JPH09122168A - 赤外線レーザー放射を用いる角膜組織除去法及びその装置 - Google Patents

赤外線レーザー放射を用いる角膜組織除去法及びその装置

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JPH09122168A JP8302566A JP30256696A JPH09122168A JP H09122168 A JPH09122168 A JP H09122168A JP 8302566 A JP8302566 A JP 8302566A JP 30256696 A JP30256696 A JP 30256696A JP H09122168 A JPH09122168 A JP H09122168A
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Paul R Yoder Jr
アール．ヨーダー、ジュニア ポール
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ジェー．ホフマン ハンナ
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 中間赤外放射により角膜組織を除去するため
の外科手術法及び装置を提供する。 【構成】 患者の目から角膜組織を除去するための方法
において、該角膜組織を切除するためのレーザー放射の
パルス光線を発生させること（ここで、該光線は、角膜
吸収ピークにおおよそ対応する波長における中間赤外放
射を含む）、及び主としてフォトメカニカル切除プロセ
スにより該角膜組織の一部を取り除くために、予め決め
られたパターンで該角膜組織の或る区域を横切って該光
線を走査することの段階を含む方法。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、目の角膜表面を改
変するためのレーザー外科手術法に関し、そして更に詳
しくは、角膜組織の選択的な体積測定除去により角膜の
形を直すことに向けるところの光屈折角膜切除術(photo
refractive keratectomy) 即ちＰＲＫとして全体として
公知のレーザー外科手術法に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、視覚の欠陥、例えば近視、遠視及
び乱視を矯正するための多くの角膜造形技術及びそれに
関する装置が開示されている。加えて、角膜造形技術は
また、角膜を含む多くの病理学の状態における治療法上
の介入のために利用されてきた。例えば、レスペランス
(L'Esperance) の米国特許第４，６６５，９１３号明細
書、同第４，７３２，１４８号明細書及び同第４，６６
９，４６６号明細書、及びトロッケル(Trokel)の米国特
許第５，１０８，３８８号明細書は、前方の角膜表面の
形を直すことによる視力矯正を達成するための方法を開
示する。加えて、屈折外科手術に好んで用いるための多
くのプロトタイプ機器、例えば、カリフォルニア州のＶ
ｉｓｘ ｏｆ Ｓａｎｔａ Ｃｌａｒａ社製、Ｍｏｄｅ
ｌ ２０２０及びマサチューセッツ州のＳｕｍｍｉｔ
ｏｆ Ｗａｔｅｒｔｏｗｎ社製、Ｍｏｄｅｌ Ｅｘｃｉ
‐Ｍｅｄ ２００が、近年市場で入手可能となった。
【０００３】これらの商業機器、並びに今日までに開示
されそして製造されたところの殆どの角膜造形法及び装
置は、好ましくは２００ナノメーターより小さな波長を
持つ紫外線（ＵＶ）放射を利用する。例えば、これらの
装置の多くは、１９３ｎｍにおいて操作するアルゴン
フルオライド エキシマー レーザーを利用する。通
常、そのような紫外線短波長での放射は、例えば、組織
に衝突すると、分子分解即ち分子内結合の直接的破壊を
生ずるところの６ｅＶより大きい高い光子エネルギーに
より特徴付けられる。破壊された分子は通常、下層にあ
る基質を加熱することなしに蒸発するところのほんの少
しの揮発性フラグメントの後に離れる故に、このメカニ
ズムの光化学性は、外科手術の箇所に隣接する細胞に最
小の付随する熱損傷を生ずるという利点を持っている。
更に、夫々のレーザーパルスのための分解の深さは、典
型的には非常に小さく、即ち、１ミクロンより小さく、
従って、ＵＶ放射からの下層にある組織への損傷の最小
の危険性を伴って正確な組織除去を達成する。
【０００４】侵入のこの小さな深さは、外科手術処置の
ための全時間を最小にすると共に十分な深さの組織を除
去する必要性と結び付けられる故に、エキシマーレーザ
ーを利用する大部分の角膜造形技術は、「広範囲切除(w
ide area ablation)」を採用する。通常広範囲切除は、
角膜組織の薄層を連続的に除去するために比較的大きな
スポットサイズによりレーザー光線を利用する。スポッ
トサイズは通常、角膜の全視力領域をおおうために十分
な寸法であり、例えば、直径で５〜７ミリメートルの領
域である。それ故、角膜上に要求される磁束密度を確保
するために、比較的高いエネルギー出力のＵＶレーザー
が典型的には要求される。少なくとも０．２ミクロン／
パルスの正当な切除速度のための少なくとも１５０ｍＪ
／ｃｍ2での磁束密度を確保するために、２００ｍＪの
ＵＶレーザーが要求されることが分かった。しかし、そ
のようなレーザーは、手が出せない程大きくかつ高価な
システムになりがちである。
【０００５】更に、有効な広範囲切除は、発射された光
線が所望の滑らかな角膜の輪郭を達成するために空間的
に均一であり、かつ一様であることを要求する。従っ
て、追加の光線形成装置、例えば、回転プリズム、ミラ
ー、又は空間インテグレーター(spatial integrator)
が、エキシマー光線送出システム(delivery system) 内
に採用されなければならない。光線形成及び送出システ
ムの更に詳細な議論のために、例えば、テルフェアー(T
elfair) の米国特許第４，９１１，７１１号明細書を参
照せよ。該明細書は、引用することにより本明細書に組
込まれる。もちろん、そのような多数の光学部品は、実
質的な光学的複雑さ、コスト、及びシステムに対するメ
ンテナンスの必要性を追加すると共に、全体の伝送損失
に寄与する。走査ＵＶレーザー光線の利用に基く代わり
の技術は、角膜の選ばれた角膜領域の制御されかつ局所
化された切除を達成することを提案した。走査法による
アプローチにおいて、比較的小さなレーザースポット
が、予め決められたパターンで角膜を横切って素早く走
査され、そして所望の外形的形態に表面を累積的に形作
る。エキシマーレーザーを採用するレーザー走査技術の
更に詳細な議論のために、レスペランス又はリン、ジェ
ー．ティー．(Lin,J.T.)の米国特許第４，６６５，９１
３号明細書、「ミニ‐エキシマー レーザー コーニア
ル リシェーピング ユージング ア スキャンニング
デバイス(Mini-Excimer Laser CornealReshaping Usi
ng a Scanning Device)」 エスピーアイイー プロシ
ーディングス(SPIE Proceedings)、第２１３１巻、メデ
ィカル レーザーズ アンド システムズ(Medical Las
ers & Systems)III （１９９４年）を参照せよ。走査法
によるアプローチは、空間的に一様な出力光線プロフィ
ールのための必要性なしに、屈折修正及び滑らかな切除
輪郭のための柔軟性に加えて、より小さな動力及びエネ
ルギー要求量を含む多くの利点を提供し得る。例えば、
レーザー走査技術は、達成されるべき先端が尖った光処
理領域(tapered optical treatment zone)を与え、該領
域は、高度の近視の矯正のため、治療法上の組織除去を
達成するため、及び遠視の矯正のために要求され得ると
ころの直径の最大９ｍｍの区域を処理するための利点を
持ち得る。
【０００６】エキシマーレーザーに基くレーザー外科手
術法が多くの適用のために有益であると証明されたとは
言え、そのような方法は、もし、克服されたなら、光学
レーザー外科手術の有用性を著しく進歩させることがで
きたところの多くの制限を欠点として持つ。例えば、エ
キシマーレーザーに基く技術は、レーザー媒体として毒
性ガスを利用し、永久的な信頼性の問題を欠点として持
っており、送出システム中に減衰のある光学素子を必要
とし、そしてＵＶ放射が、目の暴露されていない組織に
所望しない長期間の付随する効果を引起こし得るところ
の副次的な発光により潜在的に突然変異を起こさせる可
能性を欠点として持っている。
【０００７】従って、固体レーザーからの周波数偏移さ
れた放射(frequency-shifted radiation) を含むエキシ
マーレーザーに代わる方法が、近年提案された。しか
し、周波数偏移装置として使用される非線形素子の現在
の制限は、そのようなレーザーの得られる波長において
約２０５ｎｍの下限を定め、そして該波長は２５０ｎｍ
においてピークを示すところの突然変異を起す範囲に余
りにも接近し得る。加えて、多重シフトされた(multipl
y-shifted)レーザー装置はまた、必要なエネルギー出力
を提供することにおいて或る困難性に直面し、そして全
く複雑かつ厄介であり、潜在的なレーザー信頼性の問
題、並びに追加のコスト及びメンテナンスの問題を再び
もたらす。
【０００８】より最近、中間赤外(mid-infrared)波長及
びとりわけ、角膜の主要成分である水の吸収ピークに対
応する３ミクロン付近の放射を含むより魅力的な代わり
の方法が、「ファンダメンタル モード フォトアブレ
ーション オブ ザ コーニア フォア マイオピック
コレクション(Fundamental Mode Photoablation ofth
e Cornea for Myopic Correction)」、レーザーズ ア
ンド ライト インオプサルモロジー(Lasers and Ligh
t in Ophthalmology) 、第５巻、第４号、第１９９〜２
０３頁（１９９３年）においてティー．セイラー(T.Sei
ler)及びジェー．ウォレンザック(J.Wollensak) により
提案された。一つの固体レーザー、とりわけエルビウ
ム：ＹＡＧレーザー（Ｅｒ：ＹＡＧ）は、水の１３００
０ｃｍ-1を超える吸収係数に対応する２．９４ミクロン
の波長の放射を発する。この高い吸収は、潜在的に２ミ
クロンの侵入深さより浅い小さな範囲の衝撃をもたら
す。分子結合におけるエネルギー吸収のためである、エ
