JP3095079B2 - 精密レーザ外科手術の方法と装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は、外科手術の方法と装置に関し、より詳細に
は、精密レーザ外科手術の改良された方法と装置に関す
る。１つの好適実施例として、本発明のシステムは精密
レーザ眼科手術の実施に使用する。別の実施例では、本
発明は、外科手術以外の診断措置、および例えば工業加
工など精密レーザ操作が関わる医療以外の措置に応用す
ることができる。

背景技術 1960年頃から、主としてカール・ツァイス社のリット
マン博士の業績によって、最初の外科手術用顕微鏡が使
用され始めた。それ以前は、手術部位をもっと拡大して
見る必要のある外科医は、眼鏡の下部に拡大レンズを取
り付けた、特別な組み合わせのルーペを使用していた。
特に眼科ではそうであったが、耳咽喉科やその他の専門
科でも同様であった。泌尿器科や内臓外科など、その他
の分野では、樽型内視鏡を使用していた。

一部にはジョアキン・バラクア博士の先駆的研究のお
かげもあって、外科顕微鏡は、最初は角膜移植手術に、
後には白内障やその他の多くの手術にと、眼科では広く
使用されるようになった。倍率のレベルアップ、ズーミ
ング能力、および作業領域の明確化などにより、外科医
はその外科手術による患者の体への侵入をより適切に監
督する手段を与えられた。その結果、外科手術はいちだ
んと正確さを増し、患者の外傷は減少し、手術のために
生じる合併症のレベルは低下した。

直接光学系に基づいて目的の像を得る、現在では一般
的な外科用顕微鏡による初期の成功は、最も有名な国際
眼科顕微手術研究グループ（International Ophthalmic
Microsurgical Study Group（IOMSG））など、幾つか
の眼科研究グループの創設につながり、顕微手術におけ
る新しい概念と技術の普及に一役買った。1966年の創設
以来、IOMSG会議に提出された招請報告書は、バーゼル
のカーゲル社によって、「眼科の発展」シリーズ（Deve
lopments in Ophthalmology series）として発表されて
きた。

外科用顕微鏡を使用することによって登場した顕微手
術により、いっそう正確な手術方法の開拓に対する眼科
医学会の関心は再び盛んになった。正確さと管理に対す
る彼らのたゆまなき探求により、眼科医らは結局、1960
年頃になされた別の発見、レーザに目を向けることにな
った。

60年代、70年代、および80年代には、レーザが眼科で
幅広く使用され、現在では、大半の外科専門医の器具と
して一般的な道具になった。外科用メスの代替物として
レーザは、顕著な利点がある。

レーザのエネルギは光量子から成り、奥まった位置に
ある組織の選好吸収帯に対応するレーザ放出波長を選択
することにより、外科医が所定の深さの位置で効果を発
揮させるために、その上を覆う組織に穴を開ける必要が
無いという点で、レーザは「非侵入的（正常な組織を冒
さない）」手術を行なうとみなすことができる。

しかしながら、生物学的組織は、あまり一様ではない
ものの、広帯域エネルギ吸収体である。したがって、実
際には、「非侵入的」レーザ手術とは、レーザ・ビーム
の光路に沿って目標の組織に到着するまでおよびそのす
ぐ背後の生体組織のレーザ・エネルギの吸収が、意図す
る目標のエネルギ吸収に比べて最小限になるように努力
することである。

人体の光の屈折率を変化させる１つの方法が、レスペ
ランス（米国特許第4,669,466号）によって提示され
た、角膜の正面の表面を浸食する方法である。レスペラ
ンスは、エキシマ・レーザから紫外線領域で発生する高
エネルギ光量子を利用して、角膜正面の表面から表面物
質を溶撥（アブレーション）することによって、最終的
に表面の曲率の変化を、ひいては屈折率の変化を起こす
ことができることを示唆した。

似たような方法は、フィヨドロヴおよびキーツによっ
てもそれぞれ提案された。こちらは、屈折率を変化させ
る手段として炭酸ガス・レーザを用いて、角膜正面の表
面を傷付けるというものであった。さらに別の色特定的
な方法によって、正常な人体組織の選択された場所の表
面部を蒸発させる方法が、ロボイとフランクによって論
じられた（米国特許第4,588,885号および第4,737,628
号）。ルムリーとタラソフは、衝撃波を発生させること
によって材料処理中に任意の工作物の表面から物質を除
去することを目的とした、さらに別の装置について記述
した（米国特許第3,700,850号）。しかし、これらの工
業的方法、およびレスペランスのエキシマによる方法や
キーツの炭酸ガスによる方法には、放射状角膜切開術
（放射状角膜切開術の将来性評価（Prospective Evalua
tion of Radial Keratotomy（PERK））研究の定義によ
る）と同じく、角膜に切り傷を付けることに関連する幾
つかの共通の問題点がある。つまり、傷の治癒期間中に
角膜上皮の下方成長による最終的な屈折率の変化への悪
影響、手術で実現した屈折率の変化の長期的安定性に対
するボウマン層の部分の破壊による悪影響、およびレー
ザ・エネルギの人体組織への転移メカニズムに伴う付随
的破損の潜在的可能性などである。

高エネルギの光量子（エキシマ）を利用するか、水
（CO₂）の振動周波数に一致させるか、または色特定的
吸収（角膜の可視領域では利用できない）を利用するか
に関係なく、これらの技術は全て、正面の表面物質を熱
的、光化学的、または光破壊的に溶撥することを目的と
している。これらの技術は、最初に上を覆っている組織
層を傷付けずに深部の物質を処理するのには適していな
い。

本書で述べる発明は、一つの装置で、表面物質の下の
深層部にある組織を、その上部または下部の層に悪影響
を及ぼすことなく、熱的または光破壊的に処理するか、
あるいは熱モードで表面物質を溶撥することによって、
キーツとフィヨドロブの方法と同じような結果を得る
か、それとも追加的に光破裂モードで表面物質を溶撥す
ることによって、レスペランスの方法と同じような結果
を得るか、そのいずれかを選択することを意図してい
る。

大きく減衰することなく多くの眼組織を通過する可視
光は、レーザ・パルスが電子なだれ現象をサポートする
のに充分なパルス・エネルギおよびパルス・エネルギ密
度で充分に高い放射照度に集光することができるなら
ば、組織内のどこでもプラズマ破壊（plasma breakdow
n）を起こすことができることが、よく知られている。
それに続く局所的光破壊は、焦点帯部分だけのイオン化
が生じるための充分に強力な電界ができ、その他の部分
には電界ができないように、非常に強く集中させたレー
ザ・ビームを用いることによって達成される。制御可能
な小さいレーザ・エネルギの短かいパルスを使用するこ
とによって、局所的イオン化に必要なピーク強度を保証
しながら、破壊領域を予想通りに限定することができ
る。

1980年代初期に、アーロンローザ博士は、眼科用のモ
ード固定式Nd:YAGレーザを紹介し、外側に広がる衝撃波
のプラズマ放射破壊誘導発生（plasma decay induced g
eneration）を立証するものであると主張した（米国特
許第4,309,998号）。フランクハウザ博士は、Ｑスイッ
チング式Nd:YAGレーザを用いて、似たような結果が得ら
れることを主張した（米国特許第4,391,275号）。超短
パルス・レーザは現在、伝搬熱効果を抑制しなければな
らない多くの外科手術の優れた物理療法として確立され
ている。

1986年に、この方法は、それ以前に実証されたよりか
なり少ないパルス・エネルギでプラズマ効果を起こすこ
とのできるエキシマ・ポンプ式色素レーザ（紫外線レー
ザに特徴的な高エネルギ光量子のために、特徴的な侵入
性光溶撥レーザであるエキシマ・レーザと混同してはな
らない。トロケルの米国特許出願、シュナイダとキーツ
の米国特許第4,684400号、スリニヴァシアンの米国特許
第4,784,135号、およびレスペランスの米国特許第4,66
5,913号を参照のこと）の開発によってさらに一歩前進
した。（「眼科の発展」第14巻（カーゲル社、1987年）
のフェレールとスクラー、同書同巻およびTrans.of Am.
Ophth.Soc.のトラウトマンらの論文を参照のこと。） 本発明の出願人が行なった研究室での実験（未発表）
により、0.5ミリジュール未満のパルスで高密度プラズ
マを発生することができるならば、0.5マイクロメータ
未満の直径の凹みを深部に作ることが可能であることが
明らかになった。誘発される外傷の小ささの重要性は、
そうしたレーザを使用した外科手術器具の誘導および送
り出しシステム（guidance and delivery systems）に
よって達成することのできる精度および許容誤差に関連
する。今日のレーザは様々である。今日のレーザ外科手
術装置で達成可能な精度および制御の限界は、もはやレ
ーザ技術の発展によってではなく、レーザを有効に使用
するために必要な画像および追跡技術によって決まるこ
とは、よく認識されている。

目標の捕獲、目標の認識、および目標の追跡に使用さ
れる器具の範囲および現在の慣行を理解することは、現
在の技術の限界を理解するのに役に立つ。今日、例えば
眼科で診断や検査のために使用されている主要な器具と
しては、（１）外科用顕微鏡、（２）細隙顕微鏡、
（３）角膜計、（４）パキメータ、（５）コニオスコー
プ（corneoscope）、（６）反射顕微鏡、（７）Ａ＆Ｂ
超音波スキャナ、および（８）眼底カメラなどがある。
（その他にも、眼球内圧力を決定するための多数の装
置、眼圧計、内圧計、視野試験のための視野計、および
眼のおおよその屈折を計るために使用する様々な装置な
どがある。）項目1,2,および８は、外科医に目標の像を
与えるものであり、項目3,4,5,6,および７は、外科医に
患者の眼の特定の寸法や条件の測定値を提供するもので
ある。

これらの器具は、これまで受け入れられてきた許容誤
差の範囲内での有効性が立証されている。

本発明の目的は、外科手術用レーザが照射される深さ
および位置に関する完全な支援診断情報を含む、「生」
の画像を基本的に実時間で外科医に提供する高精度レー
ザ外科手術の方法、装置、およびシステムにより、レー
ザ外科手術、特に眼科の手術であるが、その他の医療分
野でも、これまでよりずっと厳しい許容誤差を達成する
ことである。コンピュータで任意の信号の完全な情報内
容を解釈して、この支援診断情報を提供し、結果的に得
られる達成可能な精度はヒトの細胞の数個分以下であ
る。本発明の別の目的は、角膜の前方表面の大体の屈折
（角膜計の“k"の示度）だけに頼るのではなく、眼全体
の屈折を測定するための、外科手術以外の道具を提供す
ることである。これは、眼の反射表面全部の曲率の読み
出し値を必要とし、非点収差の測定および様々な眼の光
学構成要素間の調節などを考慮する。

ハイデルベルグ装置の共焦顕微鏡（Heidelberg Instr
uments Confocal Microscope）で実施したり、J.ビレ
（米国特許第4,579,430号）によって記述された、本発
明以外の方法による眼の画像表示は、オンライン実時間
手術システムの一部として含めるの適していなかった
り、あるいは任意の瞬間の眼の画像を間に合う時間内に
捕獲しない走査技術に依存している。

本発明の目的の１つは、画像を表示すると同時に、特
定の位置にレーザ・エネルギを照射することができるこ
とである。本発明の方法は、走査画像ではなく、瞬間完
全画像を得ることによる利点があるだけでなく、レーザ
照射位置の精度を向上するために、画像表示およびレー
ザの焦点領域の両方に関して、目的領域を安定化するこ
とも必要である。

運動する目標を安定化するには、目標を明確に限定
し、目標の動きを特性化し、本発明の装置の照準を閉ル
ープ・システムで再調節する必要がある。こうした結果
を達成しようとする試みは、以前にも幾つかあった。ク
レーンとスティール（「応用光学（Applied Optics）」
24巻、pp527,1985年）は、時間経過による２種類の順序
パーケンジェ投影（Perkenje projections）の変位と比
較した二重パーケンジェ投影技術、および運動に対応す
る等長変換を調節する位置調整装置について説明してい
る。また、カッツらが報告した運動能力の研究（「米国
眼科学会誌（American Joural of Ophthalmology）」10
7巻、p356−360、「後天性免疫不全症候群における緩慢
な眼球運動（“Slow Saccaddes in the Acquired I
mmunodeficiency Syndrome"）」、1989年４月）は、網
膜における像の平行移動を解析したものであり、それに
より、結果として得られる座標変換を計算することがで
き、また測定電流駆動鏡（galvanometric driven mirro
r）を位置調節することができる。

ビレ（米国特許第4,848,340号）は、角膜上皮表面
の、おそらく目標表面物質の近接部に付けた引っ掻き傷
のマークの後を追跡する方法を記述している。しかし、
本発明の実施態様の１つでは、上皮表面のマークが、眼
の運動によってではなく、本発明の実施によって生じる
物質の構造および形状の変化のために、その絶対的な位
置が変化する。したがって、ビレの追跡方法に記述され
たような表面のマークに依存する目標追跡・レーザ位置
決めメカニズムは、本発明の実施態様の１つで意図する
ように適切なレーザと組み合わせた場合、表面より下の
レーザ外傷部の位置決めが適切に行なわれないことが予
想される。さらに、本発明の特徴の１つは、角膜を切開
する必要なく、角膜内部の手術を実行できることであ
る。こうした方法の利点の１つは、眼を感染源にさらさ
ないこと、および患者の苦痛を最小限に止めることであ
る。したがって、マークを付け、そのマークの運動を追
跡する目的で、角膜の表面に引っ掻き傷を付けること
は、かえって逆効果である。

眼は、本発明の想像される実施態様の幾つかに関わる
長さの尺度および時間の尺度では、剛体としては運動し
ない。したがって、目標の運動に関連して運動する目標
付近の局所的情報を利用しない、クレーン、カッツ、ビ
レ、およびその他による上述のような眼追跡方法では、
レーザ外科手術装置のレーザ焦点に対して目標の運動を
有効に固定化することは期待できない。

本発明は、光学的に透明な窓がある眼の内部の所定の
組織に照準を合わせ、外科手術の効果を得ることを目的
としている。したがって、本発明の照準合わせと追跡の
技術は、角膜の表面でも、角膜内部でも、眼のレンズの
前方被膜の表面でも、あるいはレンズ内部でも、レンズ
の後方被膜でも、硝子体内部でも、網膜上でも、自由に
適応できるようにすることを目的としている。装置の作
業領域は、本発明の画像システムの視野によって決定さ
れ、全てのサブシステムは、同一画像平面内で作動する
ように設計されている。

発明の開示 本発明による、注意深く制御される精密レーザ顕微手
術の方法、装置、およびシステムは、手術する部位のト
ポグラフィー（微細構成図）および外科手術レーザ・ビ
ームの照準位置と貫入深さに関して、豊富な精密３次元
画像情報を医師に提供するユーザ・インタフェースを含
んでいる。

本発明の様々な実施例で、ユーザ・インタフェース
を、（１）措置前および措置中の眼科医によるオリエン
テーション、制御、および観察用の顕微鏡、（２）目標
の運動に関係なく、ユーザ・インタフェースによって記
述された正確な患部だけが影響を受けるように焦点を合
わせることのできるレーザ、（３）顕微鏡による３次元
画像情報の運動を安定化することができ、たとえ実際の
目標が運動していても表示されるビデオ画像は静止して
いるように見えるようにユーザ・インタフェースによっ
て使用される追跡アセンブリ、（４）措置中に眼の組織
の形状の変化を測定するための診断システム、および
（５）外科医／ユーザがレーザ外傷のより複雑なパター
ンを記述するために照射位置の順番を記述することを可
能にする制御装置、ビデオ・ディスプレイ、およびマイ
クロプロセッサから成るユーザ・インタフェース、と共
に利用するための方法、装置、およびシステムを説明す
る。

本発明の目的の１つは、眼科医が（ａ）措置の方位を
定めるための低倍率、およびより精密でより正確な措置
を行なうためにより高い分解能を提供する漸次高倍率の
両方で、患者の眼を観察すること、（ｂ）処理する関連
組織層の形状および厚さに関する実時間オンライン診断
情報にアクセスすること、（ｃ）外科医が照射のたびに
照準合わせを繰り返さなくても、特定の外傷形状をもた
らすように照射パターンを記述すること、（ｄ）レーザ
経路に沿って目標より上の組織や目標より下の組織に大
きい損傷を与えることなく、特定の深さのレーザ外傷を
レーザ焦点の直接隣接部だけに局所化することのできる
治療用レーザを使用すること、および（ｅ）運動する目
標のレーザ外傷のパターンの位置決め誤差を最小限に止
めることのできる目標追跡システムを使用すること、が
できるようにする手段を提供することである。

