JPH04503913A - 精密レーザ外科手術の方法と装置 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 精密レーザ外科手術の方法と装置 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。

一部にはショアキン拳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りた。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壷を得る、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ｓｕｒｇｉｃａｌ　５ｔｕｄｙ　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年の調設以来、１０Ｍ ５Ｇ会議に提出された招請報告書は、バーゼルのカーデフ１社によって、ｒ　１ 狂旦且ＩＪシリーズ（Ｄｅｖｅｌｏ　ｖｅｎｔｓｉｎ　Ｏｈｔｈａｌｓ＋ｏｌｏ 　５ｅｒｔｅｓ）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 替物とじて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「非硬人的（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、「非硬人的」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４．６ ６９．４６６号）によ２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接（アブレージラン）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プ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く米国特許第４，５８８，８８５号および第４，７３７，６ ２８号）、ルムリーとフランクは、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 ついて記述したく米国特許第３，７００．８５０号〉、シかし、これらの工業的 方法、およびレスベランスのエキシマによる方法やキープ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（Ｐｒｏｓｐｅｃｔｉ ｖｅ　Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎｏｆ　Ｒａｄｉａｌにｅｒａｔｏｔｏｓｙ　（ＰＥ Ｒに））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。

高エネルギの光歎子〈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、キープとフィヨドロ 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壊モードで表面物質 を溶撥することによって、レスベ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（ｐｌａｓｉｉａ　ｂｒｅａｋｄｏｗｎ）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、焦点帯部分だけにイオン 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（ｐｌ ａｓｇ＋ａ　ｄｅｃａｙ　１ｎｄｕ−ｃｅｄ　ｇｅｎｅｒａＮｏｎ）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 ることを主張したく米国特許第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撓レーザ 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・イダとキープの米国特許第４．６８４４００ 号、スリニヴア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゜６６Ｅｌ；、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巻くカーゲル社、１９８７年）のフェロー ルとスクシー、同書同巻およびＴｒａｎｓ、　ｏｆ　Ａｍ、　０ｐｈｔｈ、　Ｓ ａｃ　のトラウドマンらの論文を幸照のこと、〉 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ミリジユ一 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 ロメ一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 　５ｙｓｔｅｌｓ　）によッテ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＃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）バキメータ、（５）コニオ スコープ（ｃｏｒｎｅｏｓｃｏｐｅ）、（６）反射よ微鏡、（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１〜の細胞の数個分以下である０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馴微鏡（Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ　Ｉｎ５ｔｒｕ−ｓｅ ｎｔｓ　Ｃｏｎ４ｏｃａｌ　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１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０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（Ａｐｐｌｔｅｄ　０ｐｔｉｃｓ）　」２４巻、ｐｐ５２７．１９８ ５年）は、時間経過による２種類の順序バーケンジェ投影（Ｐｅｒｋｅｎｊｅ　 ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ）　（７）変位と比較した二重バーゲンジェ投影技術、 および運動に対応する等長′　変換を調節する位ｆｔ１ｌｌ整装置について説明 している。また、カップらが報告した運動能力の研究（「米国眼科学会誌（Ａｍ ｅｒｉｃａｎ　Ｊｏｕｒａｌ　ｏｆ　Ｏｈｔｈａｌｉｏｌｏ　）　Ｊ　１　０　 ７　巻、　ｐ　３５６−３６０、「後天性免疫不全症候群における緩慢な眼球運 動（Ｓｌｏｗ　５ａｃｃａｄｄｅｓ　ｉｎ　ｔｈｅ　Ａｃｑｕｉｒｅｄ　Ｉｓｇ ＋ｕｎｏ−ｄｅ４ｉｃｉｅｎｃｙ　Ｓｙｎｄｒｏｍ６″！、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（ｇａｌｖａｎｏｍ ｅｔｒｉｃ　ｄｒｉｖｅｎ　ｍ１ｒｒｏｒ　）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−）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、カップ、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−（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、帽り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）ｍ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法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中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 ラから取つ−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。

