JP2004504105A

JP2004504105A - Method and apparatus for refractive eye surgery

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Publication number: JP2004504105A
Application number: JP2002513398A
Authority: JP
Inventors: ロバーツ，　シンシア; ダップス，　ウィリアム　ジェイ．　ジュニア; カツベ，　ノリコ
Original assignee: Ohio State University
Current assignee: Ohio State University
Priority date: 2000-07-21
Filing date: 2001-07-20
Publication date: 2004-02-12
Also published as: CA2416598A1; WO2002007660A2; SG127691A1; WO2002007660A3; AU2001277038A1; EP1301155A2

Abstract

本発明は、一般に、視力矯正の分野に関し、そしてより具体的には、屈折矯正を介して患者に最終的に改善された視力を提供するための、眼の生物力学／生体力学が関与する方法および装置に関する。本発明は、最も一般には、屈折手術によって視力の質を改善することに関する。この一般的な目的の１つの局面は、客観的に測定した場合の視力の質の、最高レベルの被験体の満足を得ることである。本発明の要旨は、眼の生物力学の予測可能性にある。広範な種々の光切除手順が、この予測能力から、多数の様式で利益を得ることができる。例えば、ＬＡＳＩＫまたはＰＲＫ処置は、手術前の測定を行い、そして切除処置に対する角膜の生物力学的応答を予測することによって、改善され得る。The present invention relates generally to the field of vision correction, and more particularly, to methods involving ocular biomechanics / biomechanics to provide ultimately improved vision to a patient via refractive correction. And equipment. The present invention most commonly relates to improving visual quality through refractive surgery. One aspect of this general purpose is to obtain the highest level of subject satisfaction with visual quality as measured objectively. The gist of the present invention lies in the predictability of biomechanics of the eye. A wide variety of photoablation procedures can benefit from this predictive power in a number of ways. For example, LASIK or PRK treatment can be improved by making pre-operative measurements and predicting the biomechanical response of the cornea to an ablation procedure.

Description

【０００１】
（発明の分野）
本発明は、一般に、視力矯正の分野に関し、そしてより具体的には、屈折矯正を介して患者に最終的に改善された視力を提供するための、眼の生物力学／生体力学が関与する方法および装置に関する。
【０００２】
（発明の背景）
レーザー屈折手術の将来は、非常に刺激的である。なぜなら、絶えず改善された術後の視覚性能の可能性を有する新たな千年間に入っているからである。過去には、手術の目的は、残余の屈折誤差が０である、２０／２０の視力であった。「首尾よい」手順に対する基準は、機能上、残余の屈折誤差±１ジオプターで２０／４０以上に広げられた。しかし、外科医も将来の患者もいずれも、視覚性能のこのような大まかなデータには満足しないようである。従って、かなりの研究努力がなされ、各個々の患者に対する「カスタマイズされた」手順が開発されている。新たな最終的な手術の目的は、収差のない術後視力での２０／１０の視力である。それでも、これらの非常に高い目的はどのように達成され得るのか。第１に、第一世代のブロードビームシステムとは対照的である走査型の小点システムの開発によって、レーザーが改善された。これらの走査システムは、カスタマイズされた手順を実行可能な領域にした。第２に、過去の単純な球または円柱とは対照的に、より包括的かつ精巧な入力データを使用して、個々の患者データに基づいてレーザーを「ガイド」し得る。２つの型のアプローチが、現在探求されている（波面ガイド手順および局所解剖学ガイド手順）。初期の結果は前途有望であるが、いずれのアプローチも、制御された科学的研究における、ガイドされていない手順より「一貫して」優れた結果を示さなかった。完璧な視力のパズルの一片が依然として欠けているのか。「カスタマイズ」のための、なお生じなければならないさらなる補足的な（ｃｏｍｐｌｉｍｅｎｔａｒｙ）アプローチが存在するのか。これらの手順が最適に成功するためにはどのように実施され得るかの理解より進んで将来躍進するのか。
【０００３】
約６０％の米国人が屈折誤差を有し、そして世界中の数百万人の人が近視である。何千ものレーザー屈折手術が、近視の矯正のために毎年実施されている。これらの手順は、最終的に、世界中の莫大な数の個人に影響を与え、そしてなお、レーザー切除に対する角膜の応答は、十分には理解されていない。処置された多くの個人のうちの、約１５〜５０％が、２０／２０の視力を達成せず、これは、屈折手術の極度の流行を考慮すれば、非常に大きな数であると解釈される。この膨大な群の人において視力の全体的な質を改善するために、標的視力を達成する患者の数が増加することが、重大である。
【０００４】
理想的な角膜切除の探求において、なお克服されるべき主要な障害は、切除に対する「角膜応答」（これは、局所解剖学ガイドされたカスタマイズ手順と波面ガイドされたカスタマイズ手順との両方の成功に影響を与える）を予測するための現在のモデルの不十分さである。その現在の状態において、切除の設計のプロセスは、「ブラックボックス」アプローチに依存する。このアプローチにおいて、入力と出力との間の物理的界面（全ての関連する構成要素間の相互作用の実際の機構）が大いに無視されながら、「入力」変数（切除アルゴリズム）を「出力」変数（屈折誤差、視力、グレア、収差、患者の満足など）に結び付けることに対して、莫大な努力がなされる。切除および手術の結果は、最終的に、以下の２つのレベルで結び付けられる：物理的現実性によって決定される、決定論的な因果関係、および尤度に根ざし、そして大規模な臨床試験における同じ変数の追想的な回帰分析において規定される、統計学的関係。単純な角膜の形状とは対照的に、眼の性能を客観的に測定する能力は、切除アルゴリズムを「カスタマイズする」ため、および屈折手術後の視力の結果全体の改善を生じるために、重要である。角膜の前表面の局所解剖学は、眼の内部の光学的に重要な構造体（例えば、角膜の後表面および水晶体）の寄与を考慮し得ない。レーザーが前側の局所解剖学データによって厳密にプログラムされる場合は、矯正はよくても不完全であり、そして最悪の場合には全く不適切である。従って、波面分析は、最終目的が球および円筒と共により高次の収差を矯正することである場合には特に、明らかに重要である。しかし、視力の結果を完全に予測するためには波面分析単独で十分であるか否かの問題が問われるに違いない。波面分析が完璧な「収差なしの」ガイドされた手順の探求において角膜の局所解剖学の代わりとなるか。または他方で、パズルの一片が未だに失われているのか。そうであるならば、角膜の局所解剖学が波面データを補って、角膜応答の状況を完全なものにする助けになり得るのか。
【０００５】
フォトリフラクティブケラテクトミー（ＰＲＫ）における最初の試みは、１９８８年にＭｕｎｎｅｒｌｙｎらによって提示された単純なモデルを使用した（Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎ　ＣＲ、Ｋｏｏｎｓ　ＳＪ、Ｍａｒｓｈａｌｌ　Ｊ．Ｐｈｏｔｏｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ　ｋｅｒａｔｅｃｔｏｍｙ：ａ　ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ　ｆｏｒ　ｌａｓｅｒ　ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ　ｓｕｒｇｅｒｙ，Ｊ　Ｃａｔａｒａｃｔ　Ｒｅｆｒａｃｔ　Ｓｕｒｇ．１９８８；１４：４６−５２）。角膜が、既知の屈折率のバルク材料を間に有する２つの屈折性表面としてモデル化された。近視の処置において、目的は、図１に示すように、前側の曲率半径を増加させ、これによって前表面の曲率を減少させることであった。単純な幾何学式が得られ、これは、標的角膜形状が切除プロフィールのみの関数であると仮定した。これは、最終的な角膜の形状が、どれくらいの量の組織がレーザーによって「引かれる」かによってのみ決定されると考えられる、組織の除去および二次的な曲率変化に対する幾何学的アプローチに基づく「形状減法」の典型であると考えられ得る。本質的に、角膜は、「理想的な」表面形状に彫刻される、一片のプラスチックである。
【０００６】
Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎらによって記載された式は、依然として、現在の切除アルゴリズムを発達させるための出発点として働く。近視の切除に関して、手術前の角膜は、所望の術後角膜（これもまた、球としてモデル化される）より大きな曲率の球としてモデル化される。所望の術後角膜の尖は、最大の切除深さ（これは、切除ゾーンの大きさによって決定される）だけ、手術前の角膜から変位している。介在する組織は単に除去されるか、または「引かれ」て、最終結果を生じる。これは、近視および遠視のプロフィール（これは、概念は類似であるが、増加した術後の曲率を生じる、異なる平坦な切除プロフィールを有する）に関して図２に示されている。この概念は、屈折手術の「形状減法」モデルと称され、そして角膜が一片のプラスチックのように均質な構造であるかのように、角膜を処置する。不完全な形状減法の典型は、屈折手術に関する現在の思考に浸透し、そして局所解剖学ガイド手段と波面ガイド手段との両方に対する基礎を形成する。
【０００７】
Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎのアプローチは、実験的な経験と組み合わせて、現在までの患者の集団の大部分に対する球状誤差および円筒誤差を矯正する際に、比較的成功している。しかし、９０％より多くが満足しているにもかかわらず、かなりの数の個人が、２０／２０の視力を達成して「いない」（報告者に依存して５０〜８５％のみが、２０／２０を達成する）。さらに、有意な術後の光学収差が、従来のアルゴリズムの使用により生じ、従って、収差が低下した切除プロフィールの開発にさらに近付く。
【０００８】
ＰＲＫの認容の後に、レーザーインサイチュ角膜曲率形成術（ＬＡＳＩＫ）が、代替の手順として提唱された。ＬＡＳＩＫは、組織の薄い角膜フラップを切断する工程、間質床内を切除する工程、およびこのフラップを戻す工程を包含する。ＬＡＳＩＫは、次第に普及している。なぜなら、ＬＡＳＩＫは、少ない痛みおよびより迅速な視力の回復を伴うからである。さらに、ＬＡＳＩＫにおける角膜上皮の保存が、後退を最小にすると考えられる。しかし、最終的に、両方の手順は、類似の視力の結果を生じる。
【０００９】
これらの手順が予測された屈折の結果を一貫して生じない場合には、そのモデルが不適切であったことが明らかになる。臨床的な経験の急速に成長する実体と結び付いた角膜応答の複雑さに対する次第に高まる評価は、アルゴリズムの設計のためのより実験的なアプローチを導いた。現在の切除アルゴリズムは、特定の製造業者に独占されており、そしてこれらのアルゴリズムがもとの式にどの程度類似しているかは、公知ではない。しかし、切除プロフィールが、経験に基づいて、実際の臨床データによって実験的に変更されていると考えられる。
【００１０】
非常に多種の可能な入力変数のうちでも、切除アルゴリズムは、最も鋭敏に制御可能である。その結果、これはしばしば、局所解剖学分析および／または波面分析に基づいて精巧な角膜切除ルーチンを開発する際の、屈折制御の単独の焦点である。しかし、カスタマイズされていない手順における予測不可能性に影響を与えた角膜応答のモデルは、依然として、屈折の結果および全体の視覚性能に影響を与える。実験的に改変された切除アルゴリズムは、多くの患者において合理的な結果を生じたが、これらは、外科医が所望し、そして患者が次第に要求する個々の予測可能性を提供しないようである。さらに、これらの確率的モデルから誘導されるアルゴリズムは、「個人」の応答ではなく「平均集団」応答に対して最適化され、そしてある程度の予測誤差が不可避である。エキシマレーザー屈折手術のための現在の実用的なアプローチは、切除処方と外科応答との間の反復の１つとなっており、大部分の外科的決定が、実験レベルでなされており、そして切除中および切除後の角膜の物理的挙動の不完全な実用的知識によって、混乱されている。個々の外科医は、自分自身の「ごまかしの」因子を使用し、結果の統計的解析を困難にしている。従って、カスタム角膜切除の将来の基礎的な挑戦は、実験的改変に大いに依存するのではなく、個々の患者に対して首尾よく適用され得る決定的なモデルを開発することである。本明細書中に提供される、エキシマレーザー切除に対する角膜応答の重要な生体力学的決定因子およびカスタマイズされた角膜切除モデルへの包括のための理論的根拠は、切除手順において以前には認識されていなかった。
【００１１】
角膜は、エキシマレーザー切除に依存しない屈折手順（例えば、放射状角膜切開）のための生体力学的構造体として、モデル化されている（Ｒｏｙら、１９９６；Ｈａｎｎａら、１９９２；Ｖｉｔｏら、１９８９；Ｂｒｙａｎｔら、２０００；ＰｉｎｓｋｙおよびＤａｔｙｅ、１９９１ａ，ｂ）。屈折手術のためのこれらの既存の数値的なモデルにおいて、角膜は、固体物質であると仮定され、そして角膜の変形に対して外科的に誘導される構造的変化の効果（切開または他の手順によって生じる）が、調査される。これらの状況において使用される唯一の機械的負荷条件は、角膜の後表面に付与される眼内圧である。しかし、生存ヒト角膜は、非常に多孔性であり、そして生物学的流体で満たされている。実際に、８０重量％が水であると考えられる。また、角膜内皮は、生物学的「流体ポンプ」として働き、「吸水圧」と呼ばれる負の間質内圧（大気圧より約５０〜６０ｍｍＨｇ低い）での相対的脱水の条件を維持する。さらに、角膜間質の微細構造は、その厚み全体にわたって、約３００〜５００の層状層からなる。各層は、「プロテオグリカン」および水からなるマトリックスによって支持される、コラーゲン線維からなる。生存ヒト角膜が切開または切除される場合に、長いコラーゲン線維が、一連の層において切断される。残りのコラーゲンセグメントの張力の損失に加えて、角膜の損傷部分の隣の水は、もはや同じレベルの負圧（「吸水」圧）を維持し得ない。角膜の損傷部分の内部でのこの水圧の変化は、角膜の変形において重要な役割を果たす。しかし、この因子は、屈折手術のための既存のシミュレーション方法論のいずれにおいても、全く考慮されていない。
【００１２】
生体力学的応答（本明細書中において使用される場合、用語「生体力学的応答」は、時々、「生物力学的応答」と互換可能に使用され、摂動または他の刺激に対する機械的または物理的な応答を意味する）は、現在の切除アルゴリズムに直接的に組み込まれていない。その結果、現在達成可能な視力の結果の予測可能性は、「カスタマイズされた」波面ガイド手順または局所解剖学ガイド手順においてさえも、不十分であった。年齢、性別、人種、気候、コンタクトレンズの着用年数などに基づいて、生存ヒト角膜の材料特性には、有意な差異がある。従って、類似の切除プロフィールに対する種々の個人の応答には、有意な差異がある。光切除手順に対する角膜の生体力学的応答を予測する能力は、それを切除アルゴリズム設計において考慮して、生じる視力の質を有意に増強する。「個々の」生体力学的特性の知識、「個々の」応答の予測、および生じる切除プロフィールの「個々の」調節によって、平均集団応答のための最適化ではなく、「個々の」カスタマイズが可能になる。従って、予測可能性を有する生体力学的モデルは、これらの屈折手術の全体的な成功率を有意に増強する。
【００１３】
（発明の要旨）
本発明は、最も一般には、屈折手術によって視力の質を改善することに関する。この一般的な目的の１つの局面は、客観的に測定した場合の視力の質の、最高レベルの被験体の満足を得ることである。本発明の要旨は、眼の生物力学の予測可能性にある。広範な種々の光切除手順が、この予測能力から、多数の様式で利益を得ることができる。例えば、ＬＡＳＩＫまたはＰＲＫ処置は、手術前の測定を行い、そして切除処置に対する角膜の生物力学的応答を予測することによって、改善され得る。本発明の別の実施形態において、予測の使用は、レーザーまたは機械的角膜切除（すなわち、ＬＡＳＩＫに特徴的な角膜フラップを作製すること）に起因する角膜の生物力学的応答からなされる。角膜のフラップ形成前とフラップ形成後（切除前）とのデータ（例えば、角膜の厚み、フラップの厚み、角膜の局所解剖学、および波面）の比較によって、現在の手術またはモデルの開発のいずれかのためにレーザーを使用する前に、切除アルゴリズムを改変するために適用可能な予測的情報が提供され得る。有限要素の分析または他の数学的技術によるモデル化をまた使用して、角膜に関する手術前（フラップが切断されていないか、または他の外科的介在がない）データに基づいて、術後の結果を予測し得、これは、モデルを介して生物力学的応答を考慮する際に、屈折手術の成功、および最終的に、患者の満足を最適化するための予測的情報を提供する、正確な眼のモデルのために入力される。ＬＡＳＩＫ、ＰＲＫおよび他の光切除技術は、本発明のこれらの実施形態から利益を得る。
【００１４】
上記によれば、本発明の実施形態は、屈折角膜手術を実施するための方法に関する。その工程は、手術前（例えば、ＬＡＳＩＫのためにフラップが切断される前）の眼の診断測定データを得る工程、この手術前診断測定データに基づいて、切除の詳細を決定する工程、生物力学的応答が存在するように、眼の角膜を摂動させる工程、眼の摂動後の診断測定を得る工程、手術前データと摂動後のデータとの比較に少なくとも部分的に基づいて、調節された切除詳細を決定する工程であって、ここで、これらのデータは、眼の生物力学的応答を示す、工程、ならびにこの調節された切除詳細を使用して、角膜の一部を切除する工程を包含する。当業者に明らかであるように、測定の比較と生物力学的応答との間に結びつきが存在する。例えば、摂動後の測定は、より大きな程度かまたはより少ない程度の中心での角膜の平坦化、ならびにより大きな程度かまたはより小さな程度の周辺での角膜の尖り（ｓｔｒｅｅｐｅｎｉｎｇ）および肥大を示し得る。これらの構造的および生理学的変化は、摂動に対する角膜の生物力学的応答の程度の現れである。次いで、生物力学的応答の大きさを使用して、切除詳細（例えば、より小さな中心のパルスおよびより大きな周辺のパルス）を調節し得る。
【００１５】
別の実施形態は、光切除詳細を確立するための方法に関し、この方法は、手術前（例えば、フラップが切断される前）の角膜の診断測定データを得る工程、この手術前診断測定データに基づいて、切除の詳細を決定する工程、生物力学的応答が存在するように、眼の角膜を摂動させる工程、眼の摂動後の診断測定を得る工程、ならびに手術前データと摂動後のデータとの比較に少なくとも部分的に基づいて、調節された切除詳細を決定する工程であって、ここで、これらのデータは、眼の生物力学的応答を示す、工程による。
【００１６】
直前のことに関して、実施形態は、光切除による眼の手術のための既存のアルゴリズムを補正し、そして好ましくは最適化するための方法であり、この方法は、統計学的に有意な数の角膜のデータをとる工程を包含する。生体力学的応答は、現在の切除アルゴリズムに直接的には考慮されていない。適切な生物力学的モデルを用いて、生物力学的応答に関連する個々の特徴の事前の測定を使用して、手術の結果を予測し得る。屈折手術の以前の生物力学的シミュレーションにおいて、角膜は、固体材料として処置された。本発明において、角膜の高度に多孔性の性質および角膜内の天然の負圧が、考慮される。手術による角膜内部の組織除去に起因する、位置依存型の負圧（「吸水」圧）の変化を考慮することによって、手術後の角膜表面の中心部分は、平坦になって見える。従って、位置依存型の負の「吸水」圧を含む本発明の方法を介して、ＬＡＳＩＫまたはＰＲＫの臨床的に既知の基本的な結果が、正確にモデル化され得る。さらに、ＬＡＳＩＫまたはＰＲＫの後に臨床的に観察された周辺の肥大もまた、単純化されたモデルの利用によって、実証される。
【００１７】
屈折手術に関する既存のシミュレーションにおいては、眼内圧のような角膜外の機械的負荷のみが考慮される。本発明のシミュレーションにおいては、角膜は、基本的に、既存のシミュレーションにおける固体材料とは対照的に、流体で満たされた多孔性の材料としてモデル化される。従って、内部の細孔境界に付与される、負圧（「吸水」圧）のような角膜内部の機械的負荷は、このシミュレーションに直接組み込まれる。これら２つの方法のこの主要な差異に起因して、本発明の方法論は、実際の臨床的な物理的現象を再現し得、そして予測し得る。
【００１８】
本発明の他の利点および利益は、以下の詳細な説明から明らかである。
【００１９】
（詳細な説明）
２０／２０またはそれより良好な手術後の視力を達成する患者の割合を改善するため、および異常の最小化を可能にするために、レーザー屈折手術の本発明者らの現在の概念的モデルを批判的に試験することが重要である。データによって支持されず、未だ現在アルゴリズム開発を進行させる形状減法モデルに固有の３つの仮説が存在する。これらの欠陥のある仮説は、以下である：（１）変化される角膜の部分のみが切除領域内に存在する；（２）切断されるものが得られるものである；および（３）たとえこの切除領域の外側に変化が存在しても、これらは中心視力に影響を与えない。
【００２０】
レーザー屈折手術に対する角膜応答の本発明者らの包括的な一体型モデルは、視力を決定する最終的な角膜形状に対して提案される３つの成分を考慮する：（１）切除プロフィールおよびレーザーパラメーター；（２）上皮治癒および支質治癒；ならびに（３）構造の変化に対する生体力学的応答。この３番目の成分である生体力学的応答は、エキシマレーザー屈折手順において既存の切除プロフィールへ直接組み込まれていない。従って、この３方向の組織的モデル（これは角膜応答を十分に特徴付ける）は、この複雑な問題を解決するための革新的なアプローチを示す。さらに、推定モデルにおいて、最適化アプローチを使用して、新たな切除アルゴリズムを開発する。最良の可能な結果を生むために最適化ルーチンを使用することはまた、レーザー屈折手術に対する非常に革新的なアプローチを示す。このモデルおよびこの最適化アプローチは、これらの３つの仮説または上記の質問に対する答えを提供する。
【００２１】
仮説＃１は、ＰＲＫまたはＬＡＳＩＫによる手術後のトポグラフィーのセットに対するアクセスを用いて、誰にでも取り消され得る。切除領域の外側において、曲率は、近眼手順後の中心平坦化領域を取りまく特徴的なレッドリング（高いジオプトリー値）の出現と共に有意に増加する（軸方向マップではなく測地的マップに示される）。さらに、高度および厚み（ｐａｃｈｙｍｅｔｒｙ）もまた、Ｏｒｂｓｃａｎトポグラフィーによって測定されるように、切除領域の外側で増加し、そして図３において例と共に示される。別の予備研究の類似の例は、図４に示され、これは５．５ｍｍの直径の切除領域を有するＴｅｃｈｎｏｌａｓ　２１７（Ｍｕｎｉｃｈ，Ｇｅｒｍａｎｙ）を使用する、−１２．５ジオプターＬＡＳＩＫ手順の後の測地的曲率差異マップ（手術後−手術前）である。このトポグラフィーを、ＯＲＢＳＣＡＮ　Ｉ（Ｓａｌｔ　Ｌａｋｅ　Ｃｉｔｙ，Ｕｔａｈ）を使用して収集した。このデータを、レコーダー機能を使用して書き出し、続いて分析のためのカスタムソフトウェアに読み込んだ。中心に、予測通りに、曲率の減少が存在し、このことは、負の値および青色によって示される。周囲の薄い白色の領域は、手術前の状態と手術後の状態との間のゼロの差異を表す。この切除領域の外側の領域において、周囲に向かって広がる曲率の予想外の増大が存在し、これは、正の値および赤色によって示される。切除部位を十分に越える角膜の曲率の変化が明らかに生じ、このことは仮説＃１に挑む。図５は、同じ患者の厚み差のマップである。切除領域の内側で、この厚さは、予想通り、減少した。しかし、この切除領域の外側で、厚さは、予想外に増加した。さらに、中心の曲率変化と周辺の曲率変化との間の回帰分析は、有意な逆相関（ｐ＜０．００５３）を示した。このことは、中心の平坦化が大きくなるほど、より大きいな周辺の勾配が生じることを示す。周辺の曲率の増加は、レーザー屈折手術の既知の結果であるが、切除プロフィールの縁部における「膝」として以外は、十分に説明されていない。これが正確な記載である場合、この変化は、切除領域の縁部付近に制限され、そしてさらにこの変化はこの領域を十分に越えて広がるはずである。同じ患者集団の高度マップおよび厚みマップの形態のさらなるデータはまた、切除領域の外側の高度および厚みの両方における有意な周辺の増加を示し、このことは曲率の増加に対応した。高度および厚みのこれらの矛盾した変化は、原因となる生化学的機構の調査なしに、事例的に測定デバイスのエラーの原因となる。図６は、６ｍｍの切除領域を有するこの集団中のサンプル患者の４つの差異マップ（高度差異マップ、測地的差異マップ、軸方向差異マップおよび厚み差異マップを含む）を示す。切除領域内の曲率、高度および厚みにおける中心的な予測される減少が観察される。しかし、これらのマップはまた、切除領域の外側の高度、厚みおよび曲率の予想外の増加を示す。従って、この研究の結果は、角膜曲率の変化は切除領域に制限されるという仮説の有効性に挑む。高度および厚みの逆説的な変化について提案される機構は、本発明の目的である。
【００２２】
仮説＃１の分析の結果は、形状の変化が切除領域を十分に越えて生じることを立証した。仮説＃２は、実際の角膜表面の変化と切除プロフィールを比較することによって、より直接的に試験され得る。予備研究において、乱視を有さない１０人のＬＡＳＩＫ患者（これらの患者は、対称な切除パターン、手術前のトポグラフィーおよび手術後のトポグラフィーを有する）を、Ｏｒｂｓｃａｎ　Ｉを使用して得た。ＬＡＳＩＫを、Ｔｅｃｈｎｏｌａｓ　２１７エキシマレーザーを使用して、実施した。切除アルゴリズムを、Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎの式を使用して近似した。この算出された切除プロフィールを手術前のトポグラフィーから引いて、推定される手術後のトポグラフィーを得た。実際の手術後のトポグラフィーを推定された手術後のトポグラフィーと比較し、エラーマップを作製した。ＲＭＳエラーは、直径４ｍｍの中心領域内、この中心領域の外側、およびマップ全体の上で算出した。１０人全ての被験体について平均化した結果を、表１に示し、そして４ｍｍの中心領域の外側のエラーは、内側のエラーよりも大きいことを示す。
【００２３】

図７におけるサンプルのエラーマップは、高度および厚みにおける中心のネガティブエラーならびに曲率におけるいくらかのネガティブエラーと共に、高度、厚みおよび曲率における周辺のポジティブエラーのパターンを示すが、曲率は全中心領域にわたって一貫してネガティブでない。これらのエラーのパターンは、公知の切除プロフィールではなく推定される切除プロフィールの使用に単に起因し得ない。なぜなら、これらのパターンは、非ランダムかつ非線形だからである。理想的に、実際の切除アルゴリズムは、Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎの式ではなく、このタイプの研究において使用されるべきであるが、これらのアルゴリズムは、それらの独自の特徴に起因して利用可能ではなかった。しかし、推定される切除プロフィールを使用するにもかかわらず、示された証拠は、仮説＃２の有効性に挑む。これらのエラーのパターンは、切除の形状減法モデルと一致しないが、これらのパターンは、以下に提案される生体力学的モデルと一致する。
【００２４】
仮説＃２は、既知の切除プロフィールを用いて推定トポグラフィーの結果を試験し、そしてこれを測定された結果と比較することによって、さらに無効にされ得る。別の予備研究において、Ｓｕｍｍｉｔ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓは、Ｋｒｕｍｅｉｃｈ−Ｂａｒｒａｑｕｅｒマイクロケラトーム（ｍｉｃｒｏｋｅｒａｔｏｍｅ）を使用してＳｕｍｍｉｔ　Ａｐｅｘ　Ｐｌｕｓで処置されている数人のＬＡＳＩＫ患者に対して固有の切除アルゴリズムを提供することに同意した。実際の切除アルゴリズムを、手術前のトポグラフィー（Ｏｒｂｓｃａｎ　ＩＩを用いて測定）から引いて、「推定される」の手術後のトポグラフィーを得た。この推定されるトポグラフィーを測定された手術後のトポグラフィーから引いて、「エラー」マップを作製し、これを、測定された結果と共に、２人の患者について、図８および９に示す。いくつかの重要な特徴に留意しなければならない。第１に、測地的曲率エラーマップの中心における赤色の領域は、中心島の処置に対応する。この処置は、角膜の中心におけるエキストラパルスの送達を包含し、これによりＩＦの過剰な平坦化を生じるが、このエキストラパルスは中心島の現象を補償せず、この起源は未だ理解されていない。従って、曲率エラーマップは、手術後のトポグラフィーが滑らかである場合でさえ、「中心島」を有するようである。第２に、測地的曲率エラーマップ上の切除領域の外側の赤色領域は、曲率の予想外の増加に対応し、このことは形状減法モデルによって予測されず、そして本明細書中に示される生体力学的モデルによって予測される。
【００２５】
最後に、切除領域の外側の示される変化は中心曲率にどのように影響し得るのだろうか（仮説＃３）？この質問に対する答えは、レーザー屈折手術に対する角膜応答の生体力学にあるが、現在の切除アルゴリズムにおいて説明されていない。切開機構かまたは熱機構のいずれかを使用して角膜構造を変更することが、角膜全体の形状を変更するということは、屈折手術の始まりから知られていた。基本的に、角膜がプラスチックの小片である場合、半径方向の角膜切開は行われないだろう！しかし、レーザー屈折手術の開発に伴い、中心角膜と周辺角膜との間の構造的な連結が無視された。角膜は、簡単に言えば、新たな形状に「成形（ｓｃｕｌｐｔｅｄ）」される均質な構造と考えられていた。しかし、この概念化は、切除手順の後に生じる角膜の形状変化の全てを説明できるわけではない。次の節で記載される、レーザー屈折手術に対する角膜応答の提案された生体力学的モデルの重要な成分は、周辺支質の肥厚化または切除領域の外側の角膜の高度の増加である。これが生じる証拠は、仮説＃１の分析に示された。しかし、中心角膜事象と周辺角膜事象の連結についての問題が残る。角膜の高度の周辺の増加は、中心の曲率変化と統計的に相関するのか？またはこの増加は独立した無関係の事象であるのか？ＬＡＳＩＫを受けた３０人の被験体の、中心曲率変化と周辺高度変化との間の回帰分析は、有意なポジティブな相関（Ｒ^２＝０．５６、ｐ＜０．０００１）を示し、このことは、切除領域の外側の高度の増加が大きくなるほど、中心の曲率変化（平坦化）が大きくなることを示す。このことは、角膜の周辺応答は中心応答と関連するという証拠を提供するが、これは全ての変化を説明しない。
【００２６】
以下の事例研究は、中心曲率変化が、切除後の周辺厚み変化を実際にどのように追跡し得るかをさらに例示する。患者は、−０．７５＋０．７５×９０の屈折誤差について６ｍｍ直径のＰＲＫ（ＶＩＳＸ　Ｓｔａｒ）、および手術後および手術前のＯｒｂｓｃａｎ　Ｉトポグラフィーを有する。上部角膜厚さおよび下部角膜厚さの両方を、切除領域の中心の７．５ｍｍ直径の円の縁において、垂直経線に沿った厚みマップ中の１ｍｍ直径の領域を平均化することによって、計算した。中心曲率を、測地的マップの３ｍｍ直径の中心領域における曲率を平均化することによって、計算した。手術に対する時間の関数としてのこれらの値を、表２に示す。
【００２７】
（表２：６ｍｍ直径のＰＲＫの後の曲率変化および厚み変化の事例研究）

