JPH11511051A

JPH11511051A - Intrastromal photorefractive corneal ablation method

Info

Publication number: JPH11511051A
Application number: JP9509310A
Authority: JP
Inventors: ジュハスズ，チボア; ビル，ヨゼフ，エフ．
Original assignee: エスカロンメディカルコーポレイション
Priority date: 1995-08-17
Filing date: 1996-07-30
Publication date: 1999-09-28
Also published as: CA2226949C; WO1997006856A1; EP0850089A4; CA2226949A1; EP0850089A1

Abstract

(57)【要約】パルスレーザー光線を用いて、目の角膜１２を固有質内で光屈折性の角膜除去手術を行うための方法は、固有質２２内の選択された開始点における焦点スポットに対して該レーザー光線の焦点を合わせる第１段階を有する。該開始点は角膜の上皮１８の後方、所定の距離のところに位置している。該開始点上に焦点を合わせている間に、レーザー光線が照射されて、該焦点スポットの体積にほぼ等しい固有質の組織の体積３６を崩壊させる。次に、該レーザー光線は固有質内の他の分離点における焦点スポットに対して、あるパターン順に焦点を合わせられる。この各々の点において固有質の組織は光崩壊される。このような漸進的なパターンの光崩壊に関して、各々のスポットは先に崩壊された組織の体積とほぼ近接して位置される。この結果、光崩壊された組織は光軸に関してほぼ中心対称になった層を形成する。固有質内にキャビティーを形成するために複数個の層が除去される。該キャビティーがつぶれると、角膜の曲率は望み通りに変化される。 SUMMARY OF THE INVENTION A method for performing photorefractive corneal ablation surgery in the cornea 12 of an eye using a pulsed laser beam is described in US Pat. A first step of focusing the laser beam. The starting point is located at a predetermined distance behind the corneal epithelium 18. While focused on the starting point, a laser beam is irradiated to disrupt a volume 36 of intrinsic tissue approximately equal to the volume of the focal spot. The laser beam is then focused in a pattern order to a focal spot at another separation point in the property. At each of these points, the intrinsic tissue is photodisintegrated. With such a gradual pattern of photodisintegration, each spot is located approximately in proximity to the previously disintegrated tissue volume. As a result, the photodisintegrated tissue forms a layer that is substantially centrally symmetric with respect to the optical axis. Multiple layers are removed to form cavities in the body. As the cavity collapses, the curvature of the cornea is changed as desired.

Description

【発明の詳細な説明】基質内光屈折性角膜切除方法発明の分野本発明は目の手術を行うためにレーザーを用いるための方法に関するものである。さらに詳しくいうと、本発明は患者の視力を改良するために、目の角膜を再成形するための方法に関するものである。本発明は特に、しかし限定的ではなく、固有質内の光屈折性の角膜除去手術（ＩＳＰＲＫ）のための方法として有効である。発明の背景ある種の場合、目の角膜は視力を修正、改良するために手術によって再成形することができることが知られている。修正しようとする状態が近視、あるいは近眼である場合には、角膜は比較的平旦にされ、遠視である場合には角膜は比較的急勾配のついたものにされる。いずれの場合にも後でもっと詳述するように、この目的のために採用することのできる目の手術手順には幾つかの異なったタイプのものがある。手順のタイプが異なっていても、例えば、近視を修正するための最終的な目的は同一である。即ち、この目的は、普通は中心の厚さを減少させることにより、角膜の前面を平旦化させ、目に入ってくる光を適切に屈折させて、目の網膜上に焦点を合わせることにある。角膜の再成形のための最も一般的な手術は、半径方向の角膜切開手術として知られている。この手順は主として近視を修正するために用いられ、角膜の表面を一連的に半径方向に切開していくことによって行われる。これらの切開は、角膜の外部エッジからその中心へ向かって、スポーク状に行われ、角膜の選択された部分を弱化させるものである。これらの弱化された部分について、目の内側の房水の流体圧力が角膜を変形させるであろう。近視の修正手順に関していうと、望ましい変形は、視力改良のために適当な光屈折を得るために角膜を平旦化させることである。近年になって、視力修正のために角膜の中を切開するための切開道具の使用が、レーザーを用いた新しい手術手順に徐々に置き換えられたり、あるいは補完されたりするようになってきている。切開するよりも、角膜を再成形するレーザーエネルギーは実際に角膜の組織を除去することによって視力を修正する。このことは一般的に光切除として知られている方法によって達成される。今までは、角膜組織の光切除は、主としてレーザーエネルギーを目の露出した前面上に焦点を合わせることによって行われてきた。達成することのできる結果は、２つの相互関連する要因に依存している。第１に、レーザー光線を発生させるために採用される特別なレーザー装置が、光切除手術をいかに成功させるかについて大きく影響を与えるであろう。第２に、光切除を成功させるためにレーザーエネルギーを取り扱う方法が、手順の効率を効果的に画定するであろう。目のレーザー装置に関して言うと、幾つかの異なったタイプのレーザー光線が提案されている。例えば、“眼科手術の方法”と題するＬ’エスペランスジュニアによる米国特許第４，６６５，９１３号が、エクシマレーザーを用いた角膜の再成形手順を開示している。他の例としては、“目の再成形方法”と題するビル他による米国特許出願第４，９０７，５８６号（本発明の譲渡人と同じ譲渡人に譲渡されている）が、パルスレーザー光線を用いた角膜の再成形手順を開示している。角膜の前面から角膜の組織を除去するためにレーザーを用いることが効果的であることは知られているが、該前面から組織を除去するためには角膜内の各種の組織からなる幾つかの層を光切除することが必要となる。これらの部分には上皮の一部や、ボウマン膜や、固有質が含まれる。本発明は上皮とボウマン膜を健全な状態で残し、組織の除去を固有質のみに限定することが好ましいと認識している。固有質から組織を除去すると、結果として角膜の固有質の層の中に特別な形状のキャビティーが形成されることになる。角膜が考えた通りに変形されると、結果として角膜は望み通りに平旦化される。更に、本発明は、もしレーザー光線の放射照度や、その焦点スポットのサイズや、光崩壊個所の適当な層状化が効果的に制御されるならば、パルスレーザーのエネルギーを用いて内部組織の光切除、あるいはもっと正確にいうと“光崩壊”を効果的に実行することができると認識している。本発明の目的は、光崩壊を受ける組織の量を制限するために、レーザー光線の放射照度を制御するパルスレーザー光線を用いて、目の角膜に対して固有質内を光崩壊させるための方法を提供することにある。本発明の他の目的は、連続的に近接したスポットにおいて連続的に光崩壊させることによって、固有質の組織を除去することができるように、レーザー光線のスポットサイズとスポット形状とを制御する、固有質内の光屈折性の切除手術を行うための方法を提供することにある。本発明の更に他の目的は、角膜を望み通りに平旦化させるために、適当な寸法と形状になった層の所定のパターンになって固有質の組織を除去する、固有質内の光崩壊のための方法を提供することにある。本発明の更に他の目的は、実行が比較的容易であり、比較的コスト効果のある、固有質内の光崩壊のための方法を提供することにある。発明の要約本発明に関していうと、目の角膜内の固有質に限って、組織の光崩壊と除去を行うための方法は、固有質内の複数個の点における個々のスポットに対して連続的に焦点を合わされるパルスレーザー光線を用いている。各々の焦点スポットは、単一の点ではなく、有限の体積を有している。固有質の組織の光崩壊はレーザー光線の焦点が合わされた各々のスポットにおいて行われ、各々のスポットに崩壊された固有質の組織の体積はスポットの体積とほぼ同一である。光崩壊された組織は既知の手段によって角膜の中へ吸収されたり、角膜から除去されたりする。該スポットは固有質の組織の複数個の層を光崩壊させ、除去するために、連続的ならせんパターンに配置され、該層の直径が適当な寸法になり、結果として望みのジオプトリ修正が行われる。レーザー光線の焦点合わせの方法だけでなく、レーザー光線の物理特性は、本発明の方法を適切に実行するのに重要である。上述したように、これらの考察は相互関連している。第１に、レーザー光線の特性に関する限り、幾つかの要因が重要である。レーザー光線は光が角膜の組織によって吸収されることなく、角膜を貫通することのできる波長を有していなければならない。従って、レーザー光線の光は、それが焦点スポットに到達するまでは角膜を貫通する際に吸収されることがないであろう。一般的には、波長は０．３ミクロン(μm)から３μmの範囲内になければならず、１０５３ナノメートル（nm）が好ましい。焦点スポットにおいて固有質の組織の光崩壊を達成するためのレーザー光線の放射照度は、組織の光破壊のためのしきい値より大きくなければならない。固有質の組織の光破壊をもたらす放射照度は約２００ＧＷ／cm²である。該放射照度は、好ましくは、光破壊のためのしきい値の１０倍以内であるが、いずれにしてもしきい値の１００倍を越えてはならない。更に、パルスレーザー光線のパルス繰り返し周波数は、好ましくは、ほぼ１ＫＨｚから１０ＫＨｚの範囲内になっている。第２に、レーザー光線の焦点合わせに関していうと、スポットサイズや、スポット形状、およびスポットパターンの全てが重要である。焦点の合わされたレーザー光線のスポットサイズは、焦点スポットにおける固有質の組織を光破壊させるのに十分な程小さくなければならない。典型的にいうと、該スポットサイズは直径が約１０μmである必要がある。さらに、スポット形状はできるだけ球形に近いことが好ましい。スポットに対してこの形状を得るために、レーザー光線が比較的広い円錐角から焦点を合わせられることが必要である。本発明に関していうと、円錐角は、好ましくは、１５度から４５度の範囲内にあるであろう。最後に、該スポットは望みの形状のキャビティーを形成するために、最適のパターンに配置しなければならない。その後でキャビティーが変形して結果的に角膜が望みの形状に最終的に再成形され、望みの屈折効果が得られる。本発明の方法によって固有質内の光崩壊を実行するために、レーザー光線は固有質内の開始点において第１の選択されたスポットに焦点が合わされる。近視の修正のためには、該開始点は、好ましくは、目の光軸の上で、上皮の後方に位置している。次にレーザー光線が作動され、第１スポットにおける固有質の組織が光崩壊される。重要なことに、本発明の場合には、レーザー光線のスポットサイズと、スポット形状と、放射照度とが密接に制御され、焦点スポットにおいて光崩壊され除去された固有質の組織の体積は慎重に制御される。好ましくは、この体積は焦点スポットによって占められた体積とほぼ等しく、あるいは典型的には直径が１０μmの球形の体積である。