JP4611288B2

JP4611288B2 - レーザ屈折矯正手術における高次収差を補正するためのシステムと方法

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Publication number: JP4611288B2
Application number: JP2006513122A
Authority: JP
Inventors: ダイ，グアンミン; リアン，ジュンホン
Original assignee: ヴィズイクス・インコーポレーテッド
Priority date: 2003-04-18
Filing date: 2004-04-16
Publication date: 2011-01-12
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Description

本発明は全体的に光学補正に関し、詳細には、光学収差を低減する、または屈折矯正手術誘導収差を抑制する方法、デバイス、ステムを提供する。

ある程度、全ての目は完全な光学系からずれている。これらのずれ、または収差は、目の光学品質の不完全性、不規則性、または歪みを含み、屈折または視覚誤差につながる。収差は低次収差と高次収差に分類することができ、例えばゼルニケ多項式によって数学的に説明することができる。

低次収差は、プリズム状、球状、円筒状誤差を含む。一次、またはプリズム状誤差は、垂直プリズムと水平プリズム誤差を含む。二次、または焦点ずれや乱視誤差は、例えば近視、遠視、４５／１３５乱視、９０／１８０乱視を含む。従来の形式の光学補正は、低次収差を測定すること、眼鏡、コンタクトレンズ、屈折矯正手術の形で球面円柱レンズを規制することを伴う。

一方、高次収差は、近視、遠視、乱視を超える光学系の収差である。例えば、三次収差はトレフォイル(trefoil)やコマを含む。四次収差は、Ｚ（４，−４）、Ｚ（４，−２）球面収差、Ｚ（４，２）Ｚ（４，４）誤差を含む。一般に、高次収差は三次誤差以上を含む。このような収差は一般に、眼鏡またはコンタクトレンズでは補正されない。人間の目の高次光学誤差は、最適な球状または円筒状屈折矯正にも関わらず、視力の低下を引き起こす。

波面ガイド屈折矯正手術は、目の中の低次と高次の光学歪みを測定し、治療する１つの方法を提供する。波面システムは、目の中を通過するときに光がどのように歪曲し、その後反射されるかを測定する。目の光学マップを作り、特定の不完全性を詳述することができる。波面技術を使用して、目の光学系を解析する方法がいくつかある。より一般的な方法の１つとして、ハルトマン−シャック波面感知方法が挙げられる。

波面ガイド・カスタム切除治療を含む屈折矯正手術は、レーザ視力矯正に効果的である。しかし、現在のシステムと方法は理想より低いものであり、高次収差を引き起こすまたは増幅させる可能性さえもある。上記のことに照らして、光学収差を少なくする、または屈折矯正手術誘導収差を抑制する改良型の方法、デバイス、システムを有することが望ましいだろう。これに関連して、光学収差または屈折矯正手術誘導収差を測定する、予測する、あるいは特徴付ける改良型の方法、デバイス、システムを有することが望ましいだろう。

本発明は、屈折矯正手術システムを評価し、改良する新規の方法を提供する。さらに本発明は、高次収差に対処するように、誤差ソースの制御と調節、または切除輪郭または他の光学データの最適化に対する新規の方法を提供する。これに関連して、本発明は光学収差の一因となる可能性がある、またはこれを抑制するために調節される、識別システム要因と特徴システム要因に対する新規のシミュレーション方法を提供する。また、本発明はシステム構成要素へのモデリング制限に対する方法を提供し、それによって例えば、位置合わせ精度、切除アルゴリズム内の適合精度、追跡速度、追跡の精度とシステム待ち時間、および／またはレーザ・ビーム均一性と変化性などのシステム・パラメータの調節が、特定レベルの高次収差補正で達成可能である。

第１の態様では、本発明は屈折矯正手術から生じる誘導収差を抑制する方法を提供する。一般に、この方法はターゲット光学表面形状を入力するステップと、ターゲット光学表面形状と一組の屈折矯正手術システム・パラメータに基づいてモデルの光学表面形状を決定するステップと、一組の屈折矯正手術システム・パラメータによって誘導される収差を測定するように、ターゲット光学表面形状とモデルの光学表面形状を比較するステップと、誘導収差を抑制するように一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節するステップとを含む。一組の屈折矯正手術システム・パラメータは、波面デバイス変数、レーザ切除輪郭変数、レーザ位置合わせ(laser registration)と追跡システム変数、微小角膜切開刀変数、治療効果変数からなる群から選択した少なくとも１つの要素を含む。一組の屈折矯正手術システムの調節は、精度変数、加熱変数、治療時間変数からなる群から選択した測定基準に基づく。精度変数は２乗平均平方根誤差係数に基づいて、加熱変数は温度係数に基づいて、治療時間変数は切除時間係数に基づく。

いくつかの態様では、収差は高次収差を含む。他の態様では、ターゲット光学表面形状を、低次収差に対応するように構成させてもよい。波面デバイス変数は、点識別係数、眼調節係数、復元係数からなる群から選択した要素を含む。復元係数は、補償されない残余誤差部、測定誤差部、残りの誤差部からなる群から選択した要素を含む。レーザ切除輪郭変数は、パルス寸法係数、点寸法可変性係数、ビーム均一性係数、レーザ・パルス繰返し率係数からなる群から選択した要素を含む。微小角膜切開刀変数は、中心平坦化と周面厚み付け効果係数、ヒンジ効果係数からなる群から選択した係数を含む。レーザ位置合わせと追跡システム変数は、位置合わせ係数、直線追跡係数、回し運動追跡係数からなる群から選択した要素を含む。いくつかの態様では、波面デバイス変数を、高次収差に対応するように構成することができる。波面デバイス変数は約１００μｍに調節されたグリッド寸法係数を含み、レーザ切除輪郭変数は約１ｍｍから約１．６ｍｍまでの範囲に調節されたフライングスポット走査係数を含む。フライングスポット走査係数は、約１．５ｍｍに調節する。波面デバイス変数は、約０．０５ミクロンに調節された点識別誤差を含む。波面デバイス変数は、約０．０５ミクロンに調節された波面復元誤差を含む。同様に、波面デバイス変数は、約６ｍｍの瞳孔に対して約０．３２５ミクロンＲＭＳ誤差と同等である、約０．２５Ｄに調節された眼調節誤差を含む。

いくつかの関連した態様では、微小角膜切開刀変数は、約０．１ミクロンから約０．３ミクロンの間に調節された誘導正球面収差を含む。微小角膜切開刀変数は、約０．１ミクロンから約０．３ミクロンの間に調節された微小角膜切開刀ヒンジの方向にコマを含む。治療効果変数は、約２ミクロンの高さと約０．５ｍｍの半値全幅（ＦＷＨＭ）に調節されるガウス・カーネルを含む。

他の関連した態様では、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを、約０．３μｍの手術後全高次ＲＭＳが得られるように調節する。いくつかの態様では、手術前全高次ＲＭＳは約０．３μｍであってもよい。いくつかの態様では、全高次ＲＭＳの各構成要素は約０．１１３μｍを超えない。一組の屈折補正手術システム・パラメータは、約０．１μｍの手術後全高次ＲＭＳが得られるように調節する。いくつかの態様では、全高次ＲＭＳの各構成要素は約０．０３８μｍを超えない。

さらに他の態様では、レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向に約１０μｍ未満に調節された位置合わせ精度、約０．５°未満に調節された回転誤差を含む。レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向に約１０μｍ未満に調節された位置合わせ精度、約０．５°未満に調節された回転誤差を含む。レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向に約２０μｍ未満に調節された追跡精度、約１０ｍｓ未満に調節された待ち時間、約６０Ｈｚ以上に調節された追跡速度を含む。レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向に約５μｍ未満に調節された追跡精度、５ｍｓ未満に調節された待ち時間、約２００Ｈｚ以上に調節された追跡速度を含む。レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、０．２５°以上に調節された眼球回旋追跡角精度を含む。レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は４％未満に調節されたレーザ・エネルギー変動を含む。レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は２％未満に調節されたレーザ・エネルギー変動を含む。

いくつかの実施態様では、ターゲット光学表面形状は一組の６次ゼルニケ多項式を含み、一組の屈折矯正手術システム・パラメータは、手術後全高次ＲＭＳの各構成要素が約０．０２２μｍを超えないように調節されている。ターゲット光学表面形状は一組の６次ゼルニケ多項式を含み、一組の屈折矯正手術システム・パラメータは、手術後全高次ＲＭＳの各構成要素が約０．００７３μｍを超えないように調節されている。

いくつかの実施態様では、手術後全高次ＲＭＳが手術前全高次ＲＭＳとほぼ同等になるように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。手術後全高次ＲＭＳが手術前高次ＲＭＳより小さくなるように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。手術後全高次ＲＭＳが手術前全高次ＲＭＳの約３分の１の量であるように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。

第２の態様では、本発明は光学表面屈折矯正手術から生じる収差分布を変更する方法を提供する。この方法は、ターゲット光学表面形状を入力するステップと、ターゲット光学表面形状と一組の屈折矯正手術システム・パラメータに基づいてモデルの光学表面形状を測定するステップと、収差分布を測定するようにターゲット光学表面形状とモデルの光学表面形状を比較するステップと、収差分布を変更するように一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節するステップとを含む。

第３の態様において、本発明は屈折矯正手術誘導収差を抑制する方法を提供する。この方法は、ターゲット光学表面形状を入力するステップと、ターゲット光学表面形状と一組の屈折矯正手術システム・パラメータに基づいて収差を有するモデルの光学表面形状を測定するステップと、収差を抑制するように一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節するステップとを含む。

第４の態様では、本発明は屈折矯正手術により生じる誘導収差を抑制するシステムを提供する。システムは、ターゲット光学表面形状を受け入れる入力と、ターゲット光学表面形状と一組の屈折矯正手術システム・パラメータに基づいてモデルの光学表面形状を測定するモジュールと、モデルの光学表面形状における収差を抑制するように一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節するモジュールとを備えることができる。一組の屈折矯正手術システム・パラメータは、波面デバイス変数、レーザ切除輪郭変数、レーザ位置合わせと追跡システム変数、微小角膜切開刀変数、治療効果変数からなる群から選択した少なくとも１つの要素を含む。屈折矯正手術システム・パラメータを調節するモジュールは、精度変数、加熱変数、治療時間変数からなる群から選択した測定基準を含む。精度変数は２乗平均平方根誤差係数に基づいて、加熱変数は温度係数に基づいて、治療時間変数は切除時間係数に基づく。

いくつかの態様では、収差は高次収差を含む。他の態様では、ターゲット光学表面形状は低次収差に対応するように構成することができる。波面デバイス変数は、点識別係数、眼調節係数、復元係数からなる群から選択した要素を含む。復元係数は、補償されない残余誤差部、測定誤差部、残りの誤差部からなる群から選択した要素を含む。レーザ切除輪郭変数は、パルス寸法係数、点寸法可変性係数、ビーム均一性係数、レーザ・パルス繰返し率係数からなる群から選択した要素を含む。微小角膜切開刀変数は、中心平坦化と周面厚み付け効果係数、ヒンジ効果係数からなる群から選択した係数を含む。レーザ位置合わせと追跡システム変数は、位置合わせ係数、直線追跡係数、回し運動追跡係数からなる群から選択した要素を含む。いくつかの態様では、波面デバイス変数を、高次収差に対応するように構成することができる。波面デバイス変数は約１００μｍに調節されたグリッド寸法を含み、レーザ切除輪郭変数は約１ｍｍから約１．６ｍｍまでの範囲に調節されたフライングスポット走査係数を含む。フライングスポット走査係数は、約１．５ｍｍに調節する。波面デバイス変数は、約０．０５ミクロンに調節された点識別誤差を含む。波面デバイス変数は、約０．０５ミクロンに調節された波面復元誤差を含む。同様に、波面デバイス変数は、約６ｍｍの瞳孔に対して約０．３２５ミクロンＲＭＳ誤差と同等である、約０．２５Ｄに調節された眼調節誤差を含む。

さらに他の態様では、レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向に約１０μｍ未満に調節された位置合わせ精度、約０．５°未満に調節された回転誤差を含む。レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向に約１０μｍ未満に調節された位置合わせ精度、約０．５°未満に調節された回転誤差を含む。レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向に約２０μｍ未満に調節された追跡精度、約１０ｍｓ未満に調節された待ち時間、約６０Ｈｚ以上に調節された追跡速度を含む。レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向に約５μｍ未満に調節された追跡精度、５ｍｓ未満に調節された待ち時間、約２００Ｈｚ以上に調節された追跡速度を含む。レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、０．５°以上に調節された眼球回旋追跡角精度を含む。レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、０．２５°に調節された眼球回旋追跡角精度を含む。レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は４％未満に調節されたレーザ・エネルギー変動を含む。レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は２％未満に調節されたレーザ・エネルギー変動を含む。