ビデオ中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、外科顕微鏡画像は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である 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、トラクシコン・ボールやジシイ・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、治療薬を形成すること 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。後者の箱鳴では、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一層足したとき、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（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、レーず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、眼科はどには明確になっ 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。−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−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−１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−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−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、およびバ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　ｃｏｎｃｅｎｔｒｔｃ　１ｌｌｕ＊１ｎａ−ｔ ｉｏｎ　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 水準を提示する。角膜計は、上皮表面層の断面の曲率を提示し、その結果、眼の 正面表面レンズー一つまり角膜の上皮表面−一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賦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 同一組繊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、許容誤差をもうと厳 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３００ミフロン／ミリを越える速度で、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（ ｉｎｔｅｎｓｉｆｆｅｄ　ｖｆｄｅｏ　ｓｕｒｇｉｃａｌ■１ｃｒｏｓｃｏｐｅ ）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　ｍ１ｒｒｏｒ）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示し、現場で約０．　１■ から１００ａ＋ｍ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（ように２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次元マツピング・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（１ｉｎｅａｒ　ａｒ ｒａｙ　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−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　ｇｆｖｅｎ　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　５ｕｒｆａｃｅ　１ａｙｅｒ）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−情報を抽出するには充分でな く−２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−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 シジン）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１ｘ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、はぼ球状であるので、アパ ーチャ（開口）が制限された光学系で設定方向からろた場合、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ＷａＳ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　ｔｅ ａｒ　１ａｙｅｒ）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（ｂｅａ ■　ｄｉｒｅｃｔｉｎｇ■６ａｎｓ　）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次元マツピング手段が含まれる。

表示手段は１．３次元マツ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次元マツピング手段から信号を畳重す取り、眼の機能部位の位置の変化の発 生を認職する。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次元マツ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ＩＡ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ｌＯ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１２に栽せる。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ｌＯ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−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し、ンズ・エレメントｉ７ （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に鋤 いたときにレーザ・トリガ手段が（ｒＩＡ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鏑゛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次元マツピング・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０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ｆ４用面微鏡、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（ＩＩは３次元マツピングの方法と 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２２゜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。

クロスへアつまり直交線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のクロスヘアっまり直交線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２４ ｃ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３２．３３゜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　１ｏｏｋ−ｕｐ　ｔａ ｂｌｅ　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」のようなトラクシジン ・ボールー−例えば図１の番号４２で示すように「ロジマウス（Ｌｏｇｉ■ｏｕ ｓｅ　）　Ｊという商標で市販されている製品−一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喘である。

