特定され得る。たとえば、視軸は、固視目標物を使用するなどの多数の方法により特定され得る。一実施例において、斯かる軸線特定は、頭部を直立姿勢としつつ眼球は前方における遠くのもしくは近くの固視目標物を見る如き、身体における眼球の通常的な機能の間において実施される。代替実施例において、患者は、読書における如く僅かに下方を凝視する代替的な配向、または、眼球が上向きとされる仰臥姿勢の如き代替的な姿勢を取ることを指示され得る。代替的に、眼球の別の軸線が特定されても良く、あるいは、複数の軸線の組み合わせと解剖学的情報とが使用されて折衷軸線が決定されても良く、該折衷軸線に対しては、企図された手術処置が整列される。眼球の選択された軸線、または、折衷軸線の決定に続き、ステップ204においては準備マークが作成されることで、特定された該軸線と眼球の解剖学的構造との間の関係が記録され得る。該記録は、眼球の表面上に準備マークを作成することにより行われ得る。あるいは、決定された上記軸線の位置は、眼球の3次元画像であって、超音波的、光学的もしくは他の手段により生成されると共に、眼球の適切な位置決めの間に画像化デバイスにおいて捕捉されたという3次元画像中に記録され得る。引き続くステップ240において、輪部、角膜、水晶体嚢および/または水晶体の如き眼球の内部目標領域にはレーザ気泡が生成されることで、レーザマークが生成され得る。上記レーザマークの生成は、とりわけ、上記準備マークにより支援され得る。生成された上記レーザマークは、引き続く手術処置260に対して上記目標領域の位置を高精度で表し得る。幾つかの実施例においては、ひとつより多い目標領域がレーザによりマーク付けされる。たとえば、IOLの挿入のために一次的な目標がレーザによりマーク付けされ得ると共に、一次的切開口により偶発的に引き起こされた乱視を相殺すべく、輪部弛緩切開口のために二次的な目標がレーザによりマーク付けされ得る。異なる実施例において、レーザマーク付けは異なる程度とされ得る。幾つかの実施例において、レーザはマーク付け用気泡を高密度で生成すべく使用され得る。十分に高密度の気泡は組織を穿孔し得ることから、医師は引き続き、手術ステップ260において、裂開、切断、吸引、または、他の一定の介入により、上記穿孔された組織を分離し得る。適切に設置された穿孔によれば、整列と、除去されたもしくは分離された組織のサイズ、形状および箇所などの手術介入の他の見地とが、手術目的に対して確実に適切とされ得る。手術ステップ260は、レーザ、または、機械的および他のデバイスなどの他の任意の形式の手術器具を使用し得る。他の実施例において、上記レーザマークは、眼内レンズまたは角膜インレーの設置を案内する如き、次続的な手術操作に対する補助手段の役割を果たし得る。斯かる場合、上記レーザマークは、IOLまたは角膜インレーの手術的設置を案内し得る、切り込み線、部分的もしくは完全な深度の切れ目もしくは孔、または、他の物理的結果を含み得る。上記レーザマークはまた、IOLもしくは角膜インレーの固定、安定化または配向を支援する如き付加的な機能にも有用であり得る。これに加え、上記レーザマークは、術後の残存乱視を該レーザマークに沿う輪部弛緩切開口の延長を介して低減することなどにより、光学的性能を増進すべく実施される術後処置を案内し得る。最後に、上記レーザパルス自体が、マーク付けステップ240におけるマーカ、ならびに、ステップ260においては水晶体嚢もしくは眼球の任意の部分の如き特定構造の断片化、切断もしくは気化の如き所望の手術効果の誘起の両方に対するという、二重の目的に有用であり得る。深さ方向のマーク付けと、手術自体との両方に対してレーザを用いると、眼球の各軸線に対する手術プロセスおよび目標領域の整列、形状、サイズ、箇所、および、他の特性の高い精度が確実とされ得る。レーザの適用は、水晶体嚢の穿孔であって、非対称的または対称的とされることで、水晶体組織に対するアクセスと、視軸もしくは他の軸線に対するIOLの最適な配向との両方を許容するという穿孔を伴い得る。この例において、水晶体嚢切開の、故にIOLの中心化および配向は、マスケットにより特許文献2において記述された技術の如き幾つかの技術と対照的に、付加的な手動操作を必要とせずに、ひとつの統合処置において達成され得る。別の例において、ステップ240においてレーザパルスは角膜/輪部に対して適用されることで、部分的もしくは完全な深度の角膜穿孔を作成し得る。適切な領域において組織を分離することにより、結晶性水晶体の除去および置換のための自己密閉式の進入用切断部を作成すること、角膜横断切開口もしくは輪部弛緩切開口を作成して先在するもしくは手術により誘起された乱視を治療すること、または、引き続くLASIKもしくは角膜インレー処置に対する角膜フラップもしくは床部を作成することなどの、ステップ260における種々の介入において使用されるべく適切に整列され、サイズ設定され、且つ、位置決めされた角膜切開口が作成され得る。水晶体、水晶体嚢、角膜および輪部における組み合わせレーザ処置などの、付加的な例も可能である。ひとつの実施形態において、マークもしくは位置合わせ部が先ず角膜上に作成されてから、それは、水晶体嚢切開処置の位置の配向、または、IOLの設置の如き、眼球の内側における次続的な操作に対して使用され得る。別の実施形態においては、先ず、水晶体嚢上にレーザマークもしくは位置合わせ部が生成され得ると共に、次続的な角膜手術処置260は、これらの眼内マークにより配向が案内されつつ実施され得る。斯かる角膜処置としては、非正視もしくは老眼を矯正する基質内処置の如く、付加的な角膜操作を必要としない処置が挙げられる。本発明の方法および装置の上記のおよび他の実施形態によれば、眼球の機能的および解剖学的な特定構造に対する眼球内でのレーザ式眼球手術処置のために、増進され、幾つかの場合には最適である精度が許容されることで、眼球の光学的機能性が最適化される。この改善は、全体的な処置が簡素化され得る様にひとつのデバイスを用いて統合方法において達成され得る。代替実施例は、上記方法を複数の別体的な段階において実施し得る。ステップ2021における最適な軸線決定および画像化は、たとえば、視覚的な固定の間に、または、眼球が画像化されているときに、特定位置における眼球の安定化もしくは固定を必要とし得る。これに加え、眼球内でのレーザパルスの設置は、眼球の固定もしくは圧平を必要とし得る。故に、決定された眼球の各軸線と、眼球の各解剖学的部分との相対位置は、眼球が固定および/または圧平されないときには、それらの中立のもしくは生来の位置からシフトされ得る。斯かる場合には、手術により変更された特定構造が、眼球が中立状態に復帰したときに正しい配向を有するという様式で、ステップ260における手術介入が実施され得る様に、中立および固定後および/または圧平後の状態において、眼球の各軸線の位置と、該眼球の各解剖学的部分の位置との間の関係が比較されて登録され得る。幾つかの実施例において、眼球の画像は第1の患者姿勢において作成され、準備マークも登録される。次に、第2の患者姿勢において、上記マークは再び記録され、且つ、眼球の形状および配向における捩れ的なまたは他の変化が決定される。これらのデータは次にソフトウェアにより使用されることで、手術により変更された光学要素が、患者が第1患者姿勢に復帰したときに該光学要素の所望の形状を獲得する如く、上記第2姿勢における手術介入のための最適箇所を算出する。図4は、ステップ2021の実施例において、視軸330は、固視の目標物310を網膜の中心上の像320と整列させることにより決定され得ることを示している。ステップ204においては、上記視軸が角膜と交錯する箇所にて該角膜の外側上に準備マーク340が作成され得る。ステップ240において、レーザパルスは水晶体および角膜に対して適用されることで、上記視軸に関して、ならびに、相互に対して整列されたレーザマーク穿孔を作成し得る。レーザマーク/穿孔350は、一群のもしくは一連の気泡であり得る。上記レーザパルスは、ステップ240の準備マーク340を利用することにより導向され得る。ステップ260において、医師は角膜マーク3501を眼球内への進入用切開口のための案内部として使用することで、切開口の構造および機能を最適化するために該切開口の形状、その箇所、サイズおよび配向の正確なレーザ案内式制御を許容し得る。拡大された差込み図は、たとえば、角膜進入用切開口360は多層式に設計されて自己密閉切開口を提供し得ることを示している。代替的に、上記進入用切開口は、角膜乱視に影響すべく位置決めされ得る。図5は、嚢マーク3502は、医師が、適切に寸法設定され、位置決めされ且つ配向された水晶体嚢切開口を作成することを支援し得ることを示している。嚢マーク3502は引き続き、高精度での水晶体嚢410内へのIOL420の設置、および、視軸330ならびに角膜マーク/穿孔3501に関する整列を案内すべく使用され得る。図6A乃至図6Bは、差込み図の矢印により表される如く、前面視からの類似実施例におけるマークおよび切開口を示している。図6Aは、図5のレーザマーク350と類似するレーザマーク510が、たとえば角膜110、水晶体100または嚢410上に同心的に設置され得ることを示している。手術ステップ260においては、たとえばIOL設置用切開口520は、角膜110および嚢410の12時位置などに作成され得る。IOL設置用切開口520の位置決めは、先に設置されたレーザマーク350により案内され得る。先に言及された如く、幾つかの実施例において上記レーザは、先ずレーザマークを生成すべく、次に、手術用レーザパルスを生成すべく動作され得る。幾つかの統合実施例においては同一のレーザが、最初は低エネルギ密度パルスを以てレーザマークを生成してから、高エネルギ密度パルスを以て手術用切開口を生成すべく使用され得る。図6Bは、手術ステップ260の間、IOL設置用切開口520を通して水晶体嚢410内へと眼内レンズ540が挿入され得ることを示している。レーザマーク付けステップ240の間に設置されたレーザマーク510を用いて、IOL540は、高精度で、眼球の視軸と整列され且つ中心合わせされ得る。図6Aを参照すると、医師は、輪部弛緩切開口を作成することにより、不都合なまたは先在する乱視の生成を付加的に補償することを望むことがある。この実施例において、付加的なレーザマークは、たとえば、3時および9時の位置に設置され得る。これらのレーザマークは次に、手術段階の間に使用されることで、適切な整列および高精度を以て輪部弛緩切開口5301および5302を設置すべく使用され得る。上記輪部弛緩切開口は、付加的な検討事項に依存して、直線状、曲線状、または、弧状とされ得る。図6Bは、レーザマーク510を使用して再び整列かつ中心合わせされた、この実施例におけるIOL540の挿入を示している。上記の手術方法200および200に関するレーザ式眼球手術システムは、図7乃至図26に関して詳細に記述される。上記手術システムの作動時に、眼球は、固定モジュールを備えた光学機器モジュールに対して整列され得る。眼球の画像は、画像化モジュールにより捕捉され得る。ステップ220においては、手術システムの制御モジュールにより軸線もしくは折衷軸線が決定され得る。ステップ240においては、決定された軸線に対し、眼球もしくは眼球の画像の少なくとも一部分上にレーザマークが作成され得る。該マークは、眼球上の実際の物理的マークとされ得るか、または、それは上記画像もしくは眼球上の仮想マークとされ得る。前者の場合、上記レーザマークは、手術システム制御モジュールにより眼球上へと導向されたひとつ以上のレーザパルスにより形成され得る。