中心曲率および周辺の厚みの両方は、反対方向の手術後の変動を示すことに留意のこと。中心曲率　対　周辺の厚みの回帰分析を行い、そしてそのプロットを、図１０に示す。中心曲率は、周辺の厚み（下部の厚みと上部厚みの両方）と強い逆相関を有し、このことは、周辺の厚みが大きくなるほど、中心曲率は平坦になることを意味している。これは、中心の変化および周辺の変化が関連し、仮説＃３が有効ではないというさらなる支持を提供する。
【００２８】
屈折手術の形状減法モデルの固有の仮説に挑む証拠が示された。臨床的データは、実質的な変化が、中心曲率に構造的に関連する切除領域の外側で生じ、そして中心視力に影響し得ることを示す。切除領域の外側で生じる高度、厚みおよび曲率の測定された増加の提案された機構を、以下に示す。
【００２９】
概念的なモデルを図１１に示し、これは、重篤な角膜ラメラの直接の結果として、生体力学的中心平坦化を予測する。プラスチックの小片よりむしろ、角膜は、各層の間のスポンジを有する一連の重なったゴムバンド（ラメラ）（層間空間は、基質またはマトリクスで満たされる）と考えられ得る。このゴムバンドは、引っ張った状態にある。なぜなら、底部からこのゴムバンドを押す力（眼内圧）が存在し、そして末端は角膜縁によって密接に保持されているからである。各スポンジが保持し得る水の量は、このゴムバンドがどれだけ強く引かれるかによって決定される。このゴムバンドが強く引っ張れるほど、各スポンジはより大きな張力を保持し、インターリービングスポンジから搾り取られる水が多くなるほど、層間空間は小さくなる。このことは、図１１Ａの手術前の状態と類似している。近視レーザー屈折手術の後、一連のラメラは、図１１Ｂに示されるように、中心を切断され、そして除去される。残りの周辺部分は、ちょうどピンと張ったゴムバンドが一旦切れて緩むように、緩む。ラメラの張力が減少する場合、ゴムバンドが切れた場合にスポンジが水を吸収するのと同様に、このマトリクスにかかる圧迫力は減少し、そして層間距離は広がる（負の支質内流体圧）。これにより、角膜の周辺が肥厚し得る。ラメラ層の間の架橋に起因して、半径方向に外向きの矢印により示されるように、拡大力は下にあるインタクトなラメラを押す。周辺の外向きの力は、中心を横方向におし、そしてこの中心を平坦化する。従って、ラメラの周囲を切断する任意の手順により、角膜の中心が平坦化される。この生体力学的平坦化は、近視手順を促進し、遠視手順に対して不利に作用し、そして「非屈折」ＰＴＫにおける平坦化を生じる。これには、近視プロフィール、遠視プロフィール、一定の深さのＰＴＫプロフィール、およびＬＡＳＩＫフラップの簡単な切断が挙げられる。
【００３０】
全てのＬＡＳＩＫ手順において、フラップは、マイクロケラトームを用いて約１６０ミクロンの厚さに切断される。生物力学的に、これは１６０ミクロン厚の切除に非常に近く、そして提案されるモデルによると、角膜の平坦化を誘導するべきである。生じる平坦化の量は、屈折手術に対する角膜の生体力学的応答を示すべきである。この角膜の上皮表面のトポグラフィーは、フラップの切断前および直後において、個々の生体力学を考慮するための切除アルゴリズムのリアルタイムの変更を可能にし、そして手術の結果を改善する。
【００３１】
（角膜切除により引き起こされる曲率変化の生体力学的モデル）
ここ数十年に、角膜を生体力学的実体として特徴付けするための多くの試みがなされてきた。この研究は、弾性率および剪断弾性率のような重要な材料の特性のインビトロ測定を含み、そして多くの計算モデルが、シミュレートされた切開角膜切除に対する構造的応答を見積もるために作製された。これらの試みは、疑いもなく、特定の条件下における角膜挙動の基本的な理解を進歩させたが、レーザー角膜切除により引き起こされる構造的変化のモデリングに関する試みはほとんどなく、現存の数値モデルの推定値は、それらの絶対的な単純化（例えば、角膜を固体物質としてモデリングすること）により制限される。
【００３２】
（角膜切除により引き起こされる角膜平坦化の力学的モデル）
角膜応答の提案される生体力学的理論の基礎は、角膜支質の層状構造にあり、これは、ＰＴＫ、ＰＲＫおよびＬＡＳＩＫにおいて変更される。この支質は、損傷に対する角膜の力学的応答を支配することが公知である。支質ラメラは、角膜の幅を横切るそれらの拡大および角強膜縁との連続性によって、眼内圧および眼球外筋張力から生じる張力負荷を有する。流体を吸収しそして膨潤する支質の傾向（これは、細胞外マトリクスの親水性高分子に起因する）は、角膜の境界層、角膜内皮の代謝活性、およびラメラ張力の圧縮効果によって抵抗される。支質の厚さは、水和に直線的に関連し、従って、角膜の力学的平衡における変化の便利な指標である。張力保有ラメラが中心角膜切除によって破壊される場合、それらの周辺セグメントが緩み、層間空間および周辺厚の増加に加えて、細胞外マトリクスの局所的な減圧および支質流体の補整的流入を生じると提案される。厚さの増加は、層間架橋によって最終的に制限され、これは、図１１に示されるように、支質の前側３分の１および支質の周辺に優先的に分散され、そしてラメラ剪断強度および層間接着強度における局所的な差異に寄与することが予測される。このモデルの中心的な局面は、拡大する支質の周辺において生じる層間応力は、手術後の眼の表面を含むラメラと、この架橋の格子を介して連絡しているという予想である。図１１の矢印は、切除により引き起こされるラメラの緩和に対して二次的な周辺支質マトリクスの拡大を示す。周辺の肥厚化は、切除縁に前外側の張力を及ぼし、そして中心の平坦化をシミュレートすると提案される。周辺張力負荷と中心張力負荷との連結は、前側〜周辺の支質（斜線部）に優先的に分散される層間接着力（「ｘ」）によって媒介される。周辺拡大の方向の力の成分は、中心の角膜平坦化および周辺の急勾配化を生じる。
【００３３】
ＰＲＫ、ＰＴＫおよびＬＡＳＩＫの間、中心切除は、張力下で角膜ラメラの中間外周切断を引き起こし、続いて対応する周辺ラメラセグメントの緩和を引き起こす。このことは、細胞外マトリクスの周辺減圧および切除領域の外側の支質厚の増加を引き起こす。この応答は、層間架橋の存在に部分的に起因して、中心曲率に対する重要な効果を有し、この応答は支質の前側３分の１および支質の周辺において優勢であり、そして有意なラメラ剪断強度および層間接着力に関連することがさらに仮定される。層間応力は、拡大する支質の周辺において生じ、そして架橋のこのネットワークを介して、下に存在するラメラに移送され得、このラメラの中心部分は、手術後の前面を含む（図１１）。周辺における外向きの拡大力は、切除プロフィールとは関係なく、中心角膜を平坦化させる。従って、近視（中心が重い）切除パターンの非存在下でさえ、角膜における生体力学的変化は、中心角膜の急な手術後の平坦化および遠視への屈折シフトを生じ得る。この応答は、おそらく、ＰＴＫにおける意図しない遠視変化の臨床的現象によって最も明確に示されるが、ＰＲＫおよびＬＡＳＩＫにおける屈折可変性に対するその寄与もまた、重要である。なぜなら、生体力学的な中心平坦化は、近視を処置するための手順を向上し、そして遠視を処置するための手順を妨害するからである。このモデルのさらなる特徴（急性の深度依存性応答）もまた、議論される。
【００３４】
角膜の５つの解剖学的層（上皮、ボーマン層、支質、デスメ層および内皮）のうち、ボーマン領域および支質のみが膠原線維を含む。従って、これらの層は、角膜の張力強度の大部分を提供すると予想される。表在性上皮細胞における張力は、下に存在する基質表面の起伏の存在下で滑らかな眼の表面を維持するための潜在的な機構として言及されたが、上皮の除去は、角膜前部の曲率の変化をほとんどまたは全く引き起こさず、そして上皮は一般に、角膜の張力強度における最小の役割に寄与する。
【００３５】
デスメ層（下に存在する内皮の７μｍ厚の肥大基底薄膜）を、ヒトおよびウサギのインタクトな眼球について研究し、そして同じ種由来の支質における知見と比較した。応力ひずみ研究は、インサイチュのヒト角膜において、支質の応力ひずみ曲線は、非常に急勾配であり、大きなヤング弾性率に対応し、一方、デスメ層は非常に伸張性であることを示した。この２つの層の応力ひずみ曲線の重ね合わせにより、デスメ層は、支質が同時に十分にひずむ広範囲の眼内圧より上で本質的にひずまないことが証明された。このことにより、上皮と同様に、デスメ層が、おそらく、生理学的範囲の圧力にわたって、有意な割合の角膜張力を有さないという結論が導かれる。ウサギおよびヒトの支質の応力ひずみ関係における顕著な差異は、ウサギをヒトにおける角膜の力学的挙動のためのモデルとして使用する場合の重要な解釈の必要性を強調する。
【００３６】
構造的に、ボーマン領域は、前支質の無細胞拡大部よりもわずかに大きい。支質に関して、個々の膠原線維は、３分の２の小ささ（直径２０〜２５ｎｍ）であり、そして８〜１２μｍ厚のシートにわたってよりランダムに配向している。しかし、ボーマン領域は、支質により提供される構造的剛性とは異なる、角膜に対する構造的剛性に寄与すると長い間考えられた。しかし、拡大計（ｅｘｔｅｎｓｉｏｍｅｔｅｒ）を使用して、新鮮なヒト死体の眼から得られる膜上皮化（ｄｅｅｐｉｔｈｅｌｉａｌｉｚｅｄ）角膜ストリップにおける多数の力学的パラメーターを試験する最近の研究は、ボーマン層が角膜の構成力学的特性を有意に変更しないことを示した。
【００３７】
最後に、支質（これは、全角膜厚の約９０％を構成する）は、損傷に対する角膜の力学的応答に最も有意に影響を与えると考えられる層である。支質は、約７８重量％の水、１５重量％のコラーゲン、および７重量％の他のタンパク質、プロテオグリカンならびに塩である。３００〜５００のラメラ（平行な膠原原線維の平坦化束）は、縁から縁へと中断されることなくはしる。支質の後側３分の２において、ラメラは角膜表面に対して平行に連続的に重ねられ、その結果、各ラメラは前となりおよび後となりからの角オフセットを有する。前側で、ラメラは、しばしば角膜表面に対して斜めに、よりランダムに配向され、そしてより分枝され、そして有意に織り合わされている。これらの局所的な差異は、ラメラの剪断が、一般的に、ヒト支質において困難であり、特に前側で困難であるという観察とよく相関する。コラーゲンの織り合わせはまた、角膜の中心においてより角膜の周辺においてより広範囲である。
【００３８】
接着強度と層間剪断強度とを区別することは重要である。なぜなら、この２つの用語は、しばしば、交換可能に使用されるからである。接着強度を、バナナを剥くように、切断面に対して垂直の方向に引くことによって（図１２Ａに示されるように）、ラメラ軸に対して平行の切断面に沿って支質サンプルを分離するのに必要な力として測定した。従って、この接着強度は、横方向の分離に対する層間抵抗力の指標であり、角膜中心からの距離の関数として表される。あるいは、剪断強度は、ラメラ軸（長手軸方向）に対して平行な面内の別のラメラ上における１つのラメラの剪断またはスライドに対する抵抗力として表される；このように、この剪断強度は、ラメラ界面全体にわたる接着力の積分関数であり、従って、おそらく、より大きな大きさである（図１２Ｂ）。両方の力は、レーザー切除に対する角膜応答の提案される生体力学的モデルにおける応力の周辺から中心への移動に寄与するようである。
【００３９】
水平経線の側頭周辺部および鼻側周辺部の層間接着強度は、上記の研究において等価であるが、垂直方向の経線の不十分な研究は、上部領域の強度と下部領域の強度との間の大きな一貫した差異を示した。これらの差異は、０．１６５±０．００８８Ｎ／ｍｍの平均中心強度、および下部領域および上部領域について、それぞれ、０．１８５±０．００８８Ｎ／ｍｍおよび０．２３４±０．０１３７Ｎ／ｍｍ（ｐ＜０．０１）（中心角膜から４ｍｍの場所において）の平均周辺強度を示す研究において確認された。また、ヒト角膜支質における層間接着強度は、中心より周辺でより大きいことが示された。
【００４０】
これらの研究は、５０％の深さにおける層間接着強度（これは、中心より周辺においてより大きく、下部領域よりも上部領域においてより大きい）の解剖学的おより力学的証拠を提供した。支質の前側３分の１における層間結合の優勢性は、これらの力の大きさがこの領域においてさらに大きいことを示す。これらの層間関係が構造的にインタクトな角膜の形状に対していかなる影響を有していても、これらの重要性は、張力負荷の再分布が、図１１に示されるような切断されたラメラと切断されていないラメラとの間の非生理学的応力を誘導する場合、切除された角膜において相当増大するようである。さらに、接着強度の非対称の分布は、角膜屈折手順において誘導される角膜乱視の重要な原因であり得る。
【００４１】
支質のラメラ構築およびこのコラーゲンネットワークの張力を支える能力は、曲率変化の生体力学的モデルの天然の出発点である。しかし、この状況において一般的に無視される関係は、支質の原線維間構築物と水（支質の主成分）との間の関係である。膠原線維は、様々な硫酸化度のグルコサミノグリカン（ＧＡＧ）（例えば、ケラタン硫酸およびコンドロイチン硫酸）の基質にからまっている。両方の物質、特にコンドロイチン硫酸は、著しく親水性であり、支質全体がひどく圧縮される負の支質間流体圧に寄与する。眼内圧は、前面におけるその直接効果により、およびラメラ張力に対する寄与により支質をさらに圧縮する。支質間圧（これは、支質基質に水を出すその傾向のために、しばしば「膨潤」圧と呼ばれる）は、様々なインビトロ技術およびインビボ技術により、−５０〜−６０ｍｍＨｇと測定されている。
【００４２】
通常の生理学的状態において、この膨潤の傾向は、抵抗され、そして相対的な脱水は、層状張力、涙液膜の前方蒸発、上皮層および内比層の水に対する低い透過性、およびビカルボネートの能動的な内皮輸送によって維持される。しかし、中心切除作用の間、切除の深さに比例した多くのラメラが、中心から消され、そして張力は、それらの切除されてない周辺セグメントにおいて喪失している。生じる圧縮の損失は、静水学的不均衡を導き、そして周辺支質は、流体を摂取するので、肥厚する。組織増殖は、原線維自身におけるよりも基質内で起こりそうであるが、流体の供給源は、識別されていない。そのままで（ｉｎ　ｓｉｔｕ）、角膜は、強膜毛細管と支質間隙との間に圧力差の結果として、角膜輪部を通るさらなる水を吸収し得る。予期されるように、膨潤圧力は、支質水和として減少し、そして厚みが増加し、そして新たな定常状態が確立される。
【００４３】
先に述べたように、周辺支質の肥厚と中心平坦化との間の基本的な関連は、破壊されたラメラとインタクトなラメラとの間の力学的な関係の存在である。反対に、ラメラが隣接するラメラから構造的および力学的に独立している（すなわち、いかなる相互接続もなしに層に配置される）とみなされる場合、切断された周辺セグメントは、いかなる張力に耐えることも移すこともできない。これは、実際、屈折手術の最も数字的なモデルに組み込まれる仮定を単純化する。このシナリオにおいて、ラメラの完全補体によって以前に受けていた張力負荷は、残りの後方線維にシフトし、これは、ここで、集中した応力下でわずかに歪む（伸びる）。縁の環境が固定されているとみなされる場合、伸びは、角膜直径における増加によって達成されないかもしれず、従って、中心角膜膨張および前方急勾配（ｓｔｅｅｐｅｎｉｎｇ）として生じなければならない。しかし、提案される周辺応答が考慮される場合、これは、同時に発生する中心平坦化とともに、周辺肥厚および周辺急勾配として生じる。後者のシナリオが、ＰＴＫ、ＰＲＫおよびＬＡＳＩＫの特徴的な周辺「膝状物（ｋｎｅｅ）」および中心平坦ゾーンを適切に記載するが、均一な厚みのプロフィールの有限要素分析は、周辺応答を組み込んでおらず、そして臨床的に作製される構造とは反対の角膜構造を予測した。簡単に言うと、提案される周辺支質応答および中心角膜に対するその力学的関係、ならびに負の基質内圧力についての考慮は、屈折矯正の程度を正確に予測するだけでなく、いくつかの場合において、方向を正確に予測するために重要である。
【００４４】
（周辺肥厚は、中心曲線に影響する）
本研究の重要な意味のうちの１つは、切除ゾーンの外側で測定された形状の変化が、切除ゾーン内の曲率変化に重要な影響を有し得るという考えである。切除ゾーン分析は、屈折手術における中心曲率変化が、単に、切除パターンの産物ではない制御された様式で示された。周辺肥厚および切除ゾーン付勢がともに回帰モデルに含まれた場合、このモデルによって説明される曲率応答における８３％を越える分散は、周辺肥厚によって説明された。急激な曲率変化における切除パターンの影響は、より大きな光屈折矯正が試みられる場合に、より増加して影響を及ぼすようになるようであるが、切除深さにおける関連する増加がまた、生体力学的応答をさらに悪化させると予期される。結果として、純粋な形状減法モデルの有用性は、おそらく、表面切除のみを含む場合（すなわち、ＰＲＫにおける低屈折率誤差または乱視の矯正、およびＰＴＫにおける上皮下瘢痕の除去）に限定される。最後に、重要な役割を果たすラメラ相互接続の役割についての議論は、中心平坦化と個々の周辺小領域の厚みの変化との間の関係によって増強された。これらの関係は、上の周辺で最強であり、下の周辺で最弱であり、そしてはるかに上の周辺で全体的に最強であった（上で調べられる層間接着力の強さの分布に一貫して反映するパターン）。
【００４５】
（遠視矯正　対　近視矯正）
提案される生体力学的モデルは、どんな切除プロフィールがプログラムされても（平坦化を意図する近視、急勾配を試みる遠視、または非屈折ＰＴＫであろうと）、さらなる平坦化を予測する。これは、理論的に、遠視をより困難な手順にする。なぜなら、生体力学的平坦化は、切除プロフィールと反対であり、従って、生体力学的応答を相殺するためにより深い切除を必要とするからである。この予測は、Ａｕｔｏｎｏｍｏｕｓ　Ｃｕｓｔｏｍ　Ｃｏｒｎｅａ（波面ガイド切除手順）を用いて処置された最初の８人の患者において確認された。処置された８人の患者のうち、５人が近視であり、そして３人が遠視であった。波面データのみを使用して、レーザーをプログラムした。屈折も、経験も使用しなかった。近視患者のうちの５人全てが、過剰矯正（プログラムされた切除平坦化と組み合わせたさらなる生体力学的平坦化）され、そしてすべての３人の遠視患者が、過小矯正（プログラムされた切除急勾配と反対の生体力学的平坦化）された。
【００４６】
一次遠視処置と二次遠視処置（過剰矯正された近視後手順）との比較において、一次遠視手順は、球形の等価物よりも３５％まで大きい処置を必要とし、これは、所望の矯正を達成するために、予期されるよりも深い深さが切除されなければならないことを意味する。これは、切除プロフィールとは独立した、生体力学的平坦化を予測する提案されるモデルと一致する。より深い深さが、切除プロフィールの効果に抵抗する、表面形状効果を作り出す生体力学的平坦化を克服するために一次遠視処置とともに切除されなければならない
二次遠視群は、一次遠視群と同じレベルの矯正を達成するために、実質的により浅い深さの切除を必要とした。これはまた、提案される生体力学的モデルと完全に一致する。二次ＬＡＳＩＫ後遠視群はすでに、最初の屈折手順からの関連する生体力学的応答を有する、変更された角膜構造を有していた。言いかえると、二次手順を克服するためのより少ない生体力学的平坦化があり、従って、同じ矯正のためにより浅い深さの切除を必要とした。なぜなら、生体力学的効果は、図１３に示されるように、最初の手順とともに既に生じていたからである。第３に、一次遠視が６か月の手術後追跡期間にわたってわずかな後退を示し、二次遠視は、より安定なより長い期間の屈折を有した。この差異についての１つの可能な説明は、生体力学的効果に関連する長期の治癒にあり、これは、生体力学的効果がすでに生じ、従って減少していた二次遠視群とは反対に、一次遠視群で悪化する。
【００４７】
（インビボでのレーザー屈折手術の後の周辺肥厚）
レーザー屈折手術の後の周辺肥厚の間接的証拠が報告されており、これは、生体力学応答の提案されるモデルと一致する。Ｍｕｎｇｅｒらは、近視ＰＲＫを処置された、低い乱視の２５人の患者から合計２５の眼においてＶＩＳＸ　Ｓｔａｒシステムを使用して、臨床結果を示した。（Ｍｕｎｇｅｒ　Ｒ、Ｊａｃｋｓｏｎ　Ｗ　Ｂ、Ｍｉｎｔｓｉｏｕｌｉｓ　Ｇ、Ａｂｌａｔｉｏｎ　Ｐｒｏｆｉｌｅ　ａｎｄ　Ｅｐｉｔｈｅｌｉａｌ　Ｒｅｇｒｏｗｔｈ　ａｆｔｅｒ　Ｍｙｏｐｉｃ　ＰＲＫ　ｗｉｔｈ　ｔｈｅ　ＶＩＳＸ　Ｓｔａｒ．Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｓｏｃｉｅｔｙ　ｏｆ　Ｃａｔａｒａｃｔ　ａｎｄ　Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ　Ｓｕｒｇｅｒｙ　Ａｎｎｕａｌ　Ｍｅｅｔｉｎｇ、１９９９）。角膜マップは、手術の２時間前；手術の２〜３分後（Ｓｘ）；包帯コンタクトレンズが取り除かれた日、ならびに手術の１週間後、３か月後、および６か月後に、ＰＡＲ　Ｃｏｒｎｅａｌ　Ｔｏｐｏｇｒａｐｈｙ　Ｓｙｓｔｅｍ（ＣＴＳ）を得た。切除深さは、手術前−手術後として規定され、そして上皮深さは、Ｓｘ−手術後として規定され、これは、浮腫が手術直後のマップにおける因子であり得たことを認識する。Ｍｕｎｇｅｒは、切除縁部で上皮肥厚を報告した。しかし、切除ゾーンの外側の計算される上皮測定における増加は、上皮よりも支質肥厚に起因し得る。なぜなら、ＰＡＲ　ＣＴＳは、表面高度を測定し、上皮肥厚と支質肥厚との間を区別し得ないからである。さらに、より確信させる証拠は、６か月での尖部（ａｐｅｘ）からの距離の関数として、切除深さ測定にある（この例は、図１４に示される）。切除深さは、ずっと小さな上皮の厚みよりも粗い（ｒｏｂｕｓｔ）測定であり、６か月まで、その角膜は、比較的安定であるはずである。切除ゾーンの外側で、負の切除深さがあるか、または手術後状態と比較して増加した高度があることに注意のこと。これは、異なるレーザー／トポグラファーの組み合わせを用いて、周辺肥厚の間接的証拠（提案される生体力学的モデルの重要な特徴）を提供する。
【００４８】
Ｓｂｏｒｇｉａらは、Ｃｏｒｎｅａｌ　Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ　Ｐｒｏｇｒａｍｍｅｄ　Ｔｏｐｏｇｒａｐｈｉｃ　Ａｂｌａｔｉｏｎ（ＣＩＰＴＡ）と呼ばれる、角膜局所解剖ガイドシステムの結果を報告した（Ｓｂｏｒｇｉａ　Ｃ、Ａｌｅｓｓｉｏ　Ｇ、Ｂｏｓｃｉａ　Ｆ、Ｖｅｔｒｕｇｎｏ　Ｍ．Ｃｏｒｎｅａｌ　Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅｄ　Ｐｒｏｇｒａｍｍｅｄ　Ｔｏｐｏｇｒａｐｈｉｃ　Ａｂｌａｔｉｏｎ：Ｐｒｅｌｉｍｉｎａｒｙ　Ｒｅｓｕｌｔｓ．Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｓｏｃｉｅｔｙ　ｏｆ　Ｃａｔａｒａｃｔ　ａｎｄ　Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ　Ｓｕｒｇｅｒｙ　Ａｎｎｕａｌ　Ｍｅｅｔｉｎｇ　１９９９）。不正乱視を有する２８人の患者の合計２８の眼を、Ｌａｓｅｒｓｃａｎ２０００で処置し、そしてＯｒｂｓｃａｎで手術前局所解剖学および手術後局所解剖学を有した。計画される切除プロフィールおよび実際の高度の差異のマップの２つの例は、図１５に与えられる。両方の被験体において、左の画像は、計画された切除パターンであり、そして右の画像は、実際の高度の差異のマップである。両方の場合について、左のマップの切除ゾーンの外側の大きな緑色の領域（ここで、角膜は除去されない）に注意のこと。しかし、右側の高度差異のマップは、計画されるプロフィールに一致する中心高度の減少（青色で示される）だけでなく、また、提案される生体力学的モデルによって予測されるように、切除ゾーンの外側の高度の予期しない増加（赤色および黄色で示される）によって達成される。
【００４９】
（生体力学的応答の特徴付け）
ＬＡＳＩＫに対する生体力学的応答を特徴付け、そして生じる屈折効果を、切除プロフィールによって作製される効果から分離するための研究において、４人の被験体の８つの眼を記録し、そして分析する。ＬＡＳＩＫは、フラップを作製するためにＫｒｕｍｅｉｃｈ−Ｂａｒｒａｑｕｅｒ微小角膜刀を使用して、Ｓｕｍｍｉｔ　Ａｐｅｘ　Ｐｌｕｓを実行する。角膜測定は、効果の確認のために、光干渉トポグラフィー、続いて、角膜トポグラファー（ＥｙｅＳｙｓ、Ｈｕｍｐｈｒｅｙ　Ａｔｌａｓ、Ｋｅｒａｔｒｏｎ、Ｏｒｂｓｃａｎ　ＩＩ、ＰＡＲ、Ｔｅｃｈｎｏｍｅｄ　Ｃ−Ｓｃａｎ　およびＴＭＳ−１）を用いて、手術前および手術後に得た。小さな予備群の平均手術前屈折誤差は、−６．８７５±２．０３ジオプトリスフェア（ｓｐｈｅｒｅ）＋０．８１２５±０．５１ジオプトリシリンダー（ｃｙｌｉｎｄｅｒ）である。Ｏｒｂｓｃａｎ角膜トポグラフィーデータのみが、ここで示される。１０人の被験体の２０個の眼の比較コントロール群は、ベースライン変動を確立するために１〜２日の間隔で得られるＯｒｂｓｃａｎ　Ｉトポグラフィーを報告した。前方接線方向データ、前方高度データおよび厚度計データを、分析のためにカスタマイズされたトポグラフィーツールにエクスポートし、そして角膜を３つの領域に分けた：中心２．７５ｍｍ半径（５．５ｍｍ直径）、２．７５〜３．２５ｍｍの半径（５．５〜６．５ｍｍ直径）の移行ゾーン、および３．２５〜４．５ｍｍの半径（６．５〜９．０ｍｍ直径）の切除ゾーンの外側。手術前トポグラフィーは、手術患者の手術後トポグラフィーから減算され、そして反復される測定は、正常な被験体について減算された。高度マップについて、二つの表面は、０．５ｍｍ移行ゾーン内で適合した。全てのマップについて、平均領域の差異は、正常集団および手術集団にわたって計算され、そして統計的分析は、ソフトウェアパッケージ（Ｓｔａｔｉｓｔｉｃａｌ　Ａｎａｌｙｓｉｓ　Ｓｙｓｔｅｍ、Ｃａｒｙ、ＮＣ）のＡＮＯＶＡ（「Ａｎａｌｙｓｉｓ　ｏｆ　Ｖａｒｉａｎｃｅ」）を使用して実行した。
【００５０】
図１６および１７は、それぞれ、正常群および手術１日後の手術群についての全ての被験体の複合差異マップを示す。正常被験体と手術被験体との間の中心ゾーンの高度、厚度、および曲率における有意な（ｐ＜０．０５）減少が示された。さらに、外側ゾーンにおける昇、厚度、および曲率における有意な（ｐ＜０．０５）増加が見出され、これは、提案される生体力学的モデルによって予測される。これらの増加は、図１８に示されるように、手術の１か月後に持続した。
【００５１】
大きな遡及的研究を、Ｔｅｃｈｎｏｌａｓ　２１７レーザーを使用してＬＡＳＩＫを受けた２，３８０人の患者（手術前および手術の６か月後にＯｒｂｓｃａｎ　Ｃｏｒｎｅａｌ　Ｔｏｐｏｇｒａｐｈｙを受けた）で行った。図１９は、Ｏｒｂｓｃａｎデータから生成した複合差異マップを示し、これは、大きな集団にわたって曲率、高度、および厚みの周辺増加の同じパターンを示す。さらに、中心曲率の差異は、回帰分析における周辺高度の差異と高度に関連しており（Ｒ^２＝０．７６、ｐ＜０．０００１）、角膜応答の提案される生体力学的モデルと一致する。
【００５２】
（インビトロ研究）
２つのインビトロ研究を行った。最初の研究において、７人のドナー由来の１４個の脱上皮化された（ｄｅｅｐｉｔｈｅｌｉａｌｉｚｅｄ）アイバンクの眼球を、ブロードビームＰＴＫ（−１００−ｕｍ深さ、プログラムされた光屈折変化がない）または偽光切除のいずれかに、対の制御された様式で供した。前方曲率の変化を、自動角膜曲率測定によって測定した。垂直経線における支質の厚みの変化を、角膜光学部分画像分析を使用して測定した。これは、断面角膜画像を得るために改変内皮カメラを使用する技術である（この例は、図２０に示される）。角膜断面は、分析のために５つの領域（かなり上、近くの上、中心、近くの下、およびかなりの下）に分けられる。分析は、曲率変化の予測として、周辺厚みの変化および幾何学的付勢を評価することを含んだ。幾何学的付勢は、ＰＴＫにおける遠視のシフトについての現在の形状減法理論を調査するために、切除ゾーンの厚みの減少のパターンにおいて近視付勢または遠視付勢のいずれかとして規定された。
【００５３】
この最初の研究の結果は、光切除が処置されない対のコントロールと比較して角膜曲率の有意な減少を引き起こした（−６．２８±３．２３Ｄ、Ｐ＝０．００２）ことを示した。偽ＰＴＫの間に測定される平均の角膜曲率のシフトは、０と有意に異ならない（＋０．３１±０．８５Ｄ、Ｐ＝０．３８）。曲率の球形成分の劇的な平坦化に加えて、切除された角膜は、コントロール（０．４６±１．７２Ｄ、Ｐ＝０．００９）よりも、有意に高い絶対量の角膜曲率シリンダー（２．９８±０．８８Ｄ）を示し、これは、誘導されるシリンダーへの潜在的な生体力学的成分が、角膜交差の不均一な分布に可能性として起因することを示す。相対的な周辺支質厚みの変化（平均対の差異（ＰＴＫコントロール）として表現される）は、＋５７．３±４２．８ｕｍ（Ｐ＝０．０１）または＋８．５±５．７％（Ｐ＝０．０１）であり、これは、コントロールと比較して有意な肥厚を示し、そして提案される新たな理論を支持する。中心曲率シフトは、切除された眼およびコントロールの眼における局所的な周辺支質の厚みに直線的に依存した（図２１）。相関は、４つの小領域のうちの３つで有意であり、かなり下の周辺小領域でわずかに有意であった（Ｐ＝０．０５）。かなり上の支質小領域は、遠視シフトに最も強い相関を示した（ｒ＝−０．７０）。相関係数は、負であり、そして増加する陽性の周辺厚み変化とともに角膜がより広範に平坦化する傾向（中心平坦化についての力学的刺激として周辺肥厚の提案される役割と一致する結果）を示す。角膜曲率シフトと平均合計周辺支質厚みの変化との間の相関（４つ全ての小領域にわたる平均変化）は、有意であり（ｒ＝−０．６７、Ｐ＝０．０１）、そして厚みの変化が変化の割合として表現される場合、等価な結果が観測された。
【００５４】
他方、計算される幾何学的付勢は、全ての切除された角膜において遠視シフトの誘導にもかかわらず、５０％のみの場合において、平坦化を支持した。さらに、切除された角膜および対のコントロールにおける平均の幾何学的付勢は、０と有意に異ならず（それぞれ、Ｐ＝０．６６および０．５２）、互いにも有意に異ならない（Ｐ＝０．７４）。増加する周辺支質の厚みと減少する中心曲率との間の見かけの関係とは著しく対照的に、幾何学的付勢は、前方角膜平坦化と任意の直線的関係がないことを示した（ｒ＝０．０６、Ｐ＝０．８５）。データの複数の変換が調査され、ＰＴＫにおける遠視シフトの現在の形状−減法理論に挑戦する、明白な関係は生じなかった。最低線（ｂｏｔｔｏｍ　ｌｉｎｅ）は、幾何学的付勢が、前方角膜平坦化の乏しい孤立した予測であったことであった。この研究の結果は、上皮過形成および支質リモデリングが、ＰＴＫにおける前方平坦化の臨床的大きさの生成の絶対的要件ではないことを明白に示す。
【００５５】
第２のインビトロ研究は、周辺支質肥厚と中心平坦化との間の関係をさらに調べるために実行された。詳細には、対のコントロールのヒトドナーの眼の研究（ｎ＝２０）を、ＰＴＫ誘導周辺支質肥厚を阻害するため、および第二に、急激な角膜平坦化応答を軽減するための技術として、手術後の局所的なグルタルアルデヒド（ＧＴＡ）処置の効力を評価するために行った。それぞれの眼は、カスタムホルダーに個々に載せられ、正常な眼内圧力に膨張され（１５ｍｍＨｇ）、そして脱上皮化された。一次実験において開発される交差プロトコルに従って、所与のドナー対の１つの角膜は、４０分間、１５％デキストラン溶液に浸され、次いで、さらに２０分間４％ＧＴＡ／デキストランに移される；フェロー（ｆｅｌｌｏｗ）コントロールは、６０分間、１５％デキストランに曝露された。それぞれの眼を、引き続いて、１）偽ＰＴＫ、術中水和に起因して薄くなることの原因となるために組み込まれる同じ眼のコントロール相、２）ＰＴＫ（５−ｍｍ直径、１００ｕｍ深さ）、ならびに３）支質架橋の抗膨潤活性を評価するために設計された１時間低浸透圧浸漬相に供した。走査スリットトポグラフィーシステム（Ｏｒｂｓｃａｎ）を使用して、それぞれの実験相の前後に、３連の厚みおよび曲率測定を得た。架橋は、ＰＴＫおよび手術後低浸透圧浸漬の間に周辺支質肥厚を有意に阻害した。さらに、ＰＴＫの間に、架橋角膜は、対のコントロールと比較して、３６％の少ない遠視シフトを示した（ｐ＝０．００１）。この後者の効果の大きさは、ＰＴＫに対する周辺肥厚応答の架橋媒介抑制の大きさに直線的に依存した（ｒ＝０．６８、ｐ＝０．０３）。この結果は、ＰＴＫのドナーモデルの急性の遠視シフトが、コラーゲン架橋試薬の手術前適用によって有意に減少し得ることを示し、従って、角膜周辺における力学的事象が、角膜切除において重要な役割（誘導される中心曲率の変化）を果たすという結論を支持する。曲率変化のこの機構は、現在の手術のアルゴリズムでは説明されず、そして結果における可変性において潜在的に役割を果たす。
【００５６】
（光干渉トポグラフィー：）
光学干渉トポグラフィー（ＯＣＴ）は、１９９０年代からのみ文献に現れた画像化技術である。ＯＣＴ画像化は、組織反射率を示す二次元の断面画像である点で、超音波画像と類似する。しかし、ＯＣＴの場合、画像は、赤外反射率を示し、伝統的な超音波に関連する５０ミクロンの長手方向解像度と比較して、１０ミクロンの長手方向解像度を示す。高い周波数の超音波が２０ミクロンの長手方向解像度を可能にする一方で、それは、角膜を越えて４ｍｍより大きく侵入し得ない。ＯＣＴはまた、３ｍｍの侵入に限定される。しかし、眼の光学的に透明な性質によって、網膜は３ｍｍの深さまで画像化され得る。角膜画像化にために、ＯＣＴは、水浴および局所麻酔を必要とする高周波数の超音波とは異なり、非接触である点でさらなる利点を提供する。
【００５７】
ＯＣＴが作用する原理は、干渉計の原理である。ＯＣＴは、基本的に、被験体の眼が光路の１つの端部に配置される、Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ干渉計である。
【００５８】
（角膜摂動（ｐｅｒｔｕｂａｔｉｏｎ）および生体力学的モデリングによる、生体力学的応答の予測）
ごく最近、二人の外科医と協同して、本発明者らは、Ｋｅｒａｔｒｏｎ　Ｓｃｏｕｔ（携帯型のＰｌａｃｉｄｏベースのトポグラファーである）を使用して、ＬＡＳＩＫフラップの形状を測定した。これは、フラップが切断された直後、反射される前、そして切除の前に、そのフラップのトポグラフィーを得るために手術中に垂直位置で使用され得る。図２２は、この患者の特徴的な「赤色リング」が、生体力学的現象であることを示す。なぜなら、それは、任意の組織が除去される前に現れるからである。フラップを切断することは、示されるモデルによって記載されるのと同じ方法で角膜構造を変化させる。この差異は、切断されたラメラが切除されないが、適所に戻ることである。従って、図２３の差異マップによって示される曲率における１ジオプトリより大きな平均の中心の減少の安定性（フラップを切断することによって単純に作製される）は、公知ではない。調査が現在進行中である。
【００５９】
角膜フラップ（または他の摂動）の切断に続くが、切除の前の角膜測定は、本発明の実施形態の重要な因子である。上に示されるように、フラップについての微小角膜刀切開は、組織のいかなる引き続く除去にも関係なく、角膜の明確な変化を作り出す。ケラトーム切開によって引き起こされる歪みの際分布は、中心角膜を平坦化させ、そして周辺支質基質を厚くし、そして急勾配にする。この再形付けは、近視矯正（すなわち、増加した角膜曲率が処方される矯正）を補助し、そして遠視矯正に不利に働く。
【００６０】
本発明を実行する一つの実施形態において、角膜トポグラフィー、光学干渉トポグラフィー、超音波、屈折および／または波面分析は、外科患者であり得る統計的に十分な数の被験体から、角膜フラップ（または他の角膜摂動）についての微小角膜刀切開の前後両方に使用され、そしてこの差異は、手術後の結果（過小矯正および過剰矯正）を予期しそして達成するために比較される。一旦開発されると、切開の前後の測定の比較によって、フラップ（または他の角膜摂動）を切断した後に測定される変化の関数として、予期される生体力学的応答を説明するための切除手順を調節し得る。好ましくは、これらの調節は、それらのレーザーアルゴリズムに対してレーザー製造業者によってなされる。しかし、既存のレーザーアルゴリズムが生体力学的変化を考慮に入れていないので、本発明はまた、現在のレーザーシステムについての矯正テーブルの開発業者によって、またはこのようなテーブルを使用する外科医によって実行され得る。切除プロフィール調節は、分離手順において切除に先だってなされ得るか、または手術中調節として、摂動の後に、切除の前にリアルタイムでなされ得る。
【００６１】
上に述べられるように、最適な外科手術手順はまた、切除手順自身の生体力学的結果の考察を必要とする。これは、以下によって最もよく実行される：
（１）手術前測定を行うこと；
（２）微小角膜刀切断（または他の角膜摂動）の後であるが、切除手順の前に摂動後測定を行うこと；
（３）手術前測定と摂動後測定との間の差異を比較すること；
（４）摂動後応答の大きさおよびパターンに基づいて、切除アルゴリズムにおける適切な調節を行うこと；そして
（５）この結果に文書を添付するために切除手順の後にさらなる測定を行うこと。本発明を実行する第２の実施形態において、角膜トポグラフィー、光学干渉トポグラフィー、超音波、屈折および／または波面分析は、外科患者である統計的に十分な数の被験体から、手術前および手術後の両方、レーザー屈折手順の後に得られる。手術前データは、個々の角膜の個々の生体力学的数学的モデルの詳細（厚みプロフィール、曲率プロフィール、角膜サイズ）を部分的に規定するために使用される。個々が処置される切除プロフィールが処置され、次いで、このモデルから数学的に層を「除去」するために使用され、手術後のデータは、モデルの最終状態を規定するために使用される。ＰＲＫ、ＬＡＳＩＫおよびＬＡＳＥＫは、それぞれ、異なる数学的モデルを必要とする。なぜなら、除去される組織は、角膜支質内で異なって配置するからである（例えば、ＰＲＫおよびＬＡＳＥＫは、表面切除であり、そしてＬＡＳＩＫは、より深い切除である）。被験体から測定される、手術前状態および手術後状態についての知識によって、このモデルによって達成される最終の予期される手術後状態を、実際の測定される手術後状態に反復的プロセスで、一致させるために、モデルの性質（例えば、ヤング率）が調整され得る。被験体集団内の全ての角膜および全てのモデルについてこのように決定される物質の性質を、手術前集団のデータ（例えば、年齢、性別、人種、コンタクトレンズ装着の年数）、および測定される手術前データ（例えば、厚み、曲率、波面、角膜サイズ）と関連させて、どの手術前パラメーター（特徴および測定の両方）が、物質の性質、従って応答を最も良く予測するかを決定する。これらの矯正を使用して、入力として、手術前データで、出力として、物質の性質を作り出すプログラムを編集する。一旦開発されると、個々の手術前データに沿った、物質の性質のプログラムは、角膜切除に対する個々の応答の予測的な生体力学的モデルを十分に規定するために使用される。モデルの予測によって、予測される生体力学的応答を説明するための切除手順を調節し得る。好ましくは、この調節は、それらのレーザーアルゴリズムに対してレーザー製造業者によってなされる。しかし、既存のレーザーアルゴリズムは、生体力学的変化を考慮しないので、本発明はまた、現在のレーザーシステムについての矯正テーブルの開発業者によって、またはこのようなテーブルを使用する外科医によって実行され得る。
【００６２】
上記のように、最適な外科手順はまた、切除手順自体の生体力学的結果についての考察を必要とする。これは、以下によって最もよく実行される：
（１）手術前測定を行うこと；
（２）手術前データに基づいて生体力学的性質を予測すること；
（３）手術前データおよび予測される物質の性質に基づいて、予測される生体力学的モデルを完全に規定すること；
（４）モデルの予測に基づいて、切除アルゴリズムにおいて適切な調節を行うこと；そして
（５）この結果に文書を添付するために切除手順の後に、さらなる測定を行うこと。
【００６３】
本発明の実施の第三の実施形態において、角膜トポグラフィー、光学干渉トモグラフィー、超音波、屈折、および／または波面解析は、術前に、角膜フラップ（または他の角膜摂動）のための微小角膜切開の前および後の両方で、そして術後に、レーザー屈折手順の後で、手術患者である、実質的に十分な数の被験体から、取得される。この術前データは、個々の角膜の個々の生体力学的数学モデルの詳細（厚みプロフィール、曲率プロフィール、角膜サイズ）を部分的に規定するために用いられる。次いで、個体を処置する切除（アブレーション）プロフィールを用いて、このモデルから層を数学的に除去する。そして術後データを用いてこのモデルの最終状態を規定する。ＰＲＫ、ＬＡＳＩＫ、およびＬＡＳＥＫは、各々異なる数学モデルを必要とする。なぜなら、取り出された組織は、角膜支質内に明白に位置しているからである（例えば、ＰＲＫおよびＬＡＳＥＫは、表面アブレーションであり、そしてＬＡＳＩＫは深部アブレーションである）。被験体から測定された、術前状態および術後状態の知見によって、モデルの特性（例えば、ヤング率）を調節して、反復作業によって、モデルによって得られた最終の予想された術後状態と、実際に測定された術後状態とを適合させることが可能になる。従って、被験体集団内の全ての角膜および全てのモデルについて決定された物質的特徴は、術前の集団データ（例えば、年齢、性別、人種、コンタクトレンズ装着の年）、測定された術前データ（例えば、厚み、曲率、波面、角膜サイズ）、ならびに摂動後データ（どの術前パラメーター（特徴および測定の両方）、および／または摂動後パラメーターが、最もよく、物質の特徴、従って応答を予想するかを決定するため）と相関している。これらの相関関係は、出力として、術前データ、および術後データとともに、出力として、物質の特性を生成するプログラムをコンパイルするために用いられる。一旦開発されれば、物質の特性のプログラムは、個々の術前データおよび摂動後データとともに用いられ、角膜アブレーションに対する個々の応答の推定の生体力学的モデルを完全に規定する。モデル予想によって、術前データおよび術後データに基づいて、切除手順が推定の生体力学的応答を補償するように調節することが可能になる。好ましくは、これらの調節は、レーザーアルゴリズムに対してレーザー製造者によってなされる。しかし、既存のレーザーアルゴリズムは、生体力学的変化に注意を払っていないので、本発明はまた、現在のレーザーシステムに対する訂正表の開発者によって、またはこのような表を用いる外科医によって、実施され得る。アブレーションプロフィールの調節は、別の手順においてアブレーションの前になされ得るか、または術中調整としてリアルタイムで、摂動の後だが、アブレーションの前に、なされ得る。
【００６４】
上記のように、至適の外科手順にはまた、アブレーション手順自体の生体力学的結果の考慮を必要とする。これは、以下によって最もよく実施される：
（１）術前測値をとること；
（２）微小角膜切断（または他の角膜摂動）の後だが、アブレーション手順の前に、摂動後の測定値をとること；
（３）術前データおよび摂動後データに基づいて生体力学的特性を予測すること；
（３）予測された物質特性、術前データ；および摂動後データに基づいて、推定生体力学的モデルを十分に規定すること；
（４）モデル推定値に基づきアブレーションアルゴリズムにおける適切な調節を行うこと；ならびに
（５）アブレーション手順の後にさらなる測定値をとり、結果を文書化すること。
【００６５】
これらのプロセスは、レーザー製造者にによって最も効果的に実施され得る。彼らは既に、Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎらによってもともと提唱されたアルゴリズムに対して経験的な調節を行っており、そして優れた結果を生成するさらなる調節を行うことが切望されているはずである。同様に、角膜治癒プロセスの結果は、考慮されるべきである。これは別の反復プロセスであり、手術後の角膜における生体力学的改変を決定するために、手術の直後、およびその後に特定の間隔で測定値をとる。これはまた、Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎ式に依存しない、トポグラフィーガイドの手順または波面ガイドの手順に基づいて、カスタマイズされたアブレーションに適応可能である。
【００６６】
角膜治癒応答は、上皮、間質およびフラップの厚みを測定するための、ＯＣＴ画像化を用いて特徴付けられる。各試験のために、遠隔部位が８ｍｍの直径内の中央角膜をカバーする放射状スポークパターンにおいて角膜をスキャンするためのソフトウェアを完成するまでは、５つの画像が垂直の経線に必要であり、そして５つが水平の経線において必要である。ＯＣＴの試験を、フラップ境界面を可視化するために、術後直後の１時点に加えて、比較目的のためトポグラフィー測定と同時点：術前、および術後の１日目、１週、１ヶ月、３ヶ月、および６ヶ月で行う。
【００６７】
生体力学的応答は、治癒相による改変を通じて即時であると考えられる。従って、モデルの挙動は、フラップを可視化するために、術直後にとられるＯＣＴ測定を除いて、術後１日、１週、１月、３月、および６月での測定値に基づいて規定される。一旦モデルが完全に特徴付けられ、そして能力が十分であれば、至適化アプローチを用いて新しいアブレーションアルゴリズムを設計する。モデルに対するアブレーションプロフィールを提供することおよび角膜反応を予想することではなく、至適化基準を入力値として用いて、基準を満たすのに必要なアブレーションプロフィールを生成する。例は、最小のアブレーションで標的中央曲率に達するようにアブレーション深度を最小化しながら、アブレーションゾーンの直径を最大化することであり得る。
【００６８】
術後角膜形状、従って視力は、以下の少なくとも３つの因子の関数である：アブレーションプロフィール、治癒プロセス、および構造における変化に対する角膜の生体力学的応答。これらの因子の相互作用についての本発明者らの知識の増大のみによって、ＰＲＫおよびＬＡＳＩＫにおける予測性が改善され得る。これは、新しいアブレーションアルゴリズムおよびガイドされた手順の開発において重要な意味を有する。これは、最終的には達成できない「理想的な」角膜形状を推測的に規定するのではなく、至適化アプローチを目指している。角膜が生体力学的に推測する単なる特定の形状が存在する。例えば、潜在的に望ましい術後の「幅の広い（ｐｒｏｌａｔｅ）」形状を生成する、近視眼手順における末端切断が深いほど、この効果に対抗する、重篤なラメラの数が大きくなり、そして生体力学的中央平坦化応答が大きくなる。アブレーションプロフィールおよび生体力学的応答の両方とも、治癒応答と同様、考慮される必要がある。従って、工程１は、十分にコントロールされた研究において、カスタマイズ化された手順の範囲内に移動する前に、標準的なアブレーションプロフィールに応答する角膜のさらに良好な理解を得ることである。これらのコントロールされた研究における結果的な測定値は、我々が角膜反応を徹底的に問いただすことを可能にするために、過去よりも包括的でなければならない。これは、我々が、推定されたトポグラフィーおよび／または予測された波面（視覚の明瞭度、球、および円柱だけでなく）に関して結論的な誤まりを測定しそして報告するのに必要であることを意味する。
【００６９】
（本発明の特有の属性を実証するサンプル有限要素モデル）
本発明の主な利点は、図２４および２５に示された単純なモデルでのシミュレーションに負の（「インビビション（吸収）」圧力を直接導入することによって得られる。図２４において、インタクトな角膜についてのモデルを、末端で固定された線対称の層化された球状シェルの一部として示す。このモデルは、交互に配置された４つの薄い硬質層（レイヤー）（レイヤー＃１，３，５，７）および３つの厚い軟質層（レイヤー、＃２，４，６）からなる。この単純化したモデルにおいて、コラーゲン線維は、不透明の硬質レイヤーとして概略的にモデル化される。軟質レイヤーは、非常に多孔性であり水で十分に飽和されていると仮定され、これはプロテオグリカンを含むマトリックスまたは基質を意味する。
【００７０】
前に考察したように、実際の角膜の主要な部分（間質）は、厚み全体にわたって３００〜５００を超えるレイヤーからなり、そして各レイヤーは、同じ方向を有する、多数の長いコラーゲン線維によって強化されている。各レイヤーにおけるコラーゲン線維の方向は、異なっており、その結果、面内の強化はおおよそ均一である。このモデルは、レイヤーの数が３００〜５００から７に減らされていることだけでなく、コラーゲン線維が集合的に、個々の長い円筒形状を維持するかわりに、薄い硬質シェルレイヤーであると仮定されるので単純化される。しかし、この単純化されたモデルは、角膜の基本的微細構造が、層化された構造およびラメラ構造として、非常に多孔性であることをともなって、直接この有限要素モデルに組み込まれているという意味では、既存のいずれの角膜有限要素モデルとも有意に異なる。さらに、角膜を形成する基本的な物質（例えば、コラーゲン線維、および基質（プロテオグリカン）、および水）は別々にモデル化される。図２５において、ＰＲＫに関する術後のアブレーションされた角膜の単純なモデルを示す。２つの外層（レイヤー＃１および＃２）の一部をインタクトな角膜モデルから取り出す。
【００７１】
【表１】