これらおよび他の態様は、残りの図面、明細書、特許請求の範囲において明らかになるだろう。

本発明は、既存のレーザ・システム、波面測定システム、その他の光学測定デバイスでの使用に簡単に利用することができる。本発明のシステム、ソフトウェア、方法は基本的にレーザ目手術システムの内容で説明するが、本発明は眼鏡レンズ、眼内レンズ、コンタクトレンズ、角膜リング移植、膠原質角膜組織熱リモデリングなどの代替目治療処置やシステムでの使用に利用することができることを理解すべきである。

次に図面を参照すると、図１はレーザ・ビーム１４を生成するレーザ１２を含む、本発明のレーザ目手術システム１０を示す。レーザ１２は、レーザ・ビーム１４を患者Ｐの目Ｅに向けるレーザ移送光学素子１６に光学的に結合されている。移送光学素子支持構造（明確にするためここには図示せず）は、レーザ１２を支持するフレーム１８から延びている。顕微鏡２０は移送光学素子構造に取り付けられており、しばしば目Ｅの角膜を結像するのに使用される。

レーザ１２は普通エキシマ・レーザを備え、理想的には約１９３ｎｍの波長を有するレーザ光のパルスを生成するアルゴン−フッ素レーザを備えている。レーザ１２は、移送光学素子１６により移送される、患者の目でのフィードバック安定化フルエンスを提供するように設計されていることが好ましい。本発明はまた、目の隣接するおよび／または基本的な組織にかなりの損傷を与えることなく、代替の紫外線または赤外線放射ソース、特に角膜組織を制御可能に切除するようになっているもので有用である。このようなソースはこれに限らないが、約１８５から２０５ｎｍまでの間の紫外線波長でエネルギーを発生させることができる半導体レーザや他のデバイス、および／または周波数増幅技術を利用するものを含む。したがって、エキシマ・レーザは切除ビーム・ソースの例示的なものであるが、その他のレーザを本発明で使用することもできる。

レーザ・システム１０は普通、コンピュータまたはプログラム可能プロセッサ２２を備える。プロセッサ２２は、キーボード、ディスプレイ・モニタなどの標準的なユーザ・インターフェイス・デバイスを含む従来のＰＣシステムを備える（または、これとインターフェイスをとる）ことができる。プロセッサ２２は普通、磁気または光学ディスク・ドライブ、インターネット接続などの入力デバイスを備える。このような入力デバイスはしばしば、本発明の方法を実装している、触れることができる記憶媒体２９からコンピュータ実行可能コードをダウンロードするのに使用される。記録媒体２９は、フロッピー（登録商標）・ディスク、光ディスク、データ・テープ、揮発性または不揮発性メモリ、ＲＡＭなどの形をとることができ、プロセッサ２２はこのコードを記録し、実行するように、現在のコンピュータ・システムのメモリ・ボードや他の標準的構成部品を備える。記録媒体２９は、波面センサ・データ、波面勾配、波面高度マップ、治療マップ、角膜高度マップ、および／または切除テーブルを光学的に記録することができる。具体的な記録媒体２９は、プロセッサ２２の入力デバイスと協働して直接使用することが多いが、インターネットなどのネットワーク接続により、また赤外線、ブルートゥースなどの無線方法によって、プロセッサと遠隔操作可能に結合させることもできる。

レーザ１２と移送光学素子１６は普通、レーザ・ビーム１４をコンピュータ２２の指示で患者Ｐの目に向ける。コンピュータ２２はしばしば、レーザ・エネルギーのパルスに角膜の一部を曝すようにレーザ・ビーム１４を選択的に調節し、それによって角膜の所定の彫刻を行い、目の屈折特性を変える。多くの実施形態では、レーザ・ビーム１４とレーザ移送光学素子システム１６の両方がプロセッサ２２のコンピュータ制御の下にあり、プロセッサがレーザ・パルスのパターンを形成して（および、任意選択で変更して）所望のレーザ彫刻過程を行う。パルスのパターンは、治療テーブルの形で記録媒体２９の機械読取可能データ内にまとめておく。その治療テーブルは、切除監視システム・フィードバック・システムから提供されるフィードバック・データに応じた自動画像解析システムからプロセッサ２２内へのフィードバック入力にしたがって調節される。任意選択で、フィードバックをシステム・オペレータによってプロセッサに手動で入力することができる。このようなフィードバックは、以下に説明する波面測定システムをレーザ治療システム１０と一体化させることによって行うことができ、プロセッサ２２はフィードバックに応じて彫刻治療を続けるおよび／または終わらせることができ、少なくとも部分的にフィードバックに基づいて計画した彫刻を任意選択で変えることもできる。測定システムはさらに米国特許第６，３１５，４１３号に記載されており、その全体の開示を参照として本明細書に援用する。

レーザ・ビーム１４は、様々な代替機構を利用して所望の彫刻を行うように調節する。レーザ・ビーム１４は、１つまたは複数の可変開口を使用して選択的に制限することができる。可変虹彩や可変幅スリットを有する例示的な可変開口システムが、米国特許第５，７１３，８９２号に記載されており、その全体の開示を参照として本明細書に援用する。レーザ・ビームは、米国特許第５，６８３，３７９号、第６，２０３，５３９号、第６，３３１，１７７号に記載されるように、寸法と、目の軸からのレーザ・スポットのずれを変えることによって調整することができ、これらの全体の開示を参照として本明細書に援用する。

例えばその全体の開示を参照として本明細書に援用する米国特許第４，６６５，９１３号に記載されたような、目の表面上のレーザ・ビームの走査、各位置でのパルス数および／または滞留時間の制御と、その全体の開示を参照として本明細書に援用する米国特許第５，８０７，３７９号に記載されたような、角膜に入射するビームの輪郭を変更するように切除するレーザ・ビーム１４の光路内でのマスクの使用と、可変寸法ビーム（普通は、可変幅スリットおよび／または可変直径虹彩絞りによって制御される）が角膜を横切って走査されるハイブリッド輪郭走査システムなどを含む、さらに別の代替形態が可能である。これらのレーザ・パターン調整技術に対するコンピュータ・プログラムと制御方法が、特許文献に十分記載されている。

当業者に理解されるように、追加の構成部品やサブシステムがレーザ・システム１０に含まれるべきである。例えば、米国特許第５，６４６，７９１号に記載されるように、空間的および／または一時的積分器をレーザ・ビーム内にエネルギー分布を制御するように含めることができ、その全体の開示を参照として本明細書に援用する。レーザ手術システムの切除廃液除去装置／フィルタ、吸引装置、その他の補助的構成部品が当業界で知られている。レーザ切除処置を行うのに適したシステムの別の詳細は、同じ譲受人に譲渡された米国特許第４，６６５，９１３号、第４，６６９，４６６号、第４，７３２，１４８号、第４，７７０，１７２号、第４，７７３，４１４号、第５，２０７，６６８号、第５，１０８，３８８号、第５，２１９，３４３号、第５，６４６，７９１号、第５，１６３，９３４号で見つけることができ、これらの全体の開示を参照として本明細書に援用する。適切なシステムはまた、Ａｌｃｏｎ社、Ｂａｕｓｃｈ＆Ｌｏｍｂ社、Ｎｉｄｅｋ社、Ｗａｖｅｌｉｇｈｔ社、ＬａｓｅｒＳｉｇｈｔ社、Ｓｃｈｉｗｉｎｄ社、Ｚｅｉｓｓ−Ｍｅｄｉｔｅｃ社などによって製造および／または販売されるものなどの市販の屈折レーザ・システムを含む。基本データは、温度、湿度、気流、吸引などの局部的環境変数を考慮することによって、特定のレーザまたは操作条件に対してさらに特徴づけることができる。

図２は、本発明のレーザ手術システム１０で使用できる例示的コンピュータ・システム２２の簡略化したブロック図である。コンピュータ・システム２２は普通、バス・サブシステム５４を介していくつかの周辺デバイスと通信することができる少なくとも１つのプロセッサ５２を備える。これらの周辺デバイスは、メモリ・サブシステム５８やファイル記憶サブシステム６０を備える記憶サブシステム５６と、ユーザ・インターフェイス入力デバイス６２と、ユーザ・インターフェイス出力デバイス６４と、ネットワーク・インターフェイス・サブシステム６６とを含む。ネットワーク・インターフェイス・サブシステム６６は、外部ネットワーク６８および／または波面測定システム３０などの他のデバイスにインターフェイスとなる。

ユーザ・インターフェイス入力デバイス６２は、キーボード、ポインティング・デバイスマウス、スキャナ、フット・ペダル、ジョイスティック、ディスプレイに組み込まれたタッチスクリーン、音声入力デバイス、その他のタイプの入力デバイスを含む。ポインティング・デバイスはトラックボール、タッチ・パッド、またはグラフィックス・タブレットなどであり、音声入力デバイスは音声認識システムやマイクである。ユーザ入力デバイス６２はしばしば、本発明の方法のいずれかを実現する記録媒体２９からコンピュータ実行可能なコードをダウンロードするのに使用される。一般に、「入力デバイス」という用語の使用は、情報をコンピュータ・システム２２に入力する様々な従来のおよび独自のデバイスや方法を含む。

ユーザ・インターフェイス出力デバイス６４は、ディスプレイ・サブシステム、プリンタ、ファックス機、または音声出力デバイスなどの非映像ディスプレイを含む。ディスプレイ・サブシステムは、ブラウン管（ＣＲＴ）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）などの平面パネル・デバイス、投影デバイスなどであってもよい。ディスプレイ・サブシステムはまた、音声出力デバイスなどを介して非映像ディスプレイを提供する。一般に、「出力デバイス」という用語の使用は、コンピュータ・システム２２からユーザに情報を出力する様々な従来のおよび独自のデバイスや方法を含む。

記憶サブシステム５６は、本発明の様々な実施形態の機能を提供する基本プログラミングやデータ構築物を記憶することができる。例えば、本明細書に記載するように、本発明の方法の機能を実施するデータベースやモジュールは、記憶サブシステム５６に記憶することができる。これらのソフトウェア・モジュールは普通、プロセッサ５２によって実行される。分散された環境では、ソフトウェア・モジュールは、複数のコンピュータ・システムに記憶され、複数のコンピュータ・システムのプロセッサによって実行されるようになっている。記憶サブシステム５６は普通、メモリ・サブシステム５８やファイル記憶サブシステム６０を備えている。

メモリ・サブシステム５８は普通、プログラム実行中に命令とデータを記憶する主ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）７０、固定命令が記憶された読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）７２を含むいくつかのメモリを備える。ファイル記憶サブシステム６０は、プログラムとデータ・ファイル用持続性（不揮発性）記憶装置を用意し、波面センサ・データ、波面勾配、波面高度マップ、治療マップおよび／または切除テーブルを任意選択で実装することができる記録媒体２９（図１）を備えることができる。ファイル記憶サブシステム６０は、ハード・ディスク・ドライブ、関連する取り外し可能媒体と共にフロッピー・ディスク・ドライブ、コンパクト・デジタル読み取り専用メモリ（ＣＤ−ＲＯＭ）ドライブ、光学ドライブ、ＤＶＤ、ＣＤ−Ｒ、ＣＤ−ＲＷ、半導体取り外し可能メモリおよび／または他の取り外し可能媒体カートリッジまたはディスクを含む。デバイスの１つまたは複数を、コンピュータ・システム２２に結合された他の部位で他の接続されたコンピュータの遠隔位置に配置することができる。本発明の機能を実施するモジュールを、ファイル記憶サブシステム６０によって記憶することができる。

バス・サブシステム５４は、意図するようにコンピュータ・システム２２の様々な構成部品やサブシステムを互いに接続させる機構を提供する。コンピュータ・システム２２の様々なサブシステムや構成部品は同じ物理的位置にある必要はなく、分散されたネットワーク内の様々な位置に分散させることができる。バス・サブシステム５４は単一バスとして略図的に示されているが、バス・サブシステムの代替実施形態は多数のバスを利用することができる。

コンピュータ・システム２２自体は、パソコン、携帯型コンピュータ、ワークステーション、コンピュータ端末、ネットワーク・コンピュータ、波面測定システムまたはレーザ手術システム内の制御システム、メインフレーム、またはあらゆる他のデータ処理システムを含む様々なタイプのものであってもよい。コンピュータやネットワークの変化する性質により、図２に示すコンピュータ・システム２２の説明は、本発明の一実施形態を例示する目的で特定の例のみとして意図したものである。図２に示すコンピュータ・システムより多いまたは少ない構成部品を有する、コンピュータ・システム２２の多くの他の構造が可能である。

