JP4292096B2 - 角膜実質内屈折矯正手術の方法および装置 - Google Patents

Description

本発明は一般に、眼科のレーザ外科的処置に係り、さらに具体的には、角膜実質組織を除去するために、光切除技術を用いることによって眼の角膜の再形成または再構築を行うレーザ外科的処置に関するものである。本発明は、とりわけ、切除対象でない角膜組織に対して熱による損傷をほとんどまたは一切与えずに角膜の屈折特性を迅速に変える方法および装置として有用であるが、これには限定されない。

角膜組織の選択的な除去によって角膜の屈折特性を変え得ることはよく知られている。例えば、角膜の中心部から角膜組織を選択的に除去することによって眼の近視状態を矯正することができる。同様に、角膜の中心部を取り囲む周辺輪状部分の角膜組織を選択的に除去することによって遠視状態を矯正することもできる。

このことを念頭において、角膜の解剖学的構造を全体的に知ることが、角膜の屈折矯正時に直面しなければならない問題を理解する上で助けになる。詳細には、角膜は構造的に明確な様々な組織の層を含む。順に眼の外側から眼の内側に向かって内部方向に進むと、角膜中の様々な層は、上皮層、ボーマン膜、（角膜）実質、デメス膜、および内皮となる。これらの様々な構造の中で、角膜実質が最も広範囲にわたり、一般には４００ミクロンほどの厚さがある。しかも、角膜実質組織の治癒にかかる反応が他の角膜層よりも一般的に早い。これらの理由で、屈折矯正処置では除去対象として角膜実質組織を選択するのが一般である。

さらに詳細には、眼の角膜実質は、約２００個の識別および区別が可能なラメラの層を含む。角膜実質内のこれらのラメラ層は、それぞれが角膜自体と同様に概ねドーム形であり、それらは約９ミリメートルの直径を有する輪状領域全体にわたって延在する。個々のラメラは、それらのラメラが存在するラメラ層とは異なり、さらに短い約１０分の１ミリメートル（０．１ｍｍ）から１ミリメートル半（１．５ｍｍ）の長さで延在するに過ぎない。したがって、それぞれのラメラ層は数個のラメラを含む。重要なことは、それぞれのラメラが、その内部において相互に実質的に平行な数多くの原繊維を含むことである。しかし、１個のラメラ内の原繊維は、他のラメラ内の原繊維に平行ではないのが一般である。これは、異なる層内のラメラ間ばかりでなく同じ層内のラメラ間でもそうである。最後に、層に直交する方向では、個々のラメラはそれぞれ約２ミクロンの厚みしかないことに留意されたい。

角膜の屈折特性を変える１つの技術は、角膜実質組織を光切除するためにパルス・レーザ光線を使用するものである。この技術では、角膜実質内部の組織を光切除するために角膜の前表面の真下にパルス光線の焦点を合わせる。従来は、副作用の最小限の最適な組織光切除は、切除エネルギー閾値にほぼ等しいパルス・エネルギーで１００フェムト秒（ｆｓ）のパルス持続時間を有する、約１０μｍの切除箇所の大きさに焦点を合わせたレーザ光線を使用して達成できると提唱されてきた。しかし、これらのパラメータでは、典型的な屈折矯正処置（例えば、直径約６．５ｍｍを有する領域の切除を伴う処置）には、望ましくない長い走査時間が必要になる。とりわけ、このような大きさの領域にレーザ光線を１回走査するには、約４０００００パルスを必要とするうえに、矯正処置には数回の走査が必要になる場合がある。したがって、約１０ＫＨｚのパルス繰返し周波数を有する典型的なレーザ光線では、１回の走査毎に約４０秒を要することになる。

例えば、４０秒以上の長い走査時間を要する処置は、幾つかの深刻な問題を招くおそれがあることを理解されたい。このような問題の１つは、走査時の眼球運動に関わるものである。眼球運動を抑えるために、眼球固定がしばしば用いられる。残念ながら、眼球の固定は多少の効果があるのみであり、長時間の眼球固定は患者に深刻な不快感を引き起こすおそれがある。眼球移動に加えて、患者の瞬きが、角膜レーザ処置時に考慮しなければならないもう１つの要素である。患者が瞬きを行う度に、新たな涙液膜が角膜の前表面に付着する。それぞれの涙液膜は、レーザ光線の光路をわずかに変化させるように作用し、手術の精度に影響を与える。したがって、可能であれば、１つの涙液膜の間にレーザ走査をすべて行うことが好ましい。典型的には、１０秒がほぼ患者が瞬きを我慢できる最長の時間であり、よって約１０秒未満でレーザ走査をすべて完了することが好ましい。

