專利名稱：用于自動放置掃描激光撕囊切口的裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及眼科手術程序和系統(tǒng)。
背景技術：
眼內透鏡植入是世界上最常用的手術程序之一，全世界毎年估計有1400萬病例執(zhí)ィ丁手術。典型地使用被稱為超聲乳化術的技術執(zhí)行現代手術，其中在被稱為前囊切開術或如今被稱為撕囊術的執(zhí)行晶狀體前囊中的開ロ之后使用具有用于冷卻的關聯水流的超聲尖端雕刻晶狀體的較硬核。在這些步驟以及在不碎裂的情況下通過抽吸移除殘余較軟晶狀體皮質之后，通過小切ロ將人工可折疊眼內透鏡(I0L)插入眼睛中。 該程序中的最早和最關鍵步驟之一是執(zhí)行囊切開(或撕囊)。該步驟從被稱為開罐式囊切開術的早先技術演變而成，其中使用尖銳針頭以圓形方式穿透晶狀體前囊，之后移除直徑典型地在5-8_的范圍內的晶狀體囊的圓形碎片。由干與最初的開罐式技術關聯的各種并發(fā)癥，因此本領域的前沿專家試圖開發(fā)更好的技術以用于在乳化步驟之前移除晶狀體前囊。撕囊的概念是提供平滑連續(xù)圓形開ロ，通過該開ロ不僅可以安全地和容易地執(zhí)行核的超聲乳化，而且容易插入眼內透鏡。它既提供用于插入的明確的中心進路ー用于由患者將圖像傳輸到視網膜的永久孔徑，又提供剩余囊的內部的IOL的支撐，該支撐將限制脫位的可能性。使用開罐式囊切開術的舊式技術，乃至使用連續(xù)撕囊術，可能產生與下列相關的問題外科醫(yī)生由于紅光反射而不能充分地可視化囊，不能以足夠的安全性掌握它，不能撕裂適當尺寸的平滑圓形開ロ而沒有放射裂口和延伸，或與初始開ロ之后保持前房深度、瞳孔的小尺寸或由于晶狀體渾濁引起的紅光反射的缺少相關的技術難題。已通過使用諸如亞甲藍或吲哚菁綠的染料最小化一些可視化問題。然而，囊的可視化只是ー個問題。眼睛的取向也可以為外科醫(yī)生造成難題，原因是如果由立體成像系統(tǒng)弓I入視差誤差，則可能使撕囊切ロ偏離中心。附加并發(fā)癥在具有弱懸韌帶的患者(典型地是老年患者)和具有很難機械地破裂的很軟和彈性囊的年齡很小的兒童中產生。需要改進精確和可靠放置眼切ロ(例如穿刺木、白內障器械進路、松弛和囊切開木)的醫(yī)療標準的眼科方法、技術和裝置。

發(fā)明內容
—個實施例涉及ー種用于患者的眼睛的白內障手術的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括激光源，所述激光源被配置成產生包括多個激光脈沖的治療光束；集成光學系統(tǒng)，所述集成光學系統(tǒng)包括成像組件，所述成像組件可操作地聯接到治療光束輸送組件使得它們共用至少ー個公共光學元件，所述集成光學系統(tǒng)被配置成采集與一個或多個目標組織結構相關的圖像信息并且以三維圖案引導治療光束以導致目標組織結構中的至少ー個的破壞；以及控制器，所述控制器可操作地聯接到所述激光源和所述集成光學系統(tǒng)，并且被配置成基于所述圖像信息調節(jié)激光束和治療圖案，并且至少部分地基于所述圖像信息的魯棒最小ニ乘擬合分析區(qū)分眼睛的兩個或以上解剖結構。所述兩個或以上解剖結構中的ー個包括角膜、鞏膜、緣、虹膜、晶狀體或晶狀體囊。所述控制器可以被配置成進行一系列最小ニ乘擬合分析，并且在每個連續(xù)最小ニ乘擬合分析中迭代地包括更多數量的像素。所述控制器可以被配置成尋找緊密最小ニ乘擬合，其中相關最小ニ乘擬合分析預期球形表面。所述控制器可以被配置成尋找緊密最小ニ乘擬合，其中相關最小ニ乘擬合分析預期非球形表面。所述控制器還可以被配置成定位所述兩個或以上解剖結構之間的邊界。所述邊界可以被限定為眼睛的角膜和眼睛的鞏膜之間的交界。所述邊界可以被限定為眼睛的角膜和眼睛的虹膜之間的交界。所述邊界可以被限定為眼睛的晶狀體和眼睛的虹膜之間的交界。所述控制器可以被配置成利用最小ニ乘擬合分析的拒絕點來識別眼睛的解剖結構。另ー個實施例涉及ー種系統(tǒng)，所述系統(tǒng)還包括允許視網膜的成像的可調節(jié)聚焦組件，所述可調節(jié)聚焦組件提供關于小凹(fovea)和/或中心凹(foveola centralis)的位置的信息以確定患者的視軸線。這樣的視網膜特征可以經由來自成像設備的圖像信息識別并且與關于晶狀體的幾何信息結合使用以提供增強的囊切開圖案放置。成像設備可以提供3D或2D圖像或兩者。另ー個實施例涉及ー種系統(tǒng)，所述系統(tǒng)還被配置成使得用戶能夠選擇使用上述擬 合中的任何ー個來放置激光制造切ロ。例如，視頻系統(tǒng)可以顯示覆蓋有緣、幾何和視覺定心結果的患者眼睛的正面圖像(en-face)。用戶然后可以基于關于視頻圖像的它的外觀選擇方法。類似地，系統(tǒng)可以顯示角膜切ロ的(ー個或多個)預期位置供用戶進行選擇。在又個實施例中，所述系統(tǒng)還包括弟_■成像系統(tǒng)，例如視頻系統(tǒng)。OCT和視頻系統(tǒng)都可以用于引導激光切ロ。例如，可以通過同時考慮OCT和視頻系統(tǒng)數據確定像素或眼睛位置是瞳孔還是非瞳孔像素而確定瞳孔的中心。對于認為在瞳孔內的位置，可能需要兩個系統(tǒng)獨立地辨別該結論。備選地，如果至少一個系統(tǒng)得出該結論，則位置可以在瞳孔內。另ー個實施例涉及ー種光學系統(tǒng)，所述光學系統(tǒng)包括可調節(jié)光源，用于將患者的眼睛暴露于可變照明條件或亮度的水平；以及成像設備，例如攝像機，所述成像設備捕獲眼睛的圖像以確定瞳孔的尺寸、形狀、位置和對準標記或解剖基準以便最佳地確定用于制造激光囊切開切ロ的合適側向位置。本文中所述的技術和系統(tǒng)提供勝過當前的醫(yī)療標準的許多優(yōu)點。具體地，撕囊切ロ的圖像引導對準。本文中所述的技術可以用于便于植入眼內透鏡(I0L)，包括鏡中袋(bag-in-lens)和袋中鏡(lens-in-bag)類型。切ロ不僅僅限于圓形,而是可以是有助于接著進行諸如復雜或高級IOL裝置或固定適應IOL的注入或形成的程序的任何形狀。通過回顧說明書、權利要求和附圖，本發(fā)明的其它目的和特征將變得明顯。


圖I是光束掃描系統(tǒng)的示意圖。圖2是顯示備選的光束組合方案的光圖。圖3是具有備選的OCT配置的光束掃描系統(tǒng)的示意圖。圖4是具有另ー個備選的OCT組合方案的光束掃描系統(tǒng)的不意圖。圖5是眼睛的橫截面示意圖，描繪了角膜、虹膜、晶狀體和晶狀體囊。圖6顯示了對應于切割激光器、OCT和視頻子系統(tǒng)的光束路徑相對于眼睛的關系。
圖7是眼睛的正面示意圖，描繪了虹膜、虹膜邊界、目標囊切開切口位置和切口的中心。圖8是從系統(tǒng)的用戶接口捕獲的正面圖像，描繪了覆蓋有檢測到的虹膜邊界和預期囊切開切口的患者的眼睛的視頻圖像。圖9是具有帶標記的結構和特征的OCT復合圖像。圖10是指示具有目標表面的校準透鏡的光學設計。圖11是用于校準視頻的分劃板目標的視頻圖像。圖12是將視頻像素映射到眼睛中的相應物理尺度的視頻校準曲線的例子。 圖13是由切割激光器在用于配準切割激光器放置、OCT檢測和眼睛的物理尺度的校準目標中制造的標記或燒灼圖案的視頻圖像。圖14是用于將切割激光器、OCT和視頻圖像配準到眼睛的物理尺度的包括像素縮放、中心定位和旋轉的關鍵校準因素的表。圖15是眼睛的橫截面示意圖，顯示了傾斜囊切開切口平面。圖16顯示了視網膜圖像的示意性表示。圖17是顯示在虹膜的前表面上看到的特征的圖形。圖18是用于在環(huán)境照明條件下測量患者的瞳孔的裝置的圖形。圖19是照明水平坡道的例子。圖20是從虹膜圖像收集的瞳孔直徑數據的例子。圖21是從虹膜圖像收集的瞳孔形心數據的例子。