次に図３を参照すると、波面測定システム３０の一実施形態が簡易化された形で略図的に図示されている。極めて大まかに言えば、波面測定システム３０は、患者の目から出る勾配マップの局部傾斜を感知するように構成されている。ハルトマン−シャック原理に基づくデバイスは普通、典型的に目の出口瞳孔である開口の上で均一に勾配マップをサンプリングするように、小型レンズ列を含む。その後、勾配マップの局部傾斜が、波面表面またはマップを復元するように解析される。

より詳細には、１つの波面測定システム３０は、網膜Ｒの表面上に画像４４を形成するように、目Ｅの光学組織３４を通してソース画像を投影する、レーザなどの画像ソース３２を備える。網膜Ｒからの画像は、目の光学系（例えば、光学組織３４）によって送られ、システム光学素子３７によって波面センサ３６上に結像される。波面センサ３６は、光学組織３４内の光学誤差を測定するおよび／または光学組織切除治療プログラムを決定するように、信号をコンピュータ・システム２２’と通信する。コンピュータ２２’は、図１、２に示すコンピュータ・システム２２と同じまたは同様のハードウェアを備えることができる。コンピュータ・システム２２’は、レーザ手術システム１０に命令するコンピュータ・システム２２と通信することができる、または波面測定システム３０とレーザ手術システム１０のコンピュータ・システム２２、２２’の構成部品の一部または全てを組み合わせるまたは分離させることができる。所望の場合は、波面センサ３６からのデータを具体的な媒体２９、入出力ポート、イントラネットまたはインターネットなどのネットワーク接続６６などを介して、レーザ・コンピュータ・システム２２に送ることができる。

波面センサ３６は普通、小型レンズ列３８と画像センサ４０を備えている。網膜Ｒからの画像が光学組織３４を通して送られ、画像センサ４０の表面上に結像し、目の瞳孔Ｐの画像が同様に小型レンズ列３８の表面上に結像すると、小型レンズ列は送られた画像を１列の小型ビーム４２に分離し、（システムの他の光学構成部品と合わせて）センサ４０の表面上に分離させた小型ビームを結像する。センサ４０は普通、電化結合素子すなわち「ＣＣＤ」を備え、光学組織３４の関連領域の特性を決定するのに使用できる、これらの個別の小型ビームの特性を感知する。特に、画像４４が光の点または小点を備える場合、小型ビームによって結像された伝達点の位置は、光学組織の関連領域の局部勾配を直接示すことができる。

目Ｅは普通、前部方向ＡＮＴと後部方向ＰＯＳが決められている。画像ソース３２は普通、図３に示すように、網膜Ｒの上の光学組織３４を通して後部方向に像を投影する。光学組織３４はまた、網膜から波面センサ３６に向かって前部に画像４４を送る。実際に網膜Ｒに形成された画像４４は、画像ソースが光学組織３４によって初めに送られるとき、目の光学系内のあらゆる欠陥によって歪曲する。任意選択で、画像ソース投影光学素子４６は、画像４４のあらゆる歪みを少なくするように構成する、または適応させることができる。

いくつかの実施形態では、画像ソース光学素子４６は、光学組織３４の球状および／または円筒状誤差を補償することによって、より低次の光学誤差を少なくすることができる。光学組織のより高次の光学誤差はまた、変形可能ミラー（以下に説明する）などの適応光学要素の使用により補償することができる。網膜Ｒの上の画像４４で点または小点を規制するように選択された画像ソース３２の使用により、波面センサ３６によって提供されるデータの解析を容易にすることができる。画像４４の歪みは、瞳孔５０より小さい光学組織３４の中心領域４８を通してソース画像を送ることによって制限することができる。というのは、瞳孔の中心部分は周辺部分より光学誤差の影響を受けにくいからである。特定の画像ソース構造にも関わらず、網膜Ｒ上によく規制され、正確に形成された画像４４を有することは一般的に有利である。

一実施形態では、波面データを、ハルトマン−シャック・センサ画像の画像点解析により得られるｘ、ｙ波面勾配値を含む２つの別個の列で、コンピュータ読取可能媒体２９または波面センサ・システム３０のメモリ内に格納することができ、それに加えて、ｘ、ｙ瞳孔中心は、瞳孔カメラ５１（図３）画像によって測定されるように、ハルトマン−シャック小型レンズ列の呼び中心からずれている。このような情報は、目の波面誤差に関する利用可能な情報全てを含み、波面またはそのあらゆる部分を復元するのに十分である。このような実施形態では、２回以上ハルトマン−シャック画像を再処理する必要はなく、勾配列を記憶するのに必要なデータ空間は大きくない。例えば、直径８ｍｍの瞳孔の画像に対応するためには、２０×２０寸法の列（すなわち、４００素子）で十分であることが多い。当然のことながら、その他の実施形態では、波面データを単一の列または多数の列で、波面センサ・システムのメモリ内に記憶させることができる。

本発明の方法は普通、画像４４の感知に関して説明されるが、一連の波面センサ・データ読取を必要とすることを理解すべきである。例えば、時系列の波面データ読取は、目の組織収差のより正確な全体的な測定を行う助けとなることがある。目の組織は短い時間で形状を変える可能性があるので、複数の一時的に分離した波面センサ測定により、屈折矯正処置の基礎として単一の断片の光学特性に依存するのを避けることができる。異なる構成、位置および／または方向の目でその目の波面センサ・データを取ることを含む、さらに別の代替形態も利用可能である。例えば、患者はしばしば、米国特許第６，００４，３１３号に記載されるように、固定ターゲットに焦点を合わせることによって、波面測定システム３０と目の位置合わせを維持するのを助ける。この全体の開示を本明細書に参照として援用する。この参考文献に記載されるように固定ターゲットの位置を変えることによって、目の光学特性を決定することができ、目は変化する距離および／または角度で視野を結像するのに対応するまたは適合する。

目の光学軸の位置は、瞳孔カメラ５２から提供されるデータを参照することによって変更することができる。例示的実施形態では、瞳孔カメラ５２は、光学組織に対して波面センサ・データを位置合わせするように、瞳孔の位置を決めるため、瞳孔５０を結像する。

波面測定システムの代替実施形態が図３Ａに示されている。図３Ａのシステムの主な構成部品は、図３のものと同様である。加えて、図３Ａは変形可能ミラーの形で、適応光学要素５３を備える。ソース画像は、網膜Ｒへの伝達中に変形可能ミラー９８から反射され、変形可能ミラーはまた、網膜Ｒと結像センサ４０の間に送られた画像を形成するのに使用される光路に沿っている。変形可能ミラー９８は、網膜上に形成された画像、または網膜上に形成された画像で形成された次の画像の歪みを制限するように、コンピュータ・システム２２によって制御可能に変形させることができ、得られる波面データの精度を良くすることができる。図３Ａのシステムの構造と使用は、米国特許第６，０９５，６５１号により詳細に記載されており、その全体の開示を本明細書に参照として援用する。

目の測定と切除用波面測定システムの一実施形態の構成部品は、カルフォルニア州、ＳａｎｔａＣｌａｒａのＶＩＳＸ、ＩＮＣＯＲＰＯＲＡＴＥＤから市販されているＶＩＳＸＷａｖｅＳｃａｎ（登録商標）の要素とすることができる。一実施形態は、上記の変形可能ミラーを備えるＷａｖｅＳｃａｎ（登録商標）を含む。波面測定システムの代替実施形態が、米国特許第６，２７１，９１５号に記載されており、その全体の開示を本明細書に参照として援用する。あらゆる波面誤差測定器を本発明の使用で利用することができる。

Ｉ．ターゲット光学表面形状
屈折矯正手術は普通、患者の視力状態を治療するように選択または決定される、ターゲット光学表面形状に基づくものである。ターゲット光学表面形状は、様々なターゲット光学表面形状データまたはデータ形式のいずれかに基づく、またはそれによって示すことができる。本内容では、視力状態は屈折の場合(refractive case)と類似である。屈折の場合の例としては以下のものが挙げられる。
屈折の場合光学区域ｘ切除区域
１．近視（−４Ｄ）６ｍｍ×８ｍｍ
２．遠視（＋２Ｄ）５ｍｍ×９ｍｍ
３．近視性乱視（−２ＤＳ／−１ＤＣｘ３４°）６ｍｍ×８ｍｍ
４．遠視性乱視（＋２ＤＳ／−１ＤＣｘ６５°）５ｍｍ×９ｍｍ
５．混合乱視（＋２ＤＳ／−３ＤＣｘ４５°）５ｍｍ×９ｍｍ
６．治療（＋２．３５ＤＳ／−３．５１ＤＣ×１７°）６ｍｍ×８ｍｍ

１から５の屈折の場合は、仮定の屈折の場合を示しており、治療目の場合６は、大きいコマと球面成分を備える１μｍより大きい高次収差ＲＭＳ（例えば、１μｍＲＭＳ誤差を有する単一高次ゼルニケ・モードＺ₈ ⁸、またはＺ４５）を有する実際の目の場合を示している。光学区域は、仮定の瞳孔直径に基づく。実際の目の場合、光学区域は、波面評価中に使用される標準的な照明状態での瞳孔直径に対応する。例示的な治療目屈折の場合の高次部分が図８Ａに示されている。本発明の一実施形態では、ターゲット光学表面形状は一組の６次ゼルニケ多項式を含む。

これらのような屈折の場合は、低次収差と高次収差の両方を決定することができる、波面感知デバイスで決定することができる。いくつかの場合では、ターゲット光学表面形状を低次収差に対応するように構成することができる。いくつかの屈折の場合は、低次収差と高次収差の両方を呈することがあり、組み合わされたターゲット光学表面形状治療から利益を得ることができる。図４に示すように、特定の視力状態または屈折の場合を考えると、状態を治療するため、対応する高解像ターゲット光学表面形状または入力輪郭を生成することが可能である。

ＩＩ．屈折矯正手術システム・パラメータ
ターゲット光学表面形状を考えると、ターゲット形状と一組の屈折矯正手術システム・パラメータとに基づいてモデルの光学表面形状を決定することが可能である。屈折矯正手術システム・パラメータは、システムの個別のシステム構成部品に対応する。例えば、図４に示すように、屈折矯正手術システムの一実施形態は、波面デバイスなどの構成部品、レーザ切除輪郭、さらにレーザ位置合わせと追跡システムなどのレーザ・サーボ・システムを備えることができる。これらの構成部品は、モデルの光学表面形状に誤差を持ち込む可能性がある。手術システムは、例えば、波面デバイス測定誤差、波面表面適合誤差またはアルゴリズム欠陥、レーザ・ビーム均一性と可変性誤差、位置合わせ誤差、追跡誤差を含む誤差ソースを有するであろう。したがって、モデル表面形状は、手術システム・パラメータによって導入または増幅された収差を含む可能性があり、これらの収差は特定の数式によって説明し評価することができる。

図５は、波面デバイスなどの構成部品、レーザ切除輪郭、レーザ位置合わせと追跡システム、レーザ移送システムを備えることができる、本発明による屈折システム全体の別の実施形態を示す。このような屈折矯正手術システムは、例えば、波面デバイス測定誤差、レーザ・ビーム輪郭誤差、レーザ位置合わせと追跡システム誤差、レーザ移送システム誤差を含む誤差ソースを有するであろう。したがって、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを、波面デバイス変数、レーザ切除輪郭変数、レーザ位置合わせと追跡システム変数、生化学変数、治療効果変数からなる群から選択することができる。

上に記すように、手術システム・パラメータによって代表される屈折矯正手術システムの異なる構成部品は、モデルの光学表面形状に異なる誤差または収差を自然にもたらす可能性があり、ターゲット光学表面形状に存在する異なる誤差と収差を増幅させることがある。したがって、異なるシステム構成部品に関連して異なるＲＭＳ値または他の誤差値がある。本発明は、このようなシステム内で誤差ソースを特徴づけるまたは識別する数値的手法を提供する。

誤差ソースを評価するため、システム全体を考慮することが有用である。誤差ソースの全てが統計的に独立していると仮定すると、図４に示すシステムの実施形態に関連する誤差全体は以下の式で示すことができる。

式中、σ_WF ²はＷＦ（波面）測定誘導誤差または変動を示し、σ_AB ²は切除輪郭関連変動または適合誤差を示し、σ_RT ²はレーザ・システムの位置合わせと追跡誤差または変動を示す。この合計誤差は、収差をモデルの光学表面形状に貢献させることができるシステムソース誤差を示す。

別の例では、手術システム・パラメータに関連する合計誤差は以下の通り示すことができる。

式中、σ_W ²は波面デバイス中の測定誤差を示し、σ_f ²はシミュレーションしたアニーリング・アルゴリズムなどの特定のアルゴリズムに対する表面適合において誘導される誤差を示し、σ_r ²は位置合わせによって誘導される誤差を示し、σ_t ²は追跡誤差を示し、σ_b ²はレーザ・ビーム均一性と可変性による誤差を示す。