代替的に、または、斯かるマークと併せて、眼球は、決定された軸線に対して該眼球の配向が物理的に固定され得る。斯かる固定は、輪部吸引リングもしくは固定歯部を使用するなどの幾つかの手段により達成され得る。別の代替策において、眼球の選択された軸線が決定されると共に、該軸線は、上記レーザシステムの使用により完全にマーク付けされ得る。角膜、または、眼球の他の一定の外側部分上の物理的マークは、上記手術システムのひとつ以上の画像化手法により特定され得ると共に、レーザ治療を案内すべく使用される画像上に表示され得る。ステップ260において、医師は上記レーザマークの位置により案内されることで、眼球軸線の適切な特定を確実とし得る。手術処置の目標限定のために、医師は、付加的な情報に頼り、上記レーザマークを受容し、改変し、または、無効にし得る。医師が最終的な目標位置を一旦決定したなら、眼球内の上記目標に対してはレーザパルスが導向されることで、たとえば、切断され、または、切開口もしくは穿孔が作成され得る。眼球は選択された軸線に関してマーク付けされまたは配向されていることから、斯かる切開口もしくは穿孔もまた、上記選択された軸線に対して整列される。切開口もしくは穿孔自体が光学的効果を有するという場合、切開口により引き起こされた光学的効果もまた、選択された上記軸線に対して整列される。たとえば、水晶体および角膜におけるなど、ひとつより多い光学表面または要素にて操作が行われるなら、操作の各々は、上記選択された軸線に対し、故に、相互に対し、整列され得る。レーザパルスにより媒介された直接的な効果に加え、角膜もしくは水晶体のインプラントの如き付加的な光学要素は、上記レーザマーク、切開口または穿孔に引き続き、上記選択された軸線もしくは折衷軸線に対して整列され得る。幾つかの実施例において、手術処置260は、眼球がその通常的なまたは中立の配向もしくは物理的状態とは異なる状態に在るときに実施される。たとえば、患者の通常の姿勢は殆どの作業に対して直立である一方、殆どの手術処置に対しては仰臥姿勢が必要とされまたは好適とされる。これに加え、角膜は概略的には圧平が無いが、一定のレーザ処置は、圧平された角膜を以て選好的に実施される。患者および眼球がこれらの他の配向もしくは状態に設置されたとき、所望の軸線または回転配向に対して移動し得るマークが設置され得る。故に、術後の光学的性能を最適化するためには、ひとつの状態において作成されたマークを、実際の手術処置の間における眼球の状態と相関させる必要も在る。一実施例において、医師は、患者が直立し且つ角膜が圧平されていないときに、角膜上のひとつ以上の位置をマーク付けしまたは表示し得る。患者が次に仰臥姿勢に置かれ且つ角膜が圧平されたとき、これらのマークの位置は、医師により、または、上記手術システムの画像化システムにより特定され得る。いずれの場合においても、当該手術用レーザパルス自体が眼球の光学的性能に影響するか、または、当該手術用レーザパルス自体が、眼球の光学的性能に影響する手術段階を案内する、という手術用レーザパルスの設置の導向を支援すべく、上記マークの位置は治療画像上に表示され得る。別実施例においては、設置された手術用レーザパルス、または、これらの手術用パルスにより作成された切開口もしくはマークは、術中的に画像化されることで、眼球内に設置されるべき光学的インプラントの選択の案内が支援され得る。たとえば、水晶体嚢のマークもしくは切断部が画像化されることで、適切な眼内レンズ選択に対する重要な入力である前房の深度が特定され得る。更に別の実施例において、患者は準備ステップ220の間において直立姿勢で着座し得る。医師は、ステップ2021の間においては眼球における軸線を特定し、且つ、ステップ204においては、特定された軸線が角膜と交差する箇所にてインクにより準備マークを、ならびに、輪部上、すなわち角膜の周縁部上の3時の箇所にては、眼球の配向をマーク付けする準備マークを作成し得る。次にステップ240において、患者は手術室へと送り届けられ、そこで患者は仰臥姿勢で横たわることが指示される。医師は、治療されるべき眼球上に固定リングを設置し、手術処置の間における患者の眼球の移動を抑制し得る。医師はまた、圧平の目的で、上記眼球上に接触レンズも設置し得る。上記眼球の表面を更に平坦にすると、最適な領域に対して高精度で手術用レーザパルスを目標限定する医師の能力が高められる。次に、角膜および水晶体を含む眼球の画像が、コンピュータコントローラシステムにより取り込まれ得る。該画像は、たとえば、患者が仰臥姿勢を取ったときに、3時における上記準備マークが略々4時方向に、すなわち30°だけ回動されたことを表示し得る。次に、コントローラシステムのソフトウェアは、最終的な手術介入が目標限定されるべき箇所を算出し得ることから、患者が自身の通常的な直立姿勢を回復したとき、治療された領域は、その箇所が意図された箇所へと戻り回動する。たとえば、上記コントローラシステムは、いずれの場合にも、上記準備マークと、取り込まれたばかりの画像とに基づき、記憶された複数のパターンから成るデータベースから切開口の適切なパターンを選択しているか、または、患者に対してパターンを適合作成していても良い。次に上記コントローラは、眼球がその通常的な配向に戻り回動したときに上記切開口が所望の箇所となる様に、患者が仰臥姿勢に在る間に、上記手術処置が眼球上で目標限定されるべき箇所を特定し得る。医師は次に、レーザパルスを適用することで、角膜および水晶体上にレーザマークを作成し、たとえば、IOLの挿入を支援し得る。医師は、たとえば個々の判断に基づいて、コントローラの推奨内容に直接的に従い得るか、または、それを限られた程度まで改変し得るか、または、それを相当の程度まで覆し得る。幾つかの実施例において、上記レーザマークは、眼球の視軸および生来の回動状態に対して、次続的な手術ステップ260を整列して配向するためにのみ使用される。手術ステップ260は、可能的には更に高い反復率を以て更に強力なレーザパルスの適用、または、超音波水晶体乳化吸引手法の任意の変化形などの任意の非レーザ式手術処置を含み得る。他の実施例において、上記レーザマークは、手術ステップ260において更に重要な役割を果たし得る。上記レーザマークは、適切に整列かつ回動された目標箇所において角膜および水晶体組織を穿孔すべく使用され得る。これらの実施形態において、次続的な手術ステップ260において、医師は、上記穿孔に沿い各レーザマークを介して不都合な組織を除去し得る。斯かる除去段階は、種々の付加的な手術段階により追随され得る。たとえば、限られた除去段階は手術処置の最終的な目標でないこともあり、斯かる限られた除去は、角膜もしくは水晶体において次続的な層状切断部を形成するための一部ともされ得る。白内障手術を受ける患者は、以前の時点において角膜手術を受けていることが多い。幾つかの場合、角膜処置は、数年だけ、他の場合には数分だけ、白内障処置に先行することがある。いずれの場合にも、各処置のこの順序は、幾つかの理由の故に難題を呈し得る。第1に、白内障手術の光学的操作を、先行する角膜削磨の箇所と整列させ、眼球の光学的性能を最適化することが有用であり得る。たとえば、角膜手術のフラップを、水晶体内に挿入されたIOLの光学的中心と整列させると、患者に対する光学的歪みは最小化され得る。しかし、この整列は、角膜処置の後において、たとえば典型的なPRKもしくはLASIK処置において生ずる如く、角膜改変の位置を示すマークもしくは瘢痕が残置されないときには、困難であり得る。PRKおよびLASIK処置による角膜組織の無視できる瘢痕は主として、その処置が典型的にエキシマレーザおよび機械的なマイクロケラトームにより実施されるという事実に起因する。しかし、幾つかのシステムにおいて、LASIK処置の一部であるフラップ作成は、異なるフェムト秒レーザにより実施されることに注目すべきである。フェムト秒レーザは、角膜組織に周縁のマークもしくは瘢痕を残置すべくプログラムされ得る、と言うのも、該レーザは、角膜表面に対して直交すべく鋭角的に画成されたサイドカットを作成するからである。パルスエネルギなどの他の要因もまた、この効果に寄与する。図6Cは、これらのフラップ関連マークが、白内障処置の処理領域を、先行するLASIK手術の処理領域に整列させるために利用され得ることを示している。故に、画像化支援式手術方法600の実施形態は、以下の各ステップを含み得る:ステップ610-先行する角膜処置により作成されたひとつ以上の角膜マークを画像化する;ステップ620-画像化された角膜マークに基づき、先行する角膜処置の処理領域の箇所に関する角膜箇所情報を決定する;および、ステップ630-上記角膜箇所情報を用い、白内障手術のためにレーザパルスを設置する。画像化ステップ610において、上記で論じられた如く、角膜マークはフラップ関連マークであり得る。上記角膜マークは、フラップ切断用フェムト秒レーザにより作成され得る。上記画像化は、光干渉断層撮影画像化システムを用いて高精度で実施され得る。角膜箇所決定ステップ620において、角膜箇所情報は、たとえば、角膜フラップの円周部、または、角膜フラップの中心、または、白内障手術システムの光軸に対する角膜フラップの位置、または、眼球の水晶体の箇所に対する角膜フラップの位置であり得る。パルス設置ステップ630において、白内障用パルスは、水晶体嚢切開処置の一部として水晶体嚢に円形に設置され得、その場合に上記円は、決定ステップ620において決定された角膜フラップの円周部と同心的である。別の実施形態においては、決定された角膜箇所情報を用いて、眼球の核内へと一群のパルスが設置されることで白内障手術パターンが作成され得る。たとえば、上記角膜フラップの円周部と同心的な様式で、核内には円形の白内障手術パターンが設置され得る。または、上記角膜フラップの中心に対し、渦巻き状の白内障手術パターンが中心合わせされ得る。概略的に、上記白内障手術パターンにおけるレーザパルス設置ステップ620は、決定された角膜フラップの中心に関して中心合わせされ得、その場合に白内障手術パターンは、円形パターン、渦巻き状パターン、放射状パターン、または、細断パターンの内の少なくともひとつである。幾つかの実施形態において、上記白内障用パルスは、上記角膜フラップの不都合な箇所を平衡化すべく設置され得る。斯かる実施形態において、上記角膜箇所情報は、非対称的な様式で使用され得る。たとえば、上記角膜フラップが角膜の光軸に対して偏心して第1方向に設置されると共に、この偏心が不都合と見做されるならば、水晶体嚢切開の円形切断部は、偏心されて第2方向に設置されることで、誤設置された角膜フラップを平衡化し得る。幾つかの実施形態において、上記角膜処置および上記白内障処置は、統合様式で実施され得る。たとえば、画像化ステップ610は、LASIK処置の一部として実施され得ると共に、角膜箇所情報を決定する決定ステップ620により追随される。この箇所情報は、少なくとも一時的に、システムメモリ内に記憶され得る。これらのステップは、白内障手術用レーザパルス設置ステップ630により追随され得、その場合、記憶された上記箇所情報は、システムメモリから、レーザパルスの設置を決定する上で使用されるべきプロセッサへと読み取られる。次続的な白内障手術において優れた光学的性能を達成せんとする方法600によるこれらの手法は全て、機械的デバイスの使用と比較して、フェムト秒レーザによるLASIKフラップの付加的な利点を提供する。