用于激光白內(nèi)障手術(shù)的內(nèi)部手術(shù)光學(xué)相干斷層成像的圖像處理器的制造方法
【專利摘要】一種白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)包括：激光源，其用于生成第一組激光脈沖；引導(dǎo)光學(xué)器件，其用于將所述第一組激光脈沖引導(dǎo)至眼睛中的白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域；激光控制器，其用于生成目標(biāo)掃描圖案的電子表示，且控制所述引導(dǎo)光學(xué)器件以根據(jù)所述目標(biāo)掃描圖案的一部分來(lái)掃描所述第一組激光脈沖而在所述白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域中形成第一光破壞區(qū)域；和譜域光學(xué)相干斷層(SD-OCT)成像系統(tǒng)，其用于生成所述第一光破壞區(qū)域的一部分的圖像。所述激光控制器可以關(guān)于由所述SD-OCT成像系統(tǒng)生成的所述圖像生成修改的掃描圖案的電子表示，且根據(jù)所述修改的掃描圖案控制所述引導(dǎo)光學(xué)器件來(lái)掃描第二組激光脈沖。
【專利說(shuō)明】用于激光白內(nèi)障手術(shù)的內(nèi)部手術(shù)光學(xué)相干斷層成像的圖像 處理器
[0001] 相關(guān)申請(qǐng)的交叉參考
[0002] 本申請(qǐng)是2011年12月19日申請(qǐng)的待決申請(qǐng)〃Intra-surgical Optical Coherence Tomographic Imaging of Cataract Procedures"，序列號(hào)：13/329, 813 的部分 接續(xù)，此申請(qǐng)全部?jī)?nèi)容以引用的方式并入本文中。

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0003] 本專利文件涉及在白內(nèi)障手術(shù)期間應(yīng)用光學(xué)相干斷層成像系統(tǒng)。更詳細(xì)地說(shuō)，本 專利文件涉及白內(nèi)障手術(shù)的內(nèi)部手術(shù)譜域光學(xué)相關(guān)斷層成像。

【背景技術(shù)】
[0004] 白內(nèi)障手術(shù)正經(jīng)歷著重大變革。白內(nèi)障手術(shù)的許多方面的精確度和速度在過(guò)去幾 年中已經(jīng)得到顯著提高。具有飛秒激光脈沖的脈動(dòng)手術(shù)激光系統(tǒng)提供控制非常精確的切割 功能。先進(jìn)的光學(xué)系統(tǒng)對(duì)激光脈沖的放置和瞄準(zhǔn)提供前所未有的控制。此外，成像系統(tǒng)提 供高質(zhì)量圖像以輔助外科醫(yī)生計(jì)劃并執(zhí)行白內(nèi)障手術(shù)。然而，仍然存在很大的空間來(lái)改進(jìn) 白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，尤其在成像領(lǐng)域中。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0005] 大量改進(jìn)可行且是需要的一個(gè)領(lǐng)域是為白內(nèi)障外科醫(yī)生提供更廣泛且可付諸實(shí) 施的成像信息。當(dāng)今最先進(jìn)的系統(tǒng)包括光學(xué)相干斷層（0CT)成像系統(tǒng)。在白內(nèi)障手術(shù)之前， 這些系統(tǒng)可以生成并顯示包括眼角膜、前房和晶狀體的眼睛的前段的深度內(nèi)曲線形或橫截 面參考圖像。外科醫(yī)生可以通過(guò)在所顯示的參考圖像上作標(biāo)記以輸入將被光破壞或光治療 的各個(gè)切口和區(qū)域的特性點(diǎn)或端點(diǎn)而計(jì)劃手術(shù)。激光控制器的交互式接口可以感測(cè)到這些 標(biāo)記且將其轉(zhuǎn)化成電子控制信號(hào)以引導(dǎo)外科激光束來(lái)形成相應(yīng)切口。
[0006] 為了在上下文中提出本發(fā)明，記得使用手術(shù)激光系統(tǒng)的白內(nèi)障手術(shù)可以包括下列 步驟。（1)首先，晶狀體可以通過(guò)根據(jù)光破壞圖案掃描手術(shù)激光束而在囊袋內(nèi)部被光破壞。 取決于白內(nèi)障硬度、破壞圖案、破壞程度和所要手術(shù)結(jié)果，這個(gè)過(guò)程可以稱為切斷、斷裂或 松解。（2)其次，囊蓋或囊帽可以通過(guò)環(huán)形囊切開術(shù)、前囊切開術(shù)或連續(xù)曲線形囊切開術(shù)在 囊袋或前囊層中切入。囊蓋或囊帽經(jīng)過(guò)形成使得當(dāng)其移除時(shí)，在囊袋中打開孔，外科醫(yī)生可 以通過(guò)所述孔從囊袋中提取或抽吸光破壞的晶狀體。（3)通路切口可以在眼睛的鞏膜、角膜 緣或周圍角膜區(qū)域附近形成。通過(guò)這個(gè)通路切口，手術(shù)裝置（諸如手術(shù)鉗或超聲乳化探頭） 可以插入眼睛中。（4)接著，囊蓋或囊帽可以通過(guò)所述插入的手術(shù)裝置之一移除以形成前述 囊口。（5)通常，手術(shù)激光無(wú)法完全破壞晶狀體。在這類情況下，超聲乳化探頭可以插入到 囊袋中以通過(guò)應(yīng)用超聲波和切斷術(shù)完成晶狀體的破壞。（6)隨后，可以通過(guò)囊口移除或抽吸 晶狀體的碎片。（7)最后，可以插入人工晶狀體（I0L)來(lái)修復(fù)眼睛視力。在一些手術(shù)中，步 驟⑴和（2)的順序可以交換。
[0007] 白內(nèi)障手術(shù)可以通過(guò)形成額外切口而得到補(bǔ)充，諸如眼角膜中的角膜松解切口或 弧形切口，以及各種另外的通路切口。
[0008] 然而，一旦由手術(shù)激光束造成的光破壞開始形成所計(jì)劃切口，當(dāng)今成像系統(tǒng)便不 生成可以為白內(nèi)障外科醫(yī)生提供可付諸實(shí)施的信息或反饋的額外圖像。這主要由于以下事 實(shí)：使用現(xiàn)代手術(shù)系統(tǒng)，白內(nèi)障手術(shù)可以持續(xù)相當(dāng)短的時(shí)間，諸如囊切開術(shù)10-20秒或晶狀 體光破壞30-40秒?，F(xiàn)有成像系統(tǒng)無(wú)法在如此短的手術(shù)時(shí)間內(nèi)以充分分辨率使光破壞區(qū)域 成像。甚至很少有成像系統(tǒng)能夠分析光破壞區(qū)域的圖像來(lái)提供可付諸實(shí)施的反饋，或主動(dòng) 修改正在進(jìn)行的手術(shù)。這些功能將需要更快的成像性能以及額外或不同的電子成像系統(tǒng)。
[0009] 盡管在短的手術(shù)時(shí)間內(nèi)使患部成像并對(duì)其進(jìn)行分析是困難的，但是基于這種成像 或分析的反饋將是非常需要的以改進(jìn)手術(shù)的精確度以及應(yīng)付未預(yù)期的手術(shù)并發(fā)癥。例如， 囊切開術(shù)可能在環(huán)形切割線的一些部分處未切穿整個(gè)囊袋使得環(huán)形蓋或帽仍然附接到這 些"標(biāo)簽"處的囊剩余部分。當(dāng)外科醫(yī)生隨后試圖用手術(shù)鉗移除環(huán)形蓋時(shí)，囊袋可能在標(biāo) 簽處被撕裂，從而造成鋸齒狀邊緣或許多裂口。假設(shè)已經(jīng)及時(shí)提供不完全囊切開的圖像給 外科醫(yī)生，那么其可能選擇用激光重新掃描囊切開圈以切穿標(biāo)簽而非開始移除部分未分離 蓋。
