JP2005514998A5

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Publication number: JP2005514998A5
Application number: JP2003560609A
Authority: JP
Filing date: 2003-01-08
Publication date: 2008-10-16

Description

光学系の削摩矯正の最適化方法および関連方法

関連出願に対する相互参照
本出願は、“近視眼波面治療の最適化(Myopic Wavefront Treatment Optimization)”と題されて2002年1月14日に出願された仮出願第60/348,586号と、“削摩効果関数を補償することで屈折矯正手術の削摩プロフィールを最適化する方法(Optimizing Refractive Surgery Ablation Profiles by Compensating for Ablation Effectiveness Function)”と題されて2000年3月22日に出願された仮出願第60/191,187号の優先権を主張する“光学系の削摩矯正の最適化方法および関連方法(Optimization of Ablation Correction of an Optical System and Associated Methods)”と題されて2001年3月22日に出願された出願第09/814,398号との優先権を主張するが、これらの全ては本発明と同様に本出願人が所有するとともに、言及したことにより本明細書中に援用される。
本発明は光学収差の測定および矯正方法に関し、より詳細には、人間の眼などの光学系(optical system)の客観的な測定および矯正の最適化を実験的かつ包括的に達成するシステムおよび方法に関する。

実像焦点を有する光学系は、平行光を受けてそれを一点に焦点合わせする。このような光学系は、例えば人間および動物の眼などの様に自然状態で見出されるか、または、例えば実験室システム、誘導システムなどの様に人工的なものもある。いずれの場合にも光学系における収差(aberration)は、その系の性能に影響する。

完全なまたは理想的な人間の眼は、衝突する光線を、眼の網膜から、水晶体および角膜を含む眼の光学要素(optics)を通して拡散的に反射する。このような理想的な眼が弛緩状態にありすなわち近視焦点の提供に対処していない場合、反射光は一連の平面波として眼を出射する。しかし現実の眼は、典型的に、眼を出射する反射光波の変形もしくは歪曲を引き起こす収差(aberration)を有する。収差眼(収差のある眼；aberrated eye)は、歪曲された波面の結果として、衝突する光線を、眼の網膜からその水晶体および角膜を通して拡散的に反射する。

当業界においては、角膜の曲率を改変する光屈折式角膜切除法（ＰＲＫ）およびＬＡＳＩＫ手術により、集光欠陥のレーザ矯正を実施することが公知である。このような方法は、典型的に、角膜組織を削摩する193nmのエキシマ・レーザを採用する。マナリン等( Munnerlyn et al.)(雑誌、白内障屈折矯正手術、1988年、第14巻(1)、第46〜52頁( J. Cataract Refract. Surg. 14(1), 46-52, 1988) )は、所望の屈折矯正を達成するために除去すべき組織の体積比を決定する式を提示している。またフレー(Frey)(米国特許第5,849,006号)は、所望の屈折矯正を行うべく所望体積の組織を除去する小スポット・レーザを用いる方法を教示している。

本出願と同様に本出願人が所有するとともにその開示内容は言及したことにより本明細書中に援用される“波面分析を用いて光学系を客観的に測定かつ矯正する装置および方法(Apparatus and Method for Objective Measurement and Correction of Optical Systems Using Wavefront Analysis)”と題された米国特許出願第09/566,668号においては、収差眼から発せられた歪曲波面を近似するためにゼルニケ多項式(Zernike polynomial)を使用することが教示されている。この手法において波面Ｗ（ｘ，ｙ）は、Ｃ_ｉＺ_ｉ（ｘ，ｙ）のｉを０からｎまで変化させかつＣ_ｉは加重係数でありかつＺ_ｉ（ｘ，ｙ）は所定次数までのゼルニケ多項式として、個々の多項式の加重合計として表現される。図８Ａに示すように、測定された手術前波面70はアルゴリズム71により処理されて治療プロフィール72を形成し、治療プロフィールは次に収差眼を治療する角膜削摩システムへと送信される。

本発明は、眼の視力欠陥を矯正する光学的矯正システムから成る第１実施例を含む。このシステムは、眼から発せられる波面に反応し、基準波と波面との間の光路差を測定する波面分析器を備える。システムは更に、光路差と径方向に依存する削摩効率とに基づき光学的補正を行う変換器を備える。補正は、Ａ＋Ｂρ＋Ｃρ^２＋Ｄρ^３＋…＋Ｘρ^ｎの形態の補償多項式を用いる。ここで、ρは、光学領域比を表す正規化半径である。正規化半径は、角膜の中央部分から測定されて光学的矯正領域の縁部にて１の値に到達する。そして、ｎは、径方向効率を正確に記述するために用いられる多項式の最高次数である。

角膜に対しては、角膜物質を削摩するために十分なパワーを有するレーザ・ビームが直射される。光学的矯正は、選択量の角膜物質の除去により達成され、光学的矯正に基づく所望の角膜形状への変更が実現する。

本発明の第２実施例は、測定済波面データを、視力欠陥を矯正する削摩プロフィールへと変換する方法に関する。この方法は、業界公知の方法により収差眼に関する測定済波面データを準備する段階を備える。前記測定済波面データは、以前に治療された眼に関する蓄積データと対比して関連付けられる。次に、関連付け段階を基礎として測定済波面データに調節が加えられる。この調節は、波面データ補正アルゴリズムへの入力のための調節済波面データを形成するために用いられる。アルゴリズムは、調節済波面データから角膜削摩プロフィールを計算する。波面データ補正アルゴリズムは、例えば、先に開示されたようにゼルニケ多項式を含むが、これは限定を意図するものでない。