具體實施例方式本發(fā)明可以由將光束投射或掃描到患者的眼睛68中的系統(tǒng)(例如圖I中所示的系統(tǒng)2)實現，該系統(tǒng)包括超快激光器(UF)光源4 (例如飛秒激光器)。使用該系統(tǒng)，可以在三個維度X、Y、Z中在患者的眼睛中掃描光束。在該實施例中，UF波長可以在IOlOnm至IlOOnm之間變化并且脈沖寬度可以在IOOfs至IOOOOfs之間變化。脈沖重復頻率也可以在IOkHz至250kHz之間變化。關于對非目標組織的非預期損傷的安全極限限制關于重復率和脈沖能量的上限；而閾值能量、完成程序的時間和穩(wěn)定性限制脈沖能量和重復率的下限。在眼睛68中并且具體地在眼睛的晶狀體69和前囊中的焦斑的峰值功率足以產生光破壞并且啟動等離子介導消融過程。近紅外波長是優(yōu)選的，原因是生物組織中的線性光吸收和散射在該光譜范圍內減小。作為例子，激光器4可以重復脈動1035nm裝置，其以IOOkHz的重復率產生500fs脈沖和在十微焦耳范圍內的單獨脈沖能量。激光器4由控制電子裝置300、經由輸入和輸出裝置302控制以產生光束6。控制電子裝置300可以是計算機、微控制器等。在該例子中，整個系統(tǒng)由控制器300控制，并且數據通過輸入/輸出裝置IO 302移動。圖形用戶界面⑶I 304可以用于設置系統(tǒng)操作參數、處理⑶I 304上的用戶輸入(UI) 306并且顯示收集信息，例如眼結構的圖像。生成的UF光束6朝著患者眼睛68前進，穿過半波片8和線性偏振器10?？梢哉{節(jié)光束的偏振狀態(tài)使得期望的光量穿過一起用作UF光束6的可變衰減器的半波片8和線性偏振器10。另外,線性偏振器10的取向確定入射在光束組合器34上的入射偏振狀態(tài)，由此優(yōu)化光束組合器處理量。
UF光束前進通過遮光器12、孔徑14和選截裝置16。系統(tǒng)控制遮光器12出于程序和安全原因保證激光的開/關控制?？讖皆O置激光束的可使用外徑并且選截器監(jiān)視可使用光束的輸出。選截裝置16包括部分反射鏡20和檢測器18。可以使用檢測器18測量脈沖能量、平均功率或組合。信息可以用于反饋到用于衰減的半波片8并且檢驗遮光器是打開還是關閉。另外，遮光器12可以具有位置傳感器以提供冗余狀態(tài)檢測。光束穿過光束調節(jié)級22，其中可以修改光束參數，例如光束直徑、發(fā)散度、圓度和散光。在該示例性例子中，光束調節(jié)級22包括由球面光學器件24和26組成的二元光束擴展望遠鏡以便獲得預期光束尺寸和準直。盡管未在這里示出，但是變形系統(tǒng)或其它光學系統(tǒng)可以用于獲得期望的光束參數。作為另一個例子，可以使用變焦或反轉長焦透鏡系統(tǒng)。用于確定這些光束參數的因素包括激光器的輸出光束參數、系統(tǒng)的總放大率和治療位置處的期望數值孔徑(NA)。這些調節(jié)光學元件可以是動態(tài)的或可調節(jié)的，要么是一次性手動的，要 么是自動的。動態(tài)元件的例子可以是將能夠調節(jié)焦距和放大率的變焦光束擴展器。這樣的變焦可以用于減小或增加進入最后聚焦物鏡的激光束的光束直徑并且因此增加和減小治療位置處的NA。諸如此的可變特征可以有用于確定等離子閾值水平并且還可以用作影響閾值的其它參數的補償。這些其它參數可以是激光器的光束品質(M2)、激光器的脈沖持續(xù)時間以及光束串的傳輸。改變NA并且因此改變閾值水平的能力有利于在在整個預期切割體積上制造有效切口。閾值的該調撥可以是每個系統(tǒng)的每個激光器的一次性調節(jié)以在整個體積上制造切口中產生額外裕量或者它可以飛速地(即，以足夠高的速率)進行調節(jié)使得在切割圖案的同時閾值可以變化并且例如取決于切口的位置。另外，光學系統(tǒng)22可以用于將孔徑14成像到期望位置(例如下述的雙軸線掃描裝置50之間的中心位置)。以該方式，保證通過孔徑14的光量通過掃描系統(tǒng)。選截裝置16然后是可使用光的可靠量度。備選地，如果孔徑處的光束位置是可靠且穩(wěn)定的，則孔徑可以置于選截裝置之后。以該方式系統(tǒng)可能被制造得更短，減小光束路徑軌跡。在離開調節(jié)級22之后，光束6從折疊鏡28、30和32反射。為了對準這些鏡可以是可調節(jié)的。光束6然后入射在光束組合器34上。光束組合器34反射UF光束6(并且透射下述的OCT 114和瞄準202光束)。為了高效的光束組合器操作，入射角優(yōu)選地保持在45度以下并且在可能的情況下光束的偏振是固定的。對于UF光束6,線性偏振器10的取向提供固定偏振。在光束組合器34之后，光束6繼續(xù)進入z調節(jié)或Z掃描裝置40。在該示例性例子中z調節(jié)包括具有兩個透鏡組42和44 (每個透鏡組包括一個或多個透鏡)的伽利略望遠鏡。透鏡組42沿著關于望遠鏡的準直位置的z軸移動。以該方式，患者的眼睛68中的焦斑的焦點位置沿著z軸移動，如圖所示。一般而言在透鏡42的運動和焦點的運動之間有固定關系。在該情況下，z調節(jié)望遠鏡具有大約2x光束擴展比和透鏡42的運動與焦點的運動的大約I: I關系。透鏡的運動和因此眼睛內的焦斑的z運動的實際關系取決于透鏡42、44、60、62、64、66的焦距、眼睛中的材料的折射率、這些透鏡中的至少兩個之間的分離以及焦點的位置。在示例性實施例中，該關系在靠近角膜的焦點位置為大約I. 2:1并且在靠近晶狀體的后表面的焦點位置為I. 5: I。備選地，透鏡組44可以沿著z軸移動以啟動z調節(jié)并且掃描。z調節(jié)是用于眼睛68中的治療的z掃描裝置。它可以由系統(tǒng)自動地并且動態(tài)地控制并且被選擇成是獨立的或者與接著描述的X-Y掃描裝置相互作用。鏡36和38可以用于使光軸與z調節(jié)裝置40的軸線對準。在穿過z調節(jié)裝置40之后，光束6由鏡46和48引導到x-y掃描裝置。為了對準鏡46和48可以是可調節(jié)的。在控制電子裝置300的控制下由優(yōu)選地使用兩個鏡52和54的掃描裝置50實現X-Y掃描，所述控制電子裝置使用馬達、檢流計或任何其它公知的光學器件移動裝置在正交方向上旋轉。鏡52和54靠近下述的物鏡58和接觸透鏡66的組合的遠心位置定位。傾斜這些鏡52/54導致它們偏轉光束6，導致位于患者的眼睛68中的UF焦點的平面的側向位移。物鏡58可以是復雜多元透鏡元件，如圖所不并且由透鏡60、62和64表不。透鏡58的復雜性將由掃描場尺寸、焦斑尺寸、物鏡58的近側和遠側上的可用工作距離以及像差控制量決定。焦距為60mm、在IOmm的場內用15mm直徑的輸入光束尺寸生成IOum的光斑尺寸的掃描透鏡58是例子。備選地，由掃描器50進行的X-Y掃描可以使用一個或多個可移動光學元件(例如透鏡、光柵)實現，所述一個或多個可移動光學元件也可以由控制電子裝置300、經由輸入和輸出裝置302控制。瞄準和治療掃描圖案可以在控制器300的控制下由掃描器50自動生成。這樣的圖案可以包括單一光斑、多個光斑、連續(xù)光圖案、多個連續(xù)光圖案和/或這些的任何組合。