JPH10118108A - Cornea moist state monitoring device - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a cornea moist state monitoring device with which a moist state on the surface of the cornea can be monitored. SOLUTION: A cornea moist state monitoring device 20 is provided with an ultraviolet laser beam source 1 close to a wavelength 200nm for irradiating the cornea 2 with pulse beam, infrared ray detecting means 5 for detecting infrared rays radiated from the cornea 2 by irradiating it with pulse beam, and monitoring means 7 for monitoring a change with the passage of time in the intensity of infrared rays based on a detecting signal detected by the infrared ray detecting means 5.

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、ＡｒＦエキシマー
レーザ等による角膜蒸散時における角膜の湿潤状態をモ
ニタする角膜湿潤状態モニタ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a corneal wetness monitoring device for monitoring the corneal wetness during corneal evaporation with an ArF excimer laser or the like.

【０００２】[0002]

【従来の技術】従来から、角膜蒸散を利用した精密な角
膜矯正手術 PRK(Photorefractive Keratectomy）を行う
ための手術装置として、ＡｒＦエキシマーレーザ装置を
用いたものがある。角膜矯正手術は、矯正量の制御性が
良好である、手術が自動化されている、安定性が良い、
術後の感染性副作用が少ない、角膜強度低下が少ない等
の利点を有しており、急速な普及が予想されている。ま
た、このＡｒＦエキシマレーザ装置を用いた手術装置
は、角膜の矯正だけでなく、遺伝性の角膜上皮および実
質浅部の疾患に対する治療 PTK(Photo-Therapeutic Ker
atoplasy）にも適用することができ、眼科手術装置とし
ての有用性が高い。2. Description of the Related Art Conventionally, there has been a surgical apparatus using an ArF excimer laser apparatus as a surgical apparatus for performing a precise corneal correction surgery PRK (Photorefractive Keratectomy) using corneal transpiration. Corneal orthopedic surgery has good controllability of correction amount, operation is automated, good stability,
It has advantages such as little post-operative infectious side effects and little decrease in corneal strength, and is expected to spread rapidly. The ArF excimer laser surgical device can be used not only to correct the cornea, but also to treat PTK (Photo-Therapeutic Ker
atoplasy), and is highly useful as an ophthalmic surgery apparatus.

【０００３】[0003]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前述し
たような眼科手術装置は、弱度近視と中程度近視に対す
る臨床試験結果は有効であるのに対し、ＡｒＦエキシマ
ーレーザ装置により角膜中央部のレーザ照射回数を増加
させると、生体液の角膜表面への浸出が顕著になり、角
膜の蒸散が進まず、蒸散不足により角膜が島状に取り残
されて（centralisland）予定した矯正量が得られない
ため、強度近視に対して臨床試験結果の成功率が悪くな
るという問題があった。However, in the above-mentioned ophthalmic surgery apparatus, the clinical test results for weak myopia and moderate myopia are valid, whereas the ArF excimer laser apparatus irradiates the central cornea with laser. When the frequency is increased, the effusion of the biological fluid to the corneal surface becomes remarkable, transpiration of the cornea does not progress, and the cornea is left in an island shape due to insufficient transpiration (centralisland), and the expected correction amount is not obtained, There has been a problem that the success rate of clinical test results is worse for severe myopia.

【０００４】また、角膜にＡｒＦエキシマレーザ光を照
射した場合に、蒸散時に角膜表面から発生するキノコ状
の噴霧を取り除くべく窒素ガスを吹き付けると、表面が
乾燥しすぎてしまい、蒸散面の平滑化が悪化するという
問題があった。Further, when the cornea is irradiated with ArF excimer laser light, if nitrogen gas is blown to remove the mushroom-like spray generated from the corneal surface during evaporation, the surface becomes too dry and the evaporated surface is smoothed. There was a problem that it became worse.

【０００５】このように、術中における角膜表面の湿潤
状態は蒸散の良否を左右する重要な要素となっており、
術中の角膜表面の湿潤状態を実時間でモニタする必要が
あるが、角膜の湿潤状態をモニタする装置についての報
告例はまだないのが現状である。As described above, the wet state of the corneal surface during surgery is an important factor that determines the quality of transpiration.
It is necessary to monitor the corneal surface wetness during the operation in real time, but there is no report of a device for monitoring the corneal wetness at present.

【０００６】本発明は、前述した課題に鑑みてなされた
もので、角膜表面の湿潤状態をモニタすることができる
角膜湿潤状態モニタ装置を提供することを目的とする。The present invention has been made in view of the above-mentioned problems, and has as its object to provide a corneal wet state monitoring device capable of monitoring a corneal surface wet state.

【０００７】[0007]

【課題を解決するための手段】本発明による角膜湿潤状
態モニタ装置は、角膜に向けてパルス光を照射する波長
２００ｎｍ近傍の紫外線レーザ光源と、パルス光の照射
により角膜から放射される赤外光を検出する赤外光検出
手段と、赤外光検出手段で検出された検出信号に基づい
て、赤外光の強度の時間変化をモニタするモニタ手段と
を備えることを特徴とする。A corneal wetness monitoring apparatus according to the present invention comprises an ultraviolet laser light source having a wavelength of about 200 nm for irradiating the cornea with pulsed light, and an infrared light emitted from the cornea by irradiation of the pulsed light. And infrared light detection means for monitoring the change in the intensity of the infrared light over time based on the detection signal detected by the infrared light detection means.

【０００８】この角膜湿潤状態モニタ装置によれば、波
長２００ｎｍ近傍の紫外線レーザ光源により角膜に向け
てパルス光を照射すると、パルス光は角膜に吸収され
る。According to this corneal wetness monitoring device, when the cornea is irradiated with pulsed light by an ultraviolet laser light source having a wavelength of about 200 nm, the pulsed light is absorbed by the cornea.

【０００９】ところで、角膜は主としてコラーゲンと組
織液とから構成され、コラーゲンの吸収係数は組織液の
吸収係数に比べて１桁程度大きい。従って、蒸散による
残存角膜から組織液が浸出した場合に角膜中の組織液の
比率が変化すると、見かけの吸収係数は変化する。[0009] The cornea is mainly composed of collagen and tissue fluid, and the absorption coefficient of collagen is about one order of magnitude higher than that of tissue fluid. Therefore, when the tissue fluid leaches from the residual cornea due to transpiration, the apparent absorption coefficient changes when the ratio of the tissue fluid in the cornea changes.

【００１０】この見かけの吸収係数の変化に関する情報
が角膜から放射される赤外光の強度の時間変化に表れ
る。従って、角膜から放射される赤外光の時間変化を赤
外光検出手段により検出し、この赤外光検出手段で検出
される検出信号に基づき、モニタ手段により赤外光の強
度の時間変化をモニタすることで、角膜の湿潤状態常に
把握されることになる。[0010] Information on the apparent change in the absorption coefficient appears in the temporal change in the intensity of infrared light emitted from the cornea. Therefore, the time change of the infrared light emitted from the cornea is detected by the infrared light detecting means, and based on the detection signal detected by the infrared light detecting means, the time change of the intensity of the infrared light is detected by the monitoring means. By monitoring, the wet state of the cornea can be always grasped.

【００１１】[0011]

【発明の実施の形態】以下、図面と共に本発明による角
膜湿潤モニタ装置の好適な実施形態について詳細に説明
する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Preferred embodiments of a corneal wetness monitor according to the present invention will be described below in detail with reference to the drawings.

【００１２】図１に示すように、角膜湿潤モニタ装置２
０は、眼を配置させる眼固定位置Ｐを有しており、この
眼固定位置Ｐに向けて所定の繰り返し周波数で短パルス
光を照射するＡｒＦエキシマレーザ光源１を有してい
る。このレーザ光源１は、その大きな光子エネルギーに
より角膜２中の分子間の結合を切断し、角膜２の蒸散を
行うことのできるものである。このレーザ光源１は、眼
固定位置Ｐにパルス光が照射可能な位置に固定されてい
る。また、角膜湿潤モニタ装置２０には、パルス光の照
射により角膜２から放射される赤外光を検出するための
赤外光検出手段としての光伝導素子５が設けられ、この
光伝導素子５は、赤外光の強度を、その強度に応じた電
圧信号に変換するものである。なお、検出される赤外光
に対応する角膜２の温度領域は、２０〜１００℃であ
り、長波長域（例えば、１０〜１６μｍ近傍）の赤外光
が検出されるので、この波長域で感度の良いＭＣＴ（Ｈ
ｇＣｄＴｅ）を用いることが特に好ましい。As shown in FIG. 1, a corneal wetness monitor 2
Numeral 0 has an eye fixing position P where an eye is to be placed, and has an ArF excimer laser light source 1 that irradiates short-pulse light toward the eye fixing position P at a predetermined repetition frequency. The laser light source 1 is capable of breaking the bonds between the molecules in the cornea 2 by the large photon energy, thereby performing transpiration of the cornea 2. The laser light source 1 is fixed at a position where the eye fixing position P can be irradiated with pulsed light. Further, the corneal wetness monitoring device 20 is provided with a photoconductive element 5 as infrared light detecting means for detecting infrared light radiated from the cornea 2 by irradiation of pulsed light. And converting the intensity of the infrared light into a voltage signal corresponding to the intensity. The temperature region of the cornea 2 corresponding to the detected infrared light is 20 to 100 ° C., and infrared light in a long wavelength region (for example, in the vicinity of 10 to 16 μm) is detected. MCT (H
gCdTe) is particularly preferred.

【００１３】この光伝導素子５と眼固定位置Ｐとの間に
は、眼を角膜湿潤モニタ装置２０に配置した場合に角膜
２から放射される赤外光が入射可能な位置に、焦点距離
２５０ｍｍの金からなる凹面鏡３が設けられており、そ
の凹面３ａは眼固定位置Ｐに向けられている。この凹面
鏡３と光伝導素子５との間には、赤外光を受光して光伝
導素子５に集光するＺｎＳｅレンズ４が設けられ、Ｚｎ
Ｓｅレンズ４は、光伝導素子５からＺｎＳｅレンズ４の
焦点距離２．５ｉｎｃｈだけ離隔した位置に配置されて
いる。Between the photoconductive element 5 and the eye fixing position P, a focal length of 250 mm is set at a position where infrared light emitted from the cornea 2 can be incident when the eye is placed on the corneal wetness monitor 20. The concave mirror 3 made of gold is provided, and the concave surface 3a is directed to the eye fixing position P. Between the concave mirror 3 and the photoconductive element 5, there is provided a ZnSe lens 4 for receiving infrared light and condensing the infrared light on the photoconductive element 5.
The Se lens 4 is arranged at a position separated from the photoconductive element 5 by a focal length of 2.5 inch of the ZnSe lens 4.

【００１４】光伝導素子５には、この光伝導素子５に電
界を印加して、赤外光の吸収により発生するキャリアを
電流として取り出すためのバイアス回路６が接続され、
このバイアス回路６には、バイアス回路６により検出さ
れた赤外光強度に対応するキャリア電流による電圧信号
に基づき、赤外光放射強度の時間変化を表す波形をモニ
タする波形測定処理装置７が接続されている。この波形
測定処理装置７は、ＡｒＦエキシマレーザ光源１と同期
されており、レーザ光源１でパルス光が照射される毎
に、赤外光の放射強度の波形がモニタされる。そして、
赤外光放射強度の各波形に対して、例えばパルス光照射
時における最大電圧信号値の１／ｅになるまでの時間が
測定される。The photoconductive element 5 is connected to a bias circuit 6 for applying an electric field to the photoconductive element 5 and extracting a carrier generated by absorbing infrared light as a current.
Connected to the bias circuit 6 is a waveform measurement processing device 7 for monitoring a waveform representing a time change of the infrared light emission intensity based on a voltage signal by a carrier current corresponding to the infrared light intensity detected by the bias circuit 6. Have been. The waveform measurement processing device 7 is synchronized with the ArF excimer laser light source 1 and monitors the emission intensity waveform of infrared light every time the laser light source 1 irradiates pulse light. And
For each waveform of the infrared light emission intensity, for example, the time until 1 / e of the maximum voltage signal value during pulsed light irradiation is measured.

【００１５】次に、前述した構成に基づき、角膜湿潤モ
ニタ装置２０の動作について説明する。Next, the operation of the corneal wetness monitor 20 based on the above-described configuration will be described.

【００１６】まず、患者の眼を角膜湿潤モニタ装置２０
の眼固定位置Ｐに配置させる。そして、固視灯などによ
り角膜２を一定の位置に固定させる。この状態で、Ａｒ
Ｆエキシマレーザ光源１を作動させて、角膜２に向けて
所定の繰り返し周波数でパルス光を次々に照射すると、
このパルス光は角膜２に次々に吸収される。このとき、
角膜２の蒸散が行われる。First, the patient's eye is corneal wetness monitor 20
At the eye fixing position P. Then, the cornea 2 is fixed at a fixed position by a fixation lamp or the like. In this state, Ar
When the F excimer laser light source 1 is operated and the pulse light is successively irradiated toward the cornea 2 at a predetermined repetition frequency,
This pulse light is successively absorbed by the cornea 2. At this time,
Transpiration of the cornea 2 is performed.

【００１７】ところで、角膜２は、主としてコラーゲン
と組織液とで構成され、コラーゲンの吸収係数はＡｒＦ
エキシマレーザ光源１の１９３ｎｍの波長に対して２７
００ｃｍ^-1であり、角膜２の約８０％を占める組織液の
吸収係数より１桁程度大きい。角膜２中の組織液の比率
は、術中、蒸散によって残存角膜から組織液が浸出する
ことにより変化し、この組織液の比率の変化に伴って、
見かけの吸収係数も変化する。パルス光照射直後、主と
して角膜２のコラーゲンに吸収された光エネルギーの一
部は、コラーゲンの分子等の振動、回転エネルギーに変
換され、温度の上昇を引き起こす。見かけの吸収係数が
大きいほど、この温度上昇は大きくなる。このように角
膜２の温度上昇が起こると、 Stefan＝Bolzmann の法則
によりこの温度の４乗に比例した強度の赤外光が放射さ
れる。Incidentally, the cornea 2 is mainly composed of collagen and tissue fluid, and the absorption coefficient of collagen is ArF.
27 for the wavelength of 193 nm of the excimer laser light source 1
00 cm ^−1, which is about one order of magnitude larger than the absorption coefficient of tissue fluid occupying about 80% of the cornea 2. The ratio of the tissue fluid in the cornea 2 changes during the operation due to the leaching of the tissue fluid from the remaining cornea by evaporation, and with the change in the ratio of the tissue fluid,
The apparent absorption coefficient also changes. Immediately after the pulsed light irradiation, a part of the light energy mainly absorbed by the collagen of the cornea 2 is converted into vibrational and rotational energy of the collagen molecules and the like, causing an increase in temperature. The higher the apparent absorption coefficient, the greater this temperature rise. When the temperature of the cornea 2 rises in this way, infrared light having an intensity proportional to the fourth power of this temperature is emitted according to the Stefan = Bolzmann's law.

【００１８】一方、パルス光照射後は、熱拡散により角
膜２の表面温度は時間の経過とともに下降し、角膜２の
表面において温度勾配が形成される。単位時間中に単位
面積を通過する熱量は、この温度勾配に比例するので、
角膜２の表面温度の下降により全放射赤外光強度は減少
する。従って、赤外光の放射強度も時間の経過とともに
減少する。すなわち、赤外光の放射強度の波形は、時間
と共に減少する時間変化波形を描く。On the other hand, after the irradiation with the pulse light, the surface temperature of the cornea 2 decreases with time due to thermal diffusion, and a temperature gradient is formed on the surface of the cornea 2. Since the amount of heat passing through the unit area during the unit time is proportional to this temperature gradient,
As the surface temperature of the cornea 2 decreases, the total emitted infrared light intensity decreases. Therefore, the radiation intensity of the infrared light also decreases over time. That is, the radiation intensity waveform of the infrared light draws a time-varying waveform that decreases with time.

【００１９】この時間変化波形は、角膜２の見かけの吸
収係数が大きいと温度上昇が大きくなるので角膜２内で
の温度勾配は大きくなり、単位時間中に単位面積を通過
する熱量は多くなる。よって、表面の温度降下は速く、
放射強度の時間変化も大きい。また、角膜２の見かけの
吸収係数の変化が小さい場合には、角膜２の表面の温度
降下は小さく、放射強度の時間変化は小さい。このよう
に、角膜２の表面の見かけの吸収係数が変化すると、放
射強度の時間変化も変わるので、見かけの吸収係数と赤
外光の放射強度の波形とは相関関係を有している。In this time-varying waveform, when the apparent absorption coefficient of the cornea 2 is large, the temperature rise becomes large, so that the temperature gradient in the cornea 2 becomes large and the amount of heat passing through a unit area in a unit time becomes large. Therefore, the temperature drop on the surface is fast,
The temporal change of the radiation intensity is also large. When the change in the apparent absorption coefficient of the cornea 2 is small, the temperature drop on the surface of the cornea 2 is small, and the temporal change in the radiation intensity is small. As described above, when the apparent absorption coefficient of the surface of the cornea 2 changes, the temporal change of the radiation intensity also changes. Therefore, the apparent absorption coefficient and the waveform of the infrared light radiation intensity have a correlation.

【００２０】そして、パルス光照射により角膜２から放
射される赤外光は、凹面鏡３の凹面３ａで反射され、Ｚ
ｎＳｅレンズ４で光伝導素子５に集光され、光伝導素子
５で検出される。このとき、バイアス回路６により光伝
導素子５から電圧信号が取り出され、この電圧信号が波
形測定処理装置７に入力され、この波形測定処理装置７
において、パルス光照射毎に、赤外光の放射強度の時間
変化がモニタされる。そして、この赤外光放射強度の時
間変化が角膜２の湿潤状態をモニタすることになる。The infrared light emitted from the cornea 2 by the irradiation of the pulse light is reflected by the concave surface 3a of the concave mirror 3, and
The light is condensed on the photoconductive element 5 by the nSe lens 4 and detected by the photoconductive element 5. At this time, a voltage signal is extracted from the photoconductive element 5 by the bias circuit 6, and the voltage signal is input to the waveform measurement processing device 7, and the waveform measurement processing device 7
In, the time change of the radiation intensity of the infrared light is monitored for each pulse light irradiation. Then, the temporal change of the infrared light radiation intensity monitors the wet state of the cornea 2.

【００２１】本発明は、前述した実施形態に限定される
ものではない。例えば、レーザ光源として、ＡｒＦエキ
シマレーザ光源１の代わりに、このレーザ光源１と同様
に角膜２の蒸散が行える紫外線レーザ光源としてもよ
い。The present invention is not limited to the embodiment described above. For example, instead of the ArF excimer laser light source 1, an ultraviolet laser light source capable of vaporizing the cornea 2 may be used in place of the ArF excimer laser light source 1.

【００２２】[0022]

【実験例】なお、前述した角膜２の湿潤状態モニタの有
効性を確かめるために以下のような研究を行った。[Experimental Examples] In order to confirm the effectiveness of the above-described monitoring of the wet state of the cornea 2, the following research was conducted.

【００２３】まず、この研究を行うに至った背景につい
て述べる。First, the background that led to this research will be described.

【００２４】研究者は、ＡｒＦエキシマレーザ蒸散を用
いた角膜切除術（PhotorefractiveKeratectomy：以下PR
K）の矯正量の安定性を高めるために、放射分析法を用
いた蒸散モニタ法を提案した。PRKでは蒸散量が角膜表
面の湿潤状態に極めて敏感である。したがって、安定性
の高いPRKを行うには表面の湿潤モニタが必要である。
本研究では、モニタ法に、簡便なパルス化放射分析法を
適用し、その有用性に関して実験と理論両方から検討し
た。Researchers have conducted a corneal resection using ArF excimer laser evaporation (PhotorefractiveKeratectomy: PR).
In order to improve the stability of the correction amount of K), a transpiration monitoring method using radiometric analysis was proposed. In PRK, the amount of transpiration is extremely sensitive to the wet state of the corneal surface. Therefore, to perform highly stable PRK, a surface wetness monitor is required.
In this study, a simple pulsed radiometric method was applied to the monitoring method, and its usefulness was examined both experimentally and theoretically.