図6Dは、方法600に対応して、眼科レーザシステム700は、眼球の角膜領域を画像化すべく構成された画像化システム710と、角膜箇所情報を用いて眼球の水晶体内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステム720と、画像化システム710により提供された画像に基づいて角膜箇所情報の決定を促進すべく構成された画像解析器730とを含み得ることを示している。画像化システム710は、光干渉断層撮影システムであり得る。手術用レーザシステム720は、水晶体内に手術パターンを作成すべく構成されたフェムト秒レーザシステムを含み得る。幾つかの場合、画像解析器730は、画像化システム710により生成された画像を解析すべく構成かつプログラムされたプロセッサ7301を含み得る。たとえば、プロセッサ7301は、画像化システム710により画像化された角膜におけるLASIKフラップの画像に対し、円を当てはめる。次にプロセッサ7301は、当てはめられた円の中心の箇所を決定し得る。プロセッサ7301は、上記中心の箇所をシステムメモリに記憶しても良い。プロセッサ7301、または、関連するプロセッサ7301は、当てはめられた円の決定された中心に対して中心合わせされた白内障手術パターンを生成し得る。この段階は、角膜箇所情報の先の決定と関連して、または、記憶された上記情報をシステムメモリから呼び出すことにより、実施され得る。次に、これらのプロセッサ7301もしくは7301のいずれかが手術用レーザシステム720を案内し、生成された上記手術パターンに従い水晶体内にレーザパルスを設置し得る。他の例において、画像解析器730は単に、たとえば、眼科医師の如きレーザシステム700の操作者に対して画像を提供するビデオ顕微鏡のディスプレイなどの、視覚的インタフェースであり得る。斯かる実施形態において医師は、たとえば、電子的に生成された目標限定用パターン円を移動かつ調節し、それを上記画像中の瞳の如き構造と整列させることにより、角膜箇所情報を決定し得る。システム700は主要光路も含み得、該主要光路内へと、画像化システム710のレーザはビームスプリッタ7111にて結合され、且つ、手術用レーザ720のレーザはビームスプリッタ7112にて結合される。これらのビームはいずれも、対物レンズ714、および、可能的には結合ユニット716を介し、眼球1内へと結合され得る。付加的に、目標眼球1に対しては、観察光源が光を照射し得る。眼球により反射された、これらの3種のビームからの全ての光は、同一の対物レンズ714を通して収集されると共に、画像化システム710に対し、ならびに、眼科用実体顕微鏡またはビデオ顕微鏡718の如き視覚的画像化ブロックに対して戻され得る。別の難題は、LASIK処置の如き角膜処置の間にエキシマレーザの適用により引き起こされる角膜曲率の変化に関している。曲率が変化すると、次続的な白内障手術のための適切な眼内レンズの決定が困難とされ得る。一定の方法は、LASIK前の角膜曲率を決定すると共に、該測定データを将来的なIOL計算での使用に対して利用可能に維持することにより、上記問題に対処し得る。しかし、これらの方法は、角膜形状解析装置、切開口を作成するフェムト秒レーザ、および、削磨を実施するエキシマレーザの如き、複数のデバイスを必要とし得る。対照的に、可能的には曲率を含めてLASIK前の角膜形状を画像化し得るフェムト秒レーザであって、これらのデータをLASIK後の曲率と比較し得るというフェムト秒レーザは、必要とされるデバイスの台数を減少し得ると共に、LASIKの前後の夫々の画像を直接的に比較して高精度のIOL計算を促進し得る。これらの計算は、曲率の変化の大きさだけでなく、IOLの位置決めに対するこれらの変化部の領域的位置も考慮し得る。図6Eは、幾つかの実施形態において、白内障処置を実施する方法800が、810-角膜処置の前および後に角膜の一部分を画像化するステップ;820-角膜処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより角膜形状変化情報を決定するステップ;830-上記角膜形状変化情報を用いて白内障手術のためにレーザパルスを設置するステップ;840-上記角膜形状変化情報に基づき、眼内レンズを選択するステップ;および、850-選択された上記眼内レンズを眼球の水晶体嚢内へと挿入するステップ;を含み得ることを示している。画像化ステップ810は、上記処置に先立ち角膜の一部分を画像化する段階を含み得、該画像化は眼球の眼内構造に対して行われる。決定ステップ820は、この画像を術後処置と比較するためにシステムメモリに保存する段階を含み得る。幾つかの実施形態において、方法800の殆どまたは全てのステップを単一のデバイスが実施し得る。斯かる眼科レーザシステム900は、角膜処置の前および後に眼球の角膜領域を画像化すべく構成された画像化システム910と、上記角膜処置の前および後に上記画像化システムにより提供された画像に基づいて角膜形状変化情報の決定を促進すべく構成された画像解析器920と、上記角膜箇所情報を用いて眼球の水晶体内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステム930とを含み得る。幾つかの実施形態において、画像解析器920は、角膜処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより角膜形状変化情報を決定すべく構成されたプロセッサ940を含み得る。幾つかの場合、プロセッサ940は、次続的な白内障手術に対する最適なIOLの決定に関与し得る。幾つかの実施例において、眼科レーザシステムは、決定された角膜形状変化情報を用いて眼球の角膜内へとレーザパルスを設置すべく構成された手術用レーザシステムを含み得る。上記眼科レーザシステムは、LASIKフラップおよび白内障手術用切開口を作成すべく構成され得る。統合式の眼球処置950を実施する対応方法は、951-角膜処置の前に角膜の一部分を画像化するステップ;952-角膜LASIK処置を実施するステップ;953-角膜LASIK処置の処理領域の処置前画像を処置後画像と比較することにより角膜形状変化情報を決定するステップ;954-上記角膜形状変化情報を用いて白内障手術のためのレーザパルスを設置するステップ;955-上記角膜形状変化情報に基づき、眼内レンズを選択するステップ;および、956-選択された上記眼内レンズを眼球の水晶体嚢内へと挿入するステップ;を含み得る。次に、レーザ手術システムの技術的詳細が、本出願中に記述された各プロセスを実施する種々の特徴と共に記述される。一例として、図7は、光学的画像化および圧平に基づくレーザ手術システムを示している。このシステムは、レーザパルスの手術用レーザ光線1012を生成するパルス式レーザ1010と、手術用レーザ光線1012を受信すると共に、焦点合わせされた手術用レーザ光線1022を、眼球の如き目標組織1001上に焦点合わせして導向し、目標組織1001における光切断を引き起こす光学機器モジュール1020とを含む。目標組織1001と接触すべく圧平プレートが配備されることで、目標組織1001に至るレーザパルスと、当該インタフェースを通り目標組織1001から到来する光とを透過するインタフェースが提供され得る。特に、目標組織1001からの目標組織画像1050を担持する光1050、または、画像化情報を捕捉して目標組織1001の画像を生成する光学的画像化デバイス1030が配備される。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に対して送信される。システム制御モジュール1040は、画像化デバイス1030からの捕捉画像を処理すべく、且つ、該捕捉画像からの情報に基づいて目標組織1001における手術用レーザ光線1022の位置および焦点を調節すべく動作する。光学機器モジュール1020は、ひとつ以上のレンズを含み得ると共に、ひとつ以上の反射器を含んでも良い。光学機器モジュール1020には制御アクチュエータが含まれることで、システム制御モジュール1040からのビーム制御信号1044に応じて焦点合わせおよびビーム方向を調節し得る。制御モジュール1040はまた、レーザ制御信号1042を介してパルス式レーザ1010も制御し得る。光学的画像化デバイス1030は、手術用レーザ光線1022とは別個である光学的画像化ビームを生成して目標組織1001を探査すべく実施され得ると共に、上記光学的画像化ビームの戻り光は光学的画像化デバイス1030により捕捉されて目標組織1001の画像が獲得される。斯かる光学的画像化デバイス1030の一例は、圧平プレートを通して目標組織1001に導向される一方の探査ビーム、および、基準光路における他方の基準ビームという2つの画像化ビームを使用し、光学的に相互に干渉させることで目標組織1001の画像を獲得するという光干渉断層撮影画像化モジュールである。他の実施形態において、光学的画像化デバイス1030は目標組織1001からの散乱もしくは反射光を使用することで、指定された光学的画像化ビームを目標組織1001に送ることなく、画像を捕捉し得る。たとえば、画像化デバイス1030は、CCDもしくはCMSセンサの如き検知要素の検知アレイであり得る。たとえば、手術用レーザ光線1022により生成された光切断の副生成物の画像は、手術用レーザ光線1022の焦点合わせおよび位置決めを制御するために光学的画像化デバイス1030により捕捉され得る。光学的画像化デバイス1030が、光切断の副生成物の画像を使用して手術用レーザ光線の整列を案内すべく設計されたとき、該光学的画像化デバイス1030は、レーザにより誘起された気泡もしくはキャビティの如き光切断の副生成物の画像を捕捉する。画像化デバイス1030はまた、音響的画像に基づいて画像を捕捉する超音波式画像化デバイスともされ得る。システム制御モジュール1040は、画像化デバイス1030からの画像データであって、目標組織1001における目標組織位置からの光切断の副生成物に対する位置オフセット情報を含むという画像データを処理する。上記画像から獲得された情報に基づき、ビーム制御信号1044が生成されることで、レーザ光線1022を調節する光学機器モジュール1020が制御される。システム制御モジュール1040にはデジタル処理ユニットが含まれることで、レーザ整列のための種々のデータ処理が実施され得る。上記の技術およびシステムは、切断または体積破砕用途に必要とされる如く連続的なパルス設置に必要とされる精度を以て、高反復率のレーザパルスを表面下の目標に供与すべく使用され得る。このことは、目標の表面上の基準情報源ありで、または、それ無しで達成され得ると共に、圧平に続く、または、レーザパルスの設置の間における、目標の移動を考慮し得る。本発明のシステムにおける圧平プレートは、組織内へのレーザパルスの供与に対する正確で高速な位置決め要件を促進かつ制御すべく配備される。斯かる圧平プレートは、該圧平プレート接触表面が組織に対する明確な光学インタフェースを形成する様に、組織に対して事前定義された接触表面を備えるガラスの如き透明材料で作成され得る。この明確なインタフェースは、組織内へのレーザ光の伝達および焦点合わせを促進することで、眼球においては角膜の前部表面であるという空気/組織界面において最も重要であるという光学的な収差または変動を制御もしくは低減し得る。使い捨て可能な、または、再使用可能であるものを含め、多くの接触レンズが、種々の用途、および、眼球および他の組織の内側の目標に対して設計されている。