另 夕卜，瞄準圖案(使用下述的瞄準光束202)不需要與治療圖案(使用光束6)相同，但是優(yōu)選地至少限定它的邊界以便保證為了患者安全僅僅在期望目標區(qū)域內輸送治療光。這例如可以通過使瞄準圖案提供預期治療圖案的輪廓線而完成。這樣可以使用戶知道治療圖案的空間范圍，即使不知道單獨的光斑自身的實際位置，并且因此可以在速度、效率和精度方面優(yōu)化掃描。也可以使瞄準圖案作為閃光被察覺以便進一步增強它對用戶的可見性。可以通過使用輸入裝置(例如操縱桿或定位患者和/或光學系統(tǒng)的任何其它合適的用戶輸入裝置(例如⑶I 304))進一步控制光束6和/或光束6在眼睛68上形成的掃描圖案的定位和特性。可以是任何合適的眼科透鏡的接觸透鏡66可以用于幫助將光束6進一步聚焦到患者的眼睛68中，同時幫助穩(wěn)定眼睛位置。接觸透鏡可以是玻璃、塑料或其它合適的光學材料，具有接觸眼睛的角膜的固體表面。接觸表面可以是彎曲的，從而匹配角膜的前部的表面形狀。接觸表面也可以是平坦的或不符合角膜的表面形狀的其它形狀并且由此變形眼睛的前部以符合接觸透鏡接觸表面形狀。接觸透鏡也可以包括接觸透鏡的固體材料和角膜的前部之間的流體層。該流體可以是水或其它合適的光學流體。該流體將提供合適的光學匹配而不變形角膜。最后，可以在沒有接觸透鏡的情況下使用該系統(tǒng)。該操作模式可以適合于聚焦角膜處或附近的光束，其中角膜的屈光力對光束的影響是可忽略的。UF激光器4和控制器300可以被設置成靶向眼睛68中的目標結構的表面并且保證光束6將視情況被聚焦并且不意外地損害非目標組織。本文中所述的成像模態(tài)和技術(例如光學相干斷層攝影(0CT)、Purkinje成像、Scheimpflug成像或超聲)可以用于確定晶狀體和晶狀體囊的位置并且測量厚度以為激光聚焦方法(包括2D和3D圖案化)提供更大精度。激光聚焦也可以使用一種或多種方法實現，包括瞄準光束的直接觀察、光學相關斷層攝影(0CT)、Purkinje成像、Scheimpf lug成像、超聲或其它已知的眼科或醫(yī)療成像模態(tài)和/或它們的組合。在圖I的實施例中，描述了 OCT裝置100。眼睛的OCT掃描將提供關于晶狀體前囊和后囊的軸向位置以及前房的深度的信息。該信息然后被裝載到控制電子裝置300中，并且用于安排和控制后續(xù)激光輔助手術程序。該信息也可以用于確定與程序相關的多種多樣的參數，尤其是例如用于切割晶狀體囊和分割晶狀體皮質和核的的焦面的軸向上限和下限，以及晶狀體囊的厚度。圖I中的OCT裝置100包括寬帶或掃頻光源102，該光源由光纖耦合器104分成參考臂106和樣本臂110。參考臂106包括模塊108,該模塊包含參考反射以及合適的分散和路徑長度補償。OCT裝置100的樣本臂110具有用作UF激光系統(tǒng)的剩余部分的接口的輸出連接器112。來自參考和樣本臂106、110的返回信號然后由耦合器104引導到檢測裝置128，該檢測裝置利用時域、頻率或單點檢測技術。在圖I中，頻域技術用于920nm的OCT波長和IOOnm的帶寬。備選地，OCT源可以用于具有IOnm至IOOnm的帶寬的790nm_970nm波長范圍內。離開連接器112，OCT光束114使用透鏡116進行準直。準直光束114的尺寸由透鏡116的焦距確定。光束114的尺寸由眼睛中的焦點處的期望NA和通往眼睛68的光束串的放大率決定。一般而言，OCT光束114不需要NA與焦平面中的UF光束6—樣高并且因此OCT光束114在直徑上小于光束組合器34位置處的UF光束6。在準直透鏡116之后的是孔徑118，該孔徑進一步修改眼睛處的OCT光束114的最終產生的NA?？讖?18的直徑被選擇成優(yōu)化入射在目標組織上的OCT光和返回信號的強度。可以是有源的或動態(tài)的偏振控制元件120用于補償可能例如由角膜雙折射的個體差異引起的偏振狀態(tài)變化。鏡122和124然后用于朝著光束組合器126和34引導OCT光束114。為了對準并且特別是為了將OCT光束114覆蓋到光束組合器34之后的UF光束6，鏡122和124可以是可調節(jié)的。類似 地，光束組合器126用于組合OCT光束114和下述的瞄準光束202。一旦與光束組合器34之后的UF光束6組合，OCT光束114沿著與UF光束6相同的路徑通過系統(tǒng)的剩余部分。以該方式，OCT光束114指示UF光束6的位置。OCT光束114穿過z掃描裝置40和x-y掃描裝置50，然后穿過物鏡58、接觸透鏡66并且進入眼睛68。從眼睛內的結構的反射和散射提供返回光束，該返回光束通過光學系統(tǒng)折回連接器112中，通過耦合器104，并且到達OCT檢測器128。這些返回反射提供OCT信號，所述OCT信號又由系統(tǒng)關于UF光束6焦點位置的X、Y、Z位置進行判讀。OCT裝置100根據測量它的參考臂和樣本臂之間的光學路徑長度的差異的原理工作。所以，使OCT穿過Z調節(jié)40不延長OCT系統(tǒng)100的Z范圍，原因是光學路徑長度不取決于42的運動而改變。OCT系統(tǒng)100具有與檢測方案相關的固有z范圍，并且在頻域檢測的情況下它具體地與分光計和參考臂106的位置相關。在圖I中所使用的OCT系統(tǒng)100的情況下，在水性環(huán)境下z范圍可以為大約l_2mm。將該范圍延長到至少6mm涉及OCT系統(tǒng)100內的參考臂的路徑長度的調節(jié)。使OCT光束114在樣本臂中穿過z調節(jié)40的z掃描允許OCT信號強度的優(yōu)化。這通過將OCT光束114聚焦到目標結構上并且同時通過相應地增加OCT系統(tǒng)100的參考臂I 06內的路徑適應延長的光學路徑長度而實現。由于諸如浸沒指數、折射和像差(多色的和單色的)的影響所引起的關于UF聚焦裝置的OCT測量的根本差異，必須仔細分析關于UF光束焦點位置的OCT信號。應當進行取決于X、Y、Z的校準或配準程序以便使OCT信號信息匹配UF焦點位置并且也匹配相對和絕對尺度量。瞄準光束的觀察也可以用于幫助用戶引導UF激光焦點。另外，代替紅外OCT和UF光束由肉眼可見的瞄準光束可以有助于對準，只要瞄準光束精確地表示紅外光束參數。在圖I所示的配置中利用瞄準子系統(tǒng)200。瞄準光束202由瞄準光束光源201生成，例如在633nm的波長下操作的氦氖激光器。備選地可以使用在630_650nm范圍內的激光二極管。使用氦氖630nm光束的優(yōu)點是它的長相干長度，這將能夠使用瞄準路徑作為激光不等程干涉計(LUPI)來測量例如光束串的光學品質。
一旦瞄準光束光源生成瞄準光束202，瞄準光束202使用透鏡204進行準直。準直光束的尺寸由透鏡204的焦距確定。瞄準光束202的尺寸由眼睛中的焦點處的期望NA和通往眼睛68的光束串的放大率決定。一般而言，瞄準光束202應當具有與焦平面中的UF光束6近似相同的NA并且因此瞄準光束202具有與光束組合器34位置處的UF光束相似的直徑。由于在系統(tǒng)對準到眼睛的目標組織期間瞄準光束意味著替換UF光束6，因此主路徑的大部分類似于UF路徑，如先前所述。瞄準光束202繼續(xù)通過半波片206和線性偏振器208?？梢哉{節(jié)瞄準光束202的偏振狀態(tài)使得期望的光量穿過偏振器208。元件206和208因此用作瞄準光束202的可變衰減器。另外，偏振器208的取向確定入射在光束組合器126和34上的入射偏振狀態(tài)，由此固定偏振狀態(tài)并且允許優(yōu)化光束組合器的處理量。當然，如果半導體激光器用作瞄準光束光源200，則可以改變驅動電流以調節(jié)光功率。