次に、レーザー光線は固有質内の第２の選択されたスポットにおいて焦点を合わされる。該第２スポットは前記第１焦点スポットを含む平面の中に位置し、この平面は目の光軸に対して直角になっている。しかしながら、固有質の組織が光崩壊している間に、結果として焦点スポットの直径の約２倍までの直径を有したキャビテーション泡が生じる。従って、第１の焦点スポットから結果として生じるキャビテーション泡にほぼ近接した固有質内の点において第２の焦点スポットが選択される。再び、レーザー光線が作動され、第２の焦点スポットにおける固有質の組織が光崩壊され、先に光崩壊された固有質の組織の体積に付加される。第２の焦点スポットは第１の焦点スポットから発生したキャビテーション泡に対して相対的に配置されるので、２つのスポットにおいてキャビテーション泡の間で幾らかの重なりが生じる。この処理が続くと、固有質内での平旦ならせん路に沿って点から点へと進み、１０μmまでの厚さの固有質の組織の層が光崩壊され、除去される。光崩壊された組織の層は光軸に対して直角になっている。固有質内での光屈折性の切除技術を用いた目の効果的な視力修正のために、パターン化された複数個の近接点において組織の光崩壊が達成され、複数個の組織の層の除去が行われることが好ましい。この目的は、固有質の組織の中でドーム型のキャビティーを形成することにある。このドーム型のキャビティーは順次つぶれ、角膜の表面を再成形する。本発明は、固有質の与えられた層の中での近接した焦点スポットが全て目の光軸に直角な平面内に位置し、各々の層におけるスポットのパターンが目の光軸に対してほぼ中心対称になったらせんパターンであることを意図している。結果として、光崩壊された固有質の組織の複数個の平旦な層が得られ、各々の層は光軸に対して直角になっている。本発明に関して言うと、上皮から最も離れた層を第１に光崩壊させ、次に前方へ向かって順番に付加的な層を連続的に光崩壊させることによって、複数個の重なり合った光崩壊された層を形成することができる。各々の連続的な層は、前方へ向かって先の層よりも直径が小さくなる。各々の層が先の層よりも小さくなっているがその差は、結果として望みのドーム型のキャビティーを画定する特別な幾何学的モデルによって決定される。形成された層の数には無関係に、全ての層が上皮から安全な距離だけ、例えば、約３０μm以上離れていることが重要である。図面の簡単な説明本発明それ自身だけでなく本発明の新規な特徴は、その構造及びその動作の両方に関して、添付図面と添付した説明とから最も良く理解されるであろうし、類似の部分には類似の参考番号が付けられている。図１は概略的に示されたレーザー装置に関連して示された目の角膜の断面図である。図２は目の角膜の解剖学的な層を示した断面図である。図３は本発明の方法を実行している間に生じる、近接したレーザー光線のスポットの相対的な位置決めと、結果として生じる固有質の組織の重なった崩壊とを示した概略図である。図４は本発明の方法を実行することによって固有質の組織が光崩壊される、所定のらせんパターンになった焦点スポットと結果としての層とを示す概略平面図である。好的実施例の説明最初に図１を参照すると、目の一部分の断面図が示されており、これは全体的に番号１０で示されている。参考のためにいうと、図示された目１０の一部分は角膜１２と、強膜１４と、水晶体１６とからなっている。更に、標準的な視覚上の参考的な直交座標に関していうと、Ｚ軸あるいはＺ方向は全体的に目１０の光軸と一致している。従って、Ｘ方向とＹ方向は該光軸に対して全体的に直角な平面を形成している。図２において最もよくわかるように、目１０の角膜１２の解剖学的構造は５つの異なった同定可能な組織からなっている。上皮１８は角膜１２の外部における最外組織である。該上皮１８の下には、Ｚ軸に沿って順に後方へ向かってボウマン膜２０と、固有質２２と、デスメ膜２４と、内皮２６とが存在する。これらの各種組織の中で、本発明に最も関係のある領域は固有質２２である。ここで再び図１に戻ると、本発明による方法には、ある種の特性を有したパルスレーザー光線３０を発生することができるレーザー装置２８が組み込まれていることがわかるであろう。重要なことに、該パルスレーザー光線３０は波長(λ) を有した単色光でなければならず、これは角膜１２のこれらの組織と相互作用することなしにそれらの全ての組織を貫通するであろう。好ましくは、レーザー光線３０の波長（λ）は０．３ミクロン（μm）から３ミクロン（μm）までの範囲内（λ＝０．３μm〜３μm）にある。また、レーザー光線３０のパルス繰り返し数は１００ヘルツから１０万ヘルツ（０．１ＫＨｚ〜１００ＫＨｚ）の範囲内にほぼ入っていなければならない。本発明にとって極めて重要な他の要素は、レーザー光線３０の放射照度を限定し、うまく画定しなければならないという点である。ここで主に関係するのは、レーザー光線３０の放射照度が、多くの場合、固有質２２の組織におけるパルスレーザー光線３０の光崩壊の可能性を画定するであろうという点である。放射照度、あるいは放射束密度は、ある面を横切って流れる、単位面積あたりの放射電力量として定義される。次の式で表わされるように、レーザー光線３０の放射照度は幾つかの変数の関数である。放射照度に関する上式から、放射照度の一定値に関していうと、放射照度はレーザー光線３０の各々のパルスにおけるエネルギーの大きさに比例することがわかるであろう。他方、放射照度はパルス持続時間とスポットサイズに反比例する。この関数関係の重要性は、パルスレーザー光線３０の放射照度が固有質組織２２に関する光学的破壊のしきい値にほぼ等しくなければならないという事実から由来する。このしきい値は１平方センチメートルあたり約２００ギガワット（２００ＧＷ／cm²）であることが知られている。放射照度に関する各要素の寄与度に関する限り、どの要素も個別的には考慮することができないという点を認識することが重要である。その代わりに、レーザー光線３０のパルスエネルギーと、パルス持続時間と、焦点スポットサイズとが相互に関係し合い、各々の特性が変化する。本発明の目的に関して言うと、レーザー光線３０のパルスのパルス持続時間は、好ましくは１００フェムト秒から１０ナノ秒の範囲、更に好ましくは１ピコ秒から１００ピコ秒（１〜１００ｐｓｅｃ）の範囲内にある。各々のパルスが焦点を合わされた場合のスポットサイズに関して言うと、画定的な考えは、該スポットサイズが、焦点スポットの体積にほぼ等しい固有質組織２２の体積の中で光学的破壊を達成するのに十分小さくなければならないということである。この関係は多分図３において最もよくわかるであろう。図３においては、連続的な焦点スポット（３２ａ〜ｆ）が示されている。全ての焦点スポット（３２ａ〜ｆ）はほぼ球形あるいはわずかに楕円体になっており、ほぼ同一の体積を有している。そのように、それらの各々は直径３４を有していることが特徴である。図面を簡単にするために、該焦点スポット（３２ａ〜ｆ）は直線５０上に一列になって配置されているところが示されているが、本発明に関して言うと、後で説明するように、該焦点スポット（３２ａ〜ｆ）はらせん状に配置されることが好ましい。図３はまた各々の焦点スポット（３２ａ〜ｆ）と、レーザー装置２８が作動された時に該焦点スポット（３２ａ〜ｆ）を照射する結果となる、関連するキャビテーション泡（３６ａ〜ｆ）との間の全体的な関係を示している。該キャビテーション泡（３６ａ〜ｆ）もまた、関連する焦点スポット（３２ａ〜ｆ）と同様に、全体的に球形になっていて、直径３８を有している。上で示したように、各々のキャビテーション泡（３６ａ〜ｆ）の直径３８は、対応する焦点スポット（３２ａ〜ｆ）の直径３４と同一であることが好ましい。しかしながらこのことは常には達成することができない。いずれにしても、キャビテーション泡（３６ａ〜ｆ）の体積が焦点スポット（３２ａ〜ｆ）の体積よりも極めて大きいということがないことが重要である。本発明に関していうと、焦点スポット（３２ａ〜ｆ）の直径３４が約１００ミクロン（１００μm）よりも小さく、好ましくは約１０ミクロン（１０μm）より小さいことが重要である。キャビテーション泡（３６ａ〜ｆ）の直径３８は焦点スポット（３２ａ〜ｆ）の直径３４の約２倍以下であることが好ましい。上述したように、焦点スポット（３２ａ〜ｆ）はほぼ球形になっている。焦点スポット（３２ａ〜ｆ）を細長い楕円体よりもできるだけ球形に近い形状にするために、レーザー光線３０を比較的広い円錐角４０（図１参照）を介して焦点を合わすことが必要である。本発明の方法のためには、該円錐角４０は１５度ないし４５度（１５°〜４５°）でなければならない。現在では、約３６度（３６° ）の円錐角の場合に最も良好な結果が得られることが知られている。本発明の方法を実行するためには、医者が目１０を幾分安定させることがまず必要である。目１０が安定された後に、固有質２２における第１の選択された焦点４２ａにおける焦点スポット３２ａの上でレーザー光線３０が焦点を合わされる。特に、多くの手順書においては、第１の焦点４２ａは全体的にボウマン膜２０の後方のＺ軸４４上に位置している。ここで用いられているように、“後方” という言葉は、ボウマン膜の後方、あるいは内側を意味している。一旦レーザー光線３０がそのようにして焦点を合わせられると、レーザー装置２８が作動され、第１焦点４２ａにおいて焦点スポット３２ａを照射する。その結果、固有質組織２２内にキャビテーション泡３６ａが形成され、固有質組織の対応的な体積が崩壊され、固有質組織２２から除去される。第１焦点４２ａにおける固有質組織２２の光崩壊の物理的な結果と、固有質組織２２における他の焦点（４２ｂ〜ｆ）の光崩壊の結果とは同一である。焦点（４２ａ〜ｆ）の周囲の幾らかの組織は、もちろん除去される。しかしながら、付加的に、二酸化炭素（ＣＯ₂）、一酸化炭素（ＣＯ）、窒素（Ｎ₂）、及び水（Ｈ₂ Ｏ）のような副産物が形成される。上述したように、これらの副産物は固有質２２の組織の中でキャビテーション泡（３６ａ〜ｆ）を作り出す。除去される組織の体積は、キャビテーション泡（３６ａ〜ｆ）の体積とほぼ同一である。図３に示したように、一旦キャビテーション泡３６ａが作り出されると、レーザー光線３０は他の焦点４２ｂに再び焦点を合わせるために再位置決めされる。図３においては、第２の焦点４２ｂが第１の焦点４２ａにほぼ隣接していて、また該第２焦点４２ｂと第１焦点４２ａとの両方が線５０上に位置していることが示されている。重要なことであるが、第１焦点４２ａと第２焦点４２ｂとの間の線５０上の距離は、キャビテーション泡（３６ａ、ｂ）における崩壊された組織の隣接した体積が重なるように選択される。実際的には、崩壊された組織の体積におけるキャビテーション泡（３６ａ〜ｆ）のサイズが、線５０に沿って選択された焦点スポット（３２ａ〜ｆ）の間の分離距離を画定するであろう。ここで述べたように、次の焦点４２ｃ及びその次の焦点もまた所定の線５０上に位置し、全ての焦点４２のそれぞれにおいて崩壊された組織の体積は、固有質２２における前の焦点において崩壊された組織の体積と重なるであろう。従って、線５０上における焦点４２間の分離距離は、線５０に沿って除去された組織が連続するように確立されなければならない。図４は、Ｚ軸４４に沿って目１０の方を見た場合の、光崩壊された層５２の平面図を示している。図４はまた、第１の焦点４２ａとその後の連続的な焦点スポット（３２ｂ〜ｆ）の全てが線５０に沿って位置していることをが示している。更に、図４は線５０がパターン６２として設定することができることを示しており、図４に示したように、このパターン６２はらせん状パターンであってもよい。該らせんパターン６２は望み通りに大きく展開することができ、崩壊された組織の体積３６の層５２を作り出す必要があることがわかるはずである。更に、該層５２が角膜の外面の形状に対して全体的に合致するような曲面状になっていることがわかるはずである。また、最終的なパターン６２が目１０の光軸（Ｚ軸４４）に関してほぼ中心対称的になっていることもわかるはずである。図２に戻ると、複数個の崩壊された組織の体積３６が並置されて、崩壊された固有質の組織の連続的な層５２を確立していることがわかるであろう。図面を分かり易くするために、層５２の中には崩壊された組織の体積３６の内の幾つかしか示されていないが、層５２全体が上述したようにして崩壊されることが理解できるはずである。図２に示したように、本発明の方法によって、固有質２２の中に複数個の層を形成することができる。図２は層５２の前に位置した層５４と、該層５４の前に位置した層５６とを示している。層５８と６０もまた示されており、該層６０は最も前面に存在し、直径が最も小さい。層５２におけると同様に、層５４、５６、５８、６０もまた全て、複数個の崩壊された組織の体積３６によって作り出される。もし望みならば、少なくとも１０個の層をそのようにして作り出すことができる。