目標組織の表面上の接触ガラスまたは圧平プレートは、レーザ供与システム内の焦点合わせ要素の調節によりレーザパルスが焦点合わせされる基準プレートとして使用される。斯かる手法において必然的なのは、組織表面の光学品質の制御などの、先に記述された接触ガラスまたは圧平プレートにより与えられる付加的な利点である。故に、レーザパルスは、該レーザパルスの光学的歪みが殆どなしで、上記圧平基準プレートに対する目標組織内での所望箇所に高速で正確に設置され得る。図7における光学的画像化デバイス1030は、圧平プレートを介して目標組織1001の画像を捕捉する。制御モジュール1040は、捕捉画像を処理して該捕捉画像から位置情報を抽出すると共に、抽出された位置情報を位置基準もしくは指針として使用し、手術用レーザ光線1022の位置および焦点を制御する。この画像案内式レーザ手術は、位置基準として圧平プレートに頼らずに実施され得る、と言うのも、上記圧平プレートの位置は上記で論じられた種々の要因により変化し易いからである。故に、上記圧平プレートは、目標組織に進入して該目標組織の画像を捕捉する手術用レーザ光線に対する所望の光学インタフェースを提供するが、レーザパルスの正確な供与のために手術用レーザ光線の位置および焦点を整列かつ制御する位置基準として圧平プレートを使用することは困難であり得る。画像化デバイス1030および制御モジュール1040に基づく手術用レーザ光線の位置および焦点の上記画像案内式制御によれば、たとえば眼球の内側構造などの目標組織1001の画像は、位置基準を提供するための圧平プレートを使用せずに、位置基準として使用され得る。内部の組織構造の局在化に対して不均衡に影響するという圧平の物理的効果に加え、幾つかの手術プロセスにおいて、目標限定システムは、短いパルス持続時間のレーザを使用するときに生じ得る光切断の非線形の特性を予期し、または、考慮することが好適であり得る。光切断は、ビームの整列およびビームの目標限定において複雑さを引き起こし得る。たとえば、光切断の間においてレーザパルスと相互作用するときの組織物質における非線形の光学的効果のひとつは、レーザパルスに遭遇した組織物質の屈折率はもはや一定ではなく、光の強度により変化する、ということである。レーザパルス中の光の強度は、パルス化レーザ光線の伝搬方向に沿い且つ該方向を横断して、該パルス化レーザ光線内で空間的に変化することから、組織物質の屈折率も空間的に変化する。この非線形の屈折率のひとつの結果は、組織物質における自己焦点合わせまたは自己焦点移動であり、これは、組織の内側におけるパルス化レーザ光線の実際の焦点を変化させ且つ該ビームの焦点の位置をシフトさせる。故に、目標組織内の各目標組織位置に対してパルス化レーザ光線を正確に整列させるには、レーザ光線上の組織物質の非線形の光学的効果も考慮する必要があり得る。硬度の如き異なる物理的特性に起因する、または、特定領域へと進行するレーザパルスの吸収または散乱の如き光学的な検討事項に起因する、目標の異なる領域において同一の物理的効果を供与するために、各レーザパルスのエネルギは調節され得る。斯かる場合には、異なるエネルギ値のパルス間における非線形の焦点合わせ効果における差違もまた、手術用パルスのレーザ整列およびレーザ目標限定に影響し得る。この点に関し、画像化デバイス1030により目標組織から獲得された直接的画像は、手術用レーザ光線1022の実際の位置であって、目標組織における非線形の光学的効果の組み合わせ効果を反映するという実際の位置を監視すべく、且つ、ビーム位置およびビーム焦点の制御のための位置基準を提供すべく、使用され得る。此処に記述された技術、装置およびシステムは、圧平プレートと組み合わせて使用されることで、表面形状および水分補給の制御を提供し、光学的歪みを低減し、且つ、圧平された表面を通る内部構造に対する光切断の正確な局在化を提供し得る。此処に記述されたビーム位置および焦点の画像案内式制御は、眼球を固定する圧平プレート以外の手段であって、手術目標の歪曲もしくは移動に繋がり得るという吸引リングの使用などであるという手段を使用する手術システムおよび処置に対して適用され得る。以下の各項は、システムのレーザ制御部への画像化機能の種々の統合の程度に基づく、自動化された画像案内式レーザ手術のための技術、装置およびシステムの例を記述する。光学的な画像化モジュール、または、OCT画像化モジュールの如き他の手法による画像化モジュールが使用されることで、探査光または他の形式のビームが導向され、たとえば眼球の内側の構造などの目標組織の画像が捕捉され得る。捕捉された画像中の位置情報により、フェムト秒もしくはピコ秒のレーザパルスの如きレーザパルスの手術用レーザ光線が案内され、手術の間における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび位置決めが制御され得る。手術の間においては捕捉画像に基づいて手術用レーザ光線が制御されて手術の正確さおよび精度が確実とされ得る様に、手術用レーザ光線および探査光線の両方が目標組織に向けて順次的または同時に導向され得る。斯かる画像案内式レーザ手術は、手術の間において手術用レーザ光線の正確で精密な焦点合わせおよび位置決めを提供すべく使用され得る、と言うのも、ビーム制御は、手術用パルスの供与の直前にまたは略々同時に、目標組織の圧平または固定に続く目標組織の画像に基づくからである。特に、手術の前に測定された眼球などの目標組織の一定のパラメータは、目標組織の準備、および、手術操作による目標組織の変化の如き種々の要因により、手術の間に変化し得る。故に、斯かる要因および/または手術に先立ち測定された目標組織のパラメータは、もはや、手術の間における目標組織の物理的状態を反映しないこともある。本発明の画像案内式レーザ手術は、手術の前およびその間における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび位置決めのために、斯かる変化に関する技術的問題を緩和し得る。本発明の画像案内式レーザ手術は、目標組織の内側における正確な手術操作のために効果的に使用され得る。たとえば、眼球の内側にてレーザ手術を実施するとき、レーザ光は眼球の内側に焦点合わせされることで、目標組織の光学的破壊を達成すると共に、斯かる光学的相互作用は、眼球の内側構造を変化させ得る。たとえば、結晶性水晶体は、先行する測定と手術との間だけでなく、手術の間においても、収容の間において該水晶体の位置、形状、厚みおよび直径が変化し得る。眼球を機械的手段により手術器具に対して取付けると、眼球の形状は明確ではない様式で変化し得ると共に、更に、その変化は、たとえば患者の移動などの種々の要因に起因して手術の間に変動し得る。取付け手段としては、吸引リングによる眼球の固定、および、平坦なもしくは湾曲したレンズによる眼球の圧平が挙げられる。これらの変化は、数ミリメートルにも上る。眼球の内側にて正確なレーザ顕微手術を実施する場合、角膜または輪部の前部表面の如き眼球の表面を機械的に基準として固定することは、功を奏しない。本発明の画像案内式レーザ手術においては、手術に先立ち且つ手術の間に変化が生ずるという環境においては、眼球の内側の特定構造と手術器具との間の3次元の位置基準を確立するために、準備後の、または、略々同時的な画像化が使用され得る。眼球の圧平および/または固定に先立つ、または、実際の手術の間における、画像化により提供される位置的基準箇所情報は、眼球内の変化の効果を反映することから、手術用レーザ光線の焦点合わせおよび位置決めに対して正確な指針を提供する。本発明の画像案内式レーザ手術に基づくシステムは、構造が簡素でコスト効率的となるべく構成され得る。たとえば、手術用レーザ光線の案内に付随する光学的構成要素の一部は、目標組織を画像化する探査光線を案内する光学的構成要素と共有されることで、デバイス構造と、画像化および手術用の光線の光学的整列とが簡素化され得る。以下に記述される画像案内式レーザ手術システムは、画像化器具の例としてOCT画像化デバイスを使用し、且つ、他の非OCT画像化デバイスもまた、手術の間に手術用レーザを制御するために画像を捕捉すべく使用され得る。以下の例において示される如く、画像化サブシステムおよび手術サブシステムの統合は、種々の程度まで実施され得る。ハードウェアを統合しない最も単純な形態において、画像化サブシステムおよびレーザ手術サブシステムは、分離されると共に、インタフェースを介して相互に通信し得る。斯かる設計態様は、2つのサブシステムの設計態様における融通性を提供し得る。患者用インタフェースの如き幾つかのハードウェア構成要素により2つのサブシステムを統合すると、ハードウェア構成要素に対する手術領域の更に良好な整合、更に正確な較正を提供することにより機能性が更に拡張されると共に、作業の流れが改善され得る。2つのサブシステム間の統合の程度が高まるにつれ、斯かるシステムは次第にコスト効率的かつコンパクトとされ得ると共に、システム較正は更に簡素化され且つ経時的に更に安定的となる。図8乃至図16における画像案内式レーザ手術の例は、種々の統合の程度にて統合されている。本発明の画像案内式レーザ手術システムのひとつの実施形態は、たとえば、手術下にある目標組織における手術的変化を引き起こす複数の手術用レーザパルスから成る手術用レーザ光線を生成する手術用レーザと;患者用インタフェースを目標組織に接触して係合させることで目標組織を所定位置に保持する患者用インタフェース取付け部材と;上記手術用レーザと上記患者用インタフェースとの間に配置されたレーザ光線供与モジュールであって、手術用レーザ光線を上記患者用インタフェースを通して上記目標組織へと導向すべく構成されるというレーザ光線供与モジュールと;を含む。このレーザ光線供与モジュールは、上記目標組織において上記手術用レーザ光線を所定手術パターンに沿い走査させるべく作用可能である。このシステムはまた、手術用レーザの動作を制御するレーザ制御モジュールであって、上記レーザ光線供与モジュールを制御することで所定手術パターンを生成するというレーザ制御モジュールと、上記患者用インタフェースに対して位置決めされることで、該患者用インタフェース、および、該患者用インタフェースに固定された上記目標組織に関する既知の空間的関係を獲得するOCTモジュールとを含んでいる。該OCTモジュールは、上記目標組織に対して光学的探査ビームを導向すると共に、上記目標組織からの光学的探査ビームの戻り探査光を受信することで上記目標組織のOCT画像を捕捉すべく構成される一方、上記手術用レーザ光線は目標組織へと導向されることで、上記光学的探査ビームおよび上記手術用レーザ光線が上記目標組織において同時に存在する様に手術操作を実施する。上記OCTモジュールは、上記レーザ制御モジュールと通信することで、捕捉されたOCT画像の情報を上記レーザ制御モジュールに対して送信する。これに加え、この特定のシステムにおけるレーザ制御モジュールは、捕捉されたOCT画像の情報に応答して、手術用レーザ光線を焦点合わせおよび走査する上で上記レーザ光線供与モジュールを操作し、且つ、該レーザ制御モジュールは、捕捉されたOCT画像における位置決め情報に基づいて手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査を調節する。幾つかの実施形態において、上記目標を手術器具に対して整合させるために該目標組織の完全な画像を獲得することは必要でないこともあり、且つ、たとえば、本来的なまたは人工的な目印の如き手術領域からの数個の点などの、目標組織の一部分を獲得することが十分なこともある。