許容できない長いレーザ走査時間が必要であることに加えて、切除エネルギー閾値またはその付近での作動には他の欠点が伴う。とりわけ、切除エネルギー閾値またはその付近での作動は、（閾値よりもかなり大きなエネルギーでの切除と比較して）組織切除過程の揺らぎが統計的により顕著であり、切除の不均一を招くので最適ではない。このような切除の不均一が、望ましくない屈折の不均質をもたらすおそれがある。

あらゆる外科的処置では、切除対象でない組織に対する損傷が回避されるべきである。対象とする組織の光切除時に、近隣の（対象でない）組織が熱を受ける。切除対象でない組織は多少の熱では損傷を受けずに適応できるが、過剰な熱は回避しなければならない。さらに詳細には、角膜実質組織に関して、約３℃の温度上昇であれば長期的な細胞損傷を被らずに耐えることができる。反対に、約８℃から２３℃の間の温度上昇は、組織萎縮、細胞変性、細胞機能の喪失、および凝固をもたらし得る。

光切除時に、レーザ光線を角膜実質に走査するとき一連の気泡が形成される。切除部位が相互に過剰に密接して形成され、かつ気泡が大きいと、これらの気泡が重なり合う場合がある。典型的には、切除対象でない組織に対する熱損傷のほとんどはこのような重なり合いによるものである。一般には、相対的に大きなパルス・エネルギーを使用する切除は相対的に大きな気泡を生じるが、逆に相対的に小さいパルス・エネルギーを使用する切除では生じる気泡が相対的に小さい。これを念頭におくと、気泡の重なり合いとそれに伴う熱損傷を防止する１つの方法は、相対的に低いパルス・エネルギーを使用して相対的に小さい気泡が生じるようにすることである。しかし、前記に指摘のとおり、相対的に低いパルス・エネルギーは、切除不均一および許容できない長い処置時間につながり得る。

以上を考慮すると、本発明の１つの目的は、相対的に短い走査時間で、切除対象でない組織を有害な温度まで熱することなく、相対的に多くの量の対象とする角膜実質組織を光切除するための適切な方法および装置を提供することである。さらに本発明の別の目的は、不均一な切除を防止するために十分なパルス・エネルギーにより、かつほとんどまたは一切の有害な副作用を伴わずに、角膜実質組織を切除する方法および装置を提供することである。本発明の別の目的は、角膜実質組織を切除するための安定的かつ効率的な方法および装置を提供することである。さらに本発明の別の目的は、使用が容易で、実装が相対的に簡素で、しかも比較的に費用効果に優れた、角膜屈折特性を変える方法および装置を提供することである。

本発明は、パルス・レーザ光線を使用して角膜実質内の選択箇所で組織を光切除する角膜実質内屈折矯正手術の方法と装置に関する。本発明では、装置は成形されたレーザ光線を形成する光学装置を含み、この成形されたレーザ光線が光学装置から所定の距離にくびれ部を有する。典型的な応用例では、約１０μｍのくびれ部径、すなわち、Ｄ_{ＷＡＩＳＴ}を有するレーザ光線が使用される。本発明の１つの実施例では、レーザ光線を角膜実質内の様々な箇所に走査するとき、補償光学的な光線成形を用いて均一な光線のくびれ部を確立しかつ維持する。以下にさらに詳細に説明するように、とりわけ、波面分析を利用したアクティブ・ミラーの駆動が可能であり、次に、このアクティブ・ミラーが、レーザ光線を角膜実質に走査するとき、レーザ光線を成形しかつ均一の光線のくびれ部を維持する。

本発明では、切除がくびれ部の前方（すなわち、くびれ部と光学装置との間）で行われるように、レーザ光線のパルス持続時間とパルス・エネルギーを選択しかつ制御する。前記に示唆したように、角膜実質組織に関する切除エネルギー閾値は、パルス持続時間と切除領域直径の関数である。したがって、所与のパルス持続時間とくびれ部径Ｄ_{ＷＡＩＳＴ}に関して、くびれ部で組織を切除するために必要な最小のパルス・エネルギーを決定することができる。しかし、本発明では、くびれ部での切除に必要な最小のパルス・エネルギーよりも大きなパルス・エネルギーを有するレーザ光線を使用し、それに応じて切除がくびれ部の前方で行われる。くびれ部の前方で切除することによって、くびれ部で組織を切除するように設計された手法に比べると、より大きな切除領域（１パルス当たり）を実現することができる。