キシマーレーザー、即ち光化学分解に結び付けられた光
切除メカニズムに反して、Ｅｒ：ＹＡＧレーザーによる
切除は、水分子の光蒸発、即ち光熱蒸発に帰せられる。
この熱加熱は相変化を含み、そして従って、組織物質の
突然の膨脹を含み、それにより、角膜表面組織を切除す
る。
【０００９】加えて、エルビウムレーザーは小型であ
り、効率がよく、そして余り減衰のない光線送出システ
ム及び優れた光結合特性を与えるところのより高い光線
の質を持つ放射を送り出すことができる故に、エルビウ
ムレーザーは、エキシマーレーザーより臨床上の利用の
ためにより魅力的である。更に、光蒸発プロセスは、光
分解より本質的により効率的であり、一度に最大３ミク
ロンの組織の除去を可能にし、そしてそれにより、より
迅速な外科手術操作をもたらす。中間赤外放射はまた、
手術室のためにそれをより一層適切にするところの送出
システムからレーザー源を切り離す潜在的に魅力のある
方法であるファイバー送出と互いに相入れる。最後に、
Ｅｒ：ＹＡＧレーザーからの放射は、心身に有害な長期
間の付随する効果のための潜在性を和らげて、突然変位
を起させないセイラー及びウォレンザックにより述べら
れたＥｒ：ＹＡＧレーザーに基いた角膜造形システムは
広範囲切除に基く。このシステムは、最小の数のパルス
を使用して、夫々のパルスにより屈折の補正を達成する
ためにレーザー光線のガウスビームプロフィールを利用
することを意図する。広範囲切除にまた頼るところの代
わりのシステムが、コジーン(Cozean)らのＰＣＴ出願第
９３／１４８１７号中に述べられており、それは、角膜
に送出される放射の強度、そしてそれ故、組織の除去量
を制御するためにスカルプティングフィルター(sculpti
ng filter)に依存する。
【００１０】先行技術を超える数多くの利点を提供する
と同時に、セイラーとウォレンザック、及びコジーンら
により述べられたＥｒ：ＹＡＧレーザー技術は両者共、
滑らかかつ一様な光線プロフィール、大きなパルスエネ
ルギー、及び／又は複雑なフィルター制御システムのた
めの必要性を含む広範囲切除技術に普通の多くの潜在的
な欠点に悩まされている。これらのシステムは、切除プ
ロセスが線形プロセスであること、即ち、より大きなエ
ネルギー密度を持つ光線の一部がより深い深さの組織を
除去するであろうことを仮定した。しかし、これは、エ
キシマー切除プロセスのために不正確な仮定であること
が示され、そしてまた、Ｅｒ：ＹＡＧ切除プロセスのた
めにも不正確な仮定であり得る。
【００１１】既に議論した制限に加えて、中間赤外レー
ザー光線を送出し、かつ制御するための全てのそのよう
な先行技術は、一つの欠点、とりわけ例えば、これらの
システムにより要求される過大のエネルギー密度及び広
範囲を切除するために要求される高いエネルギーパルス
により発生される大きな衝撃波のために、目の未切除の
領域への熱損傷の可能性を受けやすい。加えて、高いパ
ルスエネルギー及び高い光線の質の必要性のために、そ
のような先行技術のシステムは典型的には、通常製造の
容易性の助けとならず、そして維持及び修理が困難な光
学配置を示す。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】上記の議論から明らか
なように、角膜の制御された除去に基く角膜組織を外科
手術的に処理するための改善された方法及び装置の必要
性が存在する。低コストの固体レーザーを使用して目の
近視、遠視及び／又は乱視状態を減じるための改善され
た方法及び装置の更なる必要性が存在する。目の外表
面、及び目の屈折エラーを減じるため及び角膜の表面又
はその付近の組織を処理するための基礎をなすボーマン
層及びストローマを横切って中間赤外レーザー放射を走
査するための方法及びコンピューター制御装置の更に他
の必要性が存在する。改善された目の追跡メカニズム(t
racking mechanism)を持つ、角膜組織を外科手術的に処
理するための方法及び装置の更なる必要性が存在する。
【００１３】通常、本発明の態様によれば、中間赤外放
射により角膜組織を除去するための外科手術法及び装置
が提供される。外科手術法及び装置は、光破砕(photosp
allation) に基く組織除去メカニズムをもたらすために
角膜の領域に亘って走査される短いレーザーパルスを利
用する。光破砕は、角膜組織による入射放射の吸収から
生じるフォトメカニカル(photomechanical) 切除メカニ
ズムである。角膜組織が赤外放射を吸収するとき、双極
振動衝撃波(bipolar oscillating shock wave)が起さ
れ、該衝撃波は、角膜組織を交互に圧縮及び引き伸ば
す。組織部分は、引き伸ばされる段階の間に衝撃波によ
り引き裂かれ、そして排出される。
【００１４】
【課題を解決するための手段】本発明は、（１）患者の
目から角膜組織を除去するための方法において、該角膜
組織を切除するためのレーザー放射のパルス光線を発生
させること（ここで、該光線は、角膜吸収ピークにおお
よそ対応する波長における中間赤外放射を含む）、及び
主としてフォトメカニカル切除プロセスにより該角膜組
織の一部を取り除くために、予め決められたパターンで
該角膜組織の或る区域を横切って該光線を走査すること
の段階を含む方法である。
【００１５】好ましい態様として、（２）該角膜組織
が、該角膜の曲率を矯正するために取り除かれるところ
の上記（１）記載の方法、（３）該角膜組織が、治療法
上の介入に影響を及すために取り除かれるところの上記
（１）記載の方法、（４）該光線パルスが、約５０ナノ
秒より短い持続期間を持つところの上記（１）記載の方
法、（５）該フォトメカニカル切除プロセスが、光破砕
であるところの上記（１）記載の方法、（６）該パルス
光線が、２．９４ミクロンの波長の赤外放射を生成する
エルビウムＹＡＧレーザーにより発生されるところの上
記（１）記載の方法、（７）該パルス光線が、約１〜２
ミクロンの範囲における放射を放出する固体レーザーに
より発生され、かつ更に、光パラメトリック発信器を利
用して約３ミクロンの波長に該放射を周波数シフトする
段階を含むところの上記（１）記載の方法、（８）該パ
ルス光線が、２．７〜３．１ミクロンの範囲の波長の赤
外放射を生成する固体レーザーにより発生されるところ
の上記（１）記載の方法、（９）該光線が該角膜組織上
に向られることを確保にするために該目の動きを追跡す
る段階を更に含む上記（１）記載の方法、（１０）該角
膜組織を横切る該光線を走査する該段階が、該目に対す
る付随的損傷を最小にするために不連続的様式で実行さ
れるところの上記（１）記載の方法、（１１）該パルス
の夫々のエネルギーが、約５〜約３０ｍＪであるところ
の上記（１）記載の方法、（１２）該走査段階が、約
０．３〜約２ｍｍの範囲のスポットサイズを利用すると
ころの上記（１）記載の方法、（１３）オンライン角膜
トポグラフィー装置を使用して該角膜組織の形を評価す
る段階を更に含む上記（１）記載の方法、（１４）該角
膜組織は、該目の屈折特性を変えるために取り除かれ、
そして、スペーシャリィー リゾルブド リフラクトメ
ーターを使用して該角膜組織の屈折を評価する段階を更
に含む上記（１）記載の方法を挙げることができる。
【００１６】本発明はまた、（１５）患者の目から角膜
組織を除去するための医療機器において、中間赤外放射
のパルスを生成するレーザー源（ここで、該赤外放射
は、角膜吸収ピークにおおよそ対応する波長を持つ）、
及び主としてフォトメカニカル切除プロセスにより該角
膜組織の一部を取り除くために、予め決められたパター
ンで該角膜組織の或る区域を横切って該パルス放射を向
るためのスキャナ‐偏向手段を含む装置である。
【００１７】好ましい態様として、（１６）該角膜組織
が、該角膜の曲率を矯正するために取り除かれるところ
の上記（１５）記載の装置、（１７）該角膜組織が、治
療法上の介入に影響を及すために取り除かれるところの
上記（１５）記載の装置、（１８）該パルスが、５０ナ
ノ秒より短い持続期間を持つところの上記（１５）記載
の装置、（１９）目の動きを感じ取り、そして相殺する
ために目追跡手段を更に含む上記（１５）記載の装置、
（２０）該レーザー源が、減結合レーザー送出システム
により該スキャナ偏向手段に結合されているところの上
記（１５）記載の装置、（２１）該フォトメカニカル切
除プロセスが、光破砕であるところの上記（１５）記載
の装置、（２２）該レーザー源が、２．９４ミクロンの
波長の赤外放射を生成するエルビウムＹＡＧレーザーで
あるところの上記（１５）記載の装置、（２３）該パル
ス光線が、約１〜２ミクロンの範囲の放射を放出する固
体レーザーにより発生され、かつ約３ミクロンの波長に
該放射を周波数シフトするための光パラメトリック発信
器を更に含むところの上記（１５）記載の装置、（２
４）該レーザー源が、２．７〜３．１ミクロンの範囲の
波長の赤外放射を生成する固体レーザーであるところの
上記（１５）記載の装置、（２５）該パルスの夫々のエ
ネルギーが、約５〜約３０ｍＪであるところの上記（１
５）記載の装置、（２６）該スキャナ‐偏向手段が、約
０．３〜約２ｍｍの範囲のスポットサイズを生成すると
ころの上記（１５）記載の装置、（２７）該角膜組織の
形を評価するための角膜トポグラフィー装置を更に含む
上記（１５）記載の装置、（２８）該角膜組織が該目の
屈折特性を変えるために取り除かれ、かつ、該角膜組織
の屈折を評価するためのスペーシャリィー リゾルブド
リフラクトメーターを更に含む上記（１５）記載の装
置を挙げることができる。
【００１８】本発明はまた、（２９）外科手術処置の間
に患者の目の動きを追跡するための方法において、該外
科手術処置は該目上にレーザー光線を向ける段階を含
み、該方法は、トラッキングイルミネーションにより該
目の一領域を照らす段階（ここで、該トラッキングイル
ミネーションは該レーザー光線から区別され得る）、検
出器手段上に該目の形の光学画像の焦点を合わせる段階
（ここで、該画像の一部を検出することにより同定され
る該目の該形は、予め決められたいき値を超えるコント
ラストを有し、該検出器手段は、検出器要素の配列を含
み、該配列は、第一の軸を横切って該目の形の周囲に中
心を位置付けられる少なくとも二つの検出器要素、及び
該第一の軸に垂直な軸を横切って該目の形の周囲に中心
を位置付けられる少なくとも二つの検出器要素を含
む）、該目の形が該検出器手段上におおよそ中心を位置
付けられるときに、ナル信号を発生する段階、該目の形