[0010] 在其它情況下，當(dāng)執(zhí)行晶狀體的光破壞時(shí)，手術(shù)激光可能過(guò)近地掃描后囊層，很可 能激穿后囊層。這種激穿可能有必要進(jìn)行復(fù)雜的緊急玻璃體切除術(shù)，基本上提高整個(gè)白內(nèi) 障手術(shù)的風(fēng)險(xiǎn)。再者，假定已經(jīng)及時(shí)地提供了成像反饋給外科醫(yī)生，那么其可能已經(jīng)修改了 掃描圖案來(lái)將手術(shù)激光束引導(dǎo)離開后囊層，從而避免玻璃體切除術(shù)。
[0011] 在另外其它情況下，手術(shù)激光系統(tǒng)可能校準(zhǔn)錯(cuò)誤：激光控制器可能因各種原因誤 算了激光脈沖的位置，包括光學(xué)像差、激光的制造公差問(wèn)題、晶狀體的屈光屬性的錯(cuò)誤特性 描述、術(shù)前診斷誤差、眼睛的移動(dòng)或?qū)傩愿淖?、和組件的熱力蠕變。在實(shí)例中，盡管外科醫(yī)生 可能已經(jīng)將標(biāo)記標(biāo)注在參考圖像上來(lái)從后囊層形成手術(shù)切口，例如100微米，但是引導(dǎo)光 學(xué)器件可能由于校準(zhǔn)錯(cuò)誤而已經(jīng)將手術(shù)激光脈沖引導(dǎo)至距離后囊層僅50微米的位置，從 而提高白內(nèi)障手術(shù)的風(fēng)險(xiǎn)并減小其精確度和安全性。如上文所述，假定已經(jīng)提供了手術(shù)進(jìn) 程的圖像給外科醫(yī)生，那么其可能在光破壞之前已經(jīng)發(fā)現(xiàn)了校準(zhǔn)錯(cuò)誤達(dá)到危險(xiǎn)地接近距離 后囊層50微米距離處。
[0012] 在另一實(shí)例中，校準(zhǔn)錯(cuò)誤可以由整個(gè)晶狀體因玻璃質(zhì)的位于晶狀體后的前房與后 房中的壓力差而已經(jīng)沿著光軸移動(dòng)引起。壓力可以在取得參考圖像之后因各種原因而改 變，諸如由于患者接口施加的壓力。而且，眼睛是動(dòng)態(tài)系統(tǒng)，前后房中的內(nèi)部壓力可以隨時(shí) 間改變，例如，隨著患者接口銜接到眼睛之后在延長(zhǎng)時(shí)段內(nèi)（諸如數(shù)秒或數(shù)十秒）內(nèi)部壓力 與外部壓力平衡。
[0013] 在另一實(shí)例中，校準(zhǔn)錯(cuò)誤可以由晶狀體曲率因調(diào)節(jié)而改變而引起。調(diào)節(jié)可以在手 術(shù)之前和期間由患者引起。外科醫(yī)生通常給予藥物來(lái)阻止或抑制調(diào)節(jié)，有效地使瞳孔擴(kuò)張。 然而，這些藥物對(duì)不同的患者產(chǎn)生不同影響且甚至這些不同效果遵循不同的時(shí)間線。再者， 在最后兩個(gè)實(shí)例中，如前，假定在手術(shù)期間已經(jīng)提供更新的或及時(shí)的圖像給外科醫(yī)生，那么 其可能已經(jīng)意識(shí)到校準(zhǔn)錯(cuò)誤且可能已經(jīng)采取阻止或正確措施。
[0014] 這些和許多其它可能的手術(shù)并發(fā)癥的共同特征在于其僅在目標(biāo)組織的光破壞開 始后才變得可檢測(cè)。然而，如上所述，在短于10秒、20秒、40秒或60秒手術(shù)時(shí)間的成像時(shí) 間內(nèi)形成圖像對(duì)于當(dāng)今成像系統(tǒng)來(lái)說(shuō)可能是個(gè)很大的挑戰(zhàn)，尤其在需要高分辨率圖像來(lái)提 供可付諸實(shí)施的成像信息的情況下。且除了分析圖像以顯示反饋或建議的校正措施，或以 主動(dòng)地修改手術(shù)光破壞激光束的掃描以外，其對(duì)于現(xiàn)有系統(tǒng)來(lái)說(shuō)也可能是過(guò)高的挑戰(zhàn)。
[0015] 本專利文獻(xiàn)描述了具有先進(jìn)的成像系統(tǒng)的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)的實(shí)施方案，所述先進(jìn) 的成像系統(tǒng)被構(gòu)造來(lái)成像且在一些實(shí)施例中用于在短于典型的手術(shù)時(shí)間的成像時(shí)間內(nèi)分 析由手術(shù)激光束進(jìn)行光破壞的區(qū)域。因此這些實(shí)施方案通過(guò)外科醫(yī)生或通過(guò)手術(shù)系統(tǒng)自身 實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)修改白內(nèi)障手術(shù)，保證了現(xiàn)代白內(nèi)障手術(shù)的效率和安全性方面的質(zhì)的提高。
[0016] 具體而言，在實(shí)施方案中，白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)可以包括：激光源，其被構(gòu)造來(lái)生成第 一組激光脈沖；引導(dǎo)光學(xué)器件，其耦合到激光源，被構(gòu)造來(lái)將第一組激光脈沖引導(dǎo)至眼睛中 的白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域；激光控制器，其被構(gòu)造來(lái)生成目標(biāo)掃描圖案的電子表示并控制引導(dǎo)光 學(xué)器件以根據(jù)目標(biāo)掃描圖案的一部分掃描第一組激光脈沖而在白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域中形成第 一光破壞區(qū)域；譜域光學(xué)相干斷層（SD-0CT)成像系統(tǒng)，其被構(gòu)造來(lái)生成第一光破壞區(qū)域的 一部分的圖像；和0CT圖像處理器，其被構(gòu)造來(lái)執(zhí)行圖像的圖像分析，其中激光控制器被構(gòu) 造來(lái)關(guān)于由0CT圖像處理器執(zhí)行的圖像分析生成修改的掃描圖案的電子表示，且控制引導(dǎo) 光學(xué)器件以根據(jù)所修改的掃描圖案掃描第二組激光脈沖而形成第二光破壞區(qū)域。在一些實(shí) 施方案中，成像系統(tǒng)可以是掃頻源光學(xué)相干斷層（SS-0CT)成像系統(tǒng)。
[0017] 在一些實(shí)施方案中，白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)可以包括：手術(shù)激光系統(tǒng)，其被構(gòu)造來(lái)生成手 術(shù)激光束且在白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域中掃描手術(shù)激光束；譜域光學(xué)相干斷層（SD-0CT)成像系統(tǒng)， 其被構(gòu)造來(lái)生成白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域的一部分的圖像；和0CT圖像處理器，其被構(gòu)造來(lái)執(zhí)行圖 像的圖像分析以識(shí)別所述圖像中在手術(shù)上不期望的特征，且生成停止或延緩手術(shù)激光束的 掃描的控制信號(hào)。
[0018] 在一些實(shí)施方案中，眼科手術(shù)方法可以包括通過(guò)激光控制器生成眼睛的晶狀體的 目標(biāo)掃描圖案的電子表示；根據(jù)目標(biāo)掃描圖案由手術(shù)激光系統(tǒng)在眼睛的晶狀體中生成并掃 描激光束，在晶狀體中形成切口；在開始掃描激光束之后用譜域光學(xué)相干斷層成像系統(tǒng)生 成切口和眼睛的一部分的圖像；用0CT圖像處理器執(zhí)行所生成圖像的圖像分析；由激光控 制器關(guān)于所執(zhí)行的圖像分析生成修改的掃描圖案的電子表示；和根據(jù)所修改的掃描圖案由 手術(shù)激光系統(tǒng)在眼睛的晶狀體中生成并掃描激光束，從而形成修改的切口。