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 り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、マツクペイント（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 スへ７２７．２８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面でクロスへアつまりハツチング２８を左に移動すると、そのすぐ上の象限 ２４ｂのＸ−２面でもクロスへ７３３が同じように左に移動する。また、クロス へ７２８を移動すると、Ｙ−２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の垂直クロスへアも 移動し、右上象限２４ｂのｘ−２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４ ３ａ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ＩＡ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１１０■ の改造ツアイス・ブレーナＦ／２レンズと焦点距離３６０ｍｍのシュナイダ・キ セナＦ１５．６レンズを組み合わせ、共役を一致させて、開口数（ＮＡ）３．３ Ｘ１０．２５、作動距離７０ｍ閣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。２ ８■、Ｆ／４の対称コピー形レンズ（ｓｙｍａｅｔｒｉｃ　ｃｏｐｙ　ｔｙｐｅ 　１ｅｎｓ）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、光学系の縮倍率は、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１５ａｍ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ｔ１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、追跡が可能なノ（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５３ｇ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（ｑｕａ ｄｒａｎｔ　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っ強膜の像や、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５ｏ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−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Ｎｄ　：　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。

カメラめ偉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（、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５ ３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（ｄｔｒｅ ｃｔｉｏｎａｌ　ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ　ｍ１ｒｒｏｒ）　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５ ３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へアが移動し、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）紬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１、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繊の深さく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接するため、 または厳格に網膜の血管を一凝固するため、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規準するために調節するこ とがことが望ましい。拡大され規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１ ７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２ ５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（ＳｌＴ）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、外科医がジジイスティンク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、目的が組線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 後最終レンズ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・し−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 系属出顯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とがしばしばある。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１ ７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、　２４ｅの 水平クロスへ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ｒＡ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。したがりて、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。規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、機軸 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５０＋ｓ■、できれ ば約１００ｍ＋ｍとする。

ここに述べる１つの好適実施例では７０■）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４３ａ１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ｒロジマウス」、図４には示さず）をジョ イスティックの近くに配置し、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。トラクシジン・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 治療薬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・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８６．８７． 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９ ４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５３ａ１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５人ないし図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 語にはオーバラブプする部分がある。