【００２５】成人の約４０％は近視を主体とする屈折率
異常を持ち、何らかの屈折矯正を行っている。矯正量が
小さい場合は眼鏡やコンタクトレンズで矯正可能である
が、大きい矯正量では視野が狭くなったり、周辺部視野
が歪むなどの不具合を生じる。このような強度近視、最
強度近視は各々近視患者の５％、２．５％存在する。こ
の不具合を改善するために、手術による屈折率矯正法が
検討、開発されてきた。Approximately 40% of adults have a refractive index abnormality mainly due to myopia, and perform some kind of refractive correction. When the correction amount is small, correction can be performed with glasses or contact lenses, but when the correction amount is large, problems such as narrowing of the visual field and distortion of the peripheral visual field occur. Such intense myopia and intense myopia are present in 5% and 2.5% of myopic patients, respectively. In order to remedy this problem, surgical refractive index correction methods have been studied and developed.

【００２６】眼の屈折力の約７０％は角膜で担われてい
る。これは、角膜表面が空気／水の大きい屈折率差を有
する界面を形成しているためである。角膜形状を変化さ
せれば大きい矯正量が得られることから、角膜を対象と
した屈折率矯正手術の検討は古くから行われてきた。初
めての実用的な手術として、１９７９年に角膜前面の切
開創によって角膜形状変化を得るRadial Keratectoｍy
（以下RK）が開発された。RKは世界的に普及したが、矯
正量の制御性が悪いほか、角膜強度の低下、長期遠視化
や創からの感染の副作用など種々の問題点があった。一
方、１９８３年に波長１９３ｎｍのＡｒＦエキシマレー
ザを用いた角膜の精度1μｍ以下の精密な蒸散が報告さ
れ、蒸散によって角膜表面の曲率半径を大きくして近視
矯正を得るPRKが開発された。PRK はレーザの非接触精
密蒸散の利点を活かし、矯正量制御性は著しく改善され
±1Ｄ以内となった。また、角膜強度も保たれ、深い創
が無く表面が早く上皮化することからRKで生じた問題点
は生じない。これらの事から、 PRK は現在最も重要な
角膜形成術になりつつある。About 70% of the refractive power of the eye is borne by the cornea. This is because the corneal surface forms an interface having a large refractive index difference between air and water. Since a large amount of correction can be obtained by changing the shape of the cornea, studies on refractive index correction for the cornea have been conducted for a long time. Radial Keratectomy, the first practical surgery to obtain corneal shape change by incision in front of cornea in 1979
(RK) has been developed. Although RK has spread worldwide, there are various problems such as poor controllability of the correction amount, low corneal strength, long-term hyperopia, and side effects of infection from wounds. On the other hand, in 1983, a precise transpiration of the cornea with an accuracy of 1 μm or less using an ArF excimer laser having a wavelength of 193 nm was reported, and a PRK for correcting myopia by increasing the radius of curvature of the corneal surface by transpiration was developed. PRK took advantage of the non-contact precision evaporation of the laser, and the controllability of the correction amount was remarkably improved to within ± 1D. In addition, the corneal strength is maintained, and since there is no deep wound and the surface quickly becomes epithelialized, the problems caused by RK do not occur. For these reasons, PRK is now becoming the most important keratoplasty.

【００２７】ところで、 PRK では再生能の無い角膜実
質に大きな侵襲を与えるので、術前の診断によって立て
た計画通りの蒸散を行う必要がある。しかし現状では蒸
散速度が角膜表面の湿潤状態により大きく変化するた
め、計画した蒸散量が達成されなかったり蒸散表面が平
滑でなくなることがある。 PRK はまた角膜中央部分の
瞳孔領に大きな侵襲を与えるので、わずかな副作用も視
覚に対して重大な影響を与える。時に再生上皮下に出現
する混濁は最も注意すべき副作用である。さらに、レー
ザ照射中の角膜の位置決め法は未成熟であり、照射中心
が移動して乱視や単眼性複視を起こす危険もある。By the way, since PRK causes a large invasion to the corneal stroma without regenerative ability, it is necessary to perform the transpiration as planned based on the preoperative diagnosis. However, at present, the transpiration rate greatly changes depending on the wet state of the corneal surface, so that the planned transpiration volume may not be achieved or the transpiration surface may not be smooth. PRK also has a significant invasion of the pupil area of the central cornea, so even minor side effects can have a significant effect on vision. Opacity, which sometimes appears in the regenerated epidermis, is the most noteworthy side effect. Furthermore, the method of positioning the cornea during laser irradiation is immature, and there is a risk that the irradiation center moves and causes astigmatism and monocular double vision.

【００２８】角膜の蒸散速度や蒸散表面の平滑さは、術
中の角膜表面の湿潤状態に影響を受ける。表面が湿潤だ
と蒸散速度は減少し、表面が乾燥すると表面の平滑さは
悪化する。術中角膜表面の湿潤状態は、蒸散プルームを
吹き払うアシストガスによる乾燥や残存角膜からの生体
液の浸出などにより常に変化している。角膜蒸散量を精
密に制御するには、術中の角膜表面の湿潤状態を実時間
でモニタする必要があるが、報告例はまだ無い。The transpiration rate of the cornea and the smoothness of the transpiration surface are affected by the wet state of the corneal surface during the operation. If the surface is wet, the transpiration rate decreases, and if the surface dries, the surface becomes less smooth. The wet state of the intraoperative corneal surface is constantly changing due to drying by an assist gas that blows off the transpiration plume or leaching of biological fluid from the remaining cornea. In order to precisely control the amount of corneal transpiration, it is necessary to monitor the wet state of the corneal surface during operation in real time, but there are no reports yet.

【００２９】角膜の水以外の主たる構成成分であるコラ
ーゲンのＡｒＦエキシマレーザの波長１９３ｎｍに対す
る吸収係数は、８０％を占める組織液の吸収係数より１
桁程度高い。このため蒸散中の角膜実質表面での組織液
の比率が大きくなれば、角膜表面近傍での見かけの吸収
係数は減少する。そこで、蒸散中の角膜表面の見かけの
吸収係数を測定して角膜表面の湿潤モニタを行うことと
した。The absorption coefficient of collagen, which is a main constituent component of the cornea other than water, at a wavelength of 193 nm of an ArF excimer laser is 1% lower than that of tissue fluid, which accounts for 80%.
Order of magnitude higher. For this reason, if the ratio of the tissue fluid on the corneal stromal surface during transpiration increases, the apparent absorption coefficient near the corneal surface decreases. Therefore, it was decided to measure the apparent absorption coefficient of the corneal surface during transpiration and to monitor the corneal surface for moisture.

【００３０】表面の吸収係数を得る具体的な方法とし
て、パルス化励起放射分析法（PulsedPhotothermal Pad
iometry ： 以下PPTR）を用いた。PPTRを用いると、試
料に対し非接触、非破壊で吸収係数と熱伝導率に関する
情報が得られる。PPTRでは、測定している放射光の時間
変化に情報が含まれているので、外乱が多い系でも精度
良い計測が可能である。PRK では蒸散治療用のＡｒＦエ
キシマレーザをPPTRの励起光として共用できるので、放
射光の計測系を追加するだけで計測が可能となる。PPTR
の欠点は、吸収係数と熱伝導率のどちらか一方が既知で
ないともう一方の値が求められないことである。しか
し、生体軟組織は含水率が６５〜８０％と高率かつ変動
幅が小さいことから、熱伝導率がほぼ水と等しいと考え
て良く、PPTRで吸収変化の大まかな検知が可能となる。As a specific method for obtaining the absorption coefficient of the surface, a pulsed excitation radiometric method (Pulsed Photothermal Pad) is used.
iometry: PPTR) was used. The use of PPTR provides information on the absorption coefficient and thermal conductivity without contacting and non-destructively with the sample. In the PPTR, information is included in the time change of the synchrotron radiation being measured, so accurate measurement is possible even in a system with many disturbances. In PRK, the ArF excimer laser for transpiration treatment can be used as the excitation light for PPTR, so measurement can be performed only by adding a measurement system for emitted light. PPTR
The drawback is that one of the absorption coefficient and the thermal conductivity must be known before the other can be determined. However, since the biological soft tissue has a high water content of 65 to 80% and a small fluctuation range, it can be considered that the thermal conductivity is almost equal to that of water, and the PPTR can roughly detect a change in absorption.

【００３１】そこで、本研究では、PRK において矯正量
の安定性を高めるために、PPTRを用いて角膜の表面放射
赤外光を非接触経時的計測し、湿潤状態の検知による蒸
散モニタ法の可能性について検討した。Therefore, in this study, in order to improve the stability of the amount of correction in PRK, non-contact temporal measurement of the surface radiation infrared light of the cornea using PPTR is possible, and a transpiration monitoring method by detecting the wet state is possible. Sex was examined.

【００３２】このような蒸散モニタ法の可能性について
検討する前に、屈折率矯正について説明する。Before examining the possibility of such a transpiration monitoring method, the refractive index correction will be described.

【００３３】近視眼に対する屈折率矯正は、眼鏡または
コンタクトレンズの装着が一般的である。しかし、強度
の近視眼では、矯正レンズが厚くなり、周辺部の像がゆ
がんだり、視野が狭くなるなどの不具合を生じる。この
ため、強度の近視眼に対しては、手術による矯正法が適
用される。眼の光学系は、主として角膜、水晶体、眼軸
長の３つの屈折要素からなる。このうち、眼の屈折力の
８０％が角膜で担われている。これは、角膜表面が空気
（ｎ＝１．３３）／角膜（ｎ＝１．３７）の大きい屈折
率差を有する界面を形成しているためである。角膜形状
をわずかに変化するだけで屈折力を大きく変化できるこ
とから、角膜の形状を変化させる屈折率矯正手術の検討
は古くから行われてきた。近視眼の場合、無調節状態の
眼に平行光線が入射したとき、網膜の前方に像を結ぶの
で、矯正するためには角膜前面の曲率半径を大きくす
る、言い換えると角膜形状を平坦化すればよい。In order to correct the refractive index for the myopic eye, wearing glasses or contact lenses is common. However, in a myopic eye with a high intensity, the correction lens becomes thick, which causes problems such as distortion of an image in a peripheral portion and narrowing of a visual field. For this reason, a surgical correction method is applied to a strongly myopic eye. The optical system of the eye is mainly composed of three refractive elements of a cornea, a crystalline lens, and an axial length of the eye. Of these, 80% of the refractive power of the eye is carried by the cornea. This is because the corneal surface forms an interface having a large refractive index difference of air (n = 1.33) / cornea (n = 1.37). Since refractive power can be greatly changed by slightly changing the shape of the cornea, studies on refractive index correction surgery for changing the shape of the cornea have been conducted for a long time. In the case of a myopic eye, when a parallel light beam enters the uncorrected eye, an image is formed in front of the retina, so to correct it, the radius of curvature of the anterior corneal surface is increased, in other words, the corneal shape may be flattened. .

【００３４】角膜の形状変化を得るための屈折率矯正手
術は、これまでに様々なアイディアによる数多くの術式
が検討、開発されてきた。それらを大別すると（１）角
膜切開術、（２）角膜切除術、（３）角膜または人工物
質の挿入、（４）熱凝固、（５）縫合に分けられる。こ
の中でも特に実用的な方法は、角膜切開術と本研究の対
象である角膜切除術である。角膜切開術は１９７９年に
開発された。角膜前面をダイアモンドナイフを用いて放
射状に切開し角膜を平坦化する方法で、Radioal Kerate
ctomy （RK）といわれる。この方法は世界的に普及した
が、矯正量の制御性が悪いほか、角膜強度の低下、長期
遠視化や創からの感染の副作用などの問題がある。一
方、角膜切除術 Photorefractive Keratectomy（ PRK）
は１９８３年にTrokelや紫外光蒸散機構の研究に携わっ
ていた Srinivasanらによって開発された。この術式
は、角膜前面をＡｒＦエキシマレーザを用いて精密に切
除し、角膜形状を平坦化するという、極めて画期的かつ
優れた治療法である。PRK は、矯正量制御性が良く、角
膜強度は保たれ、深い創が無く表面が早く上皮化するこ
とからRKで生じた問題は生じない。これら多くの利点か
ら、現在最も重要な屈折率矯正手術になりつつある。As for the refractive index correction surgery for obtaining a change in the shape of the cornea, many surgical procedures based on various ideas have been studied and developed. These can be broadly classified into (1) keratotomy, (2) keratotomy, (3) insertion of a cornea or artificial material, (4) thermocoagulation, and (5) suture. Of these, particularly practical methods are keratotomy and keratotomy, which is the subject of this study. Keratectomy was developed in 1979. Radial incision of the anterior cornea using a diamond knife to flatten the cornea.
It is called ctomy (RK). Although this method has become widespread worldwide, there are problems such as poor control of the amount of correction, decrease in corneal strength, long-term hyperopia, and side effects of infection from wounds. Meanwhile, corneal resection Photorefractive Keratectomy (PRK)
Was developed in 1983 by Trokel and Srinivasan et al., Who worked on the mechanism of ultraviolet light transpiration. This is an extremely innovative and excellent treatment method in which the anterior corneal surface is precisely cut using an ArF excimer laser to flatten the corneal shape. PRK has good controllability of the correction amount, maintains corneal strength, does not have deep wounds, and the surface quickly turns into epithelium, so that the problem caused by RK does not occur. Because of these many advantages, it is now becoming the most important refractive index surgery.

【００３５】屈折率矯正手術にはこの他にも種々の方法
が検討されている。いずれも興味深い方法であるので、
ここで簡単に紹介する。keratophakiaは、角膜または人
工物質を挿入する術式である。角膜を一度層状切開し、
人工レンズあるいは冷凍旋盤でレンズ状に切削したドナ
ー角膜を挿入し、再びその上に角膜をのせて縫合する。
熱凝固を用いた方法には、Laser Thermal Keratoplasy
（LTK） などがある。これは、波長２．０６μｍの Ho:
YAG レーザや波長１．６５〜２．２５μｍのCo：MgF₂レ
ーザを用いて、瞳孔領の周りに点状あるいはリング状の
熱凝固を形成し、角膜形状を変化する方法である。内皮
への熱障害が問題となっている。縫合による術式で代表
的なlamellar keratoplasyは、幅１ｍｍのリング状の角
膜を切除し、中央の島状に残った角膜を層状剥離し、そ
れを伸展させるようにして周囲へ縫合する。keratomile
usisは、一度層状剥離した角膜を冷凍旋盤でレンズ状に
切削し、再び縫合する方法である。Various other methods have been studied for refractive index correction surgery. Both are interesting methods,
Here is a brief introduction. Keratophakia is a procedure to insert a cornea or artificial material. Make a layered incision in the cornea,
The donor cornea, which has been cut into a lens shape with an artificial lens or a freezing lathe, is inserted, and the cornea is again placed thereon and sutured.
For methods using thermal coagulation, see Laser Thermal Keratoplasy
(LTK). This is for a 2.06 μm wavelength Ho:
This is a method in which a point-shaped or ring-shaped thermocoagulation is formed around the pupil region using a YAG laser or a Co: MgF ₂ laser having a wavelength of 1.65 to 2.25 μm to change the corneal shape. Heat damage to the endothelium is a problem. In lamellar keratoplasy, which is a typical suturing method, a ring-shaped cornea having a width of 1 mm is excised, the cornea remaining in the shape of a central island is exfoliated, and the corneas are extended and sutured to the periphery. keratomile
Usis is a method in which the cornea, which has been delaminated once, is cut into a lens shape using a refrigerated lathe and sewn again.

【００３６】なお、前述したＡｒＦエキシマレーザを用
いた角膜蒸散機構は、PRK の基本原理となっている。本
研究では、PRK の蒸散モニタ法に関して検討を行うの
で、蒸散機構を知ることは必要不可欠である。一般に、
生体組織は金属や半導体のような固体とは異なり、空間
的にも組織的にも不均一な非結晶であり、レーザ光との
相互作用の解析は複雑である。そのうえ、生体試料に含
まれる水分や有機成分は時間経過とともに減少する。こ
うした理由から、生体組織の蒸散機構は完全に解明され
ていないのが現状で、角膜の場合もまたそうである。こ
こでは、ＡｒＦエキシマレーザによる角膜蒸散機構に関
して現在までに解明されている部分について述べる。The corneal evaporation mechanism using the ArF excimer laser described above is the basic principle of PRK. In this study, we will study the PRK transpiration monitoring method, so it is essential to know the transpiration mechanism. In general,
Biological tissues, unlike solids such as metals and semiconductors, are non-crystallographically and organizationally non-uniform, and their interaction with laser light is complicated to analyze. In addition, the moisture and organic components contained in the biological sample decrease over time. For these reasons, the transpiration mechanism of living tissue has not been completely elucidated at present, and so is the case of the cornea. Here, a part that has been elucidated so far regarding the corneal evaporation mechanism by the ArF excimer laser will be described.

【００３７】１９３ｎｍのＡｒＦエキシマレーザによる
角膜蒸散は精度lμｍ以下と非常に精密で、周囲組織へ
の熱損傷が極めて少ない。これは、１９３ｎｍのＡｒＦ
エキシマレーザによる角膜蒸散では光解離が起こってい
るためと考えられている。光解離とは、光子の持つエネ
ルギーが原子間の結合を切断して分子を分解消滅させる
蒸散の過程である。波長１９３ｎｍ光の光子エネルギー
は６．４ｅＶであり、タンパク質内の炭素−炭素結合
３．０ｅＶや、角膜実質コラーゲンに見られるポリベプ
チド鎖を切断するために必要なエネルギー３．５ｅＶを
十分に持っている。よって、１９３ｎｍ光は角膜内タン
パク質のべプチドを分解することができる。実際、Ａｒ
Ｆエキシマレーザによる蒸散飛散物中には、結合が切断
された物質が含まれていることなどから、光解離による
蒸散が起きていることは間違いないと考えられる。光解
離では、光子エネルギーと切断した分子の結合エネルギ
ーの差の余剰分は、並進エネルギーとして解離物の飛散
に使われる。The corneal transpiration with a 193 nm ArF excimer laser is extremely precise with an accuracy of 1 μm or less, and the heat damage to surrounding tissues is extremely small. This is a 193 nm ArF
It is thought that photodissociation occurs in corneal transpiration with excimer laser. Photodissociation is a process of transpiration in which the energy of photons breaks bonds between atoms and breaks down molecules. The photon energy of light having a wavelength of 193 nm is 6.4 eV, which has a sufficient carbon-carbon bond in the protein of 3.0 eV and an energy of 3.5 eV necessary to cleave the polypeptide chain found in corneal stromal collagen. . Thus, 193 nm light can degrade the corneal protein peptide. In fact, Ar
It is conceivable that transpiration due to photodissociation is evident from the fact that, for example, a substance whose bond has been broken is contained in the scattered substance transpired by the F excimer laser. In photodissociation, the surplus of the difference between the photon energy and the binding energy of the cut molecule is used as translational energy to dissociate the dissociated material.

【００３８】しかしながら、実際には光解離こよる蒸散
量の理論的な見積もりより１０倍程度多く蒸散が起こっ
ているとの報告がある。また、繰り返し周波数を増やす
と蒸散深度が増したとの報告もあり、熱による蒸散の可
能性が言われている。Ｂｏｒらの報告では、蒸散はレー
ザの照射中１５ｎｓ中は全く起きておらず、さらに蒸散
が始まるとレーザのパルス幅よりも１０００倍以上も長
い時間の間起きていることから、含水率８０％の角膜内
の水が爆発的な蒸発を起こすことにより蒸散が起きる可
能性も考えられている。これらのことから現在では、二
次的に起こるにせよ、光−熱的あるいは光−機械的な過
程が生じ、蒸散に重要な影響を及ぼしていると考えられ
ている。例えば、光を吸収した領域で圧力が急激に上昇
すると、破断応力の低い角膜組織は圧力により分解され
る可能性も考えられる。However, it has been reported that transpiration occurs about 10 times more than the theoretical estimate of the amount of transpiration due to photodissociation. In addition, there is a report that the transpiration depth increases when the repetition frequency is increased, and the possibility of transpiration by heat is said. According to Bor et al., Transpiration did not occur at all during 15 ns during laser irradiation, and when transpiration started, it occurred over 1000 times longer than the pulse width of the laser. It is also thought that the water in the cornea may explode, causing transpiration. From these facts, it is now believed that photo-thermal or photo-mechanical processes occur, which occur secondarily, and have an important effect on transpiration. For example, if the pressure rises sharply in the region where light is absorbed, it is possible that the corneal tissue with low rupture stress may be decomposed by the pressure.

