JP2005523131A - レーザ較正眼球追跡カメラ位置合わせ方法およびシステム - Google Patents

Abstract

本発明は、患者の眼球の角膜を選択的に焼灼するエキサイマ・レーザ・システム（11）などのレーザ・アブレーション・システムを較正する方法、システム、および装置を提供する。本発明は、レーザ眼科手術中の眼球の位置を測定する眼球追跡カメラ（36、38）の位置合わせも容易にする。眼球追跡カメラ（36、38）を有する走査レーザ光線供給システム（12）用の較正・位置合わせフィクスチャ（20）は、治療面に位置決め可能な構造（20）を含んでよい。構造（20）は、入射したレーザ・エネルギーを較正エネルギー・センサ（22）に送るフィーチャ（28）と、レーザ光線の特性（形状、寸法など）を判定するための少なくとも1つの基準エッジ（32、34）と、眼球追跡カメラ（36、38）とレーザ・システム（10）との位置合わせを行うための人工瞳孔（40）とを有する。

Description

関連出願の相互参照
本出願は、1999年9月14日に出願され、参照として本明細書に組み入れられる同時係属米国特許出願第09/395,809号の一部継続出願であり、米国特許出願第09/395809号からの優先権の利益を請求する。

本発明は、概して、レーザ較正眼球追跡カメラ位置合わせ方法、システム、および装置に関する。特に、本発明は、レーザ光線供給システム、特に眼科手術システムからのレーザ光線のレーザ・エネルギー、形状、および寸法を測定し、レーザ眼科手術中に目の位置を測定するようなレーザ・システムと一緒に用いられる眼球追跡カメラを位置合わせする方法およびシステムに関する。

発明の背景
現在、眼科手術において、視覚障害を補正するために角膜組織に対してレーザ・ベースのシステムが使用されている。このようなシステムは、レーザを用いて、角膜の屈折率を修正する、一般にアブレーションによる光分解と呼ばれている技術を用いて角膜組織の薄い層を除去することによって、角膜形状に所望の変化を生じさせる。レーザ眼科手術技術は、光屈折角膜切開（PRK）、光療法角膜切開（PTK）、生体内レーザ屈折矯正術（LASIK）などの手術において有用である。

このようなレーザ・ベースのシステムおよび方法では、従来のレーザ照射に対する角膜の照射光束密度および露光時間が、角膜の表面を焼灼して角膜に所望の最終的な表面変化を生じさせるように調節される。このために、角膜からある深さの組織を除去するために加えなければならない概略的なエネルギー密度を求めるアブレーション・アルゴリズムが開発されている。たとえば、紫外線波長では、たとえば、通常約1ジュール/cm²の累積エネルギー密度が、約40ミリジュール/cm²から400ミリジュール/cm²の一連のパルスで加えられたときに角膜組織は約1ミクロンの深さまで焼灼される。したがって、アブレーション・アルゴリズムは、特定の個人の屈折障害を補正するために除去される角膜組織の量および形状に応じて各手術ごとに調整される。

これらのレーザ・アブレーション・アルゴリズムを適切に使用するために、レーザ光線供給システムは通常、較正すべきである。レーザ・システムを較正すると、患者の角膜の形状および屈折率に対して所望の修正を加えるように角膜組織の所望の形状および量の角膜を確実に除去する助けになる。たとえば、非対称的な形状を示すレーザ光線やレーザ光線直径の拡大または縮小のような、所望のレーザ光線形状またはサイズからの逸脱によって、患者の角膜上の望ましくない位置の組織が焼灼され、理想から外れた角膜焼灼結果をもたらす可能性がある。このため、レーザ・アブレーションによって患者の角膜を正確に焼灼できるようにレーザ光線の形状およびサイズを知っておくと有利である。さらに、通常、システム性能の許容レベルを試験することが望ましい。たとえば、このような試験は、レーザ・エネルギー測定を正確に行う助けにすることができる。レーザ光線供給システムのレーザ・エネルギーおよびアブレーション形状を較正するために、レーザ手術の前にプラスチック試験材料のアブレーションが行われることが多い。このようなレーザ・アブレーション較正技術はかなり有効であるが、場合によっては、他のレーザ・エネルギー・光線形状較正方法が有利である。

角膜組織全体にわたるレーザ光線の走査と眼球移動の追跡との両方のための様々な統合構造が提案されている。レーザ眼科手術中の眼球の追跡は、眼球を完全に動かないようにする不快な構造を避けるために提案されている。追跡はさらに、眼球の所望の部分を正確に焼灼できるように治療中の眼球移動を補償する。レーザ眼科手術用の例示的な2つの軸外眼球追跡が、本出願の譲受人に譲渡され、完全な開示が参照として本明細書に組み入れられる米国特許第6,322,216B1号に記載されている。このシステムでは、第1および第2のカメラまたは画像取込み装置が眼球の方へ向けられる。エネルギー供給システムは、第1および第2の画像取込み装置によって検知された眼球の移動に応答して、エネルギー流を第1および第2の軸線方向に沿って横方向に角膜組織の方へ偏向させる。このような画像取込み装置の位置合わせはジグ・プレートによって容易に行うことができる。

上記のことを考慮して、レーザ眼科手術システムからのレーザ・エネルギー、レーザ光線形状、および/またはレーザ光線寸法を較正する改良された方法、システム、および装置を提供することが望ましい。このような改良によって、全体的なシステム・コストおよびシステムの複雑さをそれほど増大させずに較正精度が向上することが特に望ましい。このような方法、システム、および装置によって、単一の再使用可能な装置を利用してレーザ較正およびカメラ位置合わせが好都合にかつ効果的に行われるように眼球追跡カメラ位置合わせが可能になることがさらに望ましい。これらの目的の少なくともいくつかは、以下に記載される本発明の方法、システム、および装置によって満たされる。

発明の概要
本発明は、患者の眼球の角膜を選択的に焼灼するエキサイマ・レーザ・システムなどのレーザ・アブレーション・システムを較正する方法、システム、および装置を提供する。本発明は、レーザ眼科手術中の眼球の位置を測定する眼球追跡カメラ（このようなレーザ・システムと一緒に用いられることが多い）の位置合わせも容易にする。特に、本発明は、レーザ・エネルギー、レーザ光線の形状、および/またはレーザ光線の寸法を、全体的なシステム・コストおよびシステムの複雑さをそれほど増大させずにより高い較正精度で測定する方法およびシステムを提供する。さらに、本発明は、レーザ較正およびおよび眼球追跡カメラ位置合わせを効果的にかつ好都合に行うのを可能にする。