構成および作動方法の両者に関して、本発明の更なる目的および利点とともに、本発明の特徴は、添付図面とともに以下の記述から更に良く理解されよう。各図面は例示および説明を目的としており、本発明の限界の定義としては意図されないことを明確に理解すべきである。本発明により達成されるこれらのおよび他の目的ならびに提供される利点は、添付図面に関して以下の説明を読むことにより更に十分に明らかとなろう。

本発明の好適実施例は、図１乃至図１５を参照しながら説明される。
眼の視覚的欠陥を矯正するシステムおよび方法は、波面分析器を含む。これは好適実施例においては、その内容は言及したことにより本明細書中に援用される本出願と同様に本出願人が所有する同時係属の出願第09/664,128号に記述したものと同様のシステム10（図１）である。装置10は、小径レーザ・ビーム14を生成するために用いられる光放射を発生するレーザ12を含む。レーザ12は、眼に安全な波長およびパワーの（ビーム14に対して点線で表される）平行レーザ光線を発生する。眼科的用途に対し、適切な波長としては可視スペクトル全体および近赤外スペクトルが挙げられる。一例として、適切な波長は550-、650-および850-nmの有用な波長を含む約400〜1,000nmの範囲内とされる。可視スペクトルは眼が機能する条件であることから一般的には可視スペクトルにおける操作が望ましいが、一定の用途においては近赤外スペクトルが利点を提供することもある。例えば、測定が行われていることを患者が認識しなければ、患者は更にリラックスする。光放射の波長に関わらず、眼科的用途においてパワーは眼に安全なレベルへと制限されねばならない。レーザ放射に関して適切な眼安全露出レベルは、レーザ製品に対する米国連邦性能基準( U.S. Federal Performance Standard )に見られる。もし、眼ではなく光学系に関して分析が実施されるのであれば、検査波長範囲は論理的にその系の企図性能範囲を含むべきである。

レーザ光線14の小径平行コアを選択するためには、使用が望まれるサイズのレーザ・ビーム18を除きレーザ光線14の全てを遮断するために虹彩絞り16が用いられる。本発明に関し、レーザ・ビーム18は約0.5〜4.5mmの範囲であって一例として1〜3mmが典型的である直径を有する。大きな収差を持つ眼は更に小径のビームを使用する。一方、僅かな収差を有する眼は更に大径のビームにより数値化される。レーザ12の出力発散（ divergence ）次第で、ビーム経路内のレンズ位置が決まり、ビームを最適に平行化することが可能となる。

本明細書中において一例として記述されるレーザ・ビーム18は、眼120の光学要素（例えば角膜126、瞳孔125および水晶体124）を通してレーザ・ビーム18を網膜122に焦点合わせするために作用する焦点合わせ用光学的系列22に対して偏光感応ビームスプリッタ20を通される偏光ビームである。なお、白内障手術を受けた患者では水晶体124が存在しないことは理解される。但し、このことは本発明に影響しない。

光学的系列22は、レーザ・ビーム18を、視覚が最も鋭敏な眼の中心窩123にてまたはその近傍にて光の小スポットとして映像する。なお、光の小スポットは人間の視覚の別の面に関連する収差を測定するために網膜122の別の部分から反射されることを銘記されたい。例えば光のスポットが中心窩123を囲繞する網膜122の領域から反射されたとすれば、その場合には人間の周辺視覚に関する収差が特に評価される。全ての場合において光のスポットは、網膜122上に近回折限界像( near-diffraction-limited image )を形成するために寸法設定される。ゆえに、レーザ・ビーム18により中心窩123にて生成される光のスポットは直径が約100μmを超えず、典型的には10μmのオーダーである。

網膜122から戻るレーザ・ビーム18の拡散反射は、眼120を通過して戻る放射線を表す実線24により表される。波面24は光学的系列22に衝突してそれを通過し、偏光感応ビームスプリッタ20に衝突する。ゆえに波面24は偏光感応ビームスプリッタ20にて転回され、ハートマン−シャック(Hartmann-Shack)(H-S)波面分析器などの波面分析器26へと向けられる。一般的に波面分析器26は、波面24の傾斜、すなわち所定個数の（ｘ，ｙ）直交座標におけるｘおよびｙに関する偏微分値(partial derivative)を測定する。この偏微分値情報は次に、加重された一連のゼルニケ多項式などの数式表現により元の波面を復元もしくは近似するために用いられる。

入射するレーザ・ビーム18およびビームスプリッタ20の夫々の偏光状態は、波面分析器26のセンサ部分に到達する迷走レーザ放射(stray laser radiation)の量を最小化する。一定の状況においては、（例えば網膜122などの）所望ターゲットから戻る放射線と比較して迷走レーザ放射は、偏光の論議が不要なくらいに十分に小さくなる。

本発明は、広範囲な視力欠陥に適合されることから、眼の収差の測定に関して新たなレベルのダイナミック・レンジを達成する。ダイナミック・レンジの増強は、光学的系列22、および／または、波面分析器26の波面センサ部分により達成される。光学的系列22は、第１レンズ220、平坦ミラー221、ポロ・ミラー( Porro mirror )222および第２レンズ224を含む。それらの全てはレーザ・ビーム18および波面24の経路に沿い位置している。第１レンズ220および第２レンズ224は、固定位置に保持される同一のレンズである。ポロ・ミラー222は矢印223により表されるように線形移動することで、レンズ220および224間の光路を変更する。但し、本発明は平坦ミラー221およびポロ・ミラー222の特定配置に限定されず、かつ、本発明の教示および利点から逸脱せずに他の光学的配置が使用されることを理解すべきである。