複数個の層を形成すべき時には常に、最も後方の層を最初に形成し、各々の連続的な層を前に形成された層よりも前方に形成することが重要である。例えば、層５２、５４、５６、５８、６０を形成する場合には、層５２の形成を最初に開始することが必要である。次に、層５４、５６、５８、６０を順番に形成することができる。ボウマン膜２０と上皮１８の望ましくない光崩壊を防ぐために、全ての層を上皮１８に対していかに近接させることができるかということには限界がある。従って、全ての層におけるどのような崩壊された組織体積３６も、上皮１８に対して約３０ミクロン（３０μm）より近接させることはできない。従って、各々の層が実質的に約１０ミクロンから１５ミクロンの厚さの組織を包含していることが予想されるので、第１層５２を適当な位置に形成して、層５２もその後に続く全ての層も実質的に上皮１８に対して３０ミクロンより近くへ位置しないようにすることが必要である。近視の修正が要求される場合には、角膜の曲率半径を増加させることによって、角膜の曲率を与えられたシオプトリー（Ｄ）だけ減少させることが望まれる。そのような角膜の曲率の変化は、固有質の組織のある種の層を除去して、固有質の層２２の中でドーム型のキャビティーを形成することによって達成される。このキャビティーは次につぶれて、その結果、角膜の前面が平旦化される。この平旦化によって角膜の曲率が望み通りに変化される。該望みの角膜の曲率の変化のシオプトリー（Ｄ）は、次の式によって計算される。ここでＮは曲率変化を達成するために用いられる固有質内の層の選択された数である。与えられた例においては１０μmとなっているが、各々の層の厚さはｔによって表されている。角膜の屈折率はｎで表わされている。角膜の曲率半径は ρであり、ρ₀は手術前の半径である。上皮１８からの最小限の分離距離を考慮に入れた、固有質内に形成されるキャビティーの選択された外直径はｄ₀によって与えられる。この選択された外直径は、形成される第１層の直径となる。キャビティーの外直径が小さくなればなるほど、また層の数が多ければ多いほど、効果は大きくなる。キャビティーの直径に関する感度は、キャビティーの直径が約５mmを越えると急激に減少する。近視修正のためには、ベース部分を後方に、冠部分を前方にしたドーム型のキャビティーを形成するために、各々の層５２、５４、５６、５８、６０の直径は先に形成されていた層の直径より小さくなっている。固有質内のキャビティーがつぶれた時の角膜の曲率の変化を幾何学的に解析すると、キャビティーの最適な形状が示されることになる。前面の角膜曲率を望み通りに修正するための各々の層の直径（di）は次の式によって計算される。ここでｉは直径を計算している層を示し、ｉ＝１，２，３・・・Ｎである。表１は、外部処理領域の直径、あるいはキャビティーの直径を６mmに選択したことの結果としての、mmで表した層の直径のリストであり、固有質内の層の数Ｎは２から１０まで変化している。第１層は該処理領域と同じ直径を有している。手術前の角膜の曲率半径は８mmであると仮定し、各々の層の厚さは１０μmであると仮定している。角膜の曲率半径の結果として予想される変化は各々のコラムの最下段に表わされている。ここで示し、かつ詳細に説明したようにパルスレーザー光線を用いて目の角膜に対して、固有質内において光屈折的な角膜切除手術を行うための特別な方法は、前述したような目的を完全に達成し、利点を提供することができるが、それは単に本発明の好的実施例の説明に過ぎず、添付した特許請求の範囲の中で画定されているもの以外でここに示された構造あるいは設計の詳細に対して制限は全く存在しない。Detailed Description of the Invention Intrastromal photorefractive corneal ablation method Field of the invention The present invention relates to a method for using a laser to perform eye surgery. More particularly, the present invention relates to a method for reshaping the cornea of an eye to improve a patient's vision. The present invention is particularly, but not exclusively, useful as a method for photorefractive corneal ablation surgery (ISPRK) within the endogenous material. Background of the Invention It is known that in certain cases, the cornea of the eye can be surgically reshaped to correct and improve vision. If the condition to be corrected is myopic or myopic, the cornea is relatively flattened, and if it is hyperopic, the cornea is relatively steep. In each case, as will be described in more detail below, there are several different types of eye surgery procedures that can be employed for this purpose. Even if the procedure types are different, for example, the ultimate purpose for correcting myopia is the same. That is, the purpose is to flatten the anterior surface of the cornea, usually by reducing the thickness of the center, to properly refract the light entering the eye, and to focus on the retina of the eye . The most common surgery for corneal reshaping is known as a radial keratotomy. This procedure is primarily used to correct myopia and is performed by a series of radial incisions in the surface of the cornea. These incisions are made in spokes from the outer edge of the cornea to its center, weakening selected portions of the cornea. For these weakened parts, the fluid pressure of the aqueous humor inside the eye will deform the cornea. With respect to the myopic correction procedure, a desirable deformation is to flatten the cornea to obtain adequate light refraction for improved vision. In recent years, the use of dissection tools to make incisions in the cornea for vision correction has been increasingly replaced or supplemented by new laser-based surgical procedures. Rather than making an incision, the laser energy that reshapes the cornea actually modifies vision by removing the corneal tissue. This is achieved by a method commonly known as photoablation. Until now, photoablation of corneal tissue has been performed primarily by focusing the laser energy on the exposed front of the eye. The results that can be achieved depend on two interrelated factors. First, the particular laser device employed to generate the laser beam will have a significant impact on how successful a photoablation operation can be. Second, the way in which laser energy is handled for successful photoablation will effectively define the efficiency of the procedure. With respect to eye laser devices, several different types of laser beams have been proposed. For example, U.S. Pat. No. 4,665,913 to L'Esperance Jr., entitled "Method of Ophthalmic Surgery," discloses a procedure for reshaping the cornea using an Excimer laser. As another example, U.S. Pat. No. 4,907,586 to Bill et al., Assigned to "Method of Reshaping the Eyes" (assigned to the same assignee as the assignee of the present invention) uses a pulsed laser beam. Discloses a procedure for reshaping a damaged cornea. Although it is known to be effective to use a laser to remove corneal tissue from the anterior surface of the cornea, some of the various tissues within the cornea are used to remove the tissue from the anterior surface. Photoablation of the layer is required. These parts include part of the epithelium, Bowman's membrane, and endogenous material. The present invention recognizes that it is preferable to leave the epithelium and Bowman's membrane in a healthy state and to limit tissue removal to only the intrinsic substance. Removal of tissue from the stromal body results in the formation of specially shaped cavities in the stromal layer of the cornea. If the cornea is deformed as expected, the resulting cornea will flatten as desired. In addition, the present invention