【００３９】このような角膜切除術の歴史は、言い換え
ると屈折率矯正手術開発の歴史とエキシマレーザの医学
応用の歴史である。以下にその歴史的流れを簡単に述べ
る。The history of such corneal resection is, in other words, the history of the development of refractive index correction surgery and the history of medical applications of excimer lasers. The following briefly describes the historical flow.

【００４０】初めての近視矯正のための屈折率矯正手術
は１９５０年わが国で開発された前後面放射状角膜切開
術である。この方法は重篤な合併症である水泡性角膜症
の発生とコンタクトレンズの出現により挫折した。初め
ての実用的な手術は、１９７４年に旧ソ連のFyodorovら
によって開発されたRadial Keratectomy（RK）である。
これは、角膜前面の切開創によって角膜形状変化を得る
方法である。RKは世界的に普及したが、矯正量の制御性
が悪いほか、角膜強度の低下、長期遠視化や創からの感
染の副作用など種々の問題点があった。The first refractive index correcting operation for correcting myopia is a front and rear radial keratotomy that was developed in Japan in 1950. This method was frustrated by the development of severe complications, bullous keratopathy, and the appearance of contact lenses. The first practical surgery is the Radial Keratectomy (RK), developed in 1974 by Fyodorov et al. Of the former Soviet Union.
This is a method of obtaining a corneal shape change by making an incision on the anterior corneal surface. Although RK has spread worldwide, there are various problems such as poor controllability of the correction amount, low corneal strength, long-term hyperopia, and side effects of infection from wounds.

【００４１】一方、１９７９年頃からエキシマレーザの
医学分野への応用が始まった。１９８３年には、Trokel
や紫外光蒸散の研究に従事していたSrinivasanらによっ
て、波長１９３ｎｍのＡｒＦエキシマレーザを用いた角
膜の精密な蒸散が報告された。これにより、ＡｒＦエキ
シマレーザの角膜蒸散により角膜表面の曲率半径を大き
くして近視矯正を得るPRK が開発された。PRK はレーザ
の非接触精密蒸散の利点を活かし、矯正量制御性はRKに
比べて著しく改善され±1Ｄ以内となった。また、角膜
強度も保たれ、深い創が無く表面が早く上皮化すること
からRKで生じた問題は生じない。これらのことから、PR
K は現在最も重要な角膜形成術になりつつある。現在米
国、ドイツを中心としたヨーロッパ、韓国、日本で臨床
例が重ねられつつある。On the other hand, the application of the excimer laser to the medical field began around 1979. In 1983, Trokel
And Srinivasan et al., Who were engaged in the study of ultraviolet light transpiration, reported precise corneal transpiration using a 193 nm ArF excimer laser. As a result, a PRK has been developed in which the curvature radius of the corneal surface is increased by corneal evaporation of an ArF excimer laser to obtain myopia correction. PRK takes advantage of the non-contact precision evaporation of the laser, and the controllability of the correction amount is significantly improved compared to RK to within ± 1D. In addition, the corneal strength is maintained, and since there is no deep wound and the surface quickly becomes epithelialized, the problem caused by RK does not occur. From these things, PR
K is now becoming the most important keratoplasty. Currently, clinical cases are being repeated in Europe, Korea, and Japan, mainly in the United States and Germany.

【００４２】最も臨床試験が先行している米国では、PR
K法、PTK法ともに最終治験段階phaseＩＩＩが終了し、F
ood and Drug Administration（以下 FDA ）において認
可申請中である。以下に、これまでに近視矯正に関して
行われてきたPRKの臨床試験結果を（１）弱度近視と中
等度近視、（２）強度近視に分けて示す。In the United States, where clinical trials are the most advanced, PR
For both K and PTK methods, phase III of the final clinical trial has been completed.
An application for approval is being filed with ood and Drug Administration (FDA). The results of PRK clinical trials that have been performed on myopic correction so far are shown below, divided into (1) weak myopia and moderate myopia, and (2) strong myopia.

【００４３】（１）弱度近視と中等度近視近視に対する
PRKの臨床試験結果 SＵＭＭIT社、ＶIＳＸ社、ＣＨＩＲＯＮ社の３社が開発
した装置で行われた臨床試験結果は、PRK が弱度と中等
度の近視矯正に有効であることを示した。PRK を受けた
患者の９２％以上が視力０．５以上に、７４％以上が視
力０．８以上に回復した。わずか４％ではあるが、矯正
不良もまた認められた。手術の安全性、予測性は高く、
患者の７７％以上が予測した矯正量の１．０Ｄ以内に、
４４％以上が０．５Ｄ以内に治まり、結果は良好であっ
た。術後六ケ月の追跡調査では安定性も確認された。こ
れら３社の試験結果では、矯正量の不足や過矯正、角膜
混濁やグレアなどの合併症は認められなかった。(1) For weak myopia and moderate myopia myopia
Clinical trial results of PRK Clinical trial results performed on devices developed by SUMMIT, VISX, and CHIRON showed that PRK was effective in correcting weak and moderate myopia. More than 92% of patients who received PRK recovered to a visual acuity of 0.5 or more and 74% or more recovered to a visual acuity of 0.8 or more. Poor correction, though only 4%, was also noted. The safety and predictability of surgery are high,
Within 1.0D of the corrected amount predicted by more than 77% of patients,
44% or more subsided within 0.5D, and the result was good. Follow-up 6 months after surgery also confirmed stability. In the test results of these three companies, there were no complications such as insufficient correction amount, overcorrection, corneal opacity and glare.

【００４４】（２）強度近視に対するPRK の臨床試験結
果 強度近視に対するPRK は弱度近視に対するPRK に比べて
成功率が悪い。ＶＩＳＸ社製の装置を用いた臨床試験結
果では、術後６ヶ月で患者の４０％が予測した矯正最の
１Ｄ以内に、６４％が２Ｄ以内に治まった。術後１年で
は患者の６０％が視力０．５以上に回復した。また患者
の２３％は術後６〜１６ヶ月の間に再手術を行い、その
うち４７％が１Ｄ以内に、８１％が２Ｄ以内に矯正量を
得た。術後１年で患者の１５％に矯正不良が認められ
た。強度近視では、弱度近視や中等度近視に比べて手術
が長引くため、術中の角膜表面の含水率や中央位置の変
化が起こりやすく、矯正量に重大な影響を与えていると
考えられている。(2) Results of PRK test for severe myopia PRK for severe myopia has a lower success rate than PRK for weak myopia. Clinical results using a VISX device showed that at 6 months postoperatively, 40% of patients recovered within 1D of the predicted correction and 64% within 2D. One year after surgery, 60% of the patients recovered to a visual acuity of 0.5 or more. Twenty-three percent of patients underwent reoperation between 6 and 16 months after surgery, of which 47% achieved correction within 1D and 81% within 2D. One year after surgery, 15% of patients had poor correction. In severe myopia, surgery is prolonged compared to weak myopia or moderate myopia, so the water content and central position of the corneal surface during operation tend to change, which is considered to have a significant effect on the amount of correction .

【００４５】次に、前述した角膜切除術の現状の問題点
について、工学的側面と医学的側面に分けて述べる。Next, the current problems of the above-mentioned corneal resection will be described in terms of engineering aspects and medical aspects.

【００４６】（１）エ学的側面 ビームの均一化 ビームの均一性は角膜表面の平滑さに
影響を与え、術後の実質修復、上皮再生に大きく関係す
るため極めて重要である。ＡｒＦエキシマレーザビーム
の強度分布は均一でない。これは放電型のＡｒＦエキシ
マレーザは１０〜１５ｎｓの時間内に非常に大きいレー
ザ利得を持つので、レーザ共振器内での反射可能回数も
３回以内となり、ASE（Amplifiered Spontaneous Emiss
ion）として放射される成分が多いためである。これに
より、共振器内電磁界モードよりもむしろ電カ注入密度
の空間分布に依存した単峰性のピークをもつ空間強度分
布と、なる。PRK で均一な大面積蒸散を行うためには、
ビームの均一化が必要である。現在ではビーム整形法と
して均一大ロ径照射方式と矩形小ビーム走査方式が用い
られており、両方式とも実用上問題は生じていない。し
かしながら、大口怪蒸散方式では単発エネルギーを大き
くする必要があることから大出力のレーザ装置の装備が
必要となり、走査方式では反対に単発エネルギーが小さ
いため治療照射時間が長くなるという問題がある。(1) Etological Aspect Beam Uniformity Beam uniformity is extremely important because it affects the smoothness of the corneal surface and is greatly related to postoperative parenchymal repair and epithelial regeneration. The intensity distribution of the ArF excimer laser beam is not uniform. This is because a discharge-type ArF excimer laser has a very large laser gain within a time of 10 to 15 ns, so that the number of possible reflections within the laser resonator is also three or less, and the ASE (Amplifier Spontaneous Emissive) is used.
This is because many components are emitted as ions. As a result, a spatial intensity distribution having a unimodal peak depending on the spatial distribution of the electric power injection density rather than the in-cavity electromagnetic field mode is obtained. To achieve uniform large-area transpiration with PRK,
The beam needs to be uniform. At present, a uniform large-diameter irradiation method and a rectangular small beam scanning method are used as beam shaping methods, and both methods have no practical problems. However, since the single-shot energy must be increased in the large-mouth transpiration method, a high-output laser device must be provided. In the scanning method, the single-shot energy is small, so that the treatment irradiation time is long.

【００４７】ＡｒＦエキシマレーザは上述したような欠
点があることから、YAG レーザや色素レーザなどを波長
変換して遠紫外線領域のレーザを導こうと試みられた。
しかし、エキシマレーザの照射時間は１パルスあたり１
０〜２０ｎｓと熱拡散時間よりも短かすぎるので、周囲
組織への熱損傷が小さい。また１パルスあたりのエネル
ギーは十分許容範囲で、繰り返し周波数を１〜５０Ｈｚ
と大きく変化させることができる。さらに４〜７ｍｍの
径で角膜表面を切除するために必要なエネルギーを十分
に供給できることから、エキシマレーザが角膜切除術に
最も適しているとされた。Since the ArF excimer laser has the above-mentioned drawbacks, it has been attempted to convert the wavelength of a YAG laser, a dye laser or the like to a laser in the far ultraviolet region.
However, the irradiation time of the excimer laser is 1 per pulse.
Since the heat diffusion time is 0 to 20 ns, which is too short, the thermal damage to the surrounding tissue is small. The energy per pulse is within a sufficiently allowable range, and the repetition frequency is 1 to 50 Hz.
Can be greatly changed. Furthermore, an excimer laser was considered to be the most suitable for corneal ablation because the energy required to ablate the corneal surface can be sufficiently supplied with a diameter of 4 to 7 mm.

【００４８】蒸散形状 蒸散表面の平滑さに影響を与え
るもう一つの要因は、立体的な角膜の整形を行うための
アルゴリズムである。現在では可変光学絞りにより照射
領域を少しずつ変化させることによって立体的な角膜整
形を行っている。各装置とも０．１ｍｍきざみで照射直
径を可変できる光学絞りを装備しているので、角膜の蒸
散表面はより滑らかになった。Another factor affecting the smoothness of the transpiration surface is an algorithm for performing three-dimensional cornea shaping. At present, three-dimensional corneal shaping is performed by changing the irradiation area little by little by a variable optical stop. Since each device was equipped with an optical stop capable of changing the irradiation diameter in increments of 0.1 mm, the transpiration surface of the cornea became smoother.

【００４９】中央の位置決め レーザのアライメントの
ずれや術中の患者の動きによって照射の中央位置を誤る
と、乱視や単眼性複視といった視覚異常を引き起こす危
険がある。現在中央の位置決めに関しては、固視灯によ
る患者の協力と治療時間を短縮しようとする医者の努力
に負うところが多い。角膜の動きを検知してレーザ照射
を停止する誤照射防止装置や、角膜の動きに追尾して照
射位置をずらす装置も考案されているが、応答速度や精
度の問題から実用化には至っていない。Misalignment of the center due to misalignment of the laser or movement of the patient during surgery may cause visual abnormalities such as astigmatism and monocular double vision. Currently, center positioning often relies on physicians' efforts to assist patients with fixation lights and reduce treatment times. An erroneous irradiation prevention device that stops the laser irradiation by detecting the movement of the cornea and a device that shifts the irradiation position by tracking the movement of the cornea have been devised, but they have not been put into practical use due to problems with response speed and accuracy. .

【００５０】角膜形状評価：角膜トポグラフィー 術前
術後の角膜形状を評価するための方法として角膜トポグ
ラフィーが用いられている。大変有効な評価法ではある
が、この方法では局所的な屈折力を知ることができない
欠点がある。また、矯正量の制御性を高めるためには、
術中の角膜トポグラフィーもまた必要である。Evaluation of corneal shape: corneal topography Corneal topography is used as a method for evaluating the corneal shape before and after surgery. Although it is a very effective evaluation method, this method has a drawback that local refractive power cannot be known. Also, in order to improve the controllability of the correction amount,
Intraoperative corneal topography is also needed.

【００５１】（２）医学的側面 実質侵襲 PRKでの最大の問題点は、再生能のない実質
に大きな侵襲を与えることである。このため、術前診断
によって立てた蒸散計画通りの蒸散を行う必要がある。
しかしながら、蒸散速度は蒸散パラメータや角膜の含水
率に影響を受けたり、蒸散表面の平滑さは蒸散煙霧除去
のためのアシストガスによる乾燥により悪化するなどの
問題があり、現実には計画通りの蒸散を行うのは極めて
困難である。この蒸散に関する問題はPRKにおいて最も
重要で、また本研究のテーマとも深く関わるので、これ
については後述する。(2) Medical Aspects Parenchymal Invasion The biggest problem with PRK is that it gives a major invasion to non-regenerative parenchyma. For this reason, it is necessary to perform the transpiration as planned based on the preoperative diagnosis.
However, there are problems such as the transpiration rate being affected by transpiration parameters and the water content of the cornea, and the smoothness of the transpiration surface being deteriorated by drying with an assist gas for removing transpiration fumes. Is extremely difficult to do. This transpiration issue is most important in PRK and is also closely related to the theme of this study, which will be discussed later.

【００５２】瞳孔領侵襲 もうひとつ重要な問題点は、
直接視野に影響する瞳孔領に侵襲を与えるため、わずか
な副作用も許されないことである。よって長期予後の安
全性確認が非常に重要となる。予後は術後の創傷治癒過
程に委ねられ、角膜形状が安定するまで約３ヶ月必要で
ある。Pupil Invasion Another important problem is that
Because it invades the pupil area, which directly affects the visual field, slight side effects are not allowed. Therefore, it is very important to confirm the safety of long-term prognosis. The prognosis is left to the post-operative wound healing process, and it takes about 3 months for the corneal shape to stabilize.

【００５３】また、先に述べたとおり、現在角膜切除術
は臨床試験が着実に進められながらも、実際には様々な
問題が指摘されている、この中でも特に蒸散に関する問
題は、術後の矯正結果に大きく影響するため極めて重大
である。手術の対象はひとであり、誤った矯正は取り返
しのつかない重篤な事態を引き起こす。ここでは、すで
に述べた問題点のうち蒸散に関するものに絞って話をす
すめる。そして、それに関連して本研究の必要性ならび
に研究目的を提示する。As described above, corneal resection is currently proceeding steadily in clinical trials, but in fact various problems have been pointed out. Among them, especially the problem relating to transpiration, the postoperative correction. This is extremely important because it greatly affects the results. Surgery is for humans, and incorrect corrections can be irreversible and serious. In this section, I will focus on the problems related to transpiration among the problems already mentioned. Then, the necessity of this research and the research purpose are presented in connection with it.

【００５４】蒸散に関する問題点として、まずレーザの
照射条件が最適化されていないことが挙げられる。照射
フルエンスは、現在のところ熱の影響が少なく、効率の
良い照射エネルギーとしては２００ｍＪ／ｃｍ²近傍が
妥当といわれている。これよりフルエンスを高くする
と、蒸散後の表面状態は平滑になると報告されている
が、高すぎると音波による内膜障害や実質細胞の刺激に
よってはん痕化を引き起こす危険がある。繰り返し周波
数は、実用には５〜１０Ｈｚが用いられている。傾向と
して、繰り返し周波数が低いと蒸散面は平滑になり、繰
り返し周波数が高いと蒸散機構における熱過程の機序が
大きくなるため蒸散効率が上がる。The first problem with transpiration is that the laser irradiation conditions are not optimized. At present, the irradiation fluence has little influence of heat, and it is said that an effective irradiation energy of around 200 mJ / cm ² is appropriate. It is reported that when the fluence is higher than this, the surface state after evaporation becomes smooth. However, when the fluence is too high, there is a risk of scarring due to intimal damage or stimulation of parenchymal cells by sound waves. A repetition frequency of 5 to 10 Hz is practically used. The tendency is that when the repetition frequency is low, the transpiration surface becomes smooth, and when the repetition frequency is high, the mechanism of the heat process in the transpiration mechanism becomes large, so that the transpiration efficiency increases.

【００５５】このように繰り返し周波数の蒸散に及ぼす
影響は大きいので、慎重に設定する必要がある。蒸散径
は、開発当初４．０〜５．０ｍｍであったが、次第に大
口径化し６．０ｍｍ程度まで用いられるようになった。
これは、大ロ径蒸散では創傷治癒過程が良好に進むと報
告されたほか、位置決めの精度に対する緩和、瞳の大き
い若年者への治療への対応などに利点があったためであ
る。しかし大ロ径蒸散では、同じ矯正量を得るための蒸
散深度が大きくなり、強度近視の矯正では角膜強度の低
下や、大深度蒸散による過剰な実質治癒が問題となる可
能性が考えられる。この大深度蒸散を抑制するために蒸
散領域を多重化する方法が考案された。この方法によ
り、蒸散深さを３０〜４０％減少させることができた
が、角膜の混濁や矯正量の後退に関しては効果が得られ
なかった。今後も検討の余地があるといえる。Since the influence of the repetition frequency on the transpiration is great, it is necessary to set it carefully. The transpiration diameter was 4.0 to 5.0 mm at the beginning of development, but gradually increased to a diameter of about 6.0 mm.
This is because the large-diameter transpiration reported that the wound healing process progressed favorably, and also had advantages in relaxing positioning accuracy and responding to treatment for young people with large pupils. However, in the case of large-diameter transpiration, the transpiration depth for obtaining the same correction amount becomes large, and in the correction of high myopia, there is a possibility that a decrease in corneal strength or excessive substantial healing due to deep transpiration may become a problem. In order to suppress this deep transpiration, a method of multiplexing transpiration regions has been devised. By this method, the transpiration depth could be reduced by 30 to 40%, but no effect was obtained with respect to corneal opacity and regression of the correction amount. It can be said that there is room for further study.

【００５６】蒸散に関する問題点では、レーザをどのよ
うな条件で照射するかという問題だけではなく、蒸散中
ならびに蒸散後の角膜表面がどのような状態にあるか、
また表面状態をいかに最適な状態に保つか、という問題
もまた重要である。ＡｒＦエキシマレーザによる角膜蒸
散では、蒸散時に角膜表面からキノコ雲状の煙霧が発生
する。これによリレーザパルスが妨げられると、中央部
蒸散量が低下したり、平滑な蒸散面を得ることができな
い可能性がある。この問題を回避するだめに、これまで
に蒸散煙霧を効率良く除去するための窒素ガスの吹き付
けが試行された。しかし、かえって表面が乾燥したため
に蒸散面の平滑さは悪化した。現在のところ臨床試験で
は蒸散煙霧の除去を行わなくても問題は起こっていな
い。今後蒸散時に発生する煙霧が照射の均一性に影響を
与えないかどうか検討する必要はある。Regarding the problem relating to transpiration, not only the problem under what conditions the laser is irradiated, but also the state of the corneal surface during and after transpiration,
Also important is the question of how to keep the surface condition optimal. In corneal transpiration with an ArF excimer laser, a mushroom cloud-like fume is generated from the corneal surface during transpiration. If the re-laser pulse is disturbed by this, there is a possibility that the amount of transpiration in the central part is reduced or a smooth transpiration surface cannot be obtained. In order to avoid this problem, attempts have been made to blow nitrogen gas in order to efficiently remove transpiration fumes. However, the smoothness of the transpiration surface deteriorated because the surface was dried. At present, no problems have occurred in clinical trials without the removal of transpiration fumes. It is necessary to examine whether fumes generated during transpiration will affect the uniformity of irradiation.