が該検出器手段上におおよそ中心を位置付けられていな
いときに、該検出器手段に相対的な目の形の整列のエラ
ーに比例するエラー信号を発生する段階、及び該レーザ
ー光線の光軸と該目の間の、おおよそ中心に位置付けら
れる状態を維持するために該エラー信号を利用する段階
を含む方法である。
【００１９】好ましい態様として、（３０）該レーザー
光線が、少なくとも一つの光学ミラーを利用して該目上
に向られ、かつおおよそ中心に位置付けられる状態を維
持するために該エラー信号を利用する該段階が、該目上
に該レーザー光線を向けるために要求されるように該ミ
ラーを偏向させる段階を含む上記（２９）記載の方法、
（３１）該ミラーを偏向させる該段階が、サーボ制御さ
れた可動性ミラーを位置変えする段階を含む上記（３
０）記載の方法、（３２）該照明段階が、該目を軸方向
に照らす段階を含む上記（２９）記載の方法、（３３）
該トラッキングイルミネーションが、約０．８〜約１．
０ミクロンの波長を持ち、かつ該レーザー光線が、中間
赤外波長を持つところの上記（２９）記載の方法、（３
４）予め決められた周波数において該トラッキングイル
ミネーションを調節する段階を更に含み、かつ該検出器
手段上に該光学画像の焦点を合わされる該段階が、周囲
のイルミネーション及び該レーザー光線から該トラッキ
ングイルミネーションを更に区別するために該予め決め
られた周波数に同期されるところの上記（２９）記載の
方法、（３５）該イメージ化された形が、瞳と角膜のお
およそ円形の交線であるところの上記（２９）記載の方
法、（３６）該イメージ化された形が、該角膜と該瞳の
間のコントラストを同定することにより位置付けられる
ところの上記（２９）記載の方法、（３７）該検出器手
段の前面に一つ又はそれ以上の赤色のフィルターを使用
することにより該コントラストを高める段階を更に含む
上記（２９）記載の方法、（３８）該検出器手段の前面
に一つ又はそれ以上の近赤外フィルターを使用すること
により該コントラストを高める段階を更に含む上記（２
９）記載の方法、（３９）該レーザー光線がパルスレー
ザー光線であり（ここで、該パルスは、１０ミリ秒より
短いインターパルス持続期間を持つ）、かつエラー信号
を発生し、かつ中心に位置付けられる状態を維持するた
めに該エラー信号を利用する該段階が１０ミリ秒毎に少
なくとも一回実行されるところの上記（２９）記載の方
法、を挙げることができる。
【００２０】本発明はまた、（４０）外科手術処置の間
に患者の目の動きを追跡するための装置において、該外
科手術処置は該目上にレーザー光線を向ける段階を含
み、該装置は、該目の一領域を照らすための光源（該光
源は、該レーザー光線から区別され得るところのトラッ
キングイルミネーションを発生する）、該目の形の光学
画像を受けとるための検出器配列（ここで、該目の該形
は、該画像の背景部分に相対的な該形のコントラストに
基いて該光学画像中に同定され、該検出器手段は、検出
器要素の配列を含み、該配列は、第一の軸を横切って該
目の形の周囲に中心を位置付けられる少なくとも二つの
検出器要素、及び該第一の軸に垂直な軸を横切って該目
の形の周囲に中心を位置付けられる少なくとも二つの検
出器要素を含む）、該目の形が該検出器手段上におおよ
そ中心を位置付けられるときに、ナル信号を発生する手
段、該目の形が該検出器手段上におおよそ中心を位置付
けられていないときに、該検出器手段に相対的な目の形
の整列のエラーに比例するエラー信号を発生する手段、
及び該エラー信号に基いて、該レーザー光線の光軸と該
目の間におおよそ中心を位置付けられる状態を維持する
手段を含む装置である。
【００２１】好ましい態様として、（４１）該トラッキ
ングイルミネーションが、約０．８〜約１．０ミクロン
の波長を持ち、かつ該レーザー光線が、中間赤外波長を
持つところの上記（４０）記載の装置、（４２）予め決
められた周波数において該トラッキングイルミネーショ
ンを調節し、かつ周囲のイルミネーション及び該レーザ
ー光線から該トラッキングイルミネーションを更に区別
するために該予め決められた周波数に該検出器手段を同
期するための手段を更に含むところの上記（４０）記載
の装置を挙げることができる。
【００２２】
【発明の実施の形態】本発明の一つの特徴に従えば、レ
ーザー送出システムは、角膜組織の切除を生ずることが
できるエネルギー密度を持つ中間赤外スペクトル領域に
おいてパルス放射を発するところのレーザー源、例えば
ＱスイッチＥｒ：ＹＡＧレーザーを含む。好ましい実施
態様において、レーザーは、角膜組織の主要な成分であ
る水の最大の吸収係数に対応する約３ミクロンの放射を
発する。レーザー源は好ましくは、約５〜１００ヘルツ
の繰返し速度において５０ナノ秒より短い不連続パルス
での放射を発する。短いレーザーパルスは、ほんのわず
かのレベルにまで周囲の組織の所望しない熱損傷を減じ
る。夫々のパルスにおけるエネルギーは、好ましくは５
〜３０ｍＪのオーダーにある。
【００２３】レーザー光線は好ましくは、走査される領
域内の種々の点において組織を選択的に除去し、そして
それにより、予測可能なかつ制御された方法で角膜組織
を作り直すように、走査光線送出システム(scanning be
am delivery system) により予め決められたパターンで
角膜の表面の特定の中央領域に亘って走査される。走査
光線送出システムは好ましくは、角膜の表面に亘って光
線を向けそして当てるために制御可能な傾斜ミラーアセ
ンブリーより成る。種々の予め決められた走査パターン
は、角膜の形における所望の変化に従って、被膜組織、
ボーマン層及びストローマを含む角膜の制御された光破
砕を達成するために利用され得る。
【００２４】本発明の更なる態様に従えば、所定の走査
パターンと結び付いたレーザースポットサイズ及びレー
ザースポット間隔は、操作速度及び切除された角膜表面
の必須の平滑性を最大にすることに一致する、切除の深
さと重なるパルスの要求された程度に相関するあるノモ
グラムに従って、夫々の手順に先立って変化され得る。
所定の走査パターンは好ましくは、走査の間に存在する
過度に露光された又は露光不足の組織の最小の認識し得
る線を伴って処理領域を一様に放射する。一つ又はそれ
以上の不連続な走査パターンは、夫々の時間間隔におい
て全処理領域に亘ってパルスを分配するために利用する
ことができ、それにより、全領域に亘って残余の熱を分
配し、そして任意の局所的な範囲における温度上昇を最
小にする。
【００２５】更に、本発明の好ましい実施態様に従え
ば、目の追跡(tracking)システムは、外科手術処置の間
の目の動きを相殺するために、走査光線送出システムと
共に更に提供される。目の追跡システムは目の動きを感
じ取り、そしてレーザー光線の軸に対する目の横方向の
整列(lateral alingment) のエラーに比例するところの
信号を与える。目の横方向の動きは、検出器の配列上
に、トラッキングイルミネーション(tracking illumina
tion) により目を照らすこと、及び目の重大な形の画
像、例えばへりを形成することにより検出される。本発
明の特徴によれば、検出器の配列は、検出器配列の中央
の回りに垂直にそして水平に中心付けられた少なくとも
四つの検出器を含む。
【００２６】手術において、目の重大な形がレーザー光
線の軸に対して中心を置かれる時、重大な形の画像は検
出器配列に中心を置かれるであろう。ナル信号(null si
gnal) が、レーザー光線の軸の現在位置にそれを維持す
るために役に立つところの検出器配列により発生され
る。しかし、目がレーザー光線の軸に対して中心を置か
れていない時、検出器上に形成された画像はまた中心を
置かれないであろう。検出器配列は、レーザー光線をそ
れが角膜組織に適切に適用されることを確保するために
偏向させるところのエラー信号を発生するであろう。
【００２７】トラッキングイルミネーションは好ましく
は、周囲の照明及びレーザー光線からそれが区別され得
るように近赤外領域において選ばれる。加えて、トラッ
キングイルミネーションは好ましくは、周囲の照明及び
レーザー光線からトラッキングイルミネーションを更に
区別するために予め決められた一時的な周波数で調節さ
れる。赤色又は近赤外フィルターは、検出されるべき目
の重大な形例えばへりのコントラストを更に高めるため
に配列中の検出器の前面に位置付けられ得る。本発明の
更なる特徴によれば、角膜のトポグラフィー装置が、手
術前又は手術後の測定を助けるために角膜組織の形を評
価するための外科手術装置中に含まれ得る。あるいは、
スペーシャリィー リゾルブド リフラクトメーター(s
patially resolved refractometer)が、角膜組織の屈折
を評価するために含まれ得る。本発明の種々の実施態様
において、上記の整列法は、外科手術処置の過程に亘っ
て更なる制御を提供するようにトポグラフィー又は屈折
写像機器(refraction mapping instrument) からの活発
なフィードバック制御を組込むことに利用され得る。
【００２８】本発明のより一層完全な理解、並びに本発
明の更なる特徴及び利点は、詳細な説明及び図面を参照
して得られるであろう。
【００２９】図１及び２に示されたように、外科手術用
装置２００は、赤外レーザー源２０、及び順次に、図５
と共に下記において議論される光線伝達光学素子３０、
安全シャッター４０、及び患者の目７０の角膜上にアウ
トプット光線１０を集めるために協力するところの部分
的伝達ミラー５０及び６０を含む光学アセンブリーを、
角膜の曲率を修正するため又は治療法上の介入に影響を
及すために含む。レーザー源２０は好ましくは、下記に
おいて議論される光破砕に基く組織除去メカニズムをも
たらすために短いレーザーパルスを発生する中間赤外線
レーザーである。レーザー光線１０は好ましくは、角膜
内の種々の点において組織を選択的に除去し、そしてそ
れ故、予測可能なかつ制御された方法で角膜の曲率を変
化させるように、図３（ａ）及び３（ｂ）と共に下記に
おいて議論されるような予め決められた方法において角
膜の表面の特定の中央の領域に亘って走査される。
【００３０】本発明の一つの特徴によれば、レーザー源
２０は好ましくは固体レーザーであり、該レーザーは、
角膜組織の切除分解を生ずることができるエネルギー密
度を持つ中間赤外スペクトル領域においてパルス放射を
放出する。本明細書において使用された術語「固体レー
ザー」は、ダイオードレーザーを含む。好ましくはレー