瞄準光束202繼續(xù)通過遮光器210和孔徑212。系統(tǒng)控制遮光器210提供瞄準光束202的開/關控制?？讖?12設置瞄準光束202的可使用外徑并且可以適當地進行調節(jié)。測量眼睛處的瞄準光束202的輸出的校準程序可以用于經由偏振器206的控制設置瞄準光束202的衰減。瞄準光束202接著穿過光束調節(jié)裝置214?？梢允褂靡粋€或多個公知的光束調節(jié)光學元件修改光束參數，例如光束直徑、發(fā)散度、圓度和散光。在瞄準光束202從光纖發(fā)出的情況下，光束調節(jié)裝置214可以簡單地包括具有兩個光學元件216和218的光束擴展望遠鏡以便獲得預期光束尺寸和準直。用于確定諸如準直度的瞄準光束參數的最終因素由匹配眼睛68的位置處的UF光束6和瞄準光束202所必需的因素決定?？梢酝ㄟ^光束調節(jié)裝置214的適當調節(jié)考慮色差。另外，光學系統(tǒng)214用于將孔徑212成像到期望位置，例如孔徑14的共軛位置。瞄準光束202接著從折疊鏡222和220反射，所述折疊鏡優(yōu)選地是可調節(jié)的以用于對準配準到光束組合器34之后的UF光束6。瞄準光束202然后入射到光束組合器126上，在所述光束組合器處瞄準光束202與OCT光束114組合。光束組合器126反射瞄準光束202并且透射OCT光束114，這允許在兩個波長范圍的光束組合功能的有效操作。備選地，光束組合器126的透射和反射功能可以反轉并且配置可以反轉。在光束組合器126之后，瞄準光束202以及OCT光束114通過光束組合器34與UF光束6組合。用于成像眼睛68上或內的目標組織的裝置在圖I中示意性地顯示為成像系統(tǒng)71。成像系統(tǒng)包括用于產生目標組織的圖像的照相機74和照明光源86。成像系統(tǒng)71收集圖像，所述圖像可以由系統(tǒng)控制器300使用以提供以預定結構為中心或在預定結構內的圖案。用于觀察的照明光源86通常是寬帶的和非相干的。例如，光源86可以包括多個LED，如圖所不。觀察光源86的波長優(yōu)選地在700nm至750nm的范圍內，但是可以是適合于光束組合器56的任何波長，所述光束組合器組合觀察光和用于UF光束6和瞄準光束202的光束路徑(光束組合器56反射觀察波長，同時透射OCT和UF波長)。光束組合器56可以部分地透射瞄準波長使得瞄準光束202可以是觀察照相機74可見的。在光源86前面的可選的偏振元件84可以是線性偏振器、四分之一波片、半波片或任何組合，并且用于優(yōu)化信號。由近紅外波長生成的假色圖像是可接受的。在又一個實施例中，通過使用可見光照明或波長范圍和可以增強圖像的實際或感覺診斷質量的彩色照相機生成全色圖像。使用與UF和瞄準光束6、202相同的物鏡58和接觸透鏡66朝著眼睛向下引導來自光源86的照明光。從眼睛68中的各種結構反射和散射的光由相同透鏡58和66收集并且朝著光束組合器56向回引導。在那里，返回光經由光束組合器和鏡82向回引導到觀察路徑中，并且引導到照相機74。照相機74例如可以是、但不限于適當尺寸規(guī)格的任何硅基檢測器陣列。視頻透鏡76在照相機的檢測器陣列上形成圖像，同時光學元件80和78分別提供偏振控制和波長過濾?？讖交蚝缒?1提供成像NA的控制并且因此提供焦深和景深的控制。小孔徑提供有助于患者對接程序的大景深的優(yōu)點。備選地，可以切換照明和照相機路徑。此外，可以使瞄準光源200發(fā)出不直接可見、但是可以使用成像系統(tǒng)71捕獲和顯示的紅外光。通常需要粗調配準使得當接觸透鏡66與角膜接觸時，目標結構處于系統(tǒng)的X、Y掃描的捕獲范圍內。所以當系統(tǒng)接近接觸條件(即，患者的眼睛68和接觸透鏡66之間的接觸)時優(yōu)選地考慮患者運動的對接程序是優(yōu)選的。觀察系統(tǒng)71被配置成使得焦深足夠大使得在接觸透鏡66與眼睛68接觸之前可以看到患者的眼睛68和其它突出特征。優(yōu)選地，運動控制系統(tǒng)70被整合到總控制系統(tǒng)2中，并且可以移動患者、系統(tǒng)2或其兀件或兩者，從而實現接觸透鏡66和眼睛68之間的精確和可靠接觸。此外，真空抽吸子系統(tǒng)和法蘭可以包含到系統(tǒng)2中，并且用于穩(wěn)定眼睛68。眼睛68經由接觸透鏡66對準到系統(tǒng)2可以在監(jiān)測成像系統(tǒng)71的輸出的同時實現，并且通過借助于控制電子裝置300經由IO 302電子地分析由成像系統(tǒng)71產生的圖像手動地或自動地執(zhí)行。力和/或壓力傳感器反饋也可以用于分 辨接觸，以及啟動真空子系統(tǒng)。在圖2的備選實施例中顯示了備選的光束組合配置。例如，圖I中的無源光束組合器34可以用圖2中的有源組合器140代替。有源光束組合器34可以是移動或動態(tài)控制元件，例如檢流掃描鏡，如圖所示。有源組合器140改變它的角取向以便每次一個地朝著掃描器50并且最終朝著眼睛68引導UF光束6或組合瞄準和OCT光束202、114。有源組合技術的優(yōu)點在于它避免了使用無源光束組合器組合具有類似波長范圍或偏振狀態(tài)的光束的困難。該能力與具有在時間上同時的光束的能力以及由于有源光束組合器140的位置公差引起的可能較小準確度和精度相權衡。在圖3中顯示了另一個備選實施例，該實施例類似于圖I的實施例，但是利用OCT100的替代方法。在圖3中，OCT 101與圖I中的OCT 100相同，區(qū)別在于參考臂106由參考臂132代替。通過在透鏡116之后包括光束分裂器130實現該自由空間OCT參考臂132。參考臂132然后繼續(xù)通過偏振控制元件134并且然后進入參考返回模塊136。參考返回模塊136包含適當的分散和路徑長度調節(jié)和補償元件并且生成用于與樣本信號干涉的適當的參考信號。OCT 101的樣本臂現在產生于光束分裂器130之后。該自由空間配置的可能優(yōu)點包括參考和樣本臂的單獨偏振控制和維護。OCT 101的基于光纖的光束分裂器104也可以由基于光纖的循環(huán)器代替。備選地，相比于參考臂136，OCT檢測器128和光束分裂器130可以一起移動。圖4顯示了用于組合OCT光束114和UF光束6的另一個備選實施例。在圖4中，OCT 156(其可以包括OCT 100或101的配置)被配置成使得在使用光束組合器152的ζ掃描40之后它的OCT光束154耦合到UF光束6。以該方式，OCT光束154避免使用ζ調節(jié)。這允許OCT 156可能更容易地收束成光束并且縮短路徑長度以用于更穩(wěn)定的操作。該OCT配置以優(yōu)化信號返回強度為代價，如關于圖I所述。存在OCT干涉計的配置的許多可能性，包括時域和頻域法、單光束和雙光束方法、掃頻源等，如美國專利Nos. 5，748，898 ;5，748，352 ；5，459，570 ;6，111，645 ;和 6，053，613 中所述。