図５に示すように、別の例示的手術システムは、波面デバイス、レーザ切除輪郭、レーザ位置合わせと追跡構成部品、レーザ移送システムを備えることができる。図に示すように、微小角膜切開刀によってもたらされた誤差はまた、合計システム誤差解析に要素として組み込むことができる。全ての誤差ソースが統計的に独立していると仮定すると、全体の誤差は以下の通り示すことができる。

式中、Ｈ（．）は非直線治療オペレータを示す。

は、波面デバイス中の合計誤差を示す。

は、シミュレーションしたアニーリング・アルゴリズムなどの特定のアルゴリズムに対する表面適合において誘導される誤差を示す。

は、位置合わせによって誘導された誤差を示す。

は、追跡誤差を示す。

は、レーザ・ビーム均一性と可変性による誤差を示す。

は、ＬＡＳＩＫフラップ、または生化学効果により誘導された誤差を示す。個別の誤差ソースは以下にさらに詳細に論じる。

いくつかの実施形態では、術後全高次ＲＭＳが手術前全高次ＲＭＳとほぼ同等になるように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。他の実施形態では、術後全高次ＲＭＳが手術前全高次ＲＭＳより小さくなるように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。さらに他の実施形態では、手術後全高次ＲＭＳが手術前全高次ＲＭＳの約３分の１の量であるように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。

一組の屈折矯正手術システム・パラメータを、約０．１μｍから約０．３μｍの手術後全高次ＲＭＳが得られるように調節する。関連した実施形態では、全高次ＲＭＳの各システム構成要素が約０．０３８μｍから約０．１１３μｍを超えないように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。他の実施形態では、全ＲＭＳ誤差が約０．１μｍから約０．３μｍであり、システムが３個の構成部品を備える場合、全高次ＲＭＳの各システム構成要素が約０．０５７７μｍから約０．１７３μｍを超えないように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。さらに他の実施形態では、全ＲＭＳ誤差が約０．１μｍから約０．３μｍであり、システムが１０個の構成部品を備える場合、全高次ＲＭＳの各システム構成要素が約０．０３１６μｍから約０．０９４９μｍを超えないように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。

本発明の一実施形態では、ターゲット光学表面形状は一組の６次ゼルニケ多項式を含み、一組の屈折矯正手術システム・パラメータは、手術後全高次ＲＭＳの各構成要素は約０．０２２μｍを超えないように調節されている。別の実施形態では、ターゲット光学表面形状は一組の６次ゼルニケ多項式を含み、一組の屈折矯正手術システム・パラメータは、手術後全高次ＲＭＳの各構成要素が約０．００７３μｍを超えないように調節されている。他の実施形態では、全ＲＭＳ誤差が約０．１μｍから約０．３μｍであり、システムが３個の構成部品を備える場合、全高次ＲＭＳの各システム構成要素が約０．０１１１μｍから約０．０３３３μｍを超えないように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。さらに他の実施形態では、全ＲＭＳ誤差が約０．１μｍから約０．３μｍであり、システムが１０個の構成部品を備える場合、全高次ＲＭＳの各システム構成要素が約０．００６１μｍから約０．０１１１μｍを超えないように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。

Ａ．波面デバイス・パラメータ
波面デバイス測定誤差は、

で表すことができ、様々なパラメータのいずれかに関連する誤差から生じる可能性がある。例えば、図４、５に示すように、波面デバイスは点識別（例えば、ハルトマン−シャック点パターン識別）、眼調節、復元などのパラメータを含む。したがって、波面デバイス変数は、点識別係数、眼調節係数、復元係数からなる群から選択することができる。いくつかの場合では、波面デバイス変数は高次収差に対応するように構成されている。

１．眼調節誤差
眼調節誤差は患者の部分的眼調節または微小眼調節があり、２乗平均平方根（ＲＭＳ）誤差に変換することができる。微小変動、または眼調節ドリフトは凝視する場合に患者に存在する可能性があるが、遠くのターゲットに固定することは不可能である。多くの患者は少なくともわずかに眼調節し、微小眼調節は眼調節の弛緩のわずかな変化に相当する。患者は完全には緩めることができず、それによってこの処置中に眼調節する範囲では、この眼調節は誤差の一部になる可能性がある。眼調節のランダムな誤差が瞳孔半径Ｒを有する目に対してａであると仮定すると、ＲＭＳ眼調節誤差は以下の通り示すことができる。

式中、ａは視度で与えられ、Ｒはｍｍで与えられている。ａは測定されている何人かの患者に対する可変平均微小眼調節を示すことができる。

実際の臨床設定では、眼調節ドリフト、または眼調節誤差を０．１Ｄ以下に保持することは難しい可能性がある。いくつかの場合では、１を超える視度の眼調節誤差が観察された。０．１Ｄを限界として、６ｍｍの瞳孔に対する最小ＲＭＳ眼調節誤差は０．１５ミクロンである。いくつかの実施形態では、波面デバイス変数は、６ｍｍの瞳孔の０．３２５ミクロンＲＭＳ誤差と同等の、０．２５Ｄの眼調節誤差を含む。

眼調節誤差では、図７は異なる瞳孔寸法に対する全ＲＭＳ眼調節誤差に対する眼調節誤差の寄与を示している。眼調節量が一定である場合に、より大きな瞳孔寸法がより大きい全ＲＭＳ誤差に対応することが明らかに分かる。

２．復元誤差
波面デバイス誤差に対して、波面復元誤差により誘導される誤差を考慮することも可能である。復元誤差ソースは、ゼルニケ多項式、測定誤差、基本機能の派生物のエイリアシングによる残りの誤差などの、いくつかの基本機能の切捨てによる補償されない誤差を含んでいる。完全な理論的解析は、Ｄａｉの「Ｍｏｄａｌｗａｖｅ−ｆｒｏｎｔｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎｗｉｔｈＺｅｒｎｉｋｅｐｏｌｙｍｉｎａｌｓａｎｄＫａｒｈｕｎｅｎ−Ｌｏｅｖｅｆｕｎｃｔｉｏｎｓ」、Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ１３．１２１８〜１２２５（１９９６年）によって行われており、全ての目的で全体を参照として本明細書に援用する。一実施形態では、復元誤差は以下のように示すことができる。

式中、σ_uc ²は補償されない誤差であり、σ_sp ²は点識別誤差であり、σ_rs ²はこの残りの誤差である。

補償されない誤差は、人間の目の収差に対するゼルニケ拡張の統計を欠いていることにより、推定するのが難しいであろう。しかし、ハルトマン−シャック・センサ構造を考慮した治療も可能である。しばしば点識別に直接関連する測定誤差は、点識別誤差として取り扱うことができる。最後に、特に、サブ開口の数が比較的少ない場合に、残りの誤差は小さい可能性がある。例えば一実施形態では、ＶＩＳＸＷａｖｅＳｃａｎ（登録商標）デバイスは３７個のサブ開口を使用している。

波面復元誤差では、異なる誤差ソースが傾斜推定において最終的な不確定さにつながると仮定することができる。これらのソースは、ＣＣＤ検出器ノイズ、画素切捨位置誤差におけるノイズ、復元アルゴリズムに含まれる誤差を含み、これらは点識別誤差と復元誤差に影響を及ぼす可能性がある。図８は、４つの例に対する全ＲＭＳ誤差に対する傾斜推定誤差の寄与を示し、傾斜推定における誤差が全ＲＭＳ誤差に影響を及ぼす可能性があることを示している。いくつかの実施形態では、波面復元誤差は約０．０５μｍであってもよい。

点識別誤差は、画素位置（整数画素位置）の切捨て、角膜反射による低コントラスト点、または低い信号／ノイズ（Ｓ／Ｎ）比などによる誤差である。全点識別誤差の完全な理論的導入はここでは行わない。点識別誤差のシミュレーションに簡単なガウス・ランダム・ノイズ・モデルを使用することが可能である。しかし、以下の一般式を与えることが可能である。

式中、σ_ro ²は切捨て誤差であり、σ_sn ²は信号／ノイズ比誤差である。いくつかの実施形態では、点識別誤差は約０．０５μｍであってもよい。

３．全波面デバイス誤差
全波面デバイス誤差は以下のように示すことができる。

この式は、いくつかの実施形態では、波面デバイスに対するＲＭＳ計算の最終式であり、眼調節誤差と復元誤差の合計を反映する。

一実施形態では、復元誤差は約０．２ミクロンのＲＭＳ復元誤差に対応する、０．００１の普通の傾斜推定誤差を反映する。この実施形態では、波面デバイスからの全ＲＭＳ誤差は約０．２５ミクロンであり、０．１ミクロンのＲＭＳ眼調節誤差であると仮定することができる。

波面デバイス誤差の大部分はしばしば、低次、または大部分は球面誤差の誤差として明示することができる。したがって、最終的結果、または実際の切除（例えば、モデルの光学表面形状）は、ランダムな過矯正または不足矯正である。全ＲＭＳ波面デバイス誤差が全体的に低次収差である場合、小さいと考えられる０．２Ｄ屈折誤差に相当する。しかし、統計的傾向が、比較的小さい全ＲＭＳ波面デバイス誤差につながる。普通はシステム・パラメータから生じる実際に誘導された高次全ＲＭＳ誤差はしばしば、０．１ミクロンを下回る。

高次収差を矯正または抑制する１つの方法は、波面誤差全体を特定の限度に制御することを含む。例えば、高次収差なしの−４ＤＳの目を矯正するのにガウス点（ＦＷＨＭ＝０．７５ｍｍ）の１００μｍ走査解像度を使用することは、０．２１μｍの高次収差（ＨＯＡ）を誘導する可能性がある。いくつかの実施形態では、波面デバイス変数は１００μｍグリッド寸法係数を含む。

Ｂ．レーザ切除輪郭パラメータ
レーザ切除輪郭誤差は時々、波面表面適合誤差、またはアルゴリズム誤差と呼ばれる。波面表面適合誤差は、個別のレーザ・パルスを予測される波面表面、またはモデルの光学表面形状に適合させる際に、多次元の問題の数値解の結果であり得る。レーザ切除輪郭誤差は、

と表すことができ、様々なパラメータのいずれかに関連する誤差から生じる可能性がある。したがって、レーザ切除輪郭変数は、パルス寸法係数、点寸法可変性係数、ビーム均一性係数、レーザ・パルス繰返し率係数を含む。

本発明の一実施形態では、図４に示すように、レーザ切除輪郭は、パルス寸法、点寸法可変性、ビーム均一性、レーザ・パルス繰返し率を含む。本発明の別の実施形態では、図５に示すように、レーザ切除輪郭は、レーザ・ビーム輪郭、グリッド幾何形状、切除アルゴリズムなどのパラメータを含む。図５では、ビーム均一性とレーザ・パルス繰返し率は、レーザ移送システム・パラメータとして特徴付けられ、さらに以下の項目で論じる。

１．レーザ・パルス輪郭適合誤差
レーザ切除パルス輪郭は、様々な方法で発生させることができる。以下の例では、Ｙ（ｒ）関数は、切除パルス輪郭をどのように発生させるかを説明しており、式中、σはガウス輪郭の標準的偏差を示し、ＦＷＨＭはガウス輪郭の半値全幅を示す。異なるタイプのパルス輪郭は、異なる量の誤差をレーザ切除輪郭誤差に寄与させる可能性がある。例えば、レーザ切除輪郭変数は、可変点走査係数、またはフライングスポット走査誤差を含む。

ａ．フライングスポット走査（ＦＳＳ）パルス輪郭
フライングスポット走査（ＦＳＳ）パルス輪郭は以下の式によって示すことができる。
Ｙ（ｒ）＝−０．４ｅｘｐ［（−８ｌｎ²／σ²）（４−ｒ）²］
式中、σ＝Ｄ／２およびＤは点寸法であり、ＦＷＨＭはＤ／√８＝０．３５３６Ｄである。Ｙ（ｒ）は切除深さを示し、ｒは瞳孔中心からの距離をｍｍで示す。したがって、０．７５ｍｍＦＷＨＭ点では、Ｄ＝２ｍｍである。この輪郭は図９Ａに示されている。

一実施形態では、−４視度入力が、フライングスポット走査（ＦＳＳ）パルス輪郭に対して基本関数、または基本データを発生させるのに使用される。以下の結果が得られた。５４８１パルス、ＰＶ＝１．０３μｍ、ＲＭＳ＝０．１４μｍ（ＯＰＤ）は、輪郭適合誤差である。全ての寸法が光路差（ＯＰＤ）にある。ＰＶはピークから谷までの測定であり、最大と最小の間の差を一続きの値で示している。これは変動の大きさを反映する。ＲＭＳは標準的偏差と同様である。いくつかの実施形態では、フライングスポット走査異数は約１．５ｍｍであり得る。