ザーは、角膜吸収ピークにおいて、即ち、角膜組織の主
要な成分である水の最大の吸収係数に対応する約３ミク
ロンの波長、例えば２．７〜３．１ミクロンの波長の放
射を放出する。そのような波長における目７０の角膜組
織によるレーザーエネルギーの吸収は１〜２ミクロンの
組織の深さの範囲内において完全な吸収をもたらすこと
が分かった。更に下記において議論されるように、浅い
吸収の深さ及び短い放射パルスの組み合わせは、周囲の
組織の望まれない熱損傷を微々たる程度にまで減じるこ
とが分かった。
【００３１】光破砕 既に示されたように本発明の一態様によれば、角膜組織
が走査された中間赤外レーザー光線の短いパルスにより
照射されるところの本明細書において開示された外科手
術法は、光破砕と言われる概念に基く。通常光破砕は、
角膜組織による入射放射の吸収から生ずるところのフォ
トメカニカル切除メカニズムである。角膜組織が赤外放
射を吸収するとき、双極振動衝撃波が起され、該衝撃波
は角膜組織を交互に圧縮及び引き伸ばし、引き伸ばし段
階の間に引き裂かれた組織断片を排出する。光破砕のよ
り一層詳細な議論のために、ジャックス、エス．エル．
(Jacques,S.L.)、「レーザー‐ティッシュ インタラク
ションズ：フォトケミカル、フォトサーマル、アンド
フォトメカニカル(Laser-Tissue Interactions:Photoch
emical,Photothermal,and Photomechanical)」、レーザ
ーズ イン ジェネラル サージェリー(Lasers in Gen
eral Surgery) 、第７２巻（第３号）、第５３１〜５５
８頁（１９９２年）を参照せよ。該文献は、引用するこ
とにより本明細書に組込まれる。光破砕は機械的切除プ
ロセスである故に、切除の後に残された隣接する組織中
に発生する熱は殆どない。
【００３２】レーザー源２０はＱスイッチＥｒ：ＹＡＧ
レーザーとして具体化されることができ、該レーザー
は、２．９４ミクロンの波長又はその近辺の中間赤外放
射の光線を放つ。あるいは、レーザー源２０は、約３ミ
クロンの放射を放出するために光パラメトリック発信器
（ＯＰＯ）により周波数シフトされるところのネオジム
又はホルミウムドープトレーザーとして具体化され得
る。もちろん、Ｅｒ：ＹＡＧレーザーのエミッション特
性に類似するエミッション特性を持つ他の代わりのレー
ザー源の代用は、それらが入手し得るようになるときに
は、本発明の範囲内に含まれる。
【００３３】レーザー源２０は好ましくは、５〜１００
ヘルツの繰り返し速度における持続期間中５０ナノ秒よ
り短い不連続のパルスで放射を放出する。レーザーパル
スは、照射された領域に隣接する組織の横方向の熱損傷
が光破砕プロセスと矛盾なく、２ミクロン幅より小さい
領域まで制限されるように十分に短くなければならな
い。加えて、レーザー２０の夫々のパルスにおけるエネ
ルギーは、好ましくは５〜３０ｍＪのオーダーにある。
従って、入射レーザー光線１４は組織を局部的に切除す
るであろうし、そしてそれ故、角膜の微細な部分を除去
するであろう。
【００３４】注視線 図１及び２に示されたように、外科手術用装置２００の
目の座標系に対して目の座標系を相関させるために、目
７０の注視線は、入射レーザー光線１４の伝達軸と実質
的に完全に一致することが必要である。慣例の定義に従
って、本明細書に使用された術語「注視線(line-of-sig
ht) 」又は「主注視線(principal lineof vision)」
は、瞳を通過しそして網膜の窩(fovea) に到達し、従っ
て入射瞳(entrance pupil)の中心を通る視線が集中する
点と網膜の窩を結び付ける光線の束の主光線を言う。そ
れ故、注視線は、目の何かの外部からの測定によるより
もむしろ、患者により直接に定められた目の距離に等し
いこと、そして更に、注視線は、所定の目のために不明
確さなしに定められることができ、そして協力的な患者
の視線の集中を用いて他覚的な測定を受けることが可能
なただ一つの軸であることが認識されるであろう。
【００３５】定義によれば、重大な視覚(critical visi
on) は、目の対称の物理的な軸が向いているところの方
向にかかわりなく、目の注視線上に集中される故に、角
膜と注視線との交線をしるす点は、視覚の鋭敏さを回復
させることを要求する屈折手法の光領域のための所望の
中心を確立する。図１及び２において示されたように、
目７０の注視線の方向は、本発明の有効性に影響を及ぼ
すことなしに、外科手術のために患者の苦痛のない位置
調節に適するように垂直、水平又はそれらの極端な状態
に対して中間であり得ることが注目される。
【００３６】角膜上のレーザー外科手術のための準備の
間に、目の７０の注視線は、外科医５５により指示され
るように、公知の方法において二軸横方向直線移動調節
(two-axis lateral-translational adjustment) により
レーザー光線軸に一致するために一列調整されなければ
ならない。外科医５５は、外科手術用マイクロスコープ
８０により目７０を観察し、そして、公知の方法で光線
１４の軸の位置を先のキャリブレーションの結果として
示す十字線又は他の固定された参照マークに対して目７
０の前面の画像の中心付けの程度を判断する。目７０の
軸位置はまた、マイクロスコープ８０のための最適な焦
点の前もって較正されそして固定された対物面に対して
目７０の画像の焦点の観察された程度により外科医５５
によって判定される。外科医５５からの指示は、最適な
焦点の面と一致するために目７０の角膜の軸位置の調節
を可能にする。
【００３７】目７０の注視線の要求される角度の方向は
好ましくは、マイクロスコープ８０中に好ましくは統合
されたところの視線を集中させる目標の装置(fixation
target device)９０により、目７０に投影された二つの
同軸の照らされた目標（図示されていない）上に注視し
そして注意を集中すること、即ち視線を集中することを
患者に指示することにより確立される。二つの目標は、
患者の目７０から離れた異なる軸に位置されると思わ
れ、そして公知の方法で予め較正されたであろう。適切
なキャリブレーション法の説明のために、ノップ(Knop
p) 及びヨーデル(Yoder) のＰＣＴ出願公開第ＷＯ９４
／０７９０８号公報を参照せよ。この方法において、二
つの目標（図示されていない）が重なって見える時、注
視する目７０の軸は、マイクロスコープ８０の軸及びま
たレーザー光線１４の軸と実質的に角度的に一致するで
あろう。
【００３８】好ましい実施態様において、上記の方法に
おいて達成された初めの一列調整後、及び外科手術処理
中に生ずる患者の目７０の少しの横方向の動き、即ちい
ずれの方向においても５ｍｍより小さい動きは、図６及
び７と共に更に下記において議論される二次元目追跡手
段１００の機能により重要でないものにされる。目追跡
手段１００は目７０の動きを感じ取り、そしてレーザー
光線１４の軸に対して目７０の横方向の一列調整におけ
るエラーに比例する信号を提供する。目追跡手段１００
により発生される信号は、目７０の位置におけるエラー
を補償するところの部分的反射ミラー６０の小さな角度
の傾斜のための指令に転換される。小さな角度の傾斜
は、目７０のある瞬間の位置に光線１４を一致させるよ
うに光線１４を向け直すことを提供する。補償指令は、
一纏めにして示された一つ又はそれ以上のデータの結合
１０２により、ミラー６０まで目追跡手段１００内の図
７と共に下記において議論される電子装置から送られ
る。
【００３９】目追跡手段１００による追跡を促進するた
めに目７０の照明が、マイクロスコープ８０の注視線に
対して８度のオーダーにおける小さな角度で光１７の光
線を放出するところの好ましくはマイクロスコープ８０
と統合された同軸イルミネーター１２０により好ましく
は達成される。本発明のある特徴によれば、イルミネー
ター１２０により発生されたトラッキング光線１７の性
質、即ち波長及び時相変調周波数(temporal modulation
frequency) は好ましくは、周囲の部屋のイルミネーシ
ョン及びレーザー２０からの放射から、目追跡手段１０
０内の検出器及び関係する電子回路によるトラッキング
光線１７の識別を最大にするために選択される。この方
法において、周囲のイルミネーション及びレーザー光線
１４は、トラッキング光線１７と同じ時期変調もスペク
トル特性も持っていないであろうし、そして従って、ト
ラッキング検出器に実質的に現れないであろう。
【００４０】加えて、図１に示されたように、外科手術
用システム２００は、もし、レーザー光線１４が定めら
れた通路をたどることをしないなら、もし、レーザー２
０内に与えられたパルスエネルギー監視手段が該レーザ
ーの機能不全を示すなら、あるいはもし、目追跡手段１
００が目の動きをたどれないなら、自動的に閉じる安全
シャッター４０を好ましくは含む。
【００４１】図１中に示され、そして更に下記において
議論されるように、外科手術用装置２００は好ましく
は、手術前の一列調整の間及び外科手術処理の間にモニ
ター１５０に患者の目のリアルタイムの画像を表示し、
そして手術後の検査及び外科手術処置の文書のためのビ
デオレコーダー１６０にビデオ画像を記録するビデオカ
メラ１４０を含む。
【００４２】図１に示されたように、コンピューター１
１０は、多重記憶機構及び制御能力を含む。とりわけ、
コンピューター１１０は交信し、そしてそれにより、接
続１０１によりレーザー源２０を制御する。加えて、コ
ンピューター１１０は、記憶された走査パターン及び外
科医５５又は助手によりコンピューター１１０へ入力さ
れた指令に従って、接続１０３により走査ミラー５０を
作動する。コンピューター１１０と安全シャッター４０
との間の接続１０４は、患者、外科医、及び同伴する人
員の最大の安全性に影響を及ぼす。コンピューター１１
０は、接続１０５により目追跡システム１００の操作及
び状態を監視する。あるいは、図１に示されたように、
コンピューター１１０は、接続１０６により目追跡手段
１００に接続されることができ、そして異なる接続１０
７は、コンピューター１１０がミラー６０の位置を直接
に制御できるようにコンピューター１１０からミラー６
０に備えられ得る。更なる代わりの構成は、ただ一つの
ミラー、例えばミラー６０に走査及びアイトラッキング
機能を一緒に統合すること、それにより接続１０３のた
めの必要性を除去することをコンピューター１１０に与