本発明は、様々な医療専門分野で、特に、レーザ外傷
の位置決め精度が重要であり、レーザ外傷の空間的広が
りを正確に抑制することが望ましい場合に、役立つこと
が期待される。以下の説明の大半は、眼科に応用した場
合、特に角膜屈折の手術に向けられる。これは、本発明
の装置および方法の適用可能性の制限とみなすべきもの
ではない。本発明の別の実施例は、沈着物を縮小化する
ための心臓血管手術や、砕石術、腫瘍の切除、血管新
生、およびその他の多くの適用分野で重要な役割を果た
すことが予想される。

本発明のシステムは、運動する目的物に集中レーザ・
ビームを用いて高精度の作業を行なうような工業分野な
ど、医療以外の作業にも役立つ。

ユーザ・インタフェースでは、外科医の正面にビデオ
・スクリーンを装備し、スクリーンは４つの象限に分割
することもできる。１つの象限には、ビデオ・カメラか
ら取った細胞壁の画像を実時間で表示したり、例えば25
倍から500倍まで拡大できる外科顕微鏡をズーミングし
たりする。外科顕微鏡の画像は、例えば100ミクロン台
もの微細寸法の領域を示すことができる。この実時間ビ
デオ画像は、外科レーザが現在向けられている正確な位
置および深さの組織のものであるか、あるいは目標のす
ぐ後部の傷付きやすい組織を破損しないように保証する
ために監視しなければならない、そうした重要な細胞の
ものである（例えば、レーザ・パルスの光軸に沿ってレ
ーザ・パルス目標後部に位置する角膜内皮細胞）。外科
顕微鏡は、レーザをまだ照射しない段階でも、外科医／
ユーザの制御下で、様々な深さの様々な部位を走査する
のに使用することができる。

ビデオ・スクリーンの他の象限のうちの２つは、手術
する組織の横断面を示すコンピュータ生成画像に使用す
ることができる。横断面は２つの直交平面から取るか、
あるいは他の横断面を外科医が選択することができる。
それぞれのコンピュータ生成画像は、外科レーザの照準
が現在どこに向けられているかを正確に示す十字または
その他の標識を表示することができる。

ビデオ・スクリーンの４番目の象限は、外科顕微鏡画
像ほどではないが一般に拡大されたコンピュータ生成平
面図に使用することができる。この最後の象限、および
／または他の横断面表示には、顕微手術の過程で形成さ
れるレーザ外傷の大きさと位置を正確に制御するため
に、レーザ照射の経路の自動制御用として、医師が選択
した「テンプレート」をスーパーインポーズすることが
できる。したがって、外科医は、例えば特定の種類の矯
正を目的とする眼科手術など、特定の形式の顕微手術に
関する、以前の経験や知識を参考にすることができる。
手術部位のコンピュータ生成画像の上に効果的にテンプ
レートを置くことによって、外科医は以前に保存したプ
ログラムを実行し、予め選択され正確に制御された方法
で自動的に手術を行なうことができる。しかし、３次元
照準設定機能および画像安定化手段が伴わなければ、テ
ンプレートによる外科手術の利用は、敏感でない組織
（これは高い３次元精度を通常考慮しないですむ）、ま
たは比較的安定しているか固定した目標（「生きてい
る」生体系では通常高倍率の拡大が得られない）のいず
れかに厳しく制限されるであろうという点に、注意すべ
きである。

本発明の装置およびシステムの精度は、目標位置の実
測を組み込んだ閉ループ・システムから判断すると、５
ミクロン以内とすることが望ましい。（例えば、マイク
ロステッパ・モータを中心とするアセンブリは、モータ
・エンコーダに照らし手0.1ミクロンの単段分解能を確
認することができるが、スライドの熱勾配はより大きい
変化を生じる。また、スライドの位置は、独立した光学
エンコーダにより確認することができるが、目標のラン
ダム振動のためにモータの相対精度が無効になることが
ある。）したがって、外科医は、５ミクロンの精度範囲
内で、視野内の組織の形状、およびこれらの構造物にお
ける装置の照準の正確な位置の知識を得ることになる。
このような精度は、これまで使用されてきたどの装置や
慣行でも、系統的かつ予測可能な方法として達成できな
かった。本発明は、立体的な画像を得るために使用され
る両眼視の必要性を取り除き、それをしのぐべく努めた
ものである。

本発明の１つの好適実施例では、外科医／ユーザが手
術対象の３次元構造の任意の横断面およびその構造の等
高水準（深さ）を選択する手段を装置に装備する。画像
アセンブリの焦点（照準を合わせたレーザ・パルスの焦
点と全く同じてあるが、こちらはレーザを意図的に照射
したときにしか作動しない）もまた、ディスプレイ画面
のそれぞれに自動的に表示される。レーザ・ビームの軌
道は画像システムと同一光路を共有するだけでなく、両
方の光路は同一の最終集束レンズを同軸通過するので、
ビームの照準を別個に合わせる必要はない。したがっ
て、２つの異なる光路のミスアラインメントの心配は無
く、また２つの異なる光路が共通の焦点面または共通の
焦点を持つかどうかを確認する必要も無い。

装置のユーザは、手術対象の組織の構造および等高水
準（深さ）の充分な横断面を表示した後、意図する治療
措置をコンピュータ画面に映すことができる。様々なシ
ステムを使用して、コンピュータに所望の措置を伝送す
ることができる。その１つは、特殊なライト・ペンシル
により市販のタッチスクリーンを使用するものである。
あるいは、トラクション・ボールやジョイ・スティック
を使用することもできる。そこで外科医は彼の提案する
手術をフリーハンドで描画するか、あるいは予めプログ
ラムされた幾何学的デザインを使用することができる。
前に簡単に述べた別のシステムでは、画像情報に基づき
スクリーンに表示されているパターンの上に、コンピュ
ータで生成した希望する手術経路のテンプレートをスー
パーインポーズすることができる。前に述べたように、
そうしたテンプレートのライブラリを直観や経験の蓄積
によって作成することができ、任意の状況における特定
の要件に適合するように、これらのテンプレートを変更
する能力が、外科医／ユーザに提供される。外科医が行
なおうとする手術はしばしば複雑かつデリケートである
ので、この特徴は非常に重要である。まず、このような
テンプレートを処方することによって、外科医は、特定
の患者に形成しようとする外傷の具体的な３次元形状に
関して、措置を開始する前に熟考し、治療案を形成する
ことができる。

いちだんと高い繰り返し速さのレーザが利用できるよ
うになったので、任意の外科手術に望まれる時には複雑
なパターンを、外科医が手動的に繰り返し照準を合わせ
照射する能力より、ずっと高速で達成することができ
る。これまでのシステムおよび方法では、外科医は目標
に照準を合わせ、アラインメントを確認し、目標が動い
ていなければ、レーザを照射することになる。さらに外
科医は次の目標に移動し、同じプロセスを繰り返す。こ
のような以前の方法による手術の持続時間に対する限界
要素は、外科医が目標に焦点を合わせるときの彼の反応
時間、および外科医が目標を探し、目標認識に反応して
レーザを照射する間の患者の動きであった。対照的に、
本発明の装置およびシステムでは、患者の動きは目標捕
捉追跡システムの使用によって安定化されるので、外科
医は、時間の経過と共に自動的に安定化される画像上の
照射パターンを事前に設定することができる。本発明の
システムによる時間の限界は、レーザ自体の繰り返し速
度、および安全性および有効性の必須許容誤差の範囲内
で画像をうまく安定化させる追跡システムの能力に関わ
りがある。後者の範疇では、レーザの最大繰り返し速さ
より（安全性と安定性を考慮することによって判断した
とき）数倍速い（かつ表示手段の最大フレーム・レート
よりも高速の）追跡応答速度が、目標の動きを追跡する
本発明の実施例で達成されている。本発明の上記実施例
では、より短い総ループ遅延時間が可能であり、追跡探
知器の到達速度および追跡サーボモータの質量によって
制限される。そうした閉ループの目標認識および追跡
は、人間の反応時間に対する実質的な改善をもたらすた
めには、１秒に少なくとも20回の速度で繰り返される必
要があり、装置と外科医に選択した位置に最も効果的に
レーザを照射させ、妥当な時間内に手術を完了させるた
めには、500Hzより高い速度にすることが望ましい。

本発明の装置を使用すると、外科医は治療措置のパタ
ーン案を予め決めることができ、そのパターンを目標と
する実際の組織と比較することができ、措置の潜在的に
可能な結果を熟考することができ、自分の手術案を他の
外科医が同じような状況で行なった手術と比較すること
ができ、自分の作用過程案を構造弛緩の理論的モデルと
比較することができ、最後に自分の措置案に満足したと
き、ボタンを押すことによって、高い秒速で、しかし追
跡システムの応答時間よりは低い速度で、別個に照準を
合わせた照射を行なって、安全性の要素を高めた所望の
外科手術を実行することができることに確信を抱くこと
ができる。一方、以前のシステムの場合には、照準合わ
せメカニズムが、いそがしくランダムに動く目標に照準
を合わせて照射する外科医の能力だけに依存するもので
あったので、外科医は、精度および連結性が要求され
る、組織から深い位置のパターン切除を一様に実行する
ことができなかった。外科医は、３次元照射手順で位置
決めの信頼性を確保するための高速実時間追跡システム
を利用することができなかった。

レーザ手術では、安全性は非常に重要な考慮点であ
る。以前の外科手術システムおよび方法では、レーザ照
射の安全遮断手順の幾つかは、照射を危険にするような
状況が発生したときには外科医の足踏みペダルによって
装置を作動不能にするなど、人間の反応時間に依存して
いた。眼科では、手術中は通常患者のひたいがその上に
のっかる圧力センサに安全性を託すような装置もあっ
た。不充分な圧力がセンサで検出されると、装置は照射
ができなくなるわけである。

以前のそうした安全システムは、本質的に反応時間が
遅く、照射シーケンスで発生しうる様々な問題の全てに
対して充分にすばやく反応するというわけにはいかなか
った。これは特に眼科の手術で言えることであり、特定
の網膜手術措置の場合は致命的である。（レーザ手術装
置に高度な安全連動機構が必要なことは、他の幾つかの
医療分野では、一部には安全性の欠如のために手術の成
功の見込みがあまりに低いために実験の安全性が保証さ
れていないこともあり、眼科ほどには明確になってこな
かったかもしれない。）それとは対照的に、本発明の目
標捕獲追跡システムは、新しい、信頼性の高い安全性シ
ステムを利用可能にするものである。何らかの理由で、
任意の手術の前または手術途中で、追跡システムがその
目標を見失うと、器具は照射を停止する。したがって、
眼科手術の場合、この安全性サブシステムは、手術途中
の眼のまばたきやその他の障害物の問題、つまりしばし
ば発生する潜在的な危険性をはらんだ問題に対処するこ
とができる。

眼のまばたきの場合で、本発明の装置およびシステム
の安全機能の側面の働きを例証する。一瞬まばたきした
まぶたが画像システムに映ると、追跡システムが運動す
る眼の動きを安定化しているトポグラフィーの情報が大
幅に変化する。すると、システムは事前にプログラムさ
れた照射シーケンスを遮断するが、その前に作業を行な
っていたトポグラフィー、外科医が選択したテンプレー
ト情報、およびその決定されたトポグラフィーのその任
意のテンプレートに対して中断前、最後に実行された照
射シーケンスの位置は、メモリに維持される。

まばたきしたまぶたや他の障害物が視野から消える
と、目標捕捉システムは、以前に作業していたトポグラ
フィーの認識段階に戻り、自動的にレーザの焦点を所定
の照射シーケンスの次の位置に合わせる。そこで外科医
はスイッチを用いて照射を開始することができるので、
目標が本当に再捕獲されたことを確認する時間を持つこ
とができる。しかし、もっと経験を積み、確信が持てる
ようになったら、外科医は照射シーケンスを再開するた
めの手動スイッチを無効化し、確認を行わずにシステム
がテンプレートで処方された照射シーケンスに自動的に
戻るように選択することができる。

本発明の追跡サブシステムは、２つの重要な目的を果
たす。第１に、患者の組織の動きを実時間で（事実上
「実時間」で、電子装置および追跡ミラーの速度分しか
遅延しない）追跡する。これは、専門的な処置により静
めることのできる意識的な動きだけでなく、生きている
験体ではコントロールがもっと難しい不随意的な動きも
含む。第２に、実時間に匹敵する閉ループ速度で組織の
同一部分の画像を連続的に表示する。したがって、外科
医／ユーザには、患者の動きに関係なく、その組織の実
質的に固定された連続的画像が提供される。さらに、追
跡が失われたとき、つまり追跡アルゴリズムが動きを追
うのに使用しているコンピュータ保存画像に組織が認識
されなくなり、映像の照準が選択された動作間隔時間内
に該当組織に戻らないときには、手術レーザ・ビームの
作動を即座に停止するフェールセーフ手段が得られる。

先に示したように、眼科外科医が入手できた従来の先
行装置には、外科医／ユーザに目の角膜に関する限定的
な測定情報を提供するために、コニオスコープ、角膜
計、およびパキメータが含まれていた。コニオスコープ
は、角膜の投射光量同心リング（projected concentric
illumination rings）から誘導した、角膜の外部表面
つまり角膜上皮表面の等高水準を提供する。角膜計は、
上皮表面層の断面の曲率を提供し、その結果、眼の正面
表面レンズ−−つまり角膜の上皮表面−−のジオプトリ
の計算ができる。しかし１グループの位置しか検査しな
いので、得られる情報は非常に限られている。パキメー
タは、角膜の中心軸の厚さ測定に使用される。

これまでのこうした装置は全て、精密な眼科手術を行
なうために所望される情報を引き出すのに、かなりの時
間がかかり、また高精度の手術のために充分な情報を得
るために、外科医／ユーザは、これらの装置全部および
さらに別の装置をも必要とした。したがって、これらの
従来の装置では、（治療目標の組織の実際の動き、およ
びこれらの動きに対応する最高速度の人の応答時間によ
って決定される）実時間手術は不可能であった。さら
に、これらの装置を使用して精密レーザ眼科手術を行な
うには、眼をほぼ完全に固定化する必要があった。さも
なければ、外科医／ユーザは、精度の低さに満足しなけ
ればならなかった。固定化の方法が、精度と有効信頼性
の限界を決定した。さらに、円滑に作動する１つの装置
として結合することのできない様々な異種装置が混在し
ているので、手術中には使用できず、手術前後に使用し
なければならなかった。

本発明による精密レーザ手術用、特に眼科手術用のシ
ステム、装置、および方法は、全く異なる手法を取る。
手術が進行するにつれて、連続的に更新された画像、好
ましくはビデオ画像が、外科医／ユーザに提供され、こ
れらの画像には、外科医が任意の眼科手術を高い信頼性
で正確に行なうために必要な全ての３次元情報が含まれ
る。眼の運動は、少なくとも、ビデオ・スクリーンにビ
デオ画像の帰線が描かれる速度、および専用マイクロプ
ロセッサを使用した場合においてレーザの最大繰り返し
速度より数倍高い閉ループのリフレッシュ速度と同程度
に高速で作動する、追跡システムによって追跡される。
目標の眼の組織の追跡、つまり同一組織の新しい位置の
認識し、レーザの照射速度より高い総作動速度で画像シ
ステムおよび外科レーザ照準を新しい位置に再調整する
動作によって、所定のパターンを通して照射したレーザ
が、所定のパターンから受入れ可能な距離以上にずれる
ことなく照射されることが保証される。本発明の好適実
施例では、この許容誤差の距離は、眼科手術中のあらゆ
る状況で５ミクロン以下に維持されるが、今後の使用お
よび実験で、全体的な性能を向上するために、許容誤差
をもっと厳格にするか、あるいはもっと緩やかにするこ
とが望ましいことが明らかになるかもしれない。