圖5是具有各種指示結構的眼睛的橫截面示意圖。這些結構的每一個可以用作引導囊中的激光切口的定位的標志。這些候選標志結構包括角膜416的前表面418、角膜的后表面420、虹膜414、晶狀體412、晶狀體的后部410、晶狀體的前部401以及圍繞晶狀體的囊的前部分408。也可以使用這些結構的特征，例如角膜和晶狀體的曲率半徑、這些表面的相對位置或虹膜的直徑?？梢灾苯訙y量或經由分析確定結構和結構的特征。例如，可以從檢測器陣列或視頻上的虹膜的圖像檢測虹膜邊界。從該邊界和成像系統(tǒng)的適當校準，眼睛尺度中的虹膜直徑可以被確定并且用于確定囊的中心位置，如軸線422與囊408的交界所示。另一個例子是使用掃描OCT系統(tǒng)100檢測角膜的前表面418。然后可以確定該表面的曲率半徑。類似地可以找到角膜的后表面420以及晶狀體的前表面401和后表面410的曲率半徑。選擇通過這些曲率半徑的中心的最佳擬合軸線422可以被確定并且該軸線用于確定囊切口的位置。備選地并且類似于視頻系統(tǒng)，OCT系統(tǒng)也可以檢測虹膜邊界位置并且計算切口的中心。該系統(tǒng)的目標是能夠檢測這些標志或標志的適當特征以便作出導致將 切口有效地置于囊408中的選定位置的決定。圖6是簡化示意圖，顯示了對應于系統(tǒng)2的切割激光器4、0CT 100和視頻71子系統(tǒng)的光束路徑相對于眼睛68的關系。UF光束路徑6、OCT光束路徑114、視頻光束路徑81和視頻照明光束路徑86理想地覆蓋在眼睛中的目標切口位置處或者至少目標切口位置處的路徑之間的相對空間關系經由校準、模型、測量或某個其它方法而獲知。用作系統(tǒng)和晶狀體之間的接口的接觸透鏡66也是已知的。所有四個光束路徑接近眼睛內的體積。對于UF光束6，例如經由檢流計52、54實現側向運動。UF光束的焦點的軸向或ζ運動經由檢流機構40實現。由此在眼睛內的整個體積上三維地掃描UF光束的焦點?？紤]到大范圍的生物學差異該掃描體積允許UF激光接近并且切割囊。類似地對于OCT光束114 ;可以使用檢流計52、54和40在整個體積上三維地掃描它的焦點。與圖I和2中一樣系統(tǒng)2具有在整個體積上掃描OCT光束的焦點以增加信噪比的能力。OCT的焦點也可以軸向固定(B卩，在Z上)，與圖4的OCT系統(tǒng)I 56中一樣。在該情況下，OCT在Z上的操作范圍的深度大。在任一情況下，OCT可以檢測結構，該結構包括在整個體積上的接觸透鏡、角膜、虹膜、晶狀體。對于包括視頻照明路徑86和照相機光路徑74的視頻或觀察子系統(tǒng)71，眼睛內的平面的圖像被轉到檢測器陣列，優(yōu)選2D檢測器陣列。眼睛體積內的特定平面可以在檢測器平面對好焦點。該聚焦能力可以是固定的或可調節(jié)的。例如包含虹膜的內徑的平面可以對好視頻焦點。圖像處理然后可以用于確定虹膜的邊界。使用適當的校準、建?；蚱渌椒?，該圖像分析可以轉化為眼睛內的虹膜的直徑和中心位置。可以借助于視頻系統(tǒng)的焦深或通過調節(jié)視頻系統(tǒng)的焦平面類似地確定在眼睛內的整個體積上的其它平面的其它結構。圖7是眼睛的正面示意圖，描繪了虹膜414、虹膜邊界404、撕囊切口位置400和虹膜的中心406。圖7顯示了患者的眼睛68的圖像的示意性表示，該圖像可以用成像系統(tǒng)71捕獲、顯示在⑶I 304上并且由控制電子裝置300用于圖像處理以自動地對準囊401上的切口 400。圖8是在如圖I中所示的系統(tǒng)2的執(zhí)行中從⑶I顯示器捕獲的實際圖像幀。圖8中的眼睛圖像在照相機的視野內偏移(即，眼睛的圖像不居中)使得可以更容易地看到緣407。在圖8中，覆蓋在視頻圖像上的緣407A、虹膜邊界404A和虹膜的中心406A的分界已經由檢測和應用算法由系統(tǒng)生成并且被提供以引導用戶。也就是說，在圖8中這些分界由系統(tǒng)2生成并且這些分界相對于圖像的位置已自動化。經由⑶I呈現的這些分界位置可以由用戶經由光標、觸摸屏、滑桿或其它用戶可訪問手段手動地操作，在開始或作為自動尋找的修改。囊中的撕囊切口位置400也可以被確定并且作為分界400A呈現給用戶。⑶I與用戶的相互作用因此可以是雙向的一方面系統(tǒng)將自動結果呈現給用戶供查看；另一個方面用戶操作或輸入信息供系統(tǒng)處理。例如，通過將撕囊的指示位置移動到新位置，用戶能夠重新定位撕囊切口的期望位置。在又一個實施例中，用戶能夠通過平移表示虹膜的系統(tǒng)檢測位置的符號修改虹膜的指示位置。在又一個實施例中其它切割位置(例如白內障切口、松弛切口和/或分割切口)的圖形顯示可以指示在屏幕上和/或由用戶重新定位以修改預期治療位置。確定如圖8中所示的切口位置400A的一種方法的例子是使用OCT系統(tǒng)確定虹膜直徑。在體積中掃描OCT光束從OCT信號生成復合OCT圖像。在圖9中顯示了從OCT導出的復合圖像的例子。虹膜414出現在橫截面圖的兩側。一般而言，可以確定虹膜的內徑404B并且因此確定虹膜的中心406。OCT可以用于檢測并且顯示囊401的表面的位置。使用虹膜直徑、虹膜的中心和囊表面的位置，可以確定整個撕囊切口的位置。
在又一個實施例中，通過在已知光照條件下成像眼睛和瞳孔確定撕囊切口的位置。在治療期間，然后將圖像重疊在眼睛的實時圖像上，并且然后平移、縮放、旋轉和/或扭曲固定圖像和/或實時圖像以補償透鏡成像系統(tǒng)的失真的差異，使得兩個圖像大致重疊。然后能夠相對于固定圖像中的瞳孔定位撕囊和/或任何其它療法的預期位置。圖17是虹膜414的前表面的圖形，其中乳頭區(qū)從瞳孔600延伸到環(huán)狀領610，并且睫狀區(qū)從環(huán)狀領610延伸到虹膜的周緣，在所述周緣處它接合睫狀體。更具體地，虹膜414是具有中心孔徑(瞳孔600)的有色隔膜。虹膜懸浮在角膜和晶狀體之間的房水中。附連到睫狀體的前表面的虹膜的周邊被稱為虹膜的睫狀緣或睫狀根。瞳孔由睫狀緣圍繞或者在虹膜邊界404的內部，如圖7中所示。虹膜的外徑是基本固定的并且尺寸為大約12mm。瞳孔600在直徑上在Imm至9. 5_之間變化，這取決于許多因素，包括進入眼睛的光量。一般而言瞳孔決不是固定的并且總是響應括約肌和擴大乳頭肌在尺寸上變化。在一部分人口中左右瞳孔在尺寸上略有不同。虹膜的顏色不同，例如從淺藍色到深褐色該顏色在同一個人的兩只眼睛之間可能不同并且在相同虹膜的不同部分中可能不同。虹膜的前表面被分成中心乳頭區(qū)和周邊睫狀區(qū)。分界線由位于離睫狀緣大約2mm處的圓形脊(環(huán)狀領610)形成。環(huán)狀領可以形成波浪線。虹膜的前表面沒有上皮并且具有天鵝絨外觀。它顯示了由封閉卵形隱窩620 (也被稱為Fuch’ s隱窩)的小梁或結締組織帶導致的一系列放射條痕。小梁在環(huán)狀領的區(qū)域中是最顯著的?？拷逘顓^(qū)的外部分的是許多同心溝，它們當瞳孔擴張時變得更深。它們一般看上去像黑線并且被稱為收縮溝630，并且當瞳孔擴張時由虹膜的折疊導致。在睫狀緣處，有色后上皮在前面圍繞瞳孔的邊緣延伸一小段距離。上皮具有放射褶，該放射褶賦予它的邊界鈍鋸齒狀外觀，有時被稱為環(huán)皺640。虹膜的任何或所有這些特征可以在已知條件(例如已知環(huán)境照明)下用作基準以標記將由系統(tǒng)用于定位撕囊切口的虹膜的位置。這些特征包括顏色、顏色變化、隱窩、環(huán)狀領、環(huán)皺、溝、收縮溝、小梁、放射條痕、結締組織帶以及任何其它可分辨特征。全部被認為是解剖基準。