＊Ｊ．Ｏ．Ｈｊｏｒｔｄａｌ，Ｒｅｇｉｏｎａｌ　Ｅｌａｓｔｉｃ　Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｈｕｍａｎ　Ｃｏｒｎｅａ，Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ（１９９６）２９，９３１〜９４２。
＊＊Ｔ．Ｊ．Ｓｈｉｎ，Ｒ．Ｐ．Ｖｉｔｏ，Ｌ．Ｗ．Ｊｏｈｎｓｏｎ　ａｎｄ　Ｂ．Ｅ．ＭｃＣａｒｅｙ，Ｔｈｅ　Ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｓｔｒａｉｎ　ｉｎ　ｔｈｅ　Ｈｕｍａｎ　Ｃｏｒｎｅａ（１９９７）３０，４９７〜５０３。
【００７２】
上記の単純なモデルにおいて、硬質レイヤーおよび軟質レイヤーの両方についての全体的材料特性は、直線的に弾性でありそして等方性であると仮定される。この弾性率は、文献からとられる。前に考察されたように、軟質レイヤーは、非常に多孔性の材料であると仮定される。液体充填された多孔性材料についての既存の理論（Ｋａｔｓｕｂｅ，１９８５；ＫａｔｓｕｂｅおよびＣａｒｒｏｌｌ，１９８７ａ，ｂ）に基づいて、この多孔性材料の仮定は、さらなる弾性材料パラメーター（例えば、孔のない軟質レイヤーの固体マトリックス材料の体積弾性率）を要する。マトリックス（孔なし）自体の体積弾性率の物理的測定は、非常に困難であり、そして文献では報告されていない。単純なモデルにおいて、この体積弾性率は、無限であると仮定され、そしてマトリックス自体（孔なし）自体は、圧縮できないと仮定される。この仮定は、合理的である。なぜなら、マトリックスの体積分率は角膜中で非常に低く、そして軟質レイヤーの圧縮または膨張の体積のかなりが、このマトリックスの変形を通じて孔空隙圧縮または膨張をもたらし得るからである。
【００７３】
孔内部圧力に起因する多孔性固体物質の体積膨張は、温度上昇による容積の温度膨張に類似であるが、その物理的機構は全く異なる。従って、孔内部圧力に起因するこの容積変化は、（乾燥）多孔性材料（液体なし）の材料特性および固体マトリックス（孔なし）の材料特性が既知であるという仮定では、市販の任意の有限要素コードにおける熱膨張条件で置き換えられ得る。
【００７４】
図２４に示すように、角膜の後部表面上に付与した１５ｍｍＨｇの大きさの眼内圧力に加えて、６０ｍｍＨｇの大きさの負の（「インビビション（吸収）」）圧力を、非常に多孔性のレイヤー＃２、＃４、および＃６の孔の境界にわたって均一に付与する。このシミュレーションの実行において、４節の線対称の要素を有する市販の有限要素コードＡＢＡＱＵＳを使用する。図ＮＫ２において、負の（「インビビション（吸収）」）圧力を、多孔性レイヤー＃４、および＃６にのみ付与し、そして中央にアブレーションしたかまたは切断した多孔性レイヤー＃２に、ゼロの孔圧力を想定する。この単純化された仮定は、液体の動きが、実際の角膜の層化された性質に起因して面外方向でなく、面内方向で生じる可能性が高いという事実に基づく。内部流体は、このレイヤーが切断される位置で大気圧に突然曝されるので、内分圧力は、レイヤー＃２ではゼロと等しく設定する。
【００７５】
（サンプル有限要素モデルに基づく結果）
インタクトな角膜モデルに対する球状表面Ｂの外形（軟質レイヤー＃２と硬質レイヤー＃３との間の界面）（図２４）、およびアブレーションされたまたは切断された角膜モデル（図２５）を図２６にプロットする。置き換えを１０倍に拡大しており、その結果手術の前および後の比較は視覚的に観察可能である。球状表面Ｂは手術後平坦化する。手術に起因するこの平坦化は、本出願の前部分に記載した臨床的に観察された結果によって支持されるように、概念上のモデルと同じ傾向を示す。
【００７６】
以前に考察されたように、屈折の手術の既存の方法の全てにおいて、角膜が多孔性材料であるという事実は、無視される。代わりに、角膜は固体材料として処理される。従って、内部孔境界を通じて角膜の内側に付与された負の（「インビビション（吸収）」）圧力は、考慮されない。これらの相違を解明するため、本発明者らは、軟質レイヤー＃２、＃４、および＃６内の負の（「インビビション（吸収）」）圧力をゼロに等しく設定することによって、手術の前および後に、球状表面Ｂの変形をプロットする。図２７に明確に示されるように、球状表面Ｂは、手術後に***する。これは、手術の臨床的結果とは一致しない。角膜の中央部分が、組織の除去に起因して剛性が低いことのせいで、この***は生じ、従って手術後さらに変形する。
【００７７】
既存のシミュレーションと本発明に基づくシミュレーションとの間の相違をさらに実証するため、手術の前後に変改された全体的な角膜の形状を、２つの異なるアプローチに基づいて比較する。図２８において、インタクトな、およびアブレーションされたまたは切断された角膜モデルの変形された全体的角膜形状を、軟質レイヤーについての液体充填した多孔性材料の仮定に基づいて比較する。アブレーション後のこの角膜の末梢部分は、アブレーション前の末端部分よりも厚い。この末端の肥厚は、本出願の前部分で記載した、臨床的結果によって支持される概念的モデルに適合する。図２９において、インタクトな、およびアブレーションされたまたは切断された角膜モデルの変形された全体的角膜形状を、軟質レイヤーについての固体材料の仮定に基づいて比較する。図２８に示される液体充填した多孔性材料の仮定に基づいて結果とは反対に、アブレーション後の末梢肥厚は観察されない。従って、固体材料の仮定に基づく既存のシミュレーションは、本出願において記載された、レーザー屈折手術後の臨床結果と一致しない。
【００７８】
アブレーション深度依存性の生体力学的応答を記載しており、この結果、アブレーションするほど平坦化することを意味する。２セットのレイヤーアブレーションについて、予備的な計算を行う。ここで層＃１，２，３，４（図ＮＫ２における＃１および＃２に代わって）の一部を、アブレーションまたは切断する。軟質レイヤーの液体充填した多孔性材料の仮定に基づいて、さらなる平坦化が観察される。しかし、軟質レイヤーの固体材料の仮定に基づいて、さらなる***が観察される。これの理由は、角膜の中央部分の構造的剛直性が、さらなる薄化によってさらに侵食されるせいである。従って、本出願において支持された臨床的傾向は、本発明に基づくシミュレーションに基づいて再現されるが、一方、既存の方法に基づくシミュレーションによって悪い傾向が再現される。
【００７９】
さらに、近眼視の手順についての現在の年齢ノモグラフによれば、一般に、年齢が上昇するにつれて、同じレベルの補正を得るためのアブレーションの必要が少なくなる傾向である。高齢の個体の角膜は若年個体の角膜よりも固くなる傾向であることも公知である。ここに示した単純な有限要素モデルに基づく事前のパラメトリック研究によって、線維（ファイバー）のヤング率（レイヤー＃１，３，５，７）が、１０分の１に減少し、角膜表面の中央部分における平坦化の減少が観察されることが実証される。従って、近視眼手順のための基本的な年齢モノグラフの傾向は、この革新的なモデルを用いて再現される。
【００８０】
本発明の重要性は、これらの単純なサンプルモデルを通じて実証される。負の（「インビビション」）圧力を、シミュレーション中の角膜の内側に直接組み込むことなしには、ＬＡＳＩＫまたはＰＲＫに関する非常に基本的な臨床的に公知の結果は、適切にモデル化され得ない。
【００８１】
（サンプル有限要素モデルの拡張）
屈折手術の既存のシミュレーションのいくつかにおいて、角膜中の負の（「インビビション」）圧力に起因する***は、「水和」に関して間接的に考察されている（Ｒｏｙら、１９９６）。しかし、角膜が非常に多孔性であるという明白な概念は直接的には形成中にモデル化されない。従って、角膜中の液体と固体構造体との間に分離はなく、そして角膜は、「水和された」固体材料として処理される。負の（「インビビション」）圧力の直接的な組み込み、および形成中への屈折手術に起因するこの圧力の位置（および時間）依存性の変化は、文献中には決して報告されていない。
【００８２】
これは、本発明のモデリングの重要な部分が、屈折性手術の他の既存のシミュレーションの全てに対して容易に拡張可能であるという事実をもたらす（Ｒ．Ｐ．Ｖｉｔｏ，Ｔ．Ｊ．Ｓｈｉｎ，およびＢ．Ｅ．ＭｃＣａｒｅｙ，「Ａ　Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ　Ｍｏｄｅｌ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｃｏｒｎｅａ：Ｔｈｅ　Ｅｆｆｅｃｔｓ　ｏｆ　Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ　ａｎｄ　Ｓｕｒｇｉｃａｌ　Ｆａｃｔｏｒｓ　ｏｎ　Ｒａｄｉａｌ　Ｋｅｒａｔｏｔｏｍｙ　Ｓｕｒｇｅｒｙ」、Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ＆Ｃｏｒｎｅａｌ　Ｓｕｒｇｅｒｙ，１９８９，ｐ８２〜８８．Ｐ．ＰｉｎｓｋｙおよびＤ．Ｖ．Ｄａｔｙｅ，「Ａ　Ｍｉｃｒｏｓｔｒｕｃｔｕｒａｌｌｙ−Ｂａｓｅｄ　Ｆｉｎｉｔｅ　Ｅｌｅｍｅｎｔ　Ｍｏｄｅｌ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｉｎｃｉｓｅｄ　Ｈｕｍａｎ　Ｃｏｒｎｅａ」Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ、第２４巻、１９９１、第９０７〜９２２頁．Ｐ．ＰｉｎｓｋｙおよびＤ．Ｖ．Ｄａｔｙｅ，「Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ　Ｍｏｄｅｌｉｎｇ　ｏｆ　Ｒａｄｉａｌ　Ａｓｔｉｇｍａｔｉｃ，ａｎｄ　Ｈｅｘａｇｏｎａｌ　Ｋｅｒａｔｏｔｏｍｙ」、Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ＆Ｃｏｒｎｅａｌ　Ｓｕｒｇｅｒｙ、第８巻、１９９２年、第１６４〜１７２頁．Ｋ．Ｄ．Ｈａｎｎａ，Ｆ．Ｅ．Ｊｏｕｖｅ，Ｇ．Ｏ．Ｗａｒｉｎｇ，ａｎｄ　Ｐ．Ｈ．Ｃｉａｒｉｅｔ，「Ｃｏｍｐｕｔｅｒ　Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ａｒｃｕａｔｅ　Ｋｅｒａｔｏｔｏｍｙ　ｆｏｒ　Ａｓｔｉｇｍａｔｉｓｍ」Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ＆Ｃｏｒｎｅａｌ　Ｓｕｒｇｅｒｙ、第８巻、１９９２、第１５２〜１６３頁、Ｐ．Ｒｏｙ，Ｗ．Ｍ．Ｐｅｔｒｏｌｌ，Ａ．Ｅ．ＭｃＫｉｎｎｅｙ　ａｎ　Ｃ．Ｊ．Ｃｈｕｏｎｇ，「Ｃｏｍｐｕｔａｔｉｏｎａｌ　Ｍｏｄｅｌｓ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｅｆｆｅｃｔｓ　ｏｆ　Ｈｙｄｒａｔｉｏｎ　ｏｎ　Ｃｏｒｎｅａｌ　Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ　ａｎｄ　Ｒｅｓｕｌｔｓ　ｏｆ　Ｒａｄｉａｌ　Ｋｅｒａｔｏｔｏｍｙ」、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ　Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｆ　ｔｈｅ　ＡＳＭＥ、第１１８巻、１９９６、第２５５〜２５８頁．Ｍ．Ｒ．Ｂｒｙａｎｔ，Ｖ．Ｍａｒｃｈｉｍ　Ｔ．Ｊｕｈａｓｚ，「Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌ　Ｍｏｄｅｌｓ　ｏｆ　Ｐｉｃｏｓｅｃｏｎｄ　Ｌａｓｅｒ　Ｋｅｒａｔｏｍｉｌｅｕｓｉｓ　ｆｏｒ　Ｈｉｇｈ　Ｍｙｏｐｉａ」、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ　Ｓｕｒｇｅｒｙ、第１６巻、２０００、第１５５〜１６２頁）。以前に考察したように、既存のシミュレーションにおいて、角膜は、均質な「水和した」固体材料として処理される。行うために本発明者らに必要な全ては、この均質な「水和した」固体材料が、実際に「等価な」均質な固体材料であり、そしてこの「等価な」均質な固体材料が、孔を有しそして孔が水で充填されているという意味で実際に非常に不均質であることを、形成を通じて明確にすることである。
【００８３】
概念的に述べれば、多孔性度（多孔性の固体材料の単位容積あたりの孔容積）は、等価な均質性物質の各ポイントで導入され得、そして孔内部圧力による変形（既存の方法においては失われている）が考慮され得る。理論的に述べれば、孔内部圧力による体積膨張は、温度変化に起因する熱膨張を模倣することによってシミュレートされ得る。角膜内側の孔圧力の特定の値を考慮すれば、この置換は、多孔性固体材料（固体マトリックスおよび孔）の全体的材料特性、および固体マトリックス（孔なし）の全体的材料特性を知ることによってなされ得る。例示的モデルにおいて説明されるように、角膜は非常に多孔性であるので、かなりの全体的体積変化が、固体マトリックス（孔なし）の膨張または圧縮ではなく、孔空隙の変化をもたらし得る。従って、固体マトリックス（孔なし）の非圧縮製の単純化された仮定を使用することによって、所定の孔圧力に起因する膨張は、熱膨張期間を通じてシミュレートされ得る。これは、非常に多孔性の角膜の孔境界に付与された負の（「インビビション」）圧力の直接の組み込みをもたらす。この方法では、既存のシミュレーションは、手術に対する角膜の生体力学的応答において、角膜の内側に位置依存性の負の（「インビビション」）圧力の効果を含むように改変され得る。
【００８４】
単純な例示的モデルにおいて、直線的に弾性でありかつ等方性の物質の仮定を使用する。しかし、材料応答の仮定は、異方性モデルおよび／または非線形モデルに拡大され得る。従って、液体充填した多孔性材料に関する既存の理論の基本的な理論を、既存のシミュレーションへ組み込むことによって、本発明者らは、他の全ての屈折手術に対する既存のシミュレーションを有意に改善し得る。
【００８５】
簡易化された例示的モデルにおいて、硬質レイヤー（コラーゲン線維を示す）、および軟質レイヤー（マトリックスまたは基質を示す）および水を別々にモデル化する。しかし、この層化された構造は、ＫａｔｓｕｂｅおよびＷｕによって層化された構造のための複合材料モデルの基礎において「等価な」均質性の異方性材料としてモデル化され得る（「Ａ　Ｃｏｎｓｔｉｔｕｔｉｖｅ　Ｔｈｅｏｒｙ　ｆｏｒ　Ｐｏｒｏｕｓ　Ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ　Ｍａｔｅｒｉａｌｓ」、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｓｏｌｉｄｓ　ａｎｄ　Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ、第３５巻、４５８７〜４５９６頁、１９９８）。各レイヤーの体積分立（厚み比）および「等価な」均質な材料の各ポイントでの空隙率を導入することによって、角膜の内側の線維および基質および水の変形が、単一の連続モデルの枠組み（フレームワーク）内に分離され得る。この均質化技術は再度、既存のシミュレーションに対してさらに詳細な微細構造を導入するためのツールとして用いられ得る。微小構造に関する詳細な情報がこのモデル化に導入される場合、さらに詳細な情報がシミュレーションから得られ得る。上記の分析的な方法に加えて、さらに微細構造をモデル化に導入するこれらのプロセスがまた、マクロ−ミクロの数的シミュレーションのいくつかのレベルを単に実行することによって、達成され得る。例えば、最小スケールのレベルでは、個々のコラーゲン線維の局所的な位置的配置（配向）がモデル化され得る。さらに、コラーゲン線維の再配向およびストレッチ、ならびに個々のコラーゲン線維の波動構造がまた、別々にモデル化され得る。これらの小規模レベルのモデルは、層化された構造的モデルの中規模のレベルに組み込まれ得る。得られた中規模のレベルのモデルは、角膜変形の大規模境界値問題にさらに組み込まれ得る。
【００８６】
例示的モデルを、単に本発明の重要なアイデアを実証するために用いる。同じアイデアが、種々の他の因子（液体の時間依存性の動きおよび電気化学的考慮）を含むように拡大され得る。流体フローの最初の境界値問題は、角膜変形の時間依存性性質がモデル化され得るように、モデルシミュレーションに加えられ得る。角膜の上記の純粋に力学的な懸念に加えて、電気化学的バランスおよびイオン輸送がこのモデルシミュレーションに加えられ得る。イオンおよび流体の輸送現象は、組み合わされ、そして両方が角膜の変形に影響する。両方の場合とも、負の（「インビビション」）期間の直接組み込みは、最初の境界値問題を解決するのに非常に重要になる。なぜなら、アブレーションされた表面または切断された表面で生じる大気圧は、境界的条件として特定され得るからである。
【００８７】
本発明に基づく単純な有限要素モデルは、文献中の既存のモデルと反対に、レーザー屈折手術に対する角膜の応答において正しい傾向を予測し得る。幾何学および微小構造における微小な調節において、本発明を記載するために用いられる単純なモデルは、屈折矯正手順の結果において一般的な傾向を予測するのに直ちに有用である。
【００８８】
ＬＡＳＩＫ手順において、フラップが、微小角膜切開刀（ｍｉｃｒｏｋｅｒａｔｏｍｅ）によってまず作製され、次いで角膜アブレーションが実施される。アブレーション後、ヒンジで動くようにされたフラップは、そのもとの位置に配置される。本発明に基づくシミュレーションのさらなる強化の際、このモデルに関する材料特性は、フラップ作製に起因する（ただしアブレーションの前）角膜の生体力学的応答から、逆算され得る。次いで、アブレーションに起因する力学的反応は、シミュレートされ得、そして術後条件が、モデルシミュレーションに基づいて予測され得る。この情報は、医師が、実際のアブレーションの前に手術に対する決定を行うことを補助し得る。従って、本発明は、屈折手術の成功率を上昇するのに非常に有用であり得る。
【００８９】
（屈折矯正手術のための集積システム）
本発明のモデル化、至適化およびアルゴリズム補正は、書面による計算によって、またはコンピューターシステムを介した実行によって達成され得る。数学的なコンピューターモデリング、コンピュータープログラミング、ならびにデータベース操作および管理の当業者は、本明細書において記載される方法およびシステムが、ソフトウェアベースであり得、そしてコンピューターシステムによって実施され得ることを容易に理解する。
【００９０】
例えば、中央演算処理装置、記録媒体（例えば、磁気ハードドライブ）、ディスプレイデバイス（例えば、モニター）、および入力デバイス（例えば、キーボードおよび／またはマウス）を備えるコンピューターが、本発明の方法を実施するために用いられ得る。術前および術後の測定値を、キー打ちによって、または他の同様の方法（別のコンピューターまたは類似の機械に入力した測定値の直接データ移動を含む）によってこのコンピューターシステムに入力する。切除手順のための既存のアルゴリズムを、任意の適切な方法によってデジタル形式で入力し得る。さらなる実験的データ、決定論的なデータ、または他のデータを、任意の適切な方法によってコンピューターに入力し得る。
【００９１】
コンピューターに入力されたデータは、適切な方法（読み出し専用メモリー（ＲＡＭ）、または他の記録デバイス（例えば、ハードディスクドライブ）を含む）によって記録される。
【００９２】
入力したデータ項目および／または記録したデータ項目の解析および比較は、記録したデータの相対的な値を比較するコンピューター上での適切なソフトウェアアルゴリズムを実行することによって達成される。切除手順のための既存のアルゴリズムの調節を、データ記録からの切除手順を取り出すこと、およびそれを改変することによって達成する。改変したアルゴリズムは、手術中再記録されるかまたは実行される。
【００９３】
本発明によって誘導されるデータまたは作成されたデータを、任意の適切な方法（適切なコンピューター読み出し可能な媒体での記録を含む）によってコンピューターに記録する。適切なコンピューター読み取り可能な媒体の例は、ＲＡＭまたは磁気ハードディスクである。データの性質に依存して、データは、このようなコンピューター読み取り可能な媒体において、表または他の適切なデータ構造に記録され得る。データベースの当業者は、複数のタイプのデータ構造が本発明のもとで適切であることを容易に理解する。
【００９４】
モデル化は、数学的なモデル化アルゴリズムと組み合わせて記録されたデータを用いるコンピューター上で適切なソフトウェアアルゴリズムを実行することによって達成される。コンピューターモデル化の当業者は、多くの適切なソフトウェアモデル化用途が、本発明のもとで利用可能でありかつ適切であることを容易に理解する。
【００９５】
本発明の方法を実行するコンピューターシステムは、角膜手術の間に用いられ得る。データは、手術プロセスの間にこのようなコンピューターシステムに入力され得、そしてコンピューターシステムは、手術の間に応答性のデータを出力する。例えば、手術において外科医または他の人が、コンピューターに術前測定値を入力する。コンピューター（本発明を実行する）は、このような測定値に基づいてアブレーションの詳細を決定する。切開切断または他の摂動の後、全ての測定値が共通の参照軸を共有することを可能にするように、レーザーと統合されている診断デバイス（角膜トポグラフィー、波面アナライザー、光学干渉トポグラフィー、超音波）によって摂動後測定値を得る。これらのデータを集積（統合）システムを介してコンピューターに入力する。コンピューターは、アブレーションに対する調節された詳細を決定し、そしてこのような調節を外科医に出力する。外科医は、調節された詳細を有するアブレーションを実行する。
【００９６】
本発明の方法を実行するコンピューターシステムをまた角膜手術の前に用いて、入力されたデータに基づいて生化学的モデルを作成し得る。本発明の方法を実行するコンピューターシステムをまた、角膜手術に引き続いて用いて、手術からのデータを生体力学的モデル化に用いられるように補正し得る。
【００９７】
（カスタマイズされた切除手順における角膜の生体力学の影響は何か？）
上記の研究によって、角膜の生体力学（微小角膜切開から生じる角膜の新生、切除術から生じる角膜の中央領域および周囲の末梢領域の両方の新生、ならびに術後治癒によって生成された新生を含む）が、個々の患者のために真にカスタマイズされた切除手順を確立することを明らかにするはずであることが明白に示される。現在の切除アルゴリズムは、これらの生体力学的因子を十分に反映しない。従って、今日までの外科的結果は頻繁に、達成可能な至適の目的に不足していた。しかし、幸運にも診断装置および外科装置（例えば、角膜トポグラフィー、光学干渉トモグラファー、波面アナライザー、およびレンズ）の製造業者、および外科医は、本明細書に記載の手順および装置を用いて、これらの因子を明らかにし得る。残りの屈折矯正空気の±１ジオプターを有する、２０／４０の視覚的明瞭度はもはや、ＬＡＳＩＫ標準手術またはＰＲＫ標準手術についての受容可能な結果ではないはずである。最小アブレーションで、２０／２０または２０／１０の視覚的明瞭度は、ほとんどの患者に達成可能であるはずである。
【００９８】
カスタマイズされたレーザー屈折矯正手術の未来についての最終結果は何か？本発明者らは、術後形状および視力をさらに良好に予測できるのか？本発明者らは、最小化されたアブレーションで２０／１０の視覚的明瞭度へ到達できるのか？本発明者らが、最終の角膜形状および視覚の結果に寄与する、コントロール可能なおよび／または予測可能なソースを解明する場合、絶対に達成可能なゴールが存在する。レーザーアブレーションを「ガイドする」ためにはどんな実行が重要であるのか？波面解析および角膜トポグラフィーの両方とも、至適化された結果を構成的に達成するためにレーザープロフィールをプログラムすることを必要とする可能性が高い。波面解析は、アブレーションを測定し最小化するために必要な手段を提供する。トポグラフィーは、まだ解明されていない方法で、本発明者らが生体力学的角膜応答を測定し、そして予測することを助ける。カスタマイズ化されたレーザー屈折矯正手術の未来は、確実に明るい。角膜手術、またはこれらの手順のための診断装置もしくは手術装置の開発の当業者は、本明細書において記載される方法および装置が、角膜手術において劇的な改善をもたらし得ることを容易に理解する。当然ながら、彼らはまた、単に例示であるこれらの手順および装置において、多くの改変がなされ得ることを理解する。これらの例示は、本発明の範囲を限定することを意図せず、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲によって規定される。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、近視の矯正のための単純な「形状減法」の典型の概略である。
【図２】図２は、近視の切除（左）および遠視の切除（右）のための、屈折手術の形状減法モデルの概略図である。
【図３】図３は、術後から手術前を減算した差異のマップ：高度マップ（左上）、厚み計によるマップ（左下）、測地的曲率マップ（右上）および軸方向マップ（右下）を示す。
【図４】図４は、ＬＡＳＩＫ手順の後の、測地的曲率差異マップ（術後−手術前）である。
【図５】図５は、近視のＬＡＳＩＫ手順の後の、厚み計による差異のマップ（術後−手術前）である。
【図６】図６は、ＬＡＳＩＫ補正からの、術後から手術前を減算した差異マップである。
【図７】図７は、図６と同じ被験体に対する、実際の局所解剖学から推定術後局所解剖学を減算した、誤差マップである。
【図８】図８は、Ａ）手術前の高度マップ（左）および測地的曲率マップ（右）；Ｂ）術後の高度マップ（左）および測地的曲率マップ（右）；ならびにＣ）高度誤差マップ（左）および測地的曲率誤差マップ（右）を示す。
【図９】図９は、Ａ）手術前の高度マップ（左）および測地的曲率マップ（右）；Ｂ）術後の高度マップ（左）および測地的曲率マップ（右）；ならびにＣ）高度誤差マップ（左）および測地的曲率誤差（右）マップを示す。
【図１０】図１０は、曲率に対する上部領域（上のプロット）および下部領域（下のプロット）の、周辺間質の厚みの回帰分析を示す。
【図１１】図１１は、切断された角膜層の直接的な結果としての、生体力学的な中心平坦化を予測する、概念モデルである。
【図１２】図１２は、Ａ）層間粘着強度およびＢ）層間せん断強度によって記載される力の、概略図である。
【図１３】図１３は、一次遠視および二次遠視に関するＬＡＳＩＫモノグラムに対する、生体力学の影響を示す。
【図１４】図１４は、ＰＲＫの６ヶ月後に計算された、サンプル切除深さプロフィールを示す。
【図１５】図１５は、平坦化した切除プロフィールと、測定された局所解剖学的高度差異マップとの間の比較である。
【図１６】図１６は、１０人の正常被験体の２０個の眼の反復測定間の、平均差異マップである。
【図１７】図１７は、ＬＡＳＩＫ手術の１日後と手術前状態との間の平均差異マップである。
【図１８】図１８は、ＬＡＳＩＫ手術の１ヶ月後と手術前状態との間の平均差異マップである。
【図１９】図１９は、ＬＡＳＩＫ手術を受け、そして手術前および手術の６ヶ月後にＯｒｂｓｃａｎ角膜局所解剖を受けた患者に対する、周辺において増加した曲率（右上）、高度（左上）、および厚み（左下）の、複合差異マップを示す。
【図２０】図２０は、角膜の中心領域（Ａ）、下部領域（Ｂ）および上部領域（Ｃ）の視像の図を示す。
【図２１】図２１は、中心の曲率シフト対局所的な周囲間質の厚み変化のグラフである。
【図２２】図２２は、患者がＬＡＳＩＫ手順のために仰向きである間にとった、手術前（左上）および曲率（左下）の局所解剖学を示す。
【図２３】図２３は、カスタマイズされたソフトウェアを使用して計算および表示した、図２２の患者に対する手術前とフラップ形成後との間の、曲率差異マップである。同じ患者に対する、フラップ形成後と術後との間の曲率差異マップである。
【図２４】図２４は、末端で固定された軸対称の層状球のシェルの一部として表される、インタクトな角膜に対するモデルである。
【図２５】図２５は、ＰＲＫ手術またはＬＡＳＩＫ手術の後に切断された角膜に対するモデルである。
【図２６】図２６は、角膜が流体で満たされた多孔性材料であるという仮定に基づく、手術後のモデル角膜の平坦化を示す。
【図２７】図２７は、角膜が固体材料であるという仮定に基づく、手術後のモデル角膜の腫脹を示す。
【図２８】図２８は、２つの異なる仮定での、インタクトな角膜モデルおよび切断された角膜モデルに対する、角膜全体の変形形状を比較する。
【図２９】図２９は、２つの異なる仮定での、インタクトな角膜モデルおよび切断された角膜モデルに対する、角膜全体の変形形状を比較する。[0001]
(Field of the Invention)
The present invention relates generally to the field of vision correction, and more particularly, to methods involving ocular biomechanics / biomechanics to provide ultimately improved vision to a patient via refractive correction. And equipment.
[0002]
(Background of the Invention)
The future of laser refractive surgery is very exciting. Because it is entering a new millennium with the potential for constantly improved post-operative visual performance. In the past, the goal of surgery was 20/20 vision, with zero residual refractive error. The criteria for a "successful" procedure were functionally broadened to 20/40 or more with a residual refractive error of ± 1 diopter. However, neither surgeons nor prospective patients seem to be satisfied with such rough data on visual performance. Therefore, considerable research effort has been expended to develop "customized" procedures for each individual patient. The goal of the new final surgery is 20/10 vision in postoperative vision without aberrations. But how can these very high goals be achieved? First, the laser was improved by the development of a scanning spot system, as opposed to a first generation broad beam system. These scanning systems have made areas where customized procedures can be performed. Second, more comprehensive and sophisticated input data may be used to "guide" the laser based on individual patient data, as opposed to simple spheres or cylinders in the past. Two types of approaches are currently being explored (wavefront and local anatomy guidance procedures). Although early results are promising, none of the approaches has shown "consistent" superior results over unguided procedures in controlled scientific research. Is a piece of the puzzle with perfect vision still missing? Is there a further complementary approach for “customization” that still needs to occur? Will we go beyond understanding how these procedures can be implemented for optimal success?
[0003]
About 60% of Americans have refractive errors, and millions of people worldwide are myopic. Thousands of laser refractive surgery are performed annually to correct myopia. These procedures ultimately affect a vast number of individuals worldwide, and yet, the response of the cornea to laser ablation is poorly understood. Approximately 15-50% of many treated individuals do not achieve 20/20 vision, which is interpreted as a very large number considering the extreme prevalence of refractive surgery. You. To improve the overall quality of vision in this vast group of people, it is important that the number of patients achieving target vision increase.
[0004]
In the quest for an ideal corneal ablation, a major obstacle still to be overcome is the "corneal response" to ablation, which is the success of both topographically guided and wavefront guided customized procedures. Impact) is inadequate for current models to predict. In its current state, the process of ablation design relies on a "black box" approach. In this approach, the “input” variable (the ablation algorithm) is replaced by the “output” variable (the ablation algorithm), while the physical interface between the input and output (the actual mechanism of interaction between all relevant components) is greatly ignored. An enormous effort is made to link to refractive errors, vision, glare, aberrations, patient satisfaction, etc.). The outcome of resection and surgery is ultimately tied at two levels: deterministic causality, determined by physical reality, and rooted in likelihood, and the same in large clinical trials Statistical relationships defined in retrospective regression analysis of variables. In contrast to simple corneal shapes, the ability to objectively measure eye performance is important for "customizing" the ablation algorithm and for producing an overall improvement in vision results after refractive surgery. is there. The topography of the anterior surface of the cornea cannot account for the contribution of optically important structures inside the eye, such as the posterior surface of the cornea and the lens. If the laser is strictly programmed with anterior topographical data, the correction is at best incomplete and, in the worst case, completely inadequate. Therefore, wavefront analysis is clearly important, especially when the end goal is to correct higher order aberrations with the sphere and cylinder. However, the question of whether wavefront analysis alone is sufficient to completely predict the results of visual acuity must be questioned. Does wavefront analysis replace corneal topography in the search for a perfect "aberration-free" guided procedure? Or, on the other hand, is the piece of the puzzle still missing? If so, can corneal topography supplement the wavefront data and help complete the situation of the corneal response?
[0005]
The first attempt at photorefractive keratotomy (PRK) used a simple model presented by Munnerlyn et al. Cataact Refract Surg. 1988; 14: 46-52). The cornea was modeled as two refractive surfaces with a bulk material of known refractive index in between. In the treatment of myopia, the objective was to increase the radius of curvature on the front side, thereby reducing the curvature of the front surface, as shown in FIG. A simple geometric formula was obtained, which assumed that the target corneal shape was a function of the ablation profile only. It is based on a geometrical approach to tissue removal and secondary curvature changes, where the final corneal shape is thought to be determined only by how much tissue is "drawn" by the laser It can be considered typical of "shape subtraction". Essentially, the cornea is a piece of plastic that is engraved into an "ideal" topography.
[0006]
The formula described by Munnerlyn et al. Still serves as a starting point for developing current ablation algorithms. For myopic ablation, the pre-operative cornea is modeled as a sphere of greater curvature than the desired post-operative cornea, which is also modeled as a sphere. The desired post-operative corneal apex has been displaced from the pre-operative cornea by a maximum ablation depth, which is determined by the size of the ablation zone. Intervening tissue is simply removed or "pulled" to produce the end result. This is illustrated in FIG. 2 for myopic and hyperopic profiles, which are similar in concept but have different flat ablation profiles that result in increased post-operative curvature. This concept is referred to as the "shape subtraction" model of refractive surgery, and treats the cornea as if it were a homogeneous structure like a piece of plastic. The typical form of imperfect shape subtraction penetrates current thinking about refractive surgery and forms the basis for both topographic and wavefront guiding means.
[0007]
Munnerlyn's approach, in combination with experimental experience, has been relatively successful in correcting spherical and cylindrical errors for most of the patient population to date. However, despite being more than 90% satisfied, a significant number of individuals have “not” achieved 20/20 vision (only 50-85% depending on the reporter, / 20). In addition, significant post-operative optical aberrations result from the use of conventional algorithms, thus further approaching the development of reduced aberration ablation profiles.
[0008]
After PRK acceptance, laser in situ keratoplasty (LASIK) was proposed as an alternative procedure. LASIK involves cutting a thin corneal flap of tissue, cutting through the interstitial bed, and returning the flap. LASIK is becoming increasingly popular. LASIK is associated with less pain and faster vision recovery. In addition, preservation of the corneal epithelium in LASIK is believed to minimize regression. However, ultimately, both procedures produce similar vision results.
[0009]
If these procedures do not consistently produce the expected refraction results, it becomes clear that the model was inadequate. Increasing assessment of the complexity of the corneal response associated with the rapidly growing entity of clinical experience has led to a more experimental approach to algorithm design. Current ablation algorithms are proprietary to particular manufacturers, and it is not known how similar these algorithms are to the original equations. However, it is believed that the resection profile has been experimentally modified with actual clinical data based on experience.
[0010]
Of the wide variety of possible input variables, the ablation algorithm is the most sensitively controllable. As a result, this is often the sole focus of refractive control in developing sophisticated corneal ablation routines based on topography and / or wavefront analysis. However, models of corneal response that have affected unpredictability in non-customized procedures still affect refraction results and overall visual performance. Although experimentally modified ablation algorithms have yielded reasonable results in many patients, they do not appear to provide the individual predictability desired by the surgeon and increasingly required by the patient. Furthermore, algorithms derived from these stochastic models are optimized for "mean population" responses rather than "individual" responses, and some prediction error is inevitable. The current practical approach for excimer laser refractive surgery has been one of the iterations between excision prescription and surgical response, most surgical decisions have been made at the experimental level, and It has been confused by incomplete practical knowledge of the physical behavior of the cornea after resection. Individual surgeons use their own "fake" factors, making statistical analysis of the results difficult. Therefore, the future fundamental challenge of custom keratotomy is to develop a definitive model that can be successfully applied to individual patients, rather than relying heavily on experimental modifications. The key biomechanical determinants of corneal response to excimer laser ablation and the rationale for inclusion in customized corneal ablation models provided herein have been previously recognized in the ablation procedure. Did not.
[0011]
The cornea has been modeled as a biomechanical structure for refractive procedures that do not rely on excimer laser ablation (eg, radial keratotomy) (Roy et al., 1996; Hanna et al., 1992; Vito et al., 1989; Bryanant). Et al., 2000; Pinsky and Datay, 1991a, b). In these existing numerical models for refractive surgery, the cornea is assumed to be a solid material and the effects of surgically induced structural changes (incision or other procedures) on corneal deformation ) Are investigated. The only mechanical loading condition used in these situations is the intraocular pressure applied to the posterior surface of the cornea. However, living human corneas are very porous and are filled with biological fluids. In fact, it is believed that 80% by weight is water. Also, the corneal endothelium acts as a biological “fluid pump” and maintains the conditions of relative dehydration at negative interstitial pressures (about 50-60 mmHg below atmospheric pressure) called “water absorption pressure”. Further, the microstructure of the corneal stroma consists of about 300-500 lamellar layers throughout its thickness. Each layer consists of collagen fibers supported by a matrix consisting of "proteoglycans" and water. When living human cornea is dissected or excised, long collagen fibers are cut in a series of layers. In addition to the loss of tension in the remaining collagen segments, the water next to the damaged portion of the cornea can no longer maintain the same level of negative pressure ("water-absorbing" pressure). This change in water pressure inside the damaged part of the cornea plays an important role in the deformation of the cornea. However, this factor is not considered at all in any of the existing simulation methodologies for refractive surgery.
[0012]
Biomechanical response (as used herein, the term "biomechanical response" is sometimes used interchangeably with "biomechanical response" and refers to mechanical or physical response to perturbation or other stimuli. Is not directly integrated into current ablation algorithms. As a result, the predictability of currently achievable visual acuity results, even in a "customized" wavefront guiding procedure or even a local anatomy guiding procedure, was inadequate. Based on age, gender, race, climate, years of contact lens wear, etc., there are significant differences in the material properties of living human corneas. Thus, there are significant differences in the responses of various individuals to similar ablation profiles. The ability to predict the biomechanical response of the cornea to a photoablation procedure, taking it into account in the ablation algorithm design, significantly enhances the quality of the resulting vision. Knowledge of "individual" biomechanical properties, prediction of "individual" response, and "individual" adjustment of the resulting ablation profile allows "individual" customization rather than optimization for average population response Become. Therefore, a biomechanical model with predictability significantly enhances the overall success rate of these refractive surgery.
[0013]
(Summary of the Invention)
The present invention most commonly relates to improving visual quality through refractive surgery. One aspect of this general purpose is to obtain the highest level of subject satisfaction with visual quality as measured objectively. The gist of the present invention lies in the predictability of the biomechanics of the eye. A wide variety of photoablation procedures can benefit from this predictive power in a number of ways. For example, LASIK or PRK treatment can be improved by making pre-operative measurements and predicting the biomechanical response of the cornea to an ablation procedure. In another embodiment of the invention, the use of prediction is made from a corneal biomechanical response resulting from laser or mechanical keratotomy (ie, making a corneal flap characteristic of LASIK). Comparison of data (eg, corneal thickness, flap thickness, corneal topography, and wavefront) before and after flap formation (before excision) of the cornea allows for either current surgery or model development Prior to using the laser for, predictive information applicable to modify the ablation algorithm may be provided. Post-operative results based on pre-operative (no flap cuts or other surgical intervention) data on the cornea, also using finite element analysis or other mathematical modeling Which provides predictive information to optimize the success of refractive surgery and, ultimately, patient satisfaction when considering the biomechanical response via the model. Input for eye model. LASIK, PRK, and other photoablation techniques benefit from these embodiments of the present invention.
[0014]
According to the above, embodiments of the present invention relate to a method for performing refractive corneal surgery. The steps of obtaining diagnostic measurements of the eye before surgery (eg, before the flap is cut for LASIK); determining details of the resection based on the diagnostic data before surgery; Perturbing the cornea of the eye such that an objective response is present, obtaining a diagnostic measurement after the eye perturbation, adjusted ablation based at least in part on a comparison of pre-operative and post-perturbation data Determining details, wherein these data include indicating the biomechanical response of the eye, as well as ablating a portion of the cornea using the adjusted ablation details I do. As will be apparent to those skilled in the art, a link exists between the comparison of measurements and the biomechanical response. For example, post-perturbation measurements may indicate a greater or lesser degree of corneal flattening in the center, and a greater or lesser degree of corneal steepening and hypertrophy around the periphery. These structural and physiological changes are an indication of the degree of corneal biomechanical response to perturbation. The magnitude of the biomechanical response can then be used to adjust ablation details (eg, smaller central pulses and larger peripheral pulses).
[0015]
Another embodiment relates to a method for establishing photoablation details, the method comprising: obtaining preoperative corneal diagnostic measurement data (eg, before a flap is cut); Determining the details of the resection, perturbing the cornea of the eye such that a biomechanical response is present, obtaining diagnostic measurements after the eye perturbation, and preoperative and post-perturbation data. Determining an adjusted resection detail based at least in part on the comparison of the at least one of the following, wherein the data is indicative of an ocular biomechanical response.
[0016]
With respect to the immediately preceding, embodiments are methods for correcting and, preferably, optimizing existing algorithms for ophthalmic surgery with photoablation, wherein the method comprises a statistically significant number of cornea. Taking data. Biomechanical responses are not directly considered in current ablation algorithms. With an appropriate biomechanical model, prior measurements of individual features associated with the biomechanical response can be used to predict the outcome of the surgery. In previous biomechanical simulations of refractive surgery, the cornea was treated as a solid material. In the present invention, the highly porous nature of the cornea and the natural negative pressure within the cornea are considered. By taking into account changes in the position-dependent negative pressure ("water-absorbing" pressure) due to surgical removal of tissue inside the cornea, the central portion of the post-operative corneal surface appears flat. Thus, via the method of the present invention involving a position-dependent negative "water-absorbing" pressure, the clinically known basic results of LASIK or PRK can be accurately modeled. In addition, clinically observed marginal hypertrophy following LASIK or PRK is also demonstrated by use of a simplified model.
[0017]
In existing simulations for refractive surgery, only extracorneal mechanical loads such as intraocular pressure are considered. In the simulations of the present invention, the cornea is basically modeled as a porous material filled with fluid, as opposed to the solid material in existing simulations. Thus, mechanical loads inside the cornea, such as negative pressure ("water-absorbing" pressure) applied to the internal pore boundaries, are directly incorporated into this simulation. Due to this major difference between the two methods, the methodology of the present invention can reproduce and predict actual clinical physical phenomena.
[0018]
Other advantages and benefits of the present invention will be apparent from the detailed description below.
[0019]
(Detailed description)
In order to improve the proportion of patients achieving 20/20 or better post-operative vision and to enable minimization of abnormalities, our current conceptual model of laser refractive surgery is It is important to test critically. There are three hypotheses specific to the shape subtraction model that are not supported by the data and are still currently advancing algorithm development. These defective hypotheses are: (1) only the portion of the cornea that is changed is present in the ablated area; (2) what is to be cut is what is obtained; and (3) even if this If there are changes outside the ablation area, they will not affect central vision.
[0020]
Our comprehensive integrated model of corneal response to laser refractive surgery considers three components proposed for the final corneal shape that determines vision: (1) ablation profile and laser parameters (2) epithelial and stromal healing; and (3) biomechanical response to structural changes. This third component, the biomechanical response, has not been directly incorporated into existing ablation profiles in excimer laser refraction procedures. Thus, this three-way histological model, which fully characterizes the corneal response, represents an innovative approach to solving this complex problem. In addition, a new ablation algorithm is developed using an optimization approach in the estimation model. Using optimization routines to produce the best possible results also represents a very innovative approach to laser refractive surgery. This model and this optimization approach provide answers to these three hypotheses or the above questions.
[0021]
Hypothesis # 1 can be revoked by anyone with access to a set of post-operative topography by PRK or LASIK. Outside the ablation area, the curvature increases significantly with the appearance of the characteristic red ring (high diopter value) surrounding the central flattened area after the myopic procedure (shown on a geodetic map rather than an axial map). In addition, altitude and pachymetry also increase outside the ablation area, as measured by Orbscan topography, and are shown with an example in FIG. A similar example of another preliminary study is shown in FIG. 4, which shows a geodesic after the -12.5 diopter LASIK procedure using a Technolas 217 (Munich, Germany) with a 5.5 mm diameter ablation area. It is a target curvature difference map (after operation-before operation). The topography was collected using ORBSCAN I (Salt Lake City, Utah). This data was written out using the recorder function and then read into custom software for analysis. At the center, as expected, there is a decrease in curvature, which is indicated by negative values and blue. The surrounding light white area represents a zero difference between the pre-operative state and the post-operative state. In the area outside this ablation area, there is an unexpected increase in curvature that extends towards the periphery, which is indicated by positive values and red. A change in the curvature of the cornea, well beyond the resection site, clearly occurs, which challenges Hypothesis # 1. FIG. 5 is a map of the thickness difference of the same patient. Inside the resection area, this thickness decreased as expected. However, outside this ablation area, the thickness increased unexpectedly. In addition, regression analysis between central and peripheral curvature changes showed a significant inverse correlation (p <0.0053). This indicates that the greater the center flattening, the greater the peripheral gradient. The increase in peripheral curvature is a known result of laser refractive surgery, but is not well described, except as a "knee" at the edge of the ablation profile. If this is the correct description, the change is confined near the edge of the ablation area, and the change should further extend well beyond this area. Additional data in the form of elevation and thickness maps for the same patient population also showed a significant marginal increase in both elevation and thickness outside of the ablation area, which corresponded to an increase in curvature. These contradictory changes in altitude and thickness, without investigation of the underlying biochemical mechanisms, in some cases cause errors in the measuring device. FIG. 6 shows four difference maps (including an altitude difference map, a geodetic difference map, an axial difference map, and a thickness difference map) of the sample patients in this population with an ablation area of 6 mm. A central predicted decrease in curvature, elevation and thickness within the ablation area is observed. However, these maps also show an unexpected increase in altitude, thickness and curvature outside the ablation area. Thus, the results of this study challenge the validity of the hypothesis that changes in corneal curvature are limited to the area of resection. The proposed mechanism for paradoxical changes in altitude and thickness is the object of the present invention.
[0022]
The results of hypothesis # 1 analysis demonstrated that the shape change occurred well beyond the ablation area. Hypothesis # 2 can be tested more directly by comparing the actual corneal surface changes with the ablation profile. In a preliminary study, 10 LASIK patients without astigmatism, who had symmetric resection patterns, pre-operative and post-operative topography, were obtained using Orbscan I. LASIK was performed using a Technolas 217 excimer laser. The ablation algorithm was approximated using the Munnerlyn equation. The calculated ablation profile was subtracted from the pre-operative topography to obtain the estimated post-operative topography. The actual post-operative topography was compared to the estimated post-operative topography and an error map was generated. The RMS error was calculated within a 4 mm diameter central area, outside this central area, and on the entire map. The results averaged for all 10 subjects are shown in Table 1 and show that errors outside the 4 mm central area are greater than errors inside.
[0023]