provides for photoablation of internal tissue using the energy of a pulsed laser if the irradiance of the laser beam, the size of its focal spot, and the appropriate layering of the photodisruption site are effectively controlled. Or, more precisely, "light decay" can be effectively implemented. It is an object of the present invention to provide a method for photodisintegrating into the cornea of the eye using a pulsed laser beam to control the irradiance of the laser beam in order to limit the amount of tissue undergoing photodisintegration. Is to do. It is another object of the present invention to control the spot size and spot shape of a laser beam so that intrinsic tissue can be removed by continuous photodisruption at successively adjacent spots. It is an object of the present invention to provide a method for performing a photorefractive ablation procedure in a stroma. It is yet another object of the present invention to provide a predetermined pattern of appropriately sized and shaped layers to remove intrinsic tissue in order to flatten the cornea as desired. It is to provide a method for. It is yet another object of the present invention to provide a method for photodisintegration within an intrinsic material that is relatively easy to perform and relatively cost effective. Summary of the Invention In the context of the present invention, and only within the cornea of the eye, the method for photodisruption and removal of tissue focuses successively on individual spots at multiple points within the cornea. A pulsed laser beam to be combined is used. Each focal spot has a finite volume rather than a single point. Photodisintegration of intrinsic tissue occurs at each spot focused by the laser beam, and the volume of intrinsic tissue collapsed into each spot is approximately the same as the volume of the spot. The photodisintegrated tissue is absorbed into or removed from the cornea by known means. The spots are arranged in a continuous helical pattern to photodisrupt and remove multiple layers of intrinsic tissue, resulting in the appropriate diameter of the layers, resulting in the desired diopter correction. Will be The physical properties of the laser beam, as well as the method of focusing the laser beam, are important for the proper execution of the method of the present invention. As discussed above, these considerations are interrelated. First, as far as the properties of the laser beam are concerned, several factors are important. The laser beam must have a wavelength that allows the light to penetrate the cornea without being absorbed by corneal tissue. Thus, the light of the laser beam will not be absorbed as it penetrates the cornea until it reaches the focal spot. Generally, the wavelength should be in the range of 0.3 microns (μm) to 3 μm, with 1053 nanometers (nm) being preferred. The irradiance of the laser beam to achieve intrinsic tissue photodisruption at the focal spot must be greater than the threshold for tissue photodisruption. Irradiance that causes photodisruption of intrinsic tissue is about 200 GW / cm ^Two It is. The irradiance is preferably within 10 times the threshold for photodisruption, but in any case should not exceed 100 times the threshold. Further, the pulse repetition frequency of the pulsed laser beam is preferably in the range of approximately 1 KHz to 10 KHz. Second, regarding the focusing of the laser beam, the spot size, spot shape, and spot pattern are all important. The spot size of the focused laser beam must be small enough to photodisrupt the intrinsic tissue at the focal spot. Typically, the spot size should be about 10 μm in diameter. Further, it is preferable that the spot shape is as close to a spherical shape as possible. To obtain this shape for the spot, the laser beam needs to be focused from a relatively wide cone angle. For the present invention, the cone angle will preferably be in the range of 15 to 45 degrees. Finally, the spots must be arranged in an optimal pattern to form a cavity of the desired shape. Thereafter, the cavity is deformed and, as a result, the cornea is finally reshaped into the desired shape and the desired refractive effect is obtained. To perform photodisintegration in the intrinsic material by the method of the present invention, the laser beam is focused on a first selected spot at a starting point in the intrinsic material. For myopia correction, the starting point is preferably located behind the epithelium, on the optical axis of the eye. The laser beam is then activated and the intrinsic tissue in the first spot is photodisintegrated. Importantly, in the case of the present invention, the spot size, spot shape, and irradiance of the laser beam are closely controlled, and the volume of photo-degraded and removed intrinsic tissue at the focal spot is carefully controlled. Is done. Preferably, this volume is approximately equal to the volume occupied by the focal spot, or is typically a spherical volume 10 μm in diameter. Next, the laser beam is focused at a second selected spot within the eigenmaterial. The second spot is located in a plane containing the first focal spot, the plane being perpendicular to the optical axis of the eye. However, while the intrinsic tissue is photodisintegrating, the result is a cavitation bubble with a diameter up to about twice the diameter of the focal spot. Accordingly, the second focal spot is selected at a point in the property substantially adjacent to the cavitation bubble resulting from the first focal spot. Again, the laser beam is activated