可以使用離線系統(tǒng)或系統(tǒng)的(一個或多個)成像子系統(tǒng)記錄這些基準。在除了在預治療或治療條件下由系統(tǒng)強加的條件以外的條件下利用眼睛的前部分的生理圖像的能力允許使用關于自然條件下的眼睛的信息進行撕囊切口的定位引導。由這樣的方法提供的優(yōu)點是避免由于系統(tǒng)或程序所強加的條件引起的眼睛的對準偏移和扭曲。這些偏移和扭曲可以是瞳孔擴張、環(huán)境光條件、患者用藥和頭部取向(例如旋轉、扭轉)的結果；并且由治療和預治療照明條件、引起擴張的藥物、局部或全身麻醉和患者身體取向引起?；鶞士梢杂上到y(tǒng)使用以通過利用許多變換(包括平移、縮放、旋轉、傾斜和其它圖像扭曲)將自然狀態(tài)圖像疊加到治療(或預治療)圖像上。使用OCT系統(tǒng)定位瞳孔的中心和整個囊切口的更詳細自動方法概括如下。如上所述，OCT系統(tǒng)產生人眼的前段的三維圖像或圖。該圖像信息由任何空間低通濾波器(例如有限核平均、中值濾波等)處理以減小眼睛中的結構的假性檢測。最后產生的濾波圖像進行閾值處理以便將圖像轉換成二進制圖像。備選地，原始圖像首先進行閾值處理以將它轉換成二進制圖像，并且然后用空間低通中值濾波器或任何其它濾波器進行濾波?？紤]最后產生的二進制圖像中的每個A掃描(指定XY位置的Z上的OCT像素的線、 序列或列)。此外，考慮A掃描包括在相同XY位置進行的若干A掃描的級聯，其中不同的深度用于產生A掃描。由于A掃描相對于光學系統(tǒng)配準,并且由于眼睛相對于光學系統(tǒng)定位在一定范圍內，因此能夠具有ζ位置(深度)的先驗范圍，眼睛的各種特征將位于該先驗范圍內(考慮到人口中的眼睛結構的幾何形狀的生理變化的已知范圍)。如果待檢測的特征或結構在該特征的支撐結構之上(例如角膜的前表面)，則二進制圖像的體積或A掃描中的像素的每個范圍內的第一非零像素(最負Z位置像素)被當成該表面的邊緣像素。備選地，如果待檢測的期望表面在該特征的支撐結構之下(例如角膜的后表面)，則最后非零像素(最正Z位置像素)被當成邊緣像素。在又一個實施例中，在以上兩種情況的每一個中，如果像素是第一非零像素并且后續(xù)η個像素(例如η=9)也為非零，則該像素被認為是邊緣像素。在任何情況下，它的XYZ位置被記錄，因此圖像被還原成XYZ三元組的集合(即，該集合中的每個點具有X坐標、Y坐標和Z坐標),每個表示三維OCT圖像中的邊緣像素的位置。這些XYZ三元組可以擬合到球面或者任何其它這樣的數學表面。我們將在以下非限定性例子中使用球面擬合。每個XYZ三元組可以表示前晶狀體或晶狀體囊上的有效“像素”;或者每個“像素”可以表示OCT系統(tǒng)中的系統(tǒng)或隨機噪聲源。所以為了減小該不確定性，XYZ三元組使用迭代魯棒最小二乘法擬合到球面。執(zhí)行迭代，其中初始使用經典最小二乘法將眼睛的中心部分擬合到球面(在一個實施例中包括相對于XYZ三元組的XY方向上的掃描半徑的中心15%)。任何公知的魯棒最小二乘(LS)法可以用于根據每個邊緣像素與最后產生的擬合的接近性加權邊緣，例如雙平方、最小修剪平方、M估計、麗估計、S估計。重復魯棒LS法直到魯棒LS擬合解收斂。最后，加入來自正在識別的特征或結構的更多邊緣(在一個實施例中，附加5%的邊緣像素)，并且重復魯棒擬合算法。重復加入附加邊緣像素并且執(zhí)行附加魯棒LS擬合的步驟直到所有XYZ三元組已包括在擬合中。在所有擬合完成之后，在前表面的情況下，具有位置在球面外部的很小權重(在一個實施例中，零權重)并且具有比球面的表面上的所有點更負的Z分量的XYZ三元組可以被認為是虹膜集合的成員，而具有較大權重(在一個實施例中，非零權重)的邊緣像素可以被認為是瞳孔集合的成員。在一個實施例中，瞳孔和非瞳孔像素之間的區(qū)分由三個或以上相鄰非瞳孔像素所在的位置限定。以該方式，OCT系統(tǒng)可以三維地確定瞳孔的位置，允許UF治療系統(tǒng)安排治療(即，切口)，同時避開非瞳孔(虹膜)位置。以上概念可以擴展到包括其它表面、特征或結構的識別。定義為從角膜至鞏膜的過渡區(qū)或角膜鞏膜接合部的緣可以在角膜前部的擬合期間被識別群集在中心擬合區(qū)域的外部并且最接近中心區(qū)域的異常值可以被認為在角膜和鞏膜之間的過渡區(qū)域中。類似地，如果球面擬合在眼睛的(緣之上的鞏膜的)眼球上，則群集在眼睛的眼球的中心的異常值可以被認為是非眼球族的成員，并且眼球和中心族之間的邊界可以被定義為緣。當擬合角膜后部時，前房角(在此處虹膜接合鞏膜突)可以被識別為角膜后部的球面擬合中的周邊異常值。該信息可以用于引導囊切口和/或角膜切口(例如白內障器械、穿刺以及散光松弛或校正切口)的放置。以該方式我們也可以定位由相鄰結構的交界限定的邊界；例如由前角膜和鞏膜的接合部確定的緣、由晶狀體和虹膜的接合部確定的瞳孔、由后角膜和虹膜的接合部確定的緣。一般而言，使用其它因素(例如預期IOL的直徑)預先確定撕囊切口直徑。但是該預先確定的撕囊直徑可以針對如先前所述自動尋找的虹膜直徑進行檢查。切口可以通過不通過方式繼續(xù)或者相對于自動尋找的虹膜邊界執(zhí)行期望縮放裕量。來自OCT的三維信息優(yōu) 于二維(例如XY)系統(tǒng)，該二維系統(tǒng)必須通過假設虹膜的標稱深度或從另一個成像模態(tài)導出虹膜的深度而近似第三維度(例如Z)。一般而言在實踐中，整個撕囊切口不限于Z上的單平面或單層。切口可以被描述為具有圓柱形(擠出圓或橢圓)而不是平面圓形。如圖9中所示，整個切口限定具有Z位置417和深度厚度419的體積。切口在Z上有一定范圍，即，深度厚度419，以便在整個切割程序期間考慮目標囊切口位置的深度的變化。這些變化可以產生于囊的傾斜、囊的偏心、結構的運動以及UF、OCT和視頻系統(tǒng)的公差。切割囊的過程包括步進在深度上的量419以保證囊由UF光束所生成的切割機構(例如等離子)交叉。OCT生成側向(XY)和深度(Z)信息(三維)。使用具有大約IOOnm波長帶寬的普通OCT配置，Z信息的分辨率可以在IOum的水平。來自OCT的高分辨率深度信息允許最小化切口的深度厚度419。這又減小切割處理時間。來自OCT的較高分辨率三維信息優(yōu)于二維系統(tǒng)。二維系統(tǒng)必須通過假設虹膜的標稱深度、囊的深度、囊的傾斜、囊的偏心和囊的曲率半徑或者從其它測量模態(tài)導出這些和類似量以大裕量近似第三維度Z。來自OCT的三維信息可以用于將期望撕囊的二維圓形路徑投影到表示晶狀體的前表面的球面的表面上以便產生用于切割撕囊的三維路徑。系統(tǒng)也提供例如由術前AC 0CT、超聲或任何其它這樣的診斷試驗采集的、與患者解剖結構相關的診斷信息的用戶輸入，所述診斷試驗提供關于患者的中心晶狀體厚度、晶狀體曲率、前房深度、角膜厚度等的信息。系統(tǒng)可以使用這些值作為預期值和/或替換或增加它自身的3D信息的采集。作為非限定性例子，當利用術前獲得的前房深度和中心晶狀體厚度時該信息可以用于晶狀體和/或囊圖案深度設置。該信息允許系統(tǒng)增加它自身的內部成像結果和/或檢驗它們。例如，通過已知患者的前房深度并且確定他們的角膜的位置，系統(tǒng)可以限制撕切開圖案的軸向范圍。類似地，輸入晶狀體厚度允許系統(tǒng)計劃晶狀體超聲粉碎圖案軸向范圍。將前房深度加入晶狀體厚度進一步允許系統(tǒng)確定圖案深度放置。將這與晶狀體表面曲率或它們的保守估計(例如對于晶狀體前表面半徑為8mm并且對于晶狀體后表面半徑為5. 5mm)組合可以用于完全限定圖案和它的放置。當然，圖案的軸向(深度)范圍將需要大的前和后表面安全裕量。一體化成像將提供改善的結果。然而，在成像數據不足以用于更自動特征檢測的情況下上述技術可以提供應急。