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８ ３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 位置を示すクロスへアの実際の移動、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ａ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 画像を医師に提供する。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 追跡ミラ一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ｔｘｔ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５３ｇ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１］２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ｍ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、　２ ４ｄ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−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［１１１８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・レートより高い速度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、電流に対応する部品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、磁界中の電線フィルを利用して、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拳スピーカの 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ＣＰ　Ｕ　１１０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ｓｒｍｖｔａまたはＣＰ　Ｕ　１１０ 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、ＣＰＵｌｌ０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−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 ５４８は、特徴物の追跡が失われたときに、高速追跡ループからＣＰ　Ｕ　１１ ０に割り込み信号を発行する。両方の制御信号（つまりＣＰ　Ｕ　１１０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、ＣＰ　Ｕ　１１０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、ＣＰＵｌｌ０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は概して曲線へ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。は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１、通常、 曲線の差は零にはならない。さらに、限定数のテストンフトーー例えば１Ｏ−− Ｌ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１３０に沿って、マイクロプロセッサ１１０である中央処理袋ｆｆ１（ＣＰ Ｕ　）に送信する。ＣＰ　Ｕ　１１０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Ｉ１０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。

ＣＰ　Ｕ　１１０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Ｉ１０基板に、制御信号を送信する。専用Ｉ１０基板と回転ミラー６１と最鋒 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Ｉ１０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−」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５３ ａ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 −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 手術レーザ」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術レーザ」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ー−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−一の 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一一 誤った位置を傷付けるおそれがあるｍ−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？Ｉｊ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 ツピング・システムの１例を概略的に示すものである。規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２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２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、この式の位相項にかまれることを、検査によっ て知ることができる。

平面基準表面＜２＝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　ｔａｎ　ａこの式を２に間して解くと、次のよ うになる６Ｚ　＝　ｉｋ　Ｘ　ｔ（Ｘ）　ｉｋｔｃｍ（ｔｄ（Ｉ）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 １周期的な格子、例えばロンキー格子に使用するためにら−Ｒｆヒすることがで きる。唯一の必要条件は１位相を正確に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０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０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０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０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（ｒ ＋ｕｏｒｅｓｃｅｒｎ　）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＆！１２７を逐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２ １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次元で一意にマツピングす 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、コンピュータに筺存しておいた以ローに生成した基準 パターン分用いることにより、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１７’ｌａ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ｉ＆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１２８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１曲線１２９のように見える０本発明の好 適実施例における重要な特徴は、′ｉ５準ロフロンキー格子ンピュータの記憶装 置に入っており、探知された漂に電子的に干渉が行なわｉする。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 照明される全てのニレメン１〜の正確な形状および位置をめることができる。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、はぼ球形であるので、固定光源 がらの鏡面反射は、表面の非常に小さい領域からオブザービング・レンズ（ｏｂ ｓｅｒｖｉｎｇ　１ｅｎｓ）だけに反射することができる。