[0019] 在一些實(shí)施方案中，白內(nèi)障手術(shù)方法可以包括通過(guò)激光控制器控制激光束在眼睛 的晶狀體中的掃描；由譜域光學(xué)相干斷層成像系統(tǒng)以每秒至少5個(gè)幀的速率生成晶狀體的 一部分的圖像；由0CT圖像處理器執(zhí)行所生成圖像的分析；和響應(yīng)于由0CT圖像處理器執(zhí) 行的分析由激光控制器修改激光束的掃描。

【專利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0020] 圖1A示出白內(nèi)障激光手術(shù)系統(tǒng)的實(shí)施方案。
[0021] 圖1B示出晶狀體目標(biāo)區(qū)域中成像輔助的光破壞。
[0022] 圖1C到圖1D示出白內(nèi)障激光手術(shù)系統(tǒng)的實(shí)施方案。
[0023] 圖2A到圖2C示出形成第一和修改的第二光破壞區(qū)域。
[0024] 圖3A到圖3E示出在已經(jīng)檢測(cè)到手術(shù)副產(chǎn)物之后掃描圖案的修改。
[0025] 圖4A到圖4B示出在已經(jīng)檢測(cè)到手術(shù)副產(chǎn)物之后掃描圖案的修改。
[0026] 圖4C到圖4D示出在晶狀體囊擴(kuò)張之后囊切開掃描圖案的修改。
[0027] 圖5A到圖?示出低效囊切開術(shù)的重新掃描。
[0028] 圖6示出譜域光學(xué)相干斷層成像系統(tǒng)的實(shí)施方案。
[0029] 圖7示出具有專用輸入-輸出板的譜域光學(xué)相干斷層成像系統(tǒng)的實(shí)施方案。
[0030] 圖8示出專用輸入-輸出板。
[0031] 圖9示出掃頻源光學(xué)相干斷層成像系統(tǒng)的實(shí)施方案。
[0032] 圖10示出成像輔助的白內(nèi)障手術(shù)方法。
[0033] 圖11示出成像輔助的白內(nèi)障手術(shù)方法。

【具體實(shí)施方式】
[0034] 本專利文件中的實(shí)施例和實(shí)施方案描述了白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其生成及時(shí)的成像反 饋來(lái)輔助外科醫(yī)生根據(jù)所述反饋調(diào)整手術(shù)，或通過(guò)系統(tǒng)自身確定并實(shí)行這種調(diào)整。
[0035] 圖1A示出白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100,其包括激光源110,其用于生成第一組激光脈沖的 激光束。這些激光脈沖可以具有在1-1，〇〇〇飛秒或1-1，〇〇〇皮秒范圍內(nèi)的持續(xù)時(shí)間或脈沖 長(zhǎng)度?？梢赃x定激光束的能量和功率來(lái)高效達(dá)成所選目標(biāo)區(qū)域中的控制良好的光破壞，而 在其它眼組織（諸如感光視網(wǎng)膜）中不引起損壞。白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100也可以包括引導(dǎo)光 學(xué)器件120,其耦合到激光源110以通過(guò)眼角膜3和前房4將第一組激光脈沖引導(dǎo)至眼睛1 的晶狀體5。晶狀體5通過(guò)囊層或囊袋6包絡(luò)。引導(dǎo)光學(xué)器件120可以被構(gòu)造來(lái)通過(guò)物鏡 122和銜接單元或患者接口（PI) 124將激光束引導(dǎo)至白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域中，所述銜接單元或 患者接口（PI) 124可以銜接到眼睛1上且通過(guò)施加真空吸入而使其相對(duì)于白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng) 100固定。在一些實(shí)施方案中，在物鏡122與眼睛1之間可能不存在直接或固定連接。這些 實(shí)施方案相反地可以例如采用眼睛跟蹤器來(lái)使成像過(guò)程與眼睛的可能移動(dòng)關(guān)聯(lián)。
[0036] 白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域可以位于眼睛1的前段中，所述前段包括眼睛1的眼角膜3、前房 4、晶狀體5和囊袋6。當(dāng)執(zhí)行囊切開術(shù)時(shí)，白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域可以是例如在晶狀體5的前囊層 或囊袋中的圓狀物、圓筒狀物或傾斜圓筒狀物。白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域也可以是晶狀體5的大體 積部分來(lái)達(dá)成晶狀體5或至少其核的光破壞、切斷或松解。白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域也可以位于眼 角膜3中，諸如通路切口中以為白內(nèi)障手術(shù)裝置的插入形成端口。在更廣泛的白內(nèi)障手術(shù) 中，諸如在屈光性白內(nèi)障手術(shù)中，也可以形成額外的角膜緣松切或切口（LRI)或弧形切口。
[0037] 囊切開口可以具有在3mm到6mm范圍內(nèi)的直徑，如由將插入處于在2mm到4mm范 圍內(nèi)的z深度處的保留晶狀體囊中的人工晶狀體或I0L的設(shè)計(jì)所指示，其中z深度是使用 眼角膜3與PI124的接觸表面作為z深度的零參考水平沿著白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100的光軸測(cè) 得。晶狀體光破壞的目標(biāo)區(qū)域可以從2mm到4mm z深度延伸到7mm到10mm z深度，直徑為 4mm到8mm。最后，眼角膜LRI、弧形通路切口可以以6mm到14mm大直徑形成在0mm到2mm z深度中以使對(duì)視域的影響最小化或完全避免直接影響視域。這些數(shù)值范圍顯示白內(nèi)障手 術(shù)的挑戰(zhàn)基本上超出那些純眼角膜手術(shù)，諸如LASIK或視網(wǎng)膜手術(shù)。眼角膜/LASIK和視網(wǎng) 膜手術(shù)兩者相比于白內(nèi)障手術(shù)在窄很多的z深度范圍內(nèi)且在小很多的總體手術(shù)體積中執(zhí) 行。眼角膜手術(shù)通常被限于0.1mm到〇.5mm z深度范圍，因?yàn)檠劢悄さ暮穸群苌俪^(guò)1mm 且光破壞通常不切穿整個(gè)眼角膜以保持前房完整無(wú)缺。眼角膜切口的典型直徑可以在2_ 到3_范圍內(nèi)。盡管視網(wǎng)膜手術(shù)是在眼睛1后段中深處在較大z深度處執(zhí)行，但是其中形 成切口的Z深度范圍通常小于2_，視網(wǎng)膜層的整體厚度受到關(guān)注。
[0038] 相比之下，白內(nèi)障手術(shù)通常涉及在眼角膜3和晶狀體5中的上文所述的白內(nèi)障目 標(biāo)區(qū)域的大多數(shù)或全部中的光破壞。因此，白內(nèi)障手術(shù)可以涉及在4_或更大，有時(shí)6_或 更大的z深度范圍內(nèi)的切口。這些白內(nèi)障z深度范圍基本上大于眼角膜或視網(wǎng)膜手術(shù)的上 述z深度范圍。此外，白內(nèi)障相關(guān)切口的直徑也基本上超出眼角膜切口的直徑。因此，相 比于形成眼角膜切口對(duì)LASIK系統(tǒng)的設(shè)計(jì)造成的挑戰(zhàn)或形成視網(wǎng)膜切口對(duì)視網(wǎng)膜手術(shù)系 統(tǒng)的設(shè)計(jì)造成的挑戰(zhàn)，形成白內(nèi)障切口基本上對(duì)白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)的設(shè)計(jì)造成難度更高的挑 戰(zhàn)，包括其成像系統(tǒng)。