えるであろう。
【００４３】更に下記において議論するように、外科手
術用装置２００は好ましくは、図１に示されたように、
角膜トポグラフィー装置１８０あるいはスペーシャリィ
ーリゾルブド リフラクトメーター１９０を含む。角膜
トポグラフィー装置１８０は、目の形又は曲率の手術前
及び手術後の測定を助けるために角膜組織の形を評価す
るために使用され得る。代わりの実施態様は、角膜組織
の屈折を評価するためにスペーシャリィー リゾルブド
リフラクトメーター（ＳＲＲ）１９０を含むであろ
う。
【００４４】光ミラー ミラー５０及び６０の部分的に反射する性質は本発明の
適切な機能において重要な役割を果たすことが、図１及
び２の試験から認められ得る。ミラー５０の場合に、光
線１２のレーザー放射は、目追跡手段１００からの放射
が伝送される間、反射される。これは、例えば、ミラー
５０の表面上に被覆される通常「ホットミラー」と呼ば
れるものの使用により達成され得る。この被覆は二色性
であり、換言すれば、被覆は、異なる波長の光のための
異なる反射及び伝送特性を持っている。レーザー２０か
らの放射は約２．９ミクロンの波長を持っており、そし
てミラー５０は、その波長で高い反射率を持たなければ
ならない。目追跡手段１００への放射は好ましくは、ミ
ラー５０の被覆が高い透過率を持たなければならないと
ころの０．８〜１．０ミクロンの間の波長を持ってい
る。
【００４５】同様に、ミラー６０上の二色性の被覆は好
ましくは、レーザー２０の波長での高い屈折率、及び視
線を集中させる目標９０の波長及び同軸イルミネーター
１２０の波長で外科手術用装置及び外科手術の進行に関
して目の一列調整を観察することにおいて外科医の目に
より使用される可視の波長でのおおよそ等しい透過率及
び反射率を持つことを選ばれる。可視の範囲、視線を集
中させる目標９０、及びイルミネーター１２０がレーザ
ー２０の波長に及びレーザー２０の波長とは全く異なっ
て調節される故に、これが可能である。ミラー５０及び
６０の両者において、透過光線は斜め入射及びミラー基
板の有限な厚みのために小さな横方向のずれをこうむる
が、しかし、これらの固定されたずれは、当業者に明ら
かなように装置の設計において容易に補正される。
【００４６】加えて、図１及び２の光線１５及び１６の
間に示されたミラー１３０はまた好ましくは、二色性で
ないけれども、部分的に透過している。ミラー１３０上
の被覆は名目上、目追跡光源１２０の波長において、そ
して可視スペクトル範囲の有効部分の間においておおよ
そ等しい反射率及び透過特性を持つ。この方法におい
て、光線１５のエネルギーの一部は、上記のように、ビ
デオカメラ１４０中に光線１８として向け直される。典
型的には内表面上に部分的に反射する被膜を持つ接合さ
れた二つの要素から成る立方体の形態でのビームスプリ
ッティングプリズムはミラー１３０の機能を提供するた
めに採用され得ることが理解される。
【００４７】走査パターン 既に示されたように、図１及び２の外科手術用装置２０
０は好ましくは、図３（ａ）及び３（ｂ）に示されたよ
うに、予め決められたパターンで中間赤外レーザー放射
のパルスにより目７０の角膜の中央部分の隣接する小さ
な範囲を連続して照射するための集中されたレーザー光
線１４のコンピューター制御された走査動作を提供す
る。夫々の場合に、処理されるべき領域は、最大９ｍｍ
の直径を持つ。レーザー放射の集中されたスポットの寸
法は好ましくは、０．５〜２．０ｍｍの外接する直径の
オーダーにある。
【００４８】図３（ａ）に示されたように、レーザー光
線１４の走査スポットの直線の即ちラスター‐スキャン
３１０は、所望の処理領域３１５に中心を置かれた正方
形の範囲をおおう。レーザー光線１４は、コンピュータ
ー１１０がエネルギーが所望の処理領域３１５の外側の
角膜組織上に衝突するであろうことを予言するとき、
「切り」に変えられる。図３（ｂ）に示されたように、
レーザー光線１４は、所望の処理領域３２５に中心を置
かれるところの同心円のパターン３２２中に走査する。
レーザー光線１４の通路が、図３（ａ）及び３（ｂ）の
実例の形式において示されたように、始めから終りまで
連続し得るとはいえ、代わりの操作形式は、位置の境界
が、光線の迅速に連続配置された位置の累積的照射によ
り走査通路に隣接する区域の残余の熱効果を最小にする
ために不連続的様式で全区域を調整しかつ網羅するパタ
ーンに分かれる。この実施態様において、スキャナー
は、夫々の位置に無作為に接近する能力を持つであろ
う。
【００４９】図３（ａ）及び３（ｂ）に示された実例の
形式において、あるいは本明細書の開示に基く当業者に
明らかであろうところの他の連続又は不連続走査パター
ンにおいて、隣接する走査通路は名目上、制御された方
法において部分的に重なる。この方法において、全処理
領域３１５、３２５は、走査の間に存在する過度に露光
された又は露光不足の組織の最小の認識し得る線を伴っ
て一様に照射される。シーケンスの不連続性は、全シー
ケンスに比較して短いところの夫々の時間間隔において
全区域をおおうパルスを分配し、それにより全表面にい
かなる残余の熱をもよりよく分配し、そしていかなる局
所的な範囲における熱の蓄積及びなんらかの温度上昇を
も最小にすることが注目される。パターンがコンピュー
ター１１０により定められるなら、送出の実施は最大の
表面平滑性及び最小の熱効果のために角膜表面を横切っ
て不連続に分配され得る。
【００５０】反射光線が適切な方法において偏向される
ので、角膜表面に亘るレーザー光線の走査は、部分的反
射ミラー５０の制御された傾斜により達成される。この
走査動作は、外科手術処理を開始すると、コンピュータ
ー１１０の制御下にミラー５０に付けられた電気的に操
作される傾斜メカニズムに伝えられる。
【００５１】操作動作の速度は、多少の切除を局部的に
起させるために外科医５５により指示されたアルゴリズ
ムに従って処理区域３１５、３２５内の別々の点で変化
され、それにより、患者の視力欠陥を矯正するために角
膜の前表面の屈折力に所望の変化を生じせしめる。乱視
の又はシリンダー状のエラーの矯正は、パターン中の伝
播軸の回りの回転位置の関数として異なる速度で走査ミ
ラーを操作することによって達成され得る。これは、レ
ーザー光線１４が直交経線の近辺より角膜表面の一つの
経線の近辺でより多くの組織を選択的に切除することを
可能にする。非対称の操作動作は、乱視の及びシリンダ
ー状の屈折エラーを同時に矯正するために通常の対称の
パターン上に重ね合わされ得る。
【００５２】図４（ａ）に示されたように、角膜表面に
集められたレーザー光線１４の強度プロフィールは処理
領域３１５、３２５の一様な照射を容易にするために、
回転的に対称な台形として理想的に輪郭を描く。図４
（ｂ）に示された本質的ガウスプロフィールは、図４
（ａ）に示された理想化された強度プロフィールにほぼ
等しい。角膜表面上に衝突するより小さい光線の直径、
即ち最大２ｍｍの直径のために、エキシマー切除のため
の組織除去プロフィールは、光線強度プロフィールから
無関係の独立したガウス形にほぼ等しいことが注目され
る。しかし、中間の直径、即ち２〜４ｍｍのために、切
除プロフィールは、エキシマーレーザー光線の光線強度
プロフィールにほぼ等しい。よりおおきい直径、即ち４
〜７ｍｍ又はそれ以上の直径のために、切除プロフィー
ルは、光線強度プロフィールに比較して中央より端にお
いてより幅広い。
【００５３】光破砕は、２ｍｍ又はそれより小さいスポ
ットサイズを使用するとき、光線強度プロフィールが通
常、設計又は切除パターンに対して重大ではないことに
おいて、上記において述べられたエキシマー切除メカニ
ズムと同様である。組織切除メカニズムが光熱に関する
ところの光蒸発と異なって、光破砕のための組織切除メ
カニズムはフォトメカニカルである。それ故、切除パタ
ーンは、特定の強度プロフィールよりむしろ光線の直径
に依存する。従って、より更なる利点として、本発明が
パルス直径に依存し、そして光線強度プロフィールにお
ける小さな変化にとりわけ敏感でない故に、レーザーの
デザインイッシューは軽減される。
【００５４】光線伝達光学素子 既に示されたように、レーザー光線１０は、図５（ａ）
及び５（ｂ）中により大きく詳細に示された、光線伝達
光学素子３０により外科手術用装置２００の主要部分に
伝達される。手術室のしばしば込合った環境のために、
光線の送出がレーザーシステムから効果的に切り離され
るところのフレキシブルな配置が好ましいことが注目さ
れる。図５（ａ）に示されたように、光線伝達光学素子
は好ましくは、切り離された案内手段１６２、例えばフ
レキシブルファイバー‐光ケーブルの入口孔にレーザー
光線１０を凝縮するために収束レンズ１６０を含む。フ
ァイバー‐光ケーブル１６２は好ましくは、ファイバー
‐光ケーブル自体への損傷又はレーザーエネルギーの著
しい損失なしに、或る距離に亘って、即ち手術室を横切
って強烈な赤外線レーザー放射を伝送することができな
ければならない。
【００５５】ファイバー‐光ケーブル１６２は、単一の
又は多数のファイバーの束として具体化されることがで
き、そしてレーザー２０の特定の波長を安全に伝送する
物質、例えばガラス、サファイア、又は他の結晶体を含
み得る。赤外波長範囲において、切り離された光線伝達
光学素子３０により要求される追加の部品と関係付けら
れる追加の損失は通常全く小さいであろうことが注目さ
れる。あるいは、レーザー光線は、フレキシブルな中空
の導波管（図示せず）により走査システムに連結され得
る。
【００５６】好ましくはファイバー‐光ケーブル１６２
は、特定の位置選定は必然的ではないが、外科手術用装
置２００の付近にレーザー２０の都合のよい位置選定を
可能にするところの方法で外科手術用装置２００の主要
部分にレーザー２０を接続する。図５（ａ）に示された
ように、ファイバーケーブル１６２の出口孔１６３を出
るレーザー放射は、出口孔１６３の画像を形成する中継
レンズ１６４により捕獲される。図１に示されたよう
に、この像は次に、目７０の角膜の前表面に画像を位置
付けるために、部分的反射ミラー５０及び６０により通
路１１、１２、１３及び１４に沿って伝播される。中継
レンズ１６４の画像面は、マイクロスコープ８０の最も
良好な焦点の面に位置するように装置のアセンブリーの
間に位置付けられる。ファイバー光ケーブル１６２は、
Ｓａｐｈｉｋｏｎ，Ｉｎｃ．から市販されているＳａｐ
ｐｈＩＲｅ製品として、即ち、米国特許第５，３４９，