本発明の１つの具体例では、約６００ｆｓのパルス持続時間を有するレーザ光線を成形して約１０μｍの直径を有するくびれ部を確立する。この具体例ではまた、約６μＪのパルス・エネルギー（１０μｍのくびれ部で組織を切除するのに必要なパルス・エネルギーの約３倍）を使用してくびれ部の前方約５０μｍに位置する１５〜２０μｍのおよその直径を有する切除領域を形成する。したがって、この実施例では、レーザ光線は、切除対象の組織が光学装置とくびれ部との間のビーム経路に介在するように成形しかつ誘導され、くびれ部は切除対象の組織から約５０μｍの距離に位置決めされる。

本発明の別の態様では、レーザ光線が複数の離間された光線（例えば、７本の離間された光線）に分割され、それぞれの離間光線は前記のそれぞれの光線のくびれ部を確立するように成形される。光線の分割によって、複数の離間した切除領域を同時に形成することができる。とりわけ、それぞれの離間した光線に関して、切除領域は、それぞれの光線のくびれ部と光学装置との間の各光線経路に形成される。次いで、組織の予め選択されたパターンを切除するために、離間した光線を１つのまとまりとして一緒に角膜実質に走査する。これによって、切除対象でない角膜実質組織に対する熱損傷を最少化しながら、多くの量の角膜実質組織を迅速に切除することができる。

さらには、この技術によって、組織を切除中の角膜箇所に対して切除領域間の間隔を調節することができる。さらに詳細には、熱放散が相対的に遅い角膜中心付近の組織（すなわち、眼の光軸付近の組織）の切除では、離間した光線の集団内の切除領域間の間隔を相対的に大きくして熱損傷を最少化することができる。他方では、熱放散が相対的に速い角膜周辺付近の組織の切除では、離間光線の集団内の切除領域間の間隔を相対的に小さくして使用することができる。

本発明の別の実施例では、切除対象でない組織に対する熱損傷を最少化するために、レーザ光線を２本の組み合わされた螺旋経路に沿って走査する。例えば、１つの具体例では、最初に第１螺旋経路を角膜中心から角膜周辺に向かって外側へパルス成形レーザ光線を走査する。その後で、第２螺旋経路を角膜周辺から角膜中に向かう方向に内側へパルス成形レーザ光線を走査する。

本発明の新規な特徴は本発明自体と共に、その構造およびその動作に関して、添付の明細書と併せて採用した添付の図面から最も適切に理解される。図面では同じ符号は同じ部分を指す。

最初に図１を見ると、角膜実質内屈折矯正手術のための装置が模式的に、全体として１０で示されている。図示のとおり、装置１０は、角膜実質的に一定のパルス持続時間とパルス・エネルギーの連続レーザ・パルス列を有する光源光線１４を発生させかつ制御できることが好ましいレーザ源１２を含む。装置１０の１つの実施例では、レーザ源１２によって、約６００ｆｓのパルス持続時間と約６μＪのパルス・エネルギーを有する光源光線１４を発生させる。

引き続いて図１を参照すると、装置１０は、成形レーザ光線１８を形成し、その光線を眼２２の角膜２０に向けてかつその内部に誘導する光学装置１６をさらに含むことが分かる。同じく図１に示すとおり、眼２２からの反射光２４を光学装置１６によって受光することができる。以下にさらに詳細に説明するように、切除対象の組織がラメラ中に位置する応用例の場合、および切除対象の組織がラメラの層間の境界面に位置する応用例の場合を含めて、これらに限定しないが、反射光２４の分析は幾つかの理由により有用である。切除対象の組織がラメラの層間の境界面に位置するような１つの応用例は、ＬＡＳＩＫ（生体内レーザ角膜曲率形成術）方式による処置で角膜のフラップ（蓋）を作製するものである（下で詳細に論じる）。