ポロ・ミラー222の“零点(zero position)”は、眼120を較正用平行光源により置き換えて完全平面波110などの基準波を提供することで識別される。このような光源は、レーザ・ビームにより実現される。レーザ・ビームは、波面分析器26の結像平面を覆う直径までビーム・テレスコープ(beam telescope)により拡大され、波面分析器26がレーザ光が平行化されていると検出するまでポロ・ミラー222が調節される。なお、ポロ・ミラー222によりもたらされる光路長の変化はジオプトリ(diopter)単位で較正されて、近似的な球面ジオプトリ補正(spherical dioptric correction)が行われることを銘記されたい。

屈折力の所望の変更を行う際に特定のビームプロフィールの治療効率を実験的に測定するために、既知の削摩プロフィールおよび既知のレーザ・ビーム・フルーエンス・プロフィールを持つ人間の角膜の削摩に関するデータが生体内で収集された。上で論じられた波面測定の精度および主観性(subjectivity)の欠如は、光学結果を、すなわち、特定の削摩プロフィールの実効治療効率を測定するために使用された。期待された収差量の変化からのいかなる偏差も、角膜表面にわたる削摩効果における相対差に起因する。

近視および遠視の名目的削摩プロフィールの両方を用いた臨床データから、一般化された単一の削摩効果関数が導出された。前記データは、それらの内容は言及したことにより本明細書中に援用される米国特許第5,849,006号および第5,632,742号に開示されたようなエキシマ・レーザ狭幅ビーム走査スポットを用いて得られた名目的削摩プロフィールから収集された。

本発明の径方向に対称的な減衰関数は、近視眼(図２)および遠視眼(図３)に関し、正規化された径方向角膜位置に対する企図削摩深さおよび達成削摩深さのグラフを分析することで決定された。上述したように削摩効果関数は、多項式形態Ａ＋Ｂρ＋Ｃρ^２＋Ｄρ^３＋…＋Ｘρ^ｎを有する。特定実施例において上記関数はＡ＋Ｂρ＋Ｃρ２＋Ｄρ^３＋Ｅρ^４の形態を有し、3.25mmの光学領域半径に対して代表的な係数Ａ≒0.95、Ｂ≒0、Ｃ≒-0.3、Ｄ＝-0.25およびＥ＝0.3を有している。上記削摩効果関数は実際の削摩速度、すなわち例えばパルス毎に除去される組織のマイクロメータ値において一切の径方向依存性を含んでいる。但しそれはまた、径方向依存様式にて光学結果に影響する、角膜の光学プロフィールにおける一切の生体力学的効果もしくは内在的変化も組み入れている。

減衰関数もしくは効率関数は次に、角膜深さの所望変更量(名目的削摩プロフィール)を選択しかつこれを減衰関数で除算することにより治療プロフィールを改変するために使用される。これにより、削摩された場合、最終的に所望変更量になる新たなプロフィールが得られる。

特定実施例において上記減衰は、削摩プロフィールのゼルニケ図を算出し、レーザ・ビーム送給システムに入力された上記減衰プロフィールによりゼルニケ多項式を除算することで達成される。すなわち、
Ｐ_入力（ρ，θ）＝Ｐ_所望（ρ，θ）／（Ａ＋Ｂρ＋Ｃρ^２＋Ｄρ^３＋…＋Ｘρ^ｎ）
この関数の単純形１−0.3ｒ^２（ｒ _ｍａｘ＝3.25mm）のグラフ（図４Ａ)において、径方向依存削摩効率は、角膜表面上においてｒ≒０である中心箇所の近傍における約１の値から、上記中心箇所から所定距離にあるｒ≒3.25mmにおける約0.7の値まで変化する。

図４Ｂには、減衰関数の更に詳細な一形態であり更に複雑な形状を有する0.95−0.3ｒ^２−0.25ｒ^３＋0.3ｒ^４が示される。特定の治療用レーザ・システムに適用されるこの特定関数は、そのデバイスの特性値（ビーム・エネルギ他のような）に左右される。ゆえに、減衰関数多項式における各係数は、特定の治療条件に対する結果を最適化するために調節される。

好適には光学的矯正は更に、波面が通過する媒体の屈折率に基づく。特定実施例において、変換器は、上記波面のゼルニケ復元（ Zernike reconstruction ）を用いて光路差を提供する。そして、光路差は、角膜物質の屈折率と空気の屈折率との間の差により除算される。光学的矯正は、眼の角膜表面の曲率の処方された改変である。そして、眼の角膜表面の再形成により達成される光学的矯正は、角膜の表面全体の結果として生じるトポグラフィ（局所解剖図；topography ）を考慮しない処方された改変に基づいている。

例示的なレーザ・ビーム送給システム5（図５）すなわちレーザ・ビーム送給および眼追尾システムは、例えば、その内容は言及したことにより本明細書中に援用されるとともに本出願と同様に本出願人が所有する米国特許第5,980,513号に教示されたシステムから成る。システム5のレーザ・ビーム送給部分は、治療用レーザ源500、投影用光学機器510、Ｘ−Ｙ並進ミラー光学機器520、ビーム並進制御器530、二色性色覚（ dichroic ）ビームスプリッタ200およびビーム角度調節用ミラー光学機器300を含む。レーザ・パルスは、好適には分配シーケンスで、削摩もしくは侵食されるべき領域の全体にわたる複数のショットとして分配されて、対象物もしくは角膜の所望形状が達成される。好適には、パルス化されたレーザ・ビームは、角膜表面上において空間的に変位された複数の位置へとショットを向けるためにシフトされて、空間的に分配された複数の削摩スポットを形成する。これらのスポットの各々は、例えば2.5または1.0mmの所定直径を有するとともに、例えばスポットを横断するガウスもしくは略平坦な分布プロフィールにより形成される強度分布を有する。