本発明では、実時間の画像表示および追跡機能は、圧
電変換器または電磁変換器によって方向制御ができる追
跡ミラー、またはその他の高速サーボ装置を用いて達成
される。上述の変換器は、同一組織の新しい位置に関す
るコンピュータ生成情報に基づいて、目標位置で30ミク
ロン／ミリ秒を越える速度で、２つの回転軸に沿ってミ
ラーの位置を調節する。

照明光、手術レーザ・ビーム、およびインテンシファ
イド・ビデオ外科顕微鏡（intensified video surgic
al microscope）は、同一光軸に沿って配置することが
望ましく、組織を追跡するための反射鏡（turning mirr
or）もこの光軸上に配置する。外科顕微鏡は、レーザを
照射する組織を非常に大きく拡大した画像を提供し、現
場で約0.1mmから100mmに調節することができる。

外科顕微鏡、レーザ、および照明具が使用する光路の
一部を、別置カメラも共有する。少なくとも追跡ミラー
と最終集束レンズあるいは正面エレメント・レンズは、
この共通光路上に配置する。プロファイリング・カメラ
も、マイクロプロセッサおよびプログラミングと協働し
て、特定の部位の位置を記録し、眼が動いた後で、その
同じ部位を探し出し、再配置する。この情報は、目標位
置のＺ軸のオフセット（偏り）を決定するため、および
プロフィロメータ・カメラによって突き止められた目標
の動きに従って動くようにＺ軸位置決めドライブに命令
を出すために、マイクロプロセッサおよびプログラミン
グでも使用される。目標の動きは解析され、対物レンズ
の正面エレメントの動きによって補正される。

Ｚ軸のオフセットおよびレンズの補正動作の解析はど
ちらも、X,Y解析および追跡サーボミラーの動作より遅
い。しかし、この情報、マイクロプロセッサ、およびプ
ログラミングは、定期的精度の確認に使用されるより高
速の追跡サーボミラー信号のバックアップ信号としての
役割を果たし、さらに詳しくいうと、外からの障害物の
ため、または予想外の速度のランダム動作のために、追
跡探知器が目標またはその位置を認識し損なったとき
に、絶対位置基準として機能する。このような場合、プ
ロフィロメータ・カメラに起因するこの同じ情報が、追
跡サーボミラーの駆動に使用されて、ミラーは適切に回
転して、追跡カメラの軸が運動発生前に存在した画像
の、前と同じ中心位置に再び向けられる。さらに、本発
明の３次元マッピング・システムにより、追跡カメラ
は、特定の組織部位の最終集束レンズからの深さの変化
に関する動きを認識することができる。これに対応し
て、マイクロプロセッサおよびプログラミングは最終集
束レンズに対し、システムつまり追跡カメラと外科顕微
鏡と外科手術レーザの焦点を調節するよう命令を出し、
これらの装置の焦点が再び、必要な組織部位の位置に正
確に結ばれる。

追跡カメラは、１列の位置しか走査しない直線配列探
知器（linear array detectors）とすることが望まし
い。これらは、単なる非常に高速の専用探知器であるば
かりではなく、蓄積データがプロフィロメータ・カメラ
より少ないので、100マイクロ秒以下で読み出すことが
できる。

本発明の好適実施例では、以下に説明するように、高
速追跡ループと緩速追跡ループを別個に採用する。高速
追跡ループは直線配列探知器を使用することができ、緩
速追跡ループは達成可能な最大ビデオ・フレーム・レー
トでプロフィロメータ・カメラ情報を使用することがで
きる。

本発明のシステムでは、患者に起因する動きが受け入
れられ補正されるだけではないことを指摘しなければな
らない。手術が進行するにつれて、手術自体が組織部位
のトポグラフィーの変化を誘発する。追跡システムは、
任意の組織部位の視野（a given field of features）
として認識したものを追跡する。

インテンシファイド・カメラを組み込むことによっ
て、本発明の装置およびシステムは、低レベルの照明を
必要とするだけで、高い感度が達成され、高いコントラ
ストと高い分解能のビデオ画像が生成される。照明レベ
ルは、ヒトの眼の確立された安全水準内に維持される。
本システムの光学系では、眼の手術中でも患者が楽にな
れるように、また緊急時あるいは外科医／ユーザが正当
化できると感じる他の何らかの理由により、外科医／ユ
ーザが患者に容易にアクセスし、患者を安心させること
ができるのに充分な、かなりの距離から、患者の組織を
観察する。

ズーム光学系が含まれているので、医師はビデオ画像
の一定範囲の倍率を選択することができる。これは例え
ば約25倍から500倍の範囲とすることができる。別の種
類の外科手術用には別のズーミング範囲が適しており、
約20倍の総ズーミング能力が維持される。

従来の眼科手術に利用された装置は、眼の各機能の位
置の探知および測定に、しばしば鏡面反射技術を用いて
きた。基本的には、鏡面反射技術で一般に探知・測定で
きるのは、角膜表面上皮の上にある涙表面層（tear sur
face layer）だけであった。反射光信号は普通、角膜内
皮の内部表面のトポグラフィー情報を抽出するには充分
でなく、ましてやヒトの眼の水晶体レンズの前後の被膜
の３次元形状の実時間特性化は不可能である。角膜内皮
からの反射光は、光の強度が非常に低く、内部表面のト
ポグラフィーを実時間で追跡し表示するのに充分な速度
と精細度（デフィニション）で信号情報を捕捉するため
に必要な実時間探知装置のノイズ・レベル以下である。
角膜画像の信号フレーム捕捉に基づく広範なコンピュー
タ解析に依存する装置では、本発明によって達成される
外科手術に必要な必須の閉ループ応答時間が得られな
い。

さらに、眼の組織の多くは透明であるばかりでなく、
ほぼ球状であるので、アパーチャ（開口）が制限された
光学系で設定方向からみた場合、実際の手術が通常ある
い優先的に実行される反射表面の間に介在する領域はい
うにおよばず、当の表面全体についても、鏡面反射を得
ることはできない。

本発明のシステムは、鏡面技術と散乱光技術を組み合
わせて利用することによって、反射反射表面、表面変
位、組織機能部位、および患者の組織の形状を探知・識
別する。これは、鏡面技術だけでは、角膜前部の無構造
涙層（amorphous tear layer）と角膜の構造的上皮表面
層とを区別することが難しい眼では、特に役に立つ。角
膜の内皮の細胞壁でさえ、光を散乱する。したがって、
インテンシファイド外科顕微鏡は、散乱光を検出するこ
とによって構成される像を形成することによって、これ
らの実際の細胞の画像を生成することができる。外科顕
微鏡および追跡カメラは、干渉偏波によって鏡面反射す
る光を遮断する。他にも鏡面反射を選択的に減衰して散
乱像を得る方法はあるが、本発明のこの実施例では最適
とは考えられない。

これらの光検出技術を用いて、本発明の装置およびシ
ステムは、レーザ手術、特に眼科手術の高信頼制御がで
きるように、外科医／ユーザに画像システムおよび外科
レーザの正確な焦点を繰り返し提供する。角膜の上皮お
よび内皮の表面など、全ての機能部位の正確な形状およ
び位置をはじめとする、眼の全ての関連部位の完全な情
報が、外科医に提供される。本発明のこの実施例では、
レーザの最大繰り返し速さに適切な安全上の余裕を考慮
した速さよりずっと高い速度、例えば10倍の速さで、し
かも常にビデオ・スクリーンのフレーム・レート（例え
ば現在の標準ビデオ・レートは秒速30回）より高い速度
で、新しい情報が探知される。本発明では、それよりず
っと速い繰り返し速度を達成することが可能である。

したがって、本発明の１つの実施例における眼科レー
ザ手術用のシステムは、レーザ・ビームの焦点の深さと
照準を制御するためのビーム方向指示手段（beam direc
ting means）をはじめとする、レーザ・ビームを送り出
す光路手段により、眼の組織に所望のタイプの手術を実
行することが可能な強さを持ったビームを出すレーザ源
を有する。このシステムには、患者の眼の位置、形状、
および機能部位を３次元で感知し、それに応じてデータ
と信号を生成するための３次元マッピング手段が含まれ
る。表示手段は、３次元マッピング手段から信号を受け
取り、眼の位置、形状、および機能部位を表わす実時間
画像を外科医／ユーザに提示する。位置解析手段は、３
次元マッピング手段から信号を受け取り、眼の機能部位
の位置の変化の発生を認識する。また、関連目標追跡手
段は、そうした位置の変化の後で機能部位を捜索し、新
しい位置を捜し出し、新しい位置を示す信号を発生す
る。追跡位置決め手段はこの信号を受け取り、３次元マ
ッピング手段の目標を機能部位の新しい位置に実時間で
変更し、これによってその機能部位を追跡し、表示手段
の画像を安定化させ、同時にレーザ・ビームが目標機能
部位の新しい位置に向けられるように照準を調整する。

したがって、本発明の目的の１つは、手術中に外科手
術用レーザの正確な位置、照準、および深さに関する情
報、および目的組織の周囲の機能部位に関する情報を
も、３次元情報として連続的に外科医／ユーザに提供す
るシステムおよび装置によって、レーザ手術、特に眼の
手術の精度、速度、範囲、信頼性、多様性、および有効
性を大幅に向上することである。

本発明の別の目的は、手術中に、眼の動きが非常に速
く不随意に（意思に関係なく）発生しうるような眼の手
術では特に重要な、被験組織の動きを追跡することであ
る。

本発明のさらに別の目的は、３次元空間に配置した再
生可能な照準シーケンスを最初に確立し、次に高い繰り
返し速度でそのシーケンスの照射を行ない、そうするこ
とによって、照射のたびに次の目標に進む前に点検と照
準合わせと照射を繰り返し実行するために費やされる時
間を節約することである。

本発明のさらに別の目的は、処理中に運動する目標ま
たは１連の目標群に、レーザ・ビームを用いて、高精度
の加工を実行するなど、医療以外の分野に応用可能なシ
ステムを提供することである。

本発明の上記およびその他の目的、利点、および特徴
は、添付の図面に沿って進める、以下の好適実施例の説
明から明らかになるであろう。

図面の簡単な説明 図１は、本発明の原理に従って精密レーザ外科手術を
実行するための装置あるいはワークステーションを示す
斜視図である。図１のワークステーションは、眼科手術
用に構成されたものである。

図1Aは、図１の装置の一部を示す拡大斜視図である。

図２は、前方部分の眼科手術中に外科医／ユーザに提
示される情報例を表示しているビデオ・スクリーンをさ
らに大きく拡大した図である。

図３は、本発明のシステムの好適な光学系およびその
他の構成部品を示す、斜視分解図である。

図４は、本発明のシステムに関するブロック図であ
る。

図５は、本発明のシステムの様々な光学構成部品およ
びユーザ・インタフェース構成要素の制御と情報の流れ
を示す、さらに詳細なブロック図である。

図5Aは、高速追跡ループと緩速追跡ループの２つの別
個ではあるが協働的な追跡方法の相互の役割を示すブロ
ック図である。

図６は、ジョイスティックとテンプレート情報の流れ
を示す別のブロック図である。

図6Aは、本発明の特定のサブシステム間の機能の相互
依存性を示す、さらに別のブロック図である。

図７は、眼のように湾曲した表面あるいは概して球状
の表面に対するロンキー刻線（Ronchi ruling）の軸外
れ射影、およびその射影ロンキー刻線のカメラによる軸
上観察を示す、斜視概略図である。

図８は、図７のカメラで見える像を示す概略図であ
る。ここに示す像は、目標によって変形した射影ロンキ
ー刻線と基準刻線の間の干渉パターンに該当する。

図９は、図７および図８に示す結像方法に関連して、
光の強度対位置の関係を示すグラフである。

図10は、本発明のシステムの一部を形成する対物レン
ズ・アセンブリの概略図である。

発明を実施するための最良の形態 図１は、本発明の原理による、ワークステーションの
形を取った精密レーザ外科手術および診断／分析装置10
を示したものである。本発明のこの図の実施例のワーク
ステーション10は、眼科手術を目的としたものであり、
患者は椅子11に腰掛け、そのひたいをひたい台12に、あ
ごをあご台13に載せる。外科医／ユーザは、椅子14に腰
掛ける。

本発明のシステム、装置、および方法は、眼科の手術
と診断に関連して図示し、説明するが、本発明は他の種
類の医療診断や外科手術および医療以外の作業（例え
ば、レーザおよびレーザに基づく通信方法を使用する精
密加工作業）をも包含することを理解すべきである。

本発明の装置およびシステム10はさらに、表示システ
ムおよびレーザ放射のための操作部16を有しており、外
科医／ユーザは、手術する組織（図のワークステーショ
ンでは眼）のトポグラフィーや内部の特徴を調べたり、
レーザ・ビームの３次元の照射経路、焦点の深さ、およ
び照射パターンなどを高精度制御することができる。後
で説明するように、外科医は、レーザの照射を手動的に
制御するか、ああるいは事前にプログラムした「テンプ
レート」を用いて制御することができる。テンプレート
は、手術する組織の画像の上にスーパーインポーズする
ことができるものであり、これを利用することによっ
て、似たような外科手術措置の以前の経験に基づく望ま
しいレーザ照射パターンを自動的になぞることが可能に
なる。

このシステムはさらに、最終集束レンズあるいは正面
レンズ・エレメント17（後で説明する顕微鏡アセンブリ
の構成要素）をも有しており、これを通して特定の像が
得られ、またレーザ・ビームが目的の組織に向けられ
る。図３に示す照明光束も、最終レンズ17を通して組織
に投射することができる。装置10の中心柱18には、治療
用レーザ、照明装置、および外科用顕微鏡を収容するこ
とができるが、図１にはこれらのどれも図示されていな
い。

システムには、適切な形の表示手段も含まれており、
図に示すようなCRTビデオ・スクリーン19を使用するこ
とが望ましい。

外科医のために足踏みペダル20を装備し、充分な圧力
が足踏みペダル20に働いたときにレーザ・トリガ手段が
（例えば簡単なリミット・スイッチにより）使用可能に
なり、また反対に足踏みペダル20の足の圧力が解除され
ると即座にレーザ照射が遮断される安全装置として使用
することができる。

図１には、組織例えば患者の眼に向けられる３次元マ
ッピング・システム用の投光器21あるいは適切なプロジ
ェクタも示されている。本発明の好適実施例では、投光
器21は眼にロンキー刻線を射影し、眼にできたロンキー
像はプロフィロメータ・カメラ（図１には示さず）によ
って解析される。このカメラは、最終集束レンズをも利
用し、外科用顕微鏡、治療用レーザ、および照明装置の
光路の一部を共用する。ロンキー刻線を使用した結像は
３次元マッピングの方法として周知である。この技法は
以下でこれ以上説明しないが、当業者には周知であり、
これ自体は本発明の一部を構成するものではない。

さらに図１に示すように、患者および医師のための座
席11,14は、装置への近接度を調整するためのトラック2
2、および高さと背部の完全な調節機能を装備して、完
全に調節できるようにすることが望ましい。ひたい台12
およびあご台13は調節可能である。

図２は、ビデオ・モニタ19のスクリーン24に表示され
る内容の１例を示す。スクリーン24の情報は、ユーザ
に、レーザ手術を実行する特定の組織の３次元構造およ
び特徴に関する完全な範囲の情報を提供することを意図
している。例えば、スクリーンは図に示すように４つの
象限に分割することができる。全ての象限が基本的に実
時間画像であることが望ましい。左上の象限24aは、ビ
デオ顕微鏡からの画像を表示することができる。したが
って、この象限には、図のように個々の細胞壁を、比較
的高い分解能とコントラストで表示することができる。
これらの細胞壁は、角膜の内部表面つまり角膜内皮の細
胞であろうと思われる。以下にさらに詳しく述べるよう
に、外科用顕微鏡は、スクリーンに表示される倍率を外
科医／ユーザが望むように約25倍から500倍の範囲で変
化することができるように、ズーム調節機能を持つこと
が望ましい。