たとえば、剛体は、3D空間においては6個の自由度を有し、且つ、その剛体を定義するには6個の個別的な点で十分である。手術領域の厳密なサイズが既知でないときには、位置的基準箇所を提供するために付加的な点が必要とされる。この点に関し、人間の眼球の結晶性水晶体の、通常は異なる前部表面および後部表面の位置および曲率、および、該水晶体の厚みおよび直径を決定するためには、数個の点が使用され得る。これらのデータに基づき、所定のパラメータを備える楕円形状物体の2つの半体から作成される物体が、実用的目的のために結晶性水晶体を近似して視覚化し得る。別の実施形態において、捕捉画像からの情報は、水晶体厚みの術前測定値であってコントローラに対する入力として使用されるという測定値の如き他の情報源からの情報と組み合わされ得る。図8は、別体的なレーザ手術システム2100および画像化システム2200を備えた画像案内式レーザ手術システムの一例を示している。レーザ手術システム2100は、複数の手術用レーザパルスから成る手術用レーザ光線2160を生成する手術用レーザを備えたレーザエンジン2130を含む。レーザエンジン2130からの手術用レーザ光線2160を患者用インタフェース2150を通して目標組織1001に導向すべくレーザ光線供与モジュール2140が配備されると共に、該モジュールは、目標組織1001において手術用レーザ光線2160を所定手術パターンに沿い走査すべく作用可能である。レーザエンジン2130における手術用レーザの動作を通信チャネル2121を介して制御すべくレーザ制御モジュール2120が配備されると共に、該モジュールは、レーザ光線供与モジュール2140を通信チャネル2122を介して制御することで所定手術パターンを生成する。患者用インタフェース2150を目標組織1001に接触させて係合し、該目標組織1001を所定位置に保持すべく、患者用インタフェース取付け部材が配備される。患者用インタフェース2150は、眼球の前部表面に形状適合的に係合して眼球を所定位置に保持すべく平坦なもしくは湾曲した表面を備える接触レンズもしくは圧平レンズを含むべく実現され得る。図8における画像化システム2200は、手術システム2100の患者用インタフェース2150に対して位置決めされたOCTモジュールであって、患者用インタフェース2150と、該患者用インタフェース2150に対して固定された目標組織1001とに関して既知の空間的関係を有するというOCTモジュールとされ得る。このOCTモジュール2200は、目標組織1001と協働すべく該モジュール自体の患者用インタフェース2240を有すべく構成され得る。画像化システム2200は、画像化制御モジュール2220および画像化サブシステム2230を含む。サブシステム2230は、画像化ビーム2250を生成して目標1001を画像化する光源と、光学的探査ビームもしくは画像化ビーム2250を目標組織1001に導向する画像化ビーム供与モジュールであって、目標組織1001からの光学的画像化ビーム2250の戻り探査光2260を受信して目標組織1001のOCT画像を捕捉するという画像化ビーム供与モジュールとを含んでいる。光学的画像化ビーム2250および手術用ビーム2160はいずれも、目標組織1001に対して同時に導向されることで、順次的もしくは同時的な画像化および手術操作を許容し得る。図8に示された如く、レーザ手術システム2100および画像化システム2200の両方に通信インタフェース2110および2210が配備されることで、OCTモジュール2200が捕捉OCT画像の情報をレーザ制御モジュール2120に対して送信し得る様に、レーザ制御モジュール2120によるレーザ制御と画像化システム2200による画像化との間の通信が促進される。このシステムにおけるレーザ制御モジュール2120は、捕捉OCT画像の情報に応答することで、手術用レーザ光線2160の焦点合わせおよび走査においてレーザ光線供与モジュール2140を動作させると共に、該レーザ制御モジュールは、捕捉OCT画像における位置決め情報に基づいて目標組織1001における手術用レーザ光線2160の焦点合わせおよび走査を動的に調節する。レーザ手術システム2100と画像化システム2200との間の統合は主として、ソフトウェアレベルでの通信インタフェース2110および2210間の通信を通してである。このおよび他の例においては、種々のサブシステムおよびデバイスも統合され得る。たとえば、上記システムには、波面収差計、角膜形状測定デバイスの如き一定の診断器具が配備され得るか、または、術中画像化を増強すべく、これらのデバイスからの術前情報が利用され得る。図9は、付加的な統合特徴を備える画像案内式レーザ手術システムの例を示している。画像化システムおよび手術システムは、図8における如く2つの別体的な患者用インタフェースを有することなく目標組織1001を固定化する共通の患者用インタフェース3300を共有する。手術用ビーム3210および画像化ビーム3220は患者用インタフェース3330で結合されると共に、該共通の患者用インタフェース3300により目標1001へと導向される。これに加え、画像化サブシステム2230および手術部分の両方を制御すべく、共通の制御モジュール3100が配備される。画像化部分および手術部分の間におけるこの相当な統合によれば、2つのサブシステムの正確な較正、および、患者および手術体積の位置の安定性が許容される。手術サブシステムおよび画像化サブシステムの両方を囲繞すべく共通ハウジング3400が配備される。2つのシステムが共通ハウジング内に統合されないとき、共通の患者用インタフェース3300は、画像化サブシステムもしくは手術サブシステムのいずれかの一部であり得る。図10は、レーザ手術システムおよび画像化システムはいずれも、共通のビーム供与モジュール4100および共通の患者用インタフェース4200を共有する、という画像案内式レーザ手術システムの例を示している。この統合は、システム構造およびシステム制御操作を更に簡素化する。ひとつの実施形態において、上記のおよび他の例における画像化システムは光演算断層撮影システムとされ得ると共に、上記レーザ手術システムは眼球手術システムに基づくフェムト秒またはピコ秒のレーザである。OCTにおいては、超発光ダイオードの如き低コヒーレンスの広帯域光源が、別体的な基準ビームおよび信号ビームへと分割される。上記信号ビームは手術目標に対して送られる画像化ビームであり、且つ、該画像化ビームの戻り光は、収集されると共に、上記基準ビームと可干渉的に再結合されて、干渉計が形成される。光列の光軸または光の伝搬方向に直交して信号ビームを走査するとxy方向における空間的分解能が提供される一方、深度分解能は、基準アームの経路長と、干渉計の信号アームにおける戻り信号ビームの経路長との間の差の抽出に由来する。異なるOCT実施形態のxy走査器は本質的に同一である一方、経路長の比較およびz走査情報の獲得は異なる様式で行われ得る。たとえば、時間領域OCTとして知られるひとつの実施形態において、基準アームはその経路長を変化させるべく連続的に変更される一方、光検出器は、再結合されたビームの強度における干渉変調を検出する。異なる実施形態においては、基準アームは本質的に静的であると共に、結合光のスペクトルが干渉に対して解析される。結合ビームのスペクトルのフーリエ変換は、サンプルの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、空間領域もしくはフーリエOCT方法として知られる。周波数掃引OCTとして知られる別の実施形態においては、狭帯域の光源が使用され、その周波数はスペクトル範囲に亙り迅速に掃引される。基準アームと信号アームとの間の干渉は、高速検出器および動的信号解析器により検出される。これらの例において、光源としては、この目的に対して開発された外部キャビティ調節式のダイオードレーザ、または、周波数が調節された周波数領域モードロックレーザが使用され得る。OCTシステムにおいて光源として使用されるフェムト秒レーザは、十分な帯域幅を有し得ると共に、大きな信号/ノイズ比という付加的な利点を提供し得る。本書類における各システムにおけるOCT画像化デバイスは、種々の画像化機能を実施すべく使用され得る。たとえば、上記OCTは、システムの光学的設定もしくは圧平プレートの存在から帰着する複素共役を抑制すべく、または、目標組織の内側の複数の選択箇所のOCT画像を捕捉して該目標組織の内側における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査を制御するための3次元の位置決め情報を提供すべく、または、目標組織の表面上のもしくは圧平プレート上の複数の選択箇所のOCT画像を捕捉して直立から仰臥への如き目標の姿勢変化に伴い生ずる配向の変化を制御する位置的整合を実現すべく、使用され得る。上記OCTは、目標のひとつの姿勢的配向におけるマークもしくはマーカであって、その後に、上記目標が別の姿勢的配向に在るときにOCTモジュールにより検出され得るというマークもしくはマーカの設置に基づく位置的整合により、較正され得る。他の実施形態において、OCT画像化システムは、眼球の内部構造に関する情報を光学的に収集すべく偏光される探査光線を生成すべく使用され得る。レーザ光線および探査光線は、異なる偏光極性で偏光され得る。上記OCTは、上記光断層撮影に対して使用される探査光を、眼球に向かい進行するときにはひとつの偏光極性で、且つ、眼球から離間して進行するときには別の偏光極性で偏光すべく制御する偏光制御機構を含み得る。該偏光制御機構は、たとえば、波長板またはファラデー回転子などを含み得る。図10におけるシステムは、スペクトルOCT構成として示されると共に、手術システムと画像化システムとの間でビーム供与モジュールの焦点合わせ光学機器部分を共有すべく構成され得る。上記光学機器の主要件は、動作波長、画像品質、分解能、歪曲などに関連する。上記レーザ手術システムは、回折が制限された例えば2~3マイクロメータの焦点サイズを達成すべく設計された大開口数のシステムを備えたフェムト秒レーザシステムとされ得る。種々のフェムト秒の眼球手術レーザは、約105マイクロメータの波長の如き種々の波長にて動作し得る。上記画像化デバイスの動作波長は、光学機器が両方の波長に対して色的に補償される様に、レーザ波長に接近して選択され得る。斯かるシステムは、第3の光学的チャネル、すなわち、手術用顕微鏡の如き視覚的観察チャネルを含むことで、目標組織の画像を捕捉する付加的な画像化デバイスを提供し得る。もし、この第3の光学的チャネルが手術用レーザ光線およびOCT画像化デバイスの光に対して光学機器を共有するなら、共有された光学機器は、第3の光学的チャネルに対する可視スペクトル帯域と、手術用レーザ光線およびOCT画像化ビームに対するスペクトル帯域とにおける色補償を以て構成され得る。図11は図9における設計態様の特定例を示し、その場合、手術用レーザ光線を走査する走査器5100、および、手術用レーザ光線を調節するビーム調節器5200は、OCTに対する画像化ビームを制御するOCT画像化モジュール5300における光学機器と別体的である。手術システムおよび画像化システムは、対物レンズ5600モジュールおよび患者用インタフェース3300を共有する。対物レンズ5600は手術用レーザ光線および画像化ビームの両方を患者用インタフェース3300へと導向して焦点合わせすると共に、その焦点合わせは制御モジュール3100により制御される。