図２から最も適切に分かるとおり、成形レーザ光線１８には、光学装置１６（図１参照）によってくびれ部２６が形成される。同じく図２に示すとおり、このくびれ部２６はくびれ部径、すなわち、Ｄ_{ＷＡＩＳＴ}を有する。ここで引き続き図１および２を相互参照すると、成形レーザ光線１８のパルス持続時間とパルス・エネルギーは、くびれ部２６の前方でかつ角膜２０の角膜実質２８内で切除が行われるようにするために、レーザ源１２によって制御可能であることが分かる。とりわけ、一旦、パルス持続時間を選択し、さらにくびれ部径Ｄ_{ＷＡＩＳＴ}を規定すると、くびれ部２６での角膜実質組織の切除エネルギー閾値を超えるようにパルス・エネルギーを選択する。その結果、くびれ部２６と光学装置１６の間に位置決めされた切除領域３０が形成される。

装置１０の１つの応用例では、レーザ源１２は、約６００ｆｓの持続時間と約６μＪのパルス・エネルギーを有する光源光線１４を発生させる。次いで、光学装置１６は、光源光線１４を成形して、約１０μｍのくびれ部径Ｄ_{ＷＡＩＳＴ}を有する成形パルス・レーザ光線１８を形成する。これらのパラメータによって、約１５〜２０μｍのおよその直径Ｄ_ＺＯＮＥと約２μｍの１パルス当たりの切除深さ３１（４μｍのピーク切除値）を有する切除領域３０を形成する。さらに図示のとおり、この切除領域３０はくびれ部２６から約５０μｍの距離３２に位置する。例えば、角膜２０の前表面３４から約１８０μｍに位置する対象の組織を光切除するためには、対象の組織が光学装置１６とくびれ部２６の間の光線径路に介在するように、くびれ部２６を前表面３４から約２３０μｍに位置決めするために成形レーザ光線１８を誘導することができる。これらのレーザ・パラメータ（すなわち、６００ｆｓのパルス持続時間と６μＪのパルス・エネルギー）では、そのパルス・エネルギーが、１０μｍの径Ｄ_{ＷＡＩＳＴ}を有するくびれ部２６での切除に関する切除エネルギー閾値の約３倍である。

図３を参照すると装置１０の１実施例の構成要素を理解することができる。とりわけ、図３は、成形レーザ光線１８を角膜実質２８内の様々な箇所に走査するとき、補償光学的な光線成形を用いて均一の光線のくびれ部２６（図２参照）を確立しかつ維持する１つの実施例を示す。とりわけ、装置１０は、レーザ源１２によって生じる光学収差を補償することによって、また必要かつ望ましい場合は、光学試料自体によって生じる光学収差を補償することによって、これを実現する。光学収差を補償するための光学組立体のさらに詳細な説明は、ビル（Ｂｉｌｌｅ）らに対して２００２年５月７日付で交付され、かつ本発明と同一の譲受人に譲渡されている「収差のない発射装置」と題する米国特許第６３８２７９７号に見出すことができる。

引き続き図３を参照すると、装置１０は、レーザ源１２と光分配器４０との間の光線経路３８に位置するアクティブ・ミラー３６を含むことが分かる。適切なアクティブ・ミラー３６は、２００１年４月２４日に交付され、かつ本発明と同一の譲受人に譲渡されている「波面を模倣するためにアクティブ・ミラーをプログラムする方法」と題する米国特許第６２２０７０７号でビルによって開示されかつ請求されている種類のものである。典型的には、光分配器４０は、眼２２に向かって光線経路３８を進む光の約９０パーセント（９０％）を透過し、その光の１０パーセント（１０％）を波面検出器４２に反射する。装置１０では、波面検出器４２は、波面分析ができるハルトマン・シャック（Ｈａｒｔｍａｎｎ−Ｓｈａｃｋ）センサとして関連技術で周知の装置であり得る。

光分配器４０によって透過される（すなわち、９０パーセントの）光は、光線経路３８に沿って先に進み、さらにそれが眼２２に入射する途中で別の光分配器４４を通過する。眼２２から反射された光は、光線経路３８に沿って逆進し、次いで光分配器４４によって検出器４２に向かって反射される。波面検出器４２は、回線４６を介してコンピュータ／比較器４８に接続され、さらにコンピュータ／比較器４８は回線５０を介してアクティブ・ミラー３６に接続されていることも図３に示されている。図３は、コンピュータ／比較器４８が回線５２を介して評価器５４に接続され、また評価器５４は回線５６を介してレーザ源１２に接続されていることをさらに示す。