図２に示すスクリーンの右下の象限24dは、好ましく
は外科治療が望まれる場所の全視野から、患者の組織の
一部分を拡大した平面図を表示することができる。眼科
手術の場合で、角膜を手術するときには、この視野は例
えば、前部セグメントが行なわれる角膜より大きい寸法
の視野から成る。このタイプの手術の場合、象限24dに
示されるＸ−Ｙ面の平面図は、角膜の像の上に同心円に
等高レベルをスーパーインポーズした等高線図を表示す
ることができる。クロスヘアつまり直交線27,28は、外
科治療レーザが現在向けられている正確な位置を外科医
に示すものである。これらの直交線は、図２のスクリー
ンの象限24b,24cに示す組織の断面図表示のための軸を
定義する切断線を示すこともある。この場合、象限24d
のクロスヘアつまり直交線27,28は、象限24b,24cの断面
図を取った平面を示す。右上の象限24bは、Ｘ−Ｙ面の
線27に沿って取った横断面を示す。同様に、スクリーン
の左下の象限24cは、象限24dに示す直交線28に沿ったＹ
−Ｚ面を表わしている。

本発明の好適実施例では、象限24bおよび24cの断面図
は、コンピュータで生成された画像である。この図に示
す画像は、上皮表面と内皮表面を持つ眼の角膜であり、
上皮表面と内皮表面の間にストローマ（基質）がある。
この例の場合、２つの横断面象限に示されている異常、
異物、または塊状の病変組織31に外科手術を行なおうと
していることが考えられる。あるいは、眼のレンズの主
屈折率から成る角膜の光学特性に、患者または医師が満
足できない場合であれば、それ以外は健康な角膜の屈折
率を変えるための外科措置を行なうのかもしれない。

さらに図２に示すように、象限24bおよび24cの断面図
には、レーザ・ビームの焦点の深さをはじめ、レーザの
現在の照準および焦点の位置を、たとえそれが現在照射
できない状態であっても、外科医に正確に示す、交線3
2,33,および34,35が含まれている。

左側の象限24aおよび24cに示すように、特定の寸法ま
たは位置の表示を画面に含めることができる。したがっ
て、手術を実行しようとする組織に関する関連データを
示すために、ボックスまたはウィンドウ37,38をビデオ
・スクリーンに出すことができる。また、図２のスクリ
ーンの左側に示す縦帯39に含まれているような幾つかの
記号を、スクリーンに含めることが望ましい。これらの
記号は、できれば分岐探索表形式（branching look−up
table format）で、外科医のための選択メニューを構
成する。これらに含めるものとして、スクリーンの象限
24b,24c,24dに表示したい内容の種類、提案外科手術の
ための事前にプログラムしたパターンを示すテンプレー
トの選択、およびその他の外科手術パラメータ、例えば
レーザ・パルスの出力レベルやレーザ・ビームの繰り返
し速さ、角膜「レンズ」の始めと終わりのジオプトリ、
外傷の形状、テンプレートの改善、新しいテンプレート
の作成、記憶保存と情報検索、記録保存と患者歴ファイ
ルへのアクセス、提案外科手術の同じような結果に関す
る統計情報へのアクセス、任意の外科手術に望ましい眼
科情報のレベルの選択（例えば、角膜手術の場合には図
２に示すような画面、あるいは白内障の手術の場合には
別の組み合わせの画面、あるいは後部セグメント手術の
場合にはさらに別の組み合わせの画面）などが上げられ
る。このメニューからの選択はカーソルで行なうことが
できる。カーソルは、スクリーンに表示している帯39に
配置するのが好まく、キーボード入力またはできれば
（キーボードのキー操作を誤る危険性を防止するため
に）「ボールマウス」のようなトラクション・ボール−
−例えば図１の番号42で示すように「ロジマウス（Logi
mouse）」という商標で市販されている製品−−によっ
て操作することができる。

上記の操作機能は全てソフトウェア・プログラミング
によって作成されるが、その詳細自体は本発明を構成す
るものではなく、プログラマの技量の範疇である。

事前にプログラムした、従うべき外科手術経路のテン
プレートの使用に関し、外科医には多数の選択肢があ
る。外科医は、以前に自分であるいは他の外科医によっ
て行なわれた別の手術から誘導し、記憶装置に保存して
おいた以前のテンプレートを使用することができる。ま
た、新しいテンプレートを作成したり、古いテンプレー
トを改善することができる。これは、スクリーンの眼の
組織の画像の上にテンプレートをスーパーインポーズす
ることによって達成される。例えば、テンプレートは、
マックペイント（アップル・コンピュータ社の商標）や
その他のソフトウェアを基礎にした描画システムを用い
て、スクリーン上に描くことができる。例えば図２に示
すような３つのスクリーン象限形式24b,24c,24dを使用
して、３次元の「描画」を行なう。この場合、まず最初
にスクリーン24dにパターンの平面図を作成し、次にス
クリーン象限24cにその最初の断面図を明示し、さらに
スクリーン象限24bにもう１つの断面図を明示すること
ができる。例えばロジマウスを使用すると、外科医はカ
ーソルをテンプレート経路の１点に置き、ロジマウスを
クリックし、ロジマウスを操作してその点を別の位置に
移動した後、それを再びクリックしてその点の新しい位
置を固定することができる。あるいは、カーソルをスク
リーン上の閉ループ経路の中間に置き、ロジマウスをク
リックし、ロジマウスを動かすことによって外科手術経
路全体を動かし、同じ形状の経路を別の位置に動かすこ
とができる。もう１回クリックすると、新しい位置が固
定される。

外科医は既存のテンプレートを使用し、それを図２に
示す画像の上にスーパーインポーズし、システムの編集
モードを使用して希望する通りにパターンを変更するこ
ともできる。この方法により、外科医は眼の組織に発生
させたいレーザによる外傷の経路を正確に定義して、希
望する外科治療を正確に達成することができる。

図１に示す操作部16は、周知の電位差計形のジョイス
ティック43を含む。このジョイスティック43を使用する
ことによって、目標の位置つまり図２のクロスヘア27,2
8の交点を、図２の象限24dに示すように左右または上下
に移動することができる。これは、眼科手術の場合の眼
などの組織の平面図に関係する。したがって、ジョイス
ティックを使用して、図に示すように象限24dのＸ−Ｙ
面でクロスヘアつまりハッチング28を左に移動すると、
そのすぐ上の象限24のＸ−Ｙ面でもクロスヘア33が同じ
ように左に移動する。また、クロスヘア28を移動する
と、Ｙ−Ｚ面の断面図を取る位置が変更されるので、ス
クリーン象限24cの断面図も同時に変化する。同様に、
象限24dの水平クロスヘア27を例えば図に示すように下
に移動すると、象限24cの垂直クロスヘアも移動し、右
上象限24bのＸ−Ｚ面の断面図も同時に変化する。

図２の３つの象限24b,24c,24dに示すコンピュータで
生成された図は、関連情報が医師にどのように提示され
るかを示す単なる例にすぎない。実際、画面の左側のメ
ニューには、好ましい例として、医師が選択できる他の
表示の種類が含まれている。

ジョイスティック43には、レーザ照射シーケンス・コ
マンド・コントロール43aも含まれている。レーザ照射
安全性連動足踏みペダル44は、レーザ照射シーケンスを
開始するために、２つの別個の統制された動作が必要で
ある。

図１に示す外科医／ユーザ用の操作部16には、ターゲ
ット・ミラーの実際の位置を示す数値ディスプレイ45も
含まれており（図1A参照）、システムが正しく作動して
いることを示す代替確認手段として、また装置の自動位
置決め機能の幾つかを手動で無効化したことを示す別個
の定量位置表示器としても機能する。他の制御および表
示機能としては、内部安全割り込みを使用可能（または
使用不能）にするスイッチ、追跡システムおよび目標捕
捉システムが作動しており、目標に焦点が合っているこ
とを示す発光ダイオード（LED）、システムの構成部品
がシステムの仕様範囲内で作動していることが無事に確
認されたときに点灯するLED、電源が入っていることを
示すLED、およびシステムの誤動作位置の探知を助ける
ビデオ・ディスプレイなどが上げられる。さらにその他
に、足踏みペダルのレーザ照射安全連動装置に充分な圧
力が掛かっていることを示すLEDや、マイクロプロセッ
サによって生成されるテンプレート・パターンが照射シ
ーケンスを制御しているかどうかを示すLEDなどがあ
る。

図３は、本発明の装置の光学系の好適システムの分解
斜視図である。顕微鏡の光学系は、約20倍以上のレンジ
で例えば1.5倍から30倍に光学倍率をズーム可能であ
り、非点収差を除去し、色を消し、回折を制限した平坦
な視野の像を結ぶように設計した。本発明の別の特徴
は、システムの口径比を最大に設定しながら、患者と光
学系の間に快適な距離を設けていることである（本発明
の正面対物レンズと患者の眼／目標との間に、手を容易
に入れられるだけの充分な広さの何も無い空き空間を、
外科医／ユーザに提供する）。これは、焦点距離110mm
の改造ツァイス・プレーナF/2レンズと焦点距離360mmの
シュナイダ・キセナF/5.6レンズを組み合わせ、共役を
一致させて、開口数（NA）3.3X/0.25、作動距離70mmの
対物レンズを形成することによって、達成される。対物
レンズの前方のレンズと後方のレンズの間には、ビーム
・スプリッタがあるので、110mmレンズはレーザの最終
集束レンズとしても機能する。28mm、F/4の対称コピー
形レンズ（symmetric copy type lens）は、約0.5倍か
ら10倍まで倍率をズームできるカメラに像を中継する。
ズーミングは、レンズとカメラ両方のカム結合運動によ
って達成することができる。したがって、本発明の１つ
の実施例では、光学系の総倍率は、約1.6倍から32倍に
ズームすることができる。目標位置の最大15mmの視野全
体に一様な照度が得られるようにするため、適切な視野
レンズを使用する。像は１インチのビデオ探知器に入射
し、19インチのモニタに表示されるので、さらに19倍の
ビデオ倍率が得られることになり、したがって、目標か
らスクリーンに約600倍の最大倍率が達成される。

この光学系は平坦な視野が得られるように設計されて
おり、眼の収差の補正は光学系内部では行なわれない。
角膜での作業の場合、これ以上の補正は必要無い。角膜
の後方にある像平面での作業の場合、本発明の幾つかの
実施例ではコンタクト・レンズを使用することができ
る。

本発明では、角膜からの散乱光を観察することが望ま
しい。光が何らかの表面または物質に入射すると、その
光の反射成分には２つの部分がある。滑らかな表面から
の鏡面反射は、表面の法線に対して入射角の対角方向に
光を反射し、入射光線の偏光は維持される。粗面または
均質でない物質からの拡散反射つまり散乱光は、あらゆ
る方向に散乱し、入射光線の偏光は失われる。どんな表
面も、あるいはどんな物質も、完全に滑らかまたは完全
に粗いということはないので、全ての反射光は鏡面反射
成分と散乱成分を含んでいる。角膜の場合には、正面の
表面からの強力な鏡面反射と、下部の細胞膜からの弱い
散乱光がある。正面表面の反射を抑制するために、様々
な古典的「反射顕微鏡」が使用されているが、ここで
は、偏光で表面を照らした後、直交ニコルを通した反射
像を顕微鏡で観察する方法を選択した。共軸的に照明し
観察することにより、偏光成分の強力な除去を達成する
ことができる。こうして得られる像は、鏡面反射成分に
よる干渉が無い、細胞パターンの拡散像である。この像
は、焦点調節によって角膜内皮または角膜上皮のどちら
でもよいが、措置の方向を決めるため、また患者の健康
状態を監視するために、外科医／ユーザにとってかなり
重要である。

解析すべき鏡面反射は角膜の表面のどの位置でも起こ
り得ることであり、角膜の特定の部分を追跡しても、起
こった位置を一意に識別することはできないので、その
ような追跡は適切ではない。細胞の拡散像は、追跡が可
能なパターンを形成する角膜そのものの像である。本発
明の１つの実施例では、像を線走査し、走査の適切な空
間周波数成分のフィルタリングを行なった上で、適切に
駆動される回転ミラーを位相同期して像の位置を修正す
ることによって、図３に示す高速追跡ループ53aを実行
することができる。本発明の実施例を実行するために必
要な走査とフィルタリングと位相同期の技術は、既知の
技術であり、ここではこれ以上説明しない。

高速追跡探知器の別の実施例は、空間的高感度探知器
つまり象限探知器（quadrant detector）に射影した虹
彩の像を使用する。虹彩を通過した光線は網膜で再帰反
射し、虹彩を背面から照らす。すると、象限探知器の像
は、縁がはっきりした円板状の光で構成されるようにな
る。また、別の用途では、明るい視野に暗い中心核を持
つ強膜の像や、暗い中心窩または場合によっては乳頭を
持つ眼底の像を使用することができる。象限探知器の相
反する細部を差動増幅器で接続し、和で正規化すると、
得られる信号は、上記のどのパターンでも、照度の中心
の位置にしか感応しない。この実施例は完全にアナログ
の信号および技術を使用して追跡を達成し、眼の最高速
度の不随意運動よりもかなり高速で作動することができ
る。患者が目を見開いた状態では、虹彩は完全に開き、
あまり変化しない。患者が目を見開いていない状態で
は、虹彩の直径およびおそらく形状は変化しやすく、し
たがって追跡にある程度の誤差が生じる。しかし、こう
した変化は、別の標識点を追跡する本発明の緩速追跡シ
ステムによって適切に排除することができる。

上記の追跡技術自体は、星やミサイルの追跡のために
NASAおよびUSAFによって使用されている公開文献技術で
あり、本発明の一部を構成するものではなく、ここで詳
しく述べる必要は無い。

図３に示す外科手術レーザ50は、軸照明器51、分解し
た状態で示されている外科顕微鏡52、およびカメラ53a,
53bと共通の光路を取る。これらのカメラの役割は、図
２に示す断面図をコンピュータ生成するために組織から
情報を読み取ることと、任意の組織部位が新しい位置に
動いた後で、コンピュータおよびプログラミングに送ら
れた信号により、その組織部位を探し認識することであ
る。２つのカメラは、本書では集合的に追跡／プロフィ
ロメータ・カメラ53と呼ぶことがある。カメラ53bは、
高速度で像を取ることので切るビデオ・カメラを含むこ
とが望ましく、プロファイリングとトポグラフィー画像
作成、低速追跡、および画像認識のために使用される。
カメラ53aは、高速追跡用の二重直線配列探知器、それ
もできれば直交配列のものを含むことが望ましい。

本発明の好適実施例では、外科手術レーザ50は、ヒト
の眼の光学的に透明な組織における可視光の透過特性を
利用するために、可視光の波長範囲の放射線を放出す
る。本発明の１つの好適実施例では、波長を２倍したN
d:YAGレーザを使用し、以下に述べるように物質をイオ
ン化するために必要なエネルギの量を制限するために、
持続時間が充分に短いパルスを出す（数百ナノ秒より短
い）。

「共通光路」の意味は、追跡／プロフィロメータ・カ
メラ53と図３の右側に示すその他の光学要素に関する場
合、カメラ53が他の装置と共通の光学要素、具体的には
追跡サーボミラー54と最終集束レンズつまり正面エレメ
ント・レンズ17を使用するということである。追跡／プ
ロフィロメータ・カメラ53は患者の組織、例えば図３に
示す眼58（または眼の一部）の特定の視野をカバーする
ことを目的とする。レンズ59は、カメラ53のフェースプ
レートに像を結ぶ。カメラの像を観察する組織に関して
横方向に移動させるつもりはなく、追跡サーボミラー54
を介して組織を追跡しようとするだけである。圧電式
（または類似の）アクチュエータによって制御できる追
跡サーボミラー54は、患者の組織の動きに応答して、Ｘ
軸およびＹ軸に関してその照準を変化させるので、カメ
ラ53の視野の中心軸は常に組織の同じ位置に戻る。同様
に、集束レンズ17は、目的の組織の機能部位の深さの変
化に応答して、Ｚ軸に沿って焦点位置を調節するので、
システムの焦点は常に組織内の希望の位置に戻る。

図３の右側の光学要素、つまり外科手術顕微鏡54、治
療用レーザ50、および照明器51は、追跡サーボミラー54
で反射し、正面エレメント・レンズ17を共軸的（外科顕
微鏡サブアセンブリと治療用レーザ・サブアセンブリの
場合）に通過しているという点で、どれも同じ光路を共
有しているが、これらの要素がそれに沿って作動する軸
は、カメラ53の視野軸と必ずしも一致していない。これ
は、カメラ53の光路から外れているが、その他の要素つ
まり外科顕微鏡52、レーザ50、および照明器51の光路内
にある、方向位置決めミラー（directional positionin
g mirror）61のためである。この位置決めミラー61はＸ
軸とＹ軸に関して調節可能であるので、カメラ53の視野
内で様々なレーザ照射位置を医師に選択させることがで
きる。したがって、図３の右側の３つの要素52,50,51の
軸62が追跡カメラ53の視野軸と一致するのは、外科医が
レーザの照準を直接カメラ53の視野の中心に合わせたと
きだけである。その他の場合には、これらは要素54と57
を介して同一の「光路」を共有するが、同一軸上にはな
い。