本発明の第1の局面において、レーザ眼科手術システムからのレーザ・エネルギーを較正する方法は、反射面を有する電流測定鏡やビーム・スプリッタなどの表面から、角膜組織の焼灼に適したレーザ光線を透過または反射させる段階と、開口部、基準エッジ、人工瞳孔などのフィーチャを有する較正フィクスチャを横切ってレーザ光線を走査させる段階とを含む。サンプル・レーザ・エネルギーが、走査中に表面の所でビームから分離され、測定される。次いで、エネルギー測定値を比較することによって、レーザ・システムの較正が行われる。走査時のエネルギー測定は通常、表面または較正フィクスチャの近くに、あるいは表面または較正フィクスチャに隣接して、あるいは表面または較正フィクスチャの後ろに位置させられたフォトディテクタ、光検出器、エネルギー・メータ、同様な検出器などのエネルギー・センサによって行われる。

レーザ・システムの較正は、測定されたサンプル・レーザ・エネルギーとフィーチャに向けられた測定されたレーザ・エネルギーとの比を所定の公差と比較することによって行われる。この比が所定の公差内である場合、レーザ・システムの較正は、測定されたサンプル・レーザ・エネルギーと第1のしきい値範囲との比較と、フィーチャに向けられた測定されたレーザ・エネルギーと第2のしきい値範囲との比較を独立に行う段階をさらに含む。レーザ・システムの較正は、測定されたサンプル・レーザ・エネルギーが第1のしきい値範囲内であり、フィーチャに向けられた測定されたレーザ・エネルギーが第2のしきい値範囲内である場合に完了する。較正が成功した場合、次に較正フィクスチャを治療面から除去し、レーザ光線を患者の角膜の方に向け、較正済みのシステムによって角膜を焼灼することができる。しかし、測定されたサンプル・レーザ・エネルギーが第1のしきい値範囲外であるか、フィーチャに向けられた測定されたレーザ・エネルギーが第2のしきい値範囲外である場合、供給システムの欠陥やレーザの欠陥のようなレーザ・システムの欠陥が示される。

レーザ光線は、表面上のいくつかの異なる位置から送ることができる。比が所定の公差外である場合、測定されたサンプル・レーザ・エネルギーとフィーチャに向けられ測定されたレーザ・エネルギーの各比が表面上の各レーザ光線位置ごとに分析され、比が位置に依存していないかどうかが判定される。比が位置に依存している場合、表面、あるいはサンプル・レーザ・エネルギーまたはフィーチャに向けられたレーザ・エネルギーを測定するエネルギー・センサの欠陥が示される。比が位置に依存していない場合、サンプル・レーザ・エネルギーまたはフィーチャに向けられたレーザ・エネルギーを測定するエネルギー・センサ、あるいはレーザ光線供給システムの欠陥が示される。レーザ・システムを較正することによって、エネルギー・センサが、サンプル・レーザ・エネルギーまたはフィーチャに向けられたレーザ・エネルギーを所定のしきい値内の精度で測定しているかどうかをさらに示すことができる。

上述のように、表面は反射面を有する鏡を含み、フォトディテクタが、鏡を経由したレーザ・エネルギー漏れなどのサンプル・エネルギーを測定することが好ましい。フィーチャは、治療面に隣接して位置させられた較正フィクスチャの開口部を含み、フォトディテクタが開口部を通過するレーザ光エネルギーを測定する。空間的な非一様性による各フォトディテクタのばらつきが、レーザ光線が較正フィクスチャ全体を走査する前に測定され、この影響が上述のレーザ・エネルギー較正計算から分離される。さらに、ディテクタの雑音による寄与がレーザ・エネルギー測定値の平均と比べて比較的目立たないものになるように何度も測定が行われる。公差およびしきい値は、所望の較正精度レベルに依存する。たとえば、所定の比公差のもたらす不正確さは、好ましくは8%以下、より好ましくは4%以下、最も好ましくは2%以下であり、一方、しきい値がもたらす不正確さは1%以下であってよい。レーザ光線は通常、較正フィクスチャに垂直に向けられる。本発明の方法は好都合なことに、2つのフォトディテクタからのエネルギー測定値を用いてレーザ・システムの正確な較正を行うため、レーザ・エネルギーの較正を向上させることができる。さらに、2つのフォトディテクタからのエネルギー測定値によって、レーザ・システム内の欠陥検出を特定の原因に狭めることができ、それによって、レーザ・システムを高速にかつ正確に調整するのが容易になる。

較正フィクスチャは、ナイフの刃のような第1の基準エッジをさらに含み、フォトディテクタによる走査時に第1の基準エッジを通過するレーザ・エネルギーを測定することによってレーザ光線の特性を判定することができる。レーザ光線が第1の基準エッジに完全に入射して（すなわち、レーザ光線が、フォトディテクタに到達するのを基準エッジによって完全に遮断される）から、レーザ光線が完全にフォトディテクタに入射する（すなわち、レーザ光線が基準エッジによって遮断されない）まで複数の測定値が生成される。較正フィクスチャは、第1の基準エッジに対してある角度に向けられた第2の基準エッジを含むことが好ましい。レーザ光線の特性は、走査中に第2の基準エッジを通過するレーザ・エネルギーを測定することによって判定することができる。

レーザ光線の強度プロファイルは、走査中に第1または第2の基準エッジを通過した測定されたレーザ・エネルギーから求めることができる。走査レーザ光線は、レーザ光線強度プロファイルを積分する。次いで、レーザ光線強度プロファイルからレーザ光線の寸法が求めることができる。たとえば、レーザ光線の寸法は、2つの互いに直交する基準エッジに沿ったレーザ光線の位置を見つけることによって求めることができ、この場合、走査中に基準エッジを通過した測定されたレーザ・エネルギーは最大信号のある割合に達する。いくつかの例では、レーザ光線の強度プロファイルを、比較されたエネルギーから所定の許容範囲内になるように検証することができる。さらに、走査中に基準エッジを通過した測定されたレーザ・エネルギーの変化率を測定することによってレーザ光線の形状を求めることができる。レーザ光線の形状測定値および寸法測定値は、レーザ光線の楕円率、偏心率、非対称率などの光線品質に関する情報を与え、角膜を正確に焼灼するのが容易になる。

較正フィクスチャを眼球追跡システムの画像取込み装置によって撮像し、画像取込み装置をレーザ・システムと位置合わせすることができる。このような例では、較正フィクスチャは、好ましくは正方形の四隅に配置された、瞳孔を模倣した4つの濃い円を含んでよい。これとは別に、またはさらに、撮像されるフィーチャは、開口部または基準エッジを含んでよい。