【００５７】また、術中角膜では、蒸散による残存角膜
からの生体液の浸出によって角膜表面の湿潤状態は過剰
になる。近視治療では角膜中央部分のレーザ照射回数が
多くなるために生体液の浸出が顕著である。この生体液
が原因で中央部の蒸散が進まないために、中央が切れず
島状に残り矯正量が得られないことが現在非常に問題と
なっている。現在日本で行われている臨床試験でもこの
CENTRAL ISLANDが頻発し、この問題は重要視されてい
る。In the intraoperative cornea, the humidified state of the corneal surface becomes excessive due to leaching of the biological fluid from the remaining cornea due to evaporation. In myopia treatment, the leaching of biological fluid is remarkable because the number of laser irradiations on the central portion of the cornea increases. Since evaporation of the central portion does not progress due to the biological fluid, the central portion is not cut off and remains in an island shape, and a correction amount cannot be obtained at present. In clinical trials currently being conducted in Japan,
This issue has been emphasized as CENTRAL ISLAND is frequent.

【００５８】以上のような角膜切除術に関する問題に鑑
み、治療中における蒸散モニタが必要とされている。In view of the above problems related to corneal resection, there is a need for a transpiration monitor during treatment.

【００５９】すなわち、術中角膜表面の湿潤状態は、蒸
散により残存角膜から浸出する生体組織液によって過剰
になる。生体組織液の吸収係数は角膜に比べて1桁程度
低いことから、生体組織液が浸出すると蒸散能が低下す
る。このことから術前に立てた計画通りの蒸散を行うこ
とができなくなり、目標の矯正量が得られなかったり、
誤った矯正量を得る可能性がある。手術の対象となるの
は人であり、一度行った矯正はやり直しがきかない。そ
のために、術中に矯正量を予測したり蒸散を精密に制御
するために、術中の角膜の蒸散状態を実時間で正確に把
握する必要がある。That is, the wet state of the intraoperative corneal surface becomes excessive due to the biological tissue fluid leached from the remaining cornea by evaporation. Since the absorption coefficient of the biological tissue fluid is about one digit lower than that of the cornea, the transpiration ability is reduced when the biological tissue fluid is leached. From this, it is not possible to perform the transpiration as planned before the operation, and the target correction amount cannot be obtained,
There is a possibility of obtaining an incorrect correction amount. Surgery is for humans, and corrections made once are irreversible. Therefore, in order to predict the amount of correction during the operation and precisely control the transpiration, it is necessary to accurately grasp the transpiration state of the cornea during the operation in real time.

【００６０】しかしながら現在までのところ、この蒸散
状態把握のためのモニタ法に関する報告例はない。However, to date, there is no report on the monitoring method for grasping the transpiration state.

【００６１】本研究では、PRKにおいて矯正量の安定性
を高めるために、術中の蒸散状態を把握できるモニタ法
を考案した。角膜の水以外の主たる構成成分であるコラ
ーゲンのＡｒＦエキシマレーザの波長１９３ｎｍに対す
る吸収係数２７００ｃｍ^-1は、８０％を占める組織液の
吸収係数より１桁程度高い。このため蒸散中の角膜実質
表面での組織液の比率が大きくなれば、角膜表面近傍で
の見かけの吸収係数は減少する。そこで、蒸散中の角膜
表面の見かけの吸収係数を測定することにより角膜表面
の湿潤モニタが可能であると考えた。In this study, in order to enhance the stability of the correction amount in PRK, a monitoring method capable of grasping the intraoperative transpiration state was devised. The absorption coefficient of collagen, which is a main constituent component of the cornea other than water, at a wavelength of 193 nm of an ArF excimer laser of collagen, which is 2700 cm ^−1, is about an order of magnitude higher than the absorption coefficient of tissue fluid that accounts for 80%. For this reason, if the ratio of the tissue fluid on the corneal stromal surface during transpiration increases, the apparent absorption coefficient near the corneal surface decreases. Therefore, it was thought that it was possible to monitor the corneal surface by measuring the apparent absorption coefficient of the corneal surface during evaporation.

【００６２】具体的な方法として、試料に対し非接触、
非破壊で吸収係数と熱伝導率に関する情報が得られるパ
ルス化放射分析法（Pulsed Photothermal Radiometry：
PPTR）を用いることを考えた。PPTRでは、測定している
放射光の時間変化に情報が含まれているので、外乱が多
い系でも精度良い計測が可能である。PRK では蒸散治療
用のＡｒＦエキシマーレーザをPPTRの励起光として共用
できるので、放射光の計測系を追加するだけで計測が可
能となる。PPTRの欠点は、吸収係数と熱伝導率のどちら
か一方が既知でないともう一方の値が求められないこと
である。しかし、生体軟組織は含水率が６５−８０％と
高率かつ変動幅が小さいことから、熱伝導率がほぼ水と
等しいと考えて良く、PPTRで吸収変化の大まかな検知が
可能となる。As a specific method, non-contact with the sample,
Pulsed Photothermal Radiometry (Pulsed Photothermal Radiometry: Non-destructive information on absorption coefficient and thermal conductivity)
PPTR). In the PPTR, information is included in the time change of the synchrotron radiation being measured, so accurate measurement is possible even in a system with many disturbances. In PRK, the ArF excimer laser for transpiration treatment can be used as the excitation light for PPTR, so measurement can be performed only by adding a radiation measurement system. The drawback of PPTR is that one of the absorption coefficient and thermal conductivity must be known before the other can be determined. However, since the biological soft tissue has a high water content of 65-80% and a small fluctuation range, it can be considered that the thermal conductivity is almost equal to that of water, and the PPTR can roughly detect a change in absorption.

【００６３】本研究では、PRK において矯正量の安定性
を高めるために、PPTRを用いて角膜の表面放射赤外光を
非接触経時的計測し、湿潤状態の検知による蒸散モニタ
法の可能性について検討することを目的とした。In this study, in order to improve the stability of the correction amount in PRK, the possibility of a transpiration monitoring method by detecting the irradiating infrared light of the cornea with PPTR in a non-contact manner over time and detecting the wet state was investigated. It was intended to be considered.

【００６４】また、PRK は数ある屈折率矯正手術の中で
も、極めて画期的で優れた術式として現在急速に検討開
発されている。しかしPRK にはまだ多くの問題点があ
り、そのひとつである術中の角膜表面の湿潤状態は蒸散
速度に影響を与え非常に問題となっている。そこで本研
究では、PRK において矯正量の安定性を高めるために、
湿潤状態の検知による蒸散モニタ法としてPPTRを適用す
ることを提案し、その有用性について検討することを目
的とした。In addition, PRK is being rapidly studied and developed as an extremely innovative and excellent surgical technique among various refractive index correcting operations. However, there are still a number of problems with PRK, one of which is the humid condition of the corneal surface during surgery, which affects the rate of transpiration and is a serious problem. Therefore, in this study, in order to improve the stability of the correction amount in PRK,
We proposed to apply PPTR as a transpiration monitoring method by detecting the wet state, and aimed at examining its usefulness.

【００６５】ここで、パルス化放射分析法は、パルス光
を試料に照射し、試料からの放射赤外光を計測して試料
の表面温度の変化を計測し、試料の照射光に対する吸収
係数と熱拡散率を見積もる方法である。Here, the pulsed radiation analysis method irradiates a sample with pulsed light, measures infrared light emitted from the sample, measures the change in the surface temperature of the sample, and determines the absorption coefficient of the sample with respect to the irradiated light. This is a method for estimating the thermal diffusivity.

【００６６】パルス化放射分析法の歴史は１９６１年に
Parkerらによって開発された閃光法（flash method）に
端を発する。これは、試料に熱的短パルスを照射し、試
料後面 での温度変化を熱電対を用いて計測し、試料の
熱拡散率を求める方法である。１９６２年にDeemとWood
は熱電対の代わりに試料後面からの赤外放射透過光を赤
外線検出素子である硫化鉛を用いて計測し、熱拡散率を
求めることに成功した。この閃光放射分析法により熱拡
散率の非接触計測が可能となリ、真空中や高圧下にある
試料に対しても計測が可能となった。また赤外線検出器
の応答時間は熱電対に比べて速いので、物理特性が時間
的に変化する試料に対しても有効であった。The history of pulsed radiometry was found in 1961
It originated in the flash method developed by Parker et al. In this method, a sample is irradiated with a short thermal pulse, and the temperature change on the rear surface of the sample is measured using a thermocouple to determine the thermal diffusivity of the sample. Deem and Wood in 1962
Succeeded in determining the thermal diffusivity by measuring infrared radiation transmitted from the rear surface of the sample instead of a thermocouple using lead sulfide, an infrared detector. This flash emission analysis enabled non-contact measurement of thermal diffusivity, and also enabled measurement of samples in vacuum or under high pressure. Further, the response time of the infrared detector is faster than that of a thermocouple, so that it is effective for a sample whose physical characteristics change with time.

【００６７】現在のPPTRの原形は1983年にTaｍらによっ
て開発された赤外放射反射光を計測する方法である。こ
れにより、試料に対し非接触非破壊で吸収係数と熱拡散
率を見積もることができた。反射型の放射分析法は、そ
れまでの透過型の計測法では計測不可能だった生体など
での計測に適している。これ以降1980年代前半にPPTRに
よる多くの研究が行われた。1980年代の開発当初に比べ
ると、現在ではPPTRはほとんど用いられなくなってい
る。というのも、この方法では吸収係数と熱拡散率のど
ちらか一方が既知でないともう一方を求めることができ
ないため、分析科学の見地からはあまり賛同できる方法
ではなかったからである。The original form of the PPTR is a method of measuring infrared radiation reflected light developed by Tam et al. In 1983. As a result, the absorption coefficient and the thermal diffusivity of the sample could be estimated in a non-contact and non-destructive manner. The reflection-type radiation analysis method is suitable for measurement in a living body or the like, which cannot be measured by the conventional transmission-type measurement method. Since then, many studies with PPTR have been conducted in the early 1980s. PPTR is now rarely used compared to when it was first developed in the 1980s. This is because this method cannot be obtained unless one of the absorption coefficient and the thermal diffusivity is known, so it was not a method that I could agree with from the viewpoint of analytical science.

【００６８】次に、前述したパルス化放射分析法の理論
について説明する。Next, the theory of the above-described pulsed radiometric analysis will be described.

【００６９】PPTRによる放射赤外光は、照射パルス光の
吸収による試料内の温度上昇から得られる。試料内部の
エネルギー分布は、試料の光学特性と照射位置によって
決定される。ここでは試料の光学特性と熱特性は均一で
あると仮定し、また吸収された光エネルギーはすべて直
接熱に変換されると仮定する。実際には光化学的あるい
は光機械的な過程によって組織の一部が蒸散されている
と考えられ、これらの過程は、励起光波長や試料の物性
に基づいてエネルギー保存則から計算する必要がある。
照射面積は吸収長に比べて十分に大きいと仮定し、周囲
への放射による熱損失や試料内での横方向への熱伝導は
無視できるとする。また試料は光学的にも熱的にも半無
限であると仮定する。これより先の理論はLeungとTam
（1984）の研究による。The infrared light emitted by the PPTR is obtained from the temperature rise in the sample due to the absorption of the irradiation pulse light. The energy distribution inside the sample is determined by the optical characteristics and the irradiation position of the sample. It is assumed here that the optical and thermal properties of the sample are uniform and that all the absorbed light energy is directly converted to heat. Actually, it is considered that a part of the tissue is evaporated by photochemical or photomechanical processes, and these processes need to be calculated from the energy conservation law based on the excitation light wavelength and the physical properties of the sample.
It is assumed that the irradiation area is sufficiently large compared to the absorption length, and that heat loss due to radiation to the surroundings and lateral heat conduction in the sample are negligible. It is also assumed that the sample is semi-infinite both optically and thermally. Further theories are Leung and Tam
(1984).

【００７０】１次元の熱拡散方程式により試料内の温度
は次式のように表せる。The temperature in the sample can be expressed by the following equation using the one-dimensional heat diffusion equation.

【００７１】[0071]

【数１】 ここで、Tは温度、αは試料の熱拡散率、tは時間、ｚは
座標で試料表面を原点にとり試料内部方向を正とする。
試料表面での熱損失が無視できると仮定すると、グリー
ン関数とフーリエ変換を用いて試料内の温度に関して数
１を解くことができる。(Equation 1) Here, T is the temperature, α is the thermal diffusivity of the sample, t is time, and z is the coordinate, with the sample surface being the origin and the inside of the sample being positive.
Assuming that the heat loss at the sample surface is negligible, Equation 1 can be solved for the temperature inside the sample using the Green's function and Fourier transform.

【００７２】[0072]

【数２】 ここで、Ｔ（ｚ’,０）は試料の光学特性、熱的特性や
照射フル工ンスによって決まる初期温度分布である。(Equation 2) Here, T (z ′, 0) is an initial temperature distribution determined by the optical characteristics, thermal characteristics, and irradiation full power of the sample.

【００７３】測定された放射信号Sは重みづけされたSte
fan−Boltzｍannの放射則を積分した値として得られ
る。The measured radiation signal S is weighted Ste
It is obtained as an integrated value of the fan-Boltzmann radiation law.

【００７４】[0074]

【数３】 ここで、T₀はレーザ照射前の一様な試料の温度、ηは検
出器の感度と集光能率を合わせた検出能、ａ_Dは検出面
積、εは試料の放射率、σはStefan−Boltzｍann定数、
μ_IRは検出赤外波長のすべての領域にわたって平均した
試料の吸収係数である。μ_IRは測定信号に影響する試料
内の深さを決定する。すなわち、μ_IR≫１ならば検出信
号の大部分は表面に近いところから放射されている。そ
してμ_IR→０となるにつれて信号は得られなくなる。と
いうのは、試料は赤外において透過となるからである。
温度上昇（T（z,t）−T₀）が小さければ、数３の［T
（z,t）⁴−T₀ ⁴）］は二項定理を用いて展開することが
できる。T₀ ²オーダ以下の項を無視すると、(Equation 3) Here, T ₀ is the temperature of the uniform sample before laser irradiation, η is the detection power obtained by combining the sensitivity of the detector and the light collection efficiency, a _D is the detection area, ε is the emissivity of the sample, and σ is Stefan − Boltzmann constant,
μ _IR is the absorption coefficient of the sample averaged over all regions of the detected infrared wavelength. μ _IR determines the depth in the sample that affects the measurement signal. That is, if μ _IR ≫1, most of the detection signal is radiated from a portion close to the surface. Then, as μ _IR → 0, no signal can be obtained. This is because the sample is transparent in the infrared.
If the temperature rise (T (z, t) −T ₀ ) is small, [T
(Z, t) ⁴ −T ₀ ⁴ )] can be expanded using the binomial theorem. Ignoring terms below T ₀ ² order,

【数４】 となる。もしμ_IR→∞ならば、数４は(Equation 4) Becomes If μ _IR → ∞, Equation 4 is

【数５】 となり、信号は試料表面の温度上昇を直接測定している
ことを意味している。(Equation 5) The signal means that the temperature rise of the sample surface is directly measured.

【００７５】均一な吸収のみの試料内での光の分布はBe
erの法則によって表される。照射フルエンスが蒸散しき
い値以下であると仮定すると、The distribution of light in a sample having only uniform absorption is Be
Expressed by er's law. Assuming that the irradiation fluence is below the transpiration threshold,

【数６】 ここでＥ（z）は試料内のフルエンス、E_incは試料表面
におけるフル工ンス（試料表面での反射損失によって照
射光は減少する）、μ_aは照射光波長における吸収係数
である。もし、吸収された光がすべで熱に変換されると
すると初期温度分布は(Equation 6) Here E (z) is the fluence in the sample, the E _inc (decreasing the irradiation light by the reflection loss at the surface of the sample) full Engineering Nsu in the sample surface, the mu _a is the absorption coefficient at the wavelength of the irradiated light. If all absorbed light is converted to heat, the initial temperature distribution is

【数７】 ここでρｃは試料の体積比熱である。この分布を数２に
代入して、その結果得られた温度分布を数４に代入する
と、次式が得られる。(Equation 7) Here, ρc is the volume specific heat of the sample. By substituting this distribution into Equation 2 and substituting the resulting temperature distribution into Equation 4, the following equation is obtained.

【００７６】[0076]

【数８】 ここでｆ（ｘ）＝exp（ｘ）erfc（√ｘ）、そしてerfc
（ｘ）はｘの誤差関数である。数８における信号は試料
の光学特性や熱特性によって決まり、時間が経過するに
つれて単調に減少する。赤外域の吸収は試料からの遠赤
外放射に影響し、また試料表面の温度を見積もるのに重
要である。特に、t＝Oでの初期の温度上昇に一致する信
号の最大値(Equation 8) Where f (x) = exp (x) erfc (√x) and erfc
(X) is the error function of x. The signal in Equation 8 is determined by the optical characteristics and thermal characteristics of the sample, and monotonically decreases with time. Infrared absorption affects far-infrared radiation from the sample and is important in estimating the temperature of the sample surface. In particular, the maximum value of the signal corresponding to the initial temperature rise at t = O

【数９】 はμ_IRとμ_aの相対的な大きさによって影響される。μ
_IRがμ_aに比べてそれほど大きくないとき、数９の最後
の項は一定でなくなり、検出信号は結果的に減少する。
さらにまた信号は、μ_IRとμ_aとの積（μ_IRμ_a）に依存
し、どちらかのパラメータが小さくなるにしたがって減
少する。(Equation 9) Is affected by the relative magnitudes of μ _IR and μ _a . μ
_{When the IR} is not very large compared to μ _a , the last term of equation 9 is not constant, and the detection signal is consequently reduced.
Furthermore, the signal depends on the product of μ _IR and μ _a (μ _IR μ _a ) and decreases as either parameter decreases.

【００７７】一般に生体試料の場合試料が混濁媒質であ
ることが多く、このため試料内での光の拡散を考慮しな
ければならない。しかし角膜の場合、試料の透明度が高
いので拡散の効果を無視しても問題ないと考えられる。
なお、理論の導出には多くの仮定が用いられているの
で、実験結果を解析する際には仮定の妥当性に関して十
分に検討する必要がある。Generally, in the case of a biological sample, the sample is often a turbid medium, and therefore, diffusion of light in the sample must be considered. However, in the case of the cornea, since the transparency of the sample is high, it is considered that there is no problem even if the effect of diffusion is ignored.
Since many assumptions are used in deriving the theory, it is necessary to sufficiently examine the validity of the assumptions when analyzing the experimental results.

【００７８】前述した角膜湿潤モニタ装置の角膜におけ
る有効性を調べるために、まず、モニタ法として用いる
パルス化放射分析法が正確に行えるか検討し、続いて湿
潤状態を模擬したモデル試料ならびに実際の角膜を用い
て表面放射赤外光を経時的非接触的に測定し、パルス化
放射分析法による術中角膜表面の湿潤モニタ法の可能性
を検討した。In order to examine the effectiveness of the above-mentioned corneal wetness monitoring device in the cornea, first, it was examined whether the pulsed radiometric method used as a monitor method could be performed accurately, and then a model sample simulating the wet state and an actual sample were examined. Using a cornea, surface radiation infrared light was measured in a non-contact manner over time, and the possibility of monitoring the intraoperative corneal surface by pulsed radiometry was examined.

【００７９】次に、本研究における実験原理について説
明する。Next, the experimental principle of the present study will be described.

【００８０】角膜の水以外の主たる構成成分であるコラ
ーゲンのＡｒＦエキシマレーザの発振波長１９３ｎｍに
対する吸収係数は２７００ｃｍ^-1である。これに対し
て、角膜の約８０％を占める組織液の吸収係数は１桁ほ
ど低い。これは、２００ｎｍ光の水に対する吸収係数が
０.０６９１ｃｍ^-1で、さらに生体組織液中のＣｌ^-など
の無機イオンでは紫外領域の吸収が数百ｃｍ^-1であるこ
とから推定される。このため、蒸散中の残存角膜からの
組織液の浸出により角膜実質表面での組織液の比率が大
きくなれば、角膜表面近傍での見かけの吸収係数は減少
すると考えられる。The absorption coefficient of collagen, which is a main constituent component of the cornea other than water, at an oscillation wavelength of 193 nm of an ArF excimer laser is 2700 cm ^-1 . In contrast, the absorption coefficient of tissue fluid, which accounts for about 80% of the cornea, is about an order of magnitude lower. This absorption coefficient for water 200nm light at 0.0691Cm ^-1, further Cl biological tissue fluid ^- the inorganic ions, such as estimated from the absorption of the ultraviolet region is several hundred cm ^-1. For this reason, if the ratio of tissue fluid on the corneal stromal surface increases due to leaching of tissue fluid from the remaining cornea during transpiration, the apparent absorption coefficient near the corneal surface is considered to decrease.