位置決めミラー61の役割は、図３と共に図１および図
２を参照することによって、よりよく理解することがで
きる。医師がジョイスティック43を動かすと、（医師に
は見えないシステム内部のハードウェアとソフトウェア
により）、図２に示すコンピュータ生成スクリーン象限
に表示されているクロスヘアが移動し、象限24b,24cに
表示される断面画像が変化するという効果を生じる。同
時に、ジョイスティックの動きにより、方向位置決めミ
ラー61の方向が同程度変化し、その結果、（ａ）スクリ
ーン象限24aの外科顕微鏡の像が左右または上下に移動
し、（ｂ）軸62に沿って外科顕微鏡と完全な共軸関係に
あるレーザ50から放出される治療用レーザ・ビームの実
際の照準が、スクリーン象限24b,24c,24dに示される、
コンピュータで生成された照 準点と一致する実際の照準点に移動し、（ｃ）同様に、
外科顕微鏡52による結像用の照明を提供する照明器の照
準が変化する。

治療用レーザ50は、周波数を整数倍した固体レーザ
（Nd:YAG、Nd:YLF、エルビウム、またはその他）を使用
することができ、これはフラッシュライト形またはダイ
オード・ポンプ形でも、アルゴン形でも、アルゴン・ポ
ンプ色素形でも、あるいは現在入手可能あるいは開発中
の多種多様なレーザのどれか、またはそれらの組み合わ
せでもよい。本発明は、必要に応じて光学系の表面に様
々な被覆を指定することによって、どのレーザとでも使
用することができる。エキシマ・レーザか、周波数変位
固体レーザかに関わらず、紫外線レーザを受け入れるた
めに、水晶またはフッ化マグネシウムの集束要素を要素
17として利用することができる。本発明の特徴の１つ
は、これがレーザ特定的ではなく、どのような治療用レ
ーザでもその効力を向上することを意図した外科手術用
装置であるということである。レーザ50は、パルス当り
のエネルギ準位、パルス・ピーク出力、および繰り返し
速度に関して制御可能なパルス・ビームを発生すること
が望ましい。角膜の正面表面より下にレーザ外傷を発生
しようとしない眼科の用途の場合、または眼に刻み傷を
付けることが準備段階または措置の一部として受容可能
な選択である場合には、エキシマ・レーザ、フッ化水素
レーザ、または炭酸ガス・レーザが受け入れられる種類
である。本発明の１つの実施例では、外科医は表面効果
だけ、または眼に刻み傷を付けるだけに限定されない。
対応する可視域で目標層までの光学的に透明な経路が維
持されることを前提とするならば、外科医は、同じ可視
域波長のレーザ（例えば、周波数を２倍したNd:YAG）を
用いて、様々な眼の部分に対しレーザの種類を切り替え
る必要なく、効果を発生させる組織の深さ（角膜の表面
かそれより下か、あるいはレンズ後部被膜かレンズ核か
に関わらず）を選択することができる。

本発明の好適実施例では、可視波長レーザ・ビームを
使用するが、非可視波長レーザ・ビームを使用する場合
（例えば、厳格に角膜の正面表面を溶撥するため、また
は厳格に網膜の血管を凝固するため、または厳格に後部
被膜の薄膜を光破壊するため）、光学的構成を幾分変え
る必要がある。

ビーム・エキスパンダ・レンズ68,69をレーザ50のす
ぐ下流に配置し、レーザ・キャビティから放出されるレ
ーザ・パルスの直径を拡大し、平行であるが拡大された
光線がレンズ68から放出されるように視準するために調
節することがことが望ましい。拡大され視準されたビー
ムは最終レンズ17に入射する。拡大ビームは実質的にレ
ンズ全体に広がる。したがって、大径ビームはレンズ17
によって焦点を合わせ、眼に所望の治療のための外傷を
発生させるのに有効な回折制限したパルス・レーザ・ビ
ームは、眼の内部の焦点位置だけに集中する。

図３の概略分解図に示すように、照明器の光線は最初
ミラー72で反射し、次にビーム・スプリッタ・ミラー73
の反射面で反射し、ビーム軸74に沿ってレーザ・ビーム
の経路と実質的に共軸的に合流する。次に光線とレーザ
・ビームは両方ともミラー76で反射し、さらに偏光ビー
ム・スプリッタ77の反射面で反射する。これは偏光子66
と共に、システムの光学系からのレーザ・パルスの内部
逆反射のために、影響を受けやすいビデオ顕微鏡カメラ
が破損したり、故障するのを、効果的に防止する。次に
照明光線とレーザ・ビームは、図に示すようにビデオ顕
微鏡52の視野軸と共通の軸62に合流する。

すでに述べたように、外科顕微鏡52には、スクリーン
表示の倍率を例えば約25倍から500倍の範囲で調節でき
るズーム光学系が含まれている。これにより、外科医
は、例えば幅が数十ミクロン程度の非常に狭い視野や、
それよりずっと広い視野を低い倍率で見ることができ
る。これは、外科医が所望する特定の部位に照準を当
て、焦点を合わせていることを自分で確認できるので、
便利である。ズーミングは、外科医による選択を制御す
るボールマウス42（図１参照）により、図２に示す分岐
探索表39を使用することによって、行なうことができ
る。

外科顕微鏡52は、インテンシファイド・ビデオ・カメ
ラ、例えばシリコン・インテンシファイド・ターゲット
（SIT）管カメラから成ることが望ましい。あるいは、
従来のビデオ・カメラをマイクロチャネル・プレート・
インテンシファイアと組み合わせても使用してもよい。
どちらの場合でも、カメラの感度は、かすかに散乱した
光や弱々しく照らされた目標を大きい作動距離、所望の
高倍率で見ることができるようにするため、通常のビデ
オ・カメラの約1000倍とすることが望ましい。

図１および図３に示す最終集束レンズ17は、装置によ
って自動的に制御されると共に、外科医がジョイスティ
ック43を使って制御することができる。先に述べたよう
に、コンピュータおよびプログラミングが、追跡／プロ
フィロメータ・カメラ53の入力によって、目的が組織が
移動したことを感知したときや、新しい位置が確認され
たときは、組織のレンズ17からの深さや視野の横方向の
位置が変化しているかもしれない。この場合は、レンズ
17の焦点を変化させる必要があり、これはコンピュータ
の制御により自動的に行なわれる。追跡／プロフィロメ
ータ・カメラ53は広い被写界深度が得られる光学系を有
しているので、深さが異なっても焦点を調節する前に、
特徴を認識することができる。したがって、なお受入れ
可能な焦点の状態で、これらの特徴を追跡することがで
き、その後最後レンズ17をそれに応じて調節し、システ
ムの焦点を新しい位置の中心に合わせることができる。
後で詳しく述べるように、これはプロフィロメータ・カ
メラ53bによってそのフレーム・レートで達成すること
が望ましく、それよりずっと速い追跡カメラ53aは望ま
しくない。

本発明の別の実施例では、本書で述べたプロフィロメ
ータ・カメラ53bとモアレ干渉技術に使用したロンキー
格子を、1989年12月22日に出願した同時系属出願の米国
特許出願番号第456,109号に記述し、参照によってここ
に組み込む鏡面反射技術と置換する。

外科医は、外科顕微鏡52の焦点深度を変更したり（図
２の左上の象限24aはこのビデオ・ディスプレイを示
す）、また同時に外科手術レーザ50の焦点深度も変更す
ることを望むこがしばしばある。好適実施例では、これ
を達成するには、ジョイスティック43をどちらかの方向
に回転することによって、レンズ17によるシステムの焦
点深度をもっと深く、あるいはもっと浅くする。これは
もちろん、追跡探知器およびプロフィロメータ・カメラ
53の焦点にも影響がある。プロフィロメータの焦点の中
心が変化し、スクリーン象限24b,24cの水平クロスヘア
が下に移動するが、プロフィロメータ・カメラ53bの被
写界深度は充分に広いので、それでもなお像が得られ
る。外科医による最終レンズ17の焦点の調節は、追跡シ
ステムによって行なわれる自動調節の上にスーパーイン
ポーズされ、正味の焦点変更がシステムで実行される。
これは、システムに組み込まれているハードウェアおよ
びソフトウェアを用いて容易に達成されるが、それは本
発明の一部を構成するものでない。

本発明の１つの実施例では、追跡探知器は、２つの直
交方向の高速直線配列探知機と配列プロセッサから成
り、レーザの繰り返し速さまたはイメージング・カメラ
のフレーム・レートより実質的に高い周波数で、更新さ
れた位置情報が追跡ミラーに送られるようにする。追跡
探知器とプロセッサの応答時間は、レーザの最大繰り返
し速さより数倍速く、意図している目標に起こり得る最
大可能な動作速度より充分に速くなければならない。本
発明で提案する幾つかの眼科分野の用途の場合、有効追
跡応答時間は、１ミリ秒以下である。

最終集束レンズ17は、本発明のシステムの分割顕微鏡
対物レンズ・アセンブリの一部を構成する。レンズ17は
対物レンズ・アセンブリの正面エレメントを構成し、対
物レンズの後部エレメントは、追跡探知機およびプロフ
ィロメータ・カメラ53、または外科顕微鏡52、またはレ
ーザ50光学系、または照明源51の要素の１つを構成す
る。このことは図10に概略的に示されており、ここで対
物レンズ・アセンブリの後部エレメントは番号70で表示
されている。対物レンズのこの後部エレメントの像平面
は、例えば外科顕微鏡の直接焦点面、プロフィロメータ
・カメラのフェース・プレート、追跡探知器配列のフェ
ース・プレート、または照明器のコンデンサなど、上に
示した構成部品のどの要素でも表わすことができる。し
たがって、対物レンズの正面エレメントは様々な光学ア
センブリに共通している。視準を合わせたレーザ・ビー
ムは、ビーム・スプリッタを経て対物エレメントの間に
挿入されるので、対物レンズの正面エレメントは同じよ
うにレーザ・ビーム・アセンブリにも共通する。

本発明のシステムの光学系の重要な特徴は、図10に概
略的に示すように、追跡サーボミラー54が実際に対物レ
ンズ・アセンブリ内部に配置されるということである。
（最終エレメントは、追跡ミラーによって生じる小さな
ミスアラインメントに順応するために、充分な視野を持
つように設計されている。）これにより、システムは、
効率的で比較的簡単なアセンブリで眼の機能部位（特
徴）（あるいはその他の組織の特徴）を高速で追跡する
ことができる。

１秒間に20ミリ以上の速度でランダムに運動する目標
を追跡するために、像軸の方向を非常に高速で変更する
能力が要求される。高速追跡のためには、大きな質量を
動かすことは避けなければならない。運動部の質量は、
本発明の場合、非常に薄いミラー54に制限することがで
きる（例えば、厚さ数ミリで、平坦な波長を持つかそれ
以上のミラー）。非常に薄い軽量のミラーは、Ｘ軸およ
びＹ軸に沿ったミラー54の照準方向を高速で変更するこ
とによって、高速で運動する目的物を非常に高速で追跡
することができる。これは、圧電制御または同様の駆動
方式のサーボミラーを用いて達成することができる。こ
うしたミラー制御方式は、眼科分野ではあまり知られて
いないが、光学システム業界では周知の方法である。

図10は、薄い軽量のミラーを高速サーボ・ドライバに
取り付け、サーボミラー・アセンブリ54を形成すること
を図式的に示している。サーボ・インタフェース・ドラ
イバ54aに接続するリード線が見える。

したがって、対物レンズ・アセンブリ内部に設置され
た本発明の好適なサーボミラー・アセンブリにより、ミ
ラー54は、対物レンズ・アセンブリの正面エレメントで
ある最終集束レンズ17を通過する像の方向を変更する。
レンズ17は、レンズの軸をずれた像の変化に順応するた
めに、充分大きい作業域を有している。

外科医がレーザを照射する準備ができると、図１に示
す照射制御ボタン43aを押し下げることによって、照射
を実行する。外科医が予め選択されたテンプレートを起
動させているときには、照射制御ボタンを押すと、テン
プレートが作動し、所望された外科手術を実行すること
が可能になる。もう１回ボタン43aを押すと、手術経路
が取り消しまたは遮断される。上記のどの場合でも、レ
ーザ照射を起こすためには、追加の安全管理機能とし
て、足踏みペダル連動装置20を押さなければならない。

図４は、本発明の精密レーザ外科手術システムの主要
な構成部品を示す機能ブロック図である。外科医／ユー
ザは80で、患者／目標は81で示されている。外科医と患
者間の相互作用は、破線82で示されている。

この相互作用はほとんどが間接的であり、本発明の装
置およびシステムを介して行なわれる。破線82は、外科
医が患者に外科手術を間接的に実行し、また患者の組織
が装置を介して情報やデータを外科医にビデオ・ディス
プレイ19で間接的にフィードバックすることを表わして
いる。

本発明のこの実施例では、外科医／ユーザは、装置の
小型設計および最終集束エレメント17と患者58の間に大
きい作業距離（最小でも約50mm、できれば約100mmとす
る。ここに述べる１つの好適実施例では70mm）を取りた
いために、患者／目的の直接観察と触覚的操作の両方の
オプションを与えられる。

システムのユーザ・インタフェースは83で示されてい
る。外科医／ユーザは、ユーザ・インタフェース83に指
示と命令を入力し、ユーザ・インタフェースは主にビデ
オ・スクリーン19でユーザに情報をフィードバックす
る。これは線84で示されている。ユーザ・インタフェー
ス83は、大半がビデオ・スクリーン19から成り、その他
に選択を行なうためのマウス42、ジョイスティック43、
照射制御ボタン43a、および図１の外科医／ユーザの正
面に示す種々のボタンと数値ディスプレイがある。述べ
た安全機能表示器の他に、トラクション・ボール（図１
に示す「ロジマウス」、図４には示さず）をジョイステ
ィックに近くに配置し、外科医／ユーザが利用可能な様
々なソフトウェア・オプションの中から選択し、制御が
行なえるようにする。トラクション・ボール（ロジュマ
ウスなどの市販の「マウス」製品）の回転によって、ビ
デオ・スクリーンにおける位置が制御される。ボールの
隣にあるボタンは、スクリーンで特殊機能を使用可能に
するものであり、ユーザがビデオに表示された角膜の像
の上に治療案をスーパーインポーズすることができるよ
うにする。本発明では、マックペイントやマックドロー
などのコンピュータ・グラフィクス・ソフトウェア・パ
ッケージが、外科医／ユーザが外科手術テンプレートを
作成するためのアクセス手段としての基礎の一部をにな
ている。また、他のボタンにより、外科医／ユーザは、
以前に作成したテンプレートの選択から、テンプレート
の変更または作成へ切り替えることができる。

ユーザ・インタフェースにより、外科医は、手術で使
用するテンプレートまたは手術の種類に関する選択を行
ない、組織の様々な部分を表示し、レーザを照射する深
さをはじめレーザの照準を合わせ、レーザを照射するか
または事前にプログラムした照射シーケンスを実行する
ことができる。また、いつでも動作を遮断することがで
きる。図４は、位置決めアセンブリ、目標追跡アセンブ
リ、および照射制御装置のそれぞれ別個のブロック86,8
7,88を示す。ユーザ・インタフェースから出ている、こ
れらのブロック86,87,88に向けられた矢印付きの線によ
って、これらが全て外科医／ユーザの制御下に置かれて
いることを示している。したがって、ブロック88は、図
１に示すボタン43aを押すことによって起動する内部照
射制御装置を示しており、次にこれがレーザ・パワー源
つまり外科手術レーザ50を起動する。レーザ・パワー源
50は、ブロック89に示されているレーザ・パルス・コン
ディショナに接続される。このコンディショナは、希望
する形のパルス・レーザ・ビームを発生する。ビーム
は、レーザの連続パルス対パルス性能を監視する目的を
果たすレーザ診断アセンブリ91を通過し、レーザが仕様
に即して作動していることを保証する。ビームは次に、
位置決めアセンブリ86（図４には全ての光学構成要素が
示されているわけではない）を通過する。位置決めアセ
ンブリ86は、レーザ・ビーム方句位置決めミラー61を含
む。このミラー、先に述べたようにジョイスティック43
により外科医の制御下にある。破線92は、目標つまり患
者に対するレーザ・ビームの作用を示す。