したがって、眼の立 体角合本を埋めることなく、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・１セイン°色素を滴下する８次 に、ロンキー・１０ジエクタに青色フィルタを使用し１色素が蛍光縁（ｆｌｕｏ ｒｅｓｃｅ　ｇｒｅｅｎ　）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１２ ６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、漏光された光線は次に、ロ ンキー刻！　１２７を通り、さらに系束レンズ１３６２経て、手術する眼５８ま たはその池の組織に向かう、光源１２６は、ダイオード・レーザ次なは白熱ｔａ ！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０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り技術の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Ｈ１面技術を利用して、特定のマツ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・ンビングとプロファイ 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Ｉｌ［１ＩＩＩのどちらでも適用すること ができる。ｍ１ｌｌ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１１０ｓ＋（ｆ２、オーブン１シヤツタの場合で、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十８０　ｎ　ｍ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、Ｄｒは約２ミ クロンである。これは非常く侠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麻である。したがって、レンズの 開口をいっばいに使用したとき、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０．８ｇ＋ｍである。

正面対物レンズ１７は２軸ドライバに設置されており、こ見ることができる。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、眼のその池の表面とでは、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０康専閂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。最も間車な方法は、透明な平 たい板を取り、内径が１５ｍ５以上であるが、眼にぴったりする程度に小さい金 属管の一端にその仮を固定し、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１４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、ハンドベルト ・し：ｙ　Ｘ”　テＪ’１に、これを角膜表面に接着する（時々、潤滑剤としで 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１本発明の具体的な部分を 構成するものではなく、関連業界の熟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、ｆ１！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がら逸脱す ることなく１作成することができるがもじれない。

ＦＩＧ、ｌａ 国際調査報告

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．収束されたレーザ・ビームを使用して正確な外科手術を促進するシステムに おいて、前記システムが、外科医／ユーザに情報を提供し、かつ外科医／ユーザ による手術方法の制御を可能にするユーザ・インタフェース手段であって、シス テムが標的とする患者の組織の位置および前記組織の特徴の３次元トポグラフィ ーおよび等高線に関する正確な情報を外科医／ユーザに提供するためのビデオ・ ディスプレイ手段を有し、かつ外科医／ユーザの希望するようにビデオ・ディス プレイ手段に表示される情報を変更するために組織を走査するため、および外科 医／ユーザによる外科レーザ・ビームの照射の制御を可能にするための、外科医 ／ユーザの制御下にある手段を有する、前記ユーザ・インタフェース手段と、 ビデオ・ディスプレイ手段に接続したイメージング・システムであって、データ を生成し、読み出し、解釈することによって手術対象組織の顕著な特徴物の３次 元の位置に関する情報を得るための３次元マッピング手段を有し、かつデータを 解釈するため、およびデータを外科医／ユーザにとって便利な形式で実時間でビ デオ・ディスプレイ手段に提示するためのマイクロプロセッサ手段を有する、前 記イメージング・システムと、 患者の透明な組織内部も含め、患者の組織に希望するレーザ手術を実行すること のできるレーザ・ビームを発生するための短パルス・レーザ出力源と、 レーザ・ビームを受け取り、その方向を変更し、手術対象組織内の希望する目標 に向ってレーザ・ビームを適切に収束させる光路手段と、 光路手段に沿って前記目標の外科顕微鏡像を得るため、およびビデオ画像情報を ビデオ・ディスプレイ手段に供給するために、光路手段に途中で交わりかつこれ と軸を共有するように配置した外科顕微鏡手段と、手術対象組織の動きを実時間 で追跡し、それに応じて光路手段の方向を変化させ、そうすることによって３次 元マッピング手段および外科顕微鏡手段から生成された情報と画像およびレーザ ・ビームの照準と位置を実時間で組織の位置変化に順応させるための、光路手段 内にあってマイクロプロセッサ手段と関連付けた追跡手段と、から成ることを特 徴とするシステム。 ２．レーザ出力源から生じるレーザ・ビームが可視光レーザ・ビームから成るこ とを特徴とする、請求項１記載のレーザ外科手術システム。 ３．イメージング・システムが、手術対象組織にロンキ一刻線を射影する手段を 装備した軸はずれ投光器を有し、さらに、組織に射形されたロンキ一刻線の像を 受け取るため、および受け取った像からデータを解析し、外科医／ユーザにビデ オ・ディスプレイ手段で提示するために組織に関する等高線およびトポグラフィ ーの情報を計算するための、イメージング・システムおよびマイクロプロセッサ 手段と関連付けた画像形成手段を有することを特徴とする、請求項２記載のレー ザ外科手術システム。 ４．マイクロプロセッサ手段が、目標の反射表面で観察されたロンキー格子の像 を、保存しておいたロンキー格子像と電子的に干渉させる手段を有することを特 徴とする、請求項３記載のレーザ外科手術システム。 ５．光路手段が、レーザ・ビームを収束する手段を装備した最終収束レンズと、 ３次元マッピング手段と、患者に対して最終収束レンズからかなりの快適距離、 少なくとも約５０ｍｍの距離を置いて配置した外科顕微鏡手段とを有することを 特徴とする、請求項１記載のレーザ外科手術システム。 ６．前記レーザ外科手術システムがさらに、最終収束レンズを正面エレメントと する対物レンズ・アセンブリを有し、追跡手段がマイクロプロセッサ手段により 自動制御される回転ミラーを有し、前記回転ミラーは前記対物レンズ・アセンブ リ内に配置され、かつ前記最終収束レンズに対して運動可能であることを特徴と する、請求項５記載のレーザ外科手術システム。 ７．さらに、予め選択したパターンのレーザ手術を自動的に実行するために、イ メージング・システムによって作成された画像にプログラム・テンプレートをス ーパーインポーズする手段を有することを特徴とする、請求項１記載のレーザ外 科手術システム。 ８．前記レーザ外科手術システムが、前記光路手段に沿って患者の組織からデー タを獲得するため、およびビデオ・ディスプレイ手段で提示するトポグラフィー 情報を生成する目的でイメージング・システムのマイクロプロセッサ手段へデー タを送るための追跡およびプロフィロメータ・カメラ手段を有し、前記追跡およ びプロフィロメータ・カメラ手段が、３次元マッピング手段および追跡手段と関 連付けられ、かつ前記光路手段に途中で交わりこれに沿って方向付けられること を特徴とする、請求項１記載のレーザ外科手術システム。 ９．追跡手段が、追跡およびプロフィロメータ・カメラ手段の観測角および外科 顕微鏡手段とレーザ・ビームの照準に影響を及ぼす、電磁的に駆動される回転ミ ラーを有し、前記電磁駆動式回転ミラーはイメージング・システムのマイクロプ ロセッサ手段で生成される信号によって制御され、患者の組織が動いた後でその 組織の認識される特徴物の後を追うことを特徴とする、請求項８記載のレーザ外 科手術システム。 １０．イメージング・システムが、実質的に全ての鏡面反射光を除去する手段を 装備した、組織の特徴物からの散乱光を検出する散乱光検出手段を有することを 特徴とする、請求項１記載のレーザ外科手術システム。 １１．外科顕微鏡手段が、ヒトの診療手順に適した安全照度レベルを維持しなが ら低い光レベルで高倍率の画像を得るためのインテンシファイド・ビデオ・カメ ラ手段を有することを特徴とする、請求項１記載のレーザ外科手術システム。 １２．追跡手段が、組織の動きを１ミリ秒以下の追跡閉ループ応答時間で追跡す るための高速追跡手段を有することを特徴とする、請求項１記載のレーザ外科手 術システム。 １３．追跡手段がさらに、組織の３次元トポグラフィー計算結果に基づいて組織 の位置を解析するため、および高速追跡手段が組織の特徴物を見失ったときに、 マイクロプロセッサ手段を用いてその特徴物を捜索して見つけ出すため、および 光路手段の方向を変更して光経路手段を対象組織の特徴物の上に再配置するため のバックアップ低速追跡手段を有することを特徴とする、請求項１２記載のレー ザ外科手術システム。 １４．バックアップ低速追跡手段がビデオカメラを有し、ビデオ・カメラのフレ ーム・レートに等しい追跡閉ループ応答時間で作動することを特徴とする、請求 項１３記載のレーザ外科手術システム。 １５．　希望する外科手術を実行するために、外科医／ユーザにレーザの照射の 照準、深さ、およびタイミングを制御させるレーザ照射制御手段と、 眼およびその内部にある特徴物の位置および形状を表わすデータを獲得するため の、患者の眼の位置に向けられた３次元マッピング手段と、 ３次元マッビング手段からデータを受け取るため、およびそのデータをスクリー ンに表示可能な形式であって、外科医／ユーザが眼の特徴物の位置および前記特 徴物内のレーザ・ビームの照準と深さの位置を正確に知る上で有効な形式に交換 するためのマイクロプロセッサ手段と、外科手術の準備段階および手術中に、眼 のトポグラフィーおよびレーザ・ビームの照準と深さを表わすマイクロプロセッ サ生成画像を外科医／ユーザに実時間表示するためのディスプレイ手段と、 から成ることを特徴とする、精密眼科レーザ手術用の装置とシステム。 １６．さらに、手術中に実時間で眼の動きを追跡し、かつ３次元マッピング手段 とレーザにより眼の特徴物の動きを追跡する追跡手段と、 特徴物が動いた後でその特徴物を認識するため、および３次元マッピング手段と レーザを前記特徴物の新しい位置の方向に調節するための、マイクロプロセッサ と関連付けられた手段と、 を有することを特徴とする、請求項１５記載の装置とシステム。 １７．追跡手段が、特徴物を追跡する能力と、前記特徴物の新しい位置を識別す る能力と、前記特徴物の画像をビデオ・ディスプレイ手段のフレーム・レートよ り高速で外科医／ユーザに提供する能力とを有することを特徴とする、請求項１ ６記載の装置とシステム。 １８．追跡手段が、眼の特徴物の位置の認識された変化に応答して、３次元マッ ピング手段とレーザ・ビームの照準の位置を変化させるために、電磁的に駆動さ れる回転ミラーを３次元マッビング手段とレーザ・ビームの両方の光路に沿って 装備することを特徴とする、請求項１６記載の装置とシステム。 １９．追跡手段が高速追跡手段とバックアップ低速追跡手段とを有し、前記バッ クアップ低速追跡手段は、特徴物を追跡する能力と、前記特徴物の新しい位置を 識別する能力と、前記特徴物の画像を少なくともビデオのフレーム・レートと同 じ速度で外科医／ユーザに提示する能力とを有し、前記高速追跡手段はずっと高 速の閉ループ応答時間で組織の動きを追跡する能力を有し、前記バックアップ低 速追跡手段は、組織の３次元トポグラフィー計算結果に基づいて組織の位置を解 析するため、および高速追跡手段が組織の特徴物を見失ったときに、マイクロプ ロセッサ手段を用いて、前記特徴物を捜索し見つけ出すため、および対象組織の 新しい位置に移動し、かつ高速追跡手段に高速追跡を再開させるための手段を装 備することを特徴とする、請求項１６記載の装置とシステム。 ２０．ディスプレイ手段がビデオ・スクリーンから成ることを特徴とする、請求 項１５記載の装置とシステム。 ２１．さらに、レーザ・ビームが照準を向けている眼の小領域を非常に大きく拡 大した像を得るため、およびディスプレイ手段で提示する目的で前記小領域のビ デオ画像を生成するために、レーザ・ビームと共通の光路に外科顕微鏡手段を装 備することを特徴とする、請求項１５記載の装置とシステム。 ２２．さらに、光学エレメントを患者からかなりの快適な距離に配置した状態で 、眼の前記小領域の画像を１０倍以上の倍率増加範囲の調節可能な倍率で形成す るために、外科顕微鏡手段と関連付けた光学ズーミング手段を装備することを特 徴とする、請求項２１記載の装置とシステム。 ２３．外科顕微鏡手段が、ヒトの診療手順に適した安全照度レベルを維持しなが ら低い光レベルで高倍率の画像を得るためのインテンシファイド・ビデオ・カメ ラ手段を装備することを特徴とする、請求項２１記載の装置とシステム。 ２４．光路の装置外部に最終収束レンズが含まれ、前記最終収束レンズが患者か ら少なくとも１００重ｍｍ離れた距離に配置されることを特徴とする、請求項２ ２記載の装置どシステム。 ２５．ディスプレイ手段が、外科顕微鏡手段からの画像、および３次元マッピン グ手段から獲得し、かつ前記マイクロプロセッサ手段で生成したトポグラフィー 情報を表示す３１．さらに、外科医／ユーザがレーザ・ビームの方向と照準をど こに向けているかによって、外科医が前記マイクロプロセッサ生成画像に写って いる患者の組織の様々な横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、外科医制御手段と関連付けられたディスプレイ制御手段を有す ることを特徴とする、請求項３０記載の装置。 ３２．３次元マッビング手段が、前記表示画面を生成するためのデータを獲得す るときに、組織の特徴物からの散乱光を検出する手段を有することを特徴とする 、請求項３０記載の装置。 ３３．さらに、３次元マッピング手段と関連付けられており、そこから信号を受 け取る、眼の特徴物の位置の変化の発生を認識するための位置解析手段と、前記 位置の変化の後で特徴物を捜索し、この特徴物の新しい位置を見付け出し、新し い位置を示す信号を発生するための、前記位置解析手段と関連付けられた目標追 跡手段と、 日標追跡手段から前記信号を受け取り、３次元マッピング手段の照準を特徴物の 新しい位置に変更し、それによって特徴物の後を追い、かつディスプレイ手段の 画像を安定させ、それと同時にそれに応じてレーザ・ビームの焦点の深さと照準 を調節して目標特徴物の新しい位置に方向付ける追跡位置決め手段と、 から成ることを特徴とする、請求項３０記載の装置。 ３４．レーザ源がパルス・レーザ・ビームを発生し、位置決め解桁手段、目標追 跡手段、および追跡位置決め手段が、レーザ源のパルス発生速度より高い速度で 特徴物を追跡する手段を有することを特徴とする、請求項３３記載の装置。 ３５．希望する種類の外科手術を眼の組織に実行することのできる出力を有する レーザ・ビームを発生するレーザ液と、 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付け手段を有す る、レーザ・ビームを送り出す光路手段と、 患者の眼およびその内部の位置、形状、および特徴を３次元で感知し、そうした 位置、形状、および特徴を表わすデータおよび信号を生成するための３次元マッ ピング手段と、 ３次元マッピング手段から信号を受け取り、前記眼の位置、形状、および特徴を 表わす画像を外科医／ユーザに提供するディスプレイ手段と、 ３次元マッピング手段と関連けられており、そこから信号を受け取る、眼の特徴 物の位置の変化の発注を認識するための位置解析手段と、 前記位置の変化の後で特徴物を捜索し、この特徴物の新しい位置を見付け出し、 新しい位置を示す信号を発生するための、前記位置解析手段と関連付けられた目 標追跡手段と、 日標追跡手段から前記信号を受け取り、３次元マッピング手段の照準を特徴物の 新しい位置に実時間で変更し、それによって特徴物の後を追い、かつディスプレ イ手段の画像を安定させ、それと同時にそれに応じてレーザ・ビームの無点の深 さと照準を調節して日標特徴物の新しい位置に方向付ける追跡位置決め手段と、 から成ることを特徴とする眼科レーザ手術用のシステム。 ３６．