本発明の他の局面では、走査角膜アブレーション・レーザ光線を特徴付ける方法が提供される。1つの方法は、基準エッジを有する較正フィクスチャを横切ってレーザ光線を走査させる段階と、レーザ光線を走査させつつ基準エッジを通過するレーザ光線エネルギーを測定する段階と、測定されたレーザ光線エネルギーからレーザ光線の特性を導く段階とを含む。較正フィクスチャを測定後に除去し、測定されたレーザ光線によって患者の角膜を焼灼することによって患者の眼球を治療することができる。

本発明の他の局面では、レーザ光線供給システムからのレーザ・エネルギーを較正するシステムが提供される。このようなシステムは、走査レーザ光線供給システム、好ましくはレーザ眼科手術システムと、レーザ・エネルギーをレーザ光線供給システムからのレーザ・エネルギーを治療面の方へ向け、光線からサンプル・レーザ・エネルギーを分離する表面と、表面からのサンプル・レーザ・エネルギーの第1の光学経路に位置させられた第1のフォトディテクタと、治療面に隣接して位置させられた較正フィクスチャと、較正フィクスチャのフィーチャからのレーザ光線の第2の光学経路に位置させられた第2のフォトディテクタとを含んでよい。第1のフォトディテクタは、サンプル・レーザ・エネルギーに応答して第1の出力信号、たとえば表面や鏡を経由したレーザ・エネルギー漏れの量を放出する。第2のフォトディテクタは、入射したレーザ光線に応答して第2の出力信号を放出する。第1および第2の出力信号に応答してレーザ・システムを較正するかまたはレーザ光線の特性を判定するプロセッサもシステムに含められる。

較正フィクスチャは、レーザ光線全体が通過するのに十分な大きさを有する開口部を含んでよい。較正フィクスチャは、レーザ光線がその特性（たとえば、形状、寸法）を判定するために表面から各基準エッジを横切る方向に向けられるように基準エッジまたは2つの基準エッジをさらに含んでよい。例示的な態様では、較正フィクスチャは、複数回の測定を可能にしてレーザ光線の寸法測定および形状測定を向上させるように12個の基準エッジを含む十字型パターンを有する。システムは、治療面の方に向けられた画像取込み装置と、画像取込み装置に結合された画像プロセッサとをさらに含んでよい。画像プロセッサは、画像取込み装置とレーザ供給システムとの位置合わせを検証するために較正フィクスチャの位置を求める。このような例では、画像較正フィクスチャは、正方形パターンの四隅に配置された4つの濃い円を含むことが好ましい。

本発明の他の局面において、少なくとも1つの画像取込み装置を有する走査レーザ光線供給システム用の較正および位置合わせフィクスチャは、治療面に位置決め可能な構造を含んでよい。この構造は、入射したエネルギーを較正エネルギー・センサに送るフィーチャと、レーザ光線の特性（たとえば、形状、寸法）を判定するための少なくとも1つの基準エッジと、少なくとも1つの画像取込み装置とレーザ・システムとの位置合わせを行うための人工瞳孔とを有する。較正フィクスチャは、レーザ光線全体が通過するのに十分な大きさを有する開口部を含んでよい。較正フィクスチャは、第2の基準エッジが第1の基準エッジに対してある角度に向けられた2つの基準エッジを有することが好ましく、フィクスチャは12個の基準エッジを含む十字型パターンを有することがより好ましい。人工瞳孔は、濃い円、好ましくは正方形の四隅に配置された4つの濃い円と、フィクスチャの開口部または穴とを含んでよい。12個の基準エッジの十字型パターンを用いて画像取込み装置とレーザ・システムを位置合わせすることもできる。好都合なことに、レーザを較正し、レーザ光線の特性を判定することができ、眼球追跡カメラを単一の再使用可能なフィクスチャを介して効果的に位置合わせすることができる。

本発明の他の局面では、眼球追跡カメラを有するレーザ眼科手術システムを較正する方法が提供される。レーザ光線の位置が測定され、較正フィクスチャの位置が測定され、レーザ光線の測定された位置が較正フィクスチャの測定された位置と比較される。測定された位置が所定の公差内である場合、角膜アブレーションを介して眼球を治療することができる。

本発明の性質および利点のさらなる理解は、明細書および図面の残りの部分を参照することによって可能になろう。

発明の詳細な説明
本発明は、患者の眼球の角膜を選択的に焼灼するエキサイマ・レーザ・システムなどのレーザ・アブレーション・システムを較正する方法、システム、および装置を提供する。本発明は、レーザ眼科手術中の眼球の位置を測定する眼球追跡カメラの位置合わせも容易にする。特に、本発明は、レーザ・エネルギー、レーザ光線の形状、および/またはレーザ光線の寸法をより高い較正精度で測定する方法およびシステムを提供する。レーザ光線の厳密な品質を判定することによって、角膜組織の過度に弱いかまたは過度に強いアブレーションを行うことなく、またレーザ光線が角膜組織の望ましくない位置に入射して偏心アブレーションを起こすことなしにアブレーション・アルゴリズムを介して所望の角膜アブレーション治療を正確に行うことができる。さらに、本発明の態様は、レーザ光線の較正および眼球追跡カメラの位置合わせを、単一の再使用可能なフィクスチャを用いて簡単にかつ好都合に行うのを可能にする。

次に図1を参照すると、本発明の原則に従って構成され、レーザ・エネルギーを較正し眼球追跡カメラを位置合わせする例示的な較正システム10が概略的に示されている。システム10は、光屈折角膜切開（PRK）、光療法角膜切開（PTK）、生体内レーザ屈折矯正術（LASIK）などの手術において角膜のある領域を焼灼するのに用いられる種類のレーザ・アブレーション・システムを較正し位置合わせするのに特に有用である。このようなシステム10は一般に、レーザ11と、走査レーザ光線供給システム12と、レーザ・エネルギー16をレーザ光線供給システム12から治療面の方へ向ける反射面を有する鏡14などの表面と、鏡14の後ろに位置させられた第1のフォトディテクタ18と、治療面の近くにまたは治療面に隣接して位置させられた較正フィクスチャ20と、較正フィクスチャ20の後ろに位置させられた第2のフォトディテクタ22とを含んでいる。第1のフォトディテクタ18は、表面で光線から分離されたサンプル・レーザ・エネルギーに応答して第1の出力信号24、この例では、鏡14からのレーザ・エネルギー漏れの量を与える。第2のフォトディテクタ22は、レーザ光線が入射し、較正フィクスチャ20の開口部28に形成されたフィーチャなどのフィーチャを通過したことに応答して第2の出力信号26を与える。第1および第2の出力信号24および26を記録、処理、分析して、レーザ・システムを較正するか、またはレーザ光線の特性を判定するコンピュータ・システム30もシステム10に含められている。コンピュータ30は、レーザ11およびレーザ光線供給システム12を制御する信号13を与えることもできる。コンピュータ・システム30は一般に、プロセッサと、指示を記憶する有形の媒体と、ランダム・アクセス・メモリと、ハード・ドライブやフロッピィ・ドライブのような他の記憶媒体とを含んでいる。以下の図が例示のためのみのものであり、必ずしも統合較正・位置合わせシステム10の実際の形状、サイズ、または寸法を反映していないことが理解されよう。このことは以下のすべての図に当てはまる。