システム5のビーム送給部分の作動時に、レーザ源500は投影用光学機器510に入射するレーザ・ビーム502を生成する。投影用光学機器510は、実施されつつある特定の手術の必要条件に基いてビーム502の焦点に対する直径および距離を調節する。

投影用光学機器510を出射した後でビーム502はＸ−Ｙ並進ミラー光学機器520に衝突し、そこでビーム502は、ビーム並進制御器530により支配される並進用の２本の直交軸心の各々に沿い独立的に並進もしくは移動される。制御器530は、典型的に、実行中の特定の眼の手術次第で、ビーム502を２次元並進したり移動したりする所定のセットでプログラムされたプロセッサである。並進のＸ軸およびＹ軸の各々は、並進ミラーにより独立的に制御される。

システム5の眼追尾部分は、眼移動センサ100、二色性色覚ビームスプリッタ200およびビーム角度調節用ミラー光学機器300を含む。センサ100は、眼の移動量を測定するとともに、眼の移動に沿って追尾するためにミラー310および320を調節すべくこの量を用いる。これを行うためにセンサ100は先ず、二色性色覚ビームスプリッタ200を通り送出されるべく選択された光エネルギ101-Tを送出する。同時に、特定の治療手術に従うビーム並進を受けた後でビーム502は、(例えば193-nmの波長のレーザ・ビームである)ビーム502をビーム角度調節用ミラー光学機器300へと反射するために選択された二色性色覚ビームスプリッタ200に衝突する。

光エネルギ101-Tは、それがビーム角度調節用ミラー光学機器300に衝突するときに光エネルギがビーム502と平行であるように整列される。本明細書中で用いられる“平行な”という語句は、光エネルギ101-Tおよびビーム502が一致しもしくは共直線的であり得る可能性を包含することは理解される。光エネルギ101-Tおよびビーム502の両者は、光学機器300により相互に対応させながら調節される。ゆえに光エネルギ101-Tおよびビーム502は、それらが眼120に入射するときに、それらの平行関係を保持する。Ｘ−Ｙ並進ミラー光学機器520は並進におけるビーム502の位置を光学機器300から独立して移動することから、ビーム502と光エネルギ101-Tとの間の平行関係は特定の眼の手術の全体にわたり維持される。

上記ビーム角度調節用ミラー光学機器は、独立的に回転するミラー310および320から成る。ミラー310は矢印314に示すように軸心312の回りで回転可能である。一方、ミラー320は矢印324により示すように軸心322の回りで回転可能である。軸心312および322は相互に直交する。この様にして、ミラー310は、第１平面内において光エネルギ101-Tおよびビーム502を押し流す(例えば上下)。一方、ミラー320は第１平面に直交する第２平面内において光エネルギ101-Tおよびビーム502を独立的に押し流す(例えば方位(azimuth))。ビーム角度調節用ミラー光学機器300の出射時に、光エネルギ101-Tおよびビーム502は眼120に衝突する。

ミラー310および320の移動は典型的に、サーボ制御器／モータ駆動器316および326により夫々行われる。一般的に駆動器316および326は、眼移動センサ100からの測定エラーが大きいときに迅速に反応するべきであり、更に、定常状態エラーおよび過渡的エラーの両方を実質的に排除するために低周波（ＤＣ）から約100ラジアン／秒まで非常に高い利得を提供せねばならない。

より詳細には眼移動センサ100は、瞳孔の中心(もしくは医師が選択した瞳孔の中心からのオフセット)と、ミラー310が指向される箇所との間のエラーの測定値を提供する。

眼120から反射された光エネルギ101-Rは、センサ100における検出のために光学機器300およびビームスプリッタ200を介して戻り進行する。センサ100は、反射エネルギ101-Rにおける変化に基づいて眼の移動量を測定する。ビーム角度調節用ミラー光学機器300に対しては、眼の移動量を表すエラー制御信号がセンサ100によりフィードバックされる。上記エラー制御信号は、エラー制御信号をゼロにするためにミラー310および320の移動もしくは再整列を支配する。これを行う際に、光エネルギ101-Tおよびビーム502は眼の移動に対応して移動される。一方、瞳孔の中心に対するビーム502の実際位置はＸ−Ｙ並進ミラー光学機器520により制御される。

ビームスプリッタ200の特性を利用するために、光エネルギ101-Tは治療用レーザ・ビーム502とは異なる波長とされねばならない。上記光エネルギは好適には、眼120に対する外科医の視認を阻害もしくは妨害しない様に可視スペクトルの外側に位置すべきである。更に、もし本発明が眼の外科手術において用いられるなら、光エネルギ101-Tは米国国家規格協会(ANSI)により定義されたように“眼に安全”とされるべきである。上記必要条件は種々の光波長が満足するが、一例として光エネルギ101-Tは、900-nm波長領域における赤外線光エネルギから成る。この領域における光は上述の基準を満足し、更に、容易に入手可能で経済的に手頃な光源により生成される。このような一つの光源は、50-nsのパルスにて10nJのANSI定義の眼安全パルスを生成するために4kHzで作動する高パルス反復速度のGaAsの905-nmレーザである。小スポット(＜2.5mm)を使用する100〜1,000mJ/ｃｍ^２のフルーエンスの範囲の193-nm削摩を用いる角膜削摩システムもまた使用される。一好適実施例は、1.0mm未満のスポットおよび400〜600mJ/ｃｍ^２のピーク・フルーエンスを利用する。