The error map for the sample in FIG. 7 shows a pattern of peripheral positive errors in elevation, thickness and curvature, with a central negative error in elevation and thickness and some negative errors in curvature, but the curvature is consistent over the entire central area. Not negative. These patterns of errors cannot be solely due to the use of estimated ablation profiles rather than known ablation profiles. This is because these patterns are non-random and non-linear. Ideally, the actual ablation algorithms should be used in this type of study rather than the Munnerlyn equation, but these algorithms were not available due to their unique characteristics. However, despite using putative ablation profiles, the evidence presented challenges the validity of Hypothesis # 2. Although these error patterns do not match the shape subtraction model of the ablation, these patterns do match the biomechanical models proposed below.
[0024]
Hypothesis # 2 can be further nullified by testing the results of the estimated topography using a known ablation profile and comparing it to the measured results. In another preliminary study, Summit Technologies agreed to provide a unique ablation algorithm for several LASIK patients treated with Summit Apex Plus using a Krumeich-Barraquer microkeratome. The actual ablation algorithm was subtracted from the pre-operative topography (measured using Orbscan II) to obtain an "estimated" post-operative topography. This estimated topography was subtracted from the measured post-operative topography to produce an "error" map, which, along with the measured results, is shown in FIGS. 8 and 9 for two patients. Several important features must be noted. First, the red area at the center of the geodetic curvature error map corresponds to the treatment of the central island. This procedure involves the delivery of an extra pulse in the center of the cornea, which results in excessive flattening of the IF, but this extra pulse does not compensate for the phenomenon of central islets and its origin is not yet understood. Thus, the curvature error map appears to have "central islands" even when the post-operative topography is smooth. Second, the red area outside of the ablation area on the geodesic curvature error map corresponds to an unexpected increase in curvature, which is not predicted by the shape subtraction model, and the biological region shown here. Predicted by mechanical model.
[0025]
Finally, how can the indicated changes outside the ablation area affect central curvature (hypothesis # 3)? The answer to this question lies in the biomechanics of the corneal response to laser refractive surgery, but is not described in current ablation algorithms. It has been known since the beginning of refractive surgery that altering the corneal structure using either an incision mechanism or a thermal mechanism alters the shape of the entire cornea. Basically, if the cornea is a small piece of plastic, no radial corneal incision will be made! However, with the development of laser refractive surgery, the structural connection between the central and peripheral corneas was neglected. The cornea was simply considered to be a homogeneous structure that was “sculpted” into a new shape. However, this conceptualization cannot account for all of the corneal shape changes that occur after an ablation procedure. An important component of the proposed biomechanical model of the corneal response to laser refractive surgery, described in the next section, is a thickening of the peripheral stroma or an increase in the height of the cornea outside the ablated area. Evidence that this occurs is shown in the analysis of Hypothesis # 1. However, the problem of linking central and peripheral corneal events remains. Does Peripheral Increase in Cornea Height Statistically Correlate with Central Curvature Change? Or is this increase an independent and unrelated event? A regression analysis between central curvature change and peripheral altitude change of the 30 subjects who received LASIK showed a significant positive correlation (R ² = 0.56, p <0.0001), indicating that the greater the increase in altitude outside the ablation area, the greater the change in curvature (flattening) at the center. This provides evidence that the corneal peripheral response is associated with the central response, but does not account for all changes.
[0026]
The following case study further illustrates how central curvature changes can actually track peripheral thickness changes after ablation. Patients have a 6 mm diameter PRK (VISX Star) with a refractive error of -0.75 + 0.75 x 90, and post-operative and pre-operative Orbscan I topography. Both the upper and lower corneal thickness were calculated by averaging the 1 mm diameter area in the thickness map along the vertical meridian at the edge of the 7.5 mm diameter circle at the center of the ablation area. . The center curvature was calculated by averaging the curvature in the 3 mm diameter center region of the geodesic map. These values as a function of time for surgery are shown in Table 2.
[0027]
(Table 2: Case study of curvature change and thickness change after 6 mm diameter PRK)