レーザ光線供給システム12は、波長が約193nmのレーザ・エネルギーを生成するフッ化アルゴン・エキサイマ・レーザなどのエキサイマ・レーザを含んでよいが、それに限らない。他のレーザ・システムは、周波数逓倍固体レーザ、フラッシュ・ランプ励起固体レーザ、ダイオード励起固体レーザなどの固体レーザを含んでよい。例示的な固体レーザには、完全な開示が参照として本明細書に組み込まれる米国特許第5,144,630号および第5,742,626号、Borsuztkyら著「ホウ酸リチウムにおける周波数混合によって生成される短波長（188nm〜240nm）での同調可能なUV放射（Tunable UV Radiation at Short Wavelength (188-240nm) Generated by Frequency Mixing in Lithium Borate）」Appl. Hys. 61:529-532 (1995)に開示されているような約188〜240nmの波長を生成するUV固体レーザを含んでいる。様々な他のレーザを使用することもできる。たとえば、完全な開示が参照として本明細書に組み込まれる米国特許第6,090,102号および第5,782,822号に記載されたように、赤外線光エネルギーを放出するパルス固体レーザを使用することができる。レーザ・エネルギーは一般に、一連の離散したレーザ・パルスとして形成された光線を含み、パルスは、完全な開示が参照として本明細書に組み込まれる米国特許第6,331,177号に記載された複数のビームレットに分離することができる。

較正フィクスチャ開口部28は、レーザ光線全体が通過するのに十分な大きさを有する。較正フィクスチャ20は、レーザ光線がその特性（たとえば、形状、寸法）を判定するために、鏡14から、後ろに第2のフォトディテクタ22が位置させられた各基準エッジを横切る方向に向けられるように2つの基準エッジ32、34をさらに含んでいる。例示的な態様では、較正フィクスチャ20は、複数回の測定を可能にしてレーザ光線の寸法測定および形状測定を向上させるように12個の基準エッジを含む十字型パターンを有している。システム10は、眼球の位置を追跡するように治療面の方に向けられた第1および第2のカメラまたは画像取込み装置36および38をさらに含んでよい。このような例では、較正フィクスチャ20は、カメラ36および38とレーザ・システムとの位置合わせを容易にするように正方形パターンの四隅に配置された、好ましくは瞳孔を模倣した4つの濃い円40をさらに含んでいる。

次に図2を参照すると、図1のシステム10に用いられる例示的な較正・位置合わせフィクスチャ20の分解図が示されている。フィクスチャ20は、治療面において位置決め可能な構造を含んでいる。構造20は一般に、幅が10mmから50mmの範囲、長さが10mmから50mmの範囲、厚さが0.1mmから5mmの範囲であるクレジット・カード構造を有する平坦側面本体を含んでいる。構造20は、金属、スチール、シリコン、結晶、または同様の材料を含む様々な材料で形成することができる。構造20は、レーザ・エネルギーの較正を可能にする開口部28、溝、切欠き、または長穴と、レーザ光線の特性を判定するために互いに垂直に向けられた少なくとも2つの基準エッジ32、好ましくは2つの基準エッジ34と、眼球追跡カメラの光学中心を求め回転位置合わせを行うために正方形パターンの四隅に配置された人工瞳孔、好ましくは4つの濃い円40とを有している。較正フィクスチャ開口部28は、構造20内に心合わせされることが好ましい。例示的な態様では、較正フィクスチャは、図2ではR1からR12として参照されている12個の基準エッジ、好ましくはナイフの刃を含む十字型パターンを形成する。基準エッジは一般に、互いに垂直に向けられており、1mmから10mmの範囲の長さを有している。フィクスチャ20上に配置された濃い円40は通常、0.25mmから2mmの範囲の直径を有し、金属、スチール、シリコン、または同様の材料を含む様々な材料で形成されている。位置合わせ円40は、基準エッジR1からR12から十分に離れた位置に配置されており、正方形の辺の長さ21は約14mmである。人工瞳孔が較正フィクスチャに開口部または穴を含んでもよいことが理解されよう。好都合なことに、以下に詳しく記載されているように、この単一の再使用可能なフィクスチャ20を用いて、レーザ・エネルギーを較正しレーザ光線の特性を判定することができ、かつ眼球追跡カメラを位置合わせすることができる。

次に図2Aおよび2Bを参照すると、眼球追跡カメラを有する走査光線供給システム用の較正・位置合わせフィクスチャ20の他の態様が示されている。図2Aにおいて、レーザ・エネルギーおよびレーザ光線の形状の較正を可能にする複数の十字型開口部28A〜28Dおよび基準エッジ32A〜32D、34A〜34Dがフィクスチャ20に形成されている。開口部28A〜28Dは、眼球追跡カメラ用の位置合わせ瞳孔40A〜40Dとして機能することもできる。図2Bは、フィクスチャ20に形成されレーザ・エネルギーおよびレーザ光線の形状の構成を可能にする複数の正方形の開口部28A〜28Dおよび基準エッジ32A〜32D、34A〜34Dを示している。正方形の開口部28A〜28Dも眼球追跡カメラ用の位置合わせ瞳孔40A〜40Dとして機能することができる。

次に図3を参照すると、レーザ・エネルギーの較正は、2つのエネルギー検出器18および22からの測定値を利用することによって行われている。第1のフォトディテクタ18は、治療面、通常患者の眼球にレーザ光線16を向ける鏡14の後ろに配置されている。第1のフォトディテクタ18は、鏡14からの紫外線レーザの漏れを測定する。第1のフォトディテクタ18を本明細書では患者エネルギー検出器（PED）と呼ぶことがある。第2のフォトディテクタ22は、較正フィクスチャ22に隣接して配置され、所与の治療手順に用いられるパルス・レーザ・エネルギーを測定する。このフォトディテクタを本明細書では治療エネルギー検出器（TED）と呼ぶことがある。上述の機械的フィクスチャ20は、治療面に隣接して配置され、フィクスチャの、治療面への移動および治療面からの移動を可能にするヒンジ付き支持アームまたは機構21を介して光線供給システム12に対して位置させられている。TEDは、較正フィクスチャ20の後ろに配置されている。フィクスチャ20は、指定された領域にわたってレーザ光線位置が走査されている間レーザ光線16全体が通過できる開口部28を有している。