[0039] 白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100也可以包括激光控制器130以生成目標(biāo)掃描圖案的電子表示 且控制引導(dǎo)光學(xué)器件120以根據(jù)目標(biāo)掃描圖案的一部分掃描第一組激光脈沖而在白內(nèi)障 目標(biāo)區(qū)域中形成第一光破壞區(qū)域。
[0040] 如上所述，白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域可以是前囊層的接近體且目標(biāo)掃描圖案可以是針對(duì)環(huán) 形囊切開術(shù)、前囊切開術(shù)或曲線形囊切開術(shù)的晶狀體5的前囊層中圓狀物或圓筒狀物上的 一組目標(biāo)點(diǎn)。
[0041] 或者，白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域可以是晶狀體5的一部分且目標(biāo)掃描圖案可以是徑向切斷 面、圓筒狀物、螺旋圖案或網(wǎng)狀圖案上的一組目標(biāo)點(diǎn)以引發(fā)晶狀體5本身的光破壞。目標(biāo)掃 描圖案的點(diǎn)可以例如通過(guò)其徑向或（x，y，z)坐標(biāo)界定。這些坐標(biāo)可以根據(jù)存儲(chǔ)在激光控制 器130的相應(yīng)存儲(chǔ)器中的可執(zhí)行文件而在處理器中進(jìn)行電子表示。
[0042] 白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)也可以包括譜域光學(xué)相干斷層（SD-0CT)成像系統(tǒng)200以生成第 一光破壞區(qū)域的一部分的圖像，所述第一光破壞區(qū)域由手術(shù)激光束的掃描形成。SD-0CT成 像系統(tǒng)200可以被構(gòu)造來(lái)將成像束耦合到引導(dǎo)光學(xué)器件120中以被引導(dǎo)至眼睛1中且從引 導(dǎo)光學(xué)器件120接收返回的成像束。SD-0CT成像系統(tǒng)200可以被構(gòu)造來(lái)在手術(shù)期間生成第 一光破壞區(qū)域的圖像以為外科醫(yī)生或激光控制器130提供及時(shí)或可付諸實(shí)施的反饋，如下 文詳細(xì)描述。
[0043] 圖1B示出白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100的操作。在本實(shí)例中，激光控制器130可以生成白 內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域中的目標(biāo)掃描圖案302的電子表示，弧度靠近后囊層。引導(dǎo)光學(xué)器件120可 以集中并掃描由激光源110生成的手術(shù)激光束304的第一組激光脈沖，穿過(guò)目標(biāo)掃描圖案 302的點(diǎn)以形成第一光破壞區(qū)域306。在本實(shí)例中，第一光破壞區(qū)域306可以由形成在目標(biāo) 掃描圖案302的點(diǎn)上的一組泡或空泡組成。在光破壞開始之后，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以 掃描成像束308穿過(guò)白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域以生成第一光破壞區(qū)域306的圖像。在一些實(shí)施例中， 成像束308和手術(shù)激光束304可以通過(guò)相同共用引導(dǎo)光學(xué)器件120掃描或引導(dǎo)。在其它實(shí) 施例中，僅光學(xué)路徑的部分可以共用且成像束308部分可以由額外未共用的成像引導(dǎo)光學(xué) 器件掃描。所有這些設(shè)計(jì)是引導(dǎo)光學(xué)器件120的實(shí)施方案。
[0044] 如果由SD-0CT成像系統(tǒng)200生成的圖像指示手術(shù)正按計(jì)劃進(jìn)行，諸如光破壞泡 306根據(jù)目標(biāo)掃描圖案302形成且無(wú)不期望的結(jié)果，激光控制器130可以沿著原始目標(biāo)掃 描圖案302繼續(xù)掃描手術(shù)激光束304。然而，如果圖像指示與所計(jì)劃手術(shù)存在偏差，那么激 光控制器130可以通過(guò)生成修改的掃描圖案的電子表示作出響應(yīng)且控制引導(dǎo)光學(xué)器件120 以根據(jù)所修改的掃描圖案掃描第二組激光脈沖而形成第二光破壞區(qū)域，如將在后續(xù)圖中所 /_J、1 〇
[0045] 在一些實(shí)施方案中，在SD-0CT成像系統(tǒng)200與激光控制器130之間可能不存在直 接的耦合。在這些實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以顯示第一光破壞區(qū)域306的圖像， 且系統(tǒng)操作員（諸如外科醫(yī)生）可以鍵入修改的掃描參數(shù)以促使激光控制器130生成修改 的掃描圖案的電子表不。
[0046] 圖1A示出在一些實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以包括0CT圖像處理器201， 其可以在光破壞開始后分析生成的圖像。在一些實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201可以顯 示分析結(jié)果給外科醫(yī)生以在手術(shù)期間提供及時(shí)且可付諸實(shí)施的反饋，使得外科醫(yī)生可以將 修改的掃描圖案鍵入激光控制器130中。在圖1B的實(shí)例中，0CT圖像處理器201可以被構(gòu) 造來(lái)測(cè)量第一光破壞區(qū)域306距離后囊層的距離且如果所述距離變得小于預(yù)設(shè)安全裕度， 那么顯示警告信號(hào)給外科醫(yī)生。
[0047] 在一些實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以耦合到激光控制器130,如在圖1A 中，或0CT圖像處理器201可以是自立式單元，其直接耦合到SD-0CT成像系統(tǒng)200且到激 光控制器130,如在圖1C中。在這些實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201可以關(guān)于第一光破壞 區(qū)域306的圖像生成控制信號(hào)且可以將生成的控制信號(hào)施加到激光控制器130以促使激光 控制器130生成修改的掃描圖案的電子表示。0CT圖像處理器201可以完全或部分整合到 SD-0CT成像系統(tǒng)200中，如圖1A。
[0048] 圖1D示出在一些實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201也可以與激光控制器130重疊 或甚至整合。圖1A、圖1C和圖1D的實(shí)施方案示出處理0CT圖像的軟件相關(guān)功能且生成修 改的掃描圖案可以部分或完全由可以容置在SD-0CT成像系統(tǒng)200、或激光控制器130或整 合兩者的方框中，或可以是兩者分開的自立式方框中的多用途處理器執(zhí)行。
[0049] 如上所述，通常白內(nèi)障手術(shù)的一般較大z深度范圍可以大于4mm或在一些實(shí)施方 案中大于6mm，其可能要求使用比眼角膜或視網(wǎng)膜系統(tǒng)中所采用的基本上更復(fù)雜的SD-0CT 成像系統(tǒng)200。因此，在一些實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以被構(gòu)造為具有大于4_ 的成像或z深度范圍Lmax，諸如在范圍4mm到20mm中。在其它實(shí)施方案中，成像或z深度 范圍Lmax可以大于6mm，諸如在范圍6mm到10mm中。