盡管在擬合晶狀體的前表面的背景下教導了迭代魯棒最小二乘球面擬合的以上描述，但是它也可以用于確定以下結構的每一個的最佳擬合球面角膜前部、角膜后部和晶狀體后部。在這三個附加結構的情況下，使用權重確定虹膜位置可能是不適用的。換句話說，OCT可以用于檢測除了與虹膜相關的以外的結構或特征以用于引導切割激光的定位。不同于使用虹膜的中心定心切口，晶狀體的軸線可以用作定心的引導。可以通過使用OCT檢測晶狀體的前和后表面、計算靠近這些表面的頂點的曲率半徑、然后連接這些半徑的中心以建立軸線而確定晶狀體的軸線。該軸線與囊的表面的交界然后可以被選擇作為囊切開(或撕囊)切口的中心。類似地角膜的表面可以用于確定該軸線或者可以使用通過2個以上表面的半徑的中心的最佳擬合匹配。也可以不同地選擇撕囊切口的直徑。切口的直徑可以是虹膜直徑的簡單比率。切口也可以具有在XY方向上的非圓形狀。它可以例如沿著虹膜直徑的輪廓。備選地,可以使用視頻系統(tǒng)確定撕囊切口 400的位置?？梢允褂美鐖D8中所示·的視頻圖像尋找諸如虹膜的特征。例如，有定位虹膜414的中心406的許多圖像處理方法，例如Canny、Laplacian和/或Sobel邊緣檢測方案、自適應閾值處理和后續(xù)形態(tài)解釋(包括二進制確定)?？梢杂梢痪S或二維圖像濾波技術減小感測系統(tǒng)中的噪聲，例如高斯(Gaussian)開窗、Bartlett開窗或簡單移動平均開窗。具體地，使用視頻圖像的例子如下。我們將瞳孔定義為虹膜邊界404的內部的區(qū)域。用于確定瞳孔的中心的方法包括對虹膜邊界404執(zhí)行邊緣檢測并且將圓、橢圓或其它閉合曲線擬合到瞳孔和虹膜之間的邊界；將像素分割成瞳孔和非瞳孔像素，并且尋找瞳孔的形心，然后最大化可以擬合在瞳孔的內部的圓和/或橢圓；將像素再次分割成瞳孔和非瞳孔像素，尋找瞳孔的形心，然后交替地a)最大化可以擬合在瞳孔的內部的圓和/或橢圓，并且b)在與相對于圓/橢圓的中心最近的非瞳孔像素的方向相反的方向上移動圓的中心。重復該迭代過程直到不能進行圓或橢圓尺寸的進一步改善。一旦找到虹膜邊界和中心，可以繼續(xù)囊切割過程。切口直徑可以由IOL要求預先確定并且針對相對于通過視頻信息的邊緣檢測的圖像處理確定的虹膜直徑的擬合進行檢查。類似地對于切口的中心；可以使用由先前所述的視頻圖像的處理確定的虹膜邊界的中心確定它。如圖9中所示，切口的絕對深度位置417和深度厚度419可以由視頻系統(tǒng)的焦深或視頻系統(tǒng)的主動聚焦或由基于使虹膜與囊相關的統(tǒng)計解剖數據的推測進行確定。可以使用這些技術增加深度厚度419以解決更大的預期變化范圍。更大的深度厚度可以導致切割時間的更長持續(xù)時間?；颊叱３＞哂衅耐?，并且在視頻圖像中可以清楚識別的緣407也被認為是分辨囊401的幾何中心的手段。囊401由小帶(未顯示)保持就位，小帶連接到在緣407正下方的睫狀器(未顯示)。然而，當虹膜414大范圍擴張時，它在標稱上與緣407同心，因此產生等價測度。包括切口直徑、切口的中心、深度417和深度厚度419的如圖10中所述的撕囊切口的方面可以使用通過緣識別導出的視頻信息獲得。在又一個實施例中，OCT和視頻系統(tǒng)都可以用于引導囊切割。例如，可以通過同時考慮OCT和視頻系統(tǒng)數據以確定像素或眼睛位置是瞳孔像素還是非瞳孔像素而確定瞳孔的中心。對于將被視為在瞳孔內的位置，可能需要兩個系統(tǒng)單獨地分辨該結論。備選地，如果至少一個系統(tǒng)得出該結論則位置可以在瞳孔內。在任一情況下，考慮來自兩個系統(tǒng)的信
肩、O必須配準成像系統(tǒng)和UF光束6。成像系統(tǒng)可以是視頻系統(tǒng)、OCT系統(tǒng)100或兩者的組合。因此，必須實現系統(tǒng)2的空間校準以精確地放置切口。這可以以各種方式實現。圖10是指示具有目標表面510的校準透鏡505的光學示意圖。校準透鏡505由已知折射率、厚度515和光功率的材料制造。它用作眼睛的代替物或替代物。厚度、材料和形狀被選擇成使得在目標位置510處的尺度和眼睛中的尺度之間有已知關系。表面510可以包括具有已知校準尺度的分劃板或掩模。經由光學設計代碼(例如ZemaX、0SL0和CODE V)的光學計算可以用于進一步細化校準透鏡和分劃板尺度相對于眼睛之間的關系。可以包括在該細化中的因素包括校準透鏡505的指數、厚度、形狀和預期眼睛光學因素，例如角膜厚度、角膜指數、角膜表面半徑、房水指數、房水厚度以及晶狀體指數、晶狀體厚度和晶狀體表面半徑。 使用該分劃板，像素可以映射到眼睛尺度，與視頻情況中一樣，并且被掃描OCT信號可以與眼睛尺度相關，與OCT情況中一樣。圖11是使用視頻系統(tǒng)看到的分劃板圖像的例子。在該情況下分劃板是具有已知直徑的圓520的鉻掩蔽玻璃表面。在圖11的圖像中圓以毫米標記。然后可以將視頻像素校準到分劃板毫米。圖像毫米可以與眼睛中的指定平面處的等價眼睛尺度相關。可以經由光學建模幫助該關系。在圖12中給出了使視頻像素與眼睛尺度相關的曲線的例子。類似地可以在分劃板表面510上校準UF光束，與圖10中一樣。視頻和UF光束的眼睛空間中的遠心性允許如圖12中的校準曲線有效地應用于眼睛內的整個切割體積。圖13是將成像系統(tǒng)配準到UF光束的校準技術的另一個例子。在圖13中，目標表面由材料530 (例如聚酯薄膜的薄片)制造，其可以被標記535或者由聚焦UF光束燒灼。一旦標記，OCT可以檢測標記位置。OCT由此配準到UF光束。另外如果使用如圖13中的視頻系統(tǒng)觀察該標記材料，則視頻像素可以配準到UF和因此OCT光束位置。可以通過使用如關于圖11中使用的校準目標所述的校準技術和如圖12中的校準曲線獲得與實際眼睛尺度的聯系。使用可以由UF光束標記、由OCT和視頻系統(tǒng)讀取并且校準到實際眼睛尺度的目標材料不僅產生如圖12中的曲線斜率所示的縮放信息，而且產生UF光束標記圖案相對于成像(視頻和0CT)系統(tǒng)的定心和旋轉。來自這樣的校準技術的校準信息的完整集合在圖13的表中給出。圖14是用于將切割激光器、OCT和視頻圖像配準到眼睛中的實際尺度的包括像素縮放、中心位置和旋轉的關鍵校準因素的表。將有用于切割激光器和用于OCT的一組值，但是理想地OCT和切割激光器重疊使得僅僅一組是必要的，如圖14中所示。圖15是眼睛的橫截面示意圖，顯示了傾斜撕囊切口平面。它顯示了傾斜晶狀體并且理想地囊的切口將跟隨該傾斜。在這里圖I的OCT系統(tǒng)100用于通過檢測晶狀體412的表面408和410分辨囊401。OCT系統(tǒng)可以通過尋找連接前和后晶狀體表面的曲率的中心的軸線424檢測該傾斜?？梢韵鄬τ谟珊缒さ闹行南薅ú⑶遗c系統(tǒng)的光軸重合的軸線422看到該軸線424的傾斜。類似地，也可以使用OCT系統(tǒng)100解決系統(tǒng)2和眼睛68之間的失配。相比于可以具有較大焦深并且因此難以區(qū)分傾斜分量的視頻系統(tǒng)，OCT系統(tǒng)通常在檢測眼睛和系統(tǒng)之間的相對傾斜信息方面是出色的。