作動に際して、レーザ源１２が、望ましくない（例えば、歪んだ）波面を有する可能性がある光源光線１４をアクティブ・ミラー３６に向かって誘導する。次いで、このような光源光線１４がアクティブ・ミラー３６から反射され、次に、光分配器４０によってアクティブ・ミラー３６からの光線の一部を波面検出器４２に反射する。検出器４２を使用して光分配器４０から受光した光線の波面を識別かつ明確にし、次いで受光した波面に関する情報を分析のためにコンピュータ／比較器４８に送る。次には、コンピュータ／比較器４８が、この情報をベース基準（例えば、平面波面）と比較して、波面検出器４２で受光した波面とベース基準の間の差異を示す１つまたは複数の信号を生成する。次いで、これらの信号は、アクティブ・ミラー３６をプログラミングして補償波面を生成する目的のために、回線５０を介してアクティブ・ミラー３６に送信される。図３にさらに示すように、装置１０は、アクティブ・ミラー３６と眼２２の間に介在して回線６０を介してコンピュータ／比較器４８によって制御される焦点調整／走査用の光学素子５８を含むことができる。したがって、アクティブ・ミラー３６と焦点調整／走査用の光学素子５８は協働して、光源光線１４から均一のくびれ部２６（図２参照）を有する成形レーザ光線１８を形成しかつ維持する。別法として、アクティブ・ミラー３６が、焦点調整機能と走査機能の一部または全部を果たすこともできる。

ここで図４を参照すると、対象とする組織の光切除時に、切除対象でない組織に対する熱損傷を最少化にするために使用可能な典型的な走査パターンが示されている。とりわけ、切除対象でない組織に対する熱損傷を最少化するために、くびれ部２６（図２参照）と、それに応じて切除領域３０とを２本の組み合わされた螺旋経路６２、６４に沿って走査することができる。１つの実施例では、最初に螺旋経路６２を角膜の中心６６から角膜の周辺６８に向かって外側へくびれ部２６と切除領域３０を走査する。その後で、螺旋経路６４を角膜の周辺部６８から角膜の中心６６に向かう方向に内側へくびれ部２６と切除領域３０を走査する。図５は、図４に示す螺旋走査経路６２、６４の走査時に発生する例示的な気泡７０ａ〜ｄを示す。図示のとおり、螺旋経路６２、６４は、隣接する気泡７０ａ〜ｄの間に間隔を設け、切除対象でない組織に対して熱損傷を引き起こすおそれのある、隣接する気泡７０ａ〜ｄの重なり合いを防止するように組み合わされる。

ここで図３および図６を相互参照すると最も適切に分かるように、装置１０を使用してラメラ７２の内部に位置する対象とする組織を選択的に光切除することができる。図３に示すように、眼２２からの反射光２４を光分配器４４によって波形検出器４２へ反射し、さらに、この応用例では、角膜実質組織内部の複屈折特性を測定できる楕円偏光計７４によってその反射光を受け取ることができる。本発明の目的には、「エリプソメータ」と題する発明に対してビルに交付された米国特許第５８２２０３５号で開示されかつ請求されている種類の楕円偏光計が適切である。

ラメラ７２内に位置する組織を切除するために、成形レーザ光線１８のくびれ部２６を図２に示すとおり、角膜２０の前表面３４から所定の深さのところに位置決めする。応答して気泡が切除領域３０に形成される。次いで、波形検出器４２を使用して気泡の大きさを測定し、基準（例えば、１５μｍ）と比較して、切除がラメラ７２の内部で行われたか、それともラメラの層間の境界面７６で行われたかを確認する。とりわけ、応答が基準よりも大きければ、切除がラメラの層間の境界面７６で行われたことを示し、応答が基準よりも小さければ、切除がラメラ７２内で行われたことを示す。

切除がラメラ７２内で行われていないことを気泡が示すとき、その後の光切除がラメラ７２内で行われるまで（すなわち、基準値よりも小さい気泡が発生するまで）くびれ部２６の深さを変更することができる。一旦、光切除がラメラ７２内の箇所で行われたことを示す気泡が生じると、くびれ部２６の深さを維持し、かつ望ましい光切除パターンを形成するように成形レーザ光線１８を移動することによって、その後の光切除を完了することができる。