Note that both the center curvature and the peripheral thickness indicate post-operative variability in the opposite direction. A regression analysis of center curvature versus peripheral thickness was performed and a plot is shown in FIG. The center curvature has a strong inverse correlation with the peripheral thickness (both the lower and upper thicknesses), which means that the greater the peripheral thickness, the flatter the central curvature. This provides further support that hypothesis # 3 is not valid, as center and peripheral changes are relevant.
[0028]
Evidence is presented that challenges the unique hypothesis of the shape subtraction model of refractive surgery. Clinical data indicate that substantial changes occur outside the ablation area, which is structurally related to central curvature, and can affect central vision. The proposed mechanism of the measured increase in altitude, thickness and curvature occurring outside the ablation area is shown below.
[0029]
A conceptual model is shown in FIG. 11, which predicts biomechanical central flattening as a direct result of severe corneal lamella. Rather than a small piece of plastic, the cornea can be thought of as a series of overlapping rubber bands (lamellas) with sponges between each layer (the interlaminar space is filled with a matrix or matrix). This rubber band is in a pulled state. This is because there is a force (intraocular pressure) that pushes the rubber band from the bottom and the ends are tightly held by the limbus. The amount of water each sponge can hold is determined by how hard the rubber band is pulled. The stronger the rubber band is pulled, the more tension each sponge holds, and the more water that is squeezed from the interleaving sponge, the smaller the interlayer space. This is similar to the pre-operative state of FIG. 11A. After myopic laser refractive surgery, the series of lamellae is cut centered and removed as shown in FIG. 11B. The rest of the perimeter is loosened, just like the taut rubber band once cut and loosened. When the lamella tension decreases, the compression force on this matrix decreases and the interlayer distance increases, as does the sponge absorbing water if the rubber band breaks (negative stroma fluid pressure) . Thereby, the periphery of the cornea may be thickened. Due to the bridging between the lamellar layers, the expanding force pushes the underlying intact lamella, as indicated by the radially outward arrow. Peripheral outward forces cause the center to be lateral and flatten this center. Thus, any procedure for cutting around the lamella will flatten the center of the cornea. This biomechanical flattening facilitates myopic procedures, has a disadvantageous effect on hyperopic procedures, and results in flattening in "non-refractive" PTKs. This includes a myopic profile, a hyperopic profile, a constant depth PTK profile, and simple cutting of the LASIK flap.
[0030]
In all LASIK procedures, the flap is cut using a microkeratome to a thickness of about 160 microns. Biomechanically, this is very close to a 160 micron thick ablation and, according to the proposed model, should induce corneal flattening. The amount of flattening that should occur should indicate the biomechanical response of the cornea to refractive surgery. This topography of the corneal epithelial surface allows real-time modification of the ablation algorithm to account for individual biomechanics before and immediately after flap cutting, and improves surgical outcomes.
[0031]
(Biomechanical model of curvature change caused by corneal ablation)
In recent decades, many attempts have been made to characterize the cornea as a biomechanical entity. This study involved in vitro measurements of important material properties such as modulus and shear modulus, and a number of computational models were created to estimate the structural response to simulated open keratotomy. These attempts have undoubtedly advanced the basic understanding of corneal behavior under specific conditions, but few have attempted to model the structural changes caused by laser keratotomy, and have estimated existing numerical models. The values are limited by their absolute simplification (eg, modeling the cornea as a solid material).
[0032]
(Mechanical model of corneal flattening caused by corneal ablation)
The basis of the proposed biomechanical theory of corneal response is in the lamellar structure of the corneal stroma, which is modified in PTK, PRK and LASIK. This stroma is known to govern the mechanical response of the cornea to injury. Stromal lamella have a tension load resulting from intraocular pressure and extraocular muscle tension due to their enlargement across the width of the cornea and continuity with the limbus. The tendency of the stroma to absorb and swell fluids (due to hydrophilic macromolecules in the extracellular matrix) is resisted by the compressive effects of the corneal boundary layer, corneal endothelial metabolic activity, and lamellar tension . Stromal thickness is linearly related to hydration and is therefore a convenient indicator of changes in mechanical equilibrium of the cornea. When tension-bearing lamellae are destroyed by central corneal ablation, their peripheral segments may loosen, resulting in local decompression of the extracellular matrix and compensatory influx of stromal fluid, in addition to an increase in interlaminar space and peripheral thickness Suggested. The increase in thickness is ultimately limited by interlaminar cross-linking, which is preferentially distributed around the front third of the stroma and around the stroma, as shown in FIG. And is expected to contribute to local differences in interlayer adhesion strength. A central aspect of this model is the expectation that interstitial stresses occurring around the expanding stroma are in communication with the lamella, including the post-operative ocular surface, via this bridging grid. The arrows in FIG. 11 indicate an enlargement of the peripheral stromal matrix secondary to relaxation of the lamella caused by ablation. It is proposed that peripheral thickening exerts anterior-lateral tension on the resection margin and simulates central flattening. The connection between the peripheral tension load and the central tension load is mediated by the interlayer adhesion ("x") that is preferentially distributed in the anterior to peripheral stroma (shaded area). The component of the force in the direction of peripheral enlargement results in central corneal flattening and peripheral steepening.
[0033]
During PRK, PTK and LASIK, central resection causes a medial perimeter cut of the corneal lamella under tension, followed by relaxation of the corresponding peripheral lamella segment. This causes a peripheral decompression of the extracellular matrix and an increase in stromal thickness outside the ablated area. This response has a significant effect on central curvature, in part due to the presence of interlayer bridges, and the response is dominant in the anterior third of the stroma and around the stroma, and is significant. It is further hypothesized that it is related to lamella shear strength and interlayer adhesion. Interlaminar stress occurs around the expanding stroma and can be transferred via this network of bridges to the underlying lamella, the central portion of which includes the post-operative anterior surface (FIG. 11). The outward expanding force at the periphery flattens the central cornea, independent of the ablation profile. Thus, even in the absence of a myopic (center-heavy) ablation pattern, biomechanical changes in the cornea can result in a sharp postoperative sharpening of the central cornea and a refractive shift to hyperopia. Although this response is perhaps best demonstrated by the clinical phenomenon of unintended hyperopia changes in PTKs, its contribution to refractive variability in PRK and LASIK is also significant. This is because biomechanical central flattening improves the procedure for treating myopia and interferes with the procedure for treating hyperopia. Additional features of this model (acute depth-dependent response) are also discussed.
[0034]
Of the five anatomical layers of the cornea (epithelium, Bowman's layer, stroma, Descemet's layer and endothelium), only Bowman's area and stroma contain collagen fibrils. Thus, these layers are expected to provide the majority of the corneal tensile strength. While tension in superficial epithelial cells has been referred to as a potential mechanism for maintaining a smooth ocular surface in the presence of underlying undulating stromal surfaces, removal of the epithelium It causes little or no change in curvature, and the epithelium generally contributes a minimal role in corneal tensile strength.
[0035]
The Descemet's layer (7 μm thick hypertrophied basal lamina of the underlying endothelium) was studied on human and rabbit intact eyes and compared to findings in stroma from the same species. Stress-strain studies showed that in the in situ human cornea, the stromal stress-strain curve was very steep, corresponding to a large Young's modulus, while the Descemet's layer was very extensible. The superposition of the stress-strain curves of the two layers demonstrated that the Descemet layer was essentially distorted above a wide range of intraocular pressures where the stroma was simultaneously fully distorted. This leads to the conclusion that, like the epithelium, the Descemet's layer probably does not have a significant proportion of corneal tension over a physiological range of pressures. The striking differences in the stress-strain relationship between rabbit and human stroma emphasize the need for important interpretations when using rabbits as models for the mechanical behavior of the cornea in humans.
[0036]
Structurally, Bowman's area is slightly larger than the cell-free extension of the anterior stroma. With respect to the stroma, individual collagen fibers are two-thirds smaller (20-25 nm in diameter) and more randomly oriented across 8-12 μm thick sheets. However, the Bowman region has long been thought to contribute to the structural stiffness to the cornea, which is different from the structural stiffness provided by the stroma. However, recent studies using an extensometer to examine a number of mechanical parameters in a depithelialized corneal strip obtained from the eyes of a fresh human cadaver show that Bowman's layer has a corneal constitutive mechanics. It did not significantly change the statistical characteristics.
[0037]
Finally, stroma, which makes up about 90% of the total corneal thickness, is the layer that is most likely to affect the mechanical response of the cornea to injury. The stroma is about 78% by weight of water, 15% by weight of collagen, and 7% by weight of other proteins, proteoglycans and salts. 300-500 lamellas (parallel flattened bundles of collagenous fibrils) break down without interruption from edge to edge. In the posterior two-thirds of the stroma, the lamellas are successively superimposed parallel to the corneal surface, so that each lamella has an anterior and posterior angular offset. On the anterior side, the lamella is often oriented obliquely to the corneal surface, more randomly, and more branched, and significantly interwoven. These local differences correlate well with the observation that lamellar shear is generally difficult in human stroma, especially on the anterior side. Collagen weave is also more extensive at the periphery of the cornea than at the center of the cornea.
[0038]
It is important to distinguish between adhesive strength and interlaminar shear strength. Because the two terms are often used interchangeably. Separate the stromal sample along the cut plane parallel to the lamella axis by pulling the bond strength in a direction perpendicular to the cut plane to peel the banana (as shown in FIG. 12A). It was measured as the force required for Thus, this bond strength is an indicator of the interlayer resistance to lateral separation and is expressed as a function of distance from the corneal center. Alternatively, the shear strength is expressed as the resistance to shearing or sliding of one lamella on another lamella in a plane parallel to the lamella axis (longitudinal direction); It is an integral function of the adhesion force across the lamella interface, and thus probably of greater magnitude (FIG. 12B). Both forces appear to contribute to the perimeter-to-center transfer of stress in the proposed biomechanical model of the corneal response to laser ablation.
[0039]
The interlaminar bond strength between the temporal and nasal perimeters of the horizontal meridian is equivalent in the above study, but the inadequate study of the vertical meridian indicates that the strength between the upper and lower regions is between Showed large and consistent differences. These differences represent a mean central intensity of 0.165 ± 0.0088 N / mm, and 0.185 ± 0.0088 N / mm and 0.234 ± 0.0137 N / mm (p for the lower and upper regions, respectively). <0.01) was confirmed in studies showing an average peripheral intensity (at 4 mm from the central cornea). It was also shown that the interlaminar bond strength in the human corneal stroma was larger at the periphery than at the center.
[0040]
These studies provided anatomical and more mechanical evidence of interlaminar bond strength at 50% depth, which was greater at the periphery than at the center and greater in the upper region than in the lower region. The predominance of interlayer bonding in the front third of the stroma indicates that the magnitude of these forces is even greater in this region. No matter what these inter-layer relationships have on structurally intact corneal topography, their importance is that the redistribution of tension load can be reduced by cutting lamellae as shown in FIG. When inducing non-physiological stress between the uncut lamella, it appears to increase significantly in the resected cornea. Furthermore, an asymmetric distribution of adhesive strength can be an important cause of corneal astigmatism induced in corneal refraction procedures.
[0041]
The lamella structure of the stroma and the ability to support the tension of this collagen network is a natural starting point for biomechanical models of curvature changes. However, the relationship generally neglected in this context is that between stroma interfibril constructs and water (the major component of stroma). Collagen fibers are entangled in substrates of glucosaminoglycans (GAGs) of varying degrees of sulfation (eg, keratan sulfate and chondroitin sulfate). Both substances, especially chondroitin sulphate, are significantly hydrophilic and contribute to the negative interstromal fluid pressure in which the entire stroma is severely compressed. Intraocular pressure further compresses the stroma by its direct effect on the anterior surface and by its contribution to lamella tension. Interstromal pressure, which is often referred to as "swelling" pressure due to its tendency to release water into the stromal matrix, has been measured at -50 to -60 mm Hg by various in vitro and in vivo techniques. .
[0042]
Under normal physiological conditions, this tendency to swell is resisted and the relative dehydration is due to laminar tension, forward evaporation of the tear film, low permeability of the epithelial and inner layers to water, and active bicarbonate. Is maintained by effective endothelial transport. However, during the central ablation action, many lamellae proportional to the depth of the ablation are extinguished from the center and tension is lost in their unablated peripheral segments. The resulting loss of compression leads to hydrostatic imbalance and the surrounding stroma thickens as it ingests fluid. Tissue growth is more likely to occur in the matrix than in the fibrils themselves, but the source of fluid has not been identified. As such, the cornea may absorb additional water through the limbus as a result of the pressure difference between the scleral capillaries and the stroma gap. As expected, the swelling pressure decreases as stromal hydration and increases in thickness and a new steady state is established.
[0043]
As mentioned earlier, the fundamental link between peripheral stromal thickening and central flattening is the existence of a mechanical relationship between disrupted and intact lamella. Conversely, if the lamella is considered to be structurally and mechanically independent of the adjacent lamella (ie, placed in a layer without any interconnect), the cut peripheral segment will withstand any tension You can't move or transfer. This actually simplifies the assumptions built into the most numerical models of refractive surgery. In this scenario, the tension load previously received by the complete complement of the lamella shifts to the remaining posterior fibers, which now slightly distort (stretch) under concentrated stress. If the limbal environment is considered to be fixed, elongation may not be achieved by an increase in corneal diameter and must therefore occur as central corneal swelling and anterior steepening. However, if the proposed marginal response is considered, this will occur as marginal thickening and marginal steepness, with concomitant central flattening. Although the latter scenario properly describes the characteristic peripheral "knee" and central flat zone of PTK, PRK and LASIK, finite element analysis of a uniform thickness profile incorporates a peripheral response Absent, and predicted corneal structures as opposed to clinically produced structures. Briefly, consideration of the proposed peripheral stromal response and its mechanical relationship to the central cornea, as well as negative intrastromal pressure, not only accurately predict the degree of refractive correction, but in some cases It is important to accurately predict the direction.
[0044]
(Peripheral thickening affects the center curve)
One of the important implications of this study is the idea that changes in shape measured outside the ablation zone can have a significant effect on curvature changes within the ablation zone. Excision zone analysis showed that the central curvature change in refractive surgery was in a controlled manner, not simply a product of the excision pattern. When both peripheral thickening and excision zone activation were included in the regression model, the variance in the curvature response described by this model of greater than 83% was explained by peripheral thickening. The effect of the ablation pattern on abrupt changes in curvature appears to be more pronounced when larger photorefractive corrections are attempted, but the associated increase in ablation depth is also associated with biomechanical It is expected to make the response even worse. As a result, the usefulness of a pure shape subtraction model is probably limited to cases involving only surface ablation (ie, correction of low refractive index errors or astigmatism in PRK, and removal of subepithelial scars in PTK). Finally, the discussion of the role of lamella interconnects, which play an important role, was reinforced by the relationship between central flattening and changes in the thickness of individual peripheral subregions. These relationships were strongest at the top perimeter, weakest at the bottom perimeter, and overall strongest at the much higher perimeter (see the distribution of interlayer adhesion strengths examined above). Pattern that consistently reflects).
[0045]
(Correction of hyperopia versus correction of myopia)
The proposed biomechanical model predicts further flattening, whatever the ablation profile is programmed (whether myopia intended for flattening, hyperopia trying to steepen, or non-refractive PTK). This, in theory, makes hyperopia a more difficult procedure. This is because biomechanical flattening is the opposite of the ablation profile and therefore requires a deeper ablation to offset the biomechanical response. This prediction was confirmed in the first eight patients treated with the Autonomous Custom Cornea (wavefront guided ablation procedure). Of the eight patients treated, five were myopic and three were hyperopic. The laser was programmed using only wavefront data. No refraction or experience was used. All five of myopic patients are overcorrected (further biomechanical flattening in combination with programmed resection flattening) and all three hyperopic patients are undercorrected (programmed resection steepness) The opposite was biomechanical flattening).
[0046]
In comparing primary and secondary hyperopia procedures (hypercorrected post-myopia procedures), the primary hyperopia procedure requires a procedure up to 35% greater than the spherical equivalent, which achieves the desired correction Means that a deeper depth than expected must be resected. This is consistent with the proposed model for predicting biomechanical flattening, independent of the ablation profile. Deeper depths must be resected with primary hyperopia to overcome biomechanical flattening that creates surface shape effects that resist the effects of the resection profile
The secondary hyperopia group required a substantially lower depth of resection to achieve the same level of correction as the primary hyperopia group. This is also in full agreement with the proposed biomechanical model. The post-LASIK secondary hyperopia group already had a modified corneal structure with an associated biomechanical response from the initial refractive procedure. In other words, there was less biomechanical flattening to overcome the secondary procedure, thus requiring a shallower depth of resection for the same correction. This is because the biomechanical effect has already occurred with the initial procedure, as shown in FIG. Third, primary hyperopia showed a slight regression over the 6-month postoperative follow-up period, and secondary hyperopia had a more stable and longer period of refraction. One possible explanation for this difference lies in the long-term healing associated with the biomechanical effect, which, as opposed to the secondary hyperopia group, where the biomechanical effect had already occurred and was therefore reduced. Worse in hyperopic groups.
[0047]
(Peripheral thickening after laser refractive surgery in vivo)
Indirect evidence of peripheral thickening after laser refractive surgery has been reported, which is consistent with the proposed model of biomechanical response. Munger et al. Demonstrated clinical results using the VISX Star system in a total of 25 eyes from 25 patients with low astigmatism treated with myopic PRK. (Munger R, Jackson WB, Mintsioulis G, Ablation Profile and Epithelial Regrowth after Myopic PRK with the Visio Rental Technology of the American Society of Medicine.) Corneal maps were obtained 2 hours before surgery; 2-3 minutes after surgery (Sx); the day the bandage contact lens was removed, and 1 week, 3 months, and 6 months after surgery, PAR Corneal. A Topography System (CTS) was obtained. The resection depth is defined as pre-op-post and epithelial depth is defined as Sx-post-op, recognizing that edema could be a factor in the post-op map. Munger reported epithelial hyperplasia at the resection margin. However, the increase in calculated epithelial measurements outside the ablation zone may be due to stromal hyperplasia rather than epithelium. This is because PAR CTS measures surface altitude and cannot distinguish between epithelial and stromal hyperplasia. Further, more convincing evidence is in ablation depth measurements as a function of distance from the apex at 6 months (this example is shown in FIG. 14). The resection depth is a more robust measure than the thickness of the much smaller epithelium, and by six months the cornea should be relatively stable. Note that outside the resection zone there is a negative resection depth or an increased altitude compared to the post-operative condition. This provides indirect evidence of peripheral thickening (an important feature of the proposed biomechanical model) using different laser / topographer combinations.
[0048]
Sborgia et al, Corneal Interactive Programmed Topographic Ablation called (Cipta), reported the results of corneal topography guide system (Sborgia C, Alessio G, Boscia F, Vetrugno M.Corneal Interactived Programmed Topographic Ablation: Preliminary Results.American Society of Cataract and Refractory Surgery Annual Meeting 1999). A total of 28 eyes from 28 patients with irregular astigmatism were treated with Laserscan2000 and had pre- and post-operative anatomy at Orbsscan. Two examples of maps of planned ablation profiles and actual altitude differences are given in FIG. In both subjects, the left image is the planned ablation pattern and the right image is a map of actual altitude differences. Note the large green area outside the ablation zone on the left map (where the cornea is not removed) for both cases. However, the map of altitude differences on the right shows not only the decrease in central altitude (shown in blue) that matches the planned profile, but also the ablation zone as predicted by the proposed biomechanical model. Achieved by an unexpected increase in outer altitude (shown in red and yellow).
[0049]
(Characterization of biomechanical response)
Eight eyes of four subjects are recorded and analyzed in a study to characterize the biomechanical response to LASIK and to separate the resulting refractive effects from those produced by the ablation profile. LASIK performs a Summit Apex Plus using a Krumeich-Barraquer microkeratome to make the flap. Corneal measurements are performed pre-operatively using optical coherence topography followed by corneal topographers (EyeSys, Humphrey Atlas, Keratron, Orbscan II, PAR, Technology C-Scan and TMS-1) for confirmation of efficacy. And obtained after surgery. The mean pre-operative refractive error for the small reserve group is -6.875 ± 2.03 dioptrespheres + 0.8125 ± 0.51 diopter cylinders. Only Orbscan corneal topography data is shown here. A control group of 20 eyes from 10 subjects reported Orbscan I topography obtained at 1-2 day intervals to establish baseline variability. The anterior tangential data, anterior altitude data and pachymeter data were exported to a customized topography tool for analysis, and the cornea was divided into three regions: a central 2.75 mm radius (5.5 mm diameter), Outside the transition zone with a radius of 2.75-3.25 mm (5.5-6.5 mm diameter) and a resection zone with a radius of 3.25-4.5 mm (6.5-9.0 mm diameter). Pre-operative topography was subtracted from the post-operative topography of the surgical patient, and repeated measurements were subtracted for normal subjects. For the elevation map, the two surfaces fit within the 0.5 mm transition zone. For all maps, mean area differences were calculated across the normal and surgical populations, and statistical analysis was performed using ANOVA ("Analysis of Variance") in the software package (Statistical Analysis System, Cary, NC). Ran.
[0050]
Figures 16 and 17 show composite difference maps of all subjects for the normal group and the surgery group one day after surgery, respectively. A significant (p <0.05) decrease in elevation, thickness, and curvature of the central zone between normal and surgical subjects was demonstrated. In addition, a significant (p <0.05) increase in elevation, thickness and curvature in the outer zone was found, which is predicted by the proposed biomechanical model. These increases persisted one month after surgery, as shown in FIG.
[0051]
A large retrospective study was performed on 2,380 patients who underwent LASIK using a Technolas 217 laser (received Orbscan Corneal Topography before and 6 months after surgery). FIG. 19 shows a composite difference map generated from Orbscan data, which shows the same pattern of peripheral increases in curvature, altitude, and thickness over a large population. Furthermore, the difference in the center curvature is related to the difference in the peripheral height in the regression analysis and the height (R ² = 0.76, p <0.0001), consistent with the proposed biomechanical model of corneal response.
[0052]
(In vitro study)
Two in vitro studies were performed. In the first study, 14 deepithelialized eye bank eyes from 7 donors were treated with broad-beam PTK (-100-um depth, no programmed photorefractive change) or sham. Either photoablation was performed in a paired controlled manner. The change in anterior curvature was measured by automatic corneal curvature measurement. The change in stromal thickness at the vertical meridian was measured using corneal optical partial image analysis. This is a technique that uses a modified endothelial camera to obtain cross-sectional corneal images (an example is shown in FIG. 20). The corneal cross section is divided into five regions (well above, near above, center, near below, and well below) for analysis. The analysis included assessing changes in perimeter thickness and geometric bias as predictors of curvature change. Geometric bias was defined as either myopic or hyperopic bias in a pattern of ablation zone thickness reduction to investigate the current shape subtraction theory for hyperopic shifts in PTKs.
[0053]
The results of this initial study showed that photoablation caused a significant decrease in corneal curvature compared to untreated paired controls (−6.28 ± 3.23D, P = 0.002). The mean corneal curvature shift measured during sham PTK is not significantly different from 0 (+ 0.31 ± 0.85D, P = 0.38). In addition to the dramatic flattening of the spheroids of curvature, the excised corneas showed significantly higher absolute amounts of corneal curvature cylinders (2) than controls (0.46 ± 1.72 D, P = 0.09). .98 ± 0.88 D), indicating that the potential biomechanical component into the induced cylinder is potentially due to the uneven distribution of the corneal intersection. The change in relative peripheral stromal thickness, expressed as the mean pair difference (PTK control), was + 57.3 ± 42.8 um (P = 0.01) or + 8.5 ± 5.7% (P = 0.01), which shows significant thickening compared to the control and supports the proposed new theory. The central curvature shift was linearly dependent on the local peripheral stromal thickness in the resected and control eyes (FIG. 21). The correlation was significant in three of the four subregions and slightly significant in the peripheral subregions well below (P = 0.05). Substantially higher stromal subregions showed the strongest correlation to hyperopia shift (r = -0.70). The correlation coefficient is negative and indicates the tendency of the cornea to flatten more extensively with increasing positive marginal thickness changes (results consistent with the proposed role of marginal thickening as a mechanical stimulus for central flattening). Show. The correlation between the corneal curvature shift and the change in average total perimeter stromal thickness (mean change across all four subregions) is significant (r = -0.67, P = 0.01), and the thickness Equivalent results were observed when the change in was expressed as a percentage change.
[0054]
On the other hand, the calculated geometrical bias supported flattening in only 50% of cases, despite induction of hyperopia shift in all resected corneas. Furthermore, the mean geometrical bias in the resected corneas and paired controls was not significantly different from 0 (P = 0.66 and 0.52, respectively) and not significantly different from each other (P = 0). .74). In marked contrast to the apparent relationship between increasing peripheral stromal thickness and decreasing central curvature, geometrical bias showed no linear relationship with anterior corneal flattening ( r = 0.06, P = 0.85). Multiple transformations of the data were examined, and no obvious relationship arose that challenged the current shape-subtraction theory of hyperopic shift in PTK. The bottom line was that the geometrical bias was an isolated prediction of poor anterior corneal flattening. The results of this study clearly show that epithelial hyperplasia and stromal remodeling are not an absolute requirement for the generation of the clinical magnitude of anterior flattening in PTKs.
[0055]
A second in vitro study was performed to further investigate the relationship between peripheral stromal thickening and central flattening. Specifically, studies of paired control human donor eyes (n = 20) were described as techniques for inhibiting PTK-induced peripheral stromal hyperplasia and, secondly, for mitigating the sharp corneal flattening response. It was performed to evaluate the efficacy of topical glutaraldehyde (GTA) treatment after surgery. Each eye was individually placed in a custom holder, inflated to normal intraocular pressure (15 mmHg), and de-epithelialized. According to the crossover protocol developed in the primary experiment, one cornea of a given donor pair is immersed in a 15% dextran solution for 40 minutes and then transferred to 4% GTA / dextran for another 20 minutes; fellow Controls were exposed to 15% dextran for 60 minutes. Each eye is subsequently 1) pseudo PTK, a control phase of the same eye that is incorporated to cause thinning due to intraoperative hydration, 2) PTK (5-mm diameter, 100 um depth) And 3) subjected to a 1 hour hypotonic immersion phase designed to evaluate the anti-swelling activity of the stromal bridge. Triplicate thickness and curvature measurements were obtained before and after each experimental phase using a scanning slit topography system (Orbscan). Crosslinking significantly inhibited peripheral stromal hyperplasia during PTK and post-operative hypotonic immersion. In addition, during PTK, the crosslinked corneas showed a 36% less hyperopic shift compared to the paired control (p = 0.001). The magnitude of this latter effect was linearly dependent on the magnitude of the bridge-mediated inhibition of the peripheral hypertrophic response to PTK (r = 0.68, p = 0.03). The results indicate that acute hyperopia shifts in the donor model of PTKs can be significantly reduced by preoperative application of collagen crosslinking reagents, and therefore, mechanical events around the cornea play an important role in corneal ablation. Change of the center curvature). This mechanism of curvature change is not accounted for in current surgical algorithms and plays a potential role in variability in results.
[0056]
(Optical interference topography :)
Optical interference topography (OCT) is an imaging technique that has appeared in the literature only since the 1990s. OCT imaging is similar to ultrasound images in that it is a two-dimensional cross-sectional image showing tissue reflectivity. However, in the case of OCT, the image shows infrared reflectance, showing a longitudinal resolution of 10 microns as compared to the longitudinal resolution of 50 microns associated with traditional ultrasound. While high frequency ultrasound allows a longitudinal resolution of 20 microns, it cannot penetrate more than 4 mm beyond the cornea. OCT is also limited to 3 mm penetration. However, due to the optically transparent nature of the eye, the retina can be imaged to a depth of 3 mm. For corneal imaging, OCT offers an additional advantage in that it is non-contact, unlike high frequency ultrasound, which requires a water bath and local anesthesia.
[0057]
The principle on which OCT works is that of an interferometer. OCT is basically a Michelson interferometer where the subject's eye is placed at one end of the optical path.
[0058]
(Prediction of biomechanical response by corneal perturbation and biomechanical modeling)
Most recently, in collaboration with two surgeons, we have measured the shape of the LASIK flap using a Keratron Scout, a portable Placido-based topographer. This can be used in a vertical position during surgery to obtain a topography of the flap immediately after it has been cut, before it is reflected, and before resection. FIG. 22 shows that this patient's characteristic “red ring” is a biomechanical phenomenon. Because it appears before any tissue is removed. Cutting the flap changes the corneal structure in the same way as described by the model shown. The difference is that the cut lamella is not excised but returns in place. Therefore, the stability of the mean center reduction greater than 1 diopter (made simply by cutting the flap) at the curvature shown by the difference map of FIG. 23 is not known. An investigation is currently underway.
[0059]
Corneal measurements following the cutting of the corneal flap (or other perturbation), but prior to ablation, are important factors in embodiments of the present invention. As shown above, a microkeratome on the flap creates a distinct change in the cornea, regardless of any subsequent removal of tissue. The distribution during the strain caused by the keratome incision flattens the central cornea and makes the peripheral stromal matrix thicker and steeper. This reshaping aids in myopia correction (i.e., correction in which increased corneal curvature is prescribed) and works against hyperopia correction.
[0060]
In one embodiment of practicing the invention, corneal topography, optical coherence topography, ultrasound, refraction and / or wavefront analysis is performed from a statistically sufficient number of subjects, which may be surgical patients, from a corneal flap ( (Or other corneal perturbations) before and after microkeratotomy, and this difference is compared to anticipate and achieve post-operative results (undercorrection and overcorrection). Once developed, a comparison of measurements before and after the incision provides a resection procedure to explain the expected biomechanical response as a function of the change measured after cutting the flap (or other corneal perturbation). Can be adjusted. Preferably, these adjustments are made by the laser manufacturer to their laser algorithm. However, because existing laser algorithms do not take into account biomechanical changes, the present invention may also be implemented by the developer of the correction tables for current laser systems or by surgeons using such tables. . The ablation profile adjustment may be made prior to the ablation in the detachment procedure, or as an intraoperative adjustment, in real time after the perturbation and before the ablation.
[0061]
As mentioned above, optimal surgical procedures also require consideration of the biomechanical results of the resection procedure itself. This is best performed by:
(1) Perform preoperative measurements;
(2) performing post-perturbation measurements after microkeratome cutting (or other corneal perturbations) but before the ablation procedure;
(3) comparing the differences between pre-operative and post-perturbation measurements;
(4) making appropriate adjustments in the ablation algorithm based on the magnitude and pattern of the post-perturbation response; and
(5) Perform additional measurements after the resection procedure to attach a document to this result. In a second embodiment of practicing the invention, corneal topography, optical coherence topography, ultrasound, refraction and / or wavefront analysis are performed from a statistically sufficient number of surgical patients, pre-operatively and Obtained both after surgery and after the laser refraction procedure. Pre-operative data is used to partially define the details (thickness profile, curvature profile, corneal size) of individual biomechanical mathematical models of individual corneas. The ablation profile to be treated individually is then treated and used to mathematically “remove” layers from the model, and the post-operative data is used to define the final state of the model. PRK, LASIK and LASEK each require a different mathematical model. Because the tissue to be removed is located differently within the corneal stroma (eg, PRK and LASEK are surface resections and LASIK is a deeper resection). Knowledge of the pre-operative and post-operative states measured from the subject matches the final expected post-operative state achieved by this model to the actual measured post-operative state in an iterative process. To do so, the properties of the model (eg, Young's modulus) can be adjusted. The nature of the material so determined for all corneas and all models within the subject population is measured and data for the pre-operative population (eg, age, gender, race, years of contact lens wear) In conjunction with pre-operative data (eg, thickness, curvature, wavefront, corneal size), determine which pre-operative parameters (both characteristics and measurements) best predict the nature of the material and, therefore, the response. These corrections are used to compile programs that create as input the pre-operative data and as output the material properties. Once developed, a program of material properties, along with individual pre-operative data, is used to fully define a predictive biomechanical model of an individual's response to corneal ablation. The prediction of the model can adjust the ablation procedure to account for the predicted biomechanical response. Preferably, this adjustment is made by the laser manufacturer to their laser algorithm. However, because existing laser algorithms do not take into account biomechanical changes, the present invention can also be implemented by correction table developers for current laser systems or by surgeons using such tables.
[0062]
As noted above, optimal surgical procedures also require consideration of the biomechanical consequences of the resection procedure itself. This is best performed by:
(1) Perform preoperative measurements;
(2) predicting biomechanical properties based on pre-operative data;
(3) Completely defining the predicted biomechanical model based on the pre-operative data and the predicted properties of the substance;
(4) making appropriate adjustments in the resection algorithm based on model predictions; and
(5) Perform further measurements after the resection procedure to attach a document to this result.
[0063]
In a third embodiment of the practice of the invention, corneal topography, optical coherence tomography, ultrasound, refraction, and / or wavefront analysis may be performed prior to surgery, using microcorneas for corneal flaps (or other corneal perturbations). Obtained from a substantially sufficient number of surgical patients, both before and after the incision and after the surgery, after the laser refraction procedure. This preoperative data is used to partially define the details (thickness profile, curvature profile, corneal size) of the individual biomechanical mathematical models of the individual corneas. The layer is then mathematically removed from the model using an ablation profile that treats the individual. Then, the final state of the model is defined using the postoperative data. PRK, LASIK, and LASEK each require a different mathematical model. This is because the removed tissue is clearly located within the corneal stroma (eg, PRK and LASEK are surface ablation and LASIK is deep ablation). With knowledge of the pre-operative and post-operative states measured from the subject, the characteristics (eg, Young's modulus) of the model may be adjusted to provide, through repetitive work, the final expected post-operative state obtained by the model. Thus, it is possible to match the actually measured post-operative state. Thus, the determined material characteristics for all corneas and all models in the subject population are preoperative population data (eg, age, gender, race, year of contact lens wear), measured preoperative Data (eg, thickness, curvature, wavefront, corneal size), and post-perturbation data (both pre-operative parameters (both characteristics and measurements) and / or post-perturbation parameters are best predictive of material characteristics and therefore response) To determine what to do with). These correlations, together with the pre-operative data and post-operative data as output, are used as output to compile a program that generates the properties of the substance. Once developed, the material properties program, together with the individual pre-operative and post-perturbation data, completely defines a biomechanical model of the estimation of the individual response to corneal ablation. Model prediction allows the ablation procedure to be adjusted to compensate for the estimated biomechanical response based on pre-operative and post-operative data. Preferably, these adjustments are made by the laser manufacturer to the laser algorithm. However, because existing laser algorithms do not pay attention to biomechanical changes, the present invention can also be implemented by developers of correction tables for current laser systems, or by surgeons using such tables. . Adjustment of the ablation profile can be made in a separate procedure before ablation, or in real time as an intraoperative adjustment, after the perturbation, but before the ablation.
[0064]
As noted above, optimal surgical procedures also require consideration of the biomechanical consequences of the ablation procedure itself. This is best implemented by:
(1) taking preoperative measurements;
(2) taking post-perturbation measurements after microkeratotomy (or other corneal perturbations) but before the ablation procedure;
(3) predicting biomechanical properties based on pre-operative and post-perturbation data;
(3) well-defined estimated biomechanical models based on predicted material properties, pre-operative data; and post-perturbation data;
(4) making appropriate adjustments in the ablation algorithm based on the model estimates;
(5) Take additional measurements after the ablation procedure and document the results.
[0065]
These processes can be most effectively performed by laser manufacturers. They have already made empirical adjustments to the algorithm originally proposed by Munnerlyn et al., And would be eager to make further adjustments that produce excellent results. Similarly, the consequences of the corneal healing process should be considered. This is another iterative process in which measurements are taken immediately after surgery and at specific intervals thereafter to determine biomechanical alterations in the post-operative cornea. It is also adaptable to customized ablation based on the procedure of topography or wavefront guidance, independent of the Munnerlyn equation.
[0066]
The corneal healing response is characterized using OCT imaging to measure epithelial, stroma and flap thickness. For each test, five images are required for the vertical meridian, and five images are required until the remote site has completed the software to scan the cornea in a radial spoke pattern covering the central cornea within an 8 mm diameter. One is needed at the horizontal meridian. The OCT test was performed at one time immediately after surgery to visualize the flap interface, and at the same time as the topography measurement for comparative purposes: pre-operative and on post-operative day 1,