and the intrinsic tissue at the second focal spot is photodisintegrated and added to the volume of the previously photodisintegrated intrinsic tissue. Since the second focal spot is located relative to the cavitation bubbles generated from the first focal spot, there will be some overlap between the cavitation bubbles in the two spots. As this process continues, a layer of intrinsic tissue, up to 10 μm thick, is photodisintegrated and removed, from point to point, along a flat spiral path within the intrinsic. The photodisintegrated layer of tissue is perpendicular to the optical axis. For effective visual acuity correction of the eye using photorefractive ablation techniques within the prosthesis, photodisruption of the tissue at a plurality of patterned proximal points is achieved, and multiple layers of tissue are obtained. Preferably, removal is performed. The purpose is to form a dome-shaped cavity in the intrinsic tissue. This dome-shaped cavity collapses sequentially, reshaping the surface of the cornea. The present invention is based on the fact that the focal spots close to each other in the intrinsically provided layer are all located in a plane perpendicular to the optical axis of the eye, and the pattern of the spots in each layer is substantially in relation to the optical axis of the eye. It is intended to be a spiral pattern with central symmetry. The result is a plurality of flat layers of photodisintegrated intrinsic tissue, each layer being perpendicular to the optical axis. In the context of the present invention, a plurality of overlapping photodisruptions is achieved by first photodisrupting the layer furthest from the epithelium and then successively photodisruption of additional layers in a forward order. Layer can be formed. Each successive layer is smaller in diameter forward than the preceding layer. Each layer is smaller than the previous layer, but the difference is determined by the special geometric model that defines the desired dome-shaped cavity. Regardless of the number of layers formed, it is important that all layers be a safe distance from the epithelium, for example, about 30 μm or more. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The novel features of the invention, as well as the invention itself, will be best understood from the accompanying drawings and accompanying description, both as to its structure and operation, and similar parts will be referred to with similar reference numerals. Is attached. FIG. 1 is a cross-sectional view of the cornea of the eye shown in connection with the schematically illustrated laser device. FIG. 2 is a cross-sectional view showing the anatomical layers of the cornea of the eye. FIG. 3 is a schematic diagram illustrating the relative positioning of adjacent laser beam spots and the resulting overlapping disorganization of intrinsic tissue while performing the method of the present invention. FIG. 4 is a schematic plan view showing a predetermined helical pattern of focal spots and the resulting layers where intrinsic tissue is photodisintegrated by performing the method of the present invention. Description of the preferred embodiment Referring initially to FIG. 1, a cross-sectional view of a portion of an eye is shown, generally indicated by the numeral 10. For reference purposes, a portion of the illustrated eye 10 comprises a cornea 12, a sclera 14, and a crystalline lens 16. Further, with respect to standard visual reference Cartesian coordinates, the Z-axis or Z-direction generally coincides with the optical axis of the eye 10. Therefore, the X direction and the Y direction form a plane that is entirely perpendicular to the optical axis. As best seen in FIG. 2, the anatomy of the cornea 12 of the eye 10 is comprised of five different identifiable tissues. The epithelium 18 is the outermost tissue outside the cornea 12. Under the epithelium 18, a Bowman's membrane 20, an endogenous substance 22, a Descemet's membrane 24, and an endothelium 26 are present in order along the Z axis and backward. Among these various tissues, the region most relevant to the present invention is the intrinsic substance 22. Returning now to FIG. 1, it will be seen that the method according to the invention incorporates a laser device 28 capable of generating a pulsed laser beam 30 having certain characteristics. Importantly, the pulsed laser beam 30 must be monochromatic light having a wavelength (λ), which penetrates all of the tissues of the cornea 12 without interacting with them. Would. Preferably, the wavelength (λ) of the laser beam 30 is in the range from 0.3 microns (μm) to 3 microns (μm) (λ = 0.3 μm to 3 μm). Further, the pulse repetition rate of the laser beam 30 should be substantially in the range of 100 Hz to 100,000 Hz (0.1 kHz to 100 kHz). Another factor that is critical to the invention is that the irradiance of the laser beam 30 must be limited and well defined. Of primary concern here is that the irradiance of the laser beam 30 will often define the potential for photodisintegration of the pulsed laser beam 30 in the tissue of the substrate 22. Irradiance, or radiant flux density, is defined as the amount of radiated power per unit area flowing across a surface. The irradiance of the laser beam 30 is a function of several variables, as expressed by the following equation: From the above formula for irradiance, it can be seen that, for a fixed value of irradiance, irradiance is proportional to the amount of energy in each pulse of laser beam 30. On the other hand, irradiance is inversely proportional