【００８１】一方、温度を持つあらゆる物体は、その物
体を構成している原子、分子の振動と回転により、その
表面温度で決まるスペクトル分布を持った電磁波を放射
する（黒体放射）。ある温度における放射赤外線波長と
分光放射発散度の関係はプランクの放射則で次式のよう
に与えられる。On the other hand, any object having a temperature radiates an electromagnetic wave having a spectrum distribution determined by its surface temperature due to vibration and rotation of atoms and molecules constituting the object (black body radiation). The relationship between the radiation infrared wavelength and the spectral radiation emittance at a certain temperature is given by Planck's law as follows.

【００８２】[0082]

【数１０】 ここで、Ｍは分光放射発散度、λは波長、ｈはプランク
定数、Ｔは絶対温度、ｋはボルツマン定数、ｃは光速で
ある。図２に温度をパラメータとして放射赤外波長とス
ペクトルの関係を対数軸と線形軸を用いて示す。温度が
高くなるに従い熱放射は増加し、放射赤外光の波長は短
くなる。式を全波長について積分すると、温度と放射発
散度の関係を表すStefan＝Boltzmannの放射則式が得ら
れる。(Equation 10) Here, M is the spectral radiation divergence, λ is the wavelength, h is Planck's constant, T is the absolute temperature, k is the Boltzmann constant, and c is the speed of light. FIG. 2 shows the relationship between the emission infrared wavelength and the spectrum using temperature as a parameter, using a logarithmic axis and a linear axis. As the temperature increases, the thermal radiation increases and the wavelength of the emitted infrared light decreases. Integrating the equation for all wavelengths gives the Stefan = Boltzmann radiation law equation, which describes the relationship between temperature and radiant emittance.

【００８３】[0083]

【数１１】 ここでσはボルツマン定数で５.６２×１０^-12［Ｗ／ｃ
ｍ²／Ｋ⁴］である。数１１より、放射強度は温度の４乗
に比例することがわかる。また、温度とその温度におい
て放射強度が最大となる波長の関係は Wien の変位則で
次式のように与えられる。[Equation 11] Here, σ is a Boltzmann constant of 5.62 × 10 ^-12 [W / c
m ² / K ⁴ ]. From Equation 11, it is understood that the radiation intensity is proportional to the fourth power of the temperature. The relationship between the temperature and the wavelength at which the radiation intensity is maximum at that temperature is given by Wien's displacement law as follows:

【００８４】[0084]

【数１２】 試料にレーザを照射すると、試料では光の吸収により温
度上昇が起こり、その後の時間経過とともに試料内での
熱伝導により表面温度が下がる。通常、物質系内で温度
上昇が起こり温度勾配ができると、熱は伝導、対流、放
射により高温部から低温部へ伝達されるが、ここでは、
物質の移動はなく、分子個別の運動による熱エネルギー
の伝達なので熱伝導のみを考えればよい。熱の流れは F
ourier の法則により(Equation 12) When a sample is irradiated with a laser, the sample undergoes a temperature rise due to light absorption, and the surface temperature decreases as time elapses due to heat conduction within the sample. Normally, when a temperature rise occurs in a material system and a temperature gradient is created, heat is transferred from a high temperature part to a low temperature part by conduction, convection, and radiation.
Since there is no transfer of matter and the transfer of thermal energy by the motion of individual molecules, only heat conduction needs to be considered. Heat flow is F
According to ourier's law

【数１３】 で、単位時間中に単位断面積を通過する熱量ｑは温度勾
配に比例する。(Equation 13) Where the heat quantity q passing through the unit cross-sectional area during the unit time is proportional to the temperature gradient.

【００８５】表面温度が下がると、表面からの放射スペ
クトルはそれに対応して長波長側へ動き、全放射赤外光
強度は減少する。この放射光強度の時間変化を赤外線検
出器で検知することによって、表面での温度変化を観測
できる。試料の吸収係数が大きいと温度上昇が大きくな
るので試料内の温度勾配は大きくなり、単位時間中に単
位断面積を通過する熱量は多くなる。よって、表面の温
度降下は速く、放射スペクトルの時間変化は大きい。吸
収係数が小さい場合は表面の温度降下は小さく、放射ス
ペクトルの時間変化は小さい。これより、表面の見かけ
の吸収係数が変化すると、放射スペクトルの時間変化が
変化するので、表面放射赤外光の経時的測定によって表
面の湿潤状態をモニタすることが考えられる。When the surface temperature decreases, the emission spectrum from the surface moves correspondingly to the longer wavelength side, and the total emission infrared light intensity decreases. By detecting the time change of the emitted light intensity with the infrared detector, the temperature change on the surface can be observed. If the absorption coefficient of the sample is large, the temperature rise becomes large, so that the temperature gradient in the sample becomes large, and the amount of heat passing through the unit cross-sectional area per unit time becomes large. Therefore, the temperature drop on the surface is fast, and the temporal change of the emission spectrum is large. When the absorption coefficient is small, the temperature drop on the surface is small and the temporal change of the emission spectrum is small. From this, when the apparent absorption coefficient of the surface changes, the time change of the emission spectrum changes. Therefore, it is conceivable to monitor the wet state of the surface by measuring the surface emission infrared light over time.

【００８６】次に、本研究における実験装置および方法
について説明する。Next, the experimental apparatus and method used in this study will be described.

【００８７】表面湿潤モニタのための表面放射赤外光の
測定系として、図３のような実験装置を構築した。ＰＰ
ＴＲの励起光源にはＰＲＫの治療用レーザであるＡｒＦ
エキシマレーザを用いた。使用したレーザ装置は、浜松
ホトニクス社製ＡｒＦエキシマレーザＣ３４７０発振波
長１９３ｎｍ、パルス幅１３ｎｓ（ＦＷＨＭ）である。
表１にＡｒＦエキシマレーザの特性を示す。An experimental apparatus as shown in FIG. 3 was constructed as a system for measuring surface radiation infrared light for monitoring surface wetting. PP
ArF which is a therapeutic laser for PRK is used as the excitation light source for TR.
An excimer laser was used. The laser device used was an ArF excimer laser C3470 manufactured by Hamamatsu Photonics Inc. having an oscillation wavelength of 193 nm and a pulse width of 13 ns (FWHM).
Table 1 shows the characteristics of the ArF excimer laser.

【００８８】[0088]

【表１】 放射光測定系はレーザ装置から約２ｍの位置に設置し
た。これはレーザ装置からの電磁ノイズを避け、放電時
の蛍光を空間的フィルタの原理で除去するためである。
レーザ光をシグマ光機社製焦点距離１０００ｍｍ球面平
凸レンズで集光し試料に照射した。フルエンスは２０ｍ
Ｊ／ｃｍ²と１００ｍＪ／ｃｍ²の２種類で、繰り返し周
波数は２Ｈｚとした。照射面積はシグマ光機社製手動Ｘ
−Ｙスリットで０．１ｃｍ²に限定した。レーザ照射に
よる試料からの放射赤外光をＦＯＣ社製焦点距離２５０
ｍｍ金凹面鏡とＦＯＣ社製ＺｎＳｅレンズ焦点距離２．
５ｉｎｃｈ透過波長域０〜２２μｍで反射集光し、ＭＣ
Ｔで検出した。[Table 1] The synchrotron radiation measurement system was installed at a position about 2 m from the laser device. This is to avoid electromagnetic noise from the laser device and to remove fluorescent light during discharge by the principle of a spatial filter.
The laser light was condensed by a sigma light machine having a focal length of 1000 mm spherical plano-convex lens, and was irradiated to the sample. Fluence is 20m
J / cm ² and 100 mJ / cm ² , and the repetition frequency was 2 Hz. Irradiation area is Sigma Koki manual X
-Limited to 0.1 cm ² by Y slit. Infrared light emitted from the sample by laser irradiation is converted to a focal length of 250 by FOC.
1. mm gold concave mirror and focal length of FOC ZnSe lens
5 inch transmission wavelength range 0 to 22 μm
T detected.

【００８９】赤外光の検出には浜松ホトニクス社製ＭＣ
Ｔ（ＨｇＣｄＴｅ）光伝導型素子３２５７Ｐを用いた。
試料からの放射赤外光を計測するためには、検出信号の
信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）の特性を表す比検出能Ｄ＊、立
ち上がり時間、分光感度特性が測定波形に対して十分で
なければならない。ここで、Ｄ＊は、１ｃｍ²の検知素
子に１Ｗの赤外光を照射したとき、１Ｈｚの周波数幅を
有する増幅回路に規格化したＳ／Ｎで、For detection of infrared light, MC manufactured by Hamamatsu Photonics KK
A T (HgCdTe) photoconductive element 3257P was used.
In order to measure the infrared light emitted from the sample, the ratio detection capability D *, which indicates the signal-to-noise ratio (S / N) characteristics of the detection signal, the rise time, and the spectral sensitivity characteristics are sufficient for the measured waveform. There must be. Here, D * is the S / N standardized to an amplifier circuit having a frequency width of 1 Hz when 1 cm ² of a detection element is irradiated with 1 W of infrared light.

【数１４】 で与えられる。ただし、Ｓは信号電圧（Ｖ）、Ｎは雑音
電圧（Ｖ）、Δｆは測定系の帯域幅（Ｈｚ）、Ｐは検出
器への放射エネルギー（Ｗ／ｃｍ²）、Ａは検出素子の
受光面積（ｃｍ²）である。ＭＣＴと同じく赤外光検出
器である光伝導型金ゲルマニウム検出器の特性の比較と
波形の見積もりを表２に、分光感度特性の比較を図４に
示す。[Equation 14] Given by Here, S is the signal voltage (V), N is the noise voltage (V), Δf is the bandwidth of the measurement system (Hz), P is the radiation energy (W / cm ² ) to the detector, and A is the light reception of the detection element. Area (cm ² ). Table 2 shows a comparison of characteristics and a waveform estimation of a photoconductive gold germanium detector which is an infrared light detector similarly to MCT, and FIG. 4 shows a comparison of spectral sensitivity characteristics.

【００９０】[0090]

【表２】 測定波形の見積もりから、検出可能放射量は１．４５×
１０^-5Ｗで、これを両検出器で検出したときのＳ／Ｎは
両検出器とも十分で、波形の速さすなわち減衰時間２５
μｓは両検出器の立ち上がり時間に十分である。また分
光感度特性は、今回の測定温度領域は２０〜１００℃と
予測できるので長波長域で感度の良いＭＣＴが適してい
ると思われる。よってこれらの比較からＭＣＴを使用し
た。[Table 2] From the measurement waveform estimate, the detectable radiation amount is 1.45 ×
10 ^-5 W, the S / N when this is detected by both detectors is sufficient for both detectors, and the speed of the waveform, that is, the decay time 25
μs is sufficient for the rise time of both detectors. In addition, the spectral sensitivity characteristic can be predicted to be 20 to 100 ° C. in the measurement temperature range this time, so it is considered that MCT having high sensitivity in a long wavelength region is suitable. Therefore, MCT was used from these comparisons.

【００９１】ＭＣＴの動作原理は、半導体の内部光電効
果を利用したもので、検出器に対し有効な波長を有する
光量子数に比例した出力信号電圧または電流が得られ
る。図５に半導体のエネルギーバンドを示す。外部から
入射した赤外光の光子エネルギーが吸収されると、価電
子帯の電子が励起される。入射光子エネルギーが半導体
のバンドギャップ以上であれば、励起電子は伝導帯に飛
び上がり、自由電子となり、価電子帯の電子の抜け穴は
正孔となって電子と正孔の対になる。The operation principle of the MCT utilizes the internal photoelectric effect of the semiconductor, and an output signal voltage or current proportional to the photon number having an effective wavelength for the detector can be obtained. FIG. 5 shows the energy band of the semiconductor. When the photon energy of infrared light incident from the outside is absorbed, electrons in the valence band are excited. If the incident photon energy is equal to or larger than the band gap of the semiconductor, the excited electrons jump into the conduction band and become free electrons, and the holes of the electrons in the valence band become holes and become pairs of electrons and holes.

【００９２】バイアス回路を用いて外部から電界をか
け、それぞれ逆方向に移動分離して電流のキャリアとし
た。図６に設計したバイアス回路を示す。電源は回路の
安定性を保つためにＳＨＯＷＡ ＥＬＥＣＴＯＲＯＮＩ
ＣＳ社製Ｍｏｄｅｌ３２７Ｂ低電圧直流電源を使用し、
電源電圧は９Ｖとした。ＭＣＴの抵抗は４７Ωである。
ＭＣＴを流れる電流が最大許容電流４０ｍＡを越えない
ように負荷抵抗をＭＣＴに直列につなぎ、抵抗値はＭＣ
Ｔを流れる電流を最適バイアス電流１５ｍＡとするため
に５５３Ωとした。An electric field was applied from the outside by using a bias circuit, and each of them was moved and separated in the opposite direction to serve as a current carrier. FIG. 6 shows the designed bias circuit. The power supply is SHOWA ELECTRONONI to maintain the stability of the circuit.
Using Model 327B low voltage DC power supply manufactured by CS,
The power supply voltage was 9V. The resistance of the MCT is 47Ω.
A load resistor is connected in series with the MCT so that the current flowing through the MCT does not exceed the maximum allowable current of 40 mA.
The current flowing through T was set to 553Ω in order to make the optimum bias current 15 mA.

【００９３】電圧の変化分をオシロスコープで観測する
ために素子の両端電圧をコンデンサ０.１８μＦ×１Ｍ
Ω＝１８０ｍｓで、これは先に見積もった波形の減衰時
間２５μｓより十分長く、波形には影響ない。またコン
デンサは波形の変化が２５μｓと予測されるので、イン
ダクタンス成分が少ないことから高周波特性の良いマイ
ラコンデンサを使用した。波形はＴｅｋｔｒｏｎｉｋｓ
社製プロセッシング・オシロスコープ７８５４型で観測
した。微弱な放射光量を考慮して、増幅器プラグインは
感度の高い、帯域１ＭＨｚ入力インピーダンス１ＭΩの
７Ａ２２型とし、時間軸プラグインは７Ｂ９２Ａ型とし
た。トリガにはＡｒＦエキシマレーザの放電回路のトリ
ガを用いた。In order to observe the change in the voltage with an oscilloscope, the voltage between both ends of the element is set to 0.18 μF × 1M with a capacitor.
With Ω = 180 ms, this is sufficiently longer than the previously estimated decay time of the waveform of 25 μs and does not affect the waveform. Since a change in the waveform of the capacitor is expected to be 25 μs, a Mylar capacitor having good high-frequency characteristics was used because the inductance component was small. Waveform is Tektroniks
Observation was performed using a processing oscilloscope type 7854 manufactured by Sharp Corporation. In consideration of the weak radiation light amount, the amplifier plug-in was a 7A22 type having a high sensitivity and a 1 MHz band input impedance of 1 MΩ, and the time axis plug-in was a 7B92A type. As a trigger, a trigger of a discharge circuit of an ArF excimer laser was used.

【００９４】波形の取り込みは、レーザ光照射による表
面の湿潤状態の変化と測定ごとの波形のばらつきの影響
を考慮して、４または８波形の平均をとった。ただし、
角膜の場合は１波形のみとした。測定波形をコンピュー
タ解析用に数値データとしてファイルにおとすために、
横河電気株式会社製アナライジングレコーダＡＲ１１０
０Ａ Ｍｏｄｅｌ７０２１Ａ５４を使用した。７８５４
型オシロスコープで観測した電圧時間波形は、時間軸を
１Ｖ／ｕｎｉｔ−ｏｆ−ｔｉｍｅ、電圧軸を０.５Ｖ／
ｕｎｉｔで電圧波形に変換され背面端子から出力され
る。これをアナライジングレコーダのＸ−Ｙ掃引によっ
て観測しデータを記録した。The waveform was taken in by taking the average of 4 or 8 waveforms in consideration of the change in the wet state of the surface due to the irradiation of the laser beam and the influence of the variation of the waveform for each measurement. However,
In the case of the cornea, only one waveform was used. To save the measured waveform to a file as numerical data for computer analysis,
Analyzing recorder AR110 manufactured by Yokogawa Electric Corporation
OA Model 7021A54 was used. 7854
The voltage-time waveform observed by the oscilloscope was 1 V / unit-of-time on the time axis and 0.5 V / unit on the voltage axis.
It is converted to a voltage waveform at unit and output from the rear terminal. This was observed by XY sweep of the analyzing recorder, and data was recorded.

【００９５】実験は３種類の試料を用いて行った。ま
ず、今回構築した反射型の放射光測定系で、モニタ法と
して用いるパルス化放射分析法が正確に行えることを確
認するために、単層均一モデルを用いて実験を行った。
装置の性能評価のための基礎的な検討を行うので、試料
は安定した均一試料とした。次に、パルス化放射分析法
により表面湿潤状態の変化を検知できるか検討するため
に、２層モデルを用いて実験を行った。PRK中の角膜表
面の湿潤状態を、角膜と水分層の２層構造として考え
た。最後に、実際のPRK中の角膜表面の湿潤状態をモニ
タできるか検討するために、摘出角膜を用いてパルス化
放射分析法を行った。いずれの実験もレーザ照射による
表面からの放射赤外光の時間変化を観測し、測定波形の
ピーク電圧値と１／ｅ減衰時間を求めて結果を解析し
た。The experiment was performed using three kinds of samples. First, an experiment was performed using a single-layer uniform model in order to confirm that pulsed radiometry used as a monitoring method could be performed accurately with the reflection-type synchrotron radiation measurement system constructed this time.
Since a basic study was performed for evaluating the performance of the apparatus, the sample was a stable uniform sample. Next, an experiment was performed using a two-layer model in order to examine whether a change in the surface wetting state can be detected by pulsed radiometry. The wet state of the corneal surface in PRK was considered as a two-layer structure of a cornea and a water layer. Finally, pulsed radiometry was performed using isolated corneas to determine whether we could monitor the actual wetting of the corneal surface during PRK. In each experiment, the time change of infrared light emitted from the surface due to laser irradiation was observed, and the peak voltage value and 1 / e decay time of the measured waveform were obtained, and the results were analyzed.

【００９６】単層均一モデルでは、試料にモデル角膜と
して適当なゼラチン水溶液の凝固体を用いた。モデル角
膜の波長１９３ｎｍにおける吸収係数は角膜の２７００
ｃｍ^-1と同程度のものがよい。角膜の波長１９３ｎｍに
おける吸収は、角膜の水以外の主成分であるコラーゲン
内のアミノ酸プロリン（ピロリジン−２−カルボン酸：
Ｃ₅Ｈ₉ＮＯ₂）によるといわれており、ゼラチンでのプ
ロリン含量は約２０％でタンパク質の中で最も多い。ま
た、コラーゲン内のプロリンのモル数は、コラーゲンの
主成分である全アミノ酸に対して約２％である。これよ
り、ゼラチンの波長１９３ｎｍにおける吸収係数はコラ
ーゲンの吸収係数とほぼ同じオーダであることが予測で
きる。In the single-layer uniform model, a coagulated body of an appropriate gelatin aqueous solution was used as a sample as a model cornea. The absorption coefficient at a wavelength of 193 nm of the model cornea is 2700 for the cornea.
The same as cm ^-1 is preferable. The absorption of the cornea at a wavelength of 193 nm is due to the amino acid proline (pyrrolidine-2-carboxylic acid:
C ₅ is said to be due to H ₉ NO _2), proline content in gelatin highest in protein at about 20%. Further, the molar number of proline in collagen is about 2% with respect to all amino acids which are the main components of collagen. From this, it can be predicted that the absorption coefficient at a wavelength of 193 nm of gelatin is almost the same as that of collagen.