図４に示すように、位置決めアセンブリ86は、自動制
御追跡サーボミラー54（図３参照）および正面対物エレ
メント17も含む。図４には、位置決めアセンブリ86が目
標追跡アセンブリ87から制御指示を受けとることが示さ
れている。これは、患者の目標組織が動いたときに、サ
ーボミラー54を制御してミラーを調整する量を制御す
る。

患者／目標81は、イメージング・システム93および位
置解析追跡システム94に情報を送ることが示されてい
る。ここに示すように、イメージング・システム93は、
図２の左上の象限に例証したビデオ画像を提示する外科
顕微鏡52から成る。矢印95は、ビデオ・ディスプレイへ
のビデオ情報の伝送を示し、ユーザ・インタフェース83
の一部を構成する。ユーザ・インタフェースとイメージ
ング・システム93の間の制御矢印96は、外科医が、前に
述べたように、外科顕微鏡の倍率を制御できることを示
している。

位置解析追跡システム94は、追跡／プロフィロメータ
・カメラ53（カメラ／探知器53a,53b）、および好適実
施例では図１に示すロンキー刻線投光器21を装備する。
このサブシステム94は、患者の組織の動きを探知し追跡
するために、先に述べたように患者／目標81から像を受
け取る。位置解析追跡システム94とユーザ・インタフェ
ース83の間に情報矢印97が示されており、サブシステム
94によってビデオ画像が安定化すること、およびプロフ
ィロメータ画像のディスプレイに情報を供給することを
表わす。サブシステム94はマイクロプロセッサとプログ
ラミングを内蔵しており、プロフィロメータ／追跡カメ
ラ／探知器53によって得た画像を解析し、カメラ／探知
器のデータから特徴が移動したことを判断し、これらの
特徴の位置を再び突き止め、ミラー位置の新しい座標を
計算することができる。これには、緩速追跡プロフィロ
メータ・カメラ53bと高速追跡探知器53a、および緩速論
理ループと高速論理ループが装備されている。これらの
機能の幾つかは、図5Aないし図９を参照しながら、さら
に説明する。

請求の範囲では、「位置解析手段」、「目標追跡手
段」、および「追跡位置決め手段」などの用語を使用す
る。これらの用語は、精密にではないが、概略的に図４
のブロック94,87,86にそれぞれ対応する。後述のよう
に、これらの用語にはオーバラップする部分がある。

図４に、位置決めアセンブリ86から位置解析追跡シス
テム94に伸びる情報矢印あるいは制御矢印98が示されて
いる。これは、ミラー・アセンブリから実際の位置情報
がフィードバックされることを表わす。この情報には、
ミラーが物理的に動いたこと、つまりミラーへの指示の
結果、物理的な変位が生じたこと（そのように指摘され
た場合）の確認も含まれる。この移動が起こらない場合
には、システムは目標追跡アセンブリ87にループバック
し、レーザ照射をできなくする信号104を出力する。

位置解析追跡システム94は、目標追跡アセンブリ87に
情報またはコマンドを送ることが、制御矢印101で示さ
れている。これは、このサブシステム94が、画像を解析
し、特徴が移動したと判断した後で、目標追跡アセンブ
リに情報または指示を送るということを示す（コンピュ
ータ・プログラミングでも実施される）。この情報はま
たは指示は、ミラー54の位置の新しい座標を含むことが
できる。目標追跡アセンブリ87は、新しい座標をミラー
・ドライバつまりサーボミラー54への指示（位置決めア
センブリ86への矢印102）に翻訳する。この指示には、
座標変換情報およびサーボミラー54が新しい角度へ回転
して同じ特徴に再び中心を合わせるようにという指示が
含まれる。目標追跡アセンブリ87は焦点に関するコマン
ドも出力し、これによって、先に述べたように最終集束
レンズ17の焦点を調整する。レンズ17は位置決めアセン
ブリ86の一部を構成するものと考慮すべきである（後述
の通り、緩速追跡ループの構成要素とすることが望まし
い）。

もちろん、最終収束レンズは、外科顕微鏡がこのレン
ズを通過する経路で光を受け取るという意味で、イメー
ジング・システム93の一部をも構成し、結像の焦点は外
科医／ユーザが調節することができる。

図４に、先に述べた好適な安全機能に関連する重要な
制御矢印104が示されている。目標追跡アセンブリ87
は、動いた特徴の新しい位置を割り当て時間内（１つの
実施例では1/30秒以下とし、別の実施例では１ミリ秒と
することができる）に追跡することができなかった場
合、レーザ照射を打ち切る指示を内部照射制御装置88に
送る。

図４のユーザ・インタフェースと位置決めアセンブリ
の間の両端に矢印のある線は、前に述べた方向位置決め
ミラー61に対する医師のジョイスティック83による制
御、および位置決めアセンブリからユーザ・インタフェ
ースへのフィードバックを示している。このようなフィ
ードバックは、図２で説明したような位置を示すクロス
ヘアの実際の移動、およびこれらの画像形式を使用した
場合で断面図の切断面を医師が移動させたときの断面形
の変化を含む。

本発明のシステムは外科医にとって、実際の外科手術
で使用する他に、診断および分析装置として役に立つこ
とを理解すべきである。このシステムは、本発明以前の
装置では達成できなかった、患者の組織、特に眼の組織
の非常に安定した画像の医師に提供する。医師は、実時
間追跡・安定化機能により、組織の実時間表示を得るこ
とができる。したがって、本発明は患者の状態の分析と
診断にとって非常に重要な道具を医師に提供する。本発
明は、たとえ外科手術レーザ・ビーム自体が無くても、
すでに述べたようなシステムを成就するものと理解すべ
きである。このシステムは、ビデオ・スクリーンのコン
ピュータ生成画像および患者／目標の直接ビデオ顕微鏡
像表示により、医師が目標組織を直接観察する代わりと
して、眼の状態をビジュアル化する手段を医師に提供す
る。

図５は、本発明のシステムの構成部品に関する、個々
の制御および情報フィードバック機能の幾つかを、さら
に詳細に示すブロック図である。

図５は、ブロック110のマイクロプロセッサまたは中
央処理装置（CPU）、およびマイクロプロセッサと交信
するプログラミング111を示す。表示の通り、ユーザ・
インタフェースはマイクロプロセッサ110およびマイク
ロプロセッサが含まれていない幾つかの制御装置と交信
する。例えば、外科医が手術にテンプレートを選択しよ
うとする場合、あるいは別の種類の表示を選択するた
め、または別の手術経路を画面に重ね表示するために、
ビデオ・スクリーン（図２）の表示を変更しようとする
場合、スクリーン上のコンピュータ生成画像およびシス
テムのその他の多くの機能を制御するマイクロプロセッ
サ110に対して、これらの交信が行なわれる。そういう
ものとして、外科医／ユーザがテンプレートの選択を最
終的に決定し、マイクロプロセッサ111を用いて位置決
め診断装置の手術を行なおうとする所望の位置にそのテ
ンプレートをスーパーインポーズし、ビデオ・ディスプ
レイ手段および再構築された横断面で観察した患者の特
定の構造に合わせてテンプレートの形状を変更すると、
システムはビデオ・ディスプレイ手段で選択した構成の
離散近似法で自動的に照射するように設定される。この
プロセスを達成するために必要な離散化の技法、コンピ
ュータ・パターン・オーバレイ手段、および固有のCAD/
CAMソフトウェア技術は、周知の技術であるので、これ
以上説明しない。

本発明の１つの実施例では、マイクロプロセッサ110
は、すでに述べたように追跡ミラーつまりサーボミラー
54も制御する。マイクロプロセッサは、プログラム。ソ
フトウェア111と協働して、追跡／プロフィロメータ・
カメラ53（カメラ53a,53b）からの入力に応答して、ミ
ラーを制御する。こうして、追跡カメラ53aが目的の組
織が動いたことを示す信号をマイクロプロセッサに（破
線108で）入力すると、マイクロプロセッサは、図４の
ブロック94,87で示すように位置分析および低速目標追
跡（ミラー指示）を処理し、追跡結果に応答する信号を
追跡ミラーに出力する（図５の破線109）。

しかし、本発明の好適実施例では、カメラ53の高速追
跡探知器53aは、サーボミラー54を直接制御するサーボ
・インタフェースおよびドライバ54aをと直接交信す
る。ユニット54aは専用マイクロプロセッサとするか、
あるいはパターンを認識し、座標変換解析を実行し、ミ
ラー・ドライバにミラー54を適切に調節するための指示
を出すために必要な論理シーケンスを実行する能力を有
する、その他の論理装置とすることができる。図５で、
サーボ・インタフェース・ドライバは、図４のブロック
94の論理機能の一部およびブロック87の機能を含んでい
る。

本発明のこの好適実施例は、より反応性の高いサーボ
ミラー設計ともども、マイクロプロセッサ110を介する
よりずっと速い閉ループ追跡応答時間を達成することが
できる。

こうして追跡ミラーは適切な新しい位置に回転する。
これは、ミラーがその指示された動作を完了した後で、
マイクロプロセッサで画像自体の位置によって確認され
る。しかし、すでに述べたように、マイクロプロセッサ
およびプログラミングで、目標領域の次の走査で（ある
いは、任意の手術方法の要件によって決定される望まし
い追跡速度によって、予め指定された回数だけ上記走査
を繰り返した後に）目指す特徴物が認識されなかったと
判断された場合、マイクロプロセッサは、レーザ経路を
制御する位置決めミラー61の運動に対して、レーザ照射
を（制御線112に示すように）即座に遮断し、さらにテ
ンプレート・プログラムの実行も遮断する。これは、図
５の制御線113に示されている。テンプレート・プログ
ラムは一般に、最終レンズ・エレメント17の焦点の調節
も含んでおり、これは図５の制御線114に示されてい
る。特徴物が実際に回復された場合、遮断状態は、特徴
物が緩速追跡ループにより認識される直後まで持続する
ことが望ましい（後述）。

追跡サーボミラー54からのレーザ照準ブロックへの破
線制御115は、レーザ照準が追跡と共に制御されること
を示す（図４参照）が、レーザと外科顕微鏡の視線は共
軸であるので、観察される組織の視野とレーザは常に１
つのものとして追跡される。

マイクロプロセッサは信号をビデオ・スクリーンに送
る（制御線116に沿って）。その信号の内容は、例えば
図２のスクリーン象限24b,24c,24dに示すような、特に
コンピュータで生成されるトポグラフィー画像に関する
ものである。マイクロプロセッサは、図２に示す分岐探
索表39、およびスクリーンに表示されるビデオ顕微鏡像
自体以外の画像も制御する。ビデオ・スクリーンとマイ
クロプロセッサが、上述のように、「タッチ・スクリー
ン」を構成する場合、制御線116はこの機能にも関係
し、さらにビデオ・スクリーンからマイクロプロセッサ
まで、タッチ・スクリーン機能を表わす別の制御線117
が図５に破線で示される。

ユーザ・インタフェースからマイクロプロセッサへの
制御線118は、外科医／ユーザの選択がタッチ・スクリ
ーン以外の入力操作によって行なわれることを示す。制
御線118は、ユーザが視野およびレーザの照準を制御す
るときに作動するマイクロプロセッサ110への別のユー
ザ入力をも示す。外科医によるそうした慎重な制御は、
制御線118,113に沿って、マイクロプロセッサを介して
位置決めミラーを間接に制御する。マイクロプロセッサ
へのその信号は、マイクロプロセッサがコンピュータ生
成画像をそれにしたがって調節し、医師によって選択さ
れた照準の変更を正確に反映し、プロフィロメータ・カ
メラ53bからの情報を使用するのにも用いられる。

図５は、最終収束レンズ17を介してレーザを収束させ
る焦点位置の深さに対する外科医の制御に関連して、同
じような状況を示している。

図５の制御線122に沿って示されるように、外科医が
レンズ17の焦点の変更を実行すると、その変更を表わす
同時信号が、制御線123に沿ってマイクロプロセッサに
送られる。

図５は、外科医／ユーザが、ブロック124に示される
外科顕微鏡の倍率を調節するズーム機能を直接制御でき
ることを示している。

前に示したように、追跡サブアセンブリの好適実施例
を構成する２つの別個のサブアセンブリがある。それ
は、比較的低速のシステムつまり最大ビデオ・フレーム
・レート（通常30ヘルツ）またはその付近で作動する追
跡ループと、高速システムつまり到達可能な最大ビデオ
・レートより高い高速で作動する追跡ループである。低
速システムは、プロフィロメータ・カメラ53bからの画
像を利用し、画像の中の顕著な特徴物の変化を基本的に
１フレームづつ解析する。プロセッサ110によって計算
された位置の変化は、サーボミラー54を再配置するのに
利用される。このシステムは比較的低速であるが、追跡
を一時的に失った後でも、目標の絶対位置を見つけ出す
ことができるという利点がある。例えば、手術の進行中
に、多くの眼の措置におけるまばたきするまぶたなどの
障害物が追跡画像が覆いかぶさり、措置が中断された
り、一時的に打ち切られた場合、この低速システムは照
射シーケンスの最後の位置を自動的に記憶装置に保存す
るので、照射シーケンスの次の位置が自動的に計算さ
れ、サーボミラーがそれに従って再配置される。

好適実施例の高速システムは、高倍率焦点面に直交対
の直線配列検出器を使用する。図５に示すように、専用
プロセッサつまり単純なサーボ・インタフェース・ドラ
イバ54aは、配列の連続読み出し値の例えば特殊フーリ
エ・モードの信号の位相ずれを解析する。直線配列検出
器と専用プロセッサつまりサーボ・ドライバは非常に高
速である（例えば完全な配列読み出しが10kHz以上）。
したがって、高速システムに対する速度制限要素は、サ
ーボミラーおよびドライブ54の応答時間だけである。し
かし、データ収集および解析は制限されるので、高速シ
ステムは一時的な追跡喪失の後で絶対位置を回復する目
的には設計されていない。

本発明の実施例におけるサーボミラー54は、例えば低
速追跡システムにはモータ駆動マウント、高速システム
には圧電駆動ミラーを利用することができる。

別の実施例では、高速駆動回転ミラーは、圧電駆動ま
たは電磁駆動のどちらでもよい。圧電ドライバは、電流
に対応する水晶の結晶の形の変化を利用して、ミラーを
動かす。電磁石ドライバは、磁界中の電線コイルを利用
して、コイルに電流を流すことによって運動を起こさせ
る。電磁ドライバは、機能的にはオーディオ・スピーカ
のボイス・コイルと同様である。どちらの実施例でも、
追跡システム全体の速度は、ドライバの応答およびミラ
ーの質量によって制限される。

図5Aは、本発明に含まれる追跡システムの機能を特に
示すブロック図である。好適追跡システムは、上述のよ
うに、低速追跡ループと高速追跡ループを有する。追跡
サーボミラー54と画像は、高速追跡ループと低速追跡ル
ープの両方の一部を構成する。低速追跡ループは、ミラ
ー・ドライブを含む追跡ミラー54に信号を送信するマイ
クロプロセッサ制御装置またはCPU110を装備することが
望ましく、本発明のこの実施例では、主にビデオ・カメ
ラの達成可能な最大フレーム・レートによって制限され
る。追跡ミラー54は、画像表示する目標平面の領域を制
御する。画像は、前に追跡カメラ53aとして説明した高
速追跡探知器に送られる。このカメラつまり探知機は、
位置解析に関する情報を専用論理アナライザつまりサー
ボ・インタフェース54aに送る。次にこのサーボ・イン
タフェースは、プロセッサ54aおよび高速追跡探知器つ
まりカメラ53aによって得られた特徴物の新しい位置に
照準を合わせるように、ミラー位置を調整するためのコ
マンド信号をミラー54に出すことができる。本発明によ
るこの高速追跡は、約１ミリ秒またはそれより高い応答
時間で行なわれることが望ましく、追跡ミラーを搭載し
たとき、ミラー・マウント・ドライブの応答時間のよっ
てだけ制約を受ける。