動作時には、レーザ・エネルギーの較正は、角膜組織のアブレーションに適したレーザ光線16を鏡14から送る段階と、レーザ光線16をフィクスチャ20の開口部28を通して走査させる段階と、走査中の第1のフォトディテクタ18および第2のフォトディテクタ22の出力信号を測定する段階とを含む。第1のフォトディテクタは、鏡を経由したレーザ・エネルギー漏れを測定する。第2のフォトディテクタは、フィクスチャ開口部を通過するレーザ光エネルギーを測定する。システムの較正は、エネルギー測定値を比較することによって行われる。

参照番号42（図1）によって指定された方向にレーザ光線16を移動させることにより、レーザ光線が、固定された鏡14上のいくつかの異なる位置から送られるときに、第1のフォトディテクタ18および第2のフォトディテクタ22から複数の出力信号測定値が生成される。通常、レーザ光線供給システム12は、レーザ光線16を所定の経路に沿って移動させる走査光学系を含んでいる。いくつかの例では、鏡14は、回転する鏡が較正フィクスチャを横切る方向にレーザ光線を走査できるようにジンバルに取り付けることができる。レーザ光線16は通常、較正フィクスチャ20を横切るように向けられるときには第2のフォトディテクタ22に垂直に向けられる。

コンピュータ・システム30は、第1のフォトディテクタ18および第2のフォトディテクタ22から放出された出力信号24および26を記録し、処理し、分析する。レーザ・エネルギーを較正する例示的なプロトコルが図3のブロック図に示されている。PED値18およびTED値22は、鏡14上のレーザ光線16のいくつかの位置で測定される。次いで、出力測定値の比、PED/TEDが求められ、次にPED/TED比が所定の公差と比較される。比が所定の公差内である場合、PEDからの出力測定値が独立に第1のしきい値範囲と比較され、TEDからの出力測定値が独立に第2のしきい値範囲と比較される。PEDからの出力測定値が第1のしきい値範囲内であり、TEDからの出力測定値が第2のしきい値範囲内である場合、レーザ・エネルギー測定値が正確に較正されるため、較正フィクスチャ20が治療面から除去され、レーザ光線16が焼灼治療のために患者の角膜の方に向けられる。

しかし、PEDからの出力測定値が第1のしきい値範囲外であるか、TEDからの出力測定値が第2のしきい値範囲外である場合、供給システム光学系の欠陥、やレーザの欠陥のようなレーザ光線供給システム12の欠陥が示される。さらに、PED/TED比が所定の公差外である場合、鏡上の走査される各レーザ光線位置ごとに第1および第2のフォトディテクタからの出力測定値の各PED/TED比が分析され、PED/TED比が位置に依存していないかどうかが検査される。PED/TEDが位置に依存する場合、鏡14、PED18、またはTED22の欠陥が示される。PED/TED比が位置に依存しない場合、TED18、PED22、またはレーザ光線供給システム12の欠陥が示される。たとえば、一方のフォトディテクタが劣化している可能性があるか、または供給光学系透過がオフになっている。さらに、上述の較正が失敗した場合はいつでも、さらにプラスチック試験材料に対するアブレーション試験を行うことができる。

較正フィクスチャに対してレーザ光線を走査させる前に空間的な非一様性による各フォトディテクタ18、22のばらつきが測定され、この影響が上述のレーザ・エネルギー較正分析と比較される。特に、レーザ光線をフィクスチャ20なしで2つの検出器、PEDおよびTEDを走査させ、走査中にレーザ光線位置の二次元範囲にわたってPED/TED比のマップを得ることによって、空間的な非一様性を測定することができる。たとえば、約10mmの直径を有する円形領域にわたって0.1mm刻みでレーザ光線を走査させることができる。このサンプリングでは、PED/TED比の測定が約8000回行われ、PED/TEDマップが形成される。公差値およびしきい値は、所望の公差精度レベルに依存する。たとえば、所定の比公差のもたらす不正確さは、好ましくは8%以下、より好ましくは4%以下、最も好ましくは2%以下であり、一方、第１および第2しきい値は、好ましくは１%以下である。2つのフォトディテクタ18および22からの測定値を用いてレーザ較正精度が求められるため、本発明の方法は好都合なことに、レーザの較正を向上させることができる。さらに、2つのフォトディテクタからのエネルギー測定値によって、レーザ供給システム内の欠陥検出をシステムの特定の構成要素に狭めることができ、それによって、レーザ・システム10を高速にかつ正確に調整するのが容易になる。

次に図4を参照すると、較正フィクスチャ44の他の構成が示されている。このようなフィクスチャは、レーザ・エネルギーの測定と、図1のシステムによるレーザ光線の形状および寸法の測定に利用することができる。図5は、レーザ光線走査中に、レーザ光線16の中心が厳密に第1の基準エッジ32の縁部に位置させられた瞬間の、第2のフォトディテクタ22が後ろに位置させられた（図示せず）下向きに第1の基準エッジ32の方に向けられたレーザ光線16の斜視図である。レーザ光線16は通常、第2のフォトディテクタ22からの出力信号が走査中に第2のフォトディテクタに入射するレーザ光線の領域（すなわち、レーザ光線の、基準エッジ32によって遮断されない部分）に対応するように、鏡14から第1の基準エッジ32を横切って向けられる。図5に示されているように、レーザ光線16が円形の形状を有する場合、レーザ光線16の第1の半分46は第2のフォトディテクタ22に入射し、一方、レーザ光線16の第2の半分48は較正フィクスチャ20によって遮られる。

次に図6Aから6Cを参照すると、走査中に第1の基準エッジを横切って第2のフォトディテクタ22上に至るレーザ光線16の連続的な移動が示されている。図6Aに示されているようにレーザ光線16が較正フィクスチャ20に完全に入射して（すなわち、レーザ光線が基準エッジによってフォトディテクタから完全に遮断される）から、図6Cに示されているように（参照番号50によって示されているように）レーザ光線16が第2のフォトディテクタ22に完全に入射するまで、第2のフォトディテクタ22から複数の出力信号測定値が生成される。図6Bは、レーザ光線16の第1の半分46が第2のフォトディテクタ22に入射し、一方レーザ光線16の第2の半分48が較正フィクスチャ20に入射した状態を示している。複数の出力信号読取り値を平均することによって、フォトディテクタの雑音によるデータのばらつきが低減する。第2のフォトディテクタの出力を測定することによって、走査中のレーザ光線の強度プロファイル、寸法、および形状を求めることが可能である。第2のフォトディテクタ22の測定されたエネルギー信号を第1の検出器18と比較することによって、レーザ11の各パルスによって放出されるエネルギーのばらつきは、共通モード雑音として無視される。