ｂ．可変点走査（ＶＳＳ）パルス輪郭
可変点走査（ＶＳＳ）輪郭レーザでは、シルクハット形状を使用することができる。この輪郭は、１５の異なる直径で、図９Ｂに示されている。上記の−４視度入力実施形態では、ＶＩＳＸ可変点走査輪郭に対して、以下の結果が得られた。３３９パルス、ＰＶ＝０．７８μｍ、ＲＭＳ＝０．１１μｍは、輪郭適合誤差である。全ての寸法が、光路差（ＯＰＤ）内にある。

ｃ．様々なパルス輪郭の比較
適合誤差は、すなわち

は、以下のレーザ・パルス輪郭では、様々な屈折の場合に対して評価された。結果を図１０Ａに示す。これにより、点寸法可変性とグリッド幾何形状などの全ての他のレーザ切除輪郭パラメータが等しく、その他の誤差ソースがなかったと考えられる。

２．点寸法可変性誤差
点寸法可変性誤差はまた、レーザ切除輪郭誤差に寄与する可能性がる。図１２Ａは、ＲＭＳ分布グラフを示し、様々な点寸法での異なる屈折の場合（屈折力）に対する適合ＲＭＳ誤差を示している。図１２ＢはＰＶ分布グラフを示す。ｘ軸の単位は、ミリでの点寸法直径を示す。これらの図に示された例に基づいて、フライングスポット走査（ＦＳＳ）に対する最適な点寸法（すなわち、最低誤差）は、約１．０ｍｍから約１．６ｍｍの範囲であってよく、より詳細には約１．５ｍｍ、または約０．５ｍｍＦＷＨＭであってもよい。ＦＷＨＭはしばしば、点寸法の約３分の１である。このように、最適点寸法を各屈折の場合に対して決定することができ、モデルの光学表面形状における収差の最大抑制を与えることができる。このように、点寸法を制御することによって誤差量を制御することが可能である。

簡単な球面屈折が、図１２Ａと１２Ｂに示されている。ＲＭＳとＰＶ変化は、これらの例に示すような低屈折の場合を除いて、大きな範囲（例えば、＋３Ｄから−６Ｄ）にわたってそれほど顕著ではないこともある。最適点寸法は、例えば±０．５Ｄなどの超低屈折の場合、または正眼視に近い場合を除いて、屈折で変化するようには見えない。

ＶＳＳ点は、０．６５ｍｍから６．５ｍｍの範囲内にある。個別の数の点のみが示されているが、点寸法は連続していると理解すべきである。ＶＳＳは約０．２５μｍ（組織）の切除深さであり、ＦＳＳは約０．５ｍｍＦＷＨＭと０．４μｍ深さガウス輪郭で１．５ｍｍの最適点寸法であってもよい。しばしば、ＦＳＳ点寸法の可変性がなく、これは点寸法を固定することができるということである。いくつかの実施形態では、レーザ切除輪郭変数は、約１ｍｍから約１．６ｍｍの範囲のフライングスポット走査係数を含む。

３．グリッド幾何形状
図６を参照すると、参照番号２４０がある。グリッド幾何形状は、シミュレートされたアニーリング・アルゴリズムに対する解像度空間を決める。いくつかの実施形態では、波面デバイス変数は、１００μｍのグリッド寸法係数を含む。

４．切除アルゴリズム
図１１Ａに示すように、切除を行うのに使用される切除パルスの数を決定するのに、適合誤差に関連する適合性能を使用することも可能である。この例では、フライングスポット走査輪郭は、例えば各屈折の場合に対して約１０，０００パルスを有することができ、可変点走査輪郭は約１，０００より小さくてもよい。したがって、この例では、ＶＳＳが２０Ｈｚのレーザ・パルス繰返し率で動作する場合、切除には約５０秒かかる。同じ時間の長さでＦＳＳ切除を行うため、システムは２００Ｈｚのレーザ・パルス繰返し率で動作すべきである。

適合（アルゴリズム）、位置合わせ、追跡、ビーム均一性を含む、６つの例示的輪郭全ての場合の適合誤差比較の解析が、図９Ｃに示されている。これらの６つの場合は、ＲＭＳ誤差に対して評価することができ、ＶＳＳとＦＳＳは２組のビームである。ＶＳＳに対するレーザ・パルス繰返し率は、１０Ｈｚであり、ＦＳＳに対するレーザ・パルス繰返し率は１００Ｈｚである。図９Ｃに基づいて、ＶＳＳはＲＭＳ誤差に基づいて６つの屈折の場合全てにおいてＦＳＳより優れており、治療と近視性乱視はＶＳＳとＦＳＳの間で最大のゲイン、または差を有する。

適切な切除アルゴリズム方法がまた、２００４年１月６日に発行された米国特許第６，６７３，０６２号に論じられており、その全体の開示を参照として本明細書に援用する。

Ｃ．レーザ位置合わせと追跡システム・パラメータ
図４、５に示すように、レーザ位置合わせと追跡システムは、位置合わせ・ソース誤差

および直線と回し運動追跡ソース誤差

に対応するパラメータを含む。

したがって、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、位置合わせ係数、直線追跡係数、回し運動追跡係数からなる群から選択することができる。一実施形態では、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向で約１０μｍより小さい位置合わせ精度、約０．５°より小さい回転誤差を含む。

１．位置合わせ誤差
位置合わせ誤差、位置誤差、回転位置合わせ誤差は、モデリングまたは決定することができる。位置合わせ誤差は普通、位置誤差と回転位置合わせ誤差の合計である。普通は、波面が誤差測定器またはフォロプタ(phoropter)で取られる時の瞳孔中心は、治療処置が行われる時の瞳孔中心と異なる。瞳孔中心位置誤差のこのような変化は高次収差を含む。同様に、回転位置合わせ誤差は、高次収差の増加の一因となる。さらに、瞳孔寸法変化と回転または位置合わせ誤差は、収差の一因ともなる。これらの収差は、ランダムに分布された誤差としてモデリングすることができる。

図１３Ａ〜Ｅは、位置合わせ誤差解析を示す。直線位置合わせ誘導ＲＭＳ誤差では、ＶＳＳとＦＳＳは、図１３Ａと１３Ｃに示すように同様に実行するように見え、これは直線またはＸ／Ｙ位置合わせを示している。ＶＳＳは、混合乱視に関して容量が大きい（大きい）可能性がある。この比較に対して、位置の２０μｍ精度の値、回転位置合わせの５°の値を使用することができる。大きな角度を有するシリンダの場合、ＶＳＳ位置合わせはＦＳＳ位置合わせより大きいが、理論的には、適合誤差がない場合、これらは同様であってよい。図１３Ｂと１３Ｄは、ＶＳＳとＦＳＳ回し運動位置合わせ誘導ＲＭＳ誤差を示し、これらの図に基づいて、回し運動位置合わせは屈折の場合と相互関係があるように見える。ＶＳＳとＦＳＳ回し運動位置合わせ誘導ＲＭＳ誤差は同様に行動しているように見え、混合乱視では、ＶＳＳは最小対称輪郭を有する混合乱視による可能性がある僅かに大きい誤差を示しているように見える。図１３Ｅは、組み合わされた直線と回し運動位置合わせ誤差に対する、ＶＳＳとＦＳＳの比較を示す。また、ＶＳＳとＦＳＳを組み合わせた直線と回し運動位置合わせ誘導ＲＭＳ誤差は、同様に行動しているように見え、混合乱視では、ＶＳＳは最小対称輪郭を有する混合乱視による可能性がある僅かに大きい誤差を示しているように見える。

２．直線追跡誤差と回し運動追跡誤差
目は垂直、水平、円回転で移動するので、切除の全過程中に瞳孔の中心を追跡し続けることが望ましい。したがって、追跡構成部品は、垂直、水平、眼球回旋追跡を把握することができる。目の動作速度、各動作の持続時間、追跡速度、追跡精度、システム待ち時間などのパラメータを考慮する。

視覚固定中に目の動作を評価することは有用である。固定しないと、目動作は大きい。固定中、目は微小動作を行うことができ、固定速度と持続時間で一組のランダム・ウォークとしてモデリングすることができる。これはしばしば、直線動作にも当てはまるが、回し運動動作では、同様の方法を誤差ソース・パラメータに関して適用することもできる。いくつかの場合では、直線動作は約５°〜１０°／秒、または約２２ｍｓの持続時間で約２０μｍの速度を有することができる。したがって、１００１×１００１のグリッド寸法を使用することができる。というのは、グリッド間隙は１０μｍであり、これは各位置間の距離を示すからである。回し運動動作の量は例えば、０．４°±０．３°の間であってもよい。

４５の実際の目の動作を、２００Ｈｚ目動作カメラ、６０ＨｚＶＩＳＸ目トラッカで捕捉した。図１４Ａと１４Ｂは、１９番ＯＳのＸ、Ｙの実際の動作を示す。目のＹ動きでは、トラッカは約０．５ｍｍから約１．０ｍｍまでの範囲の追跡誤差を有する。スペクトル分析は、目動作の分析に対する別の方法をもたらす。いくつかの実施形態では、追跡は特定量の目動作を補償し、補償されない動作は高次収差の一因となる。

目動作のタイプとしては、（ａ）がたつき動作、（ｂ）円滑追跡、（ｃ）震動、（ｄ）眼振が挙げられる。図１４Ａ、１４Ｂに示す例から、多くの円滑追跡とがたつき動作が観察される。標準的な偏差は約０．１ｍｍである。誤差がより簡単に観察される、グラフの左右側に向かって存在する偏差区域がある。図１４Ｃ、１４Ｄは、図１４Ａ、１４Ｂに示す実際の目動作に匹敵する、シミュレーションした目の動作例を示す。

図１５Ａ〜１５Ｆは、ＶＳＳとＦＳＳ観察追跡効率の比較を示す。追跡効率は、追跡速度、追跡精度、システム待ち時間に基づく。Ｘ−Ｙ（または、垂直／水平）方向の目追跡のモデルは、以下の入力パラメータに基づいて解釈することができる。
パラメータ説明
数治療の数
グリッド寸法波面のグリッド寸法
速度目動作（ｍｍ／秒）
持続時間目動作時間（秒）
レーザ・パルス繰返し率１０ＨｚＶＳＳ
１００ＨｚＦＳＳ
追跡率追跡速度（Ｈｚ）
追跡誤差精度（ｍｍ）
システム待ち時間どれだけ早くシステムが応答するか

例では、２ｍｍ／秒の目速度と０．０２２秒の持続時間が使用された。結果によると、追跡速度は指数関数であり（図１５Ａ、１５Ｄ）、追跡誤差は直線であり（図１５Ｂ、１５Ｅ）、待ち時間は二次方程式である（図１５Ｃ、１５Ｆ）。図１５Ａ、１５Ｄでは、追跡確度とシステム待ち時間誤差がないと仮定する。図１５Ｂと図１５Ｅでは、システム待ち時間誤差がないと仮定する。図１５Ｃ、１５Ｆでは、追跡速度と追跡精度誤差はないと仮定する。

図１６Ａ〜１６Ｆは、ＶＳＳとＦＳＳの回し運動追跡誤差の比較を示す。このデータに基づいて、回し運動追跡誤差値は、水平・垂直追跡誤差値より小さいように見える。全体的に、直線追跡は、回し運動追跡誤差よりも大きい大きさであるように見える。しかし、回し運動トラッカがない場合、誤差は特にＦＳＳで大きくなる。普通、トラッカ誤差はＦＳＳで、ＶＳＳと比較して約２倍の大きさである。

図１７Ａ〜Ｃは、ＶＳＳとＦＳＳの直線と回し運動追跡誤差の比較を示す。直線追跡には、ＦＳＳ１、ＶＳＳ、回し運動に対して６０Ｈｚ追跡が使用され、ＦＳＳ２には１２０Ｈｚが使用された。この例ではまた、直線目移動に対して０．０２２ｍｓで２ｍｍ／秒、回し運動動作に対して５秒で０．１°／秒を使用している。直線の０．０５ｍｍ精度と０．１秒の待ち時間、回し運動の０．５°の精度と０．１秒の待ち時間値が観察された。これらの図に基づいて、ＶＳＳはＦＳＳより小さい誤差を与えると考えられる。

一実施形態では、レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向で約２０μｍより小さい追跡精度、約１０ｍｓより短い待ち時間、約６０Ｈｚ以上の追跡速度を含む。別の実施形態では、レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は、垂直と水平両方向で約５μｍより小さい追跡精度、約５ｍｓより短い待ち時間、約２００Ｈｚ以上の追跡速度を含む。これに関連して、レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は約０．５°以上の眼球回旋追跡角精度を含む。同様に、レーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は約０．２５°以上の眼球回旋追跡角精度を含む。

他の実施形態では、レーザ切除輪郭変数は可変点走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は４％未満のレーザ・エネルギー変動を含む。同様にレーザ切除輪郭変数はフライングスポット走査係数を含み、レーザ位置合わせと追跡システム変数は２％未満のレーザ・エネルギー変動を含む。