手術用ビームおよび画像化ビームを導向すべく2つのビームスプリッタ5410および5420が配備される。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に戻し導向するためにも使用される。2つのビームスプリッタ5410および5420はまた、目標1001からの光を視覚的観察用光学機器ユニット5500へと導向し、目標1001の直接的な概観または画像を提供する。該ユニット5500は、目標1001を視認する医師のためのレンズ画像化システム、または、目標1001の画像もしくは映像を捕捉するカメラであり得る。二色性および偏光ビームスプリッタ、光学的回折格子、ホログラフィックビームスプリッタ、または、これらの組み合わせの如き、種々のビームスプリッタが使用され得る。幾つかの実施形態において、光学的構成要素は、手術用波長およびOCT波長の両方に対して反射防止被膜により適切に被覆されることで、光ビーム経路の複数の表面からのグレアが低減され得る。その様にしなければ、反射は、OCT画像化ユニットにおける背景光を増加することで、システムのスループットを低下させると共に、信号/ノイズ比を減少する。OCTにおけるグレアを低減するひとつの手法は、目標組織に接近して設置されたファラデーアイソレータの波長板により、サンプルからの戻り光の偏光極性を回転し、且つ、OCT検出器の前方における偏光子を、サンプルから戻った光を選好的に検出し且つ光学的構成要素から散乱した光を抑制すべく配向することである。レーザ手術システムにおいて、手術用レーザおよびOCTシステムは各々、目標組織における同一の手術領域をカバーするビーム走査器を有し得る。故に、手術用レーザ光線に対するビーム走査および画像化ビームに対するビーム走査は、共通の走査デバイスを共有すべく統合され得る。図12は、斯かるシステムの例を詳細に示している。この実施形態において、xy走査器6410およびz走査器6420は両方のサブシステムにより共有される。手術操作および画像化操作の両方に対してシステム動作を制御すべく、共通の制御器6100が配備される。OCTサブシステムは、ビームスプリッタ6210により画像化ビームおよび基準ビームへと分割される画像化光を生成するOCT光源6200を含む。上記画像化ビームはビームスプリッタ6310にて上記手術用ビームと結合され、目標1001に至る共通の光路に沿い伝搬する。走査器6410および6420およびビーム調節器ユニット6430は、ビームスプリッタ6310の下流に配置される。画像化ビームおよび手術用ビームを対物レンズ5600および患者用インタフェース3300に導向すべく、ビームスプリッタ6440が使用される。上記OCTサブシステムにおいて基準ビームは、ビームスプリッタ6210を通り光学的遅延デバイス6220へと伝わり、戻しミラー6230により反射される。目標1001から戻された画像化ビームは、該戻り画像化ビームの少なくとも一部分をビームスプリッタ6210へと反射するビームスプリッタ6310へと戻し導向され、反射された基準ビームおよび戻された画像化ビームはビームスプリッタ6210において、相互に重なり合い且つ干渉し合う。該干渉を検出して目標1001のOCT画像を生成すべく、分光計検出器6240が使用される。OCT画像情報は、手術用レーザエンジン2130、走査器6410および6420、および、対物レンズ5600を制御して手術用レーザ光線を制御する制御システム6100へと送信される。ひとつの実施形態において、光学的遅延デバイス6220は、目標組織1001における種々の深度を検出するために光学的遅延を変化させるべく変更され得る。もし上記OCTシステムが時間領域システムであるなら、上記2つのサブシステムは2つの異なるz走査器を使用する、と言うのも、該2つの走査器は異なる様式で動作するからである。この例において、上記手術システムのz走査器は、手術用ビーム経路におけるビームの経路長を変化させずに、上記ビーム調節器ユニットにおける手術用ビームの開散を変化させることにより動作する。一方、上記時間領域OCTは、可変的な遅延により、または、基準ビーム戻しミラーの位置を移動させることにより、ビーム経路を物理的に変化させることでz方向を走査する。較正の後、上記2つのz走査器は上記レーザ制御モジュールにより同期され得る。上記の2つの移動の間における関係は、上記制御モジュールが取扱い得る線形もしくは多項式的な依存性へと簡素化され得るか、代替的に、複数の較正点が検索テーブルを定義することで適切なスケーリングを提供し得る。スペクトル/フーリエ領域および周波数掃引を情報源とするOCTデバイスは、z走査器を有さず、基準アームの長さは静的である。コストを低減することに加え、2つのシステムの相互較正は、比較的に単純である。焦点合わせ用光学機器における画像歪曲に由来する、または、2つのシステムの走査器の違いに由来する相違を補償する必要はない、と言うのも、それらは共有されるからである。上記手術システムの実用的な実施形態において、焦点合わせ用の対物レンズ5600は基部上に摺動可能にまたは移動可能に取付けられ、且つ、該対物レンズの重量は、患者の眼球上への力を制限すべく平衡化される。患者用インタフェース3300は、患者用インタフェース取付け部材に対して取付けられた圧平レンズを含み得る。上記患者用インタフェース取付け部材は取付けユニットに対して取付けられ、該ユニットは上記焦点合わせ用対物レンズを保持する。この取付けユニットは、患者の不可避の移動の場合において上記患者用インタフェースと上記システムとの間の安定的な接続を確実にすべく設計されると共に、該ユニットは、眼球に対する上記患者用インタフェースの更に穏やかな結合を許容する。上記焦点合わせ用対物レンズに対する種々の実施形態が使用され得ると共に、スエーに対する特許文献3には一例が記述されている。調節可能である焦点合わせ用対物レンズのこの存在は、OCTサブシステムに対する光学的干渉の一部として、光学的探査光の光学的経路長を変化させ得る。対物レンズ5600および患者用インタフェース3300が移動すると、上記OCTの基準ビームと画像化信号ビームとの間の経路長の差が制御不能な様式で変化し得ると共に、このことは、上記OCTにより検出されるOCT深度情報を劣化させ得る。これは、時間領域においてだけではなく、スペクトル/フーリエ領域および周波数掃引OCTシステムにおいても起こる。図13乃至図14は、調節可能な焦点合わせ用対物レンズに伴う技術的問題に対処する代表的な画像案内式レーザ手術システムを示している。図13におけるシステムは、摺動可能な取付け部材上の移動可能な焦点合わせ用対物レンズ7100に対して結合されて該対物レンズ7100の位置を測定する位置検知デバイス7110であって、測定された位置をOCTシステムにおける制御モジュール7200に対して通信するという位置検知デバイス7110を提供する。制御システム6100は対物レンズ7100の位置を制御して移動させることで、OCT動作のために画像化信号ビームにより踏破される光学的経路長を調節し、且つ、レンズ7100の位置は、位置エンコーダ7110により測定かつ監視されると共に、OCT制御器7200に対して直接的に送給される。上記OCTシステムにおける制御モジュール7200は、OCTデータを処理する上で3D画像を組立てるときに、患者用インタフェース3300に対する焦点合わせ用対物レンズ7100の移動により引き起こされた上記OCTの内側における干渉計の基準アームと信号アームとの間の差違を補償するアルゴリズムを適用する。OCT制御モジュール7200により演算されたレンズ7100の位置における適切な量の変化は、レンズ7100を制御してその位置を変更させる制御器6100に対して送信される。図14は別の代表的なシステムを示しており、その場合、上記OCTシステムの干渉計の基準アームにおける戻しミラー6230、または、上記OCTシステムの光路長遅延アセンブリにおける少なくとも一部分は、移動可能な焦点合わせ用対物レンズ7100に対して堅固に取付けられることから、対物レンズ7100が移動するときに信号アームおよび基準アームは光学的経路長において同一量の変化を蒙る。故に、上記摺動部材上の対物レンズ7100の移動は、演算的補償に対する付加的な必要性なしで、上記OCTシステムにおける経路長の差に対して自動的に補償される。画像案内式レーザ手術システム、レーザ手術システム、および、OCTシステムに対する上記各例は、異なる光源を使用する。上記レーザ手術システムおよび上記OCTシステムの更に完全な統合においては、手術用レーザ光線に対する光源としてのフェムト秒手術用レーザは、OCTシステムに対する光源としても使用され得る。図15は、手術操作のための手術用レーザ光線、および、OCT画像化のための探査光線の両方を生成すべく光モジュール9100におけるフェムト秒パルスレーザが使用されるという例を示している。レーザ光線を、手術用レーザ光線およびOCTに対する信号ビームの両方としての第1ビームと、OCTのための基準ビームとしての第2ビームとに分割すべく、ビームスプリッタ9300が配備される。上記第1ビームは、該第1ビームの伝搬方向に対して直交するxおよびy方向におけるビームを走査するxy走査器6410と、ビームの開散を変化させて目標組織1001における該第1ビームの焦点合わせを調節する第2走査器6420とを通して導向される。この第1ビームは、目標組織1001における手術操作を実施すると共に、この第1ビームの一部分は、上記患者用インタフェースにより後方散乱され、且つ、上記対物レンズにより、上記OCTシステムの光学的干渉計の信号アームに対する信号ビームとして収集される。この戻り光は、基準アームにおける戻しミラー6230により反射された上記第2ビームであって、時間領域OCTのための調節可能な光学的遅延要素6220により遅延されたという上記第2ビームと結合されることで、目標組織1001の異なる深度を画像化する上で信号ビームと基準ビームとの間の経路差が制御される。制御システム9200は、システム動作を制御する。角膜に対する手術実務によれば、良好な手術能率を達成するためには数百フェムト秒のパルス持続時間が十分であり得る一方、十分な深度の分解能のOCTに対しては、たとえば数十フェムト秒未満の短パルスにより生成された更に広範なスペクトル帯域幅が必要であることが示されている。これに関連して、OCTデバイスの設計態様は、フェムト秒手術用レーザからのパルスの持続時間を左右する。図16は、手術用光および画像化光を生成すべく単一のパルス式レーザ9100を使用する別の画像案内式システムを示している。上記フェムト秒パルス式レーザの出力光路中には非線形スペクトル拡開媒体9400が設置されることで、手術において通常的に使用される数百フェムト秒の比較的に長いパルスの光源からのパルスのスペクトル帯域幅を拡開する白色光生成もしくはスペクトル拡開の如き光学的非線形プロセスが使用される。媒体9400は、たとえば光ファイバ材料であり得る。上記2つのシステムの光強度要件は異なると共に、該2つのシステムにおける斯かる要件を満足すべく、ビーム強度を調節する機構が導入され得る。たとえば、上記2つのシステムの光路中には、ビーム方向付けミラー、ビームシャッタ、または、減衰器が配備されることで、患者および繊細な器具を過剰な光強度から保護するために、OCT画像を撮るときまたは手術を実施するときに、上記ビームの存在および強度が適切に制御される。作動において、図8乃至図16における上記各例は、画像案内式レーザ手術を実施すべく使用され得る。