to pulse duration and spot size. The significance of this functional relationship stems from the fact that the irradiance of the pulsed laser beam 30 must be approximately equal to the optical breakdown threshold for the intrinsic tissue 22. This threshold is about 200 gigawatts per square centimeter (200 GW / cm ^Two ). It is important to recognize that as far as the contribution of each element in irradiance is concerned, none of the elements can be considered individually. Instead, the pulse energy of the laser beam 30, the pulse duration, and the focal spot size are interrelated, and each characteristic changes. For the purposes of the present invention, the pulse duration of the pulse of laser beam 30 is preferably in the range of 100 femtoseconds to 10 nanoseconds, and more preferably in the range of 1 picosecond to 100 picoseconds (1-100 psec). . With respect to the spot size when each pulse is focused, the definitive idea is that the spot size achieves optical destruction in a volume of the intrinsic tissue 22 approximately equal to the volume of the focal spot. It must be small enough. This relationship is perhaps best seen in FIG. In FIG. 3, continuous focal spots (32a-f) are shown. All focal spots (32a-f) are substantially spherical or slightly elliptical and have approximately the same volume. As such, each of them is characterized by having a diameter 34. For simplicity of the drawing, the focal spots (32a-f) are shown as being arranged in a line on a straight line 50, but in the context of the present invention, as will be explained, The focal spots (32a-f) are preferably arranged in a spiral. FIG. 3 also shows the relationship between each focal spot (32a-f) and the associated cavitation bubble (36a-f) that, when the laser device 28 is activated, results in illuminating the focal spot (32a-f). Shows the overall relationship. The cavitation bubbles (36a-f) are also generally spherical and have a diameter 38, as are the associated focal spots (32a-f). As indicated above, the diameter 38 of each cavitation bubble (36a-f) is preferably the same as the diameter 34 of the corresponding focal spot (32a-f). However, this cannot always be achieved. In any case, it is important that the volume of the cavitation bubbles (36a-f) is not significantly greater than the volume of the focal spot (32a-f). With respect to the present invention, it is important that the diameter 34 of the focal spot (32a-f) be less than about 100 microns (100 μm), and preferably less than about 10 microns (10 μm). Preferably, the diameter 38 of the cavitation bubbles (36a-f) is no more than about twice the diameter 34 of the focal spot (32a-f). As described above, the focal spots (32a to 32f) are substantially spherical. In order to make the focal spot (32a-f) as spherical as possible than an elongated ellipsoid, it is necessary to focus the laser beam 30 via a relatively wide cone angle 40 (see FIG. 1). For the method of the present invention, the cone angle 40 must be between 15 and 45 degrees (15-45). It is now known that the best results are obtained with a cone angle of about 36 degrees (36 °). In order to carry out the method of the invention, it is first necessary for the physician to make the eye 10 somewhat stable. After the eye 10 is stabilized, the laser beam 30 is focused on the focal spot 32a at the first selected focal point 42a in the property 22. In particular, in many procedures, the first focal point 42a is located entirely on the Z axis 44 behind the Bowman's membrane 20. As used herein, the term "backward" means behind or inside the Bowman's membrane. Once the laser beam 30 has been so focused, the laser device 28 is activated to illuminate the focal spot 32a at the first focal point 42a. As a result, cavitation bubbles 36a are formed in the characteristic tissue 22 and the corresponding volume of the characteristic tissue is collapsed and removed from the characteristic substance 22. The physical result of photodisintegration of the intrinsic tissue 22 at the first focal point 42a is the same as the result of photodisintegration of the other focal points (42b to f) in the intrinsic tissue 22. Some tissue around the focal point (42a-f) is of course removed. However, additionally, carbon dioxide (CO _Two ), Carbon monoxide (CO), nitrogen (N _Two ) And water (H _Two By-products such as O) are formed. As mentioned above, these by-products create cavitation bubbles (36a-f) in the tissue of the characteristic substance 22. The volume of tissue removed is about the same as the volume of the cavitation bubbles (36a-f). As shown in FIG. 3, once the cavitation bubble 36a is created, the laser beam 30 is repositioned to refocus another focus 42b. FIG. 3 shows that the second focal point 42b is substantially adjacent to the first focal point 42a, and that both the second focal point 42b and the first focal point 42a are located on the line 50. ing. Importantly, the distance on the line 50 between the first focal point 42a and the second focal point 42b is selected so that adjacent volumes of collapsed tissue in the cavitation bubbles (36a, b) overlap. . In practice, the size of the cavitation bubbles (36a-f) in the collapsed tissue volume will define the separation distance between selected focal spots (32a-f) along line 50. As discussed herein, the next focal point 42c and the next focal point are also located on a given line 50, and the volume of tissue collapsed at each of all focal points 42 will be at the previous focal point in the property 22 It will overlap with the volume