さらには、一旦、光切除がラメラ７２内の箇所で行われたことを示す気泡が生じると、楕円偏光計７４を使用して切除箇所の複屈折状態を検出することができる。とりわけ、この複屈折状態は、ラメラ７２中の原繊維の向きに由来する。さらに、ラメラ７２の層から層へ、約１．５度の位相変化として現れる複屈折の変化が生じる。したがって、複屈折の変化を検出することによって、ラメラ７２の１つの層から別の層への変化を知ることができる。したがって、複屈折の変化の検出を利用して角膜実質２８中の望ましい深さに切除領域３０を確立し、維持することができる。

このように複数の角膜実質のラメラ７２を光切除することによって、角膜２０の屈折特性を変えることができる。さらに、光切除処置時に波形検出器４２を使用して矯正処置の進捗状況を把握することができる。とりわけ、波形検出器４２を使用して、処置の途中で角膜２０の屈折特性に関する最新情報を絶えず外科医に供給することができる。このように絶えず変化する情報によって、外科医は、角膜２０にとって望ましい形状を実現するためにその後変えなければならない角膜実質組織の量と箇所を選択できるようになる。角膜実質のラメラ内部を光切除して角膜の屈折特性を変えるために波形分析を利用することに関するさらに詳細説明は、先にその内容全体を参照した、２００１年１０月１２日付出願の「屈折矯正手術の装置および方法」と題する同時係属中の米国特許出願第９０／９７６１７７号に見出すことができる。

いくぶん似通った方式で、切除対象の組織がラメラの層間の境界面７６に位置する応用例で装置１０を使用することができる。切除対象の組織がラメラの層間の境界面７６に位置するような応用例の１つは、ＬＡＳＩＫ式処置で角膜実質組織を露出して切除するために残りの角膜実質から引き剥がすことができる角膜フラップを作製するものである。ラメラの層間の境界面上を光切除して角膜フラップを作製するために波形分析を利用することに関するさらに詳細な説明に関しては、２００２年９月１７日付けでビルに交付され、かつ本発明と同一の譲受人に譲渡された「ラメラの分離方法」と題する米国特許第６４５１００６号を参照されたい。

ラメラ層間の境界面７６の組織を切除するために、成形レーザ光線１８のくびれ部２６を図２に示すように角膜２０の前表面３４から所定の深さに位置決めする。応答して気泡が切除領域３０に形成される。次いで、波形検出器４２を使用して気泡の大きさを測定し、基準（例えば、１５μｍ）と比較して、切除がラメラ７２内で行われたか、それともラメラの層間の境界面７６で行われたかを確認する。

切除がラメラの層間の境界面７６で行われていないことを気泡が示すとき、その後の光切除がラメラの層間の境界面７６で行われるまで（すなわち、基準値よりも大きい気泡が発生するまで）くびれ部２６の深さを変更することができる。一旦、光切除がラメラ層間の境界面上７６の箇所で行われたことを示す気泡が生じると、くびれ部２６の深さを維持し、かつ望ましい光切除パターンを作製するように成形レーザ光線１８を移動することによって、その後の光切除を完了することができる。

ここで図３および図７を相互参照すると、複数の離間された切除領域３０（単一の切除領域３０を図２に示す）を同時に形成できるように光源レーザ光線１４が分割されている、装置１０の別の実施例が見られる。さらに詳細には、この実施例では、図３に示した焦点調整／走査用の光学素子５８を構成する、図７に示す光学素子５８’を使用して、アクティブ・ミラー３６から反射された光線（図７に示す光線７８）を分割し、成形し、かつ走査することができる。

さらに詳細には、光学素子５８’は、光線７８を複数の離間した光線に分割するための小型レンズ配列８０を含み、これらの分割された光線は、それらを発散するために視野レンズ８２に誘導される。これらの発散光線を視野レンズ８２からコリメーティング・レンズ８４に誘導し、これらの光線を平行な光線経路に配置する。次に、望遠鏡のように配置した１対のリレー・レンズ８６、８８に平行光線を誘導してこれらの平行光線を拡大する。これらの光線は、一旦拡大されると、光線を成形するためにカッティング・レンズ９０に誘導され、それによって複数の成形光線（例えば、７本の光線）を生成するが、それらの光線には１８ａ’、１８ｂ’、および１８ｃ’の符号が示してあり、それぞれの成形光線１８ａ’〜１８ｃ’にはくびれ部２６ａ’〜２６ｃ’がそれぞれに形成されている。小型レンズ配列８０と同様に、６つのくびれ部２６が円の周りに均一に分布し、７番目のくびれ部が円の中心に位置決めされるようにくびれ部２６の集団を配置するのが好ましい。図７に示すように、くびれ部２６の集団を１まとめに移動するために走査器９２が設けられる。