圖16顯示了視網膜圖像的示意性表示。視網膜結構(例如小凹或中心凹)的包括允許關于它指定的視軸線的更好定心。為此，可調節(jié)焦點系統(tǒng)可以置于成像系統(tǒng)71中以允許成像虹模和視網膜。虹膜和視網膜的圖像之間的焦點偏移將描述眼睛的長度，并且這還可以用于計算晶狀體中心或其它點(例如晶狀體的光學基點)和視網膜配準特征之間的角以及囊401上的切口 400的偏移。可以通過使用類似于圖I的描述中的ζ調節(jié)40的校準ζ調節(jié)實現這樣的調節(jié)。此外，增加成像系統(tǒng)71中的孔徑81的直徑將減小它的焦深，并且因此更好地定位眼結構(例如視網膜426和虹膜402)的實際位置。再次地，圖像處理然后可以定位瞳孔404(或虹膜402或緣407)內的中心406和小凹430內的中心428，配準它們并且因此分辨眼睛的視軸線。這然后可以代替中心線422用作撕囊定心的軸線。類似地，為了這樣的確定可以使OCT系統(tǒng)分辨虹膜和視網膜結構。固定燈也可以用于幫助所述視網膜/眼對準。盡管晶狀體412的厚度(3_5mm)和幾何軸線和視軸線之間的角差異(3-7° )的典 型值僅僅產生飛00 μ m的中心406的最差位移，但是它完全在本發(fā)明的精度內，如本文中所述。此外，成像系統(tǒng)71的近紅外光的使用通過提供否則可能由于光學不透明白內障的存在而更加衰減的增強返回信號而簡化檢測。系統(tǒng)也可以為用戶提供使用上述擬合中的任何一種放置激光產生的切口的選擇。例如，視頻系統(tǒng)可以顯示覆蓋有緣、幾何和視覺定心結果的患者的眼睛的正面圖像。用戶然后可以基于關于視頻圖像的它的外觀選擇方法。類似地，系統(tǒng)可以顯示供用戶選擇的角膜切口的(一個或多個)預期位置。圖18顯示了用于測量生理瞳孔的裝置的實施例，該裝置響應變化的照明條件。由照明源提供的光量可以由漫射器漫射以提供入射在試驗中的患者的眼睛上的更均勻的光分布。光束分裂器經由光電檢測器提供照明光的水平的主動反饋，同時使用照相機成像眼睛的虹膜。所有這些電子元件可以經由I/o端口連接到CPU。該配置提供很靈活的儀器以根據照明水平測量瞳孔尺寸、形狀和形心。因而，它可以被校準以在對應于典型環(huán)境照明條件的范圍上調節(jié)照明水平，所述環(huán)境照明條件是不同的，從黑夜到陽光明媚的白天，通過典型的800勒克斯的辦公室環(huán)境。也可以使照明源提供光的變化光譜分量以增加測量?？梢允拐彰鲝姸鹊淖兓室赃m應生理瞳孔反應的一定速度改變以便精確地捕獲瞳孔反應，如圖19中示意性地所示?？梢允拱壮叽?圖20)和形心位置(圖21)與照明水平的比較的數據提供最佳地定位囊切開切口的側向或橫向位置所必需的信息。在示例性圖中，由標記a_h標識的水平對應于實際情況，例如晨光等。線I連接數據c-f，該照明水平被視為適合于試驗中的患者。瞳孔反應可能具有一定的滯后量，如圖20和21中所示。因此，線I的中心點(點P)用于限定該環(huán)境光水平的中值囊切開切口中心位置。本發(fā)明也將捕獲擴張瞳孔的圖像以用于術中配準，如上面詳細地所述。
權利要求
1.一種用于患者的眼睛的白內障手術的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括 a.激光源，所述激光源被配置成產生包括多個激光脈沖的治療光束； b.集成光學系統(tǒng)，所述集成光學系統(tǒng)包括成像組件，所述成像組件可操作地聯接到治療光束輸送組件使得它們共用至少一個公共光學元件，所述集成光學系統(tǒng)被配置成采集與一個或多個目標組織結構相關的圖像信息并且以三維圖案引導治療光束以導致目標組織結構中的至少一個的破壞；以及 c.控制器，所述控制器可操作地聯接到所述激光源和所述集成光學系統(tǒng)，并且被配置成 1)基于所述圖像信息調節(jié)激光束和治療圖案，并且 2)至少部分地基于所述圖像信息的魯棒最小二乘擬合分析區(qū)分眼睛的兩個或以上解剖結構。
2.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述兩個或以上解剖結構包括角膜。
3.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述兩個或以上解剖結構包括鞏膜。
4.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述兩個或以上解剖結構包括緣。
5.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述兩個或以上解剖結構包括虹膜。
6.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述兩個或以上解剖結構包括晶狀體。
7.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述兩個或以上解剖結構包括晶狀體囊。
8.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述控制器被配置成進行一系列最小二乘擬合分析，并且在每個連續(xù)最小二乘擬合分析中迭代地包括更多數量的像素。
9.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述控制器被配置成尋找緊密最小二乘擬合，其中相關的最小二乘擬合分析預期球形表面。
10.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述控制器被配置成尋找緊密最小二乘擬合，其中相關的最小二乘擬合分析預期非球形表面。
11.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述控制器還被配置成定位所述兩個或以上解剖結構之間的邊界。
12.根據權利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述邊界被限定為眼睛的角膜和眼睛的鞏膜之間的交界。
13.根據權利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述邊界被限定為眼睛的角膜和眼睛的虹膜之間的交界。
14.根據權利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述邊界被限定為眼睛的晶狀體和眼睛的虹膜之間的交界。
15.根據權利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述控制器被配置成利用最小二乘擬合分析的拒絕點來識別眼睛的解剖結構。
全文摘要
本發(fā)明描述了用于白內障手術的系統(tǒng)和方法。在一個實施例中一種系統(tǒng)包括激光源，所述激光源被配置成產生包括多個激光脈沖的治療光束；集成光學系統(tǒng)，所述集成光學系統(tǒng)包括成像組件，所述成像組件可操作地聯接到治療光束輸送組件使得它們共用至少一個公共光學元件，所述集成光學系統(tǒng)被配置成采集與一個或多個目標組織結構相關的圖像信息并且以三維圖案引導治療光束以導致目標組織結構中的至少一個的破壞；以及控制器，所述控制器可操作地聯接到所述激光源和所述集成光學系統(tǒng)，并且被配置成基于所述圖像信息調節(jié)激光束和治療圖案，并且至少部分地基于所述圖像信息的魯棒最小二乘擬合分析區(qū)分眼睛的兩個或以上解剖結構。
文檔編號A61B5/00GK102811684SQ201180015518
公開日2012年12月5日 申請日期2011年1月21日 優(yōu)先權日2010年1月22日
發(fā)明者D·安杰莉, P·古丁, B·伍德利, G·馬塞利諾 申請人:眼科醫(yī)療公司