【００９７】そこで、ゼラチンとコラーゲンの吸収係数
がほぼ等しいとして、試料のゼラチン重量パーセント
を、ウシ角膜の含コラーゲン重量パーセントと一致さ
せ、それをモデル角膜とした。ウシ角膜のコラーゲン乾
燥重量７０２ｇ／ｋｇと含水率８０％から、約１５％と
求められる。表面の湿潤が増すと見かけの吸収係数は減
少すると考えられるので、モデル吸収係数が小さい方に
７種類変化させ、１５、１０、５、３、１．５、０．
５、０．１５％とした。吸収係数αと溶液のモル濃度ｃ
の関係はTherefore, assuming that the absorption coefficients of gelatin and collagen are substantially equal, the weight percentage of gelatin in the sample was made to match the weight percentage of collagen containing bovine cornea, and this was used as a model cornea. It is determined to be about 15% from the collagen dry weight of bovine cornea of 702 g / kg and the water content of 80%. Since the apparent absorption coefficient is considered to decrease as the surface wetting increases, the model absorption coefficient is changed by 7 types to smaller ones, and 15, 15, 5, 3, 1.5,.
5, and 0.15%. Absorption coefficient α and molarity c of solution
The relationship is

【数１５】 で、吸光係数はモル濃度に比例する。ここでεはモル吸
光係数で、１ｃｍの吸収層に対する物質とくに溶液の吸
光度とモル濃度の比である。濃度が５．０％以下の試料
では、試料保持のため凝固作用のある寒天０．２％を混
ぜた。寒天では図７に示すように波長１９３ｎｍに対す
る吸収係数は小さく、レーザ光を照射しても放射赤外光
は検出されないので、波形には影響しない。(Equation 15) Where the extinction coefficient is proportional to the molar concentration. Here, ε is the molar extinction coefficient, which is the ratio between the absorbance and the molar concentration of a substance, particularly a solution, for a 1 cm absorption layer. For a sample having a concentration of 5.0% or less, 0.2% of agar having a coagulating action was mixed for holding the sample. In agar, as shown in FIG. 7, the absorption coefficient at a wavelength of 193 nm is small, and even if a laser beam is irradiated, no emitted infrared light is detected, so that the waveform is not affected.

【００９８】２層モデルでは、PRK中の表面湿潤状態を
模擬した試料として、モデル角膜とモデル水分層の２層
構造とした。角膜の吸収係数２７００ｃｍ^-1とほぼ等し
いと考えられるゼラチン１５％試料を用いた。モデル水
分層には、ゼラチン０．１５％と寒天０．５％の混合試
料を用いた。ゼラチン濃度をモデル角膜の１／１００と
することでモデル水分層の吸収係数を３０ｃｍ^-1とし
た。モデル水分層には試料の安定性を保つために、凝固
作用のある寒天を付加した。寒天は波長１９３ｎｍに対
する吸収を持たないためPPTR波形に影響しない。モデル
水分層はモデル角膜の上に１層ずつ塗り重ねた。モデル
水分層厚みは、シグマケミカル社製フェノールレッド
０．５％で赤く着色したモデル水分層の２０層の断面を
実体顕微鏡下で測定した。In the two-layer model, a two-layer structure of a model cornea and a model water layer was used as a sample simulating the surface wet state in PRK. A 15% gelatin sample, which is considered to be approximately equal to the corneal absorption coefficient of 2700 cm ⁻¹ , was used. For the model water layer, a mixed sample of gelatin 0.15% and agar 0.5% was used. By making the gelatin concentration 1/100 of the model cornea, the absorption coefficient of the model water layer was set to 30 cm ^-1 . Agar with a coagulating action was added to the model water layer in order to maintain the stability of the sample. Agar does not affect the PPTR waveform because it has no absorption at a wavelength of 193 nm. The model water layer was applied one layer at a time on the model cornea. The thickness of the model water layer was measured using a stereoscopic microscope at a section of 20 model water layers colored red with 0.5% phenol red manufactured by Sigma Chemical Company.

【００９９】摘出後２４時間以内のブタ眼球から切り取
った角膜を使用した。表面の湿潤状態には波長１９３ｎ
ｍにおいてヒトの生体液とほぼ等しい吸収係数を持つ生
理食塩水を使用し、表面に付着した。A cornea cut from a pig eye within 24 hours after excision was used. Wavelength 193n for wet surface
A saline solution having an absorption coefficient approximately equal to that of human biological fluid at m was used and attached to the surface.

【０１００】ところで、放射光測定系のＭＣＴと反射集
光のための光学素子には分光特性があるため、試料表面
からの全放射赤外光を全波長域にわたって検出すること
はできない。実験を行う前に、黒体放射源を用いて測定
系の分光特性が測定にどのくらい影響するか調べた。図
８に示す装置の試料位置に黒体放射源として坂口電熱社
製シリコンラバーヒータを設置した。黒体放射源の面積
は厚紙で作成したアパーチャで１ｃｍ²に限定した。放
射光をクリスタルスペクトラ社製オプティカルチョッパ
を用いて１ｋＨｚに切り、オシロスコープで熱源とチョ
ッパのはねの放射スペクトルの差に相当する振幅を測定
した。熱源の温度はＯＭＥＧＡ ＥＮＧＩＮＥＥＲＩＮ
Ｇ社製銅−コンスタンタンＴ型熱電対を用いて測定し
た。熱源の温度を−１０℃〜１６０℃まで変化させた時
の観測波形の振幅を、 Stefan＝Boltzmann の法則によ
る放射強度の理論曲線と比較し、その結果を図９に示し
た。温度１１０℃までは分光特性の影響は無く、温度が
１２０℃以上になると分光感度が低下することにより、
放射スペクトルは少なめに観測されることが分かった。
これより、測定温度領域が１１０℃までであれば分光特
性による影響は全く無いといえる。By the way, since the MCT of the synchrotron radiation measuring system and the optical element for reflecting and condensing have spectral characteristics, it is not possible to detect all radiant infrared light from the sample surface over the entire wavelength range. Before conducting the experiment, we investigated how the spectral characteristics of the measurement system affected the measurement using a blackbody radiation source. A silicon rubber heater manufactured by Sakaguchi Electric Heat Company was installed as a black body radiation source at the sample position of the apparatus shown in FIG. The area of the blackbody radiation source was limited to 1 cm ² with an aperture made of cardboard. The emitted light was cut into 1 kHz using an optical chopper manufactured by Crystal Spectra, and the amplitude corresponding to the difference in the emission spectrum of the heat source and the chopper was measured with an oscilloscope. The temperature of the heat source is OMEGA ENGINEERIN
The measurement was performed using a copper-constantan T type thermocouple manufactured by Company G. The amplitude of the observed waveform when the temperature of the heat source was changed from −10 ° C. to 160 ° C. was compared with a theoretical curve of radiation intensity based on Stefan = Boltzmann's law, and the results are shown in FIG. There is no influence of the spectral characteristics up to a temperature of 110 ° C., and when the temperature becomes 120 ° C. or more, the spectral sensitivity decreases,
It was found that the emission spectrum was slightly observed.
From this, it can be said that if the measurement temperature range is up to 110 ° C., there is no influence by the spectral characteristics at all.

【０１０１】次に、本実験についての結果および考察に
ついて述べる。Next, the results and consideration of the present experiment will be described.

【０１０２】まず、単層均一モデルを用いた予備実験に
ついて述べる。First, a preliminary experiment using a single-layer uniform model will be described.

【０１０３】（１）放射光強度の時間変化と吸収係数の
関係 図１０及び図１１は、試料にＡｒＦエキシマレーザ光を
照射し、表面放射赤外光をＭＣＴ（ＨｇＣｄＴｅ光伝導
型検出器）で受光した時に得られたＭＣＴ出力電圧の時
間変化波形（PPTR波形）を示す。図１０及び図１１の波
形は、ＭＣＴ出力電圧をＡＣカップリングしてオシロス
コープで観測した波形で、ＭＣＴ出力電圧の交流成分の
みを表している。ＭＣＴ出力電圧、受光した表面放射赤
外光強度に対して線形な特性を持つので、図１０及び図
１１の縦軸を表面放射赤外光強度の相対値と考えて良
い。ただし、ＭＣＴの受光感度はピーク波長の１２μｍ
で１０³Ｖ／Ｗである。(1) Relationship between time change of radiation light intensity and absorption coefficient FIGS. 10 and 11 show that a sample is irradiated with ArF excimer laser light, and surface radiation infrared light is detected by MCT (HgCdTe photoconductive detector). 5 shows a time-change waveform (PPTR waveform) of an MCT output voltage obtained when light is received. 10 and 11 are waveforms observed by an oscilloscope after AC coupling of the MCT output voltage, and show only the AC component of the MCT output voltage. Since the MCT output voltage has linear characteristics with respect to the intensity of the received surface radiation infrared light, the vertical axis in FIGS. 10 and 11 may be considered as a relative value of the surface radiation infrared light intensity. However, the light receiving sensitivity of the MCT is 12 μm of the peak wavelength.
And 10 ³ V / W.

【０１０４】放射光強度はいずれもレーザ照射と同時に
急激に上昇し、その後の時間経過とともに単調に減衰し
ている。これより、試料表面ではレーザ光照射と同時に
急激に温度が上昇し、その後の試料内での熱伝導により
表面温度は低下していることが分かる。立ち上がりはレ
ーザのパルス幅とほぼ同じ１３ｎｓ程度と考えられる
が、ＭＣＴの立ち上がり時間は１μｓであることからこ
の立ち上がりには追従できていない。The intensity of the emitted light sharply rises at the same time as the laser irradiation, and monotonically attenuates over time thereafter. From this, it can be seen that the temperature rises rapidly on the sample surface simultaneously with the irradiation of the laser beam, and then the surface temperature decreases due to heat conduction in the sample. The rise is considered to be about 13 ns which is almost the same as the pulse width of the laser. However, since the rise time of the MCT is 1 μs, the rise cannot be followed.

【０１０５】しかし、波形の１／ｅ減衰時間は最も短い
もので０．８ｍｓ（フルエンス２０ｍＪ／ｃｍ²、ゼラ
チン濃度１５％）でこれにはＭＣＴの立ち上がり時間に
よる影響はなく、さらに１／ｅ減衰時間は最も長いもの
で３０ｍｓ（フルエンス２０ｍＪ／ｃｍ²、ゼラチン濃
度０．１５％）で、これはバイアス回路の時定数１８０
ｍｓと比較して１／６と短いことから回路による影響も
無いと考えられる。PPTR測定波形のＭＣＴ出力電圧値は
最大でも２ｍＶで、図９に示した黒体放射源を用いた放
射スペクトルとＭＣＴ出力電圧の関係では黒体放射源の
温度が１００℃のときＭＣＴの出力電圧が２．５ｍＶで
あったことから、測定温度領域は１００℃以内と推測で
きる。これより、測定系の分光特性の影響はほとんど無
いといえる。However, the waveform has the shortest 1 / e decay time of 0.8 ms (fluence 20 mJ / cm ² , gelatin concentration 15%), which is not affected by the rise time of MCT. The longest time is 30 ms (fluence: 20 mJ / cm ² , gelatin concentration: 0.15%), which is a time constant of the bias circuit of 180 ms.
It is considered that there is no influence of the circuit because it is 1/6 shorter than ms. The MCT output voltage value of the PPTR measurement waveform is at most 2 mV, and the output voltage of the MCT when the temperature of the blackbody radiation source is 100 ° C. is shown in the relationship between the emission spectrum using the blackbody radiation source and the MCT output voltage shown in FIG. Was 2.5 mV, so that the measurement temperature range can be estimated to be within 100 ° C. From this, it can be said that there is almost no influence of the spectral characteristics of the measurement system.

【０１０６】図１０及び図１１ではわかりにくいが、時
間軸を細かくとった場合PPTR波形の立ち上がりのピーク
部分にノイズが観測された。これは、図１２に示すよう
なレーザからのノイズと思われる。このノイズはバイア
ス回路を切って、さらにレーザの出射口を閉じたときに
も観測される。このノイズはレーザのトリガ電圧測定時
にも同様に観測されている。測定に用いたオシロスコー
プの電源はレーザとは別系統を使用していることから、
この波形はレーザの放電時に発生し空間を伝わってきた
電磁ノイズである可能性が高い。ノイズ波形の時間幅は
トリガからおよそ５μｓなので、以後PPTR波形の０〜５
μｓは無視することにする。Although it is difficult to understand from FIGS. 10 and 11, noise was observed at the peak of the rising edge of the PPTR waveform when the time axis was fine. This seems to be noise from the laser as shown in FIG. This noise is also observed when the bias circuit is turned off and the laser emission port is closed. This noise is also observed when measuring the trigger voltage of the laser. Since the oscilloscope power supply used for the measurement uses a different system from the laser,
This waveform is likely to be electromagnetic noise generated during laser discharge and transmitted through space. Since the time width of the noise waveform is approximately 5 μs from the trigger, the 0 to 5
μs is ignored.

【０１０７】以上より、PPTR測定波形は、波形のピーク
の絶対値とトリガから０〜５μsでの値は正確ではない
が、波形の減衰時間は測定できることが分かった。続い
て（２）で行う放射光強度の時間変化と吸収係数の関係
の解析ではこれをふまえて考察を行う。From the above, it was found that the absolute value of the peak of the PPTR measurement waveform and the value at 0 to 5 μs from the trigger are not accurate, but the decay time of the waveform can be measured. Subsequently, in the analysis of the relationship between the temporal change in the intensity of the emitted light and the absorption coefficient performed in (2), consideration will be given based on this.

【０１０８】（２）放射光強度の時間変化と吸収係数の
関係 図１０及び図１１に示した濃度すなわち吸収係数の異な
る７種類の試料に対して得られたPPTRによる表面放射赤
外光強度の時間波形のそれぞれについて、その波形のピ
ーク電圧値とそこからの１／ｅ減衰時間を求めた。な
お、図１０の（ａ）〜（ｄ）はフルエンスを２０ｍＪ／
ｃｍ²に対する赤外光の強度の時間変化を示すものであ
り、図１１の（ａ）〜（ｄ）はフルエンス１００ｍＪ／
ｃｍ²に対する赤外光の強度の時間変化を示すものであ
る。(2) Relationship between time change of radiation light intensity and absorption coefficient The surface radiation infrared light intensity by the PPTR obtained for the seven kinds of samples having different concentrations, that is, the absorption coefficients shown in FIGS. For each of the time waveforms, the peak voltage value of the waveform and the 1 / e decay time therefrom were determined. In FIGS. 10A to 10D, the fluence is 20 mJ /.
11 (a) to 11 (d) show a time change of the intensity of infrared light with respect to cm ² , and FIGS.
3 shows a time change of the intensity of infrared light with respect to cm ² .

【０１０９】この結果得られた試料の吸収係数と表面放
射赤外光強度の１／ｅ減衰時間との関係を図１３に示
す。ここで、ピーク電圧値は前項（１）で述べたノイズ
を考慮してｔ＝５μｓでの値とした。また、前項（１）
で述べた通りピーク電圧値は放射光強度の絶対値とは異
なるが、ここではピーク値の相対的な変化に注目してい
るのでＭＣＴの出力電圧値で比較した。FIG. 13 shows the relationship between the absorption coefficient of the sample obtained and the 1 / e decay time of the surface radiation infrared light intensity. Here, the peak voltage value was a value at t = 5 μs in consideration of the noise described in the above section (1). In addition, the previous section (1)
As described above, the peak voltage value is different from the absolute value of the emitted light intensity. However, since attention is paid to the relative change of the peak value, comparison was made with the output voltage value of the MCT.

【０１１０】図１３（ｂ）でフルエンスを２０ｍＪ／ｃ
ｍ²としたとき、試料の濃度すなわち吸収係数が減少す
るにつれて放射光強度の１／ｅ減衰時間は長くなった。
ゼラチン濃度１５％と５％で比較すると、減衰時間は４
２０μｓから１ｍｓにほぼ２倍長くなった。濃度が３％
より低くなると、減衰時間は３０ｍｓと、１５％の時の
約１００倍も長い。ここで試料内の熱拡散時間、すなわ
ち試料表面の熱が波長１９３ｎｍの吸収長３．７μｓに
拡散されるまでの時間は、α［ｃｍ^-1］を吸収係数、Ｄ
［ｃｍ²／ｓ］を熱拡散率とするとIn FIG. 13B, the fluence is 20 mJ / c.
Assuming m ² , the 1 / e decay time of the emitted light intensity became longer as the concentration of the sample, that is, the absorption coefficient decreased.
The decay time is 4 when comparing the gelatin concentration of 15% with 5%.
It was almost twice as long from 20 μs to 1 ms. 3% concentration
At lower rates, the decay time is 30 ms, about 100 times longer than at 15%. Here, the thermal diffusion time in the sample, that is, the time until the heat on the sample surface is diffused to an absorption length of 3.7 μs at a wavelength of 193 nm, is represented by α [cm ⁻¹ ] as an absorption coefficient,
If [cm ² / s] is the thermal diffusivity

【数１６】 であり、熱拡散時間は吸収係数の２乗に反比例するの
で、吸収係数が小さくなるにつれて熱拡散時間は顕著に
長くなる。熱拡散時間は長くなれば、放射光強度の１／
ｅ減衰時間が長くなるので、結果として吸収係数が小さ
くなれば１／ｅ減衰時間は長くなると考えられる。フル
エンスを１００ｍＪ／ｃｍ²としたとき、結果はフルエ
ンスを２０ｍＪ／ｃｍ²とした時と同様に放射光強度の
１／ｅ減衰時間は試料の濃度すなわち吸収係数が減少す
るにつれて長くなった。(Equation 16) Since the thermal diffusion time is inversely proportional to the square of the absorption coefficient, the thermal diffusion time becomes significantly longer as the absorption coefficient decreases. If the heat diffusion time becomes longer, 1 /
Since the e-decay time becomes longer, if the absorption coefficient becomes smaller as a result, it is considered that the 1 / e decay time becomes longer. When the fluence was set to 100 mJ / cm ² , the result showed that the 1 / e decay time of the emitted light intensity increased as the sample concentration, that is, the absorption coefficient decreased, as in the case where the fluence was set to 20 mJ / cm ² .

【０１１１】同じく図１３（ａ）に示したＭＣＴ出力ピ
ーク電圧は、ゼラチンの濃度が５％までは濃度が高くな
ると増加する傾向を示した。これは、試料の濃度が高い
ほど吸収係数が大きく、そのため単位体積あたりに蓄積
されるエネルギーが大きいので温度上昇が大きいと考え
られる。ゼラチン濃度５％を越えるとピークは低下し
た。この低下はPPTR中に起こってた蒸散が原因と考えら
れる。これについては（３）で検討する。これより、フ
ルエンスが２０〜１００ｍＪ／ｃｍ²のとき、吸収係数
が約１０００ｃｍ^-1以下の領域ではＭＣＴ出力ピーク電
圧と吸収係数との間には、照射フルエンスが高いほど表
面の温度上昇が大きいという予想通りの相関が見られる
が、それ以上では予測とは逆の傾向を示した。つまり、
ＭＣＴ出力ピーク電圧と吸収係数との間には一定の相関
は得られない。よって、PPTRでは波形のピーク値だけで
は吸収係数を検知するのは難しいといえる。Similarly, the MCT output peak voltage shown in FIG. 13 (a) showed a tendency to increase as the gelatin concentration increased up to 5%. This is presumably because the higher the concentration of the sample, the larger the absorption coefficient, and thus the larger the energy stored per unit volume, the greater the temperature rise. The peak decreased when the gelatin concentration exceeded 5%. This decrease may be due to transpiration that occurred during PPTR. This will be discussed in (3). From this, when the fluence is 20 to 100 mJ / cm ² , in the region where the absorption coefficient is about 1000 cm ⁻¹ or less, the higher the irradiation fluence, the larger the surface temperature rises between the MCT output peak voltage and the absorption coefficient. The correlation was as expected, but beyond that the trend was opposite to what was expected. That is,
A constant correlation cannot be obtained between the MCT output peak voltage and the absorption coefficient. Therefore, it can be said that it is difficult to detect the absorption coefficient only by the peak value of the waveform in the PPTR.