さらに、選択した手術方法を眼に自動的に実行ずるために、レーザ照射の タイミングを自動的に制御すると共に、予め選択した手術経路に従って、レーザ の照準と焦点の深さに関してビーム方向付け手段を３次元で制御する事前プログ ラム手術実行手段と、 特徴物の新しい位置が見つかったことを確認するために事前プログラム手術実行 手段に信号を送り、かつ予め選択した時間内に手術実行手段が前記確認信号を受 け取らなかった場合には、レーザ照射を中断するために事前プログラム手術実行 手段に信号を送るための、目標追跡手段および手術実行手段と関連付けられた追 跡フィードバック手段と、を有することを特徴とする、請求項３５記載のシステ ム。 ３７．さらに、ビーム方向付け手段に接続され、外科医／ユーザにレーザ・ビー ムの照準と焦点の深さを制御させる外科医制御手段を有することを特徴とする、 請求項３５記載のシステム。 ３８．ディスプレイ手段がビデオ・ディスプレイであることと、 さらに、眠の組織の目標領域のビデオ顕微鏡画像を取るため、および上記ビデオ 顕微鏡画像を実時間で表示させ、医師のレーザ手術を支援する目的で、ビデオ画 像情報をビデオ・ディスプレイ手段に供給するための、光学手段に途中で交わり その軸を共有するように配置した外科顕微鏡手段を有すること、 を特徴とする請求項３５記載のシステム。 ３９．眼科の診断と分析および眼科手術の支援に使用するシステムにおいて、前 記システムが、患者の眼およびその内部の位置、形状、および特徴を３次元で感 知し、そうした位置、形状、および特徴を表わすデータおよび信号を生成するた めの３次元マッピング手段と、 ３次元マッピング手段から信号を受け取り、前記眼の位置、形状、および特徴を 表わす画像をユーザに提供するディスプレイ手段と、 ３次元マッピング手段と関連付けられており、そこから信号を受け取る、眼の特 徴物の位置の変化の発生を認識するための位置解析手段と、 前記位置の変化の後で特徴物を捜索し、この特徴物の新しい位置を見付け出し、 新しい位置を示す信号を発生するための、前記位置解析手段と関連付けられた目 標追跡手段と、 目標追跡手段から前記信号を受け取り、３次元マッピング手段の照準を特徴物の 新しい位置に実時間で変更し、それによって特徴物の後を追い、かつディスプレ イ手段の画像を安定させる追跡位置決め手段と、 から成ることを特徴とするシステム。 ４０．ディスプレイ手段がビデオ・ディスプレイであることと、 さらに、眠の組織の目標領域のビデオ顕微鏡画像を取るため、および上記ビデオ 顕微鏡画像を実時間で表示させ、医師のレーザ手術を支援する目的で、ビデオ画 像情報をビデオ・ディスプレイ手段に供給するための、患者の眼に向けて方向付 けた外科顕微鏡手段を有すること、を特徴とする請求項３９記載のシステム。 ４１．さらに、ユーザの選択によって患者の組織の様々な横断面を、ユーザがデ ィスプレイ手段に表示させることができるようにするディスプレイ制御手段を含 むことを特徴とする、請求項３９記載のシステム。 ４２．追跡位置決め装置が自動制御の回転ミラーを有することと、 システムがさらに、最終収束レンズつまり正面レンズ・エレメントを装備しマッ ピング手段と関連付けられた対物レンズ・アセンブリを有することと、 前記回転ミラーが前記対物レンズ・アセンブリ内に配置され、かつ最終収束レン ズに対して運動可能であること、を特徴とする請求項３９記載のシステム。 ４３．患者の眼の組織の特徴物の位置と形状および外科手術レーザ・ビームの照 準と焦点の深さに関する正確な情報を外科医のために表示するイメージング・シ ステムを使用して、眼科レーザ手術を実行する方法において、前記方法が、 レーザ源によって、希望する種類の手術を眼の組織で実行することのできる出力 を有するレーザ・ビームを発生する段階と、 光路に沿ってレーザ・ビームを送り出す段階と、レーザ光路と関連付けたビーム 方向付け手段によって、レーザ・ビームの照準と焦点の深さを制御する段階と、 ３次元マッピング手段によって患者の眼およびその内部の位置、形状、および特 徴を探知し、さらに前記位置、形状、および特徴を表わすデータおよび信号を生 成する段階と、 ３次元マッピング手段から信号を受け取るディスプレイ手段に、前記眼の位置、 形状、および特徴を表わす画像を実時間で外科医／ユーザに提示する段階と、３ 次元マッピング手段と関連付けられ、これから信号を受け取る位置解析手段によ って、眼の特徴物の位置の変化の発生を認識する段階と、 位置解析手段と関連付けられた目標追跡手段によって、前記位置の変化の後で、 特徴物を捜索し、この特徴物の新しい位置を見つけ出し、新しい位置を示す信号 を生成する段階と、 目標追跡手段から前記信号を受け取る追跡位置決め手段によって、３次元マッピ ング手段の照準を特徴物の新しい位置に実時間で自助的に変更し、それによって 、特徴物の後を追い、ディスプレイ手段の画像を安定させ、それと同時にそれに 応じて、レーザ・ビームの照準と焦点の深さが目標の特徴物の新しい位置に方向 付けられるように、自動的に調節する段階と、 から成ることを特徴とする方法。 ４４．さらに、外科顕微鏡で患者の組織をモニタする段階と、外科顕微鏡からの 信号をディスプレイ手段に送って、眼の組織を非常に大きく拡大した像の実時間 ビデオ表示を提供する段階とを含むことと、 前記外科顕微鏡が、最終収束レンズをはじめ、レーザ・ビームと共通の光路を有 しており、表示される顕微鏡像は、レーザ・ビームが向けられているのと同じ位 置および焦点深度の顕微鏡領域から成ること、 を特徴とする請求項４３記載の方法。 ４５．外科顕微鏡が、ヒトの診療手順に適した安全照度レベルを維持しながら低 い光レベルで高倍率の画像を得るためにインテンシファイド・ビデオ・カメラ手 段を有することを特徴とする、請求項４４記載の方法。 ４６．さらに、ソフトウェアに基づく外科経路を選択し、プログラムを始動して 、予め選択した位置に順番に自動的にレーザの照準と焦点を合わせ、照射し、外 科経路を確立することによって、事前にプログラムした３次元の外科経路に従っ て、レーザ眼科手術を自動的に実行する段階を含むことを特徴とする、請求項４ ３記載の方法。 ４７．さらに、目標追跡手段が動いた特徴物の位置を所定の時間内に再捕捉でき なかったときには、事前にプログラムされた経路に沿ってレーザの運動および照 射を自動的に遮断し、そうすることによって、手術を受ける眼の特徴物が、レー ザ・ビームの意図された焦点から危険な距離まで移動したときには、即座に、事 前にプログラムされた手術の実行を中断する段階を含むことを特徴とする、請求 項４６記載の方法。 ４８．さらに、ディスプレイ・メニューに提示される様々な形式を手動で選択す ることによって、眼の組織の様々な横断面を外科医／ユーザが検討する段階を含 むことを特徴とする、請求項４３記載の方法。 ４９．システムが、事前にプログラムされた手術経路テンプレートを作成したり 編集する外科医制御手段を含むことと、 前記方法が、事前にプログラムされた経路に沿って自動手術を始動する前に、事 前にプログラムされた手術テンプレートを外科医が作成する段階を含むこと、を 特徴とする請求項４６記載の方法。 ５０．患者の組織を結像し、外科医の正面にあるディスプレイ・スクリーンに画 像を選択した形式で表示し、レーザを方向付ける外科医によって選択された３次 元の手術経路に従って患者の組織にレーザ・ビームを送り出し、レーザを照射す るため、および患者の組織を実時間で追跡して、ディスプレイ・スクリーンに表 示される画像を安定化させると共に、組織の実際の動きに関わらず、目標の組織 をディスプレイ・スクリーン上で基本的に固定化するためのシステムを用意する 段階と、 患者をシステムの近接位置に配置する段階と、外科医の制御下で、ディスプレイ ・スクリーンで所望の画像を選択することによって、患者の組繊の様々な場所お よび様々な横断面を検討する段階と、 外科医の制御下で、手術を実行ずる目的でレーザ・ビームの焦点を合わせ照射を 行なう１連の位置から成る、目的の組織における手術の３次元の経路を選択し、 外科医によって選択された走確な手術経路をシステムのコンピュータおよび記憶 装置に入力する段階と、 外科医の制御下で、外科医によって選択されたプログラムされた手術経路に沿っ て、レーザの照射を始動する段階と、 システムの追跡装置が移動した組織の特徴物を所定の時間内に再捕捉することが できなかったときには、プログラムされた手術経路に沿って手術を自動的に中断 する段階と、から成ることを特徴とする、レーザ手術の実行方法。 ５１．システムがさらに、患者の眼の組織の、３次元イメージング・システムで 見えるのと実質的に同じ領域が見える外科顕微鏡と、照準を合わせた目的の粗織 のビデオ顕微鏡像をディスプレイ・スクリーンに提示する手段とを含むことと、 前記方法が、ユーザが目的の眼の組織のビデオ顕微鏡像を、スクリーンに表示さ れた他の画像と共に調べる段階を含むこと、 を特徴とする請求項５０記載の方法。 ５２．