week

1, 1 Perform in months, three months, and six months.
[0067]
The biomechanical response is thought to be immediate through modification by the healing phase. Therefore, the behavior of the model was defined based on measurements at 1 day, 1 week, January, March and June postoperatively, except for OCT measurements taken immediately after surgery to visualize the flap. Is done. Once the model is fully characterized and capable, design an new ablation algorithm using an optimized approach. Rather than providing an ablation profile to the model and anticipating corneal response, the optimization criteria are used as input to generate the ablation profile needed to meet the criteria. An example may be to maximize the diameter of the ablation zone while minimizing the ablation depth to reach the target central curvature with minimal ablation.
[0068]
Postoperative corneal shape, and thus visual acuity, is a function of at least three factors: ablation profile, healing process, and biomechanical response of the cornea to changes in structure. Only by increasing our knowledge of the interaction of these factors can the predictability in PRK and LASIK be improved. This has important implications in the development of new ablation algorithms and guided procedures. This aims at an optimization approach, rather than speculatively defining an "ideal" corneal shape that cannot ultimately be achieved. There are only certain shapes that the cornea infers biomechanically. For example, the deeper the truncation in a myopic procedure, creating a potentially desirable post-operative "prolate" shape, the greater the number of severe lamellas that counter this effect, and biomechanics The central flattening response increases. Both the ablation profile and the biomechanical response need to be considered, as well as the healing response. Thus, step 1 is to gain a better understanding of the cornea responding to a standard ablation profile in a well-controlled study before moving within the scope of a customized procedure. The resulting measurements in these controlled studies must be more comprehensive than in the past to enable us to interrogate the corneal response. This is necessary for us to measure and report conclusive errors with respect to estimated topography and / or predicted wavefronts (as well as visual clarity, spheres and cylinders). Means
[0069]
(Sample finite element model that demonstrates the unique attributes of the present invention)
The main advantage of the present invention is obtained by directly introducing a negative ("inhibition") pressure into the simulation with the simple model shown in FIGS. 24 and 25. In FIG. Is shown as part of a line-symmetric layered spherical shell fixed at the ends, which consists of four alternating thin rigid layers (

layers #

1,3,5). , 7) and three thick soft layers (layers, # 2, 4, 6) In this simplified model, the collagen fibers are schematically modeled as opaque hard layers. It is assumed to be very porous and sufficiently saturated with water, meaning a matrix or substrate containing proteoglycans.
[0070]
As discussed previously, the major part of the actual cornea (the stroma) consists of more than 300-500 layers throughout its thickness, and each layer is reinforced by a number of long collagen fibers having the same orientation. ing. The orientation of the collagen fibers in each layer is different, so that the in-plane reinforcement is approximately uniform. This model assumes not only that the number of layers has been reduced from 300-500 to 7, but also that the collagen fibers are collectively a thin rigid shell layer instead of maintaining individual long cylindrical shapes. So it is simplified. However, the simplified model states that the basic microstructure of the cornea, as a stratified and lamellar structure, is very porous and is directly incorporated into this finite element model. In a sense, it is significantly different from any existing corneal finite element model. In addition, the basic materials that form the cornea (eg, collagen fibers and matrix (proteoglycans), and water) are modeled separately. In FIG. 25, a simple model of post-operative ablated cornea for PRK is shown. A portion of the two outer layers (layers # 1 and # 2) are extracted from the intact corneal model.
[0071]
[Table 1]