装置１０の別の実施例では、アクティブ・レンズ３６を小型レンズ配列８０と視野レンズ８２の代わりに使用することができる。両方の実施例では、複数の成形レーザ光線１８が生成され、それぞれの成形レーザ光線１８が複数の切除領域３０（図２参照）を形成するために十分なパルス持続時間とパルス・エネルギーを有し、それぞれの切除領域３０がそれぞれの光線のくびれ部２６と光学素子５８’の間の各光線経路に形成される。光線を分割し、次いで、得られる光線を成形して走査し、複数の箇所で同時に光切除するために光学素子を使用することに関するさらに詳細な説明に関しては、本発明と同一の譲受人に譲渡されている、２００１年７月２７日付出願の「多数焦点を有するレーザ光線発射装置」と題する、同時係属の米国特許出願第０９／９１９６２７号を参照されたい。

図８は、第１箇所（集団９４の箇所）から第２箇所（集団９６の箇所）へ走査された７本の離間した光線による光切除に応答してそれぞれに生じた２つの気泡の集団９４、９６を示す。同じく図示するとおり、集団９４は、図７のくびれ部２６ａ’などの第１光線のくびれ部２６に対応する第１気泡９８と、図７のくびれ部２６ｃ’などの第２光線のくびれ部２６に対応する気泡１００を含む。さらに示すように、気泡９８は眼の光軸１０２から半径ｒ_１だけ離間し、気泡１００は気泡９８から距離ｄ_１だけ離間する。同様に、集団９６は、図７のくびれ部２６ａ’などの第１光線のくびれ部２６に対応する第１気泡１０４と、図７のくびれ部２６ｃ’などの第２光線のくびれ部２６に対応する気泡１０６を含む。さらに示すように、気泡１０４は眼の光軸１０２から半径ｒ_２だけ離間し、気泡１０６は気泡１０４から距離ｄ_２だけ離間する。気泡９８および１００は気泡１０４、１０６よりも間隔が接近し合っており、したがってｄ_２＜ｄ_１かつｒ_２＞ｒ_１であることが図８からさらに分かる。

したがって、図８は、集団９４、９６内部の切除領域３０間の間隔が、組織を切除中の角膜箇所に対して調節可能であることを示す。さらに詳細には、熱放散が相対的に遅い光軸１０２付近の組織切除では、離間光線集団内部の切除領域３０間の相対的に大きな間隔を利用して熱損傷を最少化することができる。他方で、熱放散が相対的に速い、角膜２０の周辺部６８付近の組織切除では、集団９４、９６内部の切除領域３０の間の相対的に小さい間隔を使用することができる。

離間光線を使用することによって、組織の相対的に大きなパターンを迅速に切除することができる。例えば、６．５ｍｍの治療領域（約４００，０００パルスを要する）は、それぞれの光線が約１５〜２０μｍのおよその直径Ｄ_ＺＯＮＥを有する切除領域３０を形成する７本の離間光線を使用して約３秒で走査可能である。これは、それぞれの光線が、６００ｆｓのパルス持続時間、６μＪのパルス・エネルギー、１０μｍのくびれ部径、および１０ＫＨｚの繰返し周波数を有することに対応する。したがって、より高次の光学収差（約１ジオプトリー）に関する平均波形補正または修正処置を１０秒未満で達成できる。

本明細書に示して詳細に開示した特定の角膜実質内屈折矯正手術の方法および装置は、目的を完全に達成可能でありかつ前述の利点を提供するものであるが、それは本発明の好ましい実施例の説明に過ぎず、添付の特許請求の範囲における記載以外に、本明細書に示した構成または設計の細部に限定しようとするものではないことを理解されたい。

パルス・レーザ光線を使用して角膜実質内屈折矯正手術を行う装置を示す単純化した概略図。 図１の装置を使用して発生させた成形パルス・レーザ光線による角膜実質組織の切除を表示する角膜を示す、模式的で尺度に従っていない断面図。 典型的な光学装置の構成要素を例示的配置で表示する、図１の装置の１実施例を示す概略図。 切除対象でない組織に対する熱損傷を最少化するために使用できる、例示的な、組み合わされた螺旋走査路を表示する眼の角膜を示す平面図。 図４に示した螺旋走査路を使用する処置時に発生する例示的な気泡を表示する、図４の矢印５−５によって指定した箇所を示す詳細図。 眼の角膜中の角膜実質ラメラの２つの例示的な層を示す拡大断面図。 複数の離間した切除領域を同時に作製できるように主パルス・レーザ光線を複数の光線に分割するための例示的な光学的配置を示す図。 複数の光線による角膜実質切除によって生じる例示的な気泡を表示する眼の角膜を示す、単純化して尺度に従っていない平面図。