ゆえに本発明のこの形態は、削摩効率関数を否定または無効にして、実際の要求形状の角膜除去体積を得て理想的な光学結果を達成する補償型補正関数(compensating correction function) を提供するシステムおよび方法を提供するものである。

本発明の第２実施例は、測定済波面データを、眼120に関する矯正レーザ手術で使用される削摩プロフィールへと変換するシステムおよび方法から成る。このデータは例えば図１に概略的に示されたシステム10を用いて収集されるが、これは限定を意図するものでない。上記システムおよび方法は、測定済波面データを、測定された視力欠陥を矯正する削摩プロフィールへと変換するためのものである。削摩プロフィールは次に図５に示されたようなシステム5を用いて眼120へと送給されるが、これは限定を意図するものでない。図６および図８Ｂのシステム60は、測定された手術前波面65と、識別されたトレンドから計算された治療調節パラメータ66とから入力波面64がいかに計算されるかを示している。

本発明のこの形態においては、手術前および手術後に収集されたデータを分析することで、地域に左右されないトレンド(site-nonspecific trend)が識別された。このデータは、本発明の削摩プロフィール計算を行うソフトウェア・パッケージ63が常駐するプロセッサ62と電子的に通信するデータベース61内に記憶されている。当業者であれば、このようなシステム60は地域により変化して、上記のようにして地域に左右されるトレンドが識別されることが理解されよう。

上述されたようにアルゴリズム67(図８Ｂ)は、治療レーザ・ビームが角膜中心から離れて移動するにつれて径方向に減少する削摩効果を補償して、適切な収差の補正を加える。上記アルゴリズムの目的は、本明細書中に記述したように矯正レーザ手術用の基礎として用いたときに理想的な光学結果に繋がる治療プロフィール68をもたらす改変された入力波面を算出することである。

先に論じられたアルゴリズムは、近視および遠視矯正の両方に関して使用されるとともに両方の範囲にわたり良好な臨床結果を生み出し、これまでに知られた治療システムよりも相当に少ない手術後球面収差が生成されることが示されている。ただし上記アルゴリズムは両形式の矯正に使用されるために開発されたので、それらの一方に特有な効果(例えば手術後治癒応答、生体力学的力など)は共通アルゴリズム内に最適には組み入れられないこともある。

もし上記効果が一貫しており(すなわち特定の手術地域、角膜マイクロ切開具（ microkeratome ）などに対して唯一ではなく)かつ予測可能(すなわち単純な数式表現により正確に記述される)ならば、それらに対処する特定方法700は、図７のフローチャートに示すように治療アルゴリズム対する目標波面入力を調節することである。この方法は立証されたアルゴリズムを維持すると同時に、好適実施例においては目標波面に対する近視矯正に特有な固定調節を自動的に付加することで、近視手術結果を最適化する。これは限定を意図するものでなく、上記システムは遠視手術に対しても等しく良好に適用される。

方法700は、複数の収差眼に関して手術前および手術後の波面データを測定する段階(ブロック701)と、測定された手術前および手術後波面データをデータベース61に記憶する段階(ブロック702)とを備える。手術前波面データは第１半径上で測定され、手術後波面データは第１半径より小さな第２半径上で測定される。代表的な第１および第２半径は夫々3.25mmおよび2.5mmから成るが、これらは限定を意図するものでない。

上記手術前データ群および手術後データ群の一方は次に、手術前データおよび手術後データの他方に対するサイズ整合を達成するためにスケール調節される(ブロック703)。臨床的な試行においては、手術後データのスケール・アップと手術前データのスケール・ダウンとの間に測定可能な相違は見出されなかった。

次に、測定済波面データは未治療の収差眼120に関して収集される(ブロック704)。次に、基準波と上記波面との間の光路差が測定される(ブロック705)。上記測定済波面データおよび記憶されたデータは、複数の係数を備えた多項式としてモデル化される(ブロック706)。好適実施例において上記多項式は、ゼルニケ多項式から成る。

上記測定済波面データは、以前に治療された眼に関してデータベース61に記憶された蓄積データと対比して関連付けられる(ブロック707)。好適には各係数は、上記記憶データの一個以上の係数と対比して関連付けられる。

次に、この関連付けに基づいて測定済波面データに対して調節が加えられて、波面データ補正アルゴリズムに入力される調節済波面データが形成される(ブロック708)。このアルゴリズムは次に、角膜削摩プロフィールを計算するために用いられる(ブロック709)。

次に図９乃至図１５を参照し、分析方法および代表的臨床結果が示される。分析に含まれた眼は、４つの地域からの１１８個の眼を含むとともに３ヶ月の追跡データが入手可能な近視グループから成る。各眼に対するデータは、同一の時間間隔における屈折計（ phoropter ）による屈折力測定とともに、手術前および３ヶ月検診における波面測定値を含む。