【０１１２】図１４に放射光強度の１／ｅ減衰時間の理
論値を破線及び点線で示し、実験値と比較した。比較に
用いた理論値は、前述した放射光強度を表す数６におい
て、簡単のために試料の放射光赤外光波長における吸収
係数μ_IRは試料の波長１９３ｎｍにおける吸収係数μ_a
より十分に大きいと近似した次式を用いた。In FIG. 14, the theoretical values of the 1 / e decay time of the intensity of the emitted light are shown by broken lines and dotted lines, and compared with the experimental values. The theoretical value used for the comparison is that the absorption coefficient μ _{IR at the} emission light infrared wavelength of the sample is, for simplicity, the absorption coefficient μ _{a at} the wavelength of 193 nm of the sample.
The following equation approximated to be sufficiently larger was used.

【０１１３】[0113]

【数１７】 理論値は、ゼラチンの吸収係数の正確な値が分かってい
ないので、試料のゼラチン濃度がウシ角膜の含コラーゲ
ン重量パーセントと等しい１５％を、角膜の吸収係数２
７００ｃｍ^-1にほぼ等しい３０００ｃｍ^-1として、μ_a
に３０００〜３０ｃｍ^-1を代入した。熱拡散率Ｄと比熱
ｃと密度ρは水で近似してそれぞれＤ＝０．００１３ｃ
ｍ²／ｓ、ｃ＝１．００ｇ／ｃｍ³、ρ＝４．１８Ｊ／ｇ
／Ｋとし、さらに測定系の光学素子や検出立体角などす
べての損失を考慮した損失係数ηは計算から求めて２．
４×１０^-4、放射率は生体の０．９８、検出面積ａ_Dは
０．１ｃｍ²。試料の初期温度Ｔ₀は室温と等しい２０℃
とし、これらの値を数１３に代入して理論PPTR波形を求
め、その波形の１／ｅ減衰時間を理論値として実験値と
比較した。パルス化放射分析法の理論の説明において述
べたとおり、PPTRの理論では試料を半無限均一試料と
し、熱の拡散は１次元のみと仮定している。これに対し
て実験では、試料は均一で、厚みは１０ｍｍで波長１９
３ｎｍの試料への吸収長３．７μｍに比べて十分大きい
ので、試料の横方向への熱伝導はほぼ無視でき、１次元
熱拡散の仮定もほぼ問題ないと思われる。比較の結果、
実験から求めた吸収係数と１／ｅ減衰時間の関係は、理
論値と傾向が良く合っていることが分かった。結果と理
論値との差異も認められるが、これはPPTR中の蒸散が関
係していると思われる。このことに関しては（３）で検
討する。[Equation 17] Since the exact value of the absorption coefficient of gelatin is not known, the theoretical value is 15% where the gelatin concentration of the sample is equal to the collagen-containing weight percent of bovine cornea, and the absorption coefficient of corneal is 2%.
Assuming 3000 cm ^-1 which is almost equal to 700 cm ^-1 , μ _a
3000 to 30 cm ^-1 was substituted for. The thermal diffusivity D, specific heat c, and density ρ are approximated by water, and D = 0.0013c, respectively.
m ² / s, c = 1.00 g / cm ³ , ρ = 4.18 J / g
/ K, and a loss coefficient η taking into account all losses such as the optical element of the measurement system and the detected solid angle is obtained by calculation.
4 × 10 ^-4 , emissivity 0.98 of living body, detection area a _D 0.1 cm ² . The initial temperature T _{0 of the} sample is 20 ° C. equal to room temperature
The theoretical PPTR waveform was obtained by substituting these values into Equation 13, and the 1 / e decay time of the waveform was compared with the experimental value as the theoretical value. As mentioned in the description of the theory of pulsed radiometry, the theory of PPTR assumes that the sample is a semi-infinite homogeneous sample and that heat diffusion is only one-dimensional. On the other hand, in the experiment, the sample was uniform, the thickness was 10 mm, and the wavelength was 19 mm.
Since the absorption length is sufficiently large compared to the absorption length of 3.7 μm in the sample of 3 nm, the heat conduction in the lateral direction of the sample can be almost ignored, and the assumption of one-dimensional thermal diffusion seems to be almost no problem. As a result of the comparison,
It was found that the relationship between the absorption coefficient obtained from the experiment and the 1 / e decay time was in good agreement with the theoretical value. Differences between the results and the theoretical values are also observed, which may be related to transpiration in PPTR. This will be discussed in (3).

【０１１４】以上より、吸収係数と PPTR 測定波形の１
／ｅ減衰時間の間には相関があり、これは理論値と良く
合った傾向を示した。本実験装置でその相関を正確に検
知できることを確認できた。As described above, the absorption coefficient and PPTR measurement waveform 1
There was a correlation between the / e decay times, which tended to be in good agreement with the theoretical values. It was confirmed that the correlation could be accurately detected by this experimental device.

【０１１５】（３）放射光強度の時間変化に対する蒸散
の影響 PPTRの理論では、レーザ照射は蒸散しきい値以下を仮定
しているが、実験中、すべての濃度の試料で蒸散は起こ
っていた。このことは、レーザ照射後の試料の表面状態
の観察と照射中に発生する音によって確認した。PPTRは
放射光計測なので蒸散時に発生するプルームの放射赤外
光の影響でPPTR波形が測定できないことが最も懸念され
る。ＢｏｒらによるＡｒＦエキシマレーザを用いてフル
エンス１０ｍＪ／ｃｍ²で角膜を蒸散した報告では、レ
ーザ照射後蒸散は７０ｎｓ後に始まり２５μｓ後に終わ
った。PuliafitoらによるＡｒＦエキシマレーザを用い
てフルエンス９００ｍＪ／ｃｍ²で角膜を蒸散した報告
では、レーザ照射後蒸散は５〜１５μｓの間中に起こっ
た。PPTR波形の減衰時間は短くとも数ｍｓ程度であった
ことから、プルームの影響は問題ないと考えられる。(3) Influence of transpiration on temporal change of radiated light intensity According to the PPTR theory, laser irradiation is assumed to be below the transpiration threshold, but transpiration occurred in all concentration samples during the experiment. . This was confirmed by observing the surface state of the sample after laser irradiation and by sound generated during the irradiation. Since PPTR is synchrotron radiation measurement, the greatest concern is that the PPTR waveform cannot be measured due to the effect of the radiant infrared light of the plume generated during evaporation. According to a report by Bor et al. That the cornea was evaporated at a fluence of 10 mJ / cm ² using an ArF excimer laser, the evaporation after laser irradiation started after 70 ns and ended after 25 μs. Puliafito et al. Reported that the cornea had been transpired with a fluence of 900 mJ / cm ² using an ArF excimer laser, where transpiration after laser irradiation occurred during 5 to 15 μs. Since the decay time of the PPTR waveform was at least about several ms, it is considered that the effect of the plume is not a problem.

【０１１６】蒸散による影響はまた、異なったフルエン
スを用いたときの実験結果における差異や、実験結果と
理論値との差異にも大きく関係すると考えられる。ま
ず、図１３でフルエンス２０ｍＪ／ｃｍ²と１００ｍＪ
／ｃｍ²の実験結果を比較する。ゼラチン濃度に対する
ピーク電圧と１／ｅ減衰時間の変化を見ると、ゼラチン
濃度が５％までは、濃度が高い方が吸収係数が大きいの
で試料の温度上昇は大きくその後の熱拡散も速いという
PPTRの理論から予測される結果が得られている。つま
り、濃度５％まではゼラチン濃度が高くなるとＭＣＴ出
力ピーク電圧は高くなり、１／ｅ減衰時間は短くなって
いる。さらにフルエンスが高い方がピーク電圧は高く、
１／ｅ減衰時間は短くなっている。しかし、５％以上で
は、ピーク電圧は下がり、１／ｅ減衰時間はフルエンス
が小さい方が短くなっている。これは、濃度が５％より
大きくなると吸収したエネルギーが蒸散時に発生するプ
ルームの運動エネルギーに使われた可能性が高いことが
考えられる。フルエンスが１００ｍＪ／ｃｍ²の方が蒸
散時に発生するプルームへの熱エネルギーの受け渡しが
大きく、このためピーク電圧の低下が顕著で１／ｅ減衰
時間も２０ｍＪ／ｃｍ²の時より長くなったと考えられ
る。The influence of transpiration is also considered to be greatly related to the difference between the experimental results when different fluences are used and the difference between the experimental results and the theoretical values. First, in FIG. 13, the fluence is 20 mJ / cm ² and 100 mJ.
/ Cm ² are compared. Looking at the changes in the peak voltage and the 1 / e decay time with respect to the gelatin concentration, up to 5% of the gelatin concentration, the higher the concentration, the larger the absorption coefficient, so that the temperature rise of the sample is large and the subsequent thermal diffusion is also fast.
Predicted results are obtained from PPTR theory. That is, as the gelatin concentration increases up to a concentration of 5%, the MCT output peak voltage increases and the 1 / e decay time decreases. The higher the fluence, the higher the peak voltage,
The 1 / e decay time is shorter. However, at 5% or more, the peak voltage decreases, and the 1 / e decay time decreases as the fluence decreases. This is probably because if the concentration exceeds 5%, the absorbed energy is likely to be used for the kinetic energy of the plume generated during evaporation. It is considered that when the fluence is 100 mJ / cm ² , the transfer of thermal energy to the plume generated at the time of transpiration is larger, so that the peak voltage is remarkably reduced and the 1 / e decay time is longer than that when the muffle is 20 mJ / cm ^2. .

【０１１７】PPTR波形の１／ｅ減衰時間の実験結果と理
論値を比較した図１４では、フルエンスが１００ｍＪ／
ｃｍ²のときと２０ｍＪ／ｃｍ²の時のいずれも、吸収係
数１０００ｃｍ^-1を境に吸収係数が小さくなると１／ｅ
減衰時間は理論値より短く、吸収係数が大きくなると理
論値より長くなっている。吸収係数が１０００ｃｍ^-1よ
り小さい領域で、結果の方が理論値より全体的に短いの
は、光解離による蒸散効率が悪いことを示唆している。FIG. 14 comparing the experimental results of the 1 / e decay time of the PPTR waveform with the theoretical values shows that the fluence is 100 mJ /
Any time when the cm ² of the 20 mJ / cm ^2, the absorption coefficient decreases the boundary of absorption coefficient 1000 cm ^-1 when 1 / e
The decay time is shorter than the theoretical value, and becomes longer as the absorption coefficient increases. The fact that the results are generally shorter than the theoretical values in the region where the absorption coefficient is less than 1000 cm ^-1 suggests that the transpiration efficiency due to photodissociation is poor.

【０１１８】つまり、光解離によって光吸収体積内の分
子量が急激に増加すると、そこでの圧力が一気に高ま
る。このとき上層の分子の存在により飛散できない試料
深部では、発生した圧力が熱に変換されて温度が高くな
り、これにより試料内の熱拡散は速くなり波形の減衰時
間が短くなったと考えられる。また、実験結果と理論値
の差異は、吸収係数が小さいほど大きくなっている。こ
の差異の割合を理論値を実験値で割って求めると、フル
エンスが２０ｍＪ／ｃｍ²で吸収係数が３０、１００、
３００、６００、１０００ｃｍ^-1のときそれぞれ、４
３．０、１２．４、６．８、３．５、１．３である。フ
ルエンスが１００ｍＪ／ｃｍ²の時もほぼ同じオーダで
ある。これもまた、吸収係数が小さいほど、光解離によ
る蒸散効率が悪いことを示唆していると思われる。That is, when the molecular weight in the light absorption volume sharply increases due to the photodissociation, the pressure there increases at once. At this time, it is considered that the generated pressure is converted into heat in the deep portion of the sample where the molecules cannot be scattered due to the presence of the molecules in the upper layer, and the temperature is increased. In addition, the difference between the experimental result and the theoretical value increases as the absorption coefficient decreases. When the ratio of this difference is obtained by dividing the theoretical value by the experimental value, the fluence is 20 mJ / cm ² and the absorption coefficient is 30, 100,
4 at 300, 600 and 1000 cm ^-1 respectively
3.0, 12.4, 6.8, 3.5, 1.3. The order is almost the same when the fluence is 100 mJ / cm ² . This also suggests that the smaller the absorption coefficient, the lower the transpiration efficiency due to photodissociation.

【０１１９】つまり、吸収係数が小さいほど吸収長が長
いので、光吸収体積内の分子が飛散するまでにその体積
内で熱になる可能性が高いと考えられる。吸収係数が１
０００ｃｍ^-1より大きい領域では、結果の方が理論値よ
り全体的に長くなっている。これは、最初に考察したよ
うに蒸散時に発生するプルームへの熱の損失が大きいこ
とによると考えられる。That is, since the absorption length is longer as the absorption coefficient is smaller, it is considered that molecules in the light absorption volume are more likely to become heat in the volume before being scattered. Absorption coefficient is 1
In the region above 000 cm ⁻¹ , the results are generally longer than the theoretical values. This is thought to be due to the large heat loss to the plume generated during the transpiration, as first considered.

【０１２０】以上より、PPTRの理論では蒸散は起こらな
いと仮定しているので、実験結果との一致は不可能であ
るが、逆に結果や理論との差異から蒸散の影響を考慮す
ることにより、蒸散機構に関する考察を行うことができ
た。From the above, since it is assumed that transpiration does not occur in the PPTR theory, it is impossible to match the results with the experimental results, but conversely, by considering the effect of transpiration from the difference between the results and the theory. , The transpiration mechanism could be considered.

【０１２１】ところで、これまでの結果に用いたPPTRの
理論値の計算において、試料の放射赤外光波長における
吸収係数が試料の波長１９３ｎｍにおける吸収係数より
十分に大きいという近似を用いた。本研究で用いた試料
の１９３ｎｍ光に対する吸収係数は３０〜３０００ｃｍ
^-1で、６〜１０μｍの赤外光に対する試料の水に対する
吸収係数は１００〜１０００ｃｍ^-1とされる。よって、
試料の１９３ｎｍ光に対する吸収係数が赤外光に対する
吸収係数より大きくなる領域では近似は成り立たないの
で、理論値との差異は大きくなると考えられる。しか
し、実際には蒸散が起こっているということはすでに理
論とは異なっている。よって、近似による理論値との差
異ではなく蒸散による差異を主に検討する方が妥当では
ないかと考えた。In the calculation of the theoretical value of the PPTR used in the above results, an approximation that the absorption coefficient of the sample at the emission infrared light wavelength is sufficiently larger than the absorption coefficient of the sample at the wavelength of 193 nm was used. The absorption coefficient of the sample used in this study for 193 nm light is 30 to 3000 cm.
^{At −1} , the absorption coefficient of water of the sample with respect to infrared light of 6 to 10 μm is 100 to 1000 cm ⁻¹ . Therefore,
Since approximation cannot be established in a region where the absorption coefficient of the sample for 193 nm light is larger than the absorption coefficient for infrared light, the difference from the theoretical value is considered to be large. However, the fact that transpiration is occurring is already different from theory. Therefore, it was considered appropriate to mainly examine the difference due to transpiration instead of the difference from the theoretical value due to approximation.

【０１２２】次に、２層モデルを用いた実験について述
べる。Next, an experiment using the two-layer model will be described.

【０１２３】（１）放射光強度の時間変化とモデル水分
層厚みの関係 図１５（ａ）〜（ｄ）は、試料にＡｒＦエキシマレーザ
を照射し、表面放射赤外光をＭＣＴで受光した時に得ら
れたＭＣＴ出力電圧の時間変化波形（PPTR波形）を示
す。均一単層モデルを用いた実験と同様、図１５の波形
は、ＭＣＴ出力電圧をＡＣカップリングしてオシロスコ
ープで観測した波形で、ＭＣＴ出力電圧の交流成分のみ
を表している。ＭＣＴ出力電圧、受光した表面放射赤外
光強度に対して線形な特性を持つので、図１０及び図１
１の縦軸を表面放射赤外光強度の相対値と考えて良い。
波形の立ち上がり時間に関しても０〜５μｓはノイズの
ため無視した。均一単層モデルのときと同様に放射光強
度はレーザ照射と同時に急激に上昇し、その後の時間経
過とともに単調に減少した。(1) Relationship between time change of radiation light intensity and model water layer thickness FIGS. 15A to 15D show a case where a sample is irradiated with an ArF excimer laser and surface radiation infrared light is received by an MCT. 5 shows a time-change waveform (PPTR waveform) of the obtained MCT output voltage. Similar to the experiment using the uniform single-layer model, the waveform in FIG. 15 is a waveform observed with an oscilloscope after the MCT output voltage is AC-coupled, and shows only the AC component of the MCT output voltage. Since the MCT output voltage and the received surface radiation infrared light intensity have linear characteristics, FIGS.
The vertical axis of 1 may be considered as a relative value of the surface radiation infrared light intensity.
Regarding the rise time of the waveform, 0 to 5 μs was ignored because of noise. As in the case of the uniform single-layer model, the emitted light intensity increased sharply at the same time as the laser irradiation, and then decreased monotonically with the passage of time.

【０１２４】この測定波形からＭＣＴ出力ピーク電圧と
１／ｅ減衰時間を求め、これらとモデル水分層厚みの関
係を図１６に示した。放射光強度の１／ｅ減衰時間は、
モデル水分層厚みを増加させるにつれて長くなった。こ
れは、上層のモデル水分層の吸収係数が下層のモデル吸
収係数より小さいことによると考えられる。つまり、PP
TR観測波形は、上層表面の温度降下による放射光強度と
下層表面の温度降下による放射光強度の和に相当する波
形であると考えられる。上層は吸収係数が小さいので１
／ｅ減衰時間は長く、そのため上層が厚くなれば観測さ
れる波形の１／ｅ減衰時間は長くなると考えられる。The MCT output peak voltage and the 1 / e decay time were obtained from the measured waveform, and the relationship between these and the model moisture layer thickness is shown in FIG. The 1 / e decay time of the emitted light intensity is
It became longer as the model moisture layer thickness was increased. This is probably because the absorption coefficient of the upper model moisture layer is smaller than the model absorption coefficient of the lower layer. That is, PP
The TR observation waveform is considered to be a waveform corresponding to the sum of the radiation intensity due to the temperature drop on the upper layer surface and the radiation intensity due to the temperature drop on the lower layer surface. The upper layer has a small absorption coefficient, so 1
It is considered that the 1 / e decay time of the observed waveform becomes longer as the / e decay time becomes longer and the thickness of the upper layer becomes thicker.

【０１２５】下層のモデル角膜表面で発生した熱が上層
のモデル水分層中を熱伝導するために、１／ｅ減衰時間
が減少した可能性も考えられるが、その寄与は前述した
「単層均一モデルを用いた予備実験」で述べた理由から
少ないと考える。上層での励起光の吸収により、下層に
到達したエネルギーが減衰したと考えるのは難しいと思
われる。それは、Ｂｅｅｒの法則によるモデル水分層で
の吸収はIt is conceivable that the 1 / e decay time may have been reduced due to the heat generated on the surface of the lower model cornea being conducted through the upper model water layer. Preliminary experiments using the model ". It seems difficult to assume that the energy that reached the lower layer was attenuated by the absorption of the excitation light in the upper layer. It is because absorption in the model water layer by Beer's law is

【数１８】 で、これよりほとんど照射光の強度は下層表面では減衰
していないからである。１／ｅ減衰時間は、モデル水分
層の厚みが１７０μｍの時に一番長く１５ｍｓであっ
た。これは、モデル水分層と同じゼラチン濃度の均一単
層モデルでの減衰時間３０ｍｓに比べて半分である。(Equation 18) This is because the intensity of the irradiation light is hardly attenuated on the lower layer surface. The 1 / e decay time was the longest at 15 ms when the thickness of the model water layer was 170 μm. This is a half of the decay time of 30 ms in the uniform monolayer model having the same gelatin concentration as the model water layer.