[0050] Lmax，SD-0CT成像系統(tǒng)200的成像或z深度范圍可以取決于成像激光束308的波 長(zhǎng)λ、波長(zhǎng)分辨率δ λ、奈奎斯特頻率Nf、SD-〇CT成像系統(tǒng)200的焦距f和瞳距d，如下文 詳細(xì)描述。因此，SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施方案可以被設(shè)計(jì)為具有參數(shù)λ、δ λ、Nf和 d使得成像或z深度范圍大于4mm，或在一些實(shí)施方案中，大于6mm。
[0051] 將系統(tǒng)的成像深度范圍從1mm到2mm擴(kuò)展到4mm或更多的難處也可以從以下事實(shí) 明白，一些現(xiàn)有系統(tǒng)要求大于2_成像范圍，其并非通過(guò)涉及難度過(guò)高的更先進(jìn)光學(xué)器件 來(lái)達(dá)成這種擴(kuò)展。而是，這些系統(tǒng)采用具有小于2_成像范圍的常規(guī)成像系統(tǒng)且通過(guò)在分 開約2_的相鄰z深度處取得若干圖像而增大這種常規(guī)系統(tǒng)的成像范圍，且通過(guò)使用復(fù)雜 圖像識(shí)別和處理電路整合相鄰深度圖像生成具有較大范圍的單個(gè)圖像。這些系統(tǒng)在電子上 可能是復(fù)雜的且圖像整合大幅降低其性能速度。為了避免大幅減低成像性能以及對(duì)復(fù)雜電 子器件的需求，SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施例達(dá)成了超過(guò)4mm或6mm的成像深度范圍，而 不整合兩個(gè)或更多個(gè)圖像。
[0052] 為了清楚起見(jiàn)，應(yīng)注意通常區(qū)分兩種類型的成像掃描：A掃描和B掃描。A掃描指 z軸與引導(dǎo)光學(xué)器件120的光軸對(duì)齊的參考幀中，對(duì)應(yīng)于單個(gè)橫（X，y)坐標(biāo)的z深度范圍內(nèi) 的目標(biāo)的圖像。A掃描可以通過(guò)將成像系統(tǒng)的成像束引導(dǎo)至目標(biāo)的單個(gè)（x，y)點(diǎn)以及收集 對(duì)應(yīng)于不同z深度的成像信息而獲得。
[0053] -些成像系統(tǒng)通過(guò)實(shí)際上掃描z成像深度范圍以及按順序記錄不同z深度的圖像 數(shù)據(jù)而生成A掃描。然而，盡管SD-0CT成像系統(tǒng)如下文說(shuō)明同時(shí)收集不同z深度的圖像數(shù) 據(jù)，即在z方向上不進(jìn)行掃描，但其圖像仍通常被稱為A掃描。
[0054] A B掃描指對(duì)應(yīng)于當(dāng)成像束沿著橫向線條或以橫向圖案掃描時(shí)收集的（x，y)點(diǎn)集 或線的一組A掃描。具有規(guī)則（x，y)分辨率的典型B掃描可以包括500-2, 000次A掃描。 具有高（X，y)分辨率的B掃描可以包括1，000-3, 000次A掃描。尤其高（X，y)分辨率B掃 描可以包括2, 000-5, 000或2, 000-16, 000次A掃描。通常，B掃描可以包括整合到目標(biāo)的 橫截面、環(huán)形或圓筒形圖像中的這些A掃描。如此，B掃描可以提供基本上比個(gè)別A掃描更 詳細(xì)且因此基本上更加可以付諸實(shí)施的反饋成像信息給外科醫(yī)生。因此，在白內(nèi)障手術(shù)系 統(tǒng)100的實(shí)施方案中，第一光破壞區(qū)域和第二光破壞區(qū)域的圖像可以稱為B掃描，其可以包 括 500-2, 000、1，000-3, 000、2, 000-5, 000、或 2, 000-16, 000 次 A 掃描。
[0055] 0CT成像系統(tǒng)可以被歸類成兩類：時(shí)域或TD-0CT成像系統(tǒng)；和譜域或SD-0CT成像 系統(tǒng)。TD-0CT成像系統(tǒng)使用具有適于定義短脈沖長(zhǎng)度且從不同z深度按順序收集成像信息 的帶寬的成像光束，大體上沿著z軸掃描。相比之下，SD-0CT成像系統(tǒng)使用具有其中不同 波長(zhǎng)光譜分量同時(shí)平行捕捉并載送表示不同z深度的成像信息的帶寬的成像光束。這允許 SD-0CT成像系統(tǒng)同時(shí)從不同z深度平行收集成像信息。z深度成像信息的平行感測(cè)相對(duì)于 TD-0CT成像系統(tǒng)使SD-0CT成像系統(tǒng)的性能加速了 10-1，000倍。SD-0CT成像系統(tǒng)的這種 較快性能可以在若干實(shí)施方案中使用，如接下去所描述。
[0056] 就成像時(shí)間而言，這加速的性能轉(zhuǎn)化到SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施方案，其能夠 在小于手術(shù)時(shí)間的成像時(shí)間內(nèi)開始的光破壞之后生成B掃描圖像。成像時(shí)間可以小于1秒， 諸如在0. 1毫秒到1秒范圍內(nèi)。在一些實(shí)施方案中，成像時(shí)間可以小于0. 1秒，諸如在1毫 秒到0. 1秒范圍內(nèi)。這些短成像時(shí)間意味著SD-0CT成像系統(tǒng)200可以生成可以提供關(guān)于 白內(nèi)障手術(shù)進(jìn)程的及時(shí)且因此有用的反饋給外科醫(yī)生的圖像使得外科醫(yī)生可以響應(yīng)于反 饋修改手術(shù)過(guò)程。這種修改可以包括鍵入修改的目標(biāo)掃描圖案。
[0057] 下一實(shí)用等級(jí)通過(guò)SD-0CT成像系統(tǒng)200的一些實(shí)施方案提供，其可以在白內(nèi)障手 術(shù)期間不止一次地提供反饋圖像，而是可以重復(fù)提供。這些系統(tǒng)可以提供有關(guān)第一光破壞 區(qū)域306的形成、位置和生長(zhǎng)的寶貴的及時(shí)反饋，因此在白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100的精確度、性 能和安全性上提供質(zhì)的提1?。
[0058] SD-0CT成像系統(tǒng)200的一些實(shí)施方案可以提供其它質(zhì)的提高。其在白內(nèi)障手術(shù)期 間不僅提供數(shù)個(gè)更新的圖像，而且提供手術(shù)進(jìn)程的基本上實(shí)況圖像?；旧蠈?shí)況反饋可以 傳遞非常寶貴及時(shí)且可付諸實(shí)施的信息給外科醫(yī)生以監(jiān)控手術(shù)進(jìn)程，改進(jìn)手術(shù)精確度，早 期檢測(cè)到不期望的結(jié)果且對(duì)其作出實(shí)時(shí)反應(yīng)。
[0059] 實(shí)況視頻圖像通常使用的刷新速率是約24幀/秒。因此，可以以20到25幀/秒 或更高的刷新速率或幀率提供圖像的成像系統(tǒng)可以提供將基本上呈現(xiàn)實(shí)況給外科醫(yī)生的 圖像。而幀率或刷新速率遠(yuǎn)小于20到25幀/秒的系統(tǒng)可能不被視為實(shí)況視頻成像，而是 被視為不穩(wěn)定、跳躍圖像，可能甚至使外科醫(yī)生從白內(nèi)障手術(shù)分散注意力。
[0060] 在上下文中，由于TD-0CT成像系統(tǒng)按順序獲得z深度成像信息，其可能能夠僅生 成刷新速率為僅每秒一個(gè)或數(shù)個(gè)幀的低分辨率B掃描。TD-OCT成像系統(tǒng)被預(yù)期為提供具有 較高分辨率的圖像，其可以被迫使掃描并以甚至更低速率（恰低于1幀/秒）刷新圖像。這 種明顯比實(shí)況反饋圖像緩慢的圖像呈現(xiàn)不穩(wěn)定狀態(tài)給外科醫(yī)生且可能甚至使人分散注意 力。而且，緩慢的掃描速度和所得的緩慢刷新速率可能使一些TD-0CT成像系統(tǒng)顯示偽影， 諸如實(shí)際上是平滑的層的圖像中的階梯狀或不連續(xù)跳躍。