５９０号明細書の教示に従って具体化され得る。
【００５７】光線伝達光学素子３０の代わりの実施態様
が図５（ｂ）に示されている。図５（ｂ）の代わりの配
置は、フレキシブル関節式アーム１６６で図５（ａ）の
ファイバー光ケーブル１６２を置き換える。軸Ｂ‐Ｃ、
Ｃ‐Ｄ、Ｄ‐Ｅ、Ｅ‐Ｆ及び／又はＦ‐Ｇの回りの回転
により、再びレーザー源２０が特定の位置を占有する要
求なしに、外科手術用装置２００の主要部分に対してレ
ーザー源２０の都合のよい位置選定を可能とする。関節
アームの入口及び出口孔におけるレーザー放射の凝縮及
び中継は、図５（ａ）中の対応する光学部品のために実
質的に述べられた方法でレンズ１６８及び１７０により
達成される。関節アーム１６６は、Ｄａｎｔｅｃ Ｍｅ
ａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙから市販
されているＬｉｇｈｔ Ｇｕｉｄｉｎｇ Ａｒｍとし
て、即ち、米国特許第４，８９６，０１５号明細書の教
示に従って具体化され得る。
【００５８】光線送出システムのための他の代わりの実
施態様は、外科手術用装置２００の主要部分に対して固
定された位置において外科手術用マイクロスコープのア
ーム上にレーザーを位置付けるであろう。そのような配
置は、光の一列調整においてより大きな注意を必要とし
得るところの、放射を移送するためにある固定リレーを
必要とするであろう。これらの及び他の理由のために、
図５（ａ）及び図５（ｂ）の切り離し手段が好ましい。
【００５９】アイトラッカー 処理の適切な中心付けの重要性は通常、全てのＰＲＫ処
置のための重要な因子として認識される。手順中の目７
０の一列に調整されていないことは、不規則な乱視、き
らきら光る現象、及び減少した視力及びコントラスト感
度を生ずることが公知である。従って、既に示されたよ
うに、外科手術用装置２００は好ましくは、目７０の動
きを感じ取るところのアイトラッカー１００を含み、そ
してレーザー光線１４の軸に対して目７０の横方向の一
列調整におけるエラーに比例する信号を提供する。例示
された先行技術のアイトラッキング技術は、ノップらの
ＰＣＴ出願公開第ＷＯ９４／０２００７号公報中に開示
されており、そしてそれは、引用することにより本明細
書中に組み込まれる。
【００６０】アイトラッカー１００は、図６に描かれた
方法において好ましく配置された検出器の配列３００上
の目の重大な形の光学画像を形成することにより患者の
目７０の横方向の動きを感じ取る。アイトラッカー１０
０により像を作られた目の形は、眼球７０の構造部分を
構成する半透明かつ白色の強膜を持つ透明の角膜のおお
よそ円形の交線３０５である。
【００６１】交線３０５は、目７０のへりとして普通に
知られている。該へりは人間の目において約１２ｍｍの
直径であり、そしてその円形の幾何学的輪郭及び白色の
強膜と比較して透明の角膜を通して見られる下層にある
視覚組織の固有の色彩によって容易に認められる。正面
図において、彩色され又は色合いを付けられた円形の区
域及び白色の強膜からのへりにおける変移は、ここで述
べられた手段によるトラッキングにそれ自体適している
目７０の軸対称形における測光コントラストを提供す
る。好ましい実施態様において、コントラストは、検出
器配列３００に褐色の瞳と同じくらい暗く見えるような
青色及び緑色の瞳を作るために検出器の前面に赤色又は
近赤外フィルターを使用することにより更に強められ得
る。
【００６２】目７０のへりの形がレーザー光線１４の軸
に対して完全に中心付けられた時、レンズ３２０により
形成されたへりの画像は、図６（ａ）に示されたように
検出器配列３００上に中心を置かれる。この中心を置か
れた状態の下に、配列３００を含む四つの検出器は夫
々、へり３０５の画像から本質的に等しい量のエネルギ
ーを受けとり、そして結合された電子的手段（図示され
ていない）の助けにより、その現在位置に固定してミラ
ー６０を保持することに役に立つところの接続１０２を
経てトラッキングミラー６０に伝達されるところのナル
信号を作り出す。しかし、目７０がレーザー光線１４の
軸に対して完全には中心付けられていない時、検出器配
列３００において形成されたへり３０５の画像は、図６
（ｂ）に概略的に示されたように多少中心から外れてい
る。そのような中心から外れた状態において、光エネル
ギーの一様でない量が配列３００を含む四つの検出器要
素上に置かれ、そして横方向の変移に比例するエラー信
号が上記の結合された電子機器により作り出される。こ
れらのエラー信号は、中心を置かれた位置に画像を戻す
ために要求通りに偏向させることをミラー６０に生じせ
しめるミラー６０の操作メカニズムに伝えられる。
【００６３】従って、アイトラッカー１００の機能は、
光線１４の軸と目７０の角膜との間に中心付けられた状
態を維持することである。この方法において、光線１４
を通して送出されたレーザー放射は、もし、目がその名
目上の中心を置かれた位置から動かなかったなら、角膜
に当てられる。加えて、リアルタイムトラッキングを可
能にするために、上記のトラッキングアルゴリズムは好
ましくは、夫々のインターパルス持続期間の間に少なく
とも一度実行される。従って、１００ヘルツの反復にお
いて５０ナノ秒より短い持続期間を持つところの例示の
実施態様において、パルス間が１０ミリ秒であろうし、
そしてアイトラッキング応答時間は好ましくは１０ミリ
秒より短い。
【００６４】上記の方法におけるミラー５０に使用され
るところの走査アルゴリズム、及びミラー６０に使用さ
れるところのアイトラッキング機能は、結合されること
ができ、そして単一のミラー、例えばミラー６０に使用
されることができる。この実施態様において、ミラー５
０は固定ミラー／光線スプリッターであったてあろう。
この構成は機械設備のコストを減じることができたが、
システムの理論上の操作を複雑にし、そして単一のミラ
ー６０の角度範囲の要求を増加することができた。二つ
の別々のミラーを使用することが、夫々のミラーのため
の要求範囲を減少し、そして、設計、製造、及び別々の
走査及びアイトラッキング機能の試験を簡単にする。
【００６５】既に示されたように、アイトラッカー１０
０の適切な機能に必須であるところの目７０の正面のイ
ルミネーションは、マイクロスコープ８０と統合され得
るところの同軸イルミネーター１２０により提供され
る。イルミネーター１２０は、目７０上にトラッキング
光線１７を発射する。角膜及び下層の組織及びへり３０
５に隣接する強膜により別々に反射されかつ散乱された
光は、検出器配列３００に適切な倍率でレンズ３２０に
より現される物体を構成する。
【００６６】本発明の好ましい実施態様において、イル
ミネーター光線１７の波長は、約０．８〜１．０ミクロ
ンにおいて波長の近赤外範囲に選ばれる。人間の目の感
度は、それらの波長において非常に低く、それで、マイ
クロスコープ８０中に戻る角膜表面により反射された光
線１７の一部が、マイクロスコープ８０を通して外科医
５５により患者の目の観察に影響を及ぼさない程小さい
であろう。加えて、目７０のその低い可視性のために、
近赤外の正面のイルミネーターはまた、視線の合わさせ
る目標の装置９０内に位置される、可視光源又は目標上
に患者による目の焦点を合わせることを妨げないであろ
う。
【００６７】更に、イルミネーター１２０内の光源の強
度は、検出器配列３００と結合された電子機器内での適
切な同期式フィルターリングにより調節されていない部
屋の周囲のイルミネーション又はレーザー光線１４から
更に区別を容易にするようにある便利な時相周波数にお
いて調節され得る。配列３００の検出器は、レーザー源
２０からの赤外放射に敏感でなく、それで、アイトラッ
カー１００の操作の間にレーザー光線１４に応答しない
であろう。
【００６８】トラッキング光線１７及びレーザー光線１
４の近い角度の一致によって、角膜からのトラッキング
光線１７の正反射は、角膜の中央近く及びへり３０５の
十分に内側に生ずる。この反射が配置３００を含む検出
器上にレンズ３２０により画像を作らないであろう故
に、この反射はそれ故、アイトラッカーシステムの目の
動作の感知機能を妨げないであろう。一時的に変調され
た赤外光源の使用、及び目７０の角膜上への該源からの
イルミネーションの光線１７の角度範囲の好ましい選択
は、ＰＣＴ出願公開第ＷＯ９４／０２００７号公報によ
り示されたような状態における明確な改善を構成する。
【００６９】図７は、概略の形式で、アイトラッカー１
００及び関係した制御内に含まれるトラッキング検出器
３００からの結合された入力信号と共に、トラッキング
ミラー６０を操作するために使用されるサーボシステム
５００の一実施態様を示す。本発明の好ましい実施態様
において、二要素検出器が機器の特定の機能の要求に基
いて交互に選ばれ得るけれども、図２に３００にひとま
とめにして分類された四つの検出器は夫々、単一要素Ｐ
ＩＮシリコン光検出器を含む。
【００７０】検出器から受けとった電圧信号３０１は続
いて、復調器３４０中に直接に向けられる増幅された信
号３３１を持つ増幅器セット３３０中に供給される。こ
の復調器は、適切な周波数の単一の光がトラッキング信
号のために選ばれることを確保するために、目を照らす
ために使用されるトラッキング光源１２０と制御１２２
により示されるように一時的に同期される。既に示され
たように、この同期は、トラッキングのために使用され
る反射光の一時的な差別化のための手段を構成し、従っ
て、取り囲む光のバックグラウンドを超えて信号のレベ
ルを更に強める。復調器から出現するゲート信号３４１
は次に、論理回路５１０中に供給される。
【００７１】論理回路５１０は、サーボサブシステムの
主要な要素を含み、そして閉じたトラッキングフィード
バックループの中央のスイッチボードとして役に立つ。
論理回路は、トラッキング要素、この場合にはトラッキ
ングミラー６０を制御するための指令中に、目標位置に
対応する配列３００の検出器から増幅されかつ調節され
ていない信号に変換する。正反対に向い合う検出器の対
は、図６中に示されたように、へり３０５の画像がＸ及
びＹ軸に対して動くように種々の電気的出力を作り出す
ことが理解されるべきである。
【００７２】向い合う検出器の夫々の対からの信号の間
の演算差は、対応する軸における中心付けられた位置即
ちナルポジション(null position) からの画像の移動に
実質的に比例する。論理回路５１０内に作られそして回
路５１０により更に処理された信号差(signal differen