図5Aに示すように、マイクロプロセッサ制御装置また
はCPU110は、追跡サーボミラーおよびドライバ54へも信
号を送信する。この低速追跡ループは、図に示すよう
に、画像およびそれを受信するプロフィロメータ・カメ
ラ53を含む。プロフィロメータ・カメラ53bは、CPU110
に画像情報を送信し、CPUは、高速追跡ループが特徴物
を見失ったとき、可能ならば、その特徴物を特徴的に見
つけ出すことができる。CPUは110は、プロフィロメータ
・カメラ53bの視野全体、および生成された断面トポグ
ラフィー画像で特徴物を探索し、追跡サーボミラーおよ
びドライバ54にそれに応じたコマンドを発行することが
できる。低速追跡ループは、低速追跡ループ用の探知器
を構成するプロフィロメータ・カメラ53bから誘導され
る３次元情報に従って、さらに続けて深さおよびＸ−Ｙ
面における位置を追跡する。したがって、低速追跡ルー
プは、高速追跡ループのバックアップ機構として作動す
るだけでなく、最終収束レンズ17の正面エレメントの位
置を最大ビデオ・フレーム・レートで調節する主要制御
システムとしても機能する。

図5Aに示すように、専用マイクロプロセッサまたはそ
の他のサーボ・ユニット54aは、特徴物の追跡が失われ
たときに、高速追跡ループからCPU110に割り込み信号を
発行する。両方の制御信号（つまりCPU110からの信号、
および専用マイクロプロセッサ54aからの信号）は両方
とも必ず追跡サーボミラーおよびドライバ54に送られる
ので、高速追跡ループ信号が中断されると、CPU110から
の指示がその後を引き継ぐ。通常、ユニット54は、マイ
クロプロセッサ54aからの高速追跡信号を受信している
ときは常にこの信号に作動し、CPU110からのその他の追
跡信号は無視する。

連続配列信号フレーム間で（または所定の一連の連続
フレーム数の間に）所定の追跡している特徴物の像を識
別できなくなったとき、または特徴物がフレームごとに
漸次移動あるいは漂遊するとき、追跡は失われたとみな
される。特徴物が論理ループによって追跡されていて
も、指示が照準ミラーで適切に実行されなければ、後者
の状態が発生する。全ての追跡アルゴリズムは、何らか
の近似手段を含んでいる。前に述べたアナログ高速追跡
方の場合、小さい回転構成部品の運動が、追跡の漸進的
損失につながることがある。さらに、３次元表面の２次
元表現は一意でないので、追跡アルゴリズムが不正トラ
ックに迷い込むことが起こり得る。

図5Aに示すように、高速追跡ループ53aは、低速追跡
ループ54aに照らして定期的に検査される。当業界で周
知の高速追跡ループ53aの一例は、米国国防省のサイド
ワインダ・ミサイル・プロジェクトに採用されているも
のである。そうしたアナログ高速追跡装置が目標を失っ
た場合には、必ず低速追跡ループが目標を「見つけ出
し」た後、高速追跡ループが再始動する。本発明のこの
実施例では、高速追跡ループは低速追跡ループに照らし
て定期的に検査され、追跡の発散量が確認される。

論理ループに関係しない追跡喪失の例として、サーボ
・ドライバから送られる信号の不良、サーボ駆動アクチ
ュエータの制限変位を越えるミラーの動きが必要な状
態、ドライバまたはスライダの誤動作などがある。追跡
が失われたときにシステムの動作を遮断する安全制御装
置は、本発明のこの実施例の特徴であるが、当業界で知
られている標準安全装置であるので、詳しくは説明しな
い。

図９は、本発明の追跡システムが１つの好適実施例で
どのように機能するかを示すものである。光の強度と位
置の関係を示すこのグラフには、２種類の時間走査に対
応する２本の曲線が描かれており、高速追跡探知器の直
交直線走査配列のどちらか一方によって探知された光の
強度を示す。曲線Ａは、初期時間Ａに、組織の任意の小
さい特徴物、例えば眼の構成要素で観察された光強度パ
ターンを表わす。曲線Ｂは概して曲線Ａと同様の曲線で
あるが、位置が右の方にずれている。本発明の追跡シス
テムの１つの実施例では、曲線Ａのパターンの位置がず
れたこと、あるいはその初期位置から少なくとも離れて
きたことは、プログラミングまたは高速追跡サーボ・ユ
ニット54aで認識される。探知器の分解能エレメント以
上に画像を動かす最大の運動に対して短い時間内に、第
２の曲線Ｂを記録する。第２の曲線は１連の既知の試験
距離だけ位置をずらし、次に位置ずれ曲線を最初の曲線
Ａから引き算する。ほとんど零に近いこの差のずれは、
曲線Ａと曲線Ｂの間の実際のずれを表わし、補正量とし
て追跡ミラーに送られる。特徴物は探知器に対して直交
方向にも動いており、カメラで見るときの視点がわずか
に異なるために、特徴物は図９に示すような強度曲線で
は同じようにみえないので、、通常、曲線の差は零には
ならない。さらに、限定数のテストシフト−−例えば10
−−しか使用しないので、位置ずれが厳密に一致するこ
とはありそうにない。これは反復的な自己補正プロセス
であるので、これらの小さい誤差は無意味である。本発
明の本実施例で使用するような反復方法を取り上げた文
献は多数存在し、また周知の技術である。プログラミン
グは、システムにシフト・パターンを選択された範囲内
の特徴として認識させるパラメータを含んでいる。

図６は、もう１つの機能ブロック図であり、ジョイス
ティックとテンプレートの情報を示す。ジョイスティッ
ク43は図の一番下に示されている。これは、信号を線13
0に沿って、マイクロプロセッサ110である中央処理装置
（CPU）に送信する。CPU110は、多数の他の構成部品に
接続されている状態が示されている。例えば、記録維持
のためにI/O装置（入出力装置）に情報を送信すること
が示されている。印刷または保存したい、例えば患者の
病歴記録などの伝送が含まれる。

ボールマウスまたはロジマウス42が図６に示されてお
り、テンプレートの制御、つまり事前に記録したテンプ
レートの選択や手術用の新しいテンプレートの作成など
を行なう。次に、選択されたテンプレート情報はCPUに
送られる。

CPU110は、方向位置決めミラー61に対応するモータを
駆動するため、および最終収束レンズ17を介してＸ軸の
調整を駆動するために使用される専用I/O基板に、制御
信号を送信する。専用I/O基板と回転ミラー61と最終レ
ンズ17を結ぶ実線の制御線は、自動テンプレート措置の
使用を示す。一方、破線で示すように、オプションの手
動オーバライドの指示により、外科手術を手動で達成す
ることもできる。

現在説明している実施例では、市販されている専用I/
O基板132で、16のアナログ・チャネルと３つのデジタル
・チャネルを処理することができる。ここで取り扱うの
は、レーザの状態、位置の状態、追跡ミラーの状態など
に関する診断情報、およびその他、必要に応じて実現す
ることのできる、例えば眼球内温度、眼球内圧力、およ
び表面波伝藩測定値といった、該当する構成関係を突き
止めたいときにヤング率やその他の弾性定数の計算に必
要な値などの診断情報である。

図6Aは、本発明のシステムの主要な側面の操作を示す
もう１つのブロック図である。図6Aは、特に予めプログ
ラムした手術用テンプレートを使用して、レーザ位置お
よび手術中のレーザ照射を制御する場合の、システムに
おける情報および制御信号のループ状態を示す。図6Aに
は、（追跡／プロフィロメータ・カメラ53を介して、図
示せず）「診断位置測定、追跡、およびトポグラフィ
ー」と表示されたボックスに情報を送る眼が示されてい
る。これは、そのような情報がカメラやマイクロプロセ
ッサやプログラミング110,111（図５）を介して眼から
導出されることを、示している。このブロックは、セン
サ／カメラ53aと、コンピュータ110および専用マイクロ
プロセッサを含む解析ループとを含んでいる。これは、
論理ループにおける追跡を含む。眼の組織のトポグラフ
ィーおよび眼の上のカメラの位置に関して導出された情
報は、追跡および安定化のブロックへ送られる。このブ
ロックは、眼の動きを安定化し、特徴物が動いた後でそ
の位置を再び捕捉し、同じ特徴物に再び中心がくるよう
に表示システムを再配置する。図6Aでは、追跡および安
定化のブロックは、追跡ミラー54と位置決めミラー61
（テンプレート・プログラムによって制御する）、およ
びこれらのミラーを駆動するためのミラー・ドライバを
表わす。

図6Aは、「診断位置測定および追跡」ブロックから
「テンプレート制御による手段レーザ」と表示されたブ
ロックに情報が送られることを示す。この情報は、テン
プレートが今でも正しく配置されていること、つまり目
標とする眼の特徴物が予め選択された割り当て時間内に
追跡されており、眼の画像が安定していることの確認情
報で構成される。この確認が送られないと（または、追
跡が失われたということを知らせる反対の信号が送られ
ることがある）、テンプレート制御によるレーザ照射
は、先に述べたように、ただちに中断される。

「テンプレート制御によるレーザ」ブロックから「追
跡サーボミラーおよび位置決めミラー」を介して眼に向
かっている矢印は単に、眼のレーザ手術が２つのミラー
を介して実行されること、および追跡システムが画像の
安定を失ったときにはレーザ照射シーケンスが中断する
ことを示している。

図6Aにおいて、診断位置測定ブロックからテンプレー
ト制御レーザへの矢印もまた、外科医から要求されたと
きに、位置測定アセンブリからテンプレート制御システ
ムへ、外科医がテンプレートを意図する手術に望ましい
ように設定するのを助けるために、情報が供給されるこ
とを示す。この情報は、外科医がテンプレートを位置決
めするのにも役立つ。

図6Aの「テンプレート制御手段レーザ」ブロックは、
手術用テンプレート・プログラムの作成、変更、保存、
および実行に関するユーザ・インタフェース、コンピュ
ータ、および記憶保存装置を含むものと考えるべきであ
る。

図6Aは、ここに示した本発明の３つのサブアセンブリ
−−診断位置測定および論理ループ追跡、追跡ミラー、
およびテンプレート制御によるレーザ照射−−の独立性
を示すのに役立つ。図6Aは、こららの重要な構成部品が
実時間で作動しなければならないことを示す。どれも作
動に大きい遅延があってはならず、さもなければ、シス
テムは無効または危険とみなされる。診断位置測定／追
跡サブシステムは実質的に瞬時に作動する。追跡システ
ムは、レーザの繰り返し速さより高速で画像位置を回復
しなければならない。本発明の予想される治療用途では
多くの場合、高速追跡システムを1kHzまたはそれより高
速で作動できるようにすることが望ましい。大きい遅延
が発生すると、レーザの照射は危険になる−−誤った位
置を傷付けるおそれがある−−ので、テンプレート制御
手術を進めるためには、非常に短い時間内に画像を回復
することが必要である。

テンプレート制御レーザ照射はまた、予め選択された
目標設定シーケンスに従って正確に行なわれなければな
らない。図6Aに示すこのフィードバック・ループにおけ
る重要なリンクは、追跡システム（診断、追跡およびミ
ラーの動きを含む）である。先に示したように、追跡サ
ブシステムがサーボ制御回転ミラーを適切に動かすこと
ができず、受入れ可能な許容誤差内で目標を維持するこ
とに失敗した場合、画像が再び捕捉されるまで、あるい
は外科医がプロ無を再始動するまで、テンプレート制御
レーザ照射は使用できなくなる。同様に、画像表示／追
跡光路（これはレーザ・ビーム経路にも該当する）が障
害物（眼科処置では例えばまばたきするまぶた、あるい
は心臓血管の措置では過渡的破砕片など）で遮断された
場合、画像が再び捕捉され、テンプレート照射シーケン
スの適切な位置が回復するまで、テンプレート制御レー
ザ照射は中断される。

図７および図８は、本発明の光学システムと共に使用
することのできる３次元マッピッグ・システムの１例を
概略的に示すものである。視準を合わせた光で正弦格子
を照らし、説明を簡単にするためにｙ方向を不変とみな
す表面にその正弦格子を射影する。射影された線はｙ軸
に平行である。射影された線をｚ軸上の１点から見る
と、表面における照度の分布が、次式で与えられる。

1/2［１＋sin k（ｘ−z tanα）］ ここでαは照明とｚ軸間の角度、ｋは格子間隔であ
る。表面の高さに関する情報は全て、この式の位相項に
含まれることを、検査によって知ることができる。

平面基準表面（ｚ＝０）からの反射光の強度を記録
し、これを問題の表面と比較すると、２つの画像間の照
度の位相差ψを計算することができる。これは次式で与
えられる。

ψ（ｘ）＝kx−k z tanα この式をｚに関して解くと、次のようになる。

ｚ＝｛k x−ψ（ｘ）｝・ktanα 式（１） この導関数は格子の配向に対する制限があるが、任意
の配向を持つ２次元格子の一般式と考えられ、先に示し
たのと同じ結果を生じる。また、この導関数は正弦格子
ではなく、周期的な格子、例えばロンキー格子に使用す
るためにも一般化することができる。唯一の必要条件
は、位相を正確に求める能力および一定の格子間隔であ
る。この技術は、決定しなければならないのが位相だけ
であり、これは反射率がひどくばらばらであっても、し
ばしば実行できることであるので、表面の反射率の多様
性にもあまり影響されないということに注目されたい。

実際、このシステムは次のように使用する。カメラの
焦点位置に平面拡散反射体を置き、格子をそれに射影す
る。この表面は基準表面として記録され、コンピュータ
に保存される。次に、照明システムとカメラの位置を維
持したまま、試験表面をカメラの前に置く。次に、試験
画像および基準画像の対応する線に沿った光の強度を測
定し、線に沿った位置の関数として、位相角を計算す
る。次に、これらの２つの位相の差から、式（１）の分
子が得られる。分母は、システムの構造から分かる。し
たがって、走査線に沿った表面の高さを求め、それを表
示することができる。

眼に射影した格子がよく見えるようにするために、涙
層にフルオレッセイン（fluorescein）を滴下すること
ができ、照明源は、フルオレッセインを導入したときに
眼の検査によく使用される標準近紫外線光源の１つを使
用することができる。

図３、図５、および図７に、ロンキー・プロジェクタ
21が示されており、光源126がロンキー刻線127を通して
光線を投射している。ロンキー刻線とは、透明な線と不
透明な線が交互に並んだマスクであり、その像がプロジ
ェクタ21によって角膜の領域に射影される。プロジェク
タの焦点深度は、刻線の像が角膜の３次元領域全体に平
行光線として現れるのに充分な程度である。このパター
ンは、それが光の散乱する表面と交差したときにだけ見
える。交差する表面が平面以外であれば、表面から散乱
する光でパターンがひずむので、直線でなくなる。任意
の曲率半径の球体の一部のような３次元表面は、特定の
パターンを生じる。少し歪んだ球体によるパターンを、
完全な急の基準パターンと干渉させると、差分パターン
ができる。これは、歪みのある球体を３次元で一意にマ
ッピングするのに使用することができる。１つの実施例
で、基準面にできたパターンとの干渉によって光学的に
干渉を達成することができる。この好適実施例では、ひ
ずんだパターンを記録した後、コンピュータに保存して
おいた以前に生成した基準パターンを用いることによ
り、コンピュータで数値的に干渉を実行することができ
る。

ロンキー刻線は、多数の平行な等間隔の線で構成する
ことができる。光線は目的の組織、例えば眼58に当た
り、眼の幾つ化の非平面表面に刻線を配置する。ロンキ
ー射影光線の軸は、システムの最終収束レンズの軸とは
ずれる。図７は追跡／プロフィロメータ・カメラ53の軸
が合った状態を概略的に示している。

プロフィロメータ・カメラ53bは、基準ロンキー格子1
28を通して、眼の非平面表面からロンキー射影の像を取
り出す。この像は、例えば図８に示すように見える。射
影された格子と基準格子の干渉によってできるフリンジ
は、眼のエレメントの湾曲した表面に射影されると、曲
線129のように見える。本発明の好適実施例における重
要な特徴は、基準ロンキー格子がコンピュータの記憶装
置に入っており、探知された像に電子的に干渉が行なわ
れる、という点である。これらの湾曲線の正確な位置を
解析することによって、ロンキー射影によって照明され
る全てのエレメントの正確な形状および位置を求めるこ
とができる。。このような解析は当業者には周知の技術
であり、射影されたロンキー格子とコンピュータで生成
した基準格子の間のコンピュータで生成される干渉以外
は、本発明の重要な特徴を構成するものではない。