of the collapsed tissue. Therefore, the separation distance between focal points 42 on line 50 must be established so that the removed tissue along line 50 is continuous. FIG. 4 shows a plan view of the photodisintegrated layer 52 when looking toward the eye 10 along the Z axis 44. FIG. 4 also shows that all of the first focal point 42a and subsequent successive focal spots (32b-f) are located along line 50. Further, FIG. 4 shows that the lines 50 can be set as a pattern 62, which, as shown in FIG. 4, may be a spiral pattern. It should be appreciated that the helical pattern 62 can be deployed as large as desired, creating a layer 52 of collapsed tissue volume 36. Further, it should be noted that the layer 52 is curved so as to generally conform to the shape of the outer surface of the cornea. It should also be noted that the final pattern 62 is substantially symmetrical about the optical axis of the eye 10 (Z axis 44). Returning to FIG. 2, it can be seen that a plurality of collapsed tissue volumes 36 are juxtaposed, establishing a continuous layer 52 of collapsed intrinsic tissue. For clarity, only some of the collapsed tissue volumes 36 are shown in layer 52, but it should be understood that the entire layer 52 is collapsed as described above. It is. As shown in FIG. 2, a plurality of layers can be formed in the intrinsic substance 22 by the method of the present invention. FIG. 2 shows a layer 54 located before the layer 52 and a layer 56 located before the layer 54. Also shown are layers 58 and 60, which are on the forefront and have the smallest diameter. As in layer 52, layers 54, 56, 58, 60 are also all created by a plurality of collapsed tissue volumes 36. If desired, at least ten layers can be so created. Whenever multiple layers are to be formed, it is important that the rearmost layer be formed first and each successive layer be formed ahead of the previously formed layer. For example, when forming layers 52, 54, 56, 58, 60, it is necessary to begin forming layer 52 first. Next, layers 54, 56, 58, 60 can be formed in sequence. There is a limit to how close all layers can be to epithelium 18 to prevent unwanted photodisruption of Bowman's membrane 20 and epithelium 18. Thus, no collapsed tissue volume 36 in all layers can be closer to the epithelium 18 than about 30 microns (30 μm). Accordingly, it is expected that each layer will contain substantially about 10 to 15 micron thick tissue, so that the first layer 52 is formed in the appropriate location and the layer 52 is subsequently It is necessary that all subsequent layers also be located substantially no closer than 30 microns to the epithelium 18. If correction of myopia is required, it is desirable to reduce the curvature of the cornea by a given sioptory (D) by increasing the radius of curvature of the cornea. Such a change in the curvature of the cornea is achieved by removing certain layers of intrinsic tissue and forming a dome-shaped cavity in the intrinsic layer 22. This cavity is then collapsed, so that the anterior surface of the cornea is flattened. This flattening changes the curvature of the cornea as desired. The desired change in curvature of the cornea (D) is calculated by the following equation: Where N is the selected number of layers in the property used to achieve the curvature change. In the given example, it is 10 μm, but the thickness of each layer is denoted by t. The refractive index of the cornea is denoted by n. The radius of curvature of the cornea is ρ, ρ ₀ Is the radius before surgery. Taking into account the minimum separation distance from the epithelium 18, the selected outer diameter of the cavity formed in the progenitor is d ₀ Given by This selected outer diameter will be the diameter of the first layer to be formed. The effect is greater the smaller the outer diameter of the cavity and the greater the number of layers. The sensitivity with respect to cavity diameter decreases sharply when the cavity diameter exceeds about 5 mm. For myopia correction, the diameter of each layer 52, 54, 56, 58, 60 is formed first to form a dome-shaped cavity with the base portion posterior and the crown portion anterior. Smaller than the diameter of the layer. A geometric analysis of the change in the curvature of the cornea when the cavity in the intrinsic material collapses will show the optimal shape of the cavity. The diameter (di) of each layer to correct the anterior corneal curvature as desired is calculated by the following equation: Here, i indicates a layer for which the diameter is calculated, and i = 1, 2, 3,... Table 1 lists the diameter of the layers in mm as a result of choosing the diameter of the external treatment area or the diameter of the cavity to be 6 mm, where the number N of layers in the intrinsic material is between 2 and 10 Has changed. The first layer has the same diameter as the processing area. It is assumed that the pre-operative cornea has a radius of curvature of 8 mm and that each layer has a thickness of 10 μm. The expected change as a result of the corneal radius of curvature is shown at the bottom of each column. A special method for performing photorefractive corneal ablation in the essence of the cornea of the eye using a pulsed laser beam, as shown and described in detail herein, fulfills the objectives set forth above. Can provide and provide advantages, but are merely descriptions of preferred embodiments of the present invention, and which are not set forth in the appended claims. Alternatively, there are no restrictions on the details of the design.