次に図7を参照すると、第1の基準エッジ32を横切ってフォトディテクタ22上に至るレーザ光線16の走査中（図6A〜6C）に経時的に得られる第2のフォトディテクタ22からの出力信号Sからレーザ光線16の強度プロファイルを求めることができる。第2のフォトディテクタ22の出力信号Sの強度は、較正フィクスチャ20の第1の基準エッジ32に沿って遮断されず、したがって、第2のフォトディテクタに直接入射するレーザ光線16の領域内のエネルギーに相当する。具体的には、信号Sの強度は、基準エッジによって遮断されないレーザ光線プロファイルの積分値として表すことができる。ガウス・パルスについてのこのような積分値は以下のように表すことができる。

エネルギー分布がパルスの断面全体にわたって実質的に一様である振幅Aおよび直径X_oの「トップ・ハット」パルスについては、以下のように表すことができる。

図7の点P1、P2、およびP3は、それぞれ図6A、6B、および6Cに示されているようにレーザ光線が位置させられた瞬間の、積分されたレーザ光線プロファイルに対応する出力信号Sの測定された強度を示している。レーザ光線16を較正フィクスチャ20によって完全に遮られるように位置決めすると、フォトディテクタ22は通常、システムにおける雑音を表す小さい信号強度Nのみを放出する。レーザ光線16を第1の基準エッジ32を横切るように走査させていくと、レーザ光線16の、第2のフォトディテクタ22に達する領域が徐々に大きくなっていき、第2のフォトディテクタの出力信号Sの強度が高くなる。レーザ光線16が図5および6Bに示されている位置に達し、したがって、ビーム・スポット20の第1の半分がフォトディテクタに入射すると、信号Sは点P2でその最大信号強度の約1/2に達する。最後に、レーザ光線16が最終的に、図6Cに示されている位置に達し、したがって、レーザ光線16全体がフォトディテクタ22に入射すると、信号Sは点P3でその最大信号強度に達する。したがって、概ね円形のレーザ光線16の場合、出力信号Sの強度は、図7に示されているようにS字形曲線の形状である。例示的な態様では、検出器22によって測定された信号26が検出器18からの信号24で割算され、レーザ11から放出されたレーザ光線16におけるパルス間のエネルギーばらつきによる共通モード雑音が無視される。この割算された信号は、正規化され、図7に示されているように表されることが好ましい。次いで、正規化された値のｓ字形曲線からレーザ光線強度プロファイルが求められる。

次いで、レーザ光線強度プロファイルからレーザ光線の寸法を求めることができる。さらに、走査中の第2のフォトディテクタ22からの出力信号Sの変化率を測定することによって、レーザ光線16の形状を求めることができる。レーザ光線の形状測定値および寸法測定値は、レーザ光線の楕円率、偏心率、非対称率などの光線品質に関する情報を与える。

次に図8を参照すると、レーザ光線の寸法、形状、強度、および位置を求める好ましい方法が示されている。この方法は、レーザ光線16を第1の基準エッジ32を横切る第1の方向D1に走査させ、次に第1の基準エッジ32に対してある角度に向けられた第2の基準エッジ34を横切る第2の方向D2に、第1の基準エッジ32および第2の基準エッジ34の後ろにフォトディテクタ22を位置させた状態で走査させる段階を含む。走査中に、フォトディテクタ22に入射したレーザ光線16の領域に対応する、フォトディテクタ22からの出力信号が測定される。上述のようにフォトディテクタ18からの信号を測定して共通モード雑音を無視することが好ましい。2つの互いに直交する方向に沿った走査によって二次元測定が可能になり、それによってレーザ光線の寸法および形状の測定が向上する。フォトディテクタによって測定されたレーザ光線エネルギーからレーザ光線の特性を導くことができる。

1つの分析方法は、2つの互いに直交する軸D1およびD2に沿って投影されたレーザ光線強度プロファイルの最初の4つのモーメントを計算する方法である。上述のように、基準エッジ構成はこれらの強度プロファイルを積分する。光線強度プロファイルのモーメントは、積分されたプロファイルを用いて数学的に算出することができる。たとえば、測定されたモーメントを理想的なガウス分布のモーメントと比較することができる。この2つの差は、レーザ光線の直径および/または形状などの光線品質に関する情報を与える。

次に図9を参照すると、フィクスチャ20はさらに、カメラによって与えられるx位置およびy位置を零にし、水平眼球追跡カメラ36および垂直眼球追跡カメラ38をカメラを適切にその光学軸の周りに向けるように、カメラを位置合わせするのを可能にする。構造52は、フィクスチャ20を走査中に所望の位置に保持する。カメラは、調整可能になるように、3つの回転軸を有するように取り付けられる。これらの軸の周りでの調整は、カメラの位置を1回で所望の位置および向きに固定するために設けられるロックダウンを有する細目ねじ調整機構によって行われることが好ましい。

レーザ眼科手術用の例示的な眼球追跡カメラ36、38が、本発明の譲受人に譲渡され、完全な開示が参照として本明細書に組み入れられる米国特許第6,322,216B1号に記載されている。一般に、第1および第2のカメラまたは画像取込み装置は眼球の方へ向けられる。エネルギー供給システムは、第1および第2の画像取込み装置によって検知された眼球の移動に応答してエネルギー流を横方向に第1および第2の軸に沿って角膜組織の方へ偏光させる。水平方向カメラおよび垂直方向カメラは、マサチューセッツ州バーリントンのIscan, Inc.から市販されている追跡システムのような市販の追跡システム、または他の同等のシステムを含むことが多い。

フィクスチャ20は、正方形の四隅に配置された瞳孔を模倣した4つの濃い円40を含むパターンを表面に有している。濃い円40は、画像取込み装置をレーザ・システムに位置合わせするように眼球追跡カメラ36および38によって撮像することができる。通常、電子クロスヘアがカメラの基準として働く。電子クロスヘアは、回転によってかつx平面およびy平面においてフィクスチャ20と位置合わせされる。濃い円40はスケールの較正に使用される。濃い円40は、互いに14mm離れている。眼球追跡カメラは、濃い円40を見つけ、各円間の画素の数を測定する。倍率は14mm/画素の数（mm/画素）である。濃い円は、カメラの光心および回転位置合わせを確認するのに用いることができる。