代表的実施例における波面測定は、670nmの波長を用いる図１に示すデバイスにより実施されるが、これは限定を意図するものでない。手術前波面は、レーザ削摩の光学領域に合致した3.25mm半径上で復元される。上記光学領域内における評価に悪い影響を及ぼす周辺波面データを避けるために、手術後データは更に小さい半径すなわち2.5mm上で処理される。手術前データと手術後データの直接比較を可能にするために、上記データ群の一方は他方のデータ群の単位円サイズへとスケール調節される。両方のスケール調節が試験され、両方のスケール調節において結果は一致した。本明細書中には、2.5mmのデータから3.25mmへのスケール・アップに対する結果が含まれる。

種々のゼルニケ項において企図された変更量は、３ヶ月時点で実際に達成されたものと比較された。全てのデータは3.25mmの光学領域半径へとスケール調節されてから、手術後ゼルニケ係数が手術前の値から減算された。その差は、手術毎の目標を残存収差ゼロとして、手術前の値に対して分析された。波面収差における企図変更量および達成変更量は統計的に分析されることで、（肯定的であれ否定的であれ）相関関係が識別された。各入力項は、各出力項に対してチェックされた。

達成された収差変更量と一つ以上の企図収差変更量との間に明確な相関関係が存在した場合、最小二乗法分析が適用されて最適な線形関係が決定された。例えば、もしゼルニケ項Ｃ_Ｍにおける達成された変更量が、Ｃ_Ｍおよび第２収差Ｃ_Ｎの両方における企図変更量に大きく左右されることが見出されたなら、トレンド分析の結果は最適線形関係を記述する方程式となる。すなわち、
達成されたＣ_Ｍ＝Ａ(企図されたＣ_Ｍ)＋Ｂ(企図されたＣ_Ｎ)＋Ｋ
この式において、ＡおよびＢは最適線形従属項でありかつＫはオフセット定数項である。

もし何らかの重要なトレンドが出現すれば、データは、最大グループからの眼と他の４つの地域からの残りの眼とを含む２つのサブグループに分割される。データは次に、これらの２つのサブグループに関して再分析されるとともに、組み合わされた更に大きなグループと比較され、トレンドが各地域にわたり一貫していることが確認された。

図９には、Ｎ＝１１８に対して屈折計検査に基づく手術前(横座標)と手術後３ヶ月(縦座標)の等価球面屈折力(spherical equivalent refraction)との間の関係がグラフ化されている。その結果は手術前近視に対してそれほど相互に関連していない。最適直線は実質的に水平であり僅かに負に変位していることが理解される。企図された近視矯正範囲の全体にわたり、平均で約1/4ジオプトリの僅かな下方矯正(undercorrection)に向かう傾向がある。この結果は、上記データを表１に示すように地域サブグループへと分割したときにも存続した。この差は小さいが、波面における目標近視矯正が1/4ジオプトリだけ増加されたならば個々の患者に対応した治療は改善されると確信される。

種々の波面収差において企図変更量と達成変更量とを比較すると、重要な結果は以下のものである。すなわち、
・線形回帰分析は、２次波面収差の各々の企図矯正量と達成矯正量との間に高度の相関関係を示した(すなわち焦点不良、傾斜１次非点収差、および水平／垂直１次非点収差Ｃ_３、Ｃ_４およびＣ_５）。
・水平／垂直非点収差に対応するＣ_５項に対し、一貫した小さなオフセット(すなわち最適線形関係における小さな定数項)があった。
・全ての３次収差(球面収差、傾斜２次非点収差、および水平／垂直２次非点収差Ｃ_６〜Ｃ_９）ならびに２つの“tetrafoil”４次収差（Ｃ_１３およびＣ_１４）における達成変更量は全てが各々における企図変更量に対して肯定的な相関関係を有したが、相関係数は２次項に見られるものよりも小さかった。
・残る３つの収差（Ｃ_１０、Ｃ_１１およびＣ_１２）における達成変更量はユニークであった。それらは、それら自身と同様に、他の収差（Ｃ_３、Ｃ_４およびＣ_５）における企図変更量に対して高度に相関関係を有した。
・他のいずれの収差も明確な相関関係は示さなかった。

図１０は、企図された焦点不良矯正量(defocus correction）（Ｃ_３）に対して達成された焦点不良矯正量（Ｃ_３）の関係をグラフ化している。１１８個の眼の全てに対し、達成変更量は平均して企図変更量の89.89％であり、高度の相関関係がある。この結果は、表２に示すように上記データが２つのサブグループに分割されたときにも存在した。

図１１は、再びＮ＝１１８とし、企図された傾斜非点収差(oblique astigmatic aberration)（Ｃ_４）に対して達成された傾斜非点収差（Ｃ_４）をグラフ化している。平均して、企図矯正量の97％が達成された。表３に示すように、異なるサブグループに対してこの百分率矯正量には小さな相違があった。

図１２は、再びＮ＝１１８とし、企図された水平／垂直非点収差の矯正量（Ｃ_５）と達成された水平／垂直非点収差の矯正量（Ｃ_５）との関係を図示している。ここでも傾斜は約１であり相関関係は相当に高く、線形回帰線には一定のオフセットがある。この結果は、表４に示すように、サブグループ分析において一貫して観察された。

球面収差項（Ｃ_１０）における達成変更量は企図された球面収差矯正量に対して肯定的な相関関係があったが、企図された焦点不良矯正量に対して更に肯定的な相関関係があった。図１３には、Ｎ＝１１８による後者の関係が示される。表５には、異なるサブグループに対する最良な相関関係が示される。