眼のほとんどの表面は透明であるばかりでなく、ほぼ
球形であるので、固定光源からの鏡面反射は、表面の非
常に小さい領域からオブザービング・レンズ（observin
g lens）だけに反射することができる。したがって、眼
の立体角全体を埋めることなく、表面全体を同時にみる
ためには、反射の拡散成分を検出することが望ましい。
眼の透明な表面には、非常に小さい拡散成分もあるの
で、危険な照明レベル（つまり、図３の照明器51におけ
る）に頼ることなく、鏡面反射成分を抑制する偏光技術
とインテンシファイド・カメラを用いて拡散成分を検出
する。

本発明の別の実施例では、眼の涙層にフルオレッセイ
ン色素を滴下する。次に、ロンキー・プロジェクタに青
色フィルタを使用し、色素が蛍光緑（fluoresce gree
n）になる。カラー・フィルタを通して蛍光を結像する
ことにより、青色の光源照明の鏡面反射からフリンジが
分離される。

図７はさらに、ロンキー・プロジェクタの１つの好適
な構造例を示す。光源126はUVおよびIRフィルタ132、集
光レンズ133、およびニコル（偏光子）134を通して光線
を送り出す。フィルタを通り、偏光された光線は次に、
ロンキー刻線127を通り、さらに集束レンズ136を経て、
手術する眼58またはその他の組織に向かう。光源126
は、ダイオード・レーザまたは白熱電球で構成すること
ができる。

ロンキー格子の目標への射影および探知器への反射
（図７参照）から得られるデータは、コンピュータに入
っている基準格子とコンピュータ内で電子的に干渉さ
れ、干渉フリンジを生じる。次にこれがマイクロプロセ
ッサおよびプログラミングによって解析され、必要に応
じて特定の切断線に沿った正確な形状を提示する。

本発明の別の実施例に使用することのできる鏡面反射
プロフィロメトリ技術の１例は、本発明と同一譲受人に
譲渡されている、1989年12月22日に出願した米国特許出
願番号第456,109号に開示されている。

本発明の別の実施例では、分散光源を使用する一般的
あるいは改良された公共財産の鏡面技術を利用して、特
定のマッピングおよびプロファイル・データを生成する
ことができる。

本発明の実施例において、眼の中の選択された表面の
マッピングとプロファイル情報を得るための技術は、特
定の１つの表面に限定されないということに大事であ
る。ここで述べる技術は、角膜か網膜のどちらでも適用
することができる。網膜は、表面の位置によって屈折率
が変化するという意味で、反射表面である。したがっ
て、各入射光線について、反射光線、屈折光線、光線吸
収、および光の散乱がある。

反射表面から干渉パターンを生じるためのよく知られ
た方法は幾つかある。

図７および図８に即して説明した光学系の場合、被写
界深度は非常に浅く、例えば110mm、f2、オープン・シ
ャッタの場合で、画像表示および診断システムの被写界
深度は次の式で得られる。

Df＝λ/4＃２ ここでDfは焦点深度、λは波長、＃は正面対物レンズ
の開口数である。可視域の波長を使用すると、約580nm
＋80nmとなる。＃は正面対物レンズによって決まる。本
発明の１つの実施例では、＃は約0.25である。したがっ
て、Dfは約２ミクロンである。これは非常に狭い被写界
深度である。

ズーム・アウトした後、正面対物レンズのより限定さ
れた部分を使用すると、有効開口数＃は低くなる。ズー
ミング範囲は20倍である。したがって、レンズの開口を
いっぱいに使用したとき、Dfは約２ミクロンとなる。一
方、ズーム・システムを最大に使用したとき（ズーム・
アウト）Dfは約２×（20）^２ミクロンとなり、これは0.
8mmである。

正面対物レンズ17はｚ軸ドライバに設置されており、
これにより、ユーザは予め設定された様々な深さを選択
的に見ることができる。したがって、干渉パターンが角
膜の正面表面反射に基づいて生成される方法に関する本
文の説明と開示は、角膜の後部表面（内皮）、（眼の）
レンズ被膜の前部および後部表面、および網膜に等しく
適用される。これは、水槽の表面ではなく、水槽の中に
いる魚にカメラの焦点を合わせることと変わらない。

図７および８のシステムにおいて光の進行が反対にな
るということは、基本的な光学原理を代えるものではな
い。

しかし、正面の角膜表面を画像表示することと、眼の
その他の表面とでは、大きい違いが１つある。かなりの
屈折率不整合が生じる眼の唯一の反射表面は、正面角膜
表面である。したがって、眼科医や眼の健康専門家に広
く知られているように、眼の屈折のほぼ95％は、正面角
膜表面で起こる。網膜を正面角膜表面と同じような方法
で見るためには、角膜の正面表面のオプチカル・パワー
を除去する必要がある。これを達成する方法はいろいろ
ある。最も簡単な方法は、透明な平たい板を取り、内径
が15mm以上であるが、眼にぴったりする程度に小さい金
属管の一端にその板を固定し、これに標準生理食塩水を
満たし、それを眼に当てるというものである。

管の軸が眼の視軸または光軸とほぼ平行であり幾らか
共軸であるならば、これで、網膜は角膜表面と同じよう
な方法で観察することができる。

これは、多くの眼科医が頻繁に実行していることを達
成する初歩的な方法である。眼底の検査や網膜のレーザ
光凝固法でよく使用される道具は、ハンドヘルド・レン
ズであり、眼科医は、標準顕微鏡で網膜を見ることがで
きるように、これを角膜表面に接着する（時々、潤滑剤
としてある透明な軟膏を使用する）。これは、何世紀と
は言わないまでも、何十年にも渡ってよく知られてきた
方法である。

本発明のシステムを、構造、電子回路、およびプログ
ラミングの詳細には言及せずに、説明してきた。これら
は、特に明示しない限り、本発明の具体的な部分を構成
するものではなく、関連業界の熱練者によって実行する
ことが可能である。

以上に説明した好適実施例は、本発明の原理を示すこ
とを意図したものであり、本発明の範囲を制限するもの
ではない。他の実施例や変化例は当業者にとって明白な
ものになるであろう。また、請求の範囲に示す本発明の
範囲から逸脱することなく、作成することができるかも
しれない。

フロントページの続き (72)発明者 フェレア、オルガ エム アメリカ合衆国フロリダ州33133マイア ミ、サウス・ベイショア・ドライブ1889 (72)発明者 マクミラン、チャールズ エフ アメリカ合衆国カリフォルニア州94550 リバモア、サウス・ピー・ストリート 609 (72)発明者 ブラウン、スチュワート エイ アメリカ合衆国カリフォルニア州94550 リバモア、フンボルト・ウエイ501 (72)発明者 リーネッカー、フレッド アメリカ合衆国カリフォルニア州94566 プレザントン、リバードール・コート 5210 (72)発明者 ハリス、ポール アメリカ合衆国カリフォルニア州94550 リバモア、アーバ・コート861 (72)発明者 シファー、スティーブン アメリカ合衆国カリフォルニア州94123 サンフランシスコ、ブキャナン・ストリ ート3060 (56)参考文献 特開 昭62−2118（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−115024（ＪＰ，Ａ) 特表 昭60−500603（ＪＰ，Ａ) 特公 平３−51166（ＪＰ，Ｂ２) 米国特許4443075（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61F 9/007 A61B 18/20 A61B 19/00 506 A61N 5/06

Claims (16)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】眼の診断及び解析に使用するための及び眼
   の手術をサポートするためのシステムであって、 ３次元で患者の眼の上及び中の位置、形状及び特徴を感
   知するための、及びそのような位置、形状及び特徴を表
   すデータ及び信号を生成するための３次元マッピング手
   段と、 眼の前記位置、形状及び特徴を表すイメージをユーザー
   に与えるために、３次元マッピング手段から信号を受信
   し、目標の位置において、ユーザーが目標の位置を選択
   できかつ眼の部分の断面を表示することができるように
   するためのディスプレイ制御手段を含むディスプレイ手
   段と、 眼の特徴物の位置の変化の発生を認識するための、３次
   元マッピング手段に関連しかつそこから信号を受信する
   位置解析手段と、 目標組織の特徴物を探し位置の変化の後の新しい位置の
   特徴物を見つけるための、及び新しい位置を示す信号を
   生成するための、位置解析手段に関連する目標追跡手段
   と、 目標追跡手段から前記信号を受信するための、及び目標
   組織の新しい位置の前記特徴物へ３次元マッピング手段
   の目標の変更を実行し、それによって該特徴物を追跡し
   かつディスプレイ手段上のイメージを補強するための追
   跡位置決め手段と、 から成るシステム。
2. 【請求項２】請求項１に記載のシステムであって、ディ
   スプレイ手段はビデオディスプレイであり、接眼組織の
   目標領域のビデオ顕微鏡イメージを取るための、及び診
   断及び解析の際にユーザーを援助しながら、そのような
   ビデオ顕微鏡イメージが表示されるようにビデオディス
   プレイ手段にビデオイメージ情報を送るための、患者の
   眼に向けられた手術用顕微鏡手段をさらに含む、ところ
   のシステム。
3. 【請求項３】請求項１に記載のシステムであって、さら
   に、ユーザーによる選択に従って、ユーザーが患者の組
   織の異なる断面をディスプレイ手段に表示させることが
   できるようにするためのディスプレイ制御手段を含む、
   ところのシステム。
4. 【請求項４】請求項１に記載のシステムであって、追跡
   位置決め手段は自動制御の回転ミラーを含み、またシス
   テムは、マッピング手段に関連し、最終集束レンズを有
   し、対物レンズ組立体内に配置されかつ最終集束レンズ
   に関して移動可能な回転ミラーを有する、対物レンズ組
   立体を含む、ところのシステム。
5. 【請求項５】集束されたレーザビームを使って正確に制
   御された手術を促進するためのシステムであって、 外科医／ユーザーへ情報を与えるための及び外科医／ユ
   ーザーによる手術処置の制御を可能にするためのユーザ
   ーインターフェース手段であって、システムが目標とす
   る患者の組織内の位置並びに当該組織の特徴物の３次元
   トポグラフィー及び等高線に関する正確な情報を外科医
   ／ユーザーに与えるためのビデオディスプレイ手段を含
   み、また、患者の組織の部分のイメージ及び断面を表示
   するための手段を含み、さらに外科医／ユーザーによっ
   て所望されるようにビデオディスプレイ上の情報を変更
   するべく組織を横切って走査するための及び外科医／ユ
   ーザーによる手術用レーザビームの照射の制御を可能に
   するための外科医／ユーザーを管理している手段を含
   む、ユーザーインターフェース手段と、 ビデオディスプレイ手段に接続されたイメージングシス
   テムであって、手術中の組織の重要な特徴物の３次元的
   位置に関する情報を得るべくデータを生成し、読み取り
   及び解釈するための３次元マッピング手段を含み、また
   データを解釈しかつ外科医／ユーザーに有用なフォーマ
   ットでビデオディスプレイ手段へデータを与えるための
   マイクロプロセッサ手段を含む、イメージングシステム
   と、 患者の透明組織内を含む患者の組織内で所望のレーザー
   手術をもたらすことができるレーザビームを生成するた
   めの短パルス可視光電源と、 レーザビームを受け取りその方向を変更し、手術すべき
   組織内の所望の目標の方向へ適切にそれを集束させるた
   めの光路手段と、 光路手段に沿って前記目標の手術顕微鏡イメージを取る
   ための、及びビデオディスプレイ手段にビデオイメージ
   情報を送るための、光路手段と交わりかつ同軸であるよ
   うに配置された手術顕微鏡手段と、 レーザの次のパルスが照射される前に組織を傷めること
   なく目標にされた当該組織の移動を追跡するための、及
   びしたがってレーザの次のパルスが照射される前に光路
   手段をシフトするための、顕微鏡手段に関連し光路手段
   内にある追跡手段であって、レーザビームの照準及び位
   置と同様に、３次元マッピング手段及び手術顕微鏡手段
   によって生成された情報及びイメージが、組織の位置の
   変化に従うような追跡手段と、 から成るシステム。
6. 【請求項６】請求項５に記載のレーザ手術システムであ
   って、さらに、もし追跡手段が当該組織を追跡しなかっ
   たならレーザに次のエネルギーのパルスを照射させない
   ことによって、システムが目標としている当該組織の移
   動を追跡手段が適正に追跡しているときを除いて手術レ
   ーザビームの照射を妨げるための第１制御インターロッ
   ク手段を含む、システム。
7. 【請求項７】請求項５に記載のレーザ手術システムであ
   って、イメージングシステムは組織の特徴物からの散乱
   光を検出するための散乱光検出手段を含み、該散乱光検
   出手段に対して実質的にすべての正反射光をろ過して取
   り除くための手段を有する、ところのシステム。
8. 【請求項８】請求項５に記載のレーザ手術システムであ
   って、手術顕微鏡手段は人間臨床処置に対して安全な照
   度レベル内にとどまりながら低い光レベルで高倍率でイ
   メージングするための強化ビデオカメラ手段を含む、と
   ころのシステム。
9. 【請求項９】請求項５に記載のレーザ手術システムであ
   って、光路手段はレーザビームを集束するための手段を
   有する最終集束レンズ、３次元マッピング手段及び手術
   顕微鏡手段を含み、患者に関して最終集束レンズまでの
   距離は約50mmより少なくないかなりの快適な距離であ
   る、ところのシステム。
10. 【請求項１０】請求項５に記載のレーザ手術システムで
    あって、前記光路手段に沿って患者の組織からデータを
    得るための、及びビデオディスプレイ手段に与えられる
    トポグラフィー情報の生成のためにイメージングシステ
    ムのマイクロプロセッサ手段へデータを送るための、前
    記光路に交わりかつそれに沿って向けられまた観測角を
    有する、３次元マッピング手段及び追跡手段に関連する
    追跡及びプロフィロメータカメラ手段を含む、システ
    ム。
11. 【請求項１１】請求項10に記載のレーザ手術システムで
    あって、追跡手段は、追跡及びプロフィロメータカメラ
    手段の観測角並びに手術顕微鏡手段及びレーザビームの
    照準に影響を及ぼす電磁気的駆動回転ミラーを含み、電
    磁気的駆動ミラーは組織の移動の後に患者の組織の認知
    された特徴物に従うようイメージングシステムのマイク
    ロプロセッサ手段によって生成された信号に制御され
    る、ところのシステム。
12. 【請求項１２】請求項５に記載のレーザ手術システムで
    あって、追跡手段は、１ミリ秒またはそれ以下の追跡閉
    ループ応答時間で組織の移動を追跡するための高速追跡
    手段を含む、ところのシステム。
13. 【請求項１３】請求項12に記載のレーザ手術システムで
    あって、追跡手段はさらに、決定されたように組織の３
    次元トポグラフィーに基づいて組織位置を解析するため
    の、所定の時間内に高速追跡手段によって組織の特徴物
    が発見されないときマイクロプロセッサ手段を使ってそ
    の特徴物を探し見つけるための、及び特徴物組織上で光
    路手段の位置を変えるべく該光路手段をシフトするため
    の、バックアップ低速追跡手段を含む、ところのシステ
    ム。
14. 【請求項１４】請求項13に記載のレーザ手術システムで
    あって、バックアップ低速追跡手段はフレーム速度を有
    するビデオカメラを含み、また低速追跡手段はビデオカ
    メラフレーム速度に等しい追跡閉ループ応答時間で動作
    する、ところのシステム。
15. 【請求項１５】請求項１に記載のレーザ手術システムで
    あって、さらに、複数の択一テンプレートからテンプレ
    ートを選択するための手段から成り、各テンプレートは
    眼の所望の再彫刻をもたらすべくレーザ切除のパターン
    を画成し、該テンプレート選択手段はディスプレイ手段
    に接続されている、システム。
16. 【請求項１６】請求項15に記載のレーザ手術システムで
    あって選択されたテンプレートのイメージはディスプレ
    イ手段によって眼のイメージ上にスーパーインポーズさ
    れる、ところのシステム。