Ｄ．レーザ移送システム・パラメータ
上に記したように、レーザ切除輪郭変数は、パルス寸法係数、点寸法可変性係数、ビーム均一性係数、レーザ・パルス繰返し率係数からなる群から選択することができる。

１．ビーム均一性と可変性
レーザ・ビーム均一性ソース誤差は、以下のように示される。

この誤差は、エネルギー輪郭の微小変動による、理論的に主張された形状から派生するレーザ・ビーム輪郭から得ることができる。また、レーザ・エネルギーは、レーザ・ビーム可変性を生成する物理的または機械的理由により、時間を経て変動することがある。

レーザ・ビーム均一性では、レーザ・エネルギーは切除中に変動する。このエネルギー変動は、各レーザ・パルスにおいて切除深さの偏差を引き起こす。この偏差は次第に、高次ＲＭＳ誤差に変換することができる。普通、レーザ・ビーム均一性は、レーザ・パルス繰返し率に依存するものではない。

図１８Ａ、１８Ｄはレーザ・ビーム均一性解析を示し、図１８Ｂ、１８Ｃ、１８Ｅ、１８Ｆはレーザ・ビーム可変性解析を示す。微小変動と可変性は、オゾン形成によるレーザ・エネルギー減衰による可能性がある。図１８Ａは減衰なしで、均一性のみを考慮している。しばしば、レーザがパルスとされる最初の２０秒は、高次収差が誘導されるかどうか決定する場合に考慮される。指数関数時間減衰（半時間）は約７秒である。考慮すべき２つの係数は、減衰半時間とレーザ・パルス繰返し率である。レーザ・ビーム可変性は、レーザ・パルス繰返し率に依存していてもよい。

図１９Ａ、１９Ｂは、知られている均一性と可変性計算から派生する。このような解析は、オゾン蓄積、レーザ減衰、均一性変化などの係数を含み、これにより高次収差および／または不足矯正を引き起こす、または増幅する可能性がある。ＶＳＳの場合、７秒の減衰半時間が、ＦＳＳ１と同様に考えられる。ＦＳＳ２では、減衰半時間は２秒である。均一性では、レーザ・エネルギーの±１％誤差がＶＳＳで考えられる。明らかに、レーザ・エネルギー微小変動によって誘導される誤差はより小さい。ＦＳＳの均一性では、ＦＳＳ１はレーザ・エネルギーの±１％誤差を使用し、ＦＳＳ２は±０．５％誤差を使用した。レーザ・ビーム均一性と可変性はさらに、２００４年３月１５日提出の米国特許出願第６０／５５３，５８０号に論じられており、その全体の開示を参照として本明細書に援用する。

２．レーザ・パルス繰返し率
別のレーザ切除輪郭変数は、レーザ・パルス繰返し率係数である。いくつかのＶＳＳの実施形態では、レーザ・パルス繰返し率係数は１０Ｈｚから約２０Ｈｚの範囲である。いくつかのＦＳＳ実施形態では、レーザ・パルス繰返し率は、約１００Ｈｚから約２００Ｈｚの範囲である。

Ｅ．角膜切開刀パラメータ
角膜切開刀ソース誤差は以下のように示すことができる。

この誤差は、例えばＬＡＳＩＫフラップに関連する収差により生じる。ＬＡＳＩＫフラップは普通、ＰＲＫやＬＡＳＥＫではなく、ＬＡＳＩＫ処置により生じる。ＬＡＳＩＫフラップは、球面収差とコマを誘導する傾向があり、コマの方向はＬＡＳＩＫフラップ・ヒンジの方向と一致している。ゼルニケ多項式で示される角膜切開刀パラメータ誘導誤差は、全てのモードに広がる。普通の事項が、長期と短期の両方で、基質の生化学変化を行う。層板の異なる層の水含有率再分散と応力変化は、角膜の変形を引き起こす。

角膜切開刀切開手術の生化学効果は、ＣｙｎｔｈｉａＲｏｂｅｒｔｓ、「Ｔｈｅｃｏｒｎｅａｉｓｎｏｔａｐｉｅｃｅｏｆｐｌａｓｔｉｃ」、Ｊ．Ｒｅｆｒａｃｔ．Ｓｕｒｇ．１６（４）：４０７〜４１３（２０００年）により詳細に記載されており、収差効果はＪａｓｏｎＰｏｒｔｅｒ他、「Ｓｅｐａｒａｔｅｅｆｆｅｃｔｓｏｆｔｈｅｍｉｃｒｏｋｅｒａｔｏｍｅｉｎｃｉｓｉｏｎａｎｄｌａｓｅｒａｂｌａｔｉｏｎｏｎｔｈｅｅｙｅ’ｓｗａｖｅａｂｅｒｒａｔｉｏｎ」、Ａｍ．Ｊ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．１３６（２）：３２７〜３３７（２００３年）で研究されており、その全体の開示を本明細書に参照として援用する。

誘導球面収差とコマへの集団平均効果のみを考慮する方法をとることも可能である。平均で、球面収差で０．１ミクロン、コマで０．１ミクロン（フラップ・ヒンジと同じ方向）を要求することが可能である。したがって、レーシック・フラップ誤差と示す組み合わせた効果はしばしば、約０．１５ミクロンであってもよい。角膜切開刀パラメータは、球面収差（例えば、中心平坦化と周面厚み付け効果）、ヒンジ効果、配向効果を含む。ＬＡＳＩＫフラップ・ボックスはまた、レーザ／組織相互作用に基づく生化学効果を反映することもできる。

１．球面収差
フラップ切断後、角膜の中心平坦化と周面厚み付けがあり、それによって正の球面収差を誘導することができる。いくつかの実施形態では、角膜切開刀変数は、約０．１ミクロンと約０．３ミクロンの間の正の誘導球面収差を含む。いくつかの実施形態では、角膜切開刀変数は、約０．１ミクロンと約０．３ミクロンの間の量の角膜切開刀ヒンジの方向のコマを含む。

２．ヒンジ効果
しかし、フラップのヒンジにより、誘導された球面収差は円形的に対称ではないことがある。したがって、少量のコマを誘導することもできる。

３．配向効果
正の球面収差と、方向付けた（ヒンジ方向に向かって）コマを誘導するランダムな過程としてフラップ効果を以下のようにモデリングすることが可能である。

式中、

はフラップ効果の合計誤差を示し、

は正の球面収差によって誘導された誤差を示し、

はコマによって誘導された誤差を示す。

Ｆ．治療効果
最後に、治療効果は円滑な過程であり、最終波面に適用されるガウス・カーネルとしてモデリングすることができる。普通、これはランダムなノイズに対する誤差減少過程であり、均一な誤差のない形状に対する誤差生成過程ではない。治療の円滑効果は局部ＲＭＳ誤差を減少させることができるが、全体のＲＭＳ誤差は減少させることができない。治療効果はＨ（．）と示すことができる。治療効果は低域通過フィルタとして考えることができる。治療効果は、一次バターワース低域通過フィルタとして考えることができる。標準的なガウス・フィルタにするようにモデルを単純化させることが望ましい。そうするには２つの理由がある。第１に、一次バターワース・フィルタは、標準的なガウス・フィルタに近づけることができる。第２に、ガウス・フィルタはしばしば、より一般的に使用され、バターワース・フィルタより導入するのが簡単である。本明細書に参照として援用する、ＤａｖｉｄＨｕａｎｇ他、「Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌｍｏｄｅｌｏｆｃｏｒｎｅａｌｓｕｒｆａｃｅｓｍｏｏｔｈｉｎｇａｆｔｅｒｌａｓｅｒｒｅｆｒａｃｔｉｖｅｓｕｒｇｅｒｙ」、Ａｍ．Ｊ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．１３５（３）：２６７〜２７８（２００３年）を参照のこと。

いくつかの実施形態では、治療効果変数は、２ミクロンの高さと０．５ｍｍの半値全幅（ＦＷＨＭ）に調節されるガウス・カーネルを含む。

図２０は、６ｍｍの瞳孔を有する−１Ｄ近視治療輪郭（Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎ形状）に対する、ガウス・フィルタでの治療効果を示す。図２１は、６ｍｍの瞳孔を有する＋１Ｄ遠視治療輪郭（Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎ形状）に対する、ガウス・フィルタでの治療効果を示す。両方の場合において、得られる治療効果はＨｕａｎｇ他（上記参照）で示されるものと良く似ている。

ガウス・フィルタの利用で、最終効果としては、いくつかの低次収差と、コマや球面収差などのいくつかのより低次収差を誘導する、普通の、または理想的な形状を変更することができる。しかし、同時に、急速変動を取り除く性質により、いくつかの高次収差を取り除くこともできる。

図２２は、治療効果を考慮しない、異なる誤差ソースによる誤差を示している。明らかに、位置合わせ、追跡、波面デバイス誤差、フラップ効果は、レーザ・ビーム可変性と適合誤差よりもいくらか重要である。治療による誤差は、高次ＲＭＳ誤差を減少する可能がある。というのは、「円滑」効果を有するからである。また、球面、円筒状、コマ、球面収差などの追加のいくらか低次の収差といくつかの高次収差を誘導する可能性がある。治療を、全体の屈折矯正手術の結果に影響を及ぼす因子の１つであると考えることもできる。

ＩＩＩ．ターゲット光学表面形状と一組の屈折矯正手術システム・パラメータに基づくモデルの光学表面形状の決定
ターゲット光学表面形状（例えば、屈折の場合）と一組の屈折矯正手術システム・パラメータを考慮すると、モデルの光学表面形状を決定または予測することが可能である。基本的に、これは手術システムによって「適用されるような」ターゲット光学表面形状であり、治療後の光学表面形状を示すこともできる。一実施形態では、本発明は屈折矯正手術により生じる誘導収差を抑制するシステムを提供し、システムは、ターゲット光学表面形状を受け入れる入力と、ターゲット光学表面形状と一組の屈折矯正手術システム・パラメータに基づいてモデルの光学表面形状を測定するモジュールと、モデルの光学表面形状における収差を抑制するように一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節するモジュールとを備える。

ＩＶ．収差分布を測定するためのターゲット光学表面形状とモデルの光学表面形状の比較
ターゲット光学表面形状とモデルの光学表面形状の比較は、精度変数、加熱変数、治療時間変数からなる群から選択した測定基準に基づく。精度変数は２乗平均平方根誤差係数に基づく。加熱変数は温度係数に基づく。治療時間変数は切除時間係数に基づく。

Ｖ．収差を抑制するための一組の屈折矯正手術システム・パラメータの調節
収差を抑制するための一組の屈折矯正手術システム・パラメータの調節は、精度変数、加熱変数、治療時間変数からなる群から選択した測定基準に基づく。精度変数は２乗平均平方根誤差係数に基づく。加熱変数は温度係数に基づく。治療時間変数は切除時間係数に基づく。

ＶＩ．シミュレーション
本発明は、屈折矯正システムの構成部品をモデリングする方法を提供する。誤差を誘導する、または収差の一因となる、または増幅する可能性がある上に論じたシステム・パラメータのいずれかをシミュレーションすることもできる。システム・パラメータ誤差ソースは、モデルの光学表面形状の収差の一因となる、またはこれを増幅させる可能性があるので、位置合わせ精度、切除アルゴリズム内の適合精度、追跡速度、追跡の精度とシステム待ち時間、レーザ・ビーム均一性と変化性などのシステム・パラメータ、あらゆる他のシステム構成部品の調節は、これらの収差に対して効果を有することができる。

シミュレーションされたレーザ・システムは、様々なシステム構成部品の効果をモデリングするのに有用であり、本発明はレーザ切除をシミュレーションするレーザ・シミュレータを提供する。レーザ屈折矯正手術システム・シミュレータの例示的なフロー図が図６に示されている。シミュレータは、入力屈折モジュール２１０、レーザ・ビーム輪郭モジュール２３０、グリッド幾何形状モジュール２４０、シミュレートしたアニーリング・アルゴリズム・モジュール２２０、治療テーブル・モジュール２５０、理想の切除モジュール２６０、現実の切除モジュール２７０、比較モジュール２８０、ランダムなサンプル・モジュール２９０を備える。

Ａ．入力屈折
シミュレータは、様々なターゲット光学表面形状、または屈折の場合をシミュレータに提供することができる入力屈折モジュール２１０を備えることができる。このようなターゲット光学表面形状は、近視、遠視、近視性乱視、遠視性乱視、混合乱視などの低次屈折の場合を含み、また１．０ミクロンより大きい高次全ＲＭＳ誤差を有する実際の目から治療の場合などの高次屈折の場合を含む。しばしば、屈折の場合は波面測定デバイスから決定される。