ce) は、制御５１１により示されたミラー移動指令を構
成する。これらの移動指令は、サーボドライバー５２０
に中継され、それは、引き続いて、ミラー６０に機械的
に連結され、従って、ミラー６０をその軸の回りに旋回
させるところのアクチュエーター５５０を作動させる。
この方法において、ミラー６０の角度位置は、二次元に
おにい目標の動きを追跡するために要求通りに変化され
得る。
【００７３】トランスデューサー５４０はまた、接続５
４１を経て論理回路５１０にフィードバックを提供する
ためにミラー６０に機械的に接続される。トランスデュ
ーサー５４０は通常、好ましい実施態様において、簡単
な容易に入手可能な構成部品である位置検出要素(posit
ion-sensing element)を含む。トランスデューサー５４
０は、トラッキング要素、この場合には、予め選ばれた
デフォルト位置(default position)に関したミラー６０
の動きの安定性を可能にする。加えて、トランスデュー
サー５４０は、トラッキングミラー６０がその範囲の端
にあり、そしてもはや動きを追跡しないであろう時を検
知する。これは、トラッカーが目の動きをたどることが
もはやできないとき、コンピューター１１０がレーザー
源２０を停止すること、又はシャッター４０を閉じるこ
とを可能にする。
【００７４】好ましい実施態様において、ミラー６０の
参考位置は、既に議論されたように機器の光軸と患者の
注視線との一列調整に対応する。この参考位置は、外科
医５５が患者が一列調整されることを指摘するとき、コ
ンピューター１１０により選択され得る。アイトラッカ
ー３００からトラッキングミラー６０までに３０１、５
２１及び５４１を示す図７中に示された信号の集積は、
図１中の接続１０２として一纏めにして現されたことに
注意しなさい。視覚上の明瞭さのために、図７は、実例
のサーボシステム中に含まれるであろうところの四つの
サーボドライバー５２０、トランスデューサー５４０及
びアクチュエーター５５０の夫々の二つのみを示すこと
が注意される。
【００７５】ほとんどサーボシステムのような図７に示
されたシステムは、ゼロにエラー信号を戻すことに基く
オフ‐ナル(off-null)測定システムである。更に十分に
高い速度で目の移動の正確な測定及び／又は制御を可能
にするであろうところの、図７に描かれたものと異なっ
たサーボコントロールシステムの代わりの実施があり得
る。それ故、そのような代わりのサーボシステムは、本
発明の範囲に含まれる。
【００７６】トポグラフィー測定 既に示されたように、角膜トポグラフィー装置１８０
は、目の形又は曲率の手術前及び手術後の測定を助ける
ために使用され得る。いずれかの市販のトポグラフィー
機器は、本発明により使用されるような視線の焦点を合
わせるための参考目標を含むことが修正されさえすれ
ば、この目的のために使用され得る。代わりの実施態様
は、角膜を横切る正確な屈折を測定するためにスペーシ
ャリィー リゾルブド リフラクトメーター（ＳＲＲ）
１９０をこの位置に含むであろう。
【００７７】異なる目の機器の間に共通の座標軸を確立
するための能力は、角膜の屈折及び／又はトポグラフィ
ーの別々の測定と本発明の主題である角膜外科手術法を
統合することの好ましさを考慮して更に重要である。目
の屈折状態の正確な測定及び決定は、任意の屈折外科手
術処置の成功した結果のために望ましいことが通常認め
られる。
【００７８】角膜トポグラフィー装置、例えば、Ｅｙｅ
Ｓｙｓ ａｎｄ ＣｏｍｐｕｔｅｄＡｎａｔｏｍｙによ
り製造された装置が、角膜の手術前及び手術後の形の評
価を提供することにおいて或る有用性を持っていた。近
年、入手可能な他の機器、例えば、Ｏｒｂｔｅｋ，Ｉｎ
ｃ．により製造されたＯｒｂＳｃａｎは、屈折エラーの
或るタイプ、例えば乱視の矯正を最適化するために非常
に有用でありうるところの角膜の局所的形状についての
情報を提供し得る。しかし、効果的であるべきこれらの
機器のいくつかのために、目の中の同一の位置に引用さ
れる繰り返しの測定が一致しなければならない。この面
は、患者に対して独特であり、そして機器に対して独特
でない、上記の方法におけるアイトラッキング又は視線
の焦点を合わせる技術により提供され得る。そのような
一列調整の形の包含はまた、外科手術の精度を高めるこ
と及び予測可能性に影響を及ぼす望まない変数を除去す
ることの目的のための手順の間に有効なフィードバック
として使用されることができたところの外科手術中の角
膜トポグラフィーの測定を可能にし得る。スミス(Smit
h) の米国特許第５，３５０，３７４号明細書により開
示された先行技術は、角膜外科手術法とトポグラフィー
機器の特定のタイプに基く有効なフィードバック制御ル
ープを統合することの可能性を示す。
【００７９】種々の実施態様において、本発明はまた、
いくらかの入手可能な角膜測定装置と矛盾のないトポグ
ラフィー的フィードバックを含むことを要求し、従っ
て、先行技術の装置の有利な特徴の多くを組み込んでい
るが、操作光線送出システムを使用する中間赤外線レー
ザーによるＰＲＫ外科手術を含むためにその範囲を拡大
する。
【００８０】これらのトポグラフィー装置による形状測
量の代わりに、屈折測量装置及び方法、いわゆるスペー
シャリィー リゾルブド リフラクトメーター（ＳＲ
Ｒ）がある。ＳＲＲの詳細な議論のために、ウェブ、ア
ール．エイチ．(Webb,R.H.) 、マレイ ペニイ、シー(M
urray Penny,C.) 、トンプソン、ケー．ピー．(Thompso
n,K.P.) 、「メジャメント オブ アキュラー ローカ
ル ウェーブフロントディストーション ウィズ ア
スペーシャリィー リゾルブド リフラクトメーター(M
easurement of Ocular Local Wavefront Distortion wi
th a SpatiallyResolved Refractometer)」アプライド
オプティックス(Applied Optics)、第３１巻、第１９
号、第３６７８〜３６８６頁（１９９２年）を参照せ
よ。ＳＲＲ装置は、小さなピンホールを通して患者が二
つの視線集中源に整列することにより、瞳をおおう角膜
上の夫々の点において、屈折を測定する。このピンホー
ルは、別々の屈折測定により角膜の夫々の点を測量する
ために角膜を横切って移動される。ＰＲＫの目的が患者
の屈折エラーを矯正することである故に、ＳＲＲ測量
は、屈折通路中に測定された屈折、並びにトポグラフィ
ーシステムからのパワーマップの上に改善を与えるＰＲ
Ｋシステムによる矯正のための理想的な入力である。こ
の手術前の入力データは、切除プロフィール及びパター
ンを定めることを助けるために使用され得る。あるい
は、ＳＲＲは、処置中に目を測量するために使用され得
る。
【００８１】本明細書中に示されそして述べられた実施
態様及びバリエーションは単に本発明の原則の例示で
あ、そして種々の変形が本発明の範囲及び精神から逸脱
することなく当業者により実行され得る。
【００８２】
【発明の効果】本発明は、中間赤外放射により角膜組織
を除去するための外科手術法及び装置を提供する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の特徴を組込む装置の光学的、機械的、
及び電気的部品の機能関係を示すブロック図である。
【図２】図１の光学的部品の拡大された概略図である。
【図３（ａ）及び（ｂ）】角膜に亘って通過するレーザ
ー光線のための走査パターンを示す。
【図４（ａ）及び（ｂ）】角膜において測定された、集
められたレーザー光線の直径の関数としての強度プロフ
ィールを示す。
【図５（ａ）及び（ｂ）】レーザーシステムから外科手
術装置までレーザー光線を伝達するためのメカニズムを
示す。
【図６（ａ）及び（ｂ）】インテグラルアイトラッカー
(integral eye tracker)の検出器配列に関して、夫々、
整列された及び整列されていない位置における目の画像
を示す。
【図７】図１及び２中に示されたアイトラッカーに結合
された電子回路機構及びサーボ制御機能の一実施態様の
概略図である。
【符号の説明】
１０：レーザー光線 ２０：赤外線レーザー源 ５０、６０：部分的伝達ミラー ５５：外科医の目 ７０：患者の目 ９０：視線の焦点を合わせる目標の装置 １２０：同軸イルミネーター １３０：ミラー １６０：収束レンズ １６２：案内手段 １６３：出口孔 １６４：中継レンズ １６６：フレキシブル関節式アーム ２００：外科手術用装置 ３００：検出器配列 ３０５：目のへり ３１５、３２５：処理領域 ３２０：レンズ
フロントページの続き (72)発明者 ポール アール．ヨーダー、ジュニア アメリカ合衆国、コネチカット州 06851、 ノールウォーク、フォックスボロ ドライ ブ 1220 (72)発明者 ハンナ ジェー．ホフマン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94303、パロ アルト、メトロ サークル 1049

Claims (42)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 患者の目から角膜組織を除去するための
    方法において、該角膜組織を切除するためのレーザー放
    射のパルス光線を発生させること（ここで、該光線は、
    角膜吸収ピークにおおよそ対応する波長における中間赤
    外放射を含む）、及び主としてフォトメカニカル切除プ
    ロセスにより該角膜組織の一部を取り除くために、予め
    決められたパターンで該角膜組織の或る区域を横切って
    該光線を走査することの段階を含む方法。
  2. 【請求項２】 該角膜組織が、該角膜の曲率を矯正する
    ために取り除かれるところの請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 該角膜組織が、治療法上の介入に影響を
    及すために取り除かれるところの請求項１記載の方法。
  4. 【請求項４】 該光線パルスが、約５０ナノ秒より短い
    持続期間を持つところの請求項１記載の方法。
  5. 【請求項５】 該フォトメカニカル切除プロセスが、光
    破砕であるところの請求項１記載の方法。
  6. 【請求項６】 該パルス光線が、２．９４ミクロンの波
    長の赤外放射を生成するエルビウムＹＡＧレーザーによ
    り発生されるところの請求項１記載の方法。