* J. O. Hjortdal, Region Elastic Performance of the Human Cornea, Journal of Biomechanics (1996) 29, 931-942.
** T. J. Shin, R .; P. Vito, L .; W. Johnson and B.S. E. FIG. McCarey, The Distribution of Strain in the Human Cornea (1997) 30, 497-503.
[0072]
In the above simple model, the overall material properties for both the hard and soft layers are assumed to be linearly elastic and isotropic. This modulus is taken from the literature. As previously discussed, the flexible layer is assumed to be a very porous material. Based on existing theories for liquid-filled porous materials (Katsube, 1985; Katsube and Carroll, 1987a, b), the assumption of this porous material is based on additional elastic material parameters (eg, for soft layers without pores). (The bulk modulus of the solid matrix material). Physical measurement of the bulk modulus of the matrix (without pores) itself is very difficult and has not been reported in the literature. In a simple model, this bulk modulus is assumed to be infinite, and the matrix itself (without holes) itself is assumed to be incompressible. This assumption is reasonable. This is because the volume fraction of the matrix is very low in the cornea and a significant amount of the compression or expansion volume of the soft layer can result in pore void compression or expansion through deformation of this matrix.
[0073]
The volume expansion of the porous solid material due to the pore internal pressure is similar to the temperature expansion of the volume due to the temperature increase, but its physical mechanism is completely different. Thus, this volume change due to pore internal pressure is due to the fact that the material properties of the (dry) porous material (no liquid) and the material properties of the solid matrix (no pores) are known; It can be replaced by thermal expansion conditions in the cord.
[0074]
As shown in FIG. 24, a negative (“inhibition”) pressure of 60 mmHg, in addition to the intraocular pressure of 15 mmHg applied on the posterior surface of the cornea, was converted to a very porous Are uniformly applied over the boundaries of the holes of layers # 2, # 4, and # 6. In the execution of this simulation, a commercially available finite element code ABAQUS having four-node axisymmetric elements is used. In Figure NK2, a negative ("inhibition") pressure is applied only to porous layers # 4 and # 6, and a zero ablated or cut porous layer # 2 is applied to porous layer # 2. Assume hole pressure. This simplified assumption is based on the fact that liquid movement is more likely to occur in the in-plane direction rather than the out-of-plane direction due to the layered nature of the actual cornea. Since the internal fluid is suddenly exposed to atmospheric pressure where this layer is cut, the internal pressure is set equal to zero for layer # 2.
[0075]
(Result based on sample finite element model)
The outline of the spherical surface B (interface between soft layer # 2 and hard layer # 3) for an intact corneal model (FIG. 24), and an ablated or cut corneal model (FIG. 25) are plotted in FIG. I do. The displacement has been magnified by a factor of 10, so that the comparison before and after surgery is visually observable. The spherical surface B flattens after the operation. This flattening due to surgery shows the same trend as the conceptual model, as supported by the clinically observed results described earlier in this application.
[0076]
As previously discussed, in all existing methods of refractive surgery, the fact that the cornea is a porous material is ignored. Instead, the cornea is treated as a solid material. Thus, negative (“impression”) pressures applied inside the cornea through the internal pore boundary are not considered. To elucidate these differences, we set the negative ("inhibition") pressure in soft layers # 2, # 4, and # 6 to be equal to zero during surgery. Before and after, the deformation of the spherical surface B is plotted. As clearly shown in FIG. 27, the spherical surface B rises after the operation. This is inconsistent with the clinical outcome of the surgery. Due to the lower stiffness of the central part of the cornea due to the removal of the tissue, this bulge occurs and therefore further deforms after the operation.
[0077]
To further demonstrate the difference between the existing simulation and the simulation according to the present invention, the overall corneal shape modified before and after surgery is compared based on two different approaches. In FIG. 28, the deformed global corneal shape of intact and ablated or cut corneal models is compared based on the assumption of a liquid-filled porous material for the soft layer. The peripheral portion of the cornea after ablation is thicker than the terminal portion before the ablation. This terminal thickening fits the conceptual model supported by the clinical results described earlier in this application. In FIG. 29, the deformed overall corneal shape of an intact and ablated or cut corneal model is compared based on a solid material assumption for a soft layer. Contrary to the results based on the assumption of the liquid-filled porous material shown in FIG. 28, no peripheral hyperplasia is observed after ablation. Therefore, existing simulations based on the assumption of solid materials do not agree with the clinical results after laser refractive surgery described in this application.
[0078]
It describes the ablation depth-dependent biomechanical response, which means that the more ablated, the more flattened. Preliminary calculations are performed for two sets of layer ablation. Here, a part of the

layers #

1, 2, 3, 4 (instead of # 1 and # 2 in FIG. NK2) is ablated or cut. Further planarization is observed, based on the assumption of a liquid-filled porous material of the soft layer. However, based on the assumption of the solid material of the soft layer, further bumps are observed. The reason for this is that the structural rigidity of the central part of the cornea is further eroded by further thinning. Therefore, the clinical trends supported in the present application are reproduced based on the simulation based on the present invention, while the simulation based on the existing method reproduces the bad tendency.
[0079]
Furthermore, current age nomographs for myopic procedures generally indicate that as age increases, the need for ablation to obtain the same level of correction tends to decrease. It is also known that the cornea of older individuals tends to be harder than the cornea of younger individuals. Prior parametric studies based on the simple finite element model presented here have shown that the Young's modulus of the fibers (fibers) (

layers #

1, 3, 5, 7) has been reduced by a factor of 10, It is demonstrated that a decrease in flattening is observed. Thus, the basic age monograph trends for the myopic procedure are reproduced using this innovative model.
[0080]
The importance of the present invention is demonstrated through these simple sample models. Without incorporating negative ("inhibition") pressure directly inside the cornea under simulation, very basic clinically known results for LASIK or PRK cannot be properly modeled.
[0081]
(Extension of sample finite element model)
In some of the existing simulations of refractive surgery, bumps due to negative ("inhibition") pressure in the cornea have been indirectly considered with respect to "hydration" (Roy et al., 1996). However, the obvious concept that the cornea is very porous is not directly modeled during formation. Thus, there is no separation between the liquid in the cornea and the solid structure, and the cornea is treated as a "hydrated" solid material. The direct incorporation of negative ("inhibition") pressure, and the change in position (and time) dependence of this pressure due to refractive surgery during formation, has never been reported in the literature.
[0082]
This results in the fact that a significant part of the modeling of the present invention is easily extensible to all other existing simulations of refractive surgery (RP Vito, TJ Shin, and B.E.McCarey, "A Mechanical Model of the Cornea: The Effects of Physiological and Surgical Factors on Radial Keratotomy Surgery", Refractive & Corneal Surgery, 1989, p82~88.P.Pinsky and D.V.Datye, "A Microstructurally -Based Finite Element Model of the Included Human Cornea "Journal of Biomechanics, Vol. 24, 1991, pp. 907-922, P. Pinsky and DV Datay," Numerical Modeling of Radial Atigmatic, and Hexagonal Keratonomy, Vol. Pp. 164 to 172. KD Hanna, FE Jouve, GO Waring, and PH Ciariat, "Computer Simulation of Arcate Keratotomy for Astigmatism", Vol. 163, P. Roy, WM Pe roll, A.E.McKinney an C.J.Chuong, "Computational Models of the Effects of Hydration on Corneal Biomechanics and Results of Radial Keratotomy", Journal of Biomechanical Engineering, Transactions of the ASME, # 118, pp. 1996, No. 255 ２５ 258. MR Bryant, V. March T. Juhasz, "Material Models of Picosecond Laser Keratomileusis for High Myovia," Journal of Life Refire. Vol. 16, 2000, pp. 155-162). As previously discussed, in existing simulations, the cornea is treated as a homogeneous "hydrated" solid material. All we need to do is that this homogeneous "hydrated" solid material is in fact an "equivalent" homogeneous solid material, and that this "equivalent" homogeneous solid material is It is through the formation that it is actually very heterogeneous in the sense that it has pores and that the pores are filled with water.
[0083]
Conceptually, porosity (pore volume per unit volume of porous solid material) can be introduced at each point of an equivalent homogeneous material, and deformation due to pore internal pressure (in existing methods, Lost) can be considered. In theory, volume expansion due to pore internal pressure can be simulated by mimicking thermal expansion due to temperature changes. Given the specific value of the pore pressure inside the cornea, this substitution is made by knowing the overall material properties of the porous solid material (solid matrix and pores) and the solid matrix (no pores). Can be done. As explained in the exemplary model, the cornea is so porous that significant overall volume changes can result in changes in pore voids rather than expansion or compression of the solid matrix (no pores). Thus, by using a simplified assumption made of an incompressible solid matrix (no pores), the expansion due to a given pore pressure can be simulated throughout the thermal expansion period. This results in the direct incorporation of a negative ("inhibition") pressure applied to the pore boundaries of the highly porous cornea. In this way, existing simulations can be modified to include the effect of a position-dependent negative (“invitation”) pressure inside the cornea on the biomechanical response of the cornea to surgery.
[0084]
In a simple exemplary model, the assumption of a linearly elastic and isotropic material is used. However, material response assumptions can be extended to anisotropic and / or non-linear models. Thus, by incorporating the basic theory of existing theory for liquid-filled porous materials into existing simulations, we can significantly improve existing simulations for all other refractive surgery.
[0085]
In a simplified exemplary model, a hard layer (indicating collagen fibers) and a soft layer (indicating a matrix or matrix) and water are modeled separately. However, this layered structure can be modeled as an "equivalent" homogenous anisotropic material on the basis of a composite model for the structure layered by Katsube and Wu ("A Constitutive Theory for" Porous Composite Materials ", International Journal of Solids and Structures, 35, 4587-4596, 1998). By introducing the volume fraction (thickness ratio) of each layer and the porosity at each point of the "equivalent" homogeneous material, the deformation of the fibers and matrix and water inside the cornea is reduced to a single continuous model framework. (Framework). This homogenization technique can again be used as a tool to introduce more detailed microstructures into existing simulations. If detailed information about the microstructure is introduced into this modeling, more detailed information may be obtained from the simulation. In addition to the analytical methods described above, these processes that further introduce microstructures into the modeling can also be achieved by simply performing some level of macro-micro numerical simulation. For example, at the minimum scale level, the local placement of individual collagen fibers can be modeled. In addition, the reorientation and stretch of collagen fibers, as well as the wave structure of individual collagen fibers, can also be modeled separately. These small-level models can be incorporated at the medium-level of the stratified structural model. The resulting medium-level model can be further incorporated into the large-scale boundary value problem of corneal deformation.
[0086]
The exemplary model is used merely to demonstrate key ideas of the invention. The same idea can be extended to include various other factors (time-dependent movement of liquids and electrochemical considerations). The initial boundary value problem of fluid flow can be added to the model simulation so that the time-dependent nature of corneal deformation can be modeled. In addition to the above purely mechanical concerns of the cornea, electrochemical balance and ion transport can be added to this model simulation. Ion and fluid transport phenomena are combined, and both affect corneal deformation. In both cases, the direct incorporation of a negative ("invitation") period becomes very important in solving the initial boundary value problem. This is because the atmospheric pressure occurring at the ablated or cut surface can be specified as a boundary condition.
[0087]
A simple finite element model according to the present invention, as opposed to existing models in the literature, can predict the correct tendency in the response of the cornea to laser refractive surgery. In small adjustments in geometry and microstructure, the simple model used to describe the present invention is immediately useful in predicting general trends in the results of refractive correction procedures.
[0088]
In the LASIK procedure, flaps are first made with a microkeratome and then corneal ablation is performed. After ablation, the hinged flap is placed in its original position. In a further enhancement of the simulation according to the invention, the material properties for this model can be back calculated from the corneal biomechanical response resulting from flap production (but before ablation). The mechanical response due to ablation can then be simulated, and post-operative conditions can be predicted based on model simulation. This information may assist the physician in making decisions for the surgery before the actual ablation. Thus, the present invention can be very useful in increasing the success rate of refractive surgery.
[0089]
(Integrated system for refractive surgery)
The modeling, optimization and algorithm correction of the present invention can be accomplished by written calculations or by execution via a computer system. Those of skill in mathematical computer modeling, computer programming, and database operations and administration will readily appreciate that the methods and systems described herein can be software-based and can be implemented by computer systems. .
[0090]
For example, a computer equipped with a central processing unit, a recording medium (eg, a magnetic hard drive), a display device (eg, a monitor), and an input device (eg, a keyboard and / or a mouse) performs the method of the present invention. Can be used. Pre- and post-operative measurements are entered into the computer system by keystroke or by other similar methods, including direct data movement of measurements entered into another computer or similar machine. Existing algorithms for the ablation procedure may be entered in digital form by any suitable method. Further experimental, deterministic, or other data may be input to the computer by any suitable method.
[0091]
Data input to the computer is recorded by any suitable method, including read only memory (RAM) or other recording devices (eg, hard disk drives).
[0092]
Analysis and comparison of the entered data items and / or the recorded data items is accomplished by executing appropriate software algorithms on a computer that compares the relative values of the recorded data. Adjustments of existing algorithms for the ablation procedure are achieved by extracting the ablation procedure from the data record and modifying it. The modified algorithm is re-recorded or executed during surgery.
[0093]
The data derived or generated by the present invention is recorded on a computer by any suitable method, including recording on a suitable computer readable medium. Examples of a suitable computer-readable medium are RAM or a magnetic hard disk. Depending on the nature of the data, the data may be recorded on such a computer-readable medium in a table or other suitable data structure. Those skilled in the art of databases will readily appreciate that several types of data structures are appropriate under the present invention.
[0094]
Modeling is achieved by executing appropriate software algorithms on a computer using the recorded data in combination with mathematical modeling algorithms. Those skilled in the art of computer modeling will readily appreciate that many suitable software modeling applications are available and suitable under the present invention.
[0095]
A computer system that performs the method of the present invention can be used during corneal surgery. Data may be input to such a computer system during the surgical process, and the computer system outputs responsiveness data during the surgery. For example, in surgery, a surgeon or other person enters pre-operative measurements into a computer. The computer (which implements the invention) determines the details of the ablation based on such measurements. After an incision cut or other perturbation, a diagnostic device (corneal topography, wavefront analyzer, optical interference topography, corneal topography, etc.) is integrated with the laser to allow all measurements to share a common reference axis. Obtain measurements after perturbation by ultrasound. These data are input to a computer via an integrated system. The computer determines adjusted details for the ablation and outputs such adjustments to the surgeon. The surgeon performs an ablation with adjusted details.
[0096]
A computer system implementing the method of the present invention may also be used prior to corneal surgery to create a biochemical model based on the entered data. A computer system for performing the method of the invention can also be used subsequent to corneal surgery to correct data from the surgery for use in biomechanical modeling.
[0097]
(What is the impact of corneal biomechanics on a customized resection procedure?)
The above studies show that corneal biomechanics (including neocornea, resulting from microkeratotomy, neonatal of both the central and surrounding peripheral areas of the cornea resulting from resection, and neoplasms generated by postoperative healing) It is clearly shown that this should demonstrate establishing a truly customized resection procedure for an individual patient. Current ablation algorithms do not adequately reflect these biomechanical factors. Thus, to date, surgical results have frequently been lacking in achievable optimal objectives. However, fortunately, manufacturers of diagnostic and surgical devices (eg, corneal topography, optical coherence tomographers, wavefront analyzers, and lenses), and surgeons, use the procedures and devices described herein to Factors can be accounted for. A visual clarity of 20/40 with ± 1 diopter of residual refractive air should no longer be an acceptable result for LASIK or PRK standard surgery. With minimal ablation, a visual clarity of 20/20 or 20/10 should be achievable for most patients.
[0098]
What is the end result about the future of customized laser refractive surgery? Can we better predict postoperative shape and vision? Can we reach 20/10 visual clarity with minimized ablation? There are absolutely achievable goals when we elucidate the controllable and / or predictable sources that contribute to the final corneal shape and vision results. What is important to "guide" laser ablation? Both wavefront analysis and corneal topography are likely to require programming the laser profile to achieve constitutively optimized results. Wavefront analysis provides the necessary means to measure and minimize ablation. Topography helps us measure and predict biomechanical corneal responses in a manner that has not yet been elucidated. The future of customized laser refractive surgery is definitely bright. Those skilled in the art of corneal surgery, or the development of diagnostic or surgical devices for these procedures, will readily appreciate that the methods and devices described herein can provide dramatic improvements in corneal surgery. . Of course, they also understand that many modifications may be made in these procedures and devices which are merely exemplary. These exemplifications are not intended to limit the scope of the invention, which is defined by the appended claims.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a typical schematic of a simple “shape subtraction” for correction of myopia.
FIG. 2 is a schematic diagram of a shape subtraction model of refractive surgery for myopic ablation (left) and hyperopic ablation (right).
FIG. 3 shows a map of a difference obtained by subtracting post-operation from post-operation: an altitude map (upper left), a thickness map (lower left), a geodetic curvature map (upper right), and an axial map (lower right). Show.
FIG. 4 is a geodetic curvature difference map (post-op) before the LASIK procedure.
FIG. 5 is a map of thickness differences (post-op) before myopia LASIK procedure.
FIG. 6 is a difference map obtained by subtracting post-operation from pre-operation from LASIK correction.
FIG. 7 is an error map obtained by subtracting the estimated post-operative local anatomy from the actual local anatomy for the same subject as in FIG. 6;
FIG. 8 shows A) preoperative altitude map (left) and geodetic curvature map (right); B) postoperative altitude map (left) and geodetic curvature map (right); and C) altitude. The error map (left) and the geodetic curvature error map (right) are shown.
FIG. 9 shows A) preoperative altitude map (left) and geodetic curvature map (right); B) postoperative altitude map (left) and geodetic curvature map (right); and C) altitude. The error map (left) and the geodetic curvature error (right) map are shown.
FIG. 10 shows a regression analysis of the thickness of surrounding stroma in the upper region (upper plot) and lower region (lower plot) versus curvature.
FIG. 11 is a conceptual model that predicts biomechanical central flattening as a direct result of a cut corneal layer.
FIG. 12 is a schematic diagram of the forces described by A) interlaminar cohesion strength and B) interlaminar shear strength.
FIG. 13 shows the effect of biomechanics on LASIK monograms for primary and secondary hyperopia.
FIG. 14 shows a sample resection depth profile calculated 6 months after PRK.
FIG. 15 is a comparison between a flattened ablation profile and a measured topographical height difference map.
FIG. 16 is a mean difference map between repeated measurements of 20 eyes of 10 normal subjects.
FIG. 17 is a mean difference map between one day after LASIK surgery and the pre-operative state.
FIG. 18 is a mean difference map between one month after LASIK surgery and the pre-operative state.
FIG. 19 shows increased curvature (upper right), elevation (upper left), and thickness (lower left) in the periphery for patients who underwent LASIK surgery and underwent Orbscan corneal dissection before and 6 months after surgery. 3) shows a composite difference map.
FIG. 20 shows a view of a view of a central area (A), a lower area (B) and an upper area (C) of the cornea.
FIG. 21 is a graph of central curvature shift versus local peripheral stroma thickness change.
FIG. 22 shows the pre-operative (upper left) and curvature (lower left) topography taken while the patient was upright for the LASIK procedure.
FIG. 23 is a curvature difference map between the pre-operative and post-flap formation for the patient of FIG. 22, calculated and displayed using customized software. FIG. 4 is a curvature difference map between after flap formation and after operation for the same patient.
FIG. 24 is a model for an intact cornea, represented as part of the shell of an axisymmetric lamellar sphere fixed at the end.
FIG. 25 is a model for a cut cornea after a PRK or LASIK operation.
FIG. 26 shows a model post-operative cornea flattening based on the assumption that the cornea is a fluid-filled porous material.
FIG. 27 shows swelling of a model cornea after surgery, based on the assumption that the cornea is a solid material.
FIG. 28 compares the deformed shape of the entire cornea for an intact corneal model and a cut corneal model under two different assumptions.
FIG. 29 compares the deformed shape of the entire cornea for an intact corneal model and a cut corneal model under two different assumptions.

Claims

屈折矯正眼処置を改良するための方法であって、該方法は、以下：
眼のための生体力学的データを統計学的に有意な数の角膜から得る工程；および
該生体力学的特徴に少なくとも一部基づいて、角膜剥離に関する詳細を構築する工程、
を包含する、方法。A method for improving refractive eye treatment comprising the following steps:
Obtaining biomechanical data for the eye from a statistically significant number of corneas; and constructing details regarding the corneal abrasion based at least in part on the biomechanical features;
A method comprising:

前記詳細が、生存角膜に関する手術前のデータに少なくとも一部基づいている、請求項１に記載の方法。The method of claim 1, wherein the details are based, at least in part, on pre-operative data for a living cornea.

請求項１に記載の方法であって、該方法は、以下：
前記角膜において生体力学的応答を生じるように生存角膜を摂動する工程；および
該生体力学的応答に関連する摂動後のデータを得る工程、
をさらに包含する、方法。2. The method according to claim 1, wherein the method comprises:
Perturbing a living cornea to produce a biomechanical response in the cornea; and obtaining post-perturbation data associated with the biomechanical response;
The method further comprising:

請求項３に記載の方法であって、前記摂動は、角膜前面上にフラップを作製すること、角膜の一部を切除すること、上皮層を角膜から剥離すること、および角膜の機械による変形または超音波による変形、のうち少なくとも１つを含む、方法。4. The method of claim 3, wherein the perturbing comprises creating a flap on the anterior corneal surface, ablating a portion of the cornea, detaching the epithelial layer from the cornea, and mechanically deforming the cornea. A method comprising at least one of ultrasonic deformation.

請求項３に記載の方法であって、前記手術前のデータおよび摂動後のデータは、高度のデータ、全角膜の厚さのデータ、曲率のデータまたは波面のデータの測定値を含む、方法。4. The method of claim 3, wherein the pre-operative data and post-perturbation data include elevation data, total corneal thickness data, curvature data, or wavefront data measurements.

請求項５に記載の方法であって、ここで、
前記摂動は、角膜の前面上にフラップを作製することを含み；そして
前記摂動後のデータは、フラップ厚の測定値を含む、
方法。6. The method of claim 5, wherein:
Said perturbing comprises creating a flap on the anterior surface of the cornea; and said post-perturbation data comprises a measurement of flap thickness.
Method.

請求項３に記載の方法であって、前記手術前のデータおよび前記摂動後のデータが、角膜トポグラフィー、光学干渉性トモグラフィー、波面分析、超音波デバイス、自動屈折デバイス、または他の診断デバイスによって得られる、方法。4. The method of claim 3, wherein the pre-operative data and the post-perturbation data are obtained by corneal topography, optical coherence tomography, wavefront analysis, ultrasound devices, auto-refraction devices, or other diagnostic devices. Obtained, the method.

屈折矯正眼角膜手術を実施するための方法であって、該方法は、以下：
眼の少なくとも一つの生体力学的特性を示す手術前の診断データを得る工程；　該手術前の診断データに基づいて切除の詳細を決定する工程；および
調節された該切除の詳細に従って、角膜の一部を切除する工程、
を包含する、方法。A method for performing refractive ophthalmic corneal surgery, comprising:
Obtaining pre-operative diagnostic data indicative of at least one biomechanical property of the eye; determining resection details based on the pre-operative diagnostic data; and adjusting the resection details according to the adjusted resection details. Removing the part,
A method comprising:

請求項８に記載の方法であって、該方法は、以下：
前記眼において生体力学的応答を生じるように該眼を摂動させる工程；
該生体力学的応答を示す、該眼の摂動後の診断データを得る工程；および
該手術前のデータと該摂動後のデータとの比較に少なくとも一部基づいて、調節された切除の詳細を決定する工程、
をさらに包含する、方法。9. The method according to claim 8, wherein the method comprises:
Perturbing the eye to produce a biomechanical response in the eye;
Obtaining post-perturbation diagnostic data of the eye indicative of the biomechanical response; and determining adjusted resection details based at least in part on comparing the pre-operative data with the post-perturbation data. Process,
The method further comprising:

請求項９に記載の方法であって、前記摂動は、角膜前面上にフラップを作製すること、角膜の一部を切除すること、上皮層を角膜から剥離すること、および角膜の機械による変形または超音波による変形、のうち少なくとも１つを含む、方法。10. The method of claim 9, wherein the perturbing comprises creating a flap on the anterior corneal surface, ablating a portion of the cornea, detaching the epithelial layer from the cornea, and mechanically deforming the cornea. A method comprising at least one of ultrasonic deformation.

請求項９に記載の方法であって、ここで、
前記摂動は、角膜の前面上にフラップを作製することを含み；そして
前記摂動後のデータは、フラップ厚のデータを含む、
方法。10. The method of claim 9, wherein:
The perturbing comprises creating a flap on the anterior surface of the cornea; and the post-perturbation data comprises flap thickness data.
Method.

請求項９に記載の方法であって、該方法は、治癒プロセスにおいて前記角膜の変化を評価するために、選択された手術後の増分で手術後の診断データを得る工程、をさらに包含する、方法。10. The method of claim 9, further comprising obtaining post-operative diagnostic data at selected post-operative increments to assess the corneal changes during a healing process. Method.

請求項１２に記載の方法であって、前記手術後の増分は、前記切除の、約１日後、約１週間後、約１ヶ月後、約６ヶ月後、および約９ヶ月後、のうち少なくとも１つを含む、方法。13. The method of claim 12, wherein the post-operative increment is at least about 1 day, about 1 week, about 1 month, about 6 months, and about 9 months after the resection. A method, including one.

請求項１２に記載の方法であって、該方法は、前記角膜の光切除の再処置を含む、方法。13. The method of claim 12, wherein the method comprises a re-treatment of photoablation of the cornea.

光切除眼手術に関する詳細を構築するための方法であって、該方法は、以下：
生存角膜の少なくとも一つの生体力学的応答を示す手術前の眼データを得る工程；および
該手術前のデータに基づいて切除の詳細を決定する工程、
を包含する、方法。A method for building details about a photoablation eye surgery, the method comprising:
Obtaining pre-operative eye data indicative of at least one biomechanical response of a living cornea; and determining resection details based on the pre-operative data;
A method comprising:

請求項１５に記載の方法であって、該方法は、以下：
応答を生じるように角膜を摂動する工程；
摂動後の眼データを得る工程；および
前記手術前の診断データと該摂動後の眼データとの比較に少なくとも一部基づいて、調節された切除の詳細を決定する工程、
をさらに包含し、
ここで、これらの測定値は、生体力学的応答を示す、
方法。16. The method according to claim 15, wherein the method comprises:
Perturbing the cornea to produce a response;
Obtaining post-perturbation eye data; and determining adjusted resection details based at least in part on comparing the pre-operative diagnostic data to the post-perturbation eye data.
Further encompasses
Where these measurements are indicative of a biomechanical response,
Method.

屈折矯正眼手術を改良するための方法であって、該方法は、以下：
統計学的に有意な数の生存角膜に関する手術前データを得る工程；
該角膜の切除に対する生体力学的応答を予測する工程；および
該摂動の対する該角膜の生体力学的応答の、１以上の数学的モデルを構築する工程、
を包含する、方法。A method for improving refractive ophthalmic surgery, comprising:
Obtaining preoperative data for a statistically significant number of surviving corneas;
Predicting a biomechanical response to the ablation of the cornea; and building one or more mathematical models of the biomechanical response of the cornea to the perturbation;
A method comprising:

前記数学的モデルは、有限要素分析または他の数学的モデル化技術に基づいている、請求項１７に記載の方法。The method according to claim 17, wherein the mathematical model is based on finite element analysis or other mathematical modeling techniques.

請求項１７に記載の方法であって、該方法は、以下：
前記角膜において生体力学的応答を生じるように統計学的に有意な数の前記角膜を摂動する工程；
該生体力学的応答を示す該角膜に関する、摂動後の診断データを得る工程；および
前記手術前のデータと該摂動後のデータとの比較に少なくとも一部基づいて、前記数学的モデルを構築する工程
をさらに包含する、方法。18. The method according to claim 17, wherein the method comprises:
Perturbing a statistically significant number of the cornea to produce a biomechanical response in the cornea;
Obtaining post-perturbation diagnostic data for the cornea exhibiting the biomechanical response; and constructing the mathematical model based at least in part on a comparison of the pre-operative data with the post-perturbation data. The method further comprising:

請求項１９に記載の方法であって、前記摂動は、角膜前面上にフラップを作製すること、角膜の一部を切除すること、上皮層を角膜から剥離すること、および角膜の機械による変形または超音波による変形、のうち少なくとも１つを含む、方法。20. The method of claim 19, wherein the perturbing comprises creating a flap on the anterior corneal surface, ablating a portion of the cornea, detaching the epithelial layer from the cornea, and mechanically deforming the cornea. A method comprising at least one of ultrasonic deformation.

請求項１７に記載の方法であって、該方法は、以下：
前記統計学的に有意な数の角膜の一部を切除する工程；
該統計学的に有意な数の角膜に関する手術後の診断データを得る工程；および
前記手術前の診断データ、前記摂動後のデータと該手術後のデータとの比較に少なくとも一部基づいて、調節された切除の詳細を決定する工程、
をさらに包含し、
ここで、該比較は、生体力学的応答を示す、
方法。18. The method according to claim 17, wherein the method comprises:
Ablating a portion of the statistically significant number of cornea;
Obtaining post-operative diagnostic data for the statistically significant number of cornea; and adjusting based at least in part on the comparison of the pre-operative diagnostic data, the post-perturbation data, and the post-operative data. Determining the details of the performed resection;
Further encompasses
Wherein the comparison is indicative of a biomechanical response,
Method.