Ｂ．レーザ・ビーム輪郭
シミュレータは、レーザ・ビーム輪郭モジュール２３０を備えることができる。例えばレーザ・ビーム輪郭２３０の適合誤差をシミュレーションする際は、１００ミクロンのグリッド寸法を使用することができる。レーザ切除をシミュレーションすることができるバリデータ、各レーザ・パルスの特性をシミュレーションすることができるパルス指示を、ＶＳＳとＦＳＳなどの異なる場合の基本データを形成するのに使用することができる。

解決すべき表面のアルゴリズム適合における１００μｍのサンプリング解像度に対して、その他の点寸法と比べて少量のＲＭＳ誤差を提供するように、１．５ｍｍ（ＦＷＨＭ０．５ｍｍ（ＦＳＳ）のまたは約１．５ｍｍの点寸法で小さなガウスフライングスポット走査を観察した。

一組の命令（例えば、ビーム寸法と位置）を考慮して、切除中に蓄積した組織表面をモデリングすることができるように、レーザ・シミュレータを構成することができる。基本的なレーザ・ビーム形状、または各個別のパルスによって作り出されたクレータは、例えば、可変点走査（ＶＳＳ）では平らな上部形状であり、フライングスポット走査（ＦＳＳ）では０．５ｍｍＦＷＨＭのガウス形状であってもよい。レーザ位置合わせと追跡構成部品と、レーザ移送構成部品は、実際の切除モジュール２７０に組み込むことができる。

適合誤差では、入力形状は波面表面に基づく。この形状は、理想の切除解像度に対する適合アルゴリズムに与えられる。レーザ・シミュレータを通過する場合の命令（例えば、点寸法と位置）の計算したリストは、別の表面、実際の切除解像度を形成することができる。２つの表面の差は、ＲＭＳ誤差として示すことができる。普通、点寸法が小さい場合、より正確な結果を得ることが可能である。しかし、グリッド寸法の制限により、より小さい点寸法はより小さい適合誤差にはつながらない。加えて、点寸法が可変である場合、適合誤差はまた小さくなる可能性がある。

Ｃ．グリッド幾何形状
シミュレータは、グリッド幾何形状モジュール２４０を備えることができる。上に論じるように、少なくとも１００１×１００１のグリッド寸法、すなわち１０μｍの解像度をシミュレーションに使用することは有用である。しかし、プログラムはグリッド寸法とグリッド幾何形状に対するどんな構成でも設計することができる。

Ｄ．シミュレーションされたアニーリング・アルゴリズム
シミュレータは、シミュレーションされたアニーリング・アルゴリズム・モジュール２２０を備えることができる。例の波面はその後、アルゴリズム・モジュール２２０が切除解像度を決定するのに使用される。アルゴリズム・モジュール２２０はここで、図４のアルゴリズム・ボックスと同じである。レーザ・ビーム輪郭２３０は、シミュレーションされたアニーリング・アルゴリズムを駆動するようにレーザ移送ビーム輪郭を構成する基本データを提供することができ、グリッド幾何形状２４０はシミュレーションされたアニーリング・アルゴリズムに対する解像度空間を決定することができる。

Ｅ．治療テーブル
シミュレータは、治療テーブル・モジュール２５０を備えることができる。ＶＳＳとＦＳＳの両方のシミュレーションされたアニーリング・アルゴリズムで、治療テーブル２５０を計算することが可能である。同じ治療テーブル２５０を、理想の切除２６０と実際の切除２７０の両方を決定するように、あらゆるパルス輪郭（例えば、ＶＳＳまたはＦＳＳ）の特定の基本データの変化を調節するのに使用することができる。したがって、ＶＳＳを実際の切除と理想の切除に関連させることができ、同様にＦＳＳを実際の切除と理想の切除に関連させることができる。それぞれの場合で（例えば、ＶＳＳ、理想の切除）、６つの入力形状（例えば、近視、遠視、近視性乱視、遠視性乱視、混合乱視、高次治療の場合）がある。適合誤差をテーブルを作成する前に含めることができる。普通、治療テーブルは明らかな誤差を含むようには考えられない。しかし、シミュレーションされたアニーリング・アルゴリズムは特定の誤差を引き起こす可能性がある。

治療テーブル２５０が理想の切除２６０を決定するのに使用される例では、デバイス誤差はないと仮定し、基本的にターゲット光学表面形状が理想の切除となる。治療テーブル２５０が実際の切除２７０を決定するのに使用される例では、特定のデバイス誤差があると仮定し、基本的にターゲット光学表面形状はモデルの光学表面形状を決定するのに使用される。

垂直と水平方向の追跡では、限度は２０μｍ追跡精度に設定することができ、システムはＶＳＳで１０ｍｓ、６０Ｈｚの追跡速度より速く反応することができる。ＦＳＳの場合、垂直と水平追跡精度は５μｍより小さく、システム待ち時間は２００Ｈｚの追跡速度で５ｍｓより短いべきである。

眼球回旋追跡では、角精度はＶＳＳの半分の角度であり、ＦＳＳの４分の１の角度であってもよい。レーザ・ビーム均一性と可変性に関して、ＶＳＳは４％未満のレーザ・エネルギー変動から利益を得て、ＦＳＳは２％未満の変動から利益を得る。

様々な誤差ソースのうち、追跡誤差と位置合わせ誤差は、図２３Ａ、２３Ｂから分かるように、比較的大きく、これらの図は近視の場合（図２３Ａ）の様々な誤差ソースに対して、および全ての屈折の場合（図２３Ｂ）のみ追跡誤差に対してＶＳＳとＦＳＳの比較を示す。普通、ＶＳＳは適合、追跡、ビーム可変性に関して、ＦＳＳより優れている。高次収差を矯正するため、屈折矯正手術システムにおける各構成部品に対する制限は、システム設計段階で考慮することができる。同じレベルの誤差減少を達成するため、ＦＳＳシステムはよりきつい制約から利益を得ることができる。

追跡誤差では、６０Ｈｚの追跡速度、０．０５ｍｍの追跡精度、０．１秒のシステム待ち時間を想定することができる。位置合わせに関して、０．０２５ｍｍと２°の位置合わせ誤差を使用することができる。最後に、ビーム可変性シミュレーションでは、移送されたレーザ・エネルギーの１％の変動を想定することができる。全ての６つの屈折の場合で異なる直径を、全てのシミュレーションに利用することができる。

垂直と水平位置誤差と比べて、約１０分の１のＲＭＳ誤差だけを誘導するように、眼球回旋位置合わせを観察した。垂直と水平眼移動の追跡と比べて、約１０分の１のＲＭＳ誤差だけを誘導するように、眼球回旋位置合わせを観察した。

追跡のシミュレーションは、目の動作の研究に基づく。目の動作速度、各動作の持続時間、追跡速度、追跡精度、システム待ち時間などのパラメータをシミュレーションで使用することができる。

Ｆ．理想の切除
シミュレータは、理想の切除モジュール２６０を備えることができる。普通、理想の切除には誤差がない。デバイス誤差なしで適用した場合、全体の誘導２乗平均平方根（ＲＭＳ）誤差はゼロであるべきである。理想の形状は、例えば、形状を基にした伝搬を使用することができる治療効果を評価または計算する際に、有用である。屈折の場合では、Ｍｕｎｎｅｒｌｙｎ形状または等式を、理想の形状を構築するのに使用することができる。治療の応用例では、波面形状またはゼルニケ等式を使用することができる。

Ｇ．実際の切除
シミュレータは、実際の切除モジュール２７０を備えることができる。屈折矯正手術システムの構成部品の欠陥により、誤差が実際の切除に組み込まれる可能性がある。構成部品の全てではないが、ほとんどは、高次収差を誘導することができ、いくつかの誤差はランダムであるように見える。治療テーブルからのデータがシミュレータによって処理されると、ソース誤差は実際の切除モジュール２７０にまとめられる。このことは、レーザ組織相互作用に反映することができ、角膜上のバイオメカニクスを処理することができる。また、低域通過フィルタとしてモデリングすることができる、治療効果を含むこともできる。これに関連して、ＬＡＳＩＫフラップが切断されると、角膜切開刀効果を含めることができる。位置合わせ誤差、追跡誤差を考慮することができる。レーザ移送システム自体は、別の誤差を誘導する可能性がある。治療効果を考慮することもできる。

Ｈ．比較
シミュレータは比較モジュール２８０を備えることができる。２つの表面を、２点間基準で比較することができる。誤差に関する結果は、全体のＲＭＳ誤差である。この過程は、異なる誤差のランダム性をシミュレーションするように、ランダムなサンプル２９０で繰り返すことができる。

治療後、統計を計算するため、各変更した実際の切除に対して数回繰り返して、最終形状を元の、または理想の形状と比較することが望ましい。適合誤差と波面デバイス誤差を除いたシミュレータ誤差は、実際の切除２７０で示すことができる。

約１００から約１０００の場合を生じさせることができ、それぞれ時間に基づくランダム・ウォークを有し、それによって治療テーブル内のパルスは予測した位置に正確には載らないことがある。シミュレータはパルスを加算することができ、ターゲット形状とモデル形状の差を計算することができる。最後に、ＲＭＳ誤差を得るため、これらの約１００から約１０００の波面の平均を計算することができる。

Ｉ．ランダムなサンプル
シミュレータはランダムなサンプル・モジュール２９０を備えることができる。モジュール２９０によって生成されたランダムなサンプルは、それぞれ異なる誤差を含む。いくつかの実施形態では、モジュール２９０は１００のランダムなサンプルを生成することができ、それぞれ理想の切除モジュール２６０と比較するように、実際の切除モジュール２７０を通して反復して循環される。

多数（例えば、１００）の表面のモデリングされた切除を使用して、位置合わせ、追跡、レーザ・ビーム可変性などのシステム・パラメータによって誘導されるランダムな誤差をシミュレーションすることができる。２乗平均平方根（ＲＭＳ）誤差を、性能測定基準として使用することができる。多数のシミュレータを、偏倚をなくすように働かせることができる。

目の動作をシミュレーションするため、組み合わせた円滑追跡とがたつき動作のモデルを使用することができる。モデルは、特定の持続時間内で特定の速度でランダム・ウォークの位置（知られている距離とランダムな角度で構成される）である。これらは、円滑追跡に対して考えられるパラメータである。がたつき動作部は、蓄積した目の動作が特定の量を固定ターゲットからそらせると、迅速に元に戻るように、制約することができる。モデル速度は２ｍｍ／秒であり、持続時間は２２ｍｓである。がたつき限度は、（０．５＋ｒａｎｄ（））の重量で±０．２５ｍｍである。

ｒａｎｄ（）はランダム数発生器を示し、０から１までの範囲の値を有する数を発生させる。目の動作が加重限度を超える場合、１つのがたつき動作はそれをゼロに戻す。

図１５ＡはシミュレーションしたＸ動きを示し、図１５ＢはシミュレーションしたＹ動きを示す。図１４Ａ、１４Ｂを図１５Ａ、１５Ｂと比較すると、シミュレーションした動作は実際の目の動作に類似しているように見える。
シミュレーション
ＳｔＤｅｖＸ＝０．０８７ｍｍＹ＝０．０９９ｍｍ
ＭｅａｎＸ＝−０．０２７ｍｍＹ＝−０．０２９ｍｍ
実際の目
ＳｔＤｅｖＸ＝０．０９３ｍｍＹ＝０．１３４ｍｍ

Ｊ．調節
本発明はまた、システム・パラメータ調節のシミュレーションを行う。一組の屈折矯正手術システムを精度変数、加熱変数、治療時間変数からなる群から選択した測定基準に基づいて調節することが望ましい。いくつかの実施形態では、モデルの光学表面形状は治療された角膜などの手術後光学表面形状に対応する。一組のパラメータを調節することによって、手術後光学表面形状の収差を抑制することができる。シミュレータは、収差を抑制するようにパラメータ調節を評価するのを助けることができる。

例えば、手術後の高次収差の増加を抑制するため、波面デバイスは、一組の６次ゼルニケ多項式が使用される場合に、約０．０１８３から約０．０３３３μｍの期間毎精度を有することができる。これに関連して、ターゲット光学表面形状は一組の６次ゼルニケ多項式を含み、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを、手術後全高次ＲＭＳの各構成要素は約０．００６１から約０．０１１１μｍを超えないように調節する。さらに、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを、手術後全高次ＲＭＳが手術前全高次ＲＭＳとほぼ同じになるように調節する。加えて、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを、手術後全高次ＲＭＳが手術前全高次ＲＭＳより小さくなるように調節する。一組の屈折矯正手術システム・パラメータを、手術後全高次ＲＭＳが手術前全高次ＲＭＳの約３分の１の量になるように調節する。処置は、波面デバイス、位置合わせ、適合、追跡、レーザ・ビーム均一性と可変性の誤差評価を含む。

これに関連して、高次収差を矯正または抑制するため、全ＲＭＳ誤差を手術前高次ＲＭＳより少なく制限することができる。普通は、手術前の目は約０．３μｍの平均高次ＲＭＳを有する。７構成部品のシステムであると仮定すると、それぞれ同じ制限を有するので、これは各構成部品に対して０．１１３μｍの最大限度につながる。これにより、高次ＲＭＳが手術後に増加し続けることが可能である。他の実施形態では、全ＲＭＳ誤差が約０．１μｍから約０．３μｍで、システムが３個の構成部品を備える場合、全高次ＲＭＳの各構成要素が約０．０１１１μｍから約０．０３３３μｍを超えないように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。さらに他の実施形態では、全ＲＭＳ誤差が約０．１μｍから約０．３μｍであり、システムが１０個の構成部品を備える場合、全高次ＲＭＳの各構成要素が約０．００６１μｍから約０．０１１１μｍを超えないように、一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節する。

しかし、高次収差を矯正するため、限度が全ＲＭＳ誤差に関して評価したのより数倍少ないことも可能である。例えば、３倍の増加、すなわち０．１μｍの全高次ＲＭＳであると仮定すると、０．０３８μｍが各構成部品の限度である。これは、治療前誤差と比較して、治療後誤差が少なくなることにつながる。

同様に、高次収差を矯正するため、位置合わせ精度は、垂直と水平両方向で１０μｍ以内であり、回転誤差はＶＳＳの０．５°以内である。ＦＳＳでは、位置合わせ精度は１０μｍより小さく、回転精度は０．５°より小さいくあるべきである。治療効果は、各誤差ソースを評価した後にモデリングすることができる。低域通過フィルタのようにモデル化できるこの治療効果は総ＲＭＳ誤差を効果的に低減することができる。

本発明の原理は、次世代の屈折システムを開発するガイドラインとして使用することができ、既存のシステムでの個別の目手術のガイドラインとして使用することもできる。これらの原理はまた、既存のシステムのパラメータを改善する戦略を立てるのに使用することができる。例えば、特定の構成部品を理想化することによって、すなわち誤差を１つを除いた全ての構成部品に起因しないことによって、全体の誤差のどれだけ多くの誤差が特定の構成部品に関連しているかを決定することが可能である。

いくつかの実施形態では、波面／レーザ・システムのいくつかの構成部品は、例えば、ＶＩＳＸ可変点走査（ＶＳＳ）、またはフライングスポット走査システム（ＦＳＳ）内で高次収差を矯正するように制御することができる。屈折矯正手術システムでは、表面またはモデルの光学表面形状に適合するように、個別のパルスを加えることができる。全体の誤差は、モデル表面形状、または手術後の全ＲＭＳに関連している。

レーザ・シミュレータが構築され、シミュレーション処置が起こると、各構成部品に対して最大許容高次ＲＭＳ誤差にプラグインすることによって、設計案内を得ることができる。基本的に、設計案内は異なる構成部品を伴うレーザ切除システムの設計である。これに関連して、シミュレータを使用して、誤差ソース効果を評価することができる。

レーザ視力矯正に対するシステム性能評価は、波面デバイス、適合、位置合わせ、追跡、レーザ移送システム、ＬＡＳＩＫフラップ効果、治療効果による誤差などの全ての可能な誤差ソースを含む。各構成部品は、別個に考えることができる。全体の効果を評価するため、同時に全ての構成部品を検討することが望ましい。いくつかの実施形態では、追跡、位置合わせ、波面デバイス、ＬＡＳＩＫフラップ効果が主な誤差ソースであり、適合やレーザ・ビーム可変性は小さな誤差ソースである。

全てのパラメータ、変数、係数などを方法ステップまたはシステム・モジュールに組み込むことができることは、当業者には理解できるだろう。特定の実施形態を例示的に、理解を明確にするために、詳細に説明したが、様々な応用例、変更形態、変形形態は当業者には自明のことであろう。本発明は、小型レンズを使用する波面システムを特に参照して説明したが、目を通過する光の角度を測定する他の適切な波面システムを利用することもできる。例えば、光線追跡誤差測定、ｔｓｃｈｅｒｎｉｎｇ誤差測定、動的検影法の原理を使用するシステムを本発明で利用することもできる。上記システムは、テキサスのＴＲＡＣＥＹＴｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓｏｆＢｅｌｌａｉｒｅ、ドイツのＷａｖｅｌｉｇｈｔｏｆＥｒｌａｎｇｅｎ、カルフォルニアのＮｉｄｅｋ，Ｉｎｃ．ｏｆＦｒｅｍｏｎｔからそれぞれ市販されている。本発明は、米国特許第６，０９９，１２５号、第６，０００，８００号、第５，２５８，７９１号に記載されたような空間的に分解された屈折計で実施することもできる。これらの特許の全体の開示を本明細書に参照として援用する。本発明から利点を得ることができる治療は、人工水晶体、コンタクトレンズ、眼鏡、レーザに加えて他の手術方法が挙げられる。したがって、本発明の範囲は頭記の特許請求の範囲によってのみ制限されるものである。

本発明の一実施形態によるレーザ切除システムを示す図である。本発明の一実施形態による簡略化したコンピュータ・システムを示す図である。本発明の一実施形態による波面測定システムを示す図である。本発明の一実施形態による別の波面測定システムを示す図である。本発明の一実施形態によるシステム・フロー図である。本発明の一実施形態によるシステム・フロー図である。本発明の一実施形態によるシミュレータ・フロー図である。本発明の一実施形態による眼調節によるＲＭＳ誤差を示す図である。本発明の一実施形態による復元によるＲＭＳ誤差を示す図である。本発明の一実施形態による治療目の高次収差を示す図である。本発明の一実施形態によるフライングスポット走査輪郭を示す図である。本発明の一実施形態による可変点走査輪郭を示す図である。本発明の一実施形態による適合誤差比較を示す図である。本発明の一実施形態による適合性能を示す図である。本発明の一実施形態による適合性能を示す図である。本発明の一実施形態によるＦＳＳのＲＭＳ分布グラフである。本発明の一実施形態によるＦＳＳのＰＶ分布グラフである。本発明の一実施形態による位置合わせ誤差解析を示す図である。本発明の一実施形態による位置合わせ誤差解析を示す図である。本発明の一実施形態による位置合わせ誤差解析を示す図である。本発明の一実施形態による位置合わせ誤差解析を示す図である。本発明の一実施形態による位置合わせ誤差解析を示す図である。本発明の一実施形態による実際のＸ動きを示す図である。本発明の一実施形態による追加の実際のおよびシミュレーションした目動作を示す図である。本発明の一実施形態による追加の実際のおよびシミュレーションした目動作を示す図である。本発明の一実施形態による追加の実際のおよびシミュレーションした目動作を示す図である。本発明の一実施形態によるＶＳＳとＦＳＳ観察追跡の比較を示す図である。本発明の一実施形態によるＶＳＳとＦＳＳ観察追跡の比較を示す図である。本発明の一実施形態によるＶＳＳとＦＳＳ観察追跡の比較を示す図である。本発明の一実施形態によるＶＳＳとＦＳＳ観察追跡の比較を示す図である。本発明の一実施形態によるＶＳＳとＦＳＳ観察追跡の比較を示す図である。本発明の一実施形態によるＶＳＳとＦＳＳ観察追跡の比較を示す図である。本発明の一実施形態によるＶＳＳ回し運動追跡効率を示す図である。本発明の一実施形態による、追跡誤差に対するＶＳＳのＲＭＳ誤差での回し運動追跡効率を示す図である。本発明の一実施形態による、システム待ち時間に対するＶＳＳのＲＭＳ誤差での回し運動追跡効率を示す図である。本発明の一実施形態による、追跡速度に対するＦＳＳの回し運動追跡効率を示す図である。本発明の一実施形態による、追跡誤差に対するＦＳＳの回し運動追跡効率を示す図である。本発明の一実施形態による、システム待ち時間に対するＦＳＳの回し運動追跡効率を示す図である。本発明の一実施形態による、ＶＳＳとＦＳＳの間の追跡誤差比較を示す図である。本発明の一実施形態による、ＶＳＳとＦＳＳの間の回し運動誤差比較を示す図である。本発明の一実施形態による、ＶＳＳとＦＳＳの間の回し運動誤差（追跡なし）比較を示す図である。本発明の一実施形態による、ＶＳＳにおけるビーム均一性誘導ＲＭＳ誤差を示す図である。本発明の一実施形態による、レーザ・エネルギー減衰に対するＶＳＳにおけるビーム可変性誘導ＲＭＳ誤差を示す図である。本発明の一実施形態による、レーザ・パルス繰返し率に対するＶＳＳにおけるビーム可変性誘導ＲＭＳ誤差を示す図である。本発明の一実施形態による、ＦＳＳにおけるビーム均一性誘導ＲＭＳ誤差を示す図である。本発明の一実施形態による、レーザ・エネルギー減衰に対するＦＳＳにおけるビーム可変性誘導ＲＭＳ誤差を示す図である。本発明の一実施形態による、レーザ・パルス繰返し率に対するＦＳＳにおけるビーム可変性誘導ＲＭＳ誤差を示す図である。本発明の一実施形態による、ＶＳＳとＦＳＳの間のビーム可変性誤差比較を示す図である。本発明の一実施形態による、ＶＳＳとＦＳＳの間のビーム均一性誤差比較を示す図である。本発明の一実施形態による、治療前後の入力近視切除輪郭を示す図である。本発明の一実施形態による、治療前後の入力遠視輪郭を示す図である。治療効果なしで、ＶＳＳとＦＳＳの間の誤差比較を示す図である。本発明の一実施形態による、様々な誤差ソースに対するＶＳＳとＦＳＳの比較を示す図である。本発明の一実施形態による、様々な誤差ソースに対するＶＳＳとＦＳＳの比較を示す図である。

Claims

屈折矯正手術により生じる誘導収差を抑制するシステムであって、
ターゲット光学表面形状を受け入れる入力と、
前記ターゲット光学表面形状と一組の屈折矯正手術システム・パラメータに基づいてモデルの光学表面形状を決定するモジュールと、
前記モデルの光学表面形状における収差を抑制するように前記一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節するモジュールとを備え、
前記一組の屈折矯正手術システム・パラメータは、波面デバイス変数とレーザ切除輪郭変数とを含むことを特徴とするシステム。
前記一組の屈折矯正手術システム・パラメータは、レーザ位置合わせと追跡システム変数、微小角膜切開刀変数、治療効果変数からなる群から選択した少なくとも１つの要素を含むことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記屈折矯正手術システム・パラメータを調節するモジュールは、精度変数、加熱変数、治療時間変数からなる群から選択した測定基準を含むことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記精度変数は２乗平均平方根誤差係数に基づくことを特徴とする請求項３に記載のシステム。
前記加熱変数は温度係数に基づくことを特徴とする請求項３に記載のシステム。
前記治療時間変数は切除時間係数に基づくことを特徴とする請求項３に記載のシステム。
前記収差は高次収差を含むことを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載のシステム。
前記ターゲット光学表面形状は低次収差に対応するように構成されていることを特徴とする請求項１乃至７のいずれかに記載のシステム。
前記波面デバイス変数は、点識別係数、眼調節係数、復元係数からなる群から選択した要素を含むことを特徴とする請求項２乃至８のいずれかに記載のシステム。
前記復元係数は、補償されない残余誤差部、測定誤差部、残りの誤差部からなる群から選択した要素を含むことを特徴とする請求項９に記載のシステム。
前記レーザ切除輪郭変数は、パルス寸法係数、点寸法可変性係数、ビーム均一性係数、レーザ・パルス繰返し率係数からなる群から選択した要素を含むことを特徴とする請求項２乃至１０のいずれかに記載のシステム。
前記微小角膜切開刀変数は、中心平坦化と周面厚み付け効果係数、ヒンジ効果係数からなる群から選択した要素を含むことを特徴とする請求項２に記載のシステム。
前記レーザ位置合わせと追跡システム変数は、位置合わせ係数、直線追跡係数、回し運動追跡係数からなる群から選択した要素を含むことを特徴とする請求項２に記載のシステム。
前記波面デバイス変数は、高次収差に対応するように構成されていることを特徴とする請求項２乃至１０のいずれかに記載のシステム。
プログラムプロセッサ手段に対し実行可能なコードを格納するコンピュータ記憶媒体であって、前記コードは前記プログラムプロセッサに、
ターゲット光学表面形状を受け入れる入力と、
前記ターゲット光学表面形状と、波面デバイス変数とレーザ切除輪郭変数とを含む一組の屈折矯正手術システム・パラメータとに基づいてモデルの光学表面形状を決定するモジュールと、
前記一組の屈折矯正手術システム・パラメータによって誘導される収差を測定するために前記ターゲット光学表面形状と前記モデルの光学表面形状を比較するモジュールと、
前記モデルの光学表面形状における誘導収差を抑制するように前記一組の屈折矯正手術システム・パラメータを調節するモジュールと
を提供させることを特徴とする記憶媒体。