【０１２６】ここで、モデル角膜およびモデル水分層の
波長１９３ｎｍに対する吸収係数は３０００ｃｍ^-1、３
０ｃｍ^-1とすると、吸収長はそれぞれ３．３μｍ、３３
３μｍである。モデル水分層の厚みは最大で１７０μｍ
で、モデル水分層の吸収長３３３μｍに比べて短いの
で、照射されたＡｒＦエキシマレーザ光はモデル角膜に
到達し、しかも吸収はほとんどモデル角膜でおこってい
ると考えられる。このことから、２層合わせた表面近傍
での吸収係数を、水分層、角膜層それぞれの吸収の厚さ
の比率で平均化することにより、それを見かけの吸収係
数として以下の計算から求めた。Here, the absorption coefficients of the model cornea and the model water layer at a wavelength of 193 nm are 3000 cm ⁻¹ , 3
Assuming 0 cm ⁻¹ , the absorption lengths are 3.3 μm and 33 μm, respectively.
3 μm. Model moisture layer thickness up to 170μm
Since the absorption length of the model water layer is shorter than 333 μm, the irradiated ArF excimer laser beam reaches the model cornea, and it is considered that the absorption almost occurs in the model cornea. From this, the absorption coefficient in the vicinity of the surface of the two layers was averaged by the ratio of the absorption thickness of each of the water layer and the corneal layer, and the apparent absorption coefficient was obtained from the following calculation.

【０１２７】[0127]

【数１９】 表３に計算結果を示す。[Equation 19] Table 3 shows the calculation results.

【０１２８】[0128]

【表３】 計算からもモデル水分層が厚くなると見かけの吸収係数
が減少することがわかった。次に表３のそれぞれのモデ
ル水分層厚みに対する見かけの吸収係数における１／ｅ
減衰時間を単層均一モデルの実験結果から求め、２層モ
デルの結果と比較した。これを図１７に示す。傾向だけ
でなく、値も良く一致した。これより、モデル水分層の
厚みの変化を見かけの吸収係数の変化として記述するこ
とが可能であると考えられる。なお、図１７において、
計算値は、モデル水分層厚みから計算した見かけの吸収
係数での１／ｅ減衰時間を単層均一モデルの実験結果か
ら求めた値である。[Table 3] The calculations also show that the apparent absorption coefficient decreases as the model moisture layer becomes thicker. Next, 1 / e in the apparent absorption coefficient for each model moisture layer thickness in Table 3
The decay time was determined from the experimental results of the single-layer uniform model and compared with the results of the two-layer model. This is shown in FIG. Not only the trend but also the values agreed well. From this, it is considered that a change in the thickness of the model moisture layer can be described as a change in the apparent absorption coefficient. In FIG. 17,
The calculated value is a value obtained by calculating the 1 / e decay time at the apparent absorption coefficient calculated from the model moisture layer thickness from the experimental result of the single-layer uniform model.

【０１２９】（２）２層試料のPPTRの解析 試料が２層構造の場合、励起光に対して上層より下層の
方が吸収係数が高いと、PPTR波形はレーザ照射とほぼ同
時に起きる下層表面の急激な温度上昇による赤外線のピ
ークと、下層表面の熱が上層（厚さｄ、熱拡散率Ｄ）を
熱伝導して上層表面から放射される遅れたピークが得ら
れることがある。この遅れｔは１次元熱拡散方程式よ
り、(2) Analysis of PPTR of Two-Layer Sample When the sample has a two-layer structure, if the lower layer has a higher absorption coefficient for the excitation light than the upper layer, the PPTR waveform on the lower layer surface occurs almost simultaneously with laser irradiation. In some cases, an infrared peak due to a rapid temperature rise, and a delayed peak radiated from the upper layer surface due to heat conduction of the lower layer surface through the upper layer (thickness d, thermal diffusivity D). This delay t is obtained from the one-dimensional heat diffusion equation,

【数２０】 と表される。ここでｄ［ｃｍ］は上層試料厚さ、Ｄ［ｃ
ｍ²／ｓ］は熱拡散率である。(Equation 20) It is expressed as Where d [cm] is the thickness of the upper layer sample and D [c]
m ² / s] is the thermal diffusivity.

【０１３０】Ｔａｍらの報告によると、下層試料に黒ゴ
ム、上層試料に厚さ４５μｍのポリエステルを用いて反
射型のPPTRを行ったところ、波長５９０ｎｍのフラッシ
ュランプ励起色素レーザ光照射直後に急峻なピークが得
られ、それから８ｍｓ後に緩やかなピークが得られたと
いう。これは、最初のピークは下層表面での温度上昇に
よる放射赤外光が上層を透過したもので、８ｍｓ後のピ
ークは下層表面の熱が上層を熱伝導して上層表面から遅
れて放射されたものである。今回行った実験では、上層
試料は厚さ２０〜２００μｍで熱拡散率は水と近似して
Ｄ＝０．００１３［ｃｍ²／ｓ］で、励起光に対する吸
収係数は２桁ほど下層の方が高くなっている。今回の２
層モデル試料でPPTRを行った場合、（６）式から初期の
温度上昇に続いて、上層中を熱伝導した波形が約１〜１
００ｍｓ遅れて観測されると予測できる。しかし、その
ような遅れたピークは観測できなかった。よって、今回
の結果は２層構造の試料として上層厚みを解析するので
はなく、表面の見かけの吸収係数を先の計算により解析
することにした。According to a report by Tam et al., When a reflection type PPTR was performed using black rubber for the lower layer sample and polyester having a thickness of 45 μm for the upper layer sample, a sharp steepness was observed immediately after irradiation with a flash lamp excited dye laser beam having a wavelength of 590 nm. A peak was obtained, and a gentle peak was obtained 8 ms later. This is because the first peak is that infrared radiation due to the temperature rise at the lower layer surface has transmitted through the upper layer, and the peak after 8 ms has been emitted from the upper layer surface with the heat of the lower layer surface conducting heat through the upper layer. Things. In the experiment conducted this time, the upper layer sample had a thickness of 20 to 200 μm, the thermal diffusivity was D = 0.0013 [cm ² / s], which was close to that of water, and the lower layer had an absorption coefficient for excitation light of about two digits. Is getting higher. This time 2
When the PPTR is performed on the layer model sample, the waveform of heat conduction in the upper layer is approximately 1 to 1 following the initial temperature rise from equation (6).
It can be predicted that it will be observed with a delay of 00 ms. However, such a delayed peak could not be observed. Therefore, instead of analyzing the thickness of the upper layer as a sample having a two-layer structure, the result of this analysis was to analyze the apparent absorption coefficient of the surface by the above calculation.

【０１３１】最後に、摘出角膜を用いた実験について述
べる。Finally, an experiment using the extracted cornea will be described.

【０１３２】図１８は、角膜表面の湿潤状態と、PPTR波
形の１／ｅ減衰時間との関係を示し、図１９は角膜表面
の各湿潤状態に対応する実体顕微鏡写真を示し、図２０
は、各湿潤状態におけるPPTR波形を示すものである。湿
潤状態は定量化することが非常に困難なため、各湿潤状
態に乾燥している順に１〜４の状態番号で表すことにす
る。１は空気中で乾燥させた状態、２は乾燥も湿潤もし
ていないふつうの状態、３は生体液モデルの生理食塩水
を多量に付着した状態である。なお、−１は空気中で乾
燥させた状態を示している。FIG. 18 shows the relationship between the wet state of the corneal surface and the 1 / e decay time of the PPTR waveform. FIG. 19 shows a stereomicrograph corresponding to each wet state of the corneal surface.
Shows the PPTR waveform in each wet state. Since the wet state is very difficult to quantify, it will be represented by the state numbers of 1 to 4 in the order of drying in each wet state. 1 is a state dried in the air, 2 is a normal state that is neither dried nor wet, and 3 is a state where a large amount of physiological saline of a biological fluid model is attached. In addition, -1 has shown the state dried in air.

【０１３３】波形は２層モデル実験とほぼ同じ波形が得
られた。１／ｅ減衰時間は水が多くなると長くなった。
これは２層モデルの結果と同じ傾向を示した。生理食塩
水は少ないときで２．５ｍｓ、多いときで４ｍｓで、２
層モデルの実験結果と比較するとこれらはモデル水分層
厚みの５０〜８０μｍでの減衰時間に相当する。また、
角膜の普通の表面状態では減衰時間は１．８ｍｓで、モ
デル角膜の減衰時間０．４ｍｓに比べて比較的長く、こ
の事からモデル角膜の吸収係数はブタ角膜より高かった
と考えられる。The waveform obtained was almost the same as in the two-layer model experiment. The 1 / e decay time became longer with more water.
This showed the same tendency as the result of the two-layer model. The amount of physiological saline is 2.5 ms when the amount is small, and 4 ms when the amount is large.
When compared with the experimental results of the layer model, these correspond to the decay time at 50 to 80 μm of the model moisture layer thickness. Also,
In a normal surface state of the cornea, the decay time is 1.8 ms, which is relatively longer than the decay time of the model cornea of 0.4 ms, which suggests that the absorption coefficient of the model cornea was higher than that of the porcine cornea.

【０１３４】以上より、実際の角膜を用いてPPTRを行
い、表面の生理食塩水の存在を測定波形の１／ｅ減衰時
間から定性的に求めることができた。これにより、角膜
表面の湿潤状態のモニタ法としてPPTRが有効である可能
性が示された。As described above, PPTR was performed using the actual cornea, and the presence of physiological saline on the surface could be qualitatively determined from the 1 / e decay time of the measured waveform. This indicates that PPTR may be effective as a method for monitoring the wet state of the corneal surface.

【０１３５】本実験では、３種類の試料を用いて表面放
射赤外光を経時的非接触に測定した。単層均一モデルで
は、試料の吸収係数とPPTR波形の減衰時間との間には吸
収係数が小さいと減衰時間が長いという相関があり、そ
れを本実験装置で検知できることを確認した。この相関
は理論と良く合った傾向を示したことから、本実験装置
の性能が湿潤モニタ法のためのPPTRに妥当であることが
確認できた。２層モデルでは、模擬湿潤状態が表面近傍
の見かけの吸収係数の変化として測定波形の１／ｅ減衰
時間から検知できることが分かった。摘出角膜を用いた
実験でも、同様な結果が得られ、測定波形の１／ｅ減衰
時間から表面の湿潤状態に関する情報が得られることを
確認した。以上よりPPTRが角膜表面の湿潤状態のモニタ
法として適用できる可能性が示された。In this experiment, three kinds of samples were used to measure the surface emission infrared light in a non-contact manner over time. In the single-layer uniform model, there was a correlation between the absorption coefficient of the sample and the decay time of the PPTR waveform that the decay time was long if the absorption coefficient was small, and it was confirmed that this experimental device could detect it. This correlation showed a tendency that was in good agreement with the theory, confirming that the performance of this experimental apparatus was appropriate for PPTR for the wetness monitoring method. In the two-layer model, it was found that the simulated wet state can be detected from the 1 / e decay time of the measured waveform as a change in the apparent absorption coefficient near the surface. Similar results were obtained in experiments using the isolated cornea, and it was confirmed that information on the wet state of the surface was obtained from the 1 / e decay time of the measured waveform. From the above, the possibility that PPTR can be applied as a monitoring method of the wet state of the corneal surface was shown.

【０１３６】[0136]

【発明の効果】以上説明したように、本発明による角膜
湿潤状態モニタ装置は、角膜に向けてパルス光を照射す
る波長２００ｎｍ近傍の紫外線レーザ光源と、パルス光
の照射により角膜から放射される赤外光を検出する赤外
光検出手段と、赤外光検出手段で検出された検出信号に
基づいて、赤外光の強度の時間変化をモニタするモニタ
手段とを備える構成としたので、パルス光照射により角
膜から放射される赤外光の強度の時間変化に基づいて、
角膜の湿潤状態をモニタすることができる。As described above, the corneal wetness monitoring apparatus according to the present invention comprises an ultraviolet laser light source having a wavelength of about 200 nm for irradiating the cornea with a pulse light, and a red light emitted from the cornea by the irradiation of the pulse light. Since the infrared light detecting means for detecting external light and the monitor means for monitoring the time change of the intensity of the infrared light based on the detection signal detected by the infrared light detecting means are provided, the pulse light Based on the time change of the intensity of infrared light emitted from the cornea by irradiation,
The wet state of the cornea can be monitored.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明に係る角膜湿潤モニタ装置の好適な実施
形態を示す概略図である。FIG. 1 is a schematic view showing a preferred embodiment of a corneal wetness monitoring device according to the present invention.

【図２】黒体の放射発散度の波長依存性を示すグラフで
ある。FIG. 2 is a graph showing the wavelength dependence of the radiation emittance of a black body.

【図３】PPTRの実験に用いられる装置構成を示す概略図
である。FIG. 3 is a schematic diagram showing an apparatus configuration used for a PPTR experiment.

【図４】赤外線検出器の分光感度特性を示すグラフ図で
ある。（ａ）及び（ｂ）は、それぞれＭＣＴ検出器及び
金ゲルマニウム検出器についての分光感度特性を示すグ
ラフである。FIG. 4 is a graph showing a spectral sensitivity characteristic of the infrared detector. (A) and (b) are graphs showing spectral sensitivity characteristics of an MCT detector and a gold germanium detector, respectively.

【図５】半導体の光伝導現象を模式的に示す概略図であ
る。（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）はそれぞれ真性半導体、
ｎ型センサ及びｐ型センサについての概略図である。FIG. 5 is a schematic view schematically showing a photoconductive phenomenon of a semiconductor. (A), (b) and (c) are intrinsic semiconductors, respectively.
FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an n-type sensor and a p-type sensor.

【図６】ＭＣＴのバイアス回路を示す回路図である。FIG. 6 is a circuit diagram showing a bias circuit of the MCT.

【図７】寒天０．４％試料のPPTR波形を示すグラフ図で
ある。（ａ）及び（ｂ）はそれぞれフルエンス１００ｍ
Ｊ／ｃｍ²、２０ｍＪ／ｃｍ²の場合のグラフである。FIG. 7 is a graph showing a PPTR waveform of a 0.4% agar sample. (A) and (b) each have a fluence of 100 m
Is a graph in the case of ^{J / cm 2, 20mJ / cm} 2.

【図８】温度較正に関する実験装置の構成を示す概略図
である。FIG. 8 is a schematic diagram showing a configuration of an experimental apparatus for temperature calibration.

【図９】測定系の分光特性の影響を示すグラフである。FIG. 9 is a graph showing the influence of the spectral characteristics of the measurement system.

【図１０】均一単層モデルのPPTR波形を示すグラフであ
る。（ａ）〜（ｄ）はフルエンス２０ｍＪ／ｃｍ²の場
合のグラフであり、（ａ）〜（ｄ）において、ゼラチン
濃度は上から１５、５．０、１．５、０．５％である。FIG. 10 is a graph showing a PPTR waveform of a uniform single-layer model. (A) to (d) are graphs when the fluence is 20 mJ / cm ² , and in (a) to (d), the gelatin concentration is 15, 5.0, 1.5, and 0.5% from the top. .

【図１１】均一単層モデルのPPTR波形を示すグラフであ
る。（ａ）〜（ｄ）はフルエンス１００ｍＪ／ｃｍ²の
場合のグラフであり、（ａ）〜（ｄ）において、ゼラチ
ン濃度は上から１５、５．０、１．５、０．５％であ
る。FIG. 11 is a graph showing a PPTR waveform of a uniform single-layer model. (A) to (d) are graphs when the fluence is 100 mJ / cm ² , and in (a) to (d), the gelatin concentration is 15, 5.0, 1.5, and 0.5% from the top. .

【図１２】PPTR波形立ち上がり時のノイズ波形を示すグ
ラフである。（ａ）はＡｒＦエキシマレーザのトリガ回
路の出力波形で、上は時間軸が５００μｓ／ｕｎｉｔ
で、下は５００ｎｓに拡大した波形を示している。
（ｂ）は上がＡｒＦエキシマレーザのトリガ回路の出力
波形で下はPPTR観測波形である。FIG. 12 is a graph showing a noise waveform when a PPTR waveform rises. (A) is an output waveform of the trigger circuit of the ArF excimer laser, and the upper part of the time axis is 500 μs / unit.
The lower part shows a waveform enlarged to 500 ns.
(B) shows the output waveform of the trigger circuit of the ArF excimer laser at the top and the PPTR observation waveform at the bottom.

【図１３】均一単層モデルのPPTR波形の解析結果を示す
グラフである。（ａ）はゼラチン濃度とPPTR波形のピー
ク電圧の関係を示すグラフ図であり、（ｂ）はゼラチン
濃度とPPTR波形の１／ｅ減衰時間の関係を示すグラフ図
である。FIG. 13 is a graph showing an analysis result of a PPTR waveform of a uniform single-layer model. (A) is a graph showing the relationship between the gelatin concentration and the peak voltage of the PPTR waveform, and (b) is a graph showing the relationship between the gelatin concentration and the 1 / e decay time of the PPTR waveform.

【図１４】均一単層モデルを用いて行ったPPTR波形の吸
収係数と１／ｅ減衰時間の関係を示すグラフ図である。FIG. 14 is a graph showing the relationship between the absorption coefficient and the 1 / e decay time of a PPTR waveform performed using a uniform single-layer model.

【図１５】フルエンス２０ｍＪ／ｃｍ²の場合の２層モ
デルのPPTR波形を示すグラフ図である。FIG. 15 is a graph showing a PPTR waveform of a two-layer model when the fluence is 20 mJ / cm ² .

【図１６】２層モデルに関する実験におけるモデル水分
層厚みとPPTR波形のピーク電圧およびPPTR波形の１／ｅ
減衰時間の関係を示すグラフ図である。FIG. 16 shows a model water layer thickness, a peak voltage of a PPTR waveform, and 1 / e of a PPTR waveform in an experiment on a two-layer model.
It is a graph which shows the relationship of a decay time.

【図１７】２層モデルに関する実験におけるモデル水分
層厚みと１／ｅ減衰時間との関係を示すグラフ図であ
る。FIG. 17 is a graph showing a relationship between a model moisture layer thickness and a 1 / e decay time in an experiment on a two-layer model.

【図１８】摘出ブタ角膜についてのPPTR波形の１／ｅ減
衰時間と、角膜の湿潤状態を示すグラフ図である。FIG. 18 is a graph showing the 1 / e decay time of the PPTR waveform for the isolated pig cornea and the wet state of the cornea.

【図１９】図１８の各湿潤状態に対応する角膜表面状態
を示す実体顕微鏡写真である。（ａ）は初期状態、
（ｂ）は生理食塩水で湿ったガーゼで拭った状態、及び
（ｃ）は生理食塩水を表面に滴下した湿潤状態、をそれ
ぞれ示す実体顕微鏡写真である。FIG. 19 is a stereomicrograph showing a corneal surface state corresponding to each wet state in FIG. 18. (A) is the initial state,
(B) is a stereomicrograph showing the state of wiping with gauze moistened with physiological saline, and (c) is a stereoscopic microscope photograph showing the state of wetness in which physiological saline was dropped on the surface.

【図２０】図１９の各実体顕微鏡写真に対応するPPTR波
形を示すグラフ図である。（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）
は、それぞれ図１９（ａ）、図１９（ｂ）及び図１９
（ｃ）の実体顕微鏡写真に対応している。FIG. 20 is a graph showing a PPTR waveform corresponding to each of the stereomicrographs of FIG. 19; (A), (b) and (c)
19 (a), 19 (b) and 19
This corresponds to the stereomicrograph of FIG.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１…ＡｒＦエキシマレーザ光源（波長２００ｎｍ近傍の
紫外線レーザ光源）、２…角膜、５…光伝導素子（赤外
光検出手段）、７…波形測定処理装置（モニタ手段）。DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... ArF excimer laser light source (ultraviolet laser light source with a wavelength of about 200 nm), 2 ... cornea, 5 ... photoconductive element (infrared light detection means), 7 ... waveform measurement processing apparatus (monitor means).

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小原 實 神奈川県川崎市高津区新作六丁目１番10号 512号 ────────────────────────────────────────────────── ─── Continuing on the front page (72) Inventor Minoru Ohara 6-10-10 Shinsaku, Takatsu-ku, Kawasaki-shi, Kanagawa 512

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 角膜に向けてパルス光を照射する波長２
００ｎｍ近傍の紫外線レーザ光源と、 前記パルス光の照射により前記角膜から放射される赤外
光を検出する赤外光検出手段と、 前記赤外光検出手段で検出された検出信号に基づいて、
前記赤外光の強度の時間変化をモニタするモニタ手段
と、を備えることを特徴とする角膜湿潤状態モニタ装
置。1. A wavelength 2 for irradiating a pulse light toward a cornea.
An ultraviolet laser light source near 00 nm, infrared light detecting means for detecting infrared light emitted from the cornea by irradiation of the pulse light, and a detection signal detected by the infrared light detecting means.
A corneal wetness monitoring device, comprising: a monitor that monitors a temporal change in the intensity of the infrared light.