次に図10および11を参照すると、眼球追跡レーザ・システムと一緒に使用される較正フィクスチャ100の他の態様では、フィクスチャ100に形成された単一の開口102が使用されている。フィクスチャ100は、レーザ光線を透過させない材料で形成されている。開口102は、瞳孔を模倣し、約2mmから12mmの範囲、好ましくは約3mmから9mmの範囲、より好ましくは約4mmから8mmの範囲の直径を有している。または、開口102は、眼球の他の構造、たとえば眼球の角膜縁を模倣することができる。フォトディテクタ22は、レーザ光線がフィクスチャ100を横切って走査する際に開口102を通過するレーザ光線エネルギーを測定する。レーザ光線プロファイルは図11に示されているように測定される。レーザ光線16の位置は開口102上で走査される。開口102は、水平基準エッジ34Aおよび34Bに概ね垂直な垂直基準エッジ32Aおよび32Bを含んでいる。または、非垂直基準エッジを使用することができる。レーザ光線位置110A〜110Lは、レーザ光線16を完全に遮断しかつ完全に透過させるようになっている位置を含んでいる。レーザ光線強度プロファイルは、位置110A〜110Lを横切る走査中のフォトディテクタ22の信号出力から求めることができる。さらに、レーザ光線プロファイルは、わずかに湾曲した基準エッジ32A、32B、34A、34Bによって遮断されたレーザ光線についての測定されたエネルギー・レベルと予想されるエネルギー・レベルを比較することによって算出することができる。開口部102は、眼球追跡カメラ用の位置合わせ瞳孔または角膜縁として機能してもよい。

次に図12を参照すると、レーザ光線システムと眼球追跡システムの位置合わせを試験する好ましい方法が示されている。上述の基準エッジ構成からレーザ光線位置が測定される。または、レーザ光線位置は、完全な開示が参照として本明細書に組み入れられる米国特許第5,928,221号に記載されたように測定することができる。測定されたレーザ光線位置はコンピュータ30のメモリに記憶される。人工瞳孔の位置は上述のように測定される。または、角膜縁のような眼球の他の構造と光学的に類似している他の人工的な構造の位置を測定することができる。たとえば、角膜縁のコントラスト追跡の場合、人工構造は、強膜組織構造と角膜組織構造との間に形成される角膜縁境界の少なくとも一部と光学的に類似しているコントラスト境界を含む。測定された人工眼球構造位置はコンピュータ30のメモリに記憶される。人工眼球構造およびレーザ光線の測定は、連続的に行うことができ、人工眼球構造の測定とレーザ光線の測定にそれぞれの異なる較正目標を含んでよい。人工眼球構造の測定された位置はレーザ光線の測定された位置と比較される。人工眼球構造とレーザ光線の測定された位置が所定のしきい値量内、たとえば0.1mmである場合、患者は治療される。人工眼球構造とレーザ光線の測定された位置がしきい値量を超えている場合、システムは、今から4時間前までの間に較正されていない場合には較正される。測定された人工眼球構造位置と測定されたレーザ光線位置との比較は、システムが今から4時間前までの間に較正されていないことに応答して繰り返される。システムが今から4時間前までの間に較正されている場合、システムは補修される。

本明細書では、ある好ましい態様および方法を開示したが、前述の開示から、当業者には本発明の真の要旨および範囲から逸脱せずにこのような態様および方法に変形および修正を施させることが明らかになろう。したがって、上記の説明は、添付の特許請求の範囲によって定められる本発明の範囲を制限するものとみなすべきではない。

（図１） 本発明の原則に従って構成されたレーザ較正・眼球追跡カメラ位置合わせシステムの概略図である。
（図２） 図1のシステムに用いられる較正・位置合わせフィクスチャの分解図である。
（図２Ａおよび２Ｂ） 図１のシステムに用いることのできる較正・位置合わせフィクスチャの他の構成を示す図である。
（図３） 図1のシステムを使用してレーザ光線供給システムからのレーザ・エネルギーを較正する方法を示す簡略化されたブロック図である。
（図４） 図1のシステムに用いることのできる較正フィクスチャの他の構成を示す図である。
（図５） 基準エッジ上に心合わせされた瞬間の、図4の較正フィクスチャの基準エッジを走査しているレーザ光線の斜視図である。
（図６Ａ〜６Ｃ） 図4の基準エッジを横切って移動するレーザ光線の図である。
（図７） 図6A〜6Cに示されている走査中の第2のフォトディテクタの出力信号を示すグラフである。
（図８） 図4の較正の2つの互いに垂直な基準エッジ上を走査するレーザ光線の平面図である。
（図９） 眼球追跡カメラと図1および2の較正・位置合わせフィクスチャとの簡略化された斜視図である。
（図１０および１１） 図1のシステムに用いることのできる較正・位置合わせフィクスチャの他の態様を示す図である。
（図１２） 眼球追跡システムを有するレーザ眼科手術システムを較正する方法を示す簡略化されたブロック図である。

Claims (39)

1. 以下の段階を含む、レーザ眼科手術システムからのレーザ・エネルギーを較正する方法：
   角膜組織の焼灼に適したレーザ光線を表面から送る段階；
   フィーチャを有する較正フィクスチャを横切ってレーザ光線を走査させる段階；
   走査中に表面の所でビームからサンプル・レーザ・エネルギーを分離する段階；
   走査中サンプル・レーザ・エネルギーを測定する段階；
   走査中にフィーチャを越えて送られたレーザ・エネルギーを測定する段階；および
   エネルギー測定値を比較することによってレーザ・システムの較正を行う段階。
2. レーザ・システムの較正が、測定されたサンプル・エネルギーとフィーチャを越えて送られた測定されたレーザ・エネルギーとの比を所定の公差と比較することによって行われる、請求項1記載の方法。
3. レーザ・システムの較正が、比が所定の公差内である場合、測定されたサンプル・エネルギーと第1のしきい値範囲との比較と、フィーチャを越えて送られた測定されたレーザ・エネルギーと第2のしきい値範囲との比較を独立に行う段階をさらに含む、請求項2記載の方法。
4. 測定されたサンプル・エネルギーが第1のしきい値範囲内であり、フィーチャを越えて送られた測定されたレーザ・エネルギーが第2のしきい値範囲内である場合にレーザ・システムの較正が完了する、請求項3記載の方法。
5. 較正フィクスチャを除去し、較正済みのシステムによって患者の角膜を焼灼する段階をさらに含む、請求項4記載の方法。
6. レーザ・システムを較正することによって、測定されたサンプル・エネルギーが第1のしきい値範囲外であるか、フィーチャを越えて送られた測定されたレーザ・エネルギーが第2のしきい値範囲外である場合、レーザ・システムの欠陥が示される、請求項3記載の方法。
7. レーザ光線が表面上のいくつかの異なる位置から送られ、比が所定の公差外である場合、測定されたサンプル・エネルギーとフィーチャを越えて送られた測定されたレーザ・エネルギーの各比が表面上の各レーザ光線位置ごとに分析されて、比が位置に依存していないかどうかを判定する段階をレーザ・システムの較正がさらに含む、請求項2記載の方法。
8. レーザ・システムを較正することによって、比が位置に依存している場合、表面、もしくはサンプル・エネルギーまたはフィーチャを越えて送られたレーザ・エネルギーを測定するエネルギー・センサの欠陥が示される、請求項7記載の方法。
9. レーザ・システムを較正することによって、比が位置に依存していない場合、サンプル・エネルギーまたはフィーチャを越えて送られたレーザ・エネルギーを測定するエネルギー・センサの欠陥が示される、請求項7記載の方法。
10. レーザ・システムを較正することによって、エネルギー・センサが、サンプル・エネルギーまたはフィーチャを越えて送られたレーザ・エネルギーを所定のしきい値内の精度で測定しているかどうかが示される、請求項1記載の方法。
11. 表面が鏡を含み、フォトディテクタが鏡を経由したレーザ・エネルギー漏れを測定する、請求項1記載の方法。
12. フィーチャが較正フィクスチャに開口部を含み、フォトディテクタが開口部を通過するレーザ光エネルギーを測定する、請求項1記載の方法。
13. 走査の前に空間的な非一様性による各フォトディテクタのばらつきを測定する段階をさらに含む、請求項11または12記載の方法。
14. レーザ光線が、較正フィクスチャに垂直である、請求項1記載の方法。
15. フィーチャが、第1の基準エッジを含み、走査時に第1の基準エッジを通過するレーザ・エネルギーを測定することによってレーザ光線の特性を判定する段階をさらに含む、請求項1記載の方法。
16. フィーチャが、第1の基準エッジに対してある角度に向けられた第2の基準エッジを含み、走査中に第2の基準エッジを通過するレーザ・エネルギーを測定することによってレーザ光線の特性を判定する段階をさらに含む、請求項15記載の方法。
17. 走査中に第1の基準エッジを通過する測定されたレーザ・エネルギーからレーザ光線のエネルギー強度プロファイルを求める段階をさらに含む、請求項15記載の方法。
18. レーザ光線の強度プロファイルが、比較されたエネルギーから所定の許容範囲内であることを検証する段階をさらに含む、請求項17記載の方法。
19. レーザ光線強度プロファイルからレーザ光線の少なくとも1つの寸法を求める段階をさらに含む、請求項17記載の方法。
20. 走査中に第1の基準エッジを通過した測定されたレーザ・エネルギーの変化率を測定することによってレーザ光線のエネルギー強度プロファイルの形状を求める段階をさらに含む、請求項15記載の方法。
21. 眼球追跡システムの画像取込み装置によって較正フィーチャを撮像して、画像取込み装置とレーザ・システムの位置合わせを測定する段階をさらに含む、請求項1記載の方法。
22. 以下の段階を含む、走査角膜アブレーション・レーザ光線を特徴付ける方法：
    基準エッジを有する較正フィクスチャを横切ってレーザ光線を走査させる段階；
    レーザ光線を走査させつつ基準エッジを通過するレーザ光線エネルギーを測定する段階；
    測定されたレーザ光線エネルギーからレーザ光線の特性を導く段階； および
    較正フィクスチャを除去し、測定されたレーザ光線によって患者の角膜を焼灼する段階。
23. 以下を含む、レーザ光線システムからのレーザ・エネルギーを較正するシステム：
    走査レーザ光線供給システム；
    レーザ光線供給システムからのレーザ・エネルギーを治療面の方へ向け、光線からサンプル・レーザ・エネルギーを分離する表面；
    表面からのサンプル・レーザ・エネルギーの第1の光学経路に位置させられ、サンプル・レーザ・エネルギーに応答して第1の出力信号を放出する第1のフォトディテクタ；
    治療面の近くに位置させられ、少なくとも1つのフィーチャを有する較正フィクスチャ；
    較正フィクスチャのフィーチャからのレーザ光線の第2の光学経路に位置させられ、入射したレーザ光線に応答して第2の出力信号を放出する第2のフォトディテクタ；ならびに
    第1および第2の出力信号に応答してレーザ・システムを較正するかまたはレーザ光線の特性を判定するプロセッサ。
24. 走査光線供給システムが、レーザ眼科手術システムである、請求項23記載のシステム。
25. フィーチャが、較正フィクスチャに開口部を含む、請求項23記載のシステム。
26. フィーチャが、基準エッジを含む、請求項23記載のシステム。
27. フィーチャが、2つの基準エッジを含む、請求項23記載のシステム。
28. フィーチャが、12個の基準エッジを含む十字型パターンを含む、請求項23記載のシステム。
29. 治療面の方に向けられた画像取込み装置、および画像取込み装置に結合され、画像取込み装置とレーザ供給システムとの位置合わせを測定するために較正フィクスチャの位置を求める画像プロセッサをさらに含む、請求項23記載のシステム。
30. フィーチャが、正方形パターンの四隅に配置された4つの濃い円を含む、請求項29記載のシステム。
31. 少なくとも1つの画像取込み装置を有する走査レーザ光線供給システム用の較正および位置合わせフィクスチャであって、
    治療面に位置決め可能であって、入射したレーザ・エネルギーを選択的に較正エネルギー・センサに送るフィーチャ、レーザ光線の特性を判定するための少なくとも1つの基準エッジ、および少なくとも1つの画像取込み装置とレーザ・システムとの位置合わせを行うための人工瞳孔、を有する構造を含むフィクスチャ。
32. フィーチャが、レーザ光線全体が通過するのに十分な大きさを有する開口部を含む、請求項31記載のフィクスチャ。
33. 構造が、第2の基準エッジが第1の基準エッジに対してある角度に向けられた2つの基準エッジを有する、請求項31記載のフィクスチャ。
34. 構造が、12個の基準エッジを含む十字型パターンを有する、請求項31記載のフィクスチャ。
35. 人工瞳孔が、濃い円を含む、請求項31記載のフィクスチャ。
36. 人工瞳孔が、正方形パターンの四隅に配置された4つの濃い円を含む、請求項31記載のフィクスチャ。
37. 人工瞳孔が、フィクスチャに開口部を含む、請求項31記載のフィクスチャ。
38. 以下の段階を含む、眼球追跡カメラを有するレーザ眼科手術システムを較正する方法：
    レーザ光線の位置を測定する段階；
    較正フィーチャの位置を測定する段階；および
    レーザ光線の測定された位置を較正フィーチャの測定された位置と比較する段階。
39. 測定された位置が所定の公差内である場合、眼球を治療する段階を含む、請求項38記載の方法。

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