図17は、画像案内式レーザ手術システムを使用してレーザ手術を実施する方法の一例を示している。この方法は、上記システムにおける患者用インタフェースを使用して、手術下にある目標組織に係合してそれを所定位置に保持すると共に、該方法は同時に、上記システムにおけるレーザからのレーザパルスの手術用レーザ光線と、上記システムにおけるOCTモジュールからの光学的探査ビームとを、上記患者用インタフェースへと導向して目標組織内に至らせる。上記手術用レーザ光線は、目標組織におけるレーザ手術を実施すべく制御されると共に、上記OCTモジュールは、目標組織から戻る光学的探査ビームの光から目標組織の内側のOCT画像を獲得すべく作動される。獲得されたOCT画像における位置情報は、手術用レーザ光線を焦点合わせ且つ走査する上で適用されることで、手術の前もしくはその間において目標組織における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査が調節される。図18は、眼球のOCT画像の例を示している。上記患者用インタフェースにおける圧平レンズの接触表面は、圧平の間において眼球に対して及ぼされる圧力により角膜において歪曲を最小化しまたは折り曲がるという曲率を有すべく構成され得る。眼球が上記患者用インタフェースにおいて好首尾に圧平された後、OCT画像が獲得され得る。図18に示された如く、該OCT画像においては、水晶体および角膜の曲率、並びに、水晶体および角膜の間の距離が識別可能である。上皮-角膜の境界部の如き僅かな特定構造が検出可能である。識別可能であるこれらの特定構造の各々は、眼球に対するレーザ座標の内部基準箇所として使用され得る。角膜および水晶体の座標は、エッジまたはブロブ検出の如き定評のあるコンピュータ視覚アルゴリズムを用いてデジタル化され得る。水晶体の座標が一旦確立されたなら、それは手術のために手術用レーザ光線の焦点合わせおよび位置決めを制御すべく使用され得る。代替的に、既知の位置座標を備える箇所における基準マークの3D配列を形成すべく、較正用サンプル材料が使用され得る。上記較正用サンプル材料のOCT画像は、上記基準マークの既知の位置座標と、獲得されたOCT画像における該基準マークのOCT画像との間のマッピング関係を確立すべく獲得され得る。このマッピング関係は、デジタル較正データとして記憶されると共に、該マッピング関係は、手術の間に獲得された目標組織のOCT画像に基づき、手術の間における上記目標組織における手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査を制御すべく適用される。上記OCT画像化システムは此処では一例として使用され、且つ、この較正法は、他の画像化技術により獲得された画像に対して適用され得る。此処に記述された画像案内式レーザ手術システムにおいて、上記手術用レーザは、大開口数の焦点合わせ下で、眼球の内側にて強電界/多光子イオン化を推進するに十分である比較的に大きなピークパワーを生成し得る。これらの条件下で、上記手術用レーザからのひとつのパルスは、焦点体積内でプラズマを生成する。上記プラズマが冷えると、基準点として使用され得る明確な損傷区域もしくは気泡に帰着する。以下の各項は、手術用レーザにより生成された上記損傷区域を用いて、OCT系画像化システムに対して手術用レーザを較正する較正処置を記述する。手術が実施され得る前に、上記OCTにより獲得された目標組織のOCT画像内の各画像に付随する位置に関し、上記手術用レーザの位置が上記目標組織において制御され得る様に、上記OCTは上記手術用レーザに対して較正されることで、相対的な位置決め関係を確立する。この較正を実施するひとつの手法は、レーザにより損傷され得ると共にOCTにより画像化され得るという事前較正された目標または模型を使用することである。該模型は、手術用レーザにより生成された光学的損傷を当該材料が永続的に記録し得る如く、ガラスまたは硬質プラスチックの如き種々の材料から作製され得る。上記模型はまた、手術目標と類似する光学特性もしくは他の特性を有する様にも選択され得る。上記模型は、たとえば、少なくとも10mmの直径、および、眼球の上皮から結晶性水晶体までの距離に亙り少なくとも10mm長であるか、もしくは、手術システムの走査深度と同じほど長い円筒長を有する円筒状材料とされ得る。上記模型の上側表面は上記患者用インタフェースと継目無しに合致係合すべく湾曲され得るか、上記模型材料は圧縮可能とされて完全圧平を許容し得る。上記模型は、レーザ位置および焦点の両方、ならびに、OCT画像が該模型に対して参照され得る如く、3次元格子を有し得る。図19A乃至図19Dは、上記模型に対する2つの代表的な構成を示している。図19Aは、複数枚の薄寸ディスクへとセグメント化される模型を示している。図19Bは、該模型を横断するレーザ位置を決定するための基準箇所としての基準マークの格子を有すべくパターン化された単一のディスクを示している。z座標は、上記積層体から個々のディスクを除去すると共に、それを共焦点顕微鏡下で画像化することにより決定され得る。図19Cは、2つの半体へと分離され得る模型を示している。図19Aにおけるセグメント化された模型と同様に、この模型は、xおよびy座標におけるレーザ位置を決定するための基準箇所として基準マークの格子を含むべく構造化される。深度情報は、上記模型を2つの半体へと分離すると共に、損傷区域間の距離を測定することにより抽出され得る。結合された情報は、画像案内式手術に対するパラメータを提供し得る。図20は、上記画像案内式レーザ手術システムの手術システム部分を示している。このシステムは、ガルバノメータまたは音声コイルの如きアクチュエータにより起動され得る方向付けミラーと、対物レンズと、使い捨て可能な患者用インタフェースとを含んでいる。手術用レーザ光線は、上記対物レンズを通して上記方向付けミラーから反射される。上記対物レンズは、上記患者用インタフェースの直後に上記ビームを焦点合わせする。xおよびy座標における走査は、上記対物レンズに対する上記ビームの角度を変化させることにより実施される。z平面における走査は、上記方向付けミラーの上流におけるレンズのシステムを用い、到来ビームの開散を変化させることにより達成される。この例において、上記使い捨て可能な患者用インタフェースの円錐状区画は空気分離されもしくは中実とされ得ると共に、患者と結合する区画は湾曲接触レンズを含む。上記湾曲接触レンズは、溶融シリカ、または、イオン化放射線により照射されたときに色中心の形成に抗する他の材料から作製され得る。曲率の半径は、たとえば約10mmなどの、眼球に適合するものの上限値である。較正処置の第1段階は、患者用インタフェースを模型に結合することである。上記模型の曲率は、上記患者用インタフェースの曲率と合致する。結合の後、該処置の次の段階は、上記模型の内側に光学的損傷を生成して基準マークを生成する段階を含む。図21は、フェムト秒レーザによりガラスにおいて生成された実際の損傷区域の例を示している。各損傷区域間の離間距離は平均8μmである。図21に描かれた光学的損傷は、フェムト秒レーザにより生成された各損傷区域は、明確であり且つ離散的であることを示している。示された例において、損傷区域は約25μmの直径を有している。上記模型においては、図20に示されたのと同様の光学的損傷区域が種々の深度にて生成されることで、複数の基準マークから成る3D配列が形成される。これらの損傷区域は、較正された模型に対し、適切なディスクを抽出すると共にそれを共焦点顕微鏡下で画像化することにより、または、模型を2つの半体へと分割すると共に、マイクロメータを用いて深度を測定することにより、参照される。xおよびy座標は、事前較正された格子から確立され得る。上記模型を手術用レーザにより損傷した後、該模型上でのOCTが実施される。上記OCT画像化システムは、上記模型の3Dレンダリングを提供することで、OCT座標系と模型との間の関係を確立する。各損傷区域は、上記画像化システムにより検出可能である。上記OCTおよびレーザは、上記模型の内部基準を用いて相互較正され得る。上記OCTおよび上記レーザが相互に対して参照された後、上記模型は廃棄され得る。手術に先立ち、上記較正は検証され得る。この検証段階は、第2の模型の内側における種々の位置にて光学的損傷を生成する段階を含む。上記光学的損傷は、円形パターンを生成する複数の損傷区域がOCTにより画像化され得る如く十分に強力とされねばならない。上記パターンが生成された後、上記第2模型は上記OCTにより画像化される。上記OCT画像をレーザの座標と比較すると、手術に先立つシステム較正の最終チェックが提供される。各座標が上記レーザ内へと一旦送給されたなら、眼球の内側にてレーザ手術が実施され得る。これは、上記レーザを使用しての水晶体の光乳化、ならびに、眼球に対する他のレーザ治療を伴う。上記手術は任意の時点で停止され得ると共に、眼球の前眼部は再画像化されて手術の進展が監視され得ると共に、更に、IOLが挿入された後、上記IOLを画像化すると、眼球内における上記IOLの位置に関する情報が提供される。この情報は、医師により利用されることで、上記IOLの位置が精緻化され得る。図22は、較正プロセスおよび較正後手術操作の一例を示している。この例は、手術下にある目標組織に係合されて該組織を所定位置に保持する画像案内式レーザ手術システムにおける患者用インタフェースであって、手術を実施する前に較正プロセスの間に較正用サンプル材料を保持するという患者用インタフェースの使用を行い得る画像案内式レーザ手術システムを使用し;該システムにおけるレーザからのレーザパルスの手術用レーザ光線を上記患者用インタフェースを経て上記較正サンプル材料内へと導向して、選択された複数の3次元基準箇所において基準マークを焼き付け;上記システムにおける光干渉断層撮影モジュールから光学的探査ビームを上記患者用インタフェースを経て上記較正サンプル材料内へと導向し、焼き付けられた各基準マークのOCT画像を捕捉し;且つ、上記OCTモジュールの位置決め座標と、焼き付けられた各基準マークとの間の関係を確立する;ことにより、レーザ手術を実施する方法を示している。上記関係を確立した後、上記システムにおける患者用インタフェースは、手術下にある目標組織に係合して該組織を所定位置に保持すべく使用される。複数のレーザパルスから成る手術用レーザ光線、および、光学的探査ビームは、上記患者用インタフェースを経て上記目標組織内へと導向される。上記手術用レーザ光線は、上記目標組織におけるレーザ手術を実施すべく制御される。上記OCTモジュールは、上記目標組織から戻る上記光学的探査ビームの光から上記目標組織の内側のOCT画像を獲得すべく動作され、且つ、獲得されたOCT画像における位置情報、および、上記確立された関係は、手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査において適用されることで、手術の間において上記目標組織における上記手術用レーザ光線の焦点合わせおよび走査が調節される。斯かる較正はレーザ手術の直前に実施され得るが、該較正は、処置の前の種々の期間において、斯かる期間の間における較正のドリフトもしくは変化の欠如を例証した較正の確認を用いても実施され得る。以下の各例は、手術用レーザ光線の整列のためにレーザ誘導式光切断の副生成物の画像を使用する画像案内式レーザ手術の技術およびシステムを記述する。図23A乃至図23Bは、目標組織における実際の光切断の副生成物が、更なるレーザ設置を案内すべく使用されるという本発明の技術の別の実施形態を示している。