  7. 【請求項７】 該パルス光線が、約１〜２ミクロンの範
    囲における放射を放出する固体レーザーにより発生さ
    れ、かつ更に、光パラメトリック発信器を利用して約３
    ミクロンの波長に該放射を周波数シフトする段階を含む
    ところの請求項１記載の方法。
  8. 【請求項８】 該パルス光線が、２．７〜３．１ミクロ
    ンの範囲の波長の赤外放射を生成する固体レーザーによ
    り発生されるところの請求項１記載の方法。
  9. 【請求項９】 該光線が該角膜組織上に向られることを
    確保にするために該目の動きを追跡する段階を更に含む
    請求項１記載の方法。
  10. 【請求項１０】 該角膜組織を横切る該光線を走査する
    該段階が、該目に対する付随的損傷を最小にするために
    不連続的様式で実行されるところの請求項１記載の方
    法。
  11. 【請求項１１】 該パルスの夫々のエネルギーが、約５
    〜約３０ｍＪであるところの請求項１記載の方法。
  12. 【請求項１２】 該走査段階が、約０．３〜約２ｍｍの
    範囲のスポットサイズを利用するところの請求項１記載
    の方法。
  13. 【請求項１３】 オンライン角膜トポグラフィー装置を
    使用して該角膜組織の形を評価する段階を更に含む請求
    項１記載の方法。
  14. 【請求項１４】 該角膜組織は、該目の屈折特性を変え
    るために取り除かれ、そして、スペーシャリィー リゾ
    ルブド リフラクトメーターを使用して該角膜組織の屈
    折を評価する段階を更に含む請求項１記載の方法。
  15. 【請求項１５】 患者の目から角膜組織を除去するため
    の医療機器において、中間赤外放射のパルスを生成する
    レーザー源（ここで、該赤外放射は、角膜吸収ピークに
    おおよそ対応する波長を持つ）、及び主としてフォトメ
    カニカル切除プロセスにより該角膜組織の一部を取り除
    くために、予め決められたパターンで該角膜組織の或る
    区域を横切って該パルス放射を向るためのスキャナ‐偏
    向手段を含む装置。
  16. 【請求項１６】 該角膜組織が、該角膜の曲率を矯正す
    るために取り除かれるところの請求項１５記載の装置。
  17. 【請求項１７】 該角膜組織が、治療法上の介入に影響
    を及すために取り除かれるところの請求項１５記載の装
    置。
  18. 【請求項１８】 該パルスが、５０ナノ秒より短い持続
    期間を持つところの請求項１５記載の装置。
  19. 【請求項１９】 目の動きを感じ取り、そして相殺する
    ために目追跡手段を更に含む請求項１５記載の装置。
  20. 【請求項２０】 該レーザー源が、減結合レーザー送出
    システムにより該スキャナ偏向手段に結合されていると
    ころの請求項１５記載の装置。
  21. 【請求項２１】 該フォトメカニカル切除プロセスが、
    光破砕であるところの請求項１５記載の装置。
  22. 【請求項２２】 該レーザー源が、２．９４ミクロンの
    波長の赤外放射を生成するエルビウムＹＡＧレーザーで
    あるところの請求項１５記載の装置。
  23. 【請求項２３】 該パルス光線が、約１〜２ミクロンの
    範囲の放射を放出する固体レーザーにより発生され、か
    つ約３ミクロンの波長に該放射を周波数シフトするため
    の光パラメトリック発信器を更に含むところの請求項１
    ５記載の装置。
  24. 【請求項２４】 該レーザー源が、２．７〜３．１ミク
    ロンの範囲の波長の赤外放射を生成する固体レーザーで
    あるところの請求項１５記載の装置。
  25. 【請求項２５】 該パルスの夫々のエネルギーが、約５
    〜約３０ｍＪであるところの請求項１５記載の装置。
  26. 【請求項２６】 該スキャナ‐偏向手段が、約０．３〜
    約２ｍｍの範囲のスポットサイズを生成するところの請
    求項１５記載の装置。
  27. 【請求項２７】 該角膜組織の形を評価するための角膜
    トポグラフィー装置を更に含む請求項１５記載の装置。
  28. 【請求項２８】 該角膜組織が該目の屈折特性を変える
    ために取り除かれ、かつ、該角膜組織の屈折を評価する
    ためのスペーシャリィー リゾルブド リフラクトメー
    ターを更に含む請求項１５記載の装置。
  29. 【請求項２９】 外科手術処置の間に患者の目の動きを
    追跡するための方法において、該外科手術処置は該目上
    にレーザー光線を向ける段階を含み、該方法は、 トラッキングイルミネーションにより該目の一領域を照
    らす段階（ここで、該トラッキングイルミネーションは
    該レーザー光線から区別され得る）、 検出器手段上に該目の形の光学画像の焦点を合わせる段
    階（ここで、該画像の一部を検出することにより同定さ
    れる該目の該形は、予め決められたいき値を超えるコン
    トラストを有し、該検出器手段は、検出器要素の配列を
    含み、該配列は、第一の軸を横切って該目の形の周囲に
    中心を位置付けられる少なくとも二つの検出器要素、及
    び該第一の軸に垂直な軸を横切って該目の形の周囲に中
    心を位置付けられる少なくとも二つの検出器要素を含
    む）、 該目の形が該検出器手段上におおよそ中心を位置付けら
    れるときに、ナル信号を発生する段階、 該目の形が該検出器手段上におおよそ中心を位置付けら
    れていないときに、該検出器手段に相対的な目の形の整
    列のエラーに比例するエラー信号を発生する段階、及び
    該レーザー光線の光軸と該目の間の、おおよそ中心に位
    置付けられる状態を維持するために該エラー信号を利用
    する段階を含む方法。
  30. 【請求項３０】 該レーザー光線が、少なくとも一つの
    光学ミラーを利用して該目上に向られ、かつおおよそ中
    心に位置付けられる状態を維持するために該エラー信号
    を利用する該段階が、該目上に該レーザー光線を向ける
    ために要求されるように該ミラーを偏向させる段階を含
    む請求項２９記載の方法。
  31. 【請求項３１】 該ミラーを偏向させる該段階が、サー
    ボ制御された可動性ミラーを位置変えする段階を含む請
    求項３０記載の方法。
  32. 【請求項３２】 該照明段階が、該目を軸方向に照らす
    段階を含む請求項２９記載の方法。
  33. 【請求項３３】 該トラッキングイルミネーションが、
    約０．８〜約１．０ミクロンの波長を持ち、かつ該レー
    ザー光線が、中間赤外波長を持つところの請求項２９記
    載の方法。
  34. 【請求項３４】 予め決められた周波数において該トラ
    ッキングイルミネーションを調節する段階を更に含み、
    かつ該検出器手段上に該光学画像の焦点を合わせる該段
    階が、周囲のイルミネーション及び該レーザー光線から
    該トラッキングイルミネーションを更に区別するために
    該予め決められた周波数に同期されるところの請求項２
    ９記載の方法。
  35. 【請求項３５】 該イメージ化された形が、瞳と角膜の
    おおよそ円形の交線であるところの請求項２９記載の方
    法。
  36. 【請求項３６】 該イメージ化された形が、該角膜と該
    瞳の間のコントラストを同定することにより位置付けら
    れるところの請求項２９記載の方法。
  37. 【請求項３７】 該検出器手段の前面に一つ又はそれ以
    上の赤色のフィルターを使用することにより該コントラ
    ストを高める段階を更に含む請求項２９記載の方法。
  38. 【請求項３８】 該検出器手段の前面に一つ又はそれ以
    上の近赤外フィルターを使用することにより該コントラ
    ストを高める段階を更に含む請求項２９記載の方法。
  39. 【請求項３９】 該レーザー光線がパルスレーザー光線
    であり（ここで、該パルスは、１０ミリ秒より短いイン
    ターパルス持続期間を持つ）、かつエラー信号を発生
    し、かつ中心に位置付けられる状態を維持するために該
    エラー信号を利用する該段階が１０ミリ秒毎に少なくと
    も一回実行されるところの請求項２９記載の方法。
  40. 【請求項４０】 外科手術処置の間に患者の目の動きを
    追跡するための装置において、該外科手術処置は該目上
    にレーザー光線を向ける段階を含み、該装置は、 該目の一領域を照らすための光源（該光源は、該レーザ
    ー光線から区別され得るところのトラッキングイルミネ
    ーションを発生する）、 該目の形の光学画像を受けとるための検出器配列（ここ
    で、該目の該形は、該画像の背景部分に相対的な該形の
    コントラストに基いて該光学画像中に同定され、該検出
    器手段は、検出器要素の配列を含み、該配列は、第一の
    軸を横切って該目の形の周囲に中心を位置付けられる少
    なくとも二つの検出器要素、及び該第一の軸に垂直な軸
    を横切って該目の形の周囲に中心を位置付けられる少な
    くとも二つの検出器要素を含む）、 該目の形が該検出器手段上におおよそ中心を位置付けら
    れるときに、ナル信号を発生する手段、 該目の形が該検出器手段上におおよそ中心を位置付けら
    れていないときに、該検出器手段に相対的な目の形の整
    列のエラーに比例するエラー信号を発生する手段、及び
    該エラー信号に基いて、該レーザー光線の光軸と該目の
    間におおよそ中心を位置付けられる状態を維持する手段
    を含む装置。
  41. 【請求項４１】 該トラッキングイルミネーションが、
    約０．８〜約１．０ミクロンの波長を持ち、かつ該レー
    ザー光線が、中間赤外波長を持つところの請求項４０記
    載の装置。
  42. 【請求項４２】 予め決められた周波数において該トラ
    ッキングイルミネーションを調節し、かつ周囲のイルミ
    ネーション及び該レーザー光線から該トラッキングイル
    ミネーションを更に区別するために該予め決められた周
    波数に該検出器手段を同期するための手段を更に含むと
    ころの請求項４０記載の装置。
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