[0061] 相比之下，SD-0CT成像系統(tǒng)從全部z深度同時(shí)平行收集（x，y)點(diǎn)處的圖像數(shù) 據(jù)。這些圖像有時(shí)仍然稱為A掃描，盡管未涉及有序z掃描。由于從不同深度收集圖像 數(shù)據(jù)的平行或同時(shí)屬性，SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施方案可以獲得比TD-0CT成像系統(tǒng)快 10-1，000倍的A掃描。如上文論述。具體而言，有品質(zhì)的SD-0CT成像系統(tǒng)200每秒可以 獲得10, 000-100, 000次A掃描，或等效地可以具有ΙΟ-lOOkHz的A掃描獲取速率。高品質(zhì) SQ-0CT成像系統(tǒng)200可以具有30-300kHz的A掃描獲取速率，且具體而言高品質(zhì)SD-0CT成 像系統(tǒng)200可以具有l(wèi)OOkHz-1，000kHz的A掃描獲取速率，大大超出TD-0CT成像系統(tǒng)可達(dá) 成的A掃描獲取速率。
[0062] 顯然，A掃描獲取速率或每秒A掃描次數(shù)近似等于A掃描/B掃描次數(shù)乘以每秒 圖像個(gè)數(shù)（圖像刷新速率）。例如，在10, 000-100, 〇〇〇次A掃描/秒或10-100kHz的有品 質(zhì)A掃描獲取速率下，具有500-2, 000A掃描/B掃描的規(guī)則（X，y)分辨率的圖像可以以在 5-200幀/秒范圍（包括20到200幀/秒刷新速率范圍）中的圖像刷新速率捕捉。在另 一實(shí)例中，在30-300kHz高品質(zhì)A掃描獲取速率下，具有1，000-3, 000A掃描/B掃描的高 (X，y)分辨率的圖像可以以在10到300幀/秒的范圍（包括25到300幀/秒范圍）中的 圖像刷新速率捕捉。最后，在100-1，000kHz特別高品質(zhì)A掃描獲取范圍下，可以生成具有 2, 000-5, 000A掃描/B掃描特別高（X，y)分辨率的圖像，其圖像刷新速率在25到500幀/ 秒的范圍內(nèi)。
[0063] 這些實(shí)例顯示具有各個(gè)配對(duì)的A掃描獲取速率品質(zhì)和A掃描/B掃描分辨率速率 的SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施方案可以提供明顯高于20幀/秒閾值實(shí)況視頻速率的圖像 刷新速率且因此提供優(yōu)于TD-0CT成像系統(tǒng)的品質(zhì)優(yōu)點(diǎn)。
[0064] 應(yīng)注意SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施方案可以在低于實(shí)況視頻速率的圖像刷新速 率下操作，通常在以特別高分辨率和規(guī)則A掃描獲取速率品質(zhì)操作時(shí)。這些實(shí)施方案可 以在SD-0CT成像系統(tǒng)200的操作員因醫(yī)療原因需要特別高分辨率設(shè)置時(shí)使用，自愿放棄 SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)況視頻速率能力。
[0065] 圖像數(shù)據(jù)的總量也可以以其它方式捕捉。SD-0CT成像系統(tǒng)200的特定設(shè)計(jì)參數(shù)， 諸如其傳感器陣列的全長(zhǎng)控制分辨點(diǎn)的Z方向距離，即Z分辨率。這Z分辨率可以是例如 數(shù)據(jù)點(diǎn)之間的5微米Z方向距離，轉(zhuǎn)化到在典型的Lmax = 5mm的Z深度范圍內(nèi)的1，000個(gè) z深度點(diǎn)。在規(guī)則（x，y)分辨率實(shí)施方案中，其中B掃描含有500-2, 000次A掃描，通常也 在（x，y)平面中分開約5微米，這個(gè)實(shí)施方案可以生成每個(gè)圖像具有50-200萬(wàn)個(gè)像素的圖 像分辨率的圖像。其它實(shí)施方案可能能夠捕捉圖像分辨率為100-300萬(wàn)、200-500萬(wàn)或甚至 200到1000萬(wàn)個(gè)圖像點(diǎn)/幀的圖像，仍然提供實(shí)況視頻速率為20-200、25-300或25-500幀 /秒或更快的圖像。
[0066] 由于這些明顯高（X，y)z圖像分辨率，SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施方案可以捕捉 并顯示復(fù)雜明顯且細(xì)節(jié)豐富的圖像。例如，B掃描可以包括沿著若干圓狀物、徑向射線、螺 旋體和在（x，y)平面中的二維（2D)橫向或側(cè)向掃描格柵掃描晶狀體5。這些細(xì)節(jié)圖像允許 SD-OCT成像系統(tǒng)200映射出晶狀體5的實(shí)際形狀，而非使用模型和依靠對(duì)其幾何形和形狀 的假設(shè)。
[0067] 應(yīng)注意顯示0CT圖像同樣花費(fèi)時(shí)間。因此，由SD-0CT成像系統(tǒng)200的顯示單元的 電子性能的速度限制的圖像顯示的刷新速率可能低于0CT圖像獲取單元的速率。在這上下 文中，上述刷新速率的特征在于通過(guò)SD-0CT成像系統(tǒng)200進(jìn)行的圖像獲取的速度，非可能 較緩慢的顯示單元的顯示速率，其取決于電子和數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移限制因素。
[0068] 假定SD-0CT和TD-0CT成像系統(tǒng)的成像速度處于20-25幀/秒實(shí)況視頻速率的相 對(duì)側(cè)上，那么包括SD-0CT成像系統(tǒng)200的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)的實(shí)施方案可能能夠提供及時(shí)平 穩(wěn)的實(shí)況反饋信息給外科醫(yī)生，其無(wú)運(yùn)動(dòng)偽影，而那些使用典型的TD-0CT成像系統(tǒng)的手術(shù) 系統(tǒng)無(wú)法提供這樣的平穩(wěn)實(shí)況反饋給外科醫(yī)生且易于顯示運(yùn)動(dòng)偽影。
[0069] 影響SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施方案的長(zhǎng)期性能的最終因素是SD-0CT成像系 統(tǒng)不具有移動(dòng)部件且因此其可靠性和可用性非常令人滿意。相比之下，TD-0CT成像系統(tǒng) 具有快速移動(dòng)部件，所述移動(dòng)部件與TD-0CT設(shè)備的參考臂中的參考鏡的移動(dòng)相關(guān)。顯然， TD-0CT系統(tǒng)中的移動(dòng)部件的存在增加了功能故障和未對(duì)齊的機(jī)會(huì)，因此可能降低其整體性 能，要求更頻繁的現(xiàn)場(chǎng)服務(wù)且仍然面對(duì)較高的長(zhǎng)期性能降級(jí)可能性。
[0070] 總之，SD-0CT成像系統(tǒng)與TD-0CT系統(tǒng)有著質(zhì)的不同，尤其對(duì)于白內(nèi)障應(yīng)用，其至 少出于下列幾個(gè)原因。（l)SD-OCT成像系統(tǒng)經(jīng)構(gòu)造來(lái)以20-200、20-300或20-500幀/秒 的刷新速率來(lái)提供實(shí)況成像或反饋圖像，其對(duì)于高精確度白內(nèi)障手術(shù)是有用的，而TD-0CT 系統(tǒng)則不是。（2) SD-0CT成像系統(tǒng)可以以實(shí)況視頻速率提供500-2, 000、1，000-3, 000、或 2, 000-5, 000次A掃描/B掃描或更高的高（X，y)分辨率的圖像，而TD-0CT成像系統(tǒng)則無(wú)法 提供這樣的圖像。（3)SD-0CT成像系統(tǒng)可以以10-100kHz、30-300kHz、或100-1，000kHz有 品質(zhì)的A掃描獲取速率操作，而TD-0CT系統(tǒng)則不能。（4) SD-0CT成像系統(tǒng)很好地適于以實(shí) 況視頻速率提供具有高圖像分辨率的細(xì)節(jié)豐富的圖像，諸如，50-200、100-300或200-500 萬(wàn)個(gè)圖像點(diǎn)，而TD-0CT系統(tǒng)則無(wú)法提供。（5) SD-0CT成像系統(tǒng)可以提供細(xì)節(jié)如此豐富的圖 像以至于晶狀體5的整體圖像在不使用晶狀體5的模型的情況下即可形成，而TD-0CT系統(tǒng) 則無(wú)法形成。（6) SD-0CT成像系統(tǒng)通常不顯示運(yùn)動(dòng)偽影，而TD-0CT系統(tǒng)可能會(huì)顯示運(yùn)動(dòng)偽 影。（7)最終，SD-0CT成像系統(tǒng)僅需偶爾的現(xiàn)場(chǎng)服務(wù)和維護(hù)，諸如僅每6或9個(gè)月，而具有 移動(dòng)部件的TD-0CT成像系統(tǒng)通常需要非常頻繁的現(xiàn)場(chǎng)服務(wù)和維護(hù)。