符号の説明

１０ 角膜実質内屈折矯正手術のための装置
１２ レーザ源
１４ 光源光線
１６ 光学装置
１８、１８ａ’〜ｃ’ 成形レーザ光線
２０ 角膜
２２ 眼
２４ 眼からの反射光
２６、２６ａ’〜ｃ’ 光線のくびれ部
２８ 角膜実質
３０ 切除領域
３１ 切除深さ
３２ くびれ部から切除領域までの距離
３４ 角膜の前表面
３６ アクティブ・ミラー
３８ 光線経路
４０、４４ 光分配器
４２ 波面検出器
４８ コンピュータ／比較器
５４ 評価器
５８、５８’ 焦点調整／走査用の光学素子
６２、６４ 螺旋走査経路
６６ 角膜の中心
６８ 角膜の周辺
７０ａ〜ｄ 気泡
７２ ラメラ
７４ 楕円偏光計
７６ ラメラの層間の境界面
７８ アクティブ・ミラーからの反射光線
８０ 小型レンズ配列
８２ 視野レンズ
８４ コリメーティング・レンズ
８６、８８ リレー・レンズ
９０ カッティング・レンズ
９２ 走査器
９４、９６ 気泡の集団
９８、１００、１０４、１０６ 気泡
１０２ 眼の光軸
ｄ_１、ｄ_２ 気泡間の距離
ｒ_１、ｒ_２ 眼の光軸からの距離（半径）

Claims (4)

1. 角膜実質組織の光切除によって角膜の屈折特性を変えるためのレーザ光線を確立する方法において、
   レーザ源により発生させられたレーザ光線を、光学装置によりくびれ部を有する形状のレーザ光線に形成する段階と、
   レーザ源が、前記形状を有し、選択されたパルス持続時間を有し前記くびれ部での切除エネルギー閾値よりも大きいパルス・エネルギーを有する少なくとも１つのレーザ光線を発生させる段階と、
   前記光学装置が、前記くびれ部と前記光学装置との間の対象とする前記角膜実質組織の切除領域へ前記レーザ光線を誘導する段階とを含む、レーザ光線を確立する方法。
2. 角膜実質組織を光切除するためのレーザ光線を確立する方法において、
   光学装置が、レーザ源により発生させられたレーザ光線を、前記光線経路に沿って誘導し、前記光学装置から所定の距離の位置にくびれ部を有するレーザ光線に形成する段階と、
   光学装置が、前記光線経路に沿って、前記くびれ部と前記光学装置との間の対象とする前記角膜実質組織の切除領域へ前記レーザ光線を誘導する段階と、
   コンピュータが、前記レーザ光線のパルス持続時間とパルス・エネルギーを制御する段階とを含む、レーザ光線を確立する方法
3. 前記レーザ光線を確立する方法が、前記角膜実質組織の光切除に応答して発生した気泡の直径を検出器が検出する段階と、
   前記気泡が角膜実質のラメラ内にあるかどうかを決定するために、前記コンピュータが、前記気泡の直径を基準値と比較する段階と、
   前記比較する段階の結果を用いて、コンピュータが次の角膜実質のラメラ内の光切除箇所を選択する段階と、
   選択された次の箇所で角膜実質組織を切除するために、光学装置が、前記レーザ光線の前記くびれ部を移動させる段階とを更に含む請求項２に記載されたレーザ光線を確立する方法。
4. 対象とする眼の角膜実質組織を光切除する装置において、
   光学装置から前記光線経路に沿って所定の距離にくびれ部を有する成形されたレーザ光線を、光線経路に沿って形成する光学装置と、
   前記対象とする角膜実質組織を前記光線経路に沿って位置決めするために、前記レーザ光線を誘導する手段と、
   前記光線経路に沿って前記くびれ部と前記光学装置との間に切除領域を形成して、該切除領域で前記対象とする角膜実質組織を光切除するために、前記レーザ光線のパルス持続時間とパルス・エネルギーを制御する手段とを含む、対象とする眼の角膜実質組織を光切除する装置。

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