前記角膜の１以上の屈折矯正再処置を含む、請求項２１に記載の方法。22. The method of claim 21, comprising one or more refractive correction retreatment of the cornea.

前記数学的モデルを構築するためのプロセスが、水和された多孔性構造体の一部として該モデルを提供する工程、を包含する、請求項１７に記載の方法。18. The method of claim 17, wherein the process for constructing the mathematical model comprises providing the model as part of a hydrated porous structure.

請求項２３に記載の方法であって、前記構造体が、少なくとも１つの軟質多孔性層によって分離された、複数の硬質層を含み、そしてコラーゲン線維が、不浸透性硬質層としてモデル化される、方法。24. The method of claim 23, wherein the structure comprises a plurality of hard layers separated by at least one soft porous layer, and the collagen fibers are modeled as impermeable hard layers. ,Method.

前記コラーゲン線維が、薄い硬質シェル層であると集合的に想定される、請求項２４に記載の方法。25. The method of claim 24, wherein the collagen fibers are collectively assumed to be a thin hard shell layer.

請求項２３に記載の方法であって、前記角膜が、層状またはラメラ状の高度多孔性構造体としてモデル化され、少なくとも１つの軟質多孔性層によって分離される、複数の前記薄い硬質シェル層を含む、方法。24. The method of claim 23, wherein the cornea is modeled as a layered or lamellar highly porous structure, and wherein the plurality of thin hard shell layers are separated by at least one soft porous layer. Including, methods.

請求項２６に記載の方法であって、前記多孔性材料が、マトリクス内に孔を有する非圧縮性物質のマトリクスを含み、該孔の少なくともいくつかは、流体で少なくとも部分的に充填されている、方法。27. The method of claim 26, wherein the porous material comprises a matrix of incompressible material having pores in the matrix, at least some of the pores being at least partially filled with a fluid. ,Method.

生存角膜の生体力学的応答を予測するための方法であって、該方法は、以下：
統計学的に有意な数の角膜からデータを得る工程；
角膜の有限要素モデルであって、該モデルは、以下：
水和された多孔性シェルの一部；
固定された縁；
該シェルの内部表面に対して約１０〜約１５ｍｍのＨｇの実質的に均一な眼内圧；および
該シェル内の準大気圧、
を含む、モデルを作製する工程；
該シェルの流体含量中の局在化された変化をシミュレートする工程；ならびに
該変化後の該シェルの生体力学的応答を測定する工程、
を包含する、方法。A method for predicting the biomechanical response of a living cornea, comprising:
Obtaining data from a statistically significant number of cornea;
A finite element model of the cornea, the model comprising:
Part of the hydrated porous shell;
Fixed edges;
A substantially uniform intraocular pressure of about 10 to about 15 mm of Hg against the inner surface of the shell; and a sub-atmospheric pressure within the shell;
Creating a model, comprising:
Simulating a localized change in the fluid content of the shell; and measuring the biomechanical response of the shell after the change;
A method comprising:

角膜手術における切除手順についての存在するアルゴリズムを補正するための方法であって、該方法は、以下：
生存角膜の少なくとも１つの生体力学的応答を示す手術前のデータを受信する工程；および
該手術前の生体力学的データに基づいて切除手順についての存在するアルゴリズムを調節する工程、
を包含する、方法。A method for correcting an existing algorithm for a resection procedure in corneal surgery, the method comprising:
Receiving pre-operative data indicative of at least one biomechanical response of a living cornea; and adjusting an existing algorithm for an ablation procedure based on the pre-operative biomechanical data;
A method comprising:

請求項２９に記載の方法であって、該方法は、以下：
前記角膜を摂動する工程；
該角膜を切除する前に、該角膜の摂動後のデータを受信する工程、
前記手術前のデータおよび該摂動後のデータを分析する工程；ならびに
該手術前のデータと該摂動後のデータとの間の差異に基づいて切除手順についての前記存在するアルゴリズムを調節する工程、
をさらに包含する、方法。30. The method according to claim 29, wherein the method comprises:
Perturbing the cornea;
Receiving the perturbed data of the cornea before ablating the cornea;
Analyzing the pre-operative data and the post-perturbation data; and adjusting the existing algorithm for an ablation procedure based on a difference between the pre-operative data and the post-perturbation data;
The method further comprising:

請求項３０に記載の方法であって、該方法は、以下：
前記調節したアルゴリズムに従って前記角膜を切除する工程；
該角膜の手術後のデータを得る工程；および
前記手術前のデータと該手術後のデータとの間の前記差異の間の差異に基づいてさらなる手術についての存在するアルゴリズムに対する補正を構築する工程、をさらに包含する、方法。31. The method of claim 30, wherein the method comprises:
Ablating the cornea according to the adjusted algorithm;
Obtaining the post-operative data of the cornea; and constructing a correction to the existing algorithm for further surgery based on the difference between the difference between the pre-operative data and the post-operative data; The method further comprising:

個々の患者の屈折矯正角膜手術におけるカスタマイズされた切除手順についての生体力学的モデルを構築するための方法であって、該方法は、以下：
統計学的に有意な数の生存角膜についての手術前のデータを受信する工程；
生体力学的応答を生じるように該角膜を摂動する工程；
該角膜についての摂動後のデータを受信する工程；および
該摂動に対する該角膜の生体力学的応答の１以上のモデルを構築する工程、
を包含する、方法。A method for constructing a biomechanical model for a customized ablation procedure in an individual patient's refractive corneal surgery, comprising:
Receiving pre-operative data for a statistically significant number of surviving corneas;
Perturbing the cornea to produce a biomechanical response;
Receiving post-perturbation data for the cornea; and building one or more models of the biomechanical response of the cornea to the perturbation;
A method comprising:

請求項３２に記載の方法であって、該方法は、以下：
前記角膜の前面を切除する工程；
該切除後に該角膜についての手術後のデータを受信する工程；ならびに
該摂動および該切除に対する該角膜の生体力学的応答についての１以上のモデルを構築する工程、
をさらに包含する、方法。33. The method according to claim 32, wherein the method comprises:
Resecting the anterior surface of the cornea;
Receiving post-operative data about the cornea after the ablation; and building one or more models of the biomechanical response of the cornea to the perturbation and the ablation;
The method further comprising:

請求項３２に記載の方法であって、該方法は、以下：
手術後の治癒データを受信する工程；ならびに
前記摂動および該治癒に対する前記角膜の生体力学的応答についての１以上のモデルを構築する工程、
をさらに包含する、方法。33. The method according to claim 32, wherein the method comprises:
Receiving post-operative healing data; and building one or more models of the perturbation and the corneal biomechanical response to the healing;
The method further comprising:

前記データが、前記モデルを作製するコンピューターシステムに受信される、請求項３２に記載の方法。33. The method of claim 32, wherein the data is received by a computer system that creates the model.

角膜手術における切除手順についての存在するアルゴリズムに関する補正を格納するためのデータ構造を含む、コンピューター読み取り可能な媒体であって、該媒体は、以下：
切除手順についての複数の存在するアルゴリズムの各々に対して、少なくとも１つのエントリーを含む、アルゴリズム表であって、
各々の該エントリーは、該存在するアルゴリズムに対して複数の補正を含み、
各々の該複数の補正は、角膜の手術前のデータおよび角膜の摂動後のデータに基づいて、該存在するアルゴリズムについての補正の詳細を含む、
アルゴリズム表を含む、
媒体。A computer-readable medium containing a data structure for storing corrections for existing algorithms for an ablation procedure in corneal surgery, the medium comprising:
An algorithm table comprising at least one entry for each of a plurality of existing algorithms for the ablation procedure,
Each of the entries includes a plurality of corrections to the existing algorithm;
Each of the plurality of corrections includes correction details for the existing algorithm based on corneal pre-operative data and corneal post-perturbation data.
Including the algorithm table,
Medium.

屈折矯正角膜手術を実施するための一体化システムであって、該システムは、以下：
治療状態の患者を支持し、これにより、該患者の角膜に対する固定点を介して共通の基準軸を構築する、手段；
角膜の前面上にフラップを提供するための手術装置、および該軸に対して該手術装置を位置決めするための手段；
該フラップが形成される前後に、該患者が該治療位置で支持される間に、該角膜のデータを得るために該基準軸に対して位置決めされるように調節された、１以上の測定装置；ならびに
該患者が、該治療位置で支持される間に、該角膜を切除するための該基準軸に対して位置決めされるように調製される、レーザー装置、
を備える、システム。An integrated system for performing refractive corneal surgery, the system comprising:
Means for supporting a patient in a treatment state, thereby establishing a common reference axis via a fixed point relative to the patient's cornea;
A surgical device for providing a flap on the anterior surface of the cornea, and means for positioning the surgical device with respect to the axis;
One or more measurement devices adjusted to be positioned relative to the reference axis to obtain the corneal data before and after the flap is formed and while the patient is supported at the treatment location. A laser device adapted to be positioned with respect to the reference axis for ablating the cornea while the patient is supported at the treatment location;
A system comprising:

前記フラップを提供するための装置が、ケラトームまたはレーザーを含む、請求項３７に記載の一体化システム。38. The integrated system according to claim 37, wherein the device for providing a flap comprises a keratome or a laser.

請求項３７に記載の一体化システムであって、前記手術前のデータおよび前記摂動後のデータが、角膜トポグラフィー、光学干渉性トモグラフィー、波面分析、超音波デバイス、自動屈折デバイス、または他の診断デバイスによって得られる、システム。38. The integrated system according to claim 37, wherein the pre-operative data and the post-perturbation data are corneal topography, optical coherence tomography, wavefront analysis, ultrasound devices, auto-refraction devices, or other diagnostics. The system obtained by the device.

眼光切除レーザーシステムを制御するための、コンピューター実行方法であって、該方法は、以下：
角膜ラメラを切断する摂動に対する、モデル化された角膜の生体力学的応答を評価する工程；
摂動前のデータを受信する工程；
切除の詳細を決定する工程；
摂動後のデータを受信する工程；
該摂動前のデータ、該切除の詳細、および該摂動後のデータからの、調節された切除の詳細を電子的に計算する工程；ならびに
該調節された切除の詳細に少なくとも一部基づいて、眼光切除システムの１以上の局面を制御する工程、
を包含する、方法。A computer-implemented method for controlling an ophthalmic ablation laser system, the method comprising:
Assessing the biomechanical response of the modeled cornea to a perturbation that cuts the corneal lamella;
Receiving data before perturbation;
Determining the details of the resection;
Receiving the perturbed data;
Electronically calculating adjusted ablation details from the pre-perturbation data, the ablation details, and the post-perturbation data; and Controlling one or more aspects of the ablation system;
A method comprising:

前記摂動が、角膜切開である、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the perturbation is a corneal incision.

前記摂動が、角膜切除である、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the perturbation is a corneal ablation.

前記切除の詳細が、切除パターンである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the ablation details are ablation patterns.

前記切除の詳細が、切除位置である、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the ablation details are ablation locations.

前記切除の詳細が、切除サイズである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the ablation details are ablation size.

前記屈折矯正眼切除の詳細が、切除の深さである、請求項４０に記載の方法。42. The method of claim 40, wherein the details of the refractive eye resection are the depth of the resection.

前記摂動前のデータが、トポグラフのデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the pre-perturbation data is topographic data.

前記摂動前のデータが、厚み計のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the pre-perturbation data is thickness gauge data.

前記摂動前のデータが、高度のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the pre-perturbation data is altitude data.

前記摂動前のデータが、全角膜の厚さのデータである、請求項４０に記載の方法。42. The method of claim 40, wherein the pre-perturbation data is whole corneal thickness data.

前記摂動前のデータが、角膜の曲率のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the pre-perturbation data is corneal curvature data.

前記摂動前のデータが、波面のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the pre-perturbation data is wavefront data.

前記摂動前のデータが、眼内圧のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the pre-perturbation data is intraocular pressure data.

前記摂動後のデータが、トポグラフのデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the post-perturbation data is topographic data.

前記摂動後のデータが、厚み計のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the post-perturbation data is thickness gauge data.

前記摂動後のデータが、高度のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the post-perturbation data is altitude data.

前記摂動後のデータが、全角膜の厚さのデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the post-perturbation data is whole corneal thickness data.

前記摂動後のデータが、角膜の曲率のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the post-perturbation data is corneal curvature data.

前記摂動後のデータが、波面のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the post-perturbation data is wavefront data.

前記摂動後のデータが、眼内圧のデータである、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the post-perturbation data is intraocular pressure data.

前記モデル化された応答が、角膜の組織を除去することによって生じる負の圧力変化に関連している、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the modeled response is associated with a negative pressure change caused by removing corneal tissue.

前記モデル化された応答が、１以上のラメラを切断することの、交互の硬質角膜層および軟質角膜層に対する効果に関連している、請求項４０に記載の方法。41. The method of claim 40, wherein the modeled response is related to the effect of cutting one or more lamellas on alternating hard and soft corneal layers.

請求項４０に記載の方法であって、該方法は、以下：
手術後の診断データを受信する工程；および
手術後の診断データに基づいて、角膜の生体力学的応答モデルを選択的にアップデートする工程、
を包含する、方法。41. The method of claim 40, wherein the method comprises:
Receiving post-operative diagnostic data; and selectively updating a corneal biomechanical response model based on the post-operative diagnostic data;
A method comprising:

前記手術後の診断データが、患者の満足のデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is patient satisfaction data.

前記手術後の診断データが、患者のビジョンデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is patient vision data.

前記手術後の診断データが、患者のハロー効果のデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is halo effect data for a patient.

前記手術後の診断データが、トポグラフのデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is topographic data.

前記手術後の診断データが、厚み計のデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is thickness gauge data.

前記手術後の診断データが、高度のデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is advanced data.

前記手術後の診断データが、全角膜の厚さのデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is whole corneal thickness data.

前記手術後の診断データが、角膜の曲率のデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is corneal curvature data.

前記手術後の診断データが、波面のデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is wavefront data.

前記手術後の診断データが、眼内圧のデータである、請求項６３に記載の方法。64. The method of claim 63, wherein the post-operative diagnostic data is intraocular pressure data.

請求項４０に記載の方法を実施するために操作可能である、コンピューター実行可能な指示を格納する、コンピューター読み取り可能媒体。41. A computer-readable medium storing computer-executable instructions operable to perform the method of claim 40.

角膜切除の詳細を調節するためのシステムであって、該システムは、以下：
１以上のラメラが切断される前に角膜に関連する第１の角膜データを受信するため、および１以上のラメラが切断された後に該角膜に関連する第２の角膜データを受信するための、データレシーバー；
該第１の角膜データおよび該第２の角膜データに基づいて角膜応答をモデル化する、予測的な角膜生体力学的応答モデル；
該第１の角膜データに基づいて切除の詳細を計算するための、切除詳細処理装置；ならびに
該モデル化された応答に基づいて該切除の詳細を調節するための、構成要素、を備える、システム。A system for adjusting the details of a corneal ablation, the system comprising:
For receiving first corneal data associated with the cornea before one or more lamellae are severed, and for receiving second corneal data associated with the cornea after one or more lamellae are severed; Data receiver;
A predictive corneal biomechanical response model that models a corneal response based on the first corneal data and the second corneal data;
An ablation detail processor for calculating ablation details based on the first corneal data; and a component for adjusting the ablation details based on the modeled response. .

請求項７５に記載のシステムであって、前記切除詳細処理装置は、前記第１の角膜データ、前記第２の角膜データおよび前記予測的な角膜生体力学的応答モデルに基づいて前記切除の詳細を計算する、システム。76. The system of claim 75, wherein the ablation details processor is configured to determine details of the ablation based on the first corneal data, the second corneal data, and the predictive corneal biomechanical response model. The system to calculate.

前記第１の角膜データが、トポグラフのデータである、請求項７５に記載のシステム。77. The system of claim 75, wherein the first corneal data is topographic data.

前記第１の角膜データが、波面のデータである、請求項７５に記載のシステム。77. The system of claim 75, wherein the first corneal data is wavefront data.

前記第２の角膜データが、トポグラフのデータである、請求項７５に記載のシステム。77. The system of claim 75, wherein the second corneal data is topographic data.

前記第２の角膜データが、波面のデータである、請求項７５に記載のシステム。77. The system of claim 75, wherein the second corneal data is wavefront data.

前記切除の詳細が、切除パターンである、請求項７５に記載のシステム。77. The system of claim 75, wherein the ablation details are ablation patterns.

前記切除の詳細が、切除位置である、請求項７５に記載のシステム。77. The system of claim 75, wherein the ablation details are ablation locations.

前記切除の詳細が、切除サイズである、請求項７５に記載のシステム。77. The system of claim 75, wherein the ablation details are ablation size.

前記切除の詳細が、切除の深さである、請求項７５に記載のシステム。77. The system of claim 75, wherein the ablation details are ablation depth.

角膜の切除手順を調節するために切除の詳細を計算するためのシステムであって、該システムは、以下：
角膜の摂動前に角膜に関連する第１の角膜データを受信するため、および該角膜の摂動後に該角膜に関連する第２の角膜データを受信するための、データレシーバー；
該摂動に対する角膜応答をモデル化する、予測的な角膜生体力学的応答モデルであって、該予測的な角膜生体力学的応答モデルは、以下：
周囲間質の肥大分析器；
角膜高度分析器；
位置依存的負圧分析器；
角膜ラメラ切断分析器；および
鋭い深さ応答分析器、
の１以上を備える、モデル；
該第１の角膜データ、該第２の角膜データおよび該予測的な角膜生体力学的応答モデルに基づいて調節された詳細を計算するための、切除詳細処理装置；ならびに
該調節された切除の詳細に基づいて該切除手順をアップデートするための、アップデーター、
を備えるシステム。A system for calculating ablation details to adjust a corneal ablation procedure, the system comprising:
A data receiver for receiving first corneal data associated with the cornea prior to perturbation of the cornea, and for receiving second corneal data associated with the cornea after perturbation of the cornea;
A predictive corneal biomechanical response model that models the corneal response to the perturbation, wherein the predictive corneal biomechanical response model comprises:
Peripheral interstitial hypertrophy analyzer;
Corneal altitude analyzer;
Position-dependent negative pressure analyzer;
A corneal lamella cutting analyzer; and a sharp depth response analyzer;
A model comprising one or more of:
An ablation detail processor for calculating adjusted details based on the first corneal data, the second corneal data and the predictive corneal biomechanical response model; and details of the adjusted ablation An updater for updating the resection procedure based on the
A system comprising:

請求項８５に記載のシステムであって、前記角膜生物学的応答モデルは、少なくとも１つの軟質多孔性層によって分離された一連の硬質層を含む水和された多孔性構造体として、前記角膜をモデル化し、コラーゲン線維が、１以上の不浸透性硬質層としてモデル化される、システム。86. The system of claim 85, wherein the corneal biological response model comprises converting the cornea as a hydrated porous structure comprising a series of hard layers separated by at least one soft porous layer. A system wherein the collagen fibers are modeled as one or more impermeable hard layers.

請求項８５に記載のシステムであって、前記角膜生物学的応答モデルは、多孔性材料の水和された構造体として、前記角膜をモデル化し、該構造体は、１以上の軟質多孔性層によって分離された複数の硬質層を含み、ここで、コラーゲン線維が、不浸透性硬質層としてモデル化され、そして該水和された多孔性材料が、マトリクス内に孔を有する不浸透性の物質のマトリクスであり、そして１以上の孔が、流体で少なくとも部分的に充填される、システム。86. The system of claim 85, wherein the corneal biological response model models the cornea as a hydrated structure of porous material, wherein the structure comprises one or more soft porous layers. Wherein the collagen fibers are modeled as an impermeable rigid layer and the hydrated porous material is an impermeable material having pores in a matrix. And wherein the one or more pores are at least partially filled with a fluid.

請求項８５に記載のシステムであって、前記角膜生体力学的応答モデルは、水和された多孔性シェルの一部として角膜をモデル化し、該多孔性シェルは、以下：
固定された縁；
該シェルの内部表面に対して約１０ｍｍＨｇ〜約１５ｍｍＨｇの間の実質的に均一な眼内圧；および
該シェル内の準大気圧、
を含む、システム。86. The system of claim 85, wherein the corneal biomechanical response model models the cornea as part of a hydrated porous shell, the porous shell comprising:
Fixed edges;
A substantially uniform intraocular pressure between about 10 mmHg and about 15 mmHg relative to the inner surface of the shell; and a sub-atmospheric pressure within the shell;
The system, including.

切除手順をカスタマイズするためのシステムであって、該システムは、以下：
角膜を手術前に測定することによって、摂動前のデータを得るための手段；
１以上の角膜ラメラを切断する摂動が該角膜に作製された後に該角膜を測定することによって、摂動後のデータを得るための手段；
該摂動、摂動前のデータおよび摂動後のデータに少なくとも一部基づいて、切除に対する角膜の生体力学的応答の予測的データを得るための手段；
該予測的データに一部基づいて切除の詳細を計算するための手段；ならびに
該切除の詳細に基づいて切除手順をアップデートするための手段、
を備える、システム。A system for customizing an ablation procedure, the system comprising:
Means for obtaining pre-perturbation data by measuring the cornea pre-operatively;
Means for obtaining post-perturbation data by measuring the cornea after a perturbation that cuts one or more corneal lamellas has been created in the cornea;
Means for obtaining predictive data of a corneal biomechanical response to ablation based at least in part on said perturbation, pre-perturbation data and post-perturbation data;
Means for calculating ablation details based in part on the predictive data; and means for updating an ablation procedure based on the ablation details.
A system comprising:

角膜切除手術方法であって、該方法は、以下：
１以上の角膜ラメラが切断される前に、第１のセットの角膜測定値を測定する工程；
該第１のセットの角膜測定値に少なくとも一部基づいて、１以上の切断パラメーターを選択する工程；
該切断パラメーターの少なくとも一部に基づいて、１以上の角膜ラメラを切断する工程；
１以上の角膜ラメラを切断した後に、第２のセットの角膜測定値を測定する工程；
該第１のセットの角膜測定値、該切断パラメーター、および該第２のセットの角膜測定値に基づいて１以上の切除の詳細を選択しかつ設定する工程；ならびに　１以上の該切除の詳細に基づいて、角膜から角膜組織を切除する工程、
を包含する、方法。A corneal resection method, comprising:
Measuring a first set of corneal measurements before one or more corneal lamellae are cut;
Selecting one or more cleavage parameters based at least in part on the first set of corneal measurements;
Cutting at least one corneal lamella based on at least some of the cutting parameters;
Measuring a second set of corneal measurements after cutting one or more corneal lamellae;
Selecting and setting one or more ablation details based on the first set of corneal measurements, the ablation parameters, and the second set of corneal measurements; Removing the corneal tissue from the cornea based on
A method comprising:

請求項９０に記載の方法であって、前記第１のセットの角膜測定値は、トポグラフのデータ、厚み計のデータ、高度のデータ、角膜の厚さのデータ、角膜の曲率のデータ、波面のデータ、眼内圧のデータ、周囲間質の厚みのデータ、および手術応答前のデータを含む、方法。90. The method of claim 90, wherein the first set of corneal measurements includes topographic data, thickness gauge data, altitude data, corneal thickness data, corneal curvature data, and wavefront data. Methods, including data, intraocular pressure data, surrounding stroma thickness data, and pre-surgical data.

請求項９１に記載の方法であって、前記第１のセットの角膜測定値が、角膜トポグラフィー、光学干渉性トモグラフィー、波面分析、および超音波のうち少なくとも１つによって得られる、方法。92. The method of claim 91, wherein the first set of corneal measurements is obtained by at least one of corneal topography, optical coherence tomography, wavefront analysis, and ultrasound.

請求項９０に記載の方法であって、前記第２のセットの角膜測定値が、トポグラフのデータ、厚み計のデータ、高度のデータ、角膜の厚さのデータ、角膜の曲率のデータ、波面のデータ、眼内圧のデータ、および周囲間質の厚みのデータを含む、方法。90. The method of claim 90, wherein the second set of corneal measurements comprises topographic data, thickness gauge data, altitude data, corneal thickness data, corneal curvature data, and wavefront data. A method comprising data, intraocular pressure data, and surrounding stroma thickness data.

請求項９３に記載の方法であって、前記第２のセットの角膜測定値が、角膜トポグラフィー、光学干渉性トモグラフィー、波面分析、および超音波のうち少なくとも１つによって得られる、方法。94. The method of claim 93, wherein the second set of corneal measurements is obtained by at least one of corneal topography, optical coherence tomography, wavefront analysis, and ultrasound.

請求項９０に記載の方法であって、１以上の前記切除の詳細が、切除サイズ、切除形状、切除位置、切除の深さ、および切除の数のうちの少なくとも１つを含む、方法。91. The method of claim 90, wherein one or more of the ablation details comprises at least one of ablation size, ablation shape, ablation location, ablation depth, and a number of ablation.

切除手順に対する角膜の生体力学的応答を予測するのに使用されるデータ構造を格納したコンピューター読み取り可能な媒体であって、該媒体は、以下：
１以上の角膜ラメラが切断される前に得られた、１以上の第１の角膜測定値に関する情報を保持する、第１領域；
１以上の角膜ラメラが切断された後に得られた、１以上の第２の角膜測定値に関する情報を保持する、第２領域；および
該切除の詳細が、１以上の該第１の角膜測定値、１以上の該第２の角膜測定値、および予測的な生体力学的な応答モデルのうち少なくとも１つから少なくとも一部誘導される場合に、１以上の切除の詳細に関する情報を保持する、第３領域、
を備える、媒体。A computer-readable medium storing a data structure used to predict a corneal biomechanical response to an ablation procedure, the medium comprising:
A first region holding information about one or more first corneal measurements obtained before the one or more corneal lamellae are cut;
A second region that holds information about one or more second corneal measurements obtained after one or more corneal lamellae were cut; and details of the ablation are one or more of the first corneal measurements. Holding information about one or more ablation details when at least partially derived from at least one of the one or more second corneal measurements and the predictive biomechanical response model; 3 areas,
A medium comprising:

屈折矯正眼システムであって、該システムは、以下：
角膜組織を切除するための屈折矯正眼レーザー；
１以上のコンピューターで実行可能な角膜切除プログラムを格納する、メモリー；
屈折矯正眼レーザーによって実施される屈折矯正眼手順に関連する１以上の眼切除の詳細を格納する、メモリー；
角膜生体力学的応答モデルを格納する、メモリー；
該屈折矯正眼手順の間に、角膜ラメラの切断前に生じた摂動前のデータを処理する、摂動前データ処理構成要素；
該屈折矯正眼手順に対して１以上のラメラ調製物を切断した後に受信された摂動後のデータを処理する、摂動後のデータ処理構成要素；
該角膜生体力学的応答モデルにおいてモデル化される場合に、該摂動前のデータおよび該摂動後のデータに基づいて格納された角膜切除プログラムに対する調節を計算する、調節データ処理構成要素；ならびに
格納された角膜切除プログラムをアップデートする、アップデートデータ処理構成要素、
を備える、システム。A refractive eye system, comprising:
Refractive eye laser to remove corneal tissue;
A memory for storing a corneal ablation program executable on one or more computers;
A memory storing details of one or more ophthalmic resections associated with a refractive eye procedure performed by a refractive eye laser;
A memory for storing a corneal biomechanical response model;
A pre-perturbation data processing component for processing pre-perturbation data generated prior to the cutting of the corneal lamella during the refractive eye procedure;
A post-perturbation data processing component that processes post-perturbation data received after cutting one or more lamella preparations for the refractive eye procedure;
An adjustment data processing component that, when modeled in the corneal biomechanical response model, calculates an adjustment to a stored corneal ablation program based on the pre-perturbation data and the post-perturbation data; Update data processing component to update the corneal ablation program
A system comprising:

角膜手術方法であって、該方法は、以下：
角膜切除手順のための、一連のコンピューター実行可能な指示を得る工程；
角膜の第１のトポグラフの測定値、厚み計の測定値、または波面の測定値を得る工程；
該角膜における角膜ラメラを切断する工程；
該角膜の第２のトポグラフの測定値、厚み計の測定値、または波面の測定値を得る工程；
角膜生体力学的応答モデル、該第１の測定値、および該第２の測定値を分析することによって、該コンピューター実行可能な指示に関連する、切除ゾーンまたは切除パターンに対するアップデートを計算する工程；
該切除ゾーンまたは切除パターンに対する該アップデートに基づいて、一連の該一連のコンピューター実行可能な指示をアップデートする工程；ならびに
アップデートされた該コンピューター実行可能な指示に従って、角膜組織を切除する工程、
を包含する、方法。A corneal surgery method, comprising:
Obtaining a series of computer-executable instructions for a keratotomy procedure;
Obtaining a first topographic measurement, a thickness measurement, or a wavefront measurement of the cornea;
Cutting the corneal lamella in the cornea;
Obtaining a second topographic measurement, a thickness gauge measurement, or a wavefront measurement of the cornea;
Calculating an update to an ablation zone or ablation pattern associated with the computer-executable instructions by analyzing the corneal biomechanical response model, the first measurement, and the second measurement;
Updating a series of the computer-executable instructions based on the update to the ablation zone or ablation pattern; and ablating corneal tissue according to the updated computer-executable instructions;
A method comprising: