JP2017534337A - 角膜トポグラフィー、瞬き検出、及び、レーザ眼手術システムのための方法及びシステム - Google Patents

Abstract

レーザ眼手術システムにおける瞬き検出方法は、幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定構造を提供する工程を含む。当該方法は、幾何学的マーカーからの光が患者の眼の屈折構造から反射可能であるように、トポグラフィー測定構造を当該患者の眼の近接位置に載置する工程を含み、また、トポグラフィー測定構造が前記近接位置にある間に前記患者の眼からの反射光を所定時間に亘って検出する工程を含む。本方法は、更に、前記眼の表面からの前記反射光を画像データに変換する工程と、幾何学的マーカーから反射された光が前記反射光内に存在しているか否かを決定するべく前記画像データを分析する工程と、を備え、幾何学的マーカーが存在しないと決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしたと判断される。

Description

〔関連出願の説明〕
本願は、２０１４年９月２５日に出願された米国特許仮出願第６２／０５５，４２９号についての米国特許法（３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．）第１１９条（ｅ）の優先権を主張する。当該仮出願の全体の内容が、当該参照により、本明細書に完全に記載されているのと同様に、本明細書の一部とされる。パリ条約上の優先権が、明示的に保持される。

〔技術分野〕
本発明は、全体として眼手術に関しており、特には、レーザ眼手術における角膜トポグラフィー及び瞬き検出のための方法ないしシステムに関している。

〔背景〕
例えば近視（近眼）、遠視（遠目）及び乱視のように、眼の屈折特性に関連した視力障害を持つ人々がいる。近視は、網膜の前方で光が合焦する時に生じ、遠視は、網膜の後方の焦点へと屈折される時に生じる。乱視は、角膜の曲率が２以上の方向で等しくない時に生じる。これらの視力障害は、メガネやコンタクトレンズによって矯正され得る。あるいは、必要な光学的矯正を提供するべく、眼の角膜が外科的に再成形され得る。

眼手術は、今や、屈折率異常を矯正するためのコンタクトレンズやメガネの利用を回避する選択的処置として、それを求める患者にとって一般的になっている。また、白内障のような有害な状況を矯正することを求める他の患者にとっても、一般的になっている。そして、レーザ技術の最近の発展に伴って、レーザ手術が、眼科処置のための選択技術になっている。眼の手術者が、ミクロケラトーム（微小角膜切刀）や鉗子のような手動ツールよりも外科用レーザビームを好む理由は、レーザビームが非常に少量の眼組織に正確に合焦できるからである。これにより、手術の正確さと信頼性とを高めることができる。これらは、手術後のより良好な傷の治療及び回復を可能にする。

外科的に眼の組織を切除する例は、角膜の切除、及び／または、眼の水晶体レンズの切除を含む。眼のレンズは、白内障のような欠陥を除去するために切除され得る。例えば角膜や水晶体被膜（水晶体嚢（包））のような他の眼の組織は、白内障レンズが除去され得るように、それにアクセスするべく、切除され得る。

角膜は、眼の屈折異常を矯正するために、例えば、レーザ補助角膜内切削形成術（“ＬＡＳＩＫ”）、光反応角膜整形手術（“ＰＲＫ”）、放射状角膜切開術（“ＲＫ”）、角膜形成術、乱視角膜切開術、角膜弛緩切開術（“ＣＲＩ”）、角膜縁（リンバス）弛緩切開術（“ＬＲＩ”）、小切開レンチキュラー（レンズ）摘出やフラップレス屈折レンチキュラー摘出のような屈折レンチキュラー摘出、によって切断ないし再成形され得る。乱視角膜切開術、角膜弛緩切開術、及び、角膜縁弛緩切開術では、角膜切開が、角膜が形状を変えてより球形になることができるよう十分に規定されたやり方及び深さで行われる。

様々な手術や症状のために、異なるレーザ眼手術システムが、異なるタイプのレーザビームを用いている。これらは、例えば、紫外線レーザ、赤外線レーザ、近赤外線レーザ、超短パルスレーザ、を含んでいる。超短パルスレーザは、１０フェムト秒程度に短く、あるいは、３ナノ秒程度に長い、というパルス持続時間で、３００ｎｍと３０００ｎｍとの間の波長で、照射する。超短パルスレーザビームを提供するレーザシステムの例は、アボットメディカルオプティクスのｉＦＳアドバンストフェムト秒レーザ、アボットメディカルオプティクスのイントラレースＦＳレーザ、オプティメディカのカタリス精密レーザシステム、を含む。

一般的に知られたＬＡＳＩＫ手術において、超短パルスのレーザは、角膜フラップの切断に用いられて、エキシマレーザからの紫外線ビームでのフォトアブレーションのために角膜基質を露出させる。エキシマレーザによる角膜基質のフォトアブレーションは、角膜を再成形して、近視、遠視、乱視等の屈折状況を矯正する。

白内障摘出は、世界中で１年に推定１５００万例の白内障手術で頻繁に行われている外科的処置である。白内障は、眼の水晶体のレンズの混濁によって形成される。白内障は、レンズを通る光を散乱させ、視力を知覚可能に低下させる。白内障は、程度が軽度の混濁度から完全な混濁度まで様々な場合がある。加齢性白内障の進行の初期において、レンズの屈折力（一般に「度」と呼ばれることがある）が増大する場合があり、近視が生じる。レンズの漸次黄変及び混濁化（不透明化）により、青色の知覚が減少する場合がある。というのは、波長が短いと、これが白内障の水晶体レンズ内に強く吸収されると共にこの中で強く散乱されるからである。白内障の形成は、進行が遅い場合が多く、その結果、進行性の視力低下が生じる。

典型的には、白内障治療は、不透明な水晶体を人工眼内レンズ（ＩＯＬ）で置き換えることを含む。白内障手術は、水晶体乳化（水晶体乳化吸引）と呼ばれる技術を用いて実施可能であり、この水晶体乳化では、関連の潅注及び吸引ポートを備えた超音波チップが、レンズの比較的硬い核を刻んで前水晶体嚢に作られる開口部を通る取り出しを容易にするために用いられる。水晶体嚢と呼ばれているレンズの外側の膜が、レンズの核を収容している。それは、しばしば、白内障の最高の程度の場所である。

レンズ（水晶体）核への接近は、前水晶体嚢切開術や嚢切開を実施することによって行われる。かかる切開術では、小さな丸い穴が水晶体嚢の前方側部に形成される。レーザが水晶体嚢を切断するために用いられる時、当該手術は水晶体嚢切開術（ｃａｐｓｕｌｏｔｏｍｙ）と呼ばれる。水晶体嚢を裂くために鉗子や他の手動外科ツールが用いられる時、当該手術は手動の連続曲線嚢切開（ＣＣＣ）と呼ばれる。水晶体嚢切開術の後、レーザは、眼からの除去を容易にするべく白内障レンズを細分化するために用いられ得る。水晶体核の取り出し後、合成フォルダブル（折り畳み）眼内レンズ（ＩＯＬ）を眼の残りの水晶体嚢中に挿入するのが良い。

従来の超短パルスレーザシステムは、眼の組織を切断するために用いられており、多くの白内障患者を治療するために用いられている。しかしながら、これらの短パルスシステムは、少なくとも幾つかの患者の眼の治療にとって理想的な結果に至らない結果をもたらす場合がある。これは、以下の理由により生じ得る。眼は、複雑な光学構造を有しており、レーザ眼手術の成功は、レーザ眼手術システムとの関連での眼の位置と、眼構造自身の測定及び／または撮像と、の正確な測定に依存する。例えば、幾つかの例では、眼と手術治療器械のミスアラインメント（位置合わせ不良）の結果として、切開創の理想的な配置には至らない状態が生じる場合がある。

眼測定器具、例えばトモグラフィー（tomography：断層撮影法）及びトポグラフィー（topography：地形図法）システム、から外科レーザへと提供されるデータの有用性を制限し得る他の要因が存在する。例えば、互いに異なる器具間で撮影された画像のうちの少なくとも幾つかに少なくとも或る程度のディストーション（歪）が存在する場合があり、このディストーションは、レーザ切開創の配置場所を少なくとも幾つかの場合において理想レベルに至らないものにする場合がある。また、測定及び治療のために異なるシステムを使用することは、アラインメント上の誤差を導入する場合があり、理想的な程度よりもより多くの時間を必要とする場合があり、しかも手術の全体費用を増大させる場合があり、従って、より少ない人数の患者しか有益な治療を受けることができない。

位置決めと眼構造の測定との精度に影響し得る他の要因は、瞬きの発生である。患者は、知覚される潜在的損傷から眼を保護するために反射的に、あるいは無意識に、１分あたり概ね１０〜１５回、瞬きをし得る。各瞬きは、１００〜４００ミリ秒継続し、その間、それは、全てのパターン映像を妨害し、光レベルを１００倍弱める。また、瞼からの光の反射、屈折及び／または拡散は、角膜のような眼の表面からの光の反射、屈折及び／または拡散とは大きく異なる。結果として、眼の反射、屈折または他の特性に基づく眼の測定及び眼の位置決めに関するデータは、当該データが瞬きの間に得られた場合には、理想的な程度に及ばない場合がある。

伝統的には、レーザ手術装置のオペレータが、患者が瞬きをしていないことを確認する。しかしながら、オペレータは、眼の手術中の他のタスクを実施している間、１またはそれ以上の瞬きを見逃すかもしれない。従って、眼の位置決め及び測定の間に患者の瞬きを考慮する瞬き検出のシステムないし方法のニーズが存在する。

従って、関連技術の制限や欠点に起因する１またはそれ以上の問題を除去するべく、本発明の１つの目的は、眼の位置決め及び測定の間に瞬きを検出することによって患者の眼の撮像と位置決めとを改良した実施形態を提供することである。

レーザ眼手術システムにおける瞬き検出方法は、少なくとも１つの幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定構造を提供する工程と、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーからの光が患者の眼の屈折構造から反射可能であるように、前記トポグラフィー測定構造を当該患者の眼の近接位置に載置する工程と、を備える。前記屈折構造は、好適には角膜であり、より好適には角膜の涙膜である。

本方法は、前記トポグラフィー測定構造が前記近接位置にある間に前記患者の眼からの反射光を所定時間に亘って検出する工程と、前記所定時間の前記眼の表面からの前記反射光を画像データに変換する工程と、を備える。本方法は、前記幾何学的マーカーからの光が前記反射光内で検出されているか否かを決定するべく前記画像データを分析する工程を備え、前記幾何学的マーカーが存在しないと決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしたと決定される。前記幾何学的マーカーが前記検出光内に存在すると決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしなかったと決定される。

幾何学的マーカーは、好ましくは、１または複数の一定の曲線である。例えば、１または複数の円、曲線、楕円、である。好ましくは、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーは、円を含む。あるいは、前記幾何学的マーカーは、複数個あって、前記複数の幾何学的マーカーは、少なくとも２つの同心円を有し得る。

多くの実施形態において、前記画像データを分析する工程は、画像データのハフ変換、画像データの適合、及び、適合の良さの測定、の少なくとも１つと、幾何学的マーカーのテンプレートとの画像相関と、を実施する工程を含んでいる。好適な実施形態では、幾何学的マーカーは、１または複数の円であり、データは、当該１または複数の円が画像データ内に存在しているか否かを判断するべく、ハフ変換によって分析される。

多くの実施形態において、前記検出工程は、更に、眼の表面からの反射光を周期的に再検出する工程と、当該反射光を画像データに変換する工程と、当該画像データを各周期的検出毎に分析する工程と、を含んでいる。好適な実施形態では、前記周期的な検出は、３０Ｈｚの速度に対応している。

多くの実施形態において、改良された撮像及び照準合わせを提供するべく、瞬き検出の方法及びシステムが、別の撮像ないし位置決め測定システムと共に用いられる。レーザ眼手術システムにおける改良された撮像及び照準合わせの方法は、少なくとも１つの幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定構造を、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーからの光が患者の眼の屈折構造から反射可能であるように、当該患者の眼の近接位置に提供する工程を備える。前記屈折構造は、好適には角膜であり、より好適には角膜の涙膜である。

本方法は、患者の眼に関する構造ないし位置のデータを生成する工程と、前記生成する工程の少なくとも一部の間であって且つ前記トポグラフィー測定構造が前記近接位置にある間に、前記患者の眼の屈折構造からの反射光を所定時間に亘って周期的に検出する工程と、を備える。また、本方法は、少なくとも１回の所定時間の前記眼の表面からの前記反射光を画像データに変換する工程と、前記幾何学的マーカーに対応する光が前記反射光内に存在していたか否かを決定するべく前記画像データを分析する工程と、を備え、前記幾何学的マーカーが存在しないと決定される場合、前記患者は前記生成する工程中の前記所定時間において瞬きしたと判断される。前記幾何学的マーカーが前記検出光内に存在すると決定される場合、前記患者は前記生成する工程中の前記所定時間において瞬きしなかったと決定される。

幾つかの実施形態では、本方法は、前記所定時間において瞬きが生じたことが決定される場合において、構造ないし位置のデータを再生成する工程を更に備える。

幾つかの実施形態では、本方法は、前記患者が瞬きしたと決定された時間に対応する構造ないし位置のデータが正確でないと判断する工程を備える。幾つかの実施形態では、本方法は、前記患者が瞬きしたと決定された時間に対応する構造ないし位置のデータを除去する工程を備える。

幾何学的マーカーは、好ましくは、１または複数の一定の曲線である。例えば、複数の円、曲線、楕円、である。好ましくは、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーは、円を含む。あるいは、前記幾何学的マーカーは、複数個あって、前記複数の幾何学的マーカーは、少なくとも２つの同心円を有し得る。

多くの実施形態において、前記画像データを分析する工程は、画像データのハフ変換、画像データの適合、及び、適合の良さの測定、の少なくとも１つと、幾何学的マーカーのテンプレートとの画像相関と、を実施する工程を含んでいる。好適な実施形態では、幾何学的マーカーは、１または複数の円であり、データは、当該１または複数の円が画像データ内に存在しているか否かを判断するべく、ハフ変換によって分析される。

多くの実施形態において、患者の眼の瞬きを検出するための装置は、患者の角膜のトポグラフィーを測定するためのトポグラフィー測定システムであって、少なくとも１つの幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定システムと、患者の眼の屈折構造からの反射光の画像を所定時間に亘って捕捉するように構成された画像捕捉装置と、前記幾何学的マーカーに対応する光が捕捉された画像内に存在しているか否かを決定するべく当該捕捉された画像を分析するよう構成された有形の媒体を有するプロセッサと、を備え、前記幾何学的マーカーに対応する光が捕捉された画像内に存在していない場合、前記プロセッサは、前記所定時間において瞬きがあったことを報告する。

多くの実施形態において、瞬き検出方法は、表面の測定中に患者が瞬きしたか否かを決定するべく、角膜の表面プロファイルの生成と共に利用される。角膜の表面プロファイルは、眼がディストーション（歪み）のない形状にある時、例えば、患者インターフェースのような外部構造と接触していない時、測定される。これにより、角膜の歪みと測定の歪みが実質的に抑制される。眼がディストーション（歪み）のない形態に置かれる時、例えば患者がレーザ手術システムの患者支持体に支持されて固定光を見る時、眼の角膜は涙膜または角膜上の他の液体と共に空気に曝され得る。実質的にディストーション（歪み）のない角膜の表面プロファイルは、多くの態様の１または複数によって測定され得て、前方角膜表面トポグラフィープロファイル、後方角膜表面トポグラフィープロファイル、角膜厚さプロファイルのうちの１または複数を有し得る。多くの実施形態において、表面プロファイルは、３次元プロファイルの描写を含んでいて、１または複数の画像からの１または複数のパラメータの抽出、例えば、外科的レーザと一体化された角膜トポグラフィーシステムまたはトモグラフィーシステムからの角膜曲率測定値の抽出、を有し得る。当該１または複数のパラメータは、眼の組織治療パターン、例えば弛緩切除の角度位置、深さ、円弧長さ、前方から後方への寸法等、を決定するために用いられ得る。代替的に、あるいは、追加的に、眼の第１画像が、眼を整列させるために生成され得る。例えば、眼が自然な状態に置かれて表面プロファイルが測定される時、眼の瞳孔画像が生成され得る。

この発明の概要及び以下の詳細な説明は、単なる例示であり、図式的であり、説明的であり、特許請求の範囲に規定された本発明の更なる説明を提供するものであって、本発明を限定することは意図されていない。本発明の付加的な特徴及び利点は、以下の詳細な説明に規定されていて、部分的には詳細な説明から自明であるし、また、実践によって学ばれ得る（習得され得る）。本発明の目的及び他の利点は、詳細な説明、特許請求の範囲、及び、添付の図面、に特に指摘される構造によって実現され、達成されるであろう。

本発明の新規な特徴は、特に添付の特許請求の範囲に記載されている。本発明の特徴及び利点のより良好な理解は、本発明の原理を利用した例示的な実施形態を説明している以下の詳細な説明及び添付の図面を参照することで促されるであろう。図面においては、同様の参照符号が同様の部分を指し示している。もっとも、同様の部分が常に同じ参照符号で示されている訳ではない。更に、図面は縮尺において正確でなく、本発明の原理を図説する目的で強調されている。全ての図が、概念を伝えることを意図しているため、相対的なサイズ、形状、他の詳細な属性は、正確に図示されるよりむしろ、概略的に図示されているかもしれない。

多くの実施形態によるレーザ眼手術システムを示す斜視図である。

多くの実施形態によるレーザ眼手術システムの形態の平面図を示す単純化されたブロック図である。

多くの実施形態によるレーザ眼手術システムの光学組立体の形態を示す単純化されたブロック図である。

多くの実施形態に従って角膜、後水晶体嚢及び角膜縁（リンバス）を含む眼のマッピングされた治療領域を示す図である。

多くの実施形態によるレーザ送り出しシステムの可動及びセンサコンポーネント相互間の対応関係を示す図である。

多くの実施形態に従って眼空間座標基準系から器械座標基準系までの座標基準のマッピングを示す図である。

多くの実施形態に従う、眼が患者インターフェースに接触する前に眼を測定するべく、患者インターフェースに結合するよう構成されたトポグラフィー測定構造を示している。

多くの実施形態に従う、患者インターフェースと、当該患者インターフェースに結合するよう構成されたトポグラフィー測定構造と、の構成要素を示している。

トポグラフィー測定構造の幾何学的マーカーに基づく角膜からの反射光の区別点を示している。

患者インターフェースと、当該患者インターフェースに結合するよう構成されたトポグラフィー測定構造と、の構成要素を示している。

トポグラフィー測定構造のインターフェース端の斜視図を示している。

トポグラフィー測定構造の作動端の斜視図を示している。

レーザ眼手術システムにおける、瞬き検出方法６００を実施するためのフローチャートを示している。

幾何学的マーカーが２つの同心円である場合の、幾何学的マーカーの画像データを示している。

パラメータ空間（ａ，ｂ）への円のハフ変換の結果を示している。

図８Ａ及び図８Ｂは、本発明の多くの実施形態に従う、瞬き検出及び角膜トポグラフィーのシステム動作を図示している。図８Ａは、眼が開いている時の、角膜トポグラフィー及び瞬き検出のシステム動作を図示している。 図８Ａ及び図８Ｂは、本発明の多くの実施形態に従う、瞬き検出及び角膜トポグラフィーのシステム動作を図示している。図８Ｂは、眼が閉じている時の、角膜トポグラフィー及び瞬き検出のシステム動作を図示している。

多くの実施形態に従う、正確でディストーション（歪み）のない角膜トポグラフィー測定とそれに続くレーザ治療の一体化とを提供する方法のフローチャートを示している。

レーザ眼手術に関連付けられた方法及びシステムが開示される。多くの実施形態で、レーザが、角膜、水晶体嚢及び／又は水晶体核に正確な切開創を作るために用いられる。特にレーザ眼手術のための組織切開が参照されるが、本明細書の実施形態は、多数のやり方のうちの１または複数によって、整形手術やロボット手術のような多くの外科的処置で、ミクロケラトーム（微小角膜切刀）を含む多くの外科用器具でも、使用できる。

本明細書において説明される実施形態は、組織を外科的に治療する場合のような、組織の治療にとって特に好適である。多くの実施形態において、組織は、光学的に透過性のある組織、例えば眼の組織、を含む。本明細書において説明される実施形態は、多くの態様で、例えば、レーザ白内障手術、角膜切開術、ＬＡＳＩＫ、全てのレーザＬＡＳＩＫ、フェムトＬＡＳＩＫ、コルネアプラスティー、乱視角膜切開術、角膜弛緩切開術、角膜縁弛緩切開術、ＰＲＫ、ＲＫ、屈折レンチキュラー（レンズ）摘出、及び、小切開レンチキュラー（レンズ）摘出、のための１または複数の処置を含む、多くの公知の屈折矯正ないし白内障の外科手術の１または複数と組み合わされ得る。

瞬き検出の方法及びシステムが開示される。これらの方法及びシステムは、有利には、例えば眼構造の位置決定または測定のような他の測定との組合せで、瞬きが当該測定中に生じたか否かを決定するために用いられ得る。

ここで説明される実施形態は、角膜測定システムとの組合せにとっても好適である。角膜測定システムは、レーザ外科システムの一成分であり得て、それは、患者がレーザ外科システムに結合された外科ベッドのような患者支持体に支持されている時に角膜が当該角膜測定システムで測定されることを許容する。あるいは、角膜測定システムは、レーザシステムから分離された角膜測定システム、例えば外科医のオフィスとは別の部屋に配置されたシステム、であり得る。

本明細書において説明される実施形態は、レーザ外科手術システム、例えばオプティメディカ（Optimedica）のCatalys （商標）高精度レーザシステム、ＡＭＯのｉＦＳレーザシステム、及び同様のシステム、との組合せにとって好適である。かかるシステムは、本明細書において開示される教示に従って改造でき、眼をより正確に測定して治療することが可能である。

本明細書で用いられる「前方（又は前）」及び「後方（又は後）」という用語は、患者に対する既知の向きを示している。手術の間の患者の向きに応じて、「前方（又は前）」及び「後方（又は後）」という用語は、例えば患者がベッド上に仰臥姿勢で横たえられている場合にそれぞれ、「上側」及び「下側」という用語と類似する場合がある。「遠位」及び「前方（又は前）」という用語は、ユーザから見た場合の構造の向きを意味する場合があり、従って、「近位」及び「遠位」という用語は、例えば眼上に配置された構造について言及する場合、「前方（又は前）」及び「後方（又は後）」に類似する場合がある。当業者であれば、本明細書において説明される方法及び器械の向きの、多くの変形を認識するであろう。「前方（又は前）」、「後方（又は後）」、「近位」、「遠位」、「上側」、及び「下側」は、単に例示として用いられているに過ぎない。

本明細書で用いられる「第１」及び「第２」という用語は、構造及び方法を説明するために用いられており、構造及び方法の順序に関する限定を意味するものではない。かかる用語は、本明細書において提供される教示に基づいて、当業者には明らかなように、任意の順序であって良い。

ここで用いられるように、眼の「前方」節点及び「後方」節点という用語は、ある節に向けられた光線が眼によって反射されて、それが光軸に関して同じ角度で他の節からきたように見える、という特性を有し得る。

図１は、角膜、水晶体嚢、及び／又は水晶体核に正確な切開創を作るよう動作できる多くの実施形態としてのレーザ眼手術システム２を示している。システム２は、メインユニット４、患者チェア又は椅子６、デュアルファンクションフットスイッチ８、及びレーザフットスイッチ１０を含む。

メインユニット４は、システム２の多くの主要サブシステムを含む。例えば、外部から視認できるサブシステムは、タッチスクリーンディスプレイ制御パネル１２、患者インターフェース組立体１４、患者インターフェース真空接続部１６、ドッキング制御キーパッド１８、患者インターフェース無線認証（ＲＦＩＤ）リーダ２０、外部接続部２２（例えば、ネットワーク、ビデオ出力、フットスイッチ、ＵＳＢポート、ドアインターロック、及びＡＣ電力）、レーザエミッション指示器２４、非常時レーザ停止ボタン２６、キースイッチ２８、及び、ＵＳＢデータポート３０を含む。

患者チェア６は、ベース３２、患者支持ベッド３４、ヘッドレスト３６、位置決め機構体、及び、ヘッドレスト３６上に設けられた患者チェアジョイスティック制御部３８、を含む。位置決め制御機構体は、ベース３２と患者支持ベッド３４とヘッドレスト３６との間に結合されている。患者チェア６は、患者チェアジョイスティック制御部３８を用いて３つの軸線（ｘ，ｙ，ｚ）において調節され差し向けられる（方向付けられる）よう構成されている。ヘッドレスト３６及び拘束システム（図示していないが、例えば、患者の額に係合する拘束ストラップ）は、手技中、患者の頭を安定化する。ヘッドレスト３６は、患者に快適さをもたらすと共に患者の頭の動きを減少させる調節可能な頸部支持体を含む。ヘッドレスト３６は、患者に快適さをもたらすと共に患者の頭のサイズのばらつきに対応するために、患者の頭の位置の調節を可能にするよう鉛直方向に調節可能であるように構成されている。

患者チェア６は、手動調節を用いて、患者の脚部、胴、及び頭の傾斜関節運動を許容する。患者チェア６は、患者負荷位置、吸引リング捕捉位置、及び患者治療位置に対応している。患者負荷位置では、チェア６は、患者チェアが直立位置に戻った状態で且つ患者フットレストが下降位置にある状態で、メインユニット４の下から回転する。吸引リング捕捉位置では、チェアは、患者チェアがもたれ位置に戻った状態で且つ患者フットレストが持ち上げ位置にある状態で、メインユニット４の下から回転する。患者治療位置では、チェアは、患者チェアがもたれ位置に戻った状態で且つ患者フットレストが持ち上げ位置にある状態で、メインユニット４の下に回転する。

患者チェア６は、意図しないチェアの運動を生じさせないようにする「チェアイネーブル（chair enable）」特徴を備えている。患者チェアジョイスティック３８は、２つのやり方のうちのいずれにおいても使用可能にすることができる。第１に、患者チェアジョイスティック３８は、ジョイスティックの頂部上に配置された「チェアイネーブル」ボタンを有する。「チェアイネーブル」ボタンを連続的に押すことによって、ジョイスティック３８による患者チェア６の位置の制御をイネーブルにすることができる。変形例として、デュアルファンクションフットスイッチ８の左側フットスイッチ４０を連続的に押すと、ジョイスティック３８による患者チェア６の位置の制御をイネーブルにすることができる。

多くの実施形態で、患者制御ジョイスティック３８は、比例制御器である。例えば、ジョイスティックを僅かな量動かすことにより、チェアがゆっくりと動くようにすることができる。ジョイスティックを多くの量動かすと、チェアは、速く動くことができる。ジョイスティックをその最大移動限度に保持すると、チェアは、最大チェア速度で動くことができる。有効チェア速度は、患者が患者インターフェース組立体１４に近づくにつれて減少されることができる。

非常時停止ボタン２６を押すと、全てのレーザ出力のエミッションを停止させ、患者をシステム２に結合している真空を解除し、そして患者チェア６をディスエーブルにすることができる。停止ボタン２６は、キースイッチ２８に隣接した状態でシステムフロントパネル上に設けられている。

キースイッチ２８を用いると、システム２をイネーブルにすることができる。待機位置にあるとき、キーを取り外すことができ、するとシステムがディスエーブルになる。動作可能位置にあるとき、キーは、システム２への電力をイネーブルにする。

デュアルファンクションフットスイッチ８は、左側フットスイッチ４０及び右側フットスイッチ４２を含むデュアルフットスイッチ組立体である。左側フットスイッチ４０は、「チェアイネーブル」フットスイッチである。右側フットスイッチ４２は、「真空ＯＮ」フットスイッチであり、このフットスイッチは、液体光学系インターフェース吸引リングを患者の眼に固定するよう真空をイネーブルにする。レーザフットスイッチ１０は、システムがイネーブルにある状態で押されたときに治療レーザを作動させるシュラウド付きフットスイッチである。

多くの実施形態で、システム２は、外部通信接続部を含む。例えば、システム２は、当該システム２をネットワークに接続するネットワーク接続部（例えば、ＲＪ４５ネットワーク接続部）を含むのが良い。ネットワーク接続部を用いると、治療報告のネットワーク印刷、システム性能ログを見るためのリモートアクセス、及びシステム診断を実施するためのリモートアクセス、をイネーブルにすることができる。システム２は、当該システム２により実施される治療のビデオを出力するために用いることができるビデオ出力ポート（例えばＨＤＭＩ（登録商標））を含むのが良い。出力ビデオは、例えば家族が見るため且つ／或いは訓練のため、外部モニタ上に表示するのが良い。出力ビデオは又、例えば永久記録保存目的で記録されるのが良い。システム２は、データ記憶装置への治療報告のエクスポートをイネーブルにするよう、１つ又は２つ以上のデータ出力ポート（例えば、ＵＳＢ）を含むのが良い。データ記憶装置上に記憶された治療報告は、任意適当な目的で、例えば、ユーザがネットワークを利用した印刷へのアクセス手段を持たない場合に外部コンピュータからの印刷のために、後でアクセスすることができる。

図２は、患者眼４３に結合されたシステム２の単純化されたブロック図である。患者眼４３は、角膜４３Ｃ、水晶体４３Ｌ及び虹彩４３Ｉを有する。虹彩４３Ｉは、眼４３とシステム２とのアラインメントを得るために使用できる眼４３の瞳孔を定める。システム２は、切断レーザサブシステム４４、レンジング（測距）サブシステム４６、アラインメント誘導システム４８、共用光学系５０、患者インターフェース５２、制御エレクトロニクス５４、制御パネル／ＧＵＩ５６、ユーザインターフェース装置５８、及び、通信経路６０を含む。制御エレクトロニクス５４は、通信経路６０を介して、切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、アラインメント誘導サブシステム４８、共用光学系５０、患者インターフェース５２、制御パネル／ＧＵＩ５６、及びユーザインターフェース装置５８に作動的に結合されている。

レーザ眼手術システム２Ａは、眼４３を可視化して撮像するために用いられ得る撮像サブシステム５１を有している。制御パネル／ＧＵＩ５６は、ディスプレイ５９を有している。レーザ眼手術システム２は、角膜診断システム５３に結合するように構成され得る。レーザ眼手術システム２のために、照準合わせサブシステム４６のＯＣＴシステムが、患者の眼を位置決めする、及び／または、角膜の形状を測定するために用いられ得る。レーザ眼手術システム２のために、角膜トポグラフィーシステム５３が、角膜の形状を測定するために用いられ得る。角膜トポグラフィーシステム５３は、任意の数のモダリティ（様式）を適用し得て、眼の角膜曲率の読み値、眼の角膜トポグラフィー、眼の光学的コヒーレンストモグラフィー、眼のプラシドディスクトポグラフィー、眼の角膜トポグラフィーからの複数点の反射、眼の角膜トポグラフィーからの反射グリッド、眼のハートマン−シャック測定、眼のシャインプルーフ画像トポグラフィー、眼の共焦点トモグラフィー、または、眼の低コヒーレンス反射光測定、の１または複数を含む眼の形状を測定し得る。角膜の形状は、患者インターフェース５２が患者の眼に結合される前、結合されている間、結合された後、に測定され得る。レーザ眼手術システム２の照準合わせサブシステム４６またはレーザ眼手術システム２の撮像サブシステム５４６によって捕捉される画像は、レーザ眼手術システム２の制御パネル／ＧＵＩ５６のディスプレイまたはレーザ眼手術システム２のディスプレイ５９でそれぞれ表示され得る。制御パネル／ＧＵＩ５６は、表示された画像の幾つかを、修正し、ディストートし（歪ませ）、または、変換するためにも用いられ得る。

多くの実施形態で、切断レーザサブシステム４４は、フェムト秒（ＦＳ）レーザ技術を利用している。フェムト秒レーザ技術を用いることによって、短い持続時間（例えば、持続時間が約１０^-13秒）のレーザパルス（エネルギーレベルがマイクロジュール範囲にある）を厳密に合焦された箇所に送り出して組織を破壊することができ、それにより、水晶体核の超音波断片化に必要なレベルと比較して且つ長い持続時間を有するレーザパルスと比較して、必要なエネルギーレベルを実質的に減少させることができる。

切断レーザサブシステム４４は、システム２の構成に適した波長を有するレーザパルスを生じさせることができる。非限定的な例を挙げると、システム２は、１０２０ｎｍ〜１０５０ｎｍの波長を有するレーザパルスを提供する切断レーザサブシステム４４を使用するよう構成されているのが良い。例えば、切断レーザサブシステム４４は、１０３０（±５）ｎｍ中心波長をもつダイオード励起固体形態を有するのが良い。

切断レーザサブシステム４４は、制御及び状態調節コンポーネントを含むのが良い。例えば、かかる制御コンポーネントは、例えばレーザパルスのエネルギー及びパルス列の平均電力を制御するためのビーム減衰器、レーザパルスを含むビームの断面空間広がりを制御するための固定アパーチュア、ビーム列のフラックス及び繰り返し率及びかくしてレーザパルスのエネルギーをモニタするための１つ又は２つ以上の電力モニタ、及びレーザパルスの伝送を可能にしたり遮断したりするためのシャッタ、のようなコンポーネントを含むのが良い。かかる状態調節コンポーネントは、レーザパルスを含むビームをシステム２の特性に適合させる調節可能なズーム組立体、及び、レーザパルスビームの位置及び／又は方向に関する変動性を許容してそれによりコンポーネントのばらつきのための裕度（tolerance）を増大させながらレーザパルスを或る距離にわたって伝えるための固定光学リレー、を含むのが良い。

レンジングサブシステム４６は、眼構造の空間配置状態を３つの寸法方向で測定するよう構成されている。測定される眼構造としては、角膜の前面及び後面や、水晶体嚢、虹彩及び角膜縁の前方部分及び後方部分、が挙げられる。多くの実施形態で、レンジングサブシステム４６は、光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）画像化を利用している。非限定的な例を挙げると、システム２は、７８０ｎｍ〜９７０ｎｍの波長を用いたＯＣＴ画像化システムを使用するよう構成されるのが良い。例えば、レンジングサブシステム４６は、８１０ｎｍ〜８５０ｎｍの波長の広域スペクトルを採用したＯＣＴ画像化システムを含むのが良い。かかるＯＣＴ画像化システムは、眼内におけるＯＣＴ測定の有効深さを調節し、それにより深さが角膜の前面から水晶体嚢の後方部分までの範囲そしてこれを超える範囲にわたる眼の角膜及び眼の構造、の前方に位置する患者インターフェースの特徴を含むシステムコンポーネントの測定を可能にする、というように調節可能な基準経路長を採用するのが良い。

アラインメント誘導サブシステム４８は、システム２の光学コンポーネントを整列させるために用いられるレーザビームを生じさせるレーザダイオード又はガスレーザを含むのが良い。アラインメント誘導サブシステム４８は、ドッキング及び治療中、患者の眼を位置合わせすると共に安定化するのを助けるための固視光を生じさせるＬＥＤ又はレーザを含むのが良い。アラインメント誘導サブシステム４８は、レーザ又はＬＥＤ光源、及び、ビームをＸ，Ｙ，及びＺ方向に位置決めするために用いられるアクチュエータのアラインメント及び安定性をモニタするための検出器（不図示）、を含むのが良い。アラインメント誘導サブシステム４８は、患者の眼の画像化を可能にして患者インターフェース５２への患者の眼４３のドッキングを容易にするために使用できるビデオシステムを含むのが良い。ビデオシステムにより提供される画像化システムは又、ＧＵＩを介して切れ目の所在位置を指図するために使用できる。ビデオシステムにより提供される画像化は、更に、手技の進捗状況をモニタし、手技中における患者の眼４３の運動（眼球運動）を追跡し、眼の構造、例えば瞳孔及び／又は角膜縁、の所在位置及びサイズを測定するために、レーザ眼手術手技中に使用可能である。

共用光学系５０は、患者インターフェース５２と、切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、及びアラインメント誘導サブシステム４８の各々と、の間に設けられた共通伝搬経路を提供する。多くの実施形態で、共用光学系５０は、それぞれのサブシステム（例えば、切断レーザサブシステム４４及びアラインメント誘導サブシステム４８）からの放出光を受け取って放出光の向きを共通伝搬経路に沿って患者インターフェースに向けるためのビームコンバイナを含む。多くの実施形態で、共用光学系５０は、各レーザパルスを焦点に集束させ又は合焦させる対物レンズ組立体を含む。多くの実施形態で、共用光学系５０は、それぞれの放出光を３つの寸法方向に走査するよう動作可能な走査機構体を含む。例えば、共用光学系は、ＸＹ‐走査機構体及びＺ‐走査機構体を含むのが良い。ＸＹ‐走査機構体を用いると、それぞれの放出光を、当該それぞれの放出光の伝搬方向を横切る２つの寸法方向に走査することができる。Ｚ‐走査機構体を用いると、眼４３内の焦点の深さを変化させることができる。多くの実施形態で、走査機構体は、レーザダイオードと対物レンズとの間に設けられ、その結果、走査機構体は、レーザダイオードによって生じたアラインメントレーザビームを走査するために用いられるようになっている。これとは対照的に、多くの実施形態で、ビデオシステムは、走査機構体がビデオシステムにより得られた像に影響を及ぼすことがないように、走査機構体と対物レンズとの間に配置されている。

患者インターフェース５２は、患者の眼４３の位置をシステム２に対して拘束するために用いられる。多くの実施形態で、患者インターフェース５２は、真空の作用で患者の眼４３に取り付けられる吸引リングを採用している。吸引リングは、例えば真空を用いて当該吸引リングを患者インターフェース５２に固定することで、患者インターフェース５２に結合される。多くの実施形態で、患者インターフェース５２は、患者の角膜の前面から鉛直に位置がずらされた後面を有する光学的に透過性の構造を含み、適当な液体（例えば、滅菌緩衝生理的食塩水（ＢＳＳ）、例えばAlcon ＢＳＳ（アルコン（Alcon ）部品番号（３５１‐５５００５‐１）又は均等物）の領域が患者インターフェースレンズ後面及び患者の角膜に接触した状態でこれらの間に配置されており、かかる適当な液体領域は、共用光学系５０と患者の眼４３との間の伝送経路の一部をなしている。光学的に透過性の構造は、１つ又は２つ以上の湾曲した表面を有するレンズ９６を含むのが良い。変形例として、患者インターフェース５２は、１つ又は２つ以上の実質的に平坦な表面、例えば平行なプレート又はウェッジ、を有する光学的に透過性の構造を含んでも良い。多くの実施形態で、患者のインターフェースレンズは、使い捨てであり、これを任意適当な間隔で、例えば各眼治療前に、交換するのが良い。

制御エレクトロニクス５４は、切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、アラインメント誘導サブシステム４８、患者インターフェース５２、制御パネル／ＧＵＩ５６及びユーザインターフェース装置５８の動作を制御すると共に通信経路６０を介してこれらからの入力を受け取ることができる。通信経路６０は、任意適当な形態で具体化でき、かかる形態としては、制御エレクトロニクス５４とそれぞれのシステムコンポーネントとの間の任意適当な共用又は専用の通信経路が挙げられる。制御エレクトロニクス５４は、任意適当なコンポーネント、例えば１つ又は２つ以上のプロセッサ、１つ又は２つ以上の書き換え可能ゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、及び１つ又は２つ以上のメモリ記憶装置、を含むのが良い。多くの実施形態で、制御エレクトロニクス５４は、ユーザ指定の治療パラメータに従って術前計画を提供すると共にレーザ眼手術手技に対するユーザ管理を提供するよう、制御パネル／ＧＵＩ５６を制御する。

ユーザインターフェース装置５８は、ユーザ入力を制御エレクトロニクス５４に提供するのに適した任意適当なユーザ入力装置を含むことができる。例えば、ユーザインターフェース装置５８は、例えばデュアルファンクションフットスイッチ８、レーザフットスイッチ１０、ドッキング制御キーパッド１８、患者インターフェース無線認証（ＲＦＩＤ）リーダ２０、非常時レーザ停止ボタン２６、キースイッチ２８、及び患者チェアジョイスティック制御部３８、のような装置を含むのが良い。

図３Ａは、システム２に含めることができる多くの実施形態としての組立体６２を示す単純化されたブロック図である。組立体６２は、切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、アラインメント誘導サブシステム４８、共用光学系５０、及び患者インターフェース５２の好適な形態の非限定的な実施例であると共にこれらの統合例である。切断レーザサブシステム４４、レンジングサブシステム４６、アラインメント誘導サブシステム４８、共用光学系５０、及び患者インターフェース５２の他の形態及び統合例が可能であり、これらは、当業者には明らかである。

組立体６２は、光学ビームを患者の眼４３中に投射して走査するよう動作可能である。切断レーザサブシステム４４は、超高速（ＵＦ）レーザ６４（例えば、フェムト秒レーザ）を含む。組立体６２を用いて、患者の眼４３内で、３つの寸法方向Ｘ、Ｙ、及びＺにおいて光学ビームを走査するのが良い。例えば、ＵＦレーザ６４によって生じる短パルスレーザ光を眼組織中に合焦させて誘電破壊を生じさせ、それにより光切断を焦点（焦点ゾーン）周りに生じさせるのが良く、それにより、光誘起プラズマの付近の組織が断裂する。組立体６２では、レーザ光の波長は、８００ｎｍから１２００ｎｍまで様々であって良く、レーザ光のパルス幅は、１０ｆｓから１００００ｆｓまで様々であって良い。パルス繰り返し周波数も又、１０ｋＨｚから５００ｋＨｚまで様々であって良い。非標的組織に対する意図しない損傷に関する安全限度は、繰り返し率及びパルスエネルギーに関して上限を定める。しきい値エネルギー、手技を終了させるまでの時間、及び安定性は、パルスエネルギー及び繰り返し率に関して下限を定める場合がある。眼４３内、具体的には眼の水晶体及び水晶体嚢内の、合焦スポットのピーク電力は、光学破壊を生じさせると共にプラズマ媒介アブレーションプロセスを開始させるのに十分である。レーザ光については近赤外波長が好ましく、その理由は、生物学的組織中の線形光吸収及び散乱が近赤外波長について減少するからである。一例として、レーザ６４は、１２０ｋＨｚ（±５％）の繰り返し率及び１〜２０マイクロジュール範囲の個々のパルスエネルギーで６００ｆｓ未満の持続時間を有するパルスを生じさせる、繰り返しパルス化１０３１ｎｍ装置であるのが良い。

切断レーザサブシステム４４は、制御エレクトロニクス５４及びユーザにより、制御パネル／ＧＵＩ５６及びユーザインターフェース装置５８を介して制御され、それによりレーザパルスビーム６６が生じる。制御パネル／ＧＵＩ５６は、システム動作パラメータを設定し、ユーザ入力を処理し、集められた情報、例えば眼組織の像、を表示すると共に患者の眼４３内に形成されるべき切開創の描写を表示するために用いられる。

生じたレーザパルスビーム６６は、ズーム組立体６８を通って進む。レーザパルスビーム６６は、ユニットごとに、特にＵＦレーザ６４が異なるレーザ製造業者から得られる場合、様々であって良い。例えば、レーザパルスビーム６６のビーム直径は、ユニットごとに様々であって良い（例えば、±２０％だけ）。ビームは又、ビーム品質、ビーム発散度、ビーム空間真円度、及び収差に関して、様々であって良い。多くの実施形態で、ズーム組立体６８は、当該ズーム組立体６８から出たレーザパルスビーム６６がユニットごとに一貫したビーム直径及び発散度を有する、というように調整可能である。

ズーム組立体６８を出た後、レーザパルスビーム６６は、減衰器７０を通って進む。減衰器７０は、レーザビームの透過率及びかくしてレーザパルスビーム６６中のレーザパルスのエネルギーレベルを調整するために用いられる。減衰器７０は、制御エレクトロニクス５４を介して制御される。

減衰器７０を出た後、レーザパルスビーム６６は、アパーチュア７２を通って進む。アパーチュア７２は、レーザパルスビーム６６の外側の有効直径を設定する。次に、ズームは、アパーチュア存在場所のところでのビームのサイズ及びかくして透過される光の量を定める。透過光の量は、高と低の両方が定められる。上限は、眼内で達成できる最も高い開口数（ＮＡ）を達成するための要件によって定められる。高ＮＡは、非標的組織についての低いしきい値エネルギー及び大きな安全マージンを促進する。下限は、高い光学スループットに関する要件によって定められる。システム内の透過損失が多すぎると、これによりシステムの寿命が短くなる。というのは、レーザ出力及びシステムが経時的に劣化するからである。加うるに、このアパーチュアを通る透過量が一貫していることが、各手技に関する最適セッティングの決定（及び共用）における安定性を促進する。典型的には、最適性能を達成するためには、このアパーチュアを通る透過量は、８８％〜９２％の範囲に設定される。

アパーチュア７２を出た後、レーザパルスビーム６６は、２つの出力ピックオフ７４を通って進む。各出力ピックオフ７４は、各レーザパルスの一部分をそれぞれの出力モニタ７６にそらすための部分反射ミラーを含むのが良い。２つの出力ピックオフ７４（例えば、主要及び補助）及びそれぞれの主要及び補助出力モニタ７６は、主要出力モニタ７６の誤動作の場合に冗長性を提供するために用いられる。

出力ピックオフ７４を出た後、レーザパルスビーム６６は、システム制御シャッタ７８を通って進む。システム制御シャッタ７８は、手技上及び安全上の理由でレーザパルスビーム６６のオン／オフ制御を保証する。２つの出力ピックオフは、シャッタに先行して、ビームパワー、エネルギー及び繰り返し率のモニタリングをシャッタの開放のための前提条件として考慮する。

システム制御シャッタ７８を出た後、光ビームは、光学系リレーテレスコープ８０を通って進む。光学系リレーテレスコープ８０は、レーザパルスビーム６６を或る距離にわたって伝搬させる一方でレーザパルスビーム６６の位置的及び方向的変動性を許容し、それによりコンポーネントのばらつきに関する裕度を増大させる。一例として、光学リレーは、アパーチュア位置の像をｘｙガルボミラー位置の近くの共役位置に中継するケプラー型無焦点（アフォーカル）望遠鏡であるのが良い。この態様では、ＸＹガルボ配置場所のところでのビームの位置は、アパーチュア位置のところでのビーム角度の変化に対して不変（無関係）である。同様に、シャッタは、リレーに先立つ必要はなく、リレーの後に続いても良く又はリレー内に含まれても良い。

光学系リレーテレスコープ８０を出た後、レーザパルスビーム６６は、共用光学系５０に送られ、共用光学系５０は、レーザパルスビーム６６を患者インターフェース５２まで伝搬させる。レーザパルスビーム６６は、ビームコンバイナ８２に入射し、ビームコンバイナ８２は、レーザパルスビーム６６を反射する一方でレンジングサブシステム４６及びアラインメント誘導サブシステム（ＡＩＭ）４８からの光ビームを透過させる。

ビームコンバイナ８２の次に、レーザパルスビーム６６は、Ｚ‐テレスコープ８４を通って進み続ける。Ｚ‐テレスコープ８４は、Ｚ軸に沿って患者の眼４３内でレーザパルス６６の合焦位置を走査するよう動作可能である。例えば、Ｚ‐テレスコープ８４は、２つのレンズ群（各レンズ群は、１つ又は２つ以上のレンズを含む）を有するガリレイ望遠鏡を含むのが良い。レンズ群のうちの一方は、Ｚ‐テレスコープ８４のコリメーション位置周りでＺ軸に沿って動く。この態様では、患者の眼４３内のスポットの焦点位置は、Ｚ軸に沿って動く。一般に、レンズ群の動きと焦点の動きとの間には或る関係が存在する。例えば、Ｚ‐テレスコープは、約２倍のビーム拡大比と、レンズ群の動きと焦点の動きとの間の１：１に近い関係と、を有するのが良い。眼座標系のＺ軸におけるレンズの動きと焦点の動きとの間に成り立つ正確な関係は、一定の線形（比例）関係である必要はない。この動きは、非線形であっても良く、モデル又は測定からの較正を介して、或いは、これら両方の組み合わせを介して、定められても良い。変形例として、焦点の位置をＺ軸に沿って調節するために他方のレンズ群をＺ軸に沿って動かしても良い。Ｚ‐テレスコープ８４は、患者の眼４３内でレーザパルスビーム６６の焦点を走査するためのＺ‐走査装置として機能する。Ｚ‐テレスコープ８４は、制御エレクトロニクス５４によって自動的に且つ動的に制御されるのが良く、そして次に説明するＸ及びＹ走査装置とは別個独立であり又はこれと相互作用するよう選択可能である。

Ｚ‐テレスコープ８４を通過した後、レーザパルスビーム６６は、Ｘ‐走査装置８６に入射し、このＸ‐走査装置は、レーザパルスビーム６６をＸ方向に走査するよう動作可能であり、Ｘ方向は、主としてＺ軸を横切る方向であり且つレーザパルスビーム６６の伝搬方向を横切る方向である。Ｘ‐走査装置８６は、制御エレクトロニクス５４によって制御され、このＸ‐走査装置は、適当なコンポーネント、例えば、モータ、ガルバノメータ（検流計）、又は任意の他の周知の光学可動装置、を含むのが良い。Ｘアクチュエータの動作の関数としてのビームの動きの関係は、一定又は線形である必要はない。この関係のモデル化若しくは較正測定又はこれら両方の組み合わせが決定され得て、これを用いてビームの所在位置を定める（方向付ける）ことができる。

Ｘ‐走査装置８６によって定められた後、レーザパルスビーム６６は、Ｙ‐走査装置８８に入射し、このＹ‐走査装置は、レーザパルスビーム６６をＹ方向に走査するよう動作可能であり、Ｙ方向は、主としてＸ軸及びＺ軸を横切る方向である。Ｙ‐走査装置８８は、制御エレクトロニクス５４によって制御され、このＹ‐走査装置は、適当なコンポーネント、例えば、モータ、ガルバノメータ（検流計）、又は任意の他の周知の光学可動装置、を含むのが良い。Ｙアクチュエータの動作の関数としてのビームの動きの関係は、一定又は線形である必要はない。この関係のモデル化若しくは較正測定又はこれら両方の組み合わせが決定され得て、そしてこれを用いてビームの所在位置を定めることができる。変形例として、Ｘ‐走査装置８６及びＹ‐走査装置８８の機能は、Ｚ軸及びレーザパルスビーム６６の伝搬方向を横切る方向の２つの寸法方向にレーザパルスビーム６６を走査するよう構成されたＸＹ‐走査装置によって提供されても良い。Ｘ‐走査装置８６及びＹ‐走査装置８８は、レーザパルスビーム６６の結果としての方向を変化させ、それにより患者の眼４３内に位置するＵＦ焦点の側方変位を生じさせる。

Ｙ‐走査装置８８によって定められた後、レーザパルスビーム６６は、ビームコンバイナ９０を通過する。ビームコンバイナ９０は、レーザパルスビーム６６を透過させる一方で、光ビームをアラインメント誘導サブシステム４８のビデオサブシステム９２に反射したりこのビデオサブシステム９２からの光ビームを反射したりするよう構成されている。

ビームコンバイナ９０を通過した後、レーザパルスビーム６６は、対物レンズ組立体９４を通過する。対物レンズ組立体９４は、１つ又は２つ以上のレンズを含むのが良い。多くの実施形態で、対物レンズ組立体９４は、多数のレンズを含む。対物レンズ組立体９４の複雑さは、走査フィールドサイズ、合焦スポットサイズ、テレセントリシティ度、対物レンズ組立体９４の近位側及び遠位側の両方の有効作業距離、並びに、収差制御量によって、高められる場合がある。

対物レンズ組立体９４を通過した後、レーザパルスビーム６６は、患者インターフェース５２を通過する。上述したように、多くの実施形態で、患者インターフェース５２は、患者の角膜の前面から鉛直に位置がずらされた後面を有する患者インターフェースレンズ９６を含み、適当な液体（例えば、滅菌緩衝生理的食塩水（ＢＳＳ）、例えばAlcon BSS （アルコン（Alcon ）部品番号（３５１‐５５００５‐１）又は均等物）の領域が患者インターフェースレンズ９６の後面及び患者の角膜に接触した状態でこれらの間に配置されており、かかる適当な液体領域は、共用光学系５０と患者の眼４３との間の伝送経路の一部をなしている。

制御エレクトロニクス５４の制御下にある共用光学系５０は、照準、レンジング、及び治療走査パターンを自動的に生成することができる。かかるパターンは、光の単一スポット、光の多数のスポット、光の連続パターン、光の多数の連続パターン、及び／又はこれらの任意の組み合わせ、で構成されるのが良い。加うるに、照準パターン（以下に説明する照準ビーム１０８を用いる）は、治療パターン（レーザパルスビーム６６を用いる）と同一である必要はないが、オプションとして、レーザパルスビーム６６が患者の安全のために所望の標的範囲内にのみ送り出されるという確認をもたらすべく治療パターンの限界を指示する、というように用いられるのが良い。これは、例えば、照準パターンが意図した治療パターンの輪郭を提供するようにさせることによって行われるのが良い。このように、治療パターンの空間広がりは、個々のスポット自体の正確な所在位置が分からない場合であってもユーザに知られるようにすることができ、かくして、走査は、速度、効率、及び／又は精度に関して最適化される。この照準パターンは又、ユーザに対するその視認性を更に高めるために、明滅として知覚されるよう形成できる。同様に、レンジングビーム１０２は、治療ビーム又はパターンと同一である必要はない。レンジングビームは、標的表面を識別（特定）するのに足るほど十分でありさえすれば良い。これら表面は、角膜並びに水晶体の前面及び後面を含むのが良く、これら表面は、単一の曲率半径を有する球とみなされ得る。また、光学系は、アラインメント誘導によって共用され、ビデオサブシステムは、治療ビームによって共用されるビデオサブシステムと同一である必要はない。レーザパルスビーム６６の位置決め及び性質及び／又はレーザパルスビーム６６が眼４３上に形成する走査パターンは、更に、患者及び／又は光学システムを位置決めするための入力装置、例えばジョイスティック又は任意の他の適当なユーザ入力装置（例えば、制御パネル／ＧＵＩ５６）、の使用によって制御できる。

制御エレクトロニクス５４は、眼４３内の標的構造を標的にすると共にレーザパルスビーム６６が適当な場所に合焦されて意図しない状態で非標的組織を損傷させることがないことを保証するようにするように構成されるのが良い。本明細書において説明する画像化モダリティ及び技術、例えば上述の画像化モダリティ及び技術、又は超音波は、水晶体及び水晶体嚢の所在位置を突き止めると共にその厚さを測定するために用いられるのが良く、それによりレーザ合焦方法に高い精度をもたらすことができ、かかる方法としては、２Ｄパターニング及び３Ｄパターニングが挙げられる。レーザ合焦は又、１つ又は２つ以上の方法を用いることによって達成でき、かかる方法としては、照準ビームの直接観察、又は他の公知のオフサルミック又は医用画像化モダリティ、例えば上述の画像化モダリティ、及び／又はこれらの組み合わせが挙げられる。加うるに、レンジングサブシステム、例えばＯＣＴは、患者インターフェースと関与する特徴又は観点を検出するために使用できる。特徴としては、ドッキング構造体及び使い捨てレンズの光学構造体上の基準場所、例えば、前面及び後面の所在位置が挙げられる。

図３Ａの実施形態で、レンジングサブシステム４６は、ＯＣＴ画像化装置を含む。追加的に又は代替的に、ＯＣＴ画像化以外の画像化モダリティを用いることができる。眼のＯＣＴ走査は、患者の眼４３内の関心のある構造の空間配置状態（例えば、境界部上の箇所の３次元座標、例えばＸ、Ｙ、及びＺ）を測定するために使用できる。関心のあるかかる構造としては、例えば、角膜の前面、角膜の後面、水晶体嚢の前方部分、水晶体嚢の後方部分、水晶体の前面、水晶体の後面、虹彩、瞳孔、及び／又は角膜縁が挙げられる。制御エレクトロニクス５４によって、関心のある構造及び／又は適当にマッチングする幾何学的モデル化、例えば表面及び曲線、の空間配置状態を生じさせることができ及び／或いは用いることができ、それにより次のレーザ補助手術手技をプログラムすると共に制御することができる。関心のある構造及び／又は適当にマッチングする幾何学的モデル化の空間配置状態は又、手技に関連付けられた多様なパラメータ、例えば、とりわけ、水晶体嚢の切断並びに水晶体皮質及び核の断片化のために用いられる焦平面の軸方向上限及び軸方向下限、及び、水晶体嚢の厚さ、を求めるために使用できる。

図３Ａのレンジングサブシステム４６は、ＯＣＴ光源及び検出装置９８を含む。ＯＣＴ光源及び検出装置９８は、適当な広域スペクトルを持つ光を生成して放出する光源を含む。例えば、多くの実施形態で、ＯＣＴ光源及び検出装置９８は、８１０ｎｍ〜８５０ｎｍの波長の広域スペクトルを持つ光を生成して放出する。生成されて放出された光は、シングルモード光ファイバ接続部によって装置９８に結合される。

ＯＣＴ光源及び検出装置９８から放出された光は、ビームコンバイナ１００に通され、ビームコンバイナ１００は、この光をサンプル部分１０２と基準部分１０４に分割する。サンプル部分１０２の大部分は、共用光学系５０を通って透過される。サンプル部分の比較的僅かな部分が、患者インターフェース５２及び／又は患者の眼４３から反射されて共用光学系５０を通って戻り、ビームコンバイナ１００を通って戻り、そしてＯＣＴ光源及び検出装置９８に入る。基準部分１０４は、調整可能な経路長を有する基準経路１０６に沿って伝えられる。基準経路１０６は、ビームコンバイナ１００からの基準部分１０４を受け取り、この基準部分１０４を調節可能な経路長にわたって伝搬させ、そして基準部分１０４をビームコンバイナ１００に戻すよう構成されており、ビームコンバイナ１００は、次に、戻された基準部分１０４をＯＣＴ光源及び検出装置９８に向けて戻す。次に、ＯＣＴ光源及び検出装置９８は、サンプル部分１０２の戻っている僅かな部分及び戻っている基準部分１０４を検出組立体中に差し向ける。検出組立体は、時間領域検出技術、周波数検出技術、又は単一点検出技術を採用する。例えば、周波数領域技術は、波長が８３０ｎｍであり且つ帯域幅が１０ｎｍのＯＣＴで用いることができる。

ビームコンバイナ８２の次にＵＦレーザパルスビーム６６といったん組み合わされると、ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２は、共用光学系５０及び患者インターフェース５２を通る当該ＵＦレーザパルスビーム６６と一緒に共用経路を辿る。このように、ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２は、一般に、ＵＦレーザパルスビーム６６の所在位置を表している。ＵＦレーザビームと同様、ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２は、Ｚ‐テレスコープ８４を通過し、そしてＸ‐走査装置８６及びＹ‐走査装置８８によって変向され、対物レンズ組立体９４及び患者インターフェース５２を通り、そして眼４３内に入る。眼内における構造の反射及び散乱により、戻りビームが生じ、かかる戻りビームは、患者インターフェース５２を通って戻り、共用光学系５０を通って戻り、ビームコンバイナ１００を通って戻り、そしてＯＣＴ光源及び検出装置９８中に戻る。サンプル部分１０２の戻り反射光は、戻り基準部分１０４と組み合わされてＯＣＴ光源及び検出装置９８の検出器部分中に差し向けられ、かかる検出器部分は、組み合わされた戻りビームに応じてＯＣＴ信号を生じさせる。生じたＯＣＴ信号は、制御エレクトロニクスによって解釈され、それにより患者の眼４３内の関心のある構造の空間配置状態が判定される。生じたＯＣＴ信号は又、患者インターフェース５２の位置及び向きを測定すると共に患者インターフェースレンズ９６の後面と患者の眼４３との間に液体が存在しているか否かを判定するために、制御エレクトロニクスによって解釈されるのが良い。

ＯＣＴ光源及び検出装置９８は、基準経路１０６とサンプル経路との間の光路長の差を測定する原理で働く。したがって、ＵＦレーザビームの焦点を変更するためのＺ‐テレスコープ８４の異なるセッティングは、眼内における患者インターフェース体積部の軸方向静止表面のためのサンプル経路の長さに影響を及ぼさない。というのは、この光路長は、Ｚ‐テレスコープ８４の異なるセッティングの関数として変化しないからである。レンジングサブシステム４６は、光源及び検出方式に関連付けられた固有のＺ範囲を有し、周波数領域検出方式の場合、Ｚ範囲は、具体的には、分光計、波長、帯域幅、及び基準経路１０６の長さに関連付けられる。図３で用いられているレンジングサブシステム４６の場合、Ｚ範囲は、水性環境内において約４〜５ｍｍである。この範囲を少なくとも２０〜２５ｍｍに広げるには、レンジングサブシステム４６内のステージＺＥＤを介しての基準経路１０６の経路長の調節が必要である。サンプル経路長に影響を及ぼさないでＯＣＴサンプル部分ビーム１０２をＺ‐テレスコープ８４中に通すことにより、ＯＣＴ信号強度の最適化が考慮される。これは、ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２を標的構造上に合焦させることによって達成される。合焦ビームは、シングルモード光ファイバを通って伝送可能な戻り反射ないし散乱信号を増大させると共に、当該合焦ビームの広がりの減少に起因して空間分解能を高める。サンプルＯＣＴビームの焦点の変更は、基準経路１０６の経路長の変更とは無関係に達成できる。

サンプル部分１０２（例えば、８１０ｎｍ〜８５０ｎｍの波長）及びＵＦレーザパルスビーム６６（例えば、１０２０ｎｍ〜１０５０ｎｍ波長）が共用光学系５０及び患者インターフェース５２を通ってどのように伝搬するかにおける、例えば浸漬インデックス、屈折、収差（有色と単色の両方）のような影響に起因する基本的な差のために、ＯＣＴ信号をＵＦレーザパルスビーム６６の焦点場所に対して分析する際に注意が払われなければならない。ＯＣＴ信号情報をＵＦレーザパルスビーム焦点場所に、そして更に相対的ないし絶対的な寸法上の量にマッチングさせるべく、Ｘ、Ｙ、及びＺの関数としての較正又は登録手順が実施され得る。

ＯＣＴ干渉計の構成については、多くの好適な可能性が存在する。例えば、別の好適な構成は、時間及び周波数領域方式、シングル及びデュアルビーム方法、被掃引源等を含む。それらは、米国特許第５，７４８，８９８号明細書、同第５，７４８，３５２号明細書、同第５，４５９，５７０号明細書、同第６，１１１，６４５号明細書、及び同第６，０５３，６１３号明細書に記載されている。

システム２は、水晶体嚢及び角膜の前面及び後面の存在場所を突き止めてＵＦレーザパルスビーム６６が所望の開口部のあらゆる箇所のところで水晶体嚢及び角膜上に合焦されることを保証するよう、設定されるのが良い。本明細書において説明する画像化モダリティ及び技術、例えば光干渉トモグラフィー（ＯＣＴ）及び例えばプルキンエ画像化、シャインプルーフ画像化、共焦点又は非線形光学顕微鏡、蛍光画像化、超音波、構造化光、立体画像化、又は他の公知のオフサルミック又は医用画像化モダリティ及び／又はこれらの組み合わせを用いると、水晶体、水晶体嚢及び角膜の、形状、幾何学的形状、周長、境界、及び／又は３次元存在場所を求めることができ、それにより２Ｄ及び３Ｄパターニングを含むレーザ合焦方法により高い精度を与えられる。レーザ合焦は又、１つ又は２つ以上の方法を用いて達成でき、かかる方法としては、照準ビームの直接観察又は他の公知のオフサルミック又は医用画像化モダリティ及びこれらの組み合わせ、例えば上述したモダリティ及び組み合わせ（これらには限定されない）、が挙げられる。

角膜、前眼房及び水晶体の光学画像化は、切断のためのパターンを作るために用いられるのと同一のレーザ及び／又は同一のスキャナを用いて達成できる。光学画像化を用いると、前及び後水晶体嚢の軸方向存在場所及び形状（及び厚さ）、白内障の水晶体核の境界、並びに、前眼房及び角膜の特徴の深さ、に関する情報を提供することができる。次に、この情報をレーザ３‐Ｄ走査システムにロードすることができ、又は、これを用いて眼の角膜、前眼房、及び水晶体の３次元モデル／表示／画像を生成することができると共に、かかる情報を用いると、手術手技で用いられる切断パターンを定めることができる。

照準ビームの観察は又、ＵＦレーザパルスビーム６６の焦点を位置決めするのを助けるために使用できる。加うるに、赤外ＯＣＴサンプル部分ビーム１０２及びＵＦレーザパルスビーム６６に代わる裸眼で見える照準ビームは、当該照準ビームが赤外ビームパラメータを正確に表示していることを条件として、アラインメントに役立ちうる。アラインメント誘導サブシステム４８は、図３に示されている組立体６２に含まれる。照準ビーム１０８は、照準ビーム光源１１０、例えば６３０〜６５０ｎｍ範囲のレーザダイオード、により生じる。

照準ビーム光源１１０が照準ビーム１０８を生じさせると、照準ビーム１０８は、照準経路１１２に沿って共用光学系５０に伝えられ、ここで、当該照準ビームの向きがビームコンバイナ１１４によって変えられる。ビームコンバイナ１１４によって偏向された後、照準ビーム１０８は、共用光学系５０及び患者インターフェース５２を通るＵＦレーザパルスビーム６６と一緒に共用経路を辿る。このように、照準ビーム１０８は、ＵＦレーザパルスビーム６６の存在場所を表す。照準ビーム１０８は、Ｚ‐テレスコープ８４を通り、Ｘ‐走査装置８６及びＹ‐走査装置８８によって偏向され、ビームコンバイナ９０を通り、対物レンズ組立体９４及び患者インターフェース５２を通り、そして患者の眼４３中に入る。

ビデオサブシステム９２は、患者インターフェース及び患者の眼の像を得るよう動作可能である。ビデオサブシステム９２は、カメラ１１６、照明光源１１８、及びビームコンバイナ１２０を含む。ビデオサブシステム９２は、既定の構造周り又はその内部におけるパターン心合わせを提供するために制御エレクトロニクス５４によって使用できる像を集める。照明光源１１８は、一般に、広帯域且つ非干渉性であるのが良い。例えば、光源１１８は、多数のＬＥＤを含むのが良い。照明光源１１８の波長は、好ましくは、７００ｎｍ〜７５０ｎｍであるが、照明光源１１８からの光をＵＦレーザパルスビーム６６、ＯＣＴサンプルビーム１０２、及び照準ビーム１０８のためのビーム経路と組み合わせるビームコンバイナ９０によって許容される波長範囲であればどのような波長範囲であっても良い（ビームコンバイナ９０は、当該ビデオ波長を反射する一方でＯＣＴ及びＵＦ波長を透過させる）。ビームコンバイナ９０は、照準ビーム１０８の波長を部分的に透過させることができ、その結果、照準ビーム１０８は、カメラ１１６で見えるようになる。オプションとしての偏光素子が照明光源１１８の前に配置されるのが良く、かかるオプションとしての偏光素子は、信号を最適化するために用いられる。オプションとしての偏光素子は、例えば、直線偏光子、四分の一波長板、半波長板又は任意の組み合わせであるのが良い。追加のオプションとしての検光子がカメラの前に配置されるのが良い。偏光子と検光子の組み合わせは、交差直線偏光子であるのが良く、それにより、望まれていない表面、例えば対物レンズ表面、からのスペクトル反射光がなくなる一方で、標的表面、例えば眼の意図した構造、からの散乱光の通過が可能である。照明は又、照明源がビデオシステムの画像化部分の捕捉開口数の外部に位置する独立した表面に差し向けられるよう、暗視野形態内に位置するのが良い。変形例として、照明は又、明視野形態内に位置しても良い。暗視野形態と明視野形態との両方において、照明光源は、患者のための固定ビームとして使用されるのが良い。照明は又、患者の瞳孔を照明して瞳孔と虹彩との境界を強調して虹彩検出及び眼追跡を容易にするために使用できる。近赤外波長又はその帯域幅によって生じる疑似色画像が、許容可能であると言える。

照明光源１１８からの照明光は、ビームコンバイナ１２０を通ってビームコンバイナ９０に送られる。ビームコンバイナ９０から、照明光は、対物レンズ組立体９４及び患者インターフェース５２を通って患者の眼４３の方へ差し向けられる。眼４３の種々の構造及び患者インターフェースから反射されて散乱された照明光は、患者インターフェース５２を通って戻り、対物レンズ組立体９４を通って戻り、そしてビームコンバイナ９０に戻る。ビームコンバイナ９０のところで、戻っている光は、ビームコンバイナ１２０に差し向けられて戻され、ここで、戻っている光の向きは、カメラ１１６の方へ変えられる。ビームコンバイナは、立方体であっても良く、板状であっても良く、又は薄膜状の要素であって良い。ビームコンバイナは又、スパイダーミラーの形態をしていても良く、それにより、照明光は、ミラーの外部広がりを超えて伝わり、一方で、像経路は、ミラーの内側反射面で反射する。変形例として、ビームコンバイナは、スクレーパミラーの形態をしていても良く、この場合、照明光は、穴を通って伝えられ、これに対し、像経路は、穴の外側に位置するミラーの反射面で反射する。カメラ１１６は、適当な画像化装置であって良く、例えば、適当なサイズのフォーマットのシリコンを利用した検出器アレイ（これには限定されない）であって良い。ビデオレンズは、カメラの検出器アレイ上に像を結び、他方、光学素子は、それぞれ偏光制御及び波長フィルタリングを可能にする。アパーチュア又は虹彩は、画像化ＮＡの制御、かくして焦点深度、被写界深度及び分解能の制御を提供する。小さなアパーチュアは、患者ドッキング手順を助ける大きな被写界深度という利点を提供する。変形例として、照明経路とカメラ経路を切り替えることができる。さらに、照準光源１１０は、直接的には目に見えないが、ビデオサブシステム９２を用いて捕捉されて表示できる赤外光を放出するよう構成され得る。

図３Ｂは、眼のマッピングされた治療領域１８２（ハッチング領域）を示しており、当該治療領域は、角膜１８４、後水晶体嚢１８６、及び角膜縁１８８を含む。当該治療領域１８２は、例えばレーザビーム品質、パルス幅、システム透過率、開口数、偏光、収差補正、及びアラインメントのような要因を組み込むために、コンピュータモデル化、例えば光線追跡及びフェーズド（位相）利用光学モデル化、によりマッピングされるのが良い。治療体積部１８２は、患者インターフェースの光学的に透過性の構造体の前面からＺ軸に沿って１５ｍｍを超える距離にわたって延びているものとして示されており、治療体積部１８２は、角膜１８４及び水晶体１９０を含み、当該水晶体１９０の治療体積部は、前水晶体嚢１９２、後水晶体嚢１８６、水晶体核及び皮質を含む。治療体積部１８２は、角膜１８４の中心から角膜縁１８８を超えるところまで側方に延びている。体積部１８２の側方寸法は、角膜縁１８８の前方に位置するＹ輪郭１９４及び角膜縁１８８の後方に位置するＸ輪郭１９６によって定められる。図示の治療体積部１８２は、本明細書において説明する教示に基づいて当業者によって決定可能である。３０ｍｍに固定されたＺＬ１９８及び２０ｍｍに固定されたＺＬ１９９についての予想光学破壊の側方位置が示されている。Ｚ方向寸法に沿う軸線９９に対して横方向に延びるこれら表面は、軸線９９から離れた側方の場所のところで光学破壊をもたらすようＸガルボ及びＹガルボの光学走査の場所に対応している。ＺＬ‐３０ｍｍ１９８及びＺＬ‐２０ｍｍ１９９について光学破壊の走査経路の湾曲した非平面状の形状は、本明細書において説明するマッピング及びルックアップテーブルにより補正することができる。焦点の湾曲形状を光学破壊深度のワーピング（狂い）と呼ぶ場合があり、ルックアップテーブルは、例えば治療深度のワーピングを補償するよう、逆にワーピングされるか、又は違ったやり方で調節され得る。加うるに、モデルからの予想に特有のワーピングは、汎用ルックアップテーブル内に組み込まれるのが良く、この予想形態からの任意の更なる誤差は、当該誤差を相殺するための補正要素の測定及び適用によって示されていて、ルックアップテーブルのワーピングと呼ばれる場合がある。

治療領域１８２は、システムの角膜縁の近くのビームについて実験的に求められる光学破壊についてのしきい量の約４倍のレーザビームエネルギーを設定するために示されている。上述の増大したエネルギー又はマージンは、ビーム系が寄与要因の所与の変動性を取り扱うことを保証する。これら寄与要因としては、エネルギー、ビーム品質、システムの透過率、及びアラインメントに関する、レーザの寿命全体にわたる劣化が挙げられる。

角膜の表面から離れて位置する患者インターフェースの光学的に透過性の構造体の後面の配置により、図示のような治療範囲の拡大を提供することができ、多くの実施形態で、光学的に透過性の構造体は、レンズを含む。変形実施形態で、光学的に透過性の構造体の後面は、例えば角膜上に配置されるのが良く、本明細書において説明するマッピング及びルックアップテーブルを用いると、患者治療に精度の向上をもたらすことができる。

患者インターフェースの光学的に透過性の構造体は、レンズ、プレート及びウェッジを製造するために用いられる多くの公知の光学的に透過性の材料のうちの１つ又は２つ以上、例えば、ガラス、ＢＫ‐７、プラスチック、アクリル樹脂、シリカ又は溶解石英のうちの１つ又は２つ以上、を有するのが良い。

治療体積部１８２のコンピュータマッピングは、オプションとして、本明細書において説明する構成システムの測定値を利用するマッピングにより調節できる。

図４Ａは、レーザ送り出しシステム２の可動及びセンサコンポーネント相互間の対応関係を示している。可動コンポーネントは、本明細書において説明するレーザ送り出しシステム２の１つ又は２つ以上のコンポーネントを含むのが良い。レーザ送り出しシステムの可動コンポーネントは、距離ＺＬ動くことができるズームレンズ、角度量Ｘｍ動くことができるＸガルボミラー９６、及び角度量Ｙｍ動くことができるＹガルボミラー８８、を含むのが良い。ＯＣＴシステムの可動コンポーネントは、距離ＺＥＤにわたり基準経路１０６を動くことができるよう構成された可動ＯＣＴ基準アームを含むのが良い。レーザ送り出しシステムのセンサコンポーネントは、Ｘ画素及びＹ画素、それぞれＰｉｘＸ及びＰｉｘＹ、を有するビデオカメラ、及びＯＣＴシステムのセンサコンポーネント、例えば、本明細書において説明するスペクトル領域検出手段、を含むのが良い。ベッドを有するのが良い患者支持体は、患者Ｐの眼４３をシステムのレーザシステム２及びシステムの軸線９９に整列させるよう、３つの寸法方向において（３次元において）動くことができる。患者インターフェース組立体は、例えばシステム２及び眼４３の軸線と整列するよう構成されたインターフェースレンズ９６を有するのが良い光学的に透過性の構造体を含むのが良い。患者インターフェースレンズは、手術のために患者の眼４３上に配置されるのが良く、光学的に透過性の構造体は、対物レンズ９４から距離１６２を置いたところに配置されるのが良い。多くの実施形態で、光学的に透過性の構造体は、コンタクトレンズ光学距離１６２（以下“ＣＬｏｐｔ”）を置いたところに配置されるレンズ９６を含む。光学的に透過性の構造体は、厚さ１６４を有し、この厚さ１６４は、例えばコンタクトレンズ９６の厚さを含むのが良い。コンタクトレンズ９６を有する光学的に透過性の構造体は、眼４３に接触することができるが、多くの実施形態で、コンタクトレンズ１６８は、隙間１６８が当該レンズと角膜の頂との間に延びる状態で角膜から離隔され、その結果、コンタクトレンズ１６８の後面は、例えば生理的食塩水又は粘弾性溶液を含む溶液に接触するようになる。

図４Ｂは、器械コンポーネントを眼の物理的所在位置と協調させるための、眼空間座標基準系１５０から器械座標基準系１５１までの座標基準系のマッピングの状態を示している。レーザシステム２は、眼４３の物理的座標を本明細書において説明するようにコンポーネントの器械座標にマッピングすることができる。眼空間座標基準系１５０は、第１のＸ寸法方向１５２、例えばＸ軸、第２のＹ寸法方向１５４、例えばＹ軸、及び第３のＺ寸法方向１５６、例えばＺ軸を有し、眼の座標基準系は、多くの公知の座標系、例えば極座標、円柱座標又はデカルト座標、のうちの１つ又は２つ以上を含むのが良い。多くの実施形態で、基準系１５０は、Ｘ軸が患者上の鼻‐側頭方向に差し向けられ、Ｙ軸が患者上の上方に差し向けられ、Ｚ軸が患者上の後方に差し向けられた、右手系トリプル（三つ組）を含む。多くの実施形態で、対応の器械座標基準系１５１は、一般に器械アクチュエータに対応した第１のＸ′寸法方向１５３、第２のＹ′寸法方向１５５、及び第３のＺ′寸法方向１５７を含み、器械の座標基準系は、多くの公知の座標系、例えば極座標、円柱座標又はデカルト座標、及びこれらの組み合わせ、のうちの１つ又は２つ以上を含むのが良い。

器械座標基準系１５１は、システム２の１つ又は２つ以上のコンポーネントの所在位置又は存在場所に対応するのが良い。器械座標基準系１５１は、複数の器械座標基準系を含むのが良い。複数の器械座標基準系は、例えば各サブシステムについての座標基準系を含むのが良い。例えば、寸法方向１５７は、距離ＺＬ動くことができるＺ‐テレスコープレンズの運動に対応するのが良い。寸法方向１５３は、角度量Ｘｍ動くことができるＸガルボミラー８６の運動に対応するのが良く、寸法方向１５５は、角度量Ｙｍ動くことができるＹガルボミラー８８の運動に対応するのが良い。変形例として又は組み合わせ例として、寸法方向１５７は、ＯＣＴビームについてＺ‐テレスコープの運動に対応すると共に、基準経路１０６を距離ＺＥＤにわたり動くよう構成された可動ＯＣＴ基準アームに対応しても良く、寸法方向１５３及び寸法方向１５５は、ＯＣＴビームについてそれぞれＸガルボミラー８６及びＹガルボミラー８８の運動に対応しても良い。寸法方向１５１は、ビデオカメラのＸ画素に対応するのが良く、寸法方向１５３は、ビデオカメラのＹ画素に対応するのが良い。器械座標基準系の軸は、多くのやり方のうちの１つ又は２つ以上のやり方で互いに組み合わせ可能であり、例えば、基準経路１０６の距離ＺＥＤにわたるＯＣＴ基準アームの運動は、例えば距離ＺＬ動くことができるＺ‐テレスコープレンズの運動と組み合わせることができる。多くの実施形態で、レーザシステム２のコンポーネントの所在位置が、複数の器械座標基準系を眼４３の座標基準系１５０にマッピングするために組み合わされる。

多くの実施形態で、眼座標基準系は、光路長座標系から眼の組織の屈折率に基づく眼の物理的座標にマッピングされる。一例は、測定が光学厚さに基づくＯＣＴレンジングシステムである。光路長を光ビームが通過する材料の屈折率で除算することによって、物理的距離を得ることができる。好適には、群屈折率が用いられて、ビーム列の中心波長並びに帯域幅及び分散特性を有する光の群速度を考慮に入れる。ビームが２種類以上の物体を通過する時、例えば各物質を通る光路長に基づいて、物理的距離を求めることができる。眼の組織構造及び対応の屈折率が特定され得て、光路に沿う組織構造の物理的所在位置は、光路長及び屈折率に基づいて求めることができる。光路長が２つ以上の組織に沿って延びている場合、各組織に関する光路長を求めることができ、そして対応の屈折率で除算されて、各組織を通る物理的距離を求めることができる。そして光路に沿う距離を例えば追加の距離と組み合わせることができ、それにより光路長に沿う組織構造の物理的所在位置を求めることができる。加うるに、光学縦列特性を考慮に入れることができる。ＯＣＴビームがＸ及びＹ方向に走査されてテレセントリック条件からの逸脱がガルボミラーの軸方向所在位置に起因して起こる時、光路長のディストーションが現実化する。これは、ファンエラー（fan error）と通称されており、モデル化か測定のいずれかにより補正することができる。

本明細書において説明する１つ又は２つ以上の光学コンポーネント及び光源は、異なる経路長、波長、及びスペクトル帯域幅を有する場合があるので、多くの実施形態で、用いられる群屈折率は、材料並びに光ビームの波長及びスペクトル帯域幅で決まる。多くの実施形態で、光路に沿う屈折率は、材料につれて変わる場合がある。例えば、生理的食塩水は、第１の屈折率を有し、角膜は、第２の屈折率を有し、眼の前眼房は、第３の屈折率を有し、眼は、複数の屈折率を有する勾配型屈折率レンズを有している。これらの材料を通る光路長は、群屈折率によって支配されるが、ビームの屈折ないし曲げは、材料のフェーズ（phase ）屈折率によって支配される。フェーズ屈折率と群屈折率との両方を考慮に入れると、構造体のＸ、Ｙ、及びＺ所在位置を正確に求めることができる。組織例えば眼４３の屈折率は、本明細書において説明するように波長につれて変化する場合があるが、近似値としては、眼房水は、１．３３であり、角膜は、１．３８であり、硝子体液は、１．３４であり、水晶体は、１．３６〜１．４１である。この場合、水晶体の屈折率は、例えば、水晶体嚢、水晶体皮質及び水晶体核については互いに異なる場合がある。水及び生理的食塩水のフェーズ屈折率は、１０３０ｎｍの超高速レーザについては約１．３２５であり、８３０ｎｍのＯＣＴシステムについては約１．３２８である場合がある。１．３３９という群屈折率は、ＯＣＴビーム波長及びスペクトル帯域幅については１％のオーダで異なる。当業者は、本明細書において説明する測定及び治療システムの波長について眼の組織の屈折率及び群屈折率を決定可能である。システムの他のコンポーネントの屈折率は、本明細書において説明する教示に基づいて当業者であれば容易に求めることができる。

図５Ａ乃至図５Ｆは、患者インターフェースに眼が接触する前に当該眼を測定するべく患者インターフェース５２に結合するように構成されたトポグラフィー測定構造を示している。トポグラフィー測定構造は、眼の角膜曲率の読み値、眼のプラシドディスクトポグラフィー、眼の角膜トポグラフィーからの複数点の反射、眼のトポグラフィーの角膜からの反射グリッド、のためのリングまたは他の構造の１または複数を含み得る。多くの実施形態において、測定構造は、例えば、患者インターフェースの一成分に結合するように構成されたプラシドディスク構造を含む。トポグラフィー測定構造は、例えば、角膜から反射される時の当該測定構造の仮想画像を形成するべく、照明され得る。ある照明方法は、システム自身の内部に存在する照明器を利用し得る。代替的に、または追加的に、トポグラフィー測定構造は、患者インターフェースに取り付けられるか、あるいは、レーザシステムの構造に取り付けられた、リング型照明器を有し得る。

トポグラフィー測定構造の一実施形態が、図５Ａに例示されている。トポグラフィー測定構造１９５は、全体的に、患者の眼の近接位置にもたらされるべき第１端２０４と、当該第１端と反対側で患者インターフェースに取り付けるように構成された第２端２００と、を有している。第１端２０４は、一般的に、患者の眼の瞬き検出のために用いられる１または複数の幾何学的マーカー２０６を有している。好適な実施形態では、同一の幾何学的マーカー２０６が、角膜トポグラフィーの測定のためにも用いられ得る。これは、しかしながら、厳格に要求されるものではない。第１端は、瞬き検出のための１または複数の幾何学的マーカーと、トポグラフィー測定のための１または複数の異なる幾何学的構造を有し得る。第１端は、また、トポグラフィー測定構造１９５の当該第１端２０４を光が通過することを許容する開口２０２を有する。本発明に従うトポグラフィー測定構造１９５の別の実施形態は、図５Ｄ、図５Ｅ及び図５Ｆに例示されている。

第１端２０４における幾何学的マーカーの具体的な形状は、特には限定されない。好ましくは、幾何学的マーカーは、少なくとも１つの円を有する。別の実施形態では、幾何学的マーカーは、２または３以上の同心円を有する。他の許容可能な幾何学的マーカーは、直線（ｌｉｎｅｓ）と長円（ｏｖａｌｓ）とを含む。

多くの実施形態において、幾何学的マーカー２０６を含むトポグラフィー測定構造は、レーザシステムからの光で背面から照明されて、幾何学的マーカー２０６と共に眼を照明で照らす。代替的に、あるいは追加的に、トポグラフィー測定構造１９５は、幾何学的マーカー２０６を含むトポグラフィー測定構造１９５で眼を照明するべく、発光ダイオードのような複数の光源（不図示）を有し得る。

図５Ｂは、患者がレーザ眼手術システムの支持体上に置かれる時、眼に対してトポグラフィー測定構造１９５を位置決めするべく、患者インターフェースに取り外し可能に結合された、１または複数の幾何学的マーカーを含むトポグラフィー測定構造１９５を示している。ＯＣＴビームが、トポグラフィー測定構造１９５の開口２０２を通過して示されている。これは、ＯＣＴ測定がトポグラフィー測定構造１９５によって同時になされることを許容する。

ＯＣＴ測定ビームは、眼を位置決めするために用いられ得る。ＯＣＴ測定ビームの当該使用は、反射されたプラシドリングの直径が角膜の曲率のみでなくリング照明と角膜との距離にも依存し得るため、プラシドシステムの絶対的な曲率読みを達成するために、特に重要であり得る。ＯＣＴは、これらの変動を最小化することを助ける。付加的に、この測定情報は、患者の椅子を積極的に位置決めして、眼を正確な所望の位置に移動させるために、利用され得る。付加的に、ＯＣＴシステム及び選択的にカメラが、高精度の測定を可能にするべく、システムに対して同心リングの実際の位置を求めるために用いられ得る。代替的に、あるいは付加的に、ここで説明されるように、ビデオカメラの焦点が、測定のために眼を位置決めするために用いられ得る。例えば、患者のトポグラフィーが測定されて軸が決定される時、トポグラフィー測定システムは、患者インターフェース構造から結合解除され得て、患者インターフェースがここで説明されるように眼に結合される。

照明器は、多くの異なる態様で構成され得る。ビデオシステムが用いられることを可能にするべく、リング構造の中央に明瞭な開口を有することは、特に重要であり得る。他の実施形態は、異なる技術によるディフューザとマスクの組合せを有し得る。これは、角膜からのリングの検出のために用いられるディフュージング角度について最適化され得る。あるいは、偏光が用いられる場合、４分の１波長板またはデポラライザ及びディフューザとリング状開口との組合せが用いられ得る。完全な利用（ｕｔｉｌｉｚａｔｉｏｎ）のため、ブロックされたリング上に照明される光は、ブロックされたリングを反射ウェッジ（くさび）として機能させ得て、光が完全に利用される。このような場合、全反射を可能にする角度が有用であり得る。強力なネガティブレンズとプラシドディスク照明器との組合せを利用することも、より良好なコントラストのため、外側リングの光強度を増大させ得る。

多くの実施形態において、トポグラフィー測定構造は、例えばリング照明器のような外部照明構造を有して、眼を照明して、当該照明構造のリング形状の仮想画像を形成する。眼の乱視軸は、ここで説明されるように、当該眼の仮想画像の測定に基づいて決定される。外部照明器は、眼の測定のために患者インターフェースに結合するように、且つ、眼が患者インターフェースに結合される時には取り外されるように、構成され得る。あるいは、外部照明器は、複数の処置を通じてレーザシステムに対する固定状態を維持する実質的な固定構造であり得る。

角膜トポグラフィーデータ及び厚みデータは、多くの態様の１または複数において組み合わされ得る。例えば、角膜トポグラフィーデータは、前方角膜面の形状プロファイルを決定するために用いられ得て、角膜厚みプロファイルデータは、例えば後方面のプロファイルを決定するために、当該前方角膜面のプロファイルに適合され得る。多くの実施形態において、前方角膜面のプロファイルは、患者インターフェースが眼に接触することなく、測定されて決定され、角膜厚みプロファイルは、患者インターフェースが眼に接触する時に、測定されて決定される。眼に接触することなく測定される角膜面のプロファイルデータは、患者インターフェースが眼に接触して測定される角膜厚みプロファイルデータと組み合わされ得て、屈折矯正切開の位置は、例えば、両方のプロファイルに応じて決定される。

図５Ｃに示されるように、角膜による反射光は、好適には複数の放射状線上に沿って、一般的に離散点で測定され、光が角膜から反射される時に形成される仮想画像の存在と特性とを決定する。

図５Ｄは、患者インターフェースと当該患者インターフェースに結合されるように構成されたトポグラフィー測定構造との構成要素を示している。

図６は、レーザ眼手術システムにおける瞬き検出方法６００を実施するためのフローチャートである。本方法は、少なくとも１つの幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定構造を提供する工程と、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーからの光が患者の眼の屈折構造から反射可能であるように、前記トポグラフィー測定構造を当該患者の眼の近接位置に載置する工程（６０２）と、を備えている。検出工程は、前記トポグラフィー測定構造が前記近接位置にある間に前記患者の眼からの反射光を所定時間に亘って検出する工程（６０４）を含む。本方法は、前記所定時間の前記眼の表面からの前記反射光を画像データに変換する工程（６０６）と、前記幾何学的マーカーからの光が前記反射光内で検出されているか否かを決定するべく前記画像データを分析する工程（６０８）と、を備えている。前記幾何学的マーカーが前記反射光内に存在しないと決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしたと判断される（６１２）。前記幾何学的マーカーが前記反射光内に存在していると決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしなかったと判断される。

患者の眼（に関連する要素）は、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーからの光がここで説明され例えば図２に示されるようなレーザ眼手術システムの測定システムの捕捉範囲内で当該患者の眼の屈折構造から反射できるように、患者の眼に近接して位置決めされ得る。多くの実施形態では、レーザ手術のための患者の位置決めは、典型的には、患者ベッド３４の移動（動き）またはレーザシステム２の移動（動き）によって可能とされる。典型的には、オペレータは、横方向位置及び軸方向位置の手動制御を有していて、工程５２８において、ドッキング機構または患者インターフェース５２を所定位置へと案内する。ドッキング機構が存在しない場合、眼、特には角膜、が測定システムの動作範囲内に置かれるように前記移動（動き）を案内するための操作手段が設けられ得る。これは、ここで説明されるレーザシステム２のサブシステム、例えばレーザシステム２のアラインメント誘導システム４８または撮像サブシステム５１、の使用によって達成され得る。初期の患者位置は、ビデオカメラによって案内され得て、ビデオ画像をセンタリングすることによって横方向位置に眼を案内し、画像を焦点合わせすることによって、軸方向位置に眼を案内する。

検出工程において、患者の眼からの反射光は、所定の光路を通って検出器に向けられる。反射光の検出器への伝播は、多くの態様で達成され得る。多くの実施形態において、反射光は、図２及び図３Ａのレーザシステムの共有光学系５０によって方向付けられる。一実施形態では、照射光は、照射光源１１８を通して方向付けられ、ビームコンバイナ１２０を通してビームコンバイナ９０に伝送され、対物レンズ組立体９４と患者インターフェース５２とを通して患者の眼４３に向けられる。患者インターフェース５２は、１または複数の幾何学的マーカー２０６を有するトポグラフィー測定構造を含んでいる。照射光は、患者の角膜４３及び患者インターフェースから散乱され、患者インターフェース５２を通って戻り、対物レンズ組立体９４を通って戻り、ビームコンバイナ９０に戻る。ビームコンバイナ９０において、戻り光は、ビームコンバイナ１２０に更に戻され、そこで反射光はカメラ１１６に向けられる。あるいは、照射光路とカメラ光路とが切り替えられ得る。

反射光が画像データに変換される態様は、特に限定されない。例えば、反射光は、フォトディテクタに向けられ得る。本発明方法との関連で用いられ得る、データタイプ及びフォーマットを含む画像データのタイプは、特に限定されない。データは、好適にはピクセルデータである。

一旦反射光が画像データに変換されると、それは、幾何学的マーカー２０６の形状に対応する形状の存在に関して、解析されなければならない。好適な実施形態は、画像データ内の幾何学的マーカー２０６を検出するためにハフ変換を用いることである。ハフ変換技術の１つの利点は、特徴境界の描写におけるギャップについて寛容であって、画像ノイズに比較的影響されないことである。

ハフ変換は、画像内の幾何学的マーカー２０６を判別して隔離するために画像データを解析するために用いられ得る。ハフ変換は、一般的に、一定の曲線、例えば線、円、楕円等、の検出のために用いられる。従って、線や円の形態の幾何学的マーカー２０６が選択される時、特に好適である。一般化されたハフ変換が、幾何学的マーカー２０６の単純な解析が不可能である応用において採用され得るが、コンピュータ計算の複雑さ及び速度が、一般化されたハフアルゴリズムの使用における制限要因である。従って、好適な実施形態では、ハフ変換を用いる解析は、一般的に、一定の曲線、特には線、円及び楕円、に限定されるべきである。楕円を検出するためにハフ変換を使用することは、乱視の眼の場合、特に好適であり得る。この場合、円形態は、患者の眼から楕円として反射され得る。もっとも、乱視や他の標準（正常）で無い形状の眼の場合であっても、円形態の反射形状は、十分に円であるから、円のためのハフ変換は、患者の瞬きを検出するために正確である。

当業者によって理解されるように、ハフ変換は、１組の所与のエッジ点に最もよく適合する曲線（カーブ）のパラメータを特定する。当該エッジ点は、ロバートクロス（Ｒｏｂｅｒｔｓ Ｃｒｏｓｓ）エッジ検出子、ソベル（Ｓｏｂｅｌ）エッジ検出子、キャニー（Ｃａｎｎｙ）エッジ検出子のような公知の特徴検出演算子から得られるが、ノイズを含み得る。すなわち、単一の全体特徴に対応する複数のエッジフラグメントを含み得る。エッジ検出子の出力は、画像内の特徴の場所を規定する。ハフ変換は、その特徴が何であって（すなわち、それは、当該特徴が有するパラメータ記述に関する特徴を決定する）、それらの幾つが画像内に存在しているか、を決定する。

幾何学的マーカー２０６が１または複数の円である場合、ハフ変換は、１または複数の円の画像データ内での存在と、もし存在すればそれらのパラメータと、を決定するために用いられ得る。円周上に相当する多数の点が公知である（見出されている）時、１または複数の円が画像データ内に存在していると言える。半径Ｒで中心座標（ａ，ｂ）である円は、以下のパラメータ式で描写され得る。
ｘ＝ａ＋Ｒｃｏｓ（ｔ）
ｙ＝ｂ＋Ｒｓｉｎ（ｔ）
ここで、角度ｔが３６０°の範囲全てを掃引する時、点（ｘ，ｙ）は円の周を辿る。

眼からの反射画像に対応する画像データが十分な数の点を含んでいて、それらの幾つかが円周上にある時、ハフ変換は、画像データ内に存在する各円を描写するパラメータトリプレット（ａ，ｂ，Ｒ）を見出し、画像データ内の幾何学的マーカー２０６に対応する光の存在を決定する。

好適には、幾何学的マーカー２０６の半径は、公知の半径Ｒである。画像内の円が公知の半径Ｒである場合、パラメータ空間内での点（ａ，ｂ）の軌跡は、（ｘ，ｙ）を中心とした半径Ｒの円上にある。真の中心点は、全てのパラメータ円にとって共通であり、ハフ累積アレイを用いて見出され得る。この場合、画像データ内の幾何学的マーカー２０６の存在ないし不存在は、基準となるハフ累積アレイを用いて決定され得る。特には、累積アレイが真の中心を有するか否かの決定を用いて決定され得る。あるいは、３次元累積マトリクスを用いることによって、公知でない半径を有する円の探索が実施され得る。ハフ変換が画像データ内の幾何学的マーカーの存在を特定する時、眼は開いている（いた）と決定され、患者は瞬きしていなかったと決定される。ハフ変換が画像データ内の幾何学的マーカーの存在を見出さない時、眼は閉じている（いた）と決定され、患者は瞬きしていたと決定される。

ハフ変換が画像データを解析するために用いられる時、好適には、画像データの前処理、例えば画像データの円滑化処理（スムージング）、が実施される。

画像データ内の幾何学的マーカー２０６の検出のためのハフ変換の代替的なデータ解析手法は、円の適合（フィッティング）と当該適合の良好さ（ｇｏｏｄｎｅｓｓ）の測定（判定）や、幾何学的マーカー２０６と同じ形状のテンプレートとの画像相関を含む。

図７Ａは，幾何学的マーカー２０６が２つの同心円である場合の、幾何学的マーカー２０６の画像データを示している。図７Ｂは、パラメータ空間（ａ，ｂ）への円のハフ変換の結果を示している。図７Ｂは、累積アレイにおける真の中心に対応する高強度の領域ないし「ホットスポット」を示している。これにより、画像データ内の円の幾何学的マーカーの存在を示している。「ホットスポット」の存在に基づいて、すなわち、累積アレイにおける真の中心に基づいて、角膜からの反射光が検出された時に眼が瞬きしていなかったと判定される。

本発明による瞬き検出の方法ないしシステムにおいて、画像データが集められる時間（の長さ）は、特に制限されない。画像データの収集は、トポグラフィー測定構造が患者の眼に近接して載置された時に直ちに開始されてもよいし、オペレータの裁量でその後の任意の時点で開始されてもよい。瞬き検出のため、反射光は、区分された所定の時間（の長さ）に亘って検出され、当該所定時間中に検出された反射光が、画像データに変換される。反射光は、好適には周期的に再測定され、各時間に対応する反射光が画像データに変換されて、好適にはメモリ内に記憶される。この態様では、時間毎の患者の瞬きの発生（の有無）が、メモリ内に記憶されて収集され得る。収集されたデータは、後で判定のために利用され得る。

反射光が検出される所定時間は、一般的には、十分な光が検出器システムによって測定されることを許容するのに十分に長く、眼の瞬きを解明するのに十分に短い。眼の瞬きは、１００ミリ秒ないし４００ミリ秒かかる、と評価されている。測定のための所定時間は、好適には、４００ミリ秒より短く、より好適には１００ミリ秒よりも短い。好適には、反射光は、少なくとも２Ｈｚで周期的に再測定され、より好ましくは少なくとも１０Ｈｚで再測定され、更に好ましくは少なくとも２０Ｈｚで再測定され、更に好ましくは３０Ｈｚ以上で再測定される。

図８Ａ及び図８Ｂは、本発明の多くの実施形態による、瞬き検出と角膜トポグラフィーの方法ないしシステムを図示している。図８Ａは、眼が開いている時の角膜トポグラフィーと瞬き検出のシステムの動作を示している。図８Ｂは、眼が閉じている時の角膜トポグラフィーと瞬き検出のシステムの動作を示している。

図８Ａにおいて、幾何学的マーカー２０６を含むトポグラフィー測定構造は、患者の眼４３の近接位置に配置されていて、瞼４５が開いている時、少なくとも１つの幾何学的マーカー２０６からの光が患者の眼の角膜４４から反射可能となっている。幾何学的マーカー２０６が照射されると、幾何学的マーカー２０６に対応する光パターン２０８が、トポグラフィー測定構造の第１端から患者の眼４３へと向けられる。患者の眼からの反射光は、共有光学系５０によってディテクタ１２１に向けられ、ピクセルデータＰｉｘＸ及びＰｉｘＹの形態の画像データに変換され、カメラ１１６を介して表示される、という仮想画像２１０を形成する。画像データは、幾何学的マーカー２０６の形状を有する仮想画像２１０に対応する光がディテクタ１２１によって検出されたか否かを決定するべく、分析される。特に図８Ａにおいて、幾何学的マーカー２０６は、同心円の形状であり、画像データは、円が画像データ内に存在しているか否かを決定するように（例えばハフ変換によって）解析される。画像データが幾何学的マーカーの形状を含んでいると判定される場合、患者が瞬きしなかった（すなわち、患者の眼は開いていた）と判定される。好適な実施形態では、例えばパラメータ空間内の真の中心の位置に対応する仮想表示１２２が、カメラ１１６上に提供されて、患者が瞬きしなかったことを示す。

図８Ｂにおいて、患者の眼の瞼４５は閉じていて、角膜４４の上面を覆っている。図８Ａと同様、幾何学的マーカー２０６を含むトポグラフィー測定構造は、患者の眼４３の近接位置に配置されていて、瞼４５が開いている時、少なくとも１つの幾何学的マーカー２０６からの光が患者の眼の角膜４４から反射可能となっている。更に、幾何学的マーカー２０６が照射されると、幾何学的マーカー２０６に対応する光パターン２０８が、トポグラフィー測定構造の第１端から患者の眼４３へと向けられる。しかしながら、瞼の表面と眼のまつ毛（不図示）とは、効率的に光を反射せず、光は瞼で散乱され、幾何学的マーカー２０６の仮想画像は、共用光学系によってディテクタ１２１に向けられる光で形成されない。ディテクタ１２１によって検出される光は、ピクセルデータＰｉｘＸ及びＰｉｘＹの形態で画像データに変換されて、カメラ１１６を介して表示される。画像データは、幾何学的マーカー２０６の形状を有する仮想画像２１０に対応する光がディテクタ１２１によって検出されたか否かを決定するべく、分析される。特に図６Ａにおいて、幾何学的マーカー２０６は、１つの円の形状であり、画像データは、円が画像データ内に存在しているか否かを決定するように解析される。画像データが幾何学的マーカーの形状を含んでいると判定される場合、患者が瞬きしなかった（すなわち、患者の眼は開いていた）と判定される。図示されていないが、患者が瞬きしたことを示す仮想表示が提供されてもよい。

図５Ｂに示すように、トポグラフィー測定構造の第１端２０４の開口２０２は、他の光に基づく測定ないし処置を許容する。例えば、ＯＣＴ測定ビームが、トポグラフィー測定構造１０９を通過することができる。図５乃至図８の瞬き検出の方法及びシステムは、眼の構造ないし位置を測定するように設計された他の技術と同時（並列）であり得る。同時の測定の性質等は、特に制限されないで、一般的に、患者の眼の構造ないし位置のデータを生成するための任意の測定であり得る。それは、角膜トポグラフィー、トモグラフィー、レーザ手術の眼施術、を含む。

多くの実施形態において、ここで説明された瞬き検出方法は、外科システムで採用される他の測定ないし動作と、時間において相関する。これは、例えば、１または複数の他の測定が実施される所定の時間（の長さ）の間に幾何学的マーカー２０６からの反射光を検出することによって、達成され得る。これにより、瞬き検出と他の測定との両方が実施され、それらのデータが測定プロセスにおいて同時のＴ時点で記憶される。瞬き検出が、他の構造ないし位置の測定と同時に実施される時、瞬き検出は、リアルタイムに、すなわち同時の測定が実施されている時に、表示され得る。画像データは、同時の測定がなされた時間の少なくとも一部の間に瞬きが生じたか否かを判定するべく、後の解析ないし処理のために記憶され得る。瞬きが同時の測定中に検出される場合、同時の測定が再度実施され得る。あるいは、瞬きが生じていたと判定された時の同時の測定に対応するデータは、任意の後処理における更なるデータ処理ないし解析の利用から除去され得る。

レーザ眼手術システムにおける改良された撮像及び照準合わせの方法は、少なくとも１つの幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定構造を、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーからの光が患者の眼の屈折表面から反射可能であるように、当該患者の眼の近接位置に提供する工程、を備えている。前記屈折表面は、好適には角膜であり、角膜の涙膜であり得る。本方法は、患者の眼に関する構造ないし位置のデータを生成する工程と、前記生成する工程の少なくとも一部の間であって且つ前記トポグラフィー測定構造が前記近接位置にある間に、前記患者の眼の屈折構造からの反射光を所定時間に亘って周期的に検出する工程と、を備えている。本方法は、更に、少なくとも１回の所定時間の前記眼の表面からの前記反射光を画像データに変換する工程と、前記幾何学的マーカーが前記反射光内に存在していたか否かを決定するべく前記画像データを分析し、前記幾何学的マーカーが存在しないと決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしたと判断される工程と、を備えている。前記幾何学的マーカーが存在すると決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしなかったと判断される。

本方法は、更に、前記患者が前記眼の測定中に瞬きしたと決定された場合において、前記患者の眼に関する構造ないし位置の情報を再生成する工程を更に備える。あるいは、本方法は、前記患者が瞬きしたと決定された時間に対応する構造ないし位置のデータが正確でないと判断する工程を含み、また、好適には、前記患者が瞬きしたと決定された時間に対応する構造ないし位置のデータを除去する工程を含む。

多くの実施形態において、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーは、円を含む。あるいは、前記幾何学的マーカーは、複数個あって、前記複数の幾何学的マーカーは、少なくとも２つの同心円を有する。

前記画像データを分析する工程は、画像データのハフ変換、画像データの適合及び適合の良さの測定、並びに、幾何学的マーカーのテンプレートとの画像相関、の少なくとも１つを実施する工程を含んでいる。多くの実施形態において、ハフ変換が選択される。

図９は、多くの実施形態に従う、正確でディストーション（歪み）のない角膜トポグラフィー測定とそれに続くレーザ治療の一体化とを提供する方法５００のフローチャートを示している。ここで説明される瞬き検出の方法及びシステムは、有利には、角膜トポグラフィー及びレーザ治療の多くの特徴と同時に利用され得る。方法５００は、以下の主要な工程を備えている。工程５２５において、患者の眼は、ここで説明されるレーザ眼手術システム２、２Ａの測定システムの捕捉範囲内に位置決めされる。工程５５０において、測定システムは、高精度で角膜形状を測定するために用いられる。このような測定システムは、前述のレンジングサブシステム４６を有し得る。工程５７５において、測定時間とレーザ治療時間との間で生じ得る患者の眼の方向のあらゆる変化が、後処理のために考慮される。

位置決め工程５２５：
工程５２５では、患者の眼が、例えば図２及び図３Ａに示されるような、ここで説明されるレーザ眼手術システムの測定システムの捕捉範囲内に位置決めされる。レーザ手術のための患者の位置決めは、典型的には、患者ベッド３４の移動（動き）またはレーザシステム２の移動（動き）によって可能とされる。典型的には、オペレータは、横方向位置及び軸方向位置の手動制御を有していて、工程５２８において、ドッキング機構または患者インターフェース５２を所定位置へと案内する。ドッキング機構が存在しない場合、眼、特には角膜、が測定システムの動作範囲内に置かれるように前記移動（動き）を案内するための操作手段が設けられ得る。これは、ここで説明されるレーザシステム２のサブシステム、例えばレーザシステム２のアラインメント誘導システム４８または撮像サブシステム５１、の使用によって達成され得る。初期の患者位置は、ビデオカメラによって案内され得て、ビデオ画像をセンタリングすることによって横方向位置に眼を案内し、画像を焦点合わせすることによって、軸方向位置に眼を案内する。この時点で、角膜は、工程５３１において、レンジングサブシステム４６または撮像サブシステム５４６のＯＣＴシステムの捕捉範囲内、典型的には軸方向にＸｍｍないしＹｍｍ、に載置される。ＯＣＴシステムは、工程５３４において、角膜の軸方向位置を測定するために利用され得て、好適なディスプレイが、最終的な正確な位置決めのために、オペレータへのガイダンスを提供する。あるいは、レーザシステム２、２ａと光学系を共有し得るマイクロスコープに結合されたカメラのような仮想撮像システム、とりわけＣＣＤ、が位置決め工程５２５を容易にするべくＯＣＴシステムの代わりに用いられ得る。

ここで説明される瞬き検出方法は、好適には、位置測定中の瞬きの発生を検出するべくＯＣＴ測定ビームと同時に利用される。ＯＣＴ測定と瞬き検出の同時の利用は、プラシドシステムの絶対的な曲率の読みを達成するために、特に重要であり得る。なぜなら、反射されるプラシドリングの直径は、角膜の曲率に依存するだけでなく、リング照射体と角膜との距離にも依存し得るからである。ＯＣＴ及び瞬き検出は、これらの変動を最小化することを助け得る。付加的に、この測定情報は、患者の椅子を積極的に位置決めして眼を正確に所望位置に移動するために利用され得る。これらの利用の幾つかとの関連で、瞬き検出方法及びシステムは、ＯＣＴ測定中、特には重要なＯＣＴ測定中、の瞬きを特定するために同時に利用され得る。結果として、測定は再度実施され得る。あるいは、瞬きに対応する測定データが、データ処理及び測定計算から除去され得る。

ビデオシステム及びＯＣＴシステムは、典型的にはドッキングシステムと共に動作するように構成されている。ドッキングシステムは、しばしば、光路内に付加的な光学要素と液体媒体とを有する。従って、レーザシステムの焦点合わせアルゴリズムは、ドッキング機構の光学系とインターフェース媒体の無い動作を考慮するように、調整され得る。

測定工程５５０：
工程５５０では、測定システムは、高精度に角膜の形状を測定するために利用される。レーザシステム２、２Ａは、処置対象である眼球面をマッピングするためのサブシステムを備えている。例えば、ここで説明されるＯＣＴシステムを有するレンジングサブシステム４６、あるいは、撮像サブシステム５４６である。後述されるように、撮像サブシステム５４６は、眼球面をマッピングするために、様々なモダリティ（様式）を適用し得る。例えば、プラシド撮像、ハートマン−シャック波面検出、共焦点トモグラフィー、低コヒーレンス反射光測定である。測定工程５５０は、前述の工程５２５において眼が正確に位置決めされてから実施され得る。固定光が、選択的に、患者が眼を固定の角度に位置決めされた状態に維持することを助けるべく、導入され得る。測定データの捕捉が十分に迅速であれば、例えば１秒のオーダーであれば、固定光は必要ないかもしれない。測定５５０の工程５３３において、角膜面の複数のＯＣＴないし他のスキャンが短時間で獲得され得る。複数のスキャンは、良好なデータを得る確実性を増大させ得る。工程５５６で、スキャンの後処理が、潜在的な眼の動きを除去し得て、測定精度を更に改善し得る。測定工程５５０の工程５６２において、角膜からの反射光のカメラ画像から、角膜力（ｃｏｒｎｅａｌ ｐｏｗｅｒ）が測定され得る。

角膜面がマッピングされると、多項式フィッティングアルゴリズム、あるいは他のフィッティングアルゴリズムが、工程５５９において、角膜の共通に利用されるパラメータを計算するために利用され得る。共通に利用されるパラメータとは、角膜の光学的パワー（ｏｐｔｉｃａｌ ｐｏｗｅｒ）、乱視（非点収差）軸角度、乱視（非点収差）の大きさ、を含む。

ここで説明される瞬きの検出及び方法は、好適には、当該測定中の瞬きの発生を検出するべく、角膜形状の測定と同時に利用される。角膜形状の測定と瞬き検出の同時の利用は、当該測定中に瞬きが生じたか否かの決定を可能にする。結果として、測定は再度実施され得る。あるいは、瞬きに対応する測定データが、データ処理及び測定計算から除去され得る。

座標系転送工程５７５：
工程５７５では、測定時間とレーザ治療時間との間で生じ得る患者の眼の方向の変化が考慮される。しばしば、患者の眼が、例えば患者インターフェース５２の吸引リングで、治療のためにドッキングされる時に、様々な解剖学上の特徴を含む眼がレーザシステム座標系に対してその位置を変える、ということがあり得る。この変化は、患者の頭の移動の結果であり得るし、眼の移動の結果であり得るし、ドッキング中に適用される力のためでもあり得る。幾つかの場合では、眼の上方の空気や他の液体の屈折特性が、眼の画像を歪ませ得る。例えば、患者インターフェース５２の吸引リングは、溶液、生理的食塩水、粘弾性溶液、のうちの１または複数で充填され得る。乱視軸角度のような角膜測定（結果）を、あらゆる動きや歪みを考慮するべく、新しい座標系に変換することは有効であり得る。これを達成するための幾つかの手段が提供される。

幾つかの実施形態では、工程５７８において、オペレータが、測定前に、典型的には角膜の周上を直径方向に横切るように位置決めされるインクドットによって、患者の眼をマーキングし得る。これらのドットは、工程５８１において、治療のためのドッキングの後で撮像カメラによって獲得され得て、座標変換を計算するために利用され得る。

他の実施形態では、測定工程中に撮像される、ビデオ画像、ＯＣＴ画像、あるいは他のスキャン（画像）において視認できる眼球の特徴が、利用される。これらの特徴は、工程５８４において、治療のためのドッキング後に撮像される画像に対して相関される。この相関は、デジタル画像処理アルゴリズムによって、あるいはオペレータによって手動で、実施され得る。手動で実施される時、オペレータは、制御スクリーン上の重複画像（測定及び治療工程）によって提示され、それらの合致が視認されるまで両画像が手動で水平操作ないし回転操作される。画像操作データは、ディスプレイソフトウェアによって検出され得て、座標変換のために利用される。

前述の工程は、多くの実施形態に従う、正確でディストーション（歪み）のない角膜トポグラフィー測定とそれに続くレーザ治療の一体化とを提供する方法５００を示しているが、当業者は、ここで説明された教示に基づいて、多くの変形例を認識するであろう。工程は、異なる順序で実施され得る。工程は、追加され得るし、また、削除され得る。例えば、角膜の形状は、例えば患者インターフェース５２の吸引リングによる治療のためのドッキングの前、ドッキングの間、ドッキングの後、に測定され得る。多くの工程が、当該方法にとって有益である頻度で、繰り返され得る。

方法５００の工程の１または複数は、ここで説明されたような電気回路や、例えばフィールドプログラマブルゲートアレイのためのプログラマブルアレイロジックのようなプロセッサないし論理回路の１または複数、によって実施され得る。当該回路は、方法５００の前記工程の１または複数を提供するようにプログラムされ得て、当該プログラムは、コンピュータ可読メモリに記憶されたプログラム指令や、プログラマブルアレイロジックやフィールドプログラマブルゲートアレイのような論理回路のプログラム工程、を有し得る。

ここで説明された瞬き検出のシステム及び方法は、好適には、方法５００における位置決め工程５２５及び測定工程５５０のうちの１または複数との関連で利用される。図２を参照して、レーザ眼手術システム２において、レンジングサブシステム４６のＯＣＴシステムは、工程５２５において患者の眼を位置決めするため、及び／または、工程５５０において角膜の形状を測定するため、に利用され得る。レーザ眼手術システム２にとって、トポグラフィー測定構造５３は、工程５５０において角膜の形状を測定するために利用される。角膜の形状は、患者インターフェース５２が患者の眼とドッキングされる前、その間、あるいはその後、に測定され得る。レーザ眼手術システム２のレンジングサブシステム４６またはレーザ眼手術システム２の撮像サブシステム５１と角膜トポグラファー５３とによって捕捉される画像は、レーザ眼手術システム２の制御パネル／ＧＵＩ５６のディスプレイまたはレーザ眼手術システム２Ａのディスプレイ５６Ａによって表示され得る。制御パネル／ＧＵＩ５６は、表示された画像の幾つかを、修正し、歪ませ（歪みを補正し）、あるいは変換するためにも利用され得る。

本明細書中で引用される全ての特許ないし特許出願は、当該引用ないし参照によって、その全体について、本明細書に導入される。

更に、本開示内容、即ち本発明の要旨は、以下の特許出願、即ち、２００８年３月３日に出願された米国特許出願第１２／０４８，１８２号（発明の名称：METHOD AND APPARATUS FOR CRREATING INCISIONS TO IMPROVE INTRAOCULAR LENS PLACEMENT）、２００８年３月１３日に出願された米国特許出願第１２／０４８，１８６号（発明の名称：METHOD AND APPARATUS FOR CREATING OCULAR SURGICAL AND RELAXING INCISIONS）、２０１３年１１月１日に出願された米国特許出願第１４／０６９，７０３号（発明の名称：LASER EYE SURGERY SYSTEM CALIBRATION）、２０１４年４月１８日に出願された米国特許出願第１４／２５６，３０７号（発明の名称：CORNEAL TOPOGRAPHY MEASUREMENT AND ALIGNMENT OF CORNEAL SURGICAL PROCEDURES）、２０１４年３月６日に出願された米国特許出願第１４／１９９，０８７号（発明の名称：MICROFEMTOTOMY METHODS AND SYSTEMS）、２０１４年４月１７日に出願された米国特許出願第１４／２５５，４３０号（発明の名称：LASER FIDUCIALS FOR ALIGNMENT IN CATARACT SURGERY）、及び、２０１３年１１月１日に出願された米国特許出願第１４／０６９，７０３号（発明の名称：LASER EYE SURGERY SYSTEM CALIBRATION）、に関する。これら特許出願の開示内容全体は、当該引用ないし参照により本明細書の一部として導入され、本明細書に開示される実施形態との組合せに適しているし、当該実施形態に従っている。

ここで説明された方法及び装置は、開発中であるか商業的に入手可能であるレーザ眼手術システムの１または複数の構成要素との組合せに適している。例えば、適合可能な患者インターフェースは、ＷＯ２０１１／１６３５０７として発行された、ＰＣＴ国際特許出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０４１６７６（発明の名称：ADAPTIVE PATIENT INTERFACE）に記載されている。眼を外科用レーザに整列させる装置及び方法は、ＷＯ２００６／０９０２１として発行された、ＰＣＴ国際特許出願ＰＣＴ／ＩＢ２００６／０００００２（発明の名称：DEVICE AND METHOD FOR ALIGNING AN EYE WITH A SURGICAL LASER）に記載されている。眼を外科用レーザに整列させる装置及び方法は、ＷＯ２００６／０９０２１として発行された、ＰＣＴ国際特許出願ＰＣＴ／ＩＢ２００６／０００００２（発明の名称：DEVICE AND METHOD FOR ALIGNING AN EYE WITH A SURGICAL LASER）に記載されている。眼に要素を結合するための装置は、ＵＳ２０１０／０２７４２２８Ａ１として発行された、米国特許出願第１２／５３１，２１７号（発明の名称：APPARATUS FOR COUPLING AN ELEMENT TO THE EYE）に記載されている。眼科用途に利用するためのサーボ制御されたドッキング力装置は、ＵＳ２０１１／０１９０７３９Ａ１として発行された、米国特許出願第１３／０１６，５９３号（発明の名称：SERVO CONTROLLED DOCKING FORCE DEVICE FOR USE IN OPHTHALMIC APPLICATIONS）に記載されている。これら特許出願の開示内容全体は、当該引用ないし参照により本明細書の一部として導入され、本明細書に開示される実施形態との組合せに適しているし、当該実施形態に従っている。

本発明の説明との関連において英文明細書における用語“ａ”、“ａｎ”、“ｔｈｅ”及び類似の用語の使用は、本明細書において別段の指定がなければ又は文脈上明白に矛盾しなければ、単数と複数の両方を含むものと解されるべきである。英文明細書における用語“comprising”（「〜を有する」と訳されている場合が多い）、“having”（「〜を有する」と訳されている場合が多い）、“including”（「〜を含む」と訳されている場合が多い）及び“containing”（「〜を含む」と訳されている場合が多い）は、別段の規定がなければ、非限定的な用語（即ち、“including, but not limited to,”（「〜を含むが、〜には限定されない」）を意味している）として解されるべきである。用語“connected ”（「連結され」）は、何らかの介在が存在している場合であっても、部分的又は全体的に収納され、取り付けられ、又は互いに接合されると解されるべきである。本明細書における値の範囲についての記載は、別段の指定がなければ、その範囲に含まれる別々の各値を個別的に言及している手短な方法としての役目を果たすに過ぎず、別々の各値は、これが個別的に本明細書に記載されているかのように明細書に含まれる。本明細書において説明した方法は全て、別段の指定がなければ又は文脈上明確に矛盾しなければ、任意適当な順序で実施できる。本明細書において提供される任意の及び全ての実施例又は例示の用語（例えば、“such as ”（「例えば」と訳されている場合が多い））の使用は、本発明の実施形態を良好に示すに過ぎず、別段のクレーム請求がなければ、本発明の範囲に限定をもたらすものではない。明細書中、クレーム請求されていない何らかの要素を本発明の実施に必要不可欠なものとして指示するもの、と解されるべき用語は存在しない。

本発明の所定の実施形態を図示すると共に、ある程度の具体性を伴って例示的な形態で説明したが、かかる実施形態は、例示として提供されているに過ぎないことが当業者には明らかであろう。本発明の精神ないし範囲から逸脱することなく、様々な変更がなされ得ることを、当業者は理解するであろう。従って、本発明は、添付の特許請求の範囲及びそれらの均等物として表現された当該発明の精神及び範囲内のものである、修正、代替的構成、変更、置換、変化、の全てを包含し、部品、構造、工程の組合せ乃至配置をも包含する、ということが意図されている。

Claims (23)

1. レーザ眼手術システムにおける瞬き検出方法であって、
   少なくとも１つの幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定構造を提供する工程と、
   前記少なくとも１つの幾何学的マーカーからの光が患者の眼の屈折構造から反射可能であるように、前記トポグラフィー測定構造を当該患者の眼の近接位置に載置する工程と、
   前記トポグラフィー測定構造が前記近接位置にある間に前記患者の眼からの反射光を所定時間に亘って検出する工程と、
   前記所定時間の前記眼の表面からの前記反射光を画像データに変換する工程と、
   前記幾何学的マーカーに対応する光が前記反射光内で検出されているか否かを決定するべく前記画像データを分析し、前記幾何学的マーカーが存在しないと決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしたと判断される工程と、
   を備えたことを特徴とする方法。
2. 前記少なくとも１つの幾何学的マーカーは、円を含む
   ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 前記幾何学的マーカーは、複数個あって、
   前記複数の幾何学的マーカーは、少なくとも２つの同心円を有する
   ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
4. 前記複数の幾何学的マーカーは、２つの同心円である
   ことを特徴とする請求項３に記載の方法。
5. 前記構造は、角膜である
   ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
6. 光は角膜の涙膜から反射される
   ことを特徴とする請求項５に記載の方法。
7. 前記画像データを分析する工程は、画像データのハフ変換、画像データの適合、及び、適合の良さの測定、の少なくとも１つと、幾何学的マーカーのテンプレートとの画像相関と、を実施する工程を含んでいる
   ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
8. 前記画像データを分析する工程は、画像データのハフ変換を実施する工程を含んでいる
   ことを特徴とする請求項７に記載の方法。
9. 前記検出工程は、更に、眼の表面からの反射光を周期的に再検出する工程を含んでいる
   ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
10. 前記周期的な検出は、３０Ｈｚの速度に対応している
    ことを特徴とする請求項９に記載の方法。
11. レーザ眼手術システムにおける改良された撮像及び照準合わせの方法であって、
    少なくとも１つの幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定構造を、前記少なくとも１つの幾何学的マーカーからの光が患者の眼の屈折構造から反射可能であるように、当該患者の眼の近接位置に提供する工程と、
    患者の眼に関する構造ないし位置のデータを生成する工程と、
    前記生成する工程の少なくとも一部の間であって且つ前記トポグラフィー測定構造が前記近接位置にある間に、前記患者の眼の屈折表面からの反射光を所定時間に亘って周期的に検出する工程と、
    少なくとも１回の所定時間の前記眼の表面からの前記反射光を画像データに変換する工程と、
    前記幾何学的マーカーに対応する光が前記反射光内に存在していたか否かを決定するべく前記画像データを分析し、前記幾何学的マーカーが存在しないと決定される場合、前記患者は前記所定時間において瞬きしたと判断される工程と、
    を備えたことを特徴とする方法。
12. 前記患者の眼に関する構造ないし位置の情報を再生成する工程
    を更に備えたことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
13. 前記患者が瞬きしたと決定された時間に対応する構造ないし位置のデータが正確でないと判断する工程
    を更に備えたことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
14. 前記患者が瞬きしたと決定された時間に対応する構造ないし位置のデータを除去する工程
    を更に備えたことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
15. 前記少なくとも１つの幾何学的マーカーは、円を含む
    ことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
16. 前記幾何学的マーカーは、複数個あって、
    前記複数の幾何学的マーカーは、少なくとも２つの同心円を有する
    ことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
17. 前記複数の幾何学的マーカーは、２つの同心円である
    ことを特徴とする請求項１６に記載の方法。
18. 前記構造は、角膜である
    ことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
19. 光は角膜の涙膜から反射される
    ことを特徴とする請求項１８に記載の方法。
20. 前記画像データを分析する工程は、画像データのハフ変換、画像データの適合、及び、適合の良さの測定、の少なくとも１つと、幾何学的マーカーのテンプレートとの画像相関と、を実施する工程を含んでいる
    ことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
21. 前記画像データを分析する工程は、画像データのハフ変換を実施する工程を含んでいる
    ことを特徴とする請求項２０に記載の方法。
22. 前記周期的な検出は、３０Ｈｚの速度に対応している
    ことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
23. 患者の眼の瞬きを検出するための装置であって、
    患者の角膜のトポグラフィーを測定するためのトポグラフィー測定システムであって、少なくとも１つの幾何学的マーカーを有するトポグラフィー測定システムと、
    患者の眼の屈折構造からの反射光の画像を所定時間に亘って捕捉するように構成された画像捕捉装置と、
    前記幾何学的マーカーに対応する光が捕捉された画像内に存在しているか否かを決定するべく当該捕捉された画像を分析するよう構成された有形の媒体を有するプロセッサと、
    を備え、
    前記幾何学的マーカーに対応する光が捕捉された画像内に存在していない場合、前記プロセッサは、前記所定時間において瞬きがあったことを報告する
    ことを特徴とする装置。

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