図１４に示すように、傾斜２次非点収差項（Ｃ_１１）における達成変更量は傾斜１次非点収差（Ｃ_４）における企図変更量に対して最も肯定的な相関関係があり、企図されたＣ１１変更量がそれに続いた。表６には、上記関係に対する回帰係数が示される。

図１５に示すように、水平／垂直２次非点収差項（Ｃ_１２）における達成変更量は水平／垂直１次非点収差（Ｃ_５）における企図変更量に対して最も肯定的な相関関係があり、企図されたＣ_１２変更量がそれに続いた。表７には、組み合わされた関係に対する回帰係数が示される。小さな負のオフセットも見られた。

目標とする上記各式を展開するために使用された一般的な数学手法を以下に示す。特定の収差の企図変更量(企図Ｃ_Ｎ)と、その収差の達成変更量(達成Ｃ_Ｎ)との間の最終的トレンドを考察する。すなわち、
達成Ｃ_Ｎ＝ａ（企図Ｃ_Ｎ）＋ｂ (1)
これは、
企図Ｃ_Ｎ＝［（達成Ｃ_Ｎ）−ｂ］／ａ (2)
を意味する。
もし達成変更量を測定済波面エラー(測定Ｃ_Ｎ)と等しくすることが目的であれば、上記治療アルゴリズムに対する目標値入力(目標Ｃ_Ｎ)は、次の式となる。
目標Ｃ_Ｎ＝［（測定Ｃ_Ｎ）−ｂ］／ａ (3)

高次の各項に対し、達成収差変更量が一つ以上の企図パラメータにリンクされる場合には伝統的な数学手法が取られる。出発式は式(1)と類似している。すなわち、
達成Ｃ_Ｎ＝ａ（企図Ｃ_Ｎ）＋ｃ（企図Ｃ_Ｘ）＋ｂ
これは、次の式を導く。
企図Ｃ_Ｎ＝［（達成Ｃ_Ｎ）−ｃ（企図Ｃ_Ｘ）−ｂ］／ａ
しかし、論議している３つの高次収差の全てに対し、ａの不確定性はｃのそれより大きい。全ての３つのケースにおいて、ａは１より小さい正数であり、これは企図Ｃ _Ｎを増加させる。それは１に等しく設定され、係数の変化をかなり控え目に維持する。この点から、論理は式(3)を作成するために用いられたのと同一である。3.25mmの単位円半径に基づき治療に対して使用される最終的な目標関数は、以下の通りである。
１．目標Ｃ_３＝1.11（測定されたＣ_３）＋0.000714
２．目標Ｃ_４＝1.03（測定されたＣ_４）
３．目標Ｃ_５＝1.04（測定されたＣ_５）＋0.000715
４．目標Ｃ_１０＝（測定されたＣ_１０）＋0.055（測定されたＣ_３）＋0.000035
５．目標Ｃ_１１＝（測定されたＣ_１１）＋0.18（測定されたＣ_４）
６．目標Ｃ_１２＝（測定されたＣ_１２）＋0.15（測定されたＣ_５）

(1)のオフセットは、3.25mmの単位円半径上の約1/4ジオプトリの焦点不良エラーに対応する。(3)のオフセットは、同一量の混合された非点収差に対応する。(4)のオフセットは、(1)のオフセットが原因となり存在する。すなわち、焦点不良オフセットの僅かな割合が高次関係に持ち越される。(6)においてオフセットは無い。Ｃ_１２に対するトレンドのオフセットは、(3)からの持ち越しオフセットにより取り消されたからである。

上記の説明においては簡潔さ、明瞭性および理解のために一定の語句が使用されたが、それらの語句からは先行技術の要件を越える不要な限定は意味されない。このような語句は本明細書中において説明目的で使用されかつ広範囲に解釈されることが企図されるからである。更に、本明細書中で図示かつ記述した装置の実施例は例示的であり、本発明の有効範囲が構造の詳細そっくりに限定されるのではない。

本発明を記述してきたが、本発明の好適実施例の構造、作用および用途、本発明により実現される好適で新規かつ有用な成果、新規で有用な構造、および、当業者に対して自明であるそれらの合理的な機械的均等物は、添付の各請求項に示される。

眼の収差を測定するシステムの概略図である。近視眼に対する径方向位置の関数としての所望削摩深さおよび達成削摩深さのグラフである。遠視眼に対する径方向位置の関数としての所望削摩深さおよび達成削摩深さのグラフである。本発明の削摩効率関数のグラフであり、ｒ_ｍａｘ＝3.25mmとして1−0.3ｒ^２をプロットしている。本発明の削摩効率関数のグラフであり、0.95−0.3ｒ^２−0.25ｒ^３＋0.3ｒ^４をプロットしている。眼に対して削摩用レーザ・ビームを送給するシステムの概略図である。目標調節を取入れた波面案内式治療の概略図である。本発明の第２実施例のフローチャートである。測定済手術前波面から治療プロフィールまでのデータフローである。測定済手術前波面および治療調節データから治療プロフィールまでのデータフローである。手術前屈折力に対する手術後屈折力のグラフである。企図された焦点不良矯正量に対する達成された焦点不良矯正量のグラフである。企図された傾斜非点収差矯正量に対する達成された傾斜非点収差矯正量のグラフである。企図された水平／垂直非点収差矯正量に対する達成された水平／垂直非点収差矯正量のグラフである。企図された焦点不良矯正量に対する達成された球面収差矯正量のグラフである。企図された傾斜１次非点収差矯正量に対する達成された傾斜２次非点収差矯正量のグラフである。企図された水平／垂直１次非点収差矯正量に対する達成された水平／垂直２次非点収差矯正量のグラフである。