[0071] 提供一般來(lái)說(shuō)白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域且特別來(lái)說(shuō)第二光破壞區(qū)域306的一個(gè)或多個(gè)反 饋圖像或反饋視頻的SD-0CT成像系統(tǒng)200的優(yōu)點(diǎn)在于外科醫(yī)生可以對(duì)反饋?zhàn)鞒龇磻?yīng)且通 過(guò)響應(yīng)于所提供的反饋圖像或視頻而修改手術(shù)。在激光控制器130根據(jù)接收自系統(tǒng)操作員 的初始輸入生成原始目標(biāo)掃描圖案302的電子表示之后，修改的掃描圖案可以不同方式生 成。
[0072] 在一些實(shí)施方案中，激光控制器130可以根據(jù)同樣接收自系統(tǒng)操作員的修改輸入 生成修改的目標(biāo)掃描圖案的電子表示。在這些實(shí)施方案中，修改輸入可以通過(guò)系統(tǒng)操作員 響應(yīng)于分析第一光破壞區(qū)域306的部分的圖像而生成。例如，夕卜科醫(yī)生可以研究第一光破 壞區(qū)域306的部分的圖像，發(fā)現(xiàn)將過(guò)多地散射手術(shù)激光束的不期望氣泡的形成，且促使引 導(dǎo)手術(shù)激光束304從氣泡去除的修改的掃描圖像的生成。
[0073] 在其它實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以顯示校準(zhǔn)標(biāo)記以輔助外科醫(yī)生或系 統(tǒng)操作員校準(zhǔn)第一光破壞區(qū)域306相對(duì)于目標(biāo)掃描圖案302的位置。這些校準(zhǔn)標(biāo)記可以與 圖像的特性點(diǎn)相關(guān)，諸如眼角膜3或晶狀體5的頂點(diǎn)。
[0074] 在另外其它實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以包括0CT圖像處理器201。0CT 圖像處理器201可以分析第一光破壞區(qū)域306的圖像且顯示反饋給系統(tǒng)操作員。例如，如 果0CT圖像處理器201感測(cè)到校準(zhǔn)錯(cuò)誤，即第一光破壞區(qū)域306形成在距離本需要目標(biāo)掃 描圖案302之處的一段距離處，那么其可以發(fā)送校準(zhǔn)錯(cuò)誤反饋信號(hào)給外科醫(yī)生，外科醫(yī)生 接著可以決定停止手術(shù)且重新校準(zhǔn)系統(tǒng)，或鍵入補(bǔ)償校準(zhǔn)錯(cuò)誤距離的修改的掃描圖案。
[0075] 在另外其它實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以在生成第一組手術(shù)激光脈沖之 前取得第一光破壞區(qū)域306的參考圖像且在第一組激光脈沖生成之后取得第一光破壞區(qū) 域306的反饋圖像。0CT圖像處理器201可以確定兩個(gè)圖像之間的差異且顯示這些差異的 指示。所確定且顯示的差異可以允許外科醫(yī)生或0CT圖像處理器201及時(shí)監(jiān)控白內(nèi)障手術(shù) 的進(jìn)程，跟蹤相對(duì)于目標(biāo)掃描圖案302的不符合之處，包括不期望的手術(shù)副產(chǎn)物的外觀，諸 如氣泡，且響應(yīng)于圖像和顯示的差異促使生成修改的掃描圖案。
[0076] 最終，在一些實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201可以起到更先進(jìn)主動(dòng)的作用。例如， 0CT圖像處理器201可以主動(dòng)分析第一光破壞區(qū)域306的圖像且生成控制信號(hào)以促使激光 控制器130生成修改的掃描圖案的電子表示，而無(wú)需等待來(lái)自外科醫(yī)生的修改輸入。例如， 如果0CT圖像處理器201發(fā)現(xiàn)危急的高風(fēng)險(xiǎn)情況，諸如第一光破壞區(qū)域的形成太靠近后囊 層，那么其可以使白內(nèi)障手術(shù)中斷，而不等待與外科醫(yī)生的緩慢且耗時(shí)的互動(dòng)結(jié)果。
[0077] 上述五個(gè)實(shí)施方案可以用各種方式組合。例如，當(dāng)從圖像確定高風(fēng)險(xiǎn)情況危急時(shí)， 0CT圖像處理器201可以既顯示反饋信號(hào)給外科醫(yī)生且又準(zhǔn)備控制信號(hào)給激光控制器130 以使手術(shù)中斷。0CT圖像處理器201接著可以等待來(lái)自外科醫(yī)生的修改輸入達(dá)預(yù)定時(shí)間。 在所述預(yù)定時(shí)間內(nèi)不具有這種修改輸入的情況下，0CT圖像處理器201可以通過(guò)其自身的 行動(dòng)進(jìn)行處理以防止即將發(fā)生的高風(fēng)險(xiǎn)情況且將控制信號(hào)發(fā)送到激光控制器130以使手 術(shù)中斷，而不進(jìn)一步等待來(lái)自外科醫(yī)生的輸入。
[0078] 圖2A到圖2B示出已經(jīng)計(jì)劃晶狀體5的后部區(qū)域中的目標(biāo)掃描圖案302的激光控 制器130的特定實(shí)例。白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100可以根據(jù)目標(biāo)掃描圖案302應(yīng)用手術(shù)激光束 304,形成第一光破壞區(qū)域306。然而，使用成像激光束308的第一光破壞區(qū)域306的后續(xù) 成像可以顯露第一光破壞區(qū)域306可能因與其預(yù)期的目標(biāo)掃描圖案302的偏差310而錯(cuò)位 形成。偏離310可以是第一光破壞區(qū)域306相對(duì)于目標(biāo)掃描圖案302的位置、定向或形狀 的偏差。這種錯(cuò)位或校準(zhǔn)錯(cuò)誤可能因多種原因而發(fā)生：外科醫(yī)生的錯(cuò)誤輸入、引導(dǎo)光學(xué)器件 120制程的制造不精確性、組件的熱膨脹、初始成像之后患者的移動(dòng)、由患者接口 124的壓 力引起的眼睛變形、或術(shù)前診斷過(guò)程期間眼睛1的屈光屬性的錯(cuò)誤特性描述等等。
[0079] 圖2B示出在一些實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以顯示目標(biāo)掃描圖案302的 反饋圖像和第一光破壞區(qū)域306的圖像而不需要分析。外科醫(yī)生可以從這個(gè)反饋圖像從視 覺(jué)上確定偏差310且鍵入補(bǔ)償修改輸入以促使激光控制器130修改掃描圖案312。在其它 實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以顯示校準(zhǔn)標(biāo)記以輔助外科醫(yī)生的分析。