Claims

[Claims] 1. A method for reducing the curvature of the cornea of the eye in a corneal anatomy of an intermediate substance, comprising: a plurality of selected focal spots within the substance; Focusing the laser beam; and forming a first flat circular cavity layer within the intrinsic material, perpendicular to the optical axis of the eye, at the plurality of focal spots. Irradiating the laser beam in a pulsed manner to photodisintegrate a plurality of continuous volumes of tissue of the intrinsic substance; and a plurality of particles having a progressively smaller diameter as they move forward in the intrinsic substance. The focusing and pulsed irradiation may be repeated to form an additional mediocre circular cavity layer, thereby forming a substantially dome-shaped intrinsic cavity with the top facing forward. And, curvature method of reducing the cornea made from. 2. The method of claim 1, further comprising calculating a diameter of each said cavity layer according to the following equation: 3. 2. The method of claim 1, further comprising selecting the focal spot to have a helical pattern for each cavity layer. 4. 4. The method according to claim 3, further comprising arranging the helical pattern symmetrically with respect to the optical axis of the eye. 5. 2. The method according to claim 1, further comprising the step of causing the laser beam to have a wavelength in the range of 0.3 μm to 3 μm, a pulse frequency in the range of 100 Hz to 100 KHz, and an irradiance of about 200 GW / cm ^2. A method of reducing curvature, comprising selecting 6. A method for reducing the curvature of the cornea of the eye in a corneal anatomy of intermediate mesogen, comprising: a first selection of a substantially spherical shape having a selected diameter within the skeleton. Focusing a pulsed picosecond laser beam on the focused focal spot and photodisintegrating a substantially spherical first volume of intrinsic tissue at the first focal spot. Irradiating a laser beam in a pulsed manner; a second, substantially spherical shape in the intrinsic layer, proximate to the first focal spot and having substantially the same diameter as the first focal spot. Focusing the laser beam with respect to a focal spot; and irradiating the laser beam in a pulsed manner at the second focal spot to photodisintegrate a substantially spherical second volume of the intrinsic property; Within the eigenmaterial, having a thickness substantially the same as the selected diameter of the first focal spot, having a selected first diameter, and perpendicular to the optical axis of the eye; Focusing and pulsing to photodisintegrate an additional continuous volume of intrinsic tissue at a plurality of additional focal spots to form a flat circular cavity layer; Repeating the irradiation, forming at least one additional flat circular cavity layer within the intrinsic material, each additional cavity layer being immediately adjacent to the previously formed cavity layer. Located forward, each of the additional cavity layers has a selected diameter that is smaller than the previously formed cavity layer, thereby providing a generally dome-shaped intrinsic material with the top facing forward. Form a cavity In order, and repeating the pulse irradiation the focus, the curvature decreases method of the cornea comprising a. 7. 7. The method of claim 6, further comprising calculating the diameter of each said cavity layer according to the following equation: 8. The method according to claim 6, further comprising: A method of reducing curvature, comprising selecting the focal spot to be in a helical pattern for each cavity layer. 9. 9. The method according to claim 8, further comprising arranging the helical pattern symmetrically with respect to the optical axis of the eye. Ten. 7. The method of claim 6, further comprising the step of causing the laser beam to have a wavelength in the range of 0.3 μm to 3 μm, a pulse frequency in the range of 100 Hz to 100 KHz, and an irradiance of about 200 GW / cm ^2. A method of reducing curvature, comprising selecting 11． A method for forming cavities in the cornea of an eye to reduce the curvature of the cornea of the eye having an optical axis, comprising calculating the diameter of the plurality of cavity layers by the following equation: Focusing a pulsed picosecond laser beam within the intrinsic material to a substantially spherical first selected focal spot having a selected diameter; said first focal point; Irradiating the laser beam in a pulsed manner at a spot to photodisrupt a substantially spherical first volume of intrinsic tissue; and proximate to the first focal spot and Focusing the laser beam on a substantially spherically shaped second focal spot in the characteristic layer having substantially the same diameter; and at the second focal spot, a substantially spherical sphere of characteristic property Irradiating the laser beam in a pulsed manner to photodisrupt a second volume of a shape; having a first calculated diameter within the intrinsic material and the selected diameter of the focal spot; In order to form a first flat circular cavity layer having substantially the same thickness and perpendicular to the optical axis of the eye, a plurality of additional focal spots are used to form the intrinsic texture. Repeating the focusing and pulsed irradiation to photodisrupt additional contiguous volumes of tissue, forming a plurality of additional flat cavity layers within the intrinsic material, The additional cavity layer is located directly in front of the previously formed cavity layer, and each of the additional cavity layers is smaller than the previously formed cavity layer. Repeating said focusing and pulsing to form a substantially dome-shaped intrinsic cavity having a defined diameter, and thereby a forward-pointed top, comprising: a. 12． The method according to claim 11, further comprising: A method of reducing curvature, comprising selecting the focal spot to be in a helical pattern for each cavity layer. 13. 13. The method according to claim 12, further comprising arranging the spiral pattern symmetrically with respect to the optical axis of the eye. 14. 12. The method according to claim 11, further comprising causing the laser beam to have a wavelength in the range of 0.3 μm to 3 μm, a pulse frequency in the range of 100 Hz to 100 KHz, and an irradiance of about 200 GW / cm ^2. A method of reducing curvature, comprising selecting