Claims

収差眼に関する測定済波面データを準備する段階と、
該測定済波面データを、以前に治療された眼に関する蓄積データと対比して関連付ける段階と、
この関連付け段階に基づき前記測定済波面データに対して調節を加え、
波面データ補正アルゴリズムへの入力のための調節済波面データを形成し、
前記アルゴリズムは、前記調節済波面データから角膜削摩プロフィールを計算する、段階と、を備える、
測定済波面データを、視力欠陥を矯正するための削摩プロフィールへと変換する方法。
前記波面データ準備段階は、眼から発せられる波面を分析する段階と、基準波と前記波面との間の光路差を測定する段階とから成る、請求項１記載の方法。
前記関連付け段階に先立ち、
複数の収差眼に関する手術前測定済波面データをデータベースに記憶する段階と、
角膜削摩矯正治療に続き前記複数の収差眼に関する手術後測定済波面データを前記データベースに記憶する段階と、を更に備え、
前記関連付け段階は前記データベースの蓄積データにアクセスする段階を備える、
請求項１記載の方法。
前記記憶段階に先立ち、手術前波面データおよび手術後波面データを測定する段階を更に備えて成る、請求項３記載の方法。
前記測定段階は、第１半径上で手術前波面データを測定する段階および前記第１半径より小さな第２半径上で手術後波面データを測定する段階を備える、請求項４記載の方法。
前記測定段階に続き、前記手術前データおよび前記手術後データの一方をスケール調節することで、前記手術前データおよび前記手術後データの他方とのサイズ整合を達成する段階を更に備える、請求項５記載の方法。
前記測定済波面データを、複数の係数を備える多項式としてモデル化する段階を更に備え、
前記蓄積データは、複数の係数を備える多項式として構成されており、
前記関連付け段階は、前記測定済波面データの前記係数を、前記蓄積データの少なくとも一つの係数と対比して関連付ける段階を備える、請求項１記載の方法。
前記多項式はゼルニケ多項式から成る、請求項７記載の方法。
前記波面矯正アルゴリズムは、近視、遠視の少なくとも一方の特徴を持ち高次収差が大きい眼を矯正する、請求項１記載の方法。
前記調節は実質的に地域に依存しない、請求項１記載の方法。
前記調節は地域に依存する、請求項１記載の方法。
基準波と複数の収差眼の各々に対する波面との間の手術前光路差を測定するために、各眼から発せられる波面を分析する段階と、
基準波と前記複数の眼の各々に対する波面との間の手術後光路差を測定するために、矯正的角膜削摩に続き各眼から発せられる波面を分析する段階と、
手術前および手術後に分析された前記波面をデータベースに記憶する段階とを備える、
収差のある視力の矯正のための角膜削摩の前後における蓄積波面データのデータベースを確立する方法。
前記分析段階は、収差眼および矯正済眼の各々に対する測定済波面を、複数の係数を備える多項式としてモデル化する段階を備える、請求項１２記載の方法。
前記多項式はゼルニケ多項式から成る、請求項１３記載の方法。
収差眼に関する測定済波面データを準備する段階と、
前記測定済波面データを、以前に治療された眼に関する蓄積データと対比して関連付ける段階と、
この関連付け段階に基づき前記測定済波面データに対して調節を加え、波面データ補正アルゴリズムへの入力のための調節済波面データを形成し、前記アルゴリズムが前記調節済波面データから角膜削摩プロフィールを計算する、段階と、
前記眼の上にレーザ・ビームを直射して角膜を削摩する段階と、
前記角膜削摩プロフィールに基づく眼のパターンで前記レーザ・ビームを移動する段階とを備える、
眼の角膜に関する屈折矯正を実施する方法。
プロセッサと、
該プロセッサに常駐するソフトウェアと、を備え、
該ソフトウェアは、
測定済波面データを、以前に治療された眼に関する蓄積データと対比して関連付け、
この関連付け段階に基づき前記測定済波面データに対して調節を加え、
波面データ補正アルゴリズムへの入力のための調節済波面データを形成し、
前記アルゴリズムは、前記調節済波面データから角膜削摩プロフィールを計算する、
測定済波面データを、視力欠陥を矯正するための削摩プロフィールへと変換するシステム。
前記ソフトウェアは更に、前記波面データ補正アルゴリズムを適用する、請求項１６記載のシステム。
前記ソフトウェアは更に、基準波と前記波面との間の光路差を測定するようにした、請求項１６記載のシステム。
前記測定済波面データは第１半径上で測定された手術前波面データおよび前記第１半径より小さな第２半径上で測定された手術後波面データから成り、
前記手術前波面データおよび前記手術後波面データはそれらの間のサイズ整合を達成するためにスケール調節される、請求項１６記載のシステム。
前記ソフトウェアは更に、
前記測定済波面データを、複数の係数を備える多項式としてモデル化し、
前記蓄積データは、複数の係数を備える多項式として構成されており、
前記関連付け段階は、前記測定済波面データの前記係数を、前記蓄積データの少なくとも一つの係数と対比して関連付ける段階を備える、請求項１６記載のシステム。
前記多項式はゼルニケ多項式から成る、請求項２０記載のシステム。
前記波面矯正アルゴリズムは、近視、遠視の少なくとも一方の特徴を持ち高次収差が大きい眼を矯正する、請求項１６記載のシステム。
前記調節は実質的に地域に依存しない、請求項１６記載のシステム。
前記調節は地域に依存する、請求項１６記載のシステム。