眼科の診断のために患者の眼の組織を観察する方法において、前記方法が 、 患者の粗織を３次元で表示し、目的の組織の３次元マッピングを行ない、目的の 組織の平面および断面の画像を生成し、前記画像をディスプレイ・スクリーンに 提示し、組織の位置が変化したときに目的の組織を追跡し、そうすることによっ て患者の組織の任意の領域を追跡し、ディスプレイ・スクリーンに表示される組 織の３次元の画像を実時間で安定させ、ディスプレイ・スクリーンを見るユーザ の観点から画像を実質的に固定化するためのシステムを用意する段階と、 患者をシステムの隣接位置に、目的の組織が３次元マッピング・システムに隣接 するように配置する段階と、平面図と断面図を含め、患者の組織を３次元で表示 する段階と、 から成ることと、 前記横断面はユーザが決定し、かつその表示部分はユーザが変更できることと、 ユーザは、非常に安定した形式でスクリーンに表示された患者の組織の領域を観 察し診断することができ、かつ診断のために組織の様々な領域を高い信頼度で調 査することができること、 を特徴とする方法。 ５３．システムがさらに、患者の眼の組織の、３次元マッピング・システムで見 えるのと実質的に同じ領域が観察される外科顕微鏡と、照準を合わせた目的の組 織の顕微鏡ビデオ像をディスプレイ・スクリーンに提示する手段を含むことと、 前記方法が、ユーザが目的の眼の組織のビデオ顕微鏡像を、スクリーンに表示さ れた他の画像と共に調査する段階を含むこと、 を特徴とする、請求項５２記載の方法。 ５４．収束したレーザ・ビームを使用する手術中に運動することがある手術対象 またはその一部分における高精度制御手術を促進するシステムにおいて、前記シ ステムが、システムが照準を向ける手術対象の位置に関する正確な情報および手 術対象の特徴物の３次元トポグラフィーと等高線をユーザに提供するビデオ・デ ィスプレイ手段を装備し、さらに手術対象を走査して、ユーザが希望する通りに ビデオ・ディスプレイの情報を変化させるため、およびレーザ・ビームの照射を ユーザに制御させるための手段を装備した、ユーザに情報を提供し、かつユーザ による手順の制御を可能にするユーザ・インタフェースと、ビデオ・ディスプレ イ手段に接続したイメージング・システムであって、データを生成し、読み出し 、解釈することによって手術対象組織の顕著な特徴物の３次元の位置に関する情 報を得るための３次元マッピング手段を有し、かつデータを解釈するため、およ びデータを外科医／ユーザにとって便利な形式で実時間でビデオ・ディスプレイ 手段に提示するためのマイクロプロセッサ手段を有する、前記イメージング・シ ステムと、 手術対象に希望するレーザ手術を実行することのできるレーザ・ビームを発生す るためのレーザ出力源と、レーザ・ビームを受け取り、その方向を変更し、手術 対象組織内の希望する目標に向ってレーザ・ビームを適切に収束させる光路手段 と、 光路手段に沿って前記目標のビデオ顕微鏡像を得るため、およびビデオ画像情報 をビデオ・ディスプレイ手段に供給するために、光路手段に途中で交わりかつこ れと軸を共有するように配置した外科顕微鏡手段と、手術対象組織の動きを実時 間で追跡し、それに応じて光路手段の方向を変化させ、そうすることによって３ 次元マッピング手段および外科顕微鏡手段から生成された情報と画像およびレー ザ・ビームの照準と位置を実時間で組織の位置変化に順応させるための、光路手 段内にあってマイクロプロセッサ手段と関連付けた追跡手段と、から成ることを 特徴とするシステム。 ５５．１連のレーザ照射によって手術対象またはその内部に精密手術を実行する ときに使用するシステムにおいて、前記システムが、 希望する種類の外科手術を眼の組織に実行することのできる出力を有するレーザ ・ビームを発生するレーザ源と、レーザ・ビームの焦点の深さと照準を制御する ためのビーム方向付け手段を有する、レーザ・ビームを送り出す光路手段と、 患者の眼およびその内部の位置、形状、および特徴を３次元で感知し、そうした 位置、形状、および特徴を表わすデータおよび信号を生成するための３次元マッ ピング手段と、 ３次元マッピング手段から信号を受け取り、前記眼の位置、形状、および特徴を 表わす画像を外科医／ユーザに提供するディスプレイ手段と、 ３次元マッピング手段と関連付けられており、そこから信号を受け取る、眼の特 徴物の位置の変化の発生を認識するための位置解析手段と、 前記位置の変化の後で特徴物を捜索し、この特徴物の新しい位置を見付け出し、 新しい位置を示す信号を発生するための、前記位置解析手段と関連付けられた目 標追跡手段と、 日標追跡手段から前記信号を受け取り、３次元マッピング手段の照準を特徴物の 新しい位置に実時間で変更し、それによって特徴物の後を追い、かつディスプレ イ手段の画像を安定させ、それと同時にそれに応じてレーザ・ビームの焦点の深 さと照準を調節して目標特徴物の新しい位置に方向付ける追跡位置決め手段と、 から成ることを特徴とするシステム。 ５６．さらに、選択した手術方法を手術対象に自動的に実行するために、レーザ 照射のタイミングを自動的に制御すると共に、予め選択した手術経路に従って、 レーザの照準と焦点の深さに関してビーム方向付け手段を３次元で制御する事前 プログラム・ビーム・トリガ実行手段と、特徴物の新しい位置が見つかったこと を確認するために事前プログラムビーム・トリガ実行手段に信号を送り、かっ予 め選択した時間内に手術実行手段が前記確認信号を受け取らなかった場合には、 レーザ照射を中断するために事前プログラム・ビーム・トリガ実行手段に信号を 送るための、目標追跡手段および手術実行手段と関連付けられた追跡フィードパ ック手段と、を有することを特徴とする、請求項５５記載のシステム。 ５７．さらに、ビーム方向付け手段に接続され、ユーザにレーザ・ビームの照準 と焦点の深さを制御させるユーザ制御手段を有することを特徴とする、請求項５ ５記載のシステム。 ５８．眼科の診断のために患者の眼の組織を観察する方法において、前記方法が 、 目的の組織を３次元で自動的にマッピングし、目的の組織の平面および断面の画 像を生成し、前記画像を実時間でディスプレイ・スクリーンに表示する段階と、 患者をシステムの隣接位置に、目的の粗織が３次元マッピング・システムに隣接 するように配置する段階と、平面図と断面図を含め、虚者の組織を３次元で表示 する段階と、 から成ることと、 前記横断面はユーザが決定し、かつその表示部分はユーザが変更できることと、 ユーザは、非常に安定した形式でスクリーンに表示された患者の組織の領域を観 察し診断することができ、かつ診断のために組織の様々な領域を高い信頼度で調 査することができること、 を特徴とする方法。 ５９．収束したレーザ・ビームを使用する精密制御手術を促進するワークステー ションにおいて、前記ワークステーションが、 システムが照準を向ける患者の組織の位置に関する正確な情報および組織の特徴 物の３次元トポグラフィーと等高線を外科医／ユーザに提供するビデオ・ディス プレイ手段を装備し、さらに組織を走査して、外科医／ユーザが希望する通りに ビデオ・ディスプレイ手段の情報を変化させるため、およびレーザ・ビームの照 射を外科医／ユーザに制御させるための手段を装備した、外科医／ユーザに情報 を提供し、かつユーザによる手順の制御を可能にするユーザ・インタフェースと 、 ビデオ・ディスプレイ手段に接続したイメージング・システムであって、データ を生成し、読み出し、解釈することによって手術対象粗織の顕著な特徴物の３次 元の位置に関する情報を得るための３次元マッピング手段を有し、かつデータを 解釈するため、およびデータを外科医／ユーザにとって便利な形式で実時間でビ デオ・ディスプレイ手段に提示するためのマイクロプロセッサ手段を有する、前 記イメージング・システムと、 から成ることを特徴とするワークステーション。 ６０．患者の眼の組織の眼科診断および画像分析のシステムにおいて、前記シス テムの改良点が、イメージング・システムがビデオ・ディスプレイ手段と、眼の 組織の顕著な特徴物の位置に関する３次元情報を得るために、自動的にデータを 生成し、読み出し、解釈する３次元マッピング手段と、データを解釈し、データ を医師／ユーザにとって便利な形式で実時間でビデオ・ディスプレイ手段に提示 するマイクロプロセッサ手段とを有することと、 追跡手段をイメージング・システムとマイクロプロセッサ手段に接続し、目的組 線の動きを実時間で追跡するようにし、それによって、３次元マッピング手段で 生成された情報および画像が組織の位置の変化に実時間で順応するようにしたこ とと、 追跡手段が、組織の動きを高速の閉ループ応答時間で追跡する高速追跡手段と、 組織の３次元トポグラフィー計算結果に基づいて組織の位置を解析するため、お よび高速追跡手段が組織の特徴物を見失ったときに、マイクロプロセッサ手段を 用いてその特徴物を捜索して見つけ出すため、および光路手段の方向を変更して 光経路手段を対象組織の特徴物の上に再配置するために、ずっと遅い応答時間で 作動するバックアップ低速追跡手段とを有すること、から成ることを特徴とする システム。