複数のレーザパルスを備えたレーザ光線1712を生成して目標組織1001における光切断を引き起こすべく、フェムト秒またはピコ秒のレーザの如きパルス式レーザ1710が使用される。目標組織1001は、たとえば眼球の水晶体の一部分などの、対象者の身体部分1700の一部分であり得る。レーザ光線1712は、レーザ1710に対する光学機器モジュールにより、目標組織1001における目標組織位置へと焦点合わせされ且つ導向されることで、一定の手術効果を達成する。目標表面は、上記目標組織からのレーザ波長ならびに画像波長を伝える圧平プレート1730により、上記レーザ光学機器モジュールに対して光学的に結合される。圧平プレート1730は、圧平レンズであり得る。目標組織1001から反射もしくは散乱された光もしくは音を収集すべく画像化デバイス1720が配備されることで、上記圧平プレートが適用される前もしくは後にて、目標組織1001の画像が捕捉される。捕捉された画像データは次に、上記レーザシステム制御モジュールにより処理されることで、所望の目標組織位置が決定される。上記レーザシステム制御モジュールは、標準的な光学モデルに基づいて光学的もしくはレーザ要素を移動させまたは調節し、光切断の副生成物1702の中心が目標組織位置と重なり合うことを確実とする。これは、手術プロセスの間において光切断の副生成物1702および目標組織1001の画像が連続的に監視されることで、各目標組織位置においてレーザ光線が確実に、適切に位置決めされる、という動的な整列プロセスであり得る。ひとつの実施形態において上記レーザシステムは、先ず、最初に整列用レーザパルスを使用することによりレーザ光線1712が整列されることで、整列のための光切断の副生成物1702が生成されるという診断モードにおいて、且つ、次に、手術用レーザパルスが生成されて実際の手術操作が実施されるという手術モードにおいて、という2つのモードで動作され得る。両方のモードにおいて、切断の副生成物1702および目標組織1001の各画像は監視され、ビーム整列が制御される。図17Aは、レーザ光線1712中のレーザパルスの整列が、手術用レーザパルスのエネルギレベルとは異なるエネルギレベルに設定され得る、という診断モードを示している。たとえば、上記整列用レーザパルスは、手術用レーザパルスよりもエネルギが低いが、組織における相当の光切断を引き起こすには十分であることで、画像化デバイス1720において光切断の副生成物1702を捕捉し得る。この粗い目標限定の分解能は、所望の手術効果を提供するに十分でなくとも良い。捕捉された画像に基づき、レーザ光線1712は適切に整列され得る。この初期の整列の後、レーザ1710は、高エネルギレベルにて手術用レーザパルスを生成して手術を実施すべく制御され得る。上記手術用レーザパルスは整列用レーザパルスとは異なるエネルギレベルに在ることから、光切断における組織物質の非線形効果は、診断モードの間におけるビーム位置とは異なる位置にレーザ光線1712を焦点合わせすることがある。故に、診断モードの間に達成された整列は粗い整列であり、且つ、手術用レーザパルスが実際の手術を実施するときには、手術モードの間において各手術用レーザパルスを正確に位置決めすべく、付加的な整列が更に実施され得る。図23Aを参照すると、手術モードの間において画像化デバイス1720は目標組織1001からの画像を捕捉し、且つ、上記レーザ制御モジュールはレーザ光線1712を調節し、該レーザ光線1712の焦点位置1714を、目標組織1001上の所望の目標組織位置上に設置する。このプロセスは、目標組織位置毎に実施される。図24は、レーザ光線が先ず目標組織に対して概略的に照準決定されてから、光切断の副生成物の画像が捕捉されてレーザ光線の整列に使用されるというレーザ整列のひとつの実施形態を示している。目標組織としての身体部分の目標組織の画像、および、上記身体部分上の基準箇所の画像が監視され、パルス化レーザ光線が上記目標組織に対して照準決定される。上記光切断の副生成物および上記目標組織の各画像は、パルス化レーザ光線を調節し、光切断の副生成物の箇所を目標組織と重ね合わせるべく使用される。図25は、レーザ手術において目標組織における光切断の副生成物の画像化に基づくレーザ整列方法のひとつの実施形態を示している。この方法において、パルス化レーザ光線は目標組織内の目標組織箇所に照準決定され、一連の初期整列用レーザパルスが上記目標組織箇所に対して供与される。上記目標組織箇所、および、初期整列用レーザパルスにより引き起こされた光切断の副生成物の夫々の画像が監視されることで、上記目標組織箇所に対する上記光切断の副生成物の箇所が獲得される。上記初期整列用レーザパルスとは異なる手術パルスエネルギレベルにて上記手術用レーザパルスにより引き起こされた光切断の副生成物の箇所は、上記手術用レーザパルスのパルス化レーザ光線が上記目標組織箇所に設置されたときに決定される。上記パルス化レーザ光線は、上記手術パルスエネルギレベルにおける手術用レーザパルスを担持すべく制御される。上記パルス化レーザ光線の位置は、光切断の副生成物の箇所を上記決定箇所に設置すべく、上記手術パルスエネルギレベルに調節される。上記目標組織および光切断の副生成物の各画像を監視しつつ、上記手術パルスエネルギレベルにおける上記パルス化レーザ光線の位置は、該パルス化レーザ光線を上記目標組織内で新たな目標組織箇所へと移動させるときに、光切断の副生成物の箇所を夫々の決定箇所に設置すべく調節される。図26は、光切断の副生成物の画像を用いるレーザ整列に基づく代表的なレーザ手術システムを示している。レーザ光線を目標組織1700に対して焦点合わせして導向すべく光学機器モジュール2010が配備される。該光学機器モジュール2010は、ひとつ以上のレンズを含み得ると共に、ひとつ以上の反射器を更に含み得る。光学機器モジュール2010内には制御アクチュエータが含まれることで、ビーム制御信号に応じて焦点合わせおよびビーム方向が調節される。レーザ制御信号を介してパルス式レーザ1010、および、ビーム制御信号を介して光学機器モジュール2010を、両方ともに制御すべくシステム制御モジュール2020が配備される。該システム制御モジュール2020は、目標組織1700における目標組織位置からの光切断の副生成物1702に対する位置オフセット情報を含む画像化デバイス2030からの画像データを処理する。上記画像から獲得された情報に基づき、ビーム制御信号が生成され、レーザ光線を調節する光学機器モジュール2010が制御される。システム制御モジュール2020にはデジタル処理ユニットが含まれることで、レーザ整列のための種々のデータ処理が実施される。画像化デバイス2030は、光干渉断層撮影デバイスなどの種々の形態で実施され得る。これに加え、超音波式画像化デバイスも使用され得る。レーザ焦点の位置は、それを、画像化デバイスの分解能にて目標に概略的に設置する様に移動される。目標に対するレーザ焦点の参照における誤差、および、自己収束の如き可能的な非線形の光学的効果によれば、レーザ焦点の箇所、および、引き続く光切断事象を正確に予測することが困難とされる。物質の内側におけるレーザの焦点合わせを予測するモデルシステムもしくはソフトウェアプログラムの使用などの種々の較正方法が使用されることで、画像化された組織内におけるレーザの粗い目標限定が達成され得る。上記目標の画像化は、光切断の前および後の両方において実施され得る。目標に対する光切断の副生成物の位置は、レーザの焦点をシフトして、目標においてまたはそれに対してレーザ焦点および光切断プロセスを更に良好に局在化すべく使用される。故に、実際の光切断事象は、次続的な手術用パルスの設置のための正確な目標限定を実現すべく使用される。診断モードの間における目標限定のための光切断は、上記システムの手術モードにおける後時の手術処理のために必要とされるよりも、低い、高い、または、同一であるエネルギレベルにて実施され得る。診断モードにおける異なるエネルギにおいて実施される光切断事象の局在化を、手術エネルギにおける予測局在化と相関させるべく、較正が使用され得る、と言うのも、光パルスのエネルギレベルは光切断事象の厳密な箇所に影響し得るからである。この初期の局在化および整列が一旦実施されたなら、多くのまたは所定パターンの複数のレーザパルスが、この位置決めに関して供与され得る。付加的なレーザパルスを供与する過程の間に付加的なサンプリング画像が作成されることで、レーザの適切な局在化が確実とされ得る。ひとつの実施形態においては、超音波デバイスが使用されることで、空洞形成気泡もしくは衝撃波、または、他の光切断の副生成物が検出される。これの局在化は次に、超音波または他の手法を介して獲得された目標の画像化と相関され得る。別実施例において、上記画像化デバイスは単に、生体顕微鏡、または、光干渉断層撮影の如き、操作者による光切断事象の他の光学的な視覚化である。最初の観察により、上記レーザ焦点は所望の目標位置へと移動され、その後、所定パターンもしくは多くのパルスが、この初期位置に対して供与される。特定例として、表面下の正確な光切断のためのレーザシステムは、1億~10億パルス/秒の反復率にて光切断を生成し得るレーザパルスを生成し得る手段と、目標の画像、および、手術効果を生成せずにその画像に対するレーザ焦点の較正を用いて表面下の目標に対してレーザパルスを粗く焦点合わせする手段と、表面下にて、目標、該目標の近傍空間もしくは該目標の回りの物質、および、上記目標の近傍に粗く局在化された少なくとも一回の光切断事象の副生成物を検出もしくは視覚化し、それらの画像もしくは視覚化物を提供する手段と、光切断の副生成物の位置を表面下の目標の位置と少なくとも一回だけ相関させる手段であって、レーザパルスの焦点を上記表面下の目標におけるまたは該目標に対する相対位置における光切断の副生成物の位置へと移動させるという手段と、上記表面下の目標の位置に対する光切断の副生成物の上記精密相関により表された位置に対する所定パターンにて、少なくともひとつの付加的なレーザパルスの次続列を供与する手段と、上記次続列のパルスの設置の間において光切断事象の監視を継続することで、画像化されつつある同一のもしくは修正された目標に対する次続的なレーザパルスの位置を更に微調整する手段と、を含み得る。上記の技術およびシステムは、切断または体積破砕用途に必要とされる連続的なパルス設置のために必要とされる精度を以て表面下の目標に対して高反復率のレーザパルスを供与すべく使用され得る。このことは、目標の表面の基準情報源を使用してもしくは使用せずに達成され得ると共に、圧平に続くもしくはレーザパルスの設置の間における目標の移動を考慮し得る。本明細書は多くの詳細を含むが、これらは、一切の発明または権利請求された処の有効範囲に対する制限としてではなく、特定の実施例に特有である特徴の記述と解釈されるべきである。個々の実施例に関して本明細書中に記述された一定の特徴は、単一の実施例において組み合わせても実施され得る。逆に、単一の実施例に関して記述された種々の特徴は、複数の実施例において別個にまたは任意の適切な下位組み合わせによっても実施され得る。更に、各特徴は一定の組み合わせにて作用すると上述されると共に最初はその様にさえ権利請求されるが、権利請求された組み合わせからのひとつ以上の特徴は、幾つかの場合にはその組み合わせから除去され得ると共に、権利請求された組み合わせは、下位組み合わせ、もしくは、下位組み合わせの変更例に対して指向され得る。