[0080] 在其它實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201可以確定偏差310。接著，在一些實(shí)施方 案中，0CT圖像處理器201可以顯示確定的偏差310以及反饋和建議給外科醫(yī)生，諸如顯示 掃描圖案的偏移的所建議量級(jí)和方向、或警告標(biāo)志給外科醫(yī)生。在這些實(shí)施方案中，外科醫(yī) 生可以鍵入修改輸入到激光控制器130中以促使生成修改的掃描圖案312,目標(biāo)是將偏差 310減小到減小的偏差310r。在另外其它實(shí)施方案中，OCT圖像處理器201可以直接向激 光控制器130發(fā)送信號(hào)以生成修改的掃描圖案312的電子表示以將確定的偏差310減小到 減小的偏差310r，全部無(wú)需等待來(lái)自外科醫(yī)生的修改輸入。
[0081] 圖2B示出修改的掃描圖案312的生成可以考慮上述實(shí)施方案中的任何一個(gè)中的 引導(dǎo)光學(xué)器件120的錯(cuò)誤校準(zhǔn)。修改的掃描圖案312可以從目標(biāo)掃描圖案302大約偏移引 導(dǎo)光學(xué)器件120的錯(cuò)誤校準(zhǔn)，使得當(dāng)手術(shù)激光束304因引導(dǎo)光學(xué)器件120的錯(cuò)誤校準(zhǔn)而形 成與修改的掃描圖案312錯(cuò)位的第二光破壞區(qū)域314時(shí)，第二光破壞區(qū)域314最后處于靠 近原始預(yù)期目標(biāo)掃描圖案302,將偏差310減小到減小的偏差310r。
[0082] 圖2C示出相關(guān)實(shí)施方案，其中OCT圖像處理器201可以確定第一光破壞區(qū)域306 是否不注意地形成或延伸到有風(fēng)險(xiǎn)的區(qū)域316中。第一光破壞區(qū)域306形成在有風(fēng)險(xiǎn)的區(qū) 域316中危及到后囊層的完整性且可能使其破裂，激穿囊6且必需進(jìn)行玻璃體切除術(shù)。這 將基本上提1?白內(nèi)障手術(shù)的風(fēng)險(xiǎn)。
[0083] 為了預(yù)先制止這種破裂，在各個(gè)實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201可以分析一個(gè)或 多個(gè)反饋圖像，或基本上SD-0CT成像系統(tǒng)200的成像，來(lái)監(jiān)控第一光破壞區(qū)域306是否形 成得太靠近有風(fēng)險(xiǎn)的區(qū)域316中的后囊層或形成在后囊層中。如果0CT圖像處理器201感 測(cè)到第一光破壞區(qū)域306已經(jīng)形成在這個(gè)有風(fēng)險(xiǎn)的區(qū)域316中，那么0CT圖像處理器201可 以顯示警告反饋給外科醫(yī)生，或可以為激光控制器130生成控制信號(hào)以促使修改的掃描圖 案312的生成。在所有上述實(shí)施方案中，激光控制器130可以生成修改的掃描圖案312且 相應(yīng)地引導(dǎo)手術(shù)激光束304在有風(fēng)險(xiǎn)的區(qū)域316外部形成第二光破壞區(qū)域314。
[0084] 在一些實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201和激光控制器130可以部分或全部整合。 例如，單個(gè)整合的處理器可以執(zhí)行0CT圖像處理器201的圖像處理功能以及激光控制器130 的掃描圖案生成功能。
[0085] 圖3A到圖3E示出其中目標(biāo)掃描圖案302是切斷圖案的實(shí)施方案。在一些情況 下，白內(nèi)障外科醫(yī)生可以選擇將晶狀體切成2個(gè)、4個(gè)或6個(gè)部分以促進(jìn)其通過(guò)囊切開術(shù)而 移除或抽吸。
[0086] 圖3A到圖3B示出在白內(nèi)障手術(shù)的設(shè)計(jì)階段中，當(dāng)從外科醫(yī)生接收到相應(yīng)的輸入 時(shí)，激光控制器130可以生成目標(biāo)掃描圖案302,其由例如形成在（x，z)和（y，z)平面中的 兩個(gè)切斷平面上的點(diǎn)組成。在理想的白內(nèi)障手術(shù)中，當(dāng)?shù)谝唤M激光脈沖被施加到這個(gè)目標(biāo) 掃描圖案302時(shí)，生成的第一光破壞區(qū)域306包括四個(gè)切斷平面，將晶狀體沿著這些切面切 成四段。
[0087] 圖3C到圖3D示出在非理想情況下，在手術(shù)激光束304的第一組激光脈沖已經(jīng)被 引導(dǎo)至目標(biāo)掃描圖案302的點(diǎn)且第一光破壞區(qū)域306開始形成之后，也可以形成未預(yù)期的 手術(shù)副產(chǎn)物320。這種手術(shù)副產(chǎn)物320可以是合并成單個(gè)大型泡的新近形成的光破壞泡，其 可以在未預(yù)期方向上（諸如朝向視網(wǎng)膜）散射或重導(dǎo)后續(xù)激光脈沖，可能造成破壞和光毒 反應(yīng)。因此，如果后續(xù)激光脈沖被引導(dǎo)至氣泡320中，那么光破壞過(guò)程的精確度可能減小且 其風(fēng)險(xiǎn)可能增加。
[0088] 這種未預(yù)期形成可以通過(guò)0CT圖像處理器201進(jìn)行預(yù)先制止，0CT圖像處理器201 可以從分析SD-OCT成像系統(tǒng)200的圖像中識(shí)別氣泡或另一手術(shù)副產(chǎn)物320的形成。且由 于SD-0CT圖像可以以基本上實(shí)況速率生成，所以0CT圖像處理器201可以依靠這種識(shí)別作 為及時(shí)且可付諸實(shí)施的反饋給外科醫(yī)生或給激光控制器130,促進(jìn)修改響應(yīng)，如接下去所描 述。
[0089] 圖3C到圖3D示出反饋可以采取0CT圖像處理器201的形式，0CT圖像處理器201 分析圖像，確定切斷圖案的建議旋轉(zhuǎn)度數(shù)且顯示所建議的旋轉(zhuǎn)切斷圖案供外科醫(yī)生鍵入相 應(yīng)的修改輸入。在其它實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201可以將控制信號(hào)直接施加到激光 控制器130以生成旋轉(zhuǎn)的切斷圖案的電子表示作為修改的掃描圖案312使得旋轉(zhuǎn)的切斷圖 案312與氣泡320不重疊。旋轉(zhuǎn)的切斷圖案312可以延伸穿過(guò)晶狀體5的整個(gè)z深度，實(shí) 際上重新開始了手術(shù)，或可以是部分切斷圖案，從其中摒棄原始目標(biāo)掃描圖案302的z深度 繼續(xù)切割。
[0090] 圖3E示出0CT圖像處理器201可以建議將手術(shù)激光束304引導(dǎo)至修改的或旋轉(zhuǎn)的 掃描圖案312的點(diǎn)以形成不與合并氣泡320重疊的第二或旋轉(zhuǎn)的或修改的光破壞區(qū)域314。 這個(gè)實(shí)施方案因此避免手術(shù)激光束304被散射到未預(yù)期方向，從而減小了白內(nèi)障手術(shù)的風(fēng) 險(xiǎn)。
[0091] 圖4A示出響應(yīng)于0CT圖像處理器201感測(cè)到出現(xiàn)手術(shù)副產(chǎn)物320而形成修改的或 非重疊的掃描圖案312的替代實(shí)施方案。此處，修改的或非重疊的掃描圖案312不包括旋 轉(zhuǎn)的切斷平面。反之，通過(guò)手術(shù)激光束304根據(jù)未改變的目標(biāo)掃描圖案302掃描而激光控 制器130消除本將引導(dǎo)至手術(shù)副產(chǎn)物泡320中的激光脈沖而避免了重疊。激光控制器130 可以不消除激光脈沖以在掃描移動(dòng)經(jīng)過(guò)手術(shù)副產(chǎn)物泡320時(shí)照射目標(biāo)掃描圖案302的全部 點(diǎn)。
[0092] 圖4B示出又一實(shí)施方案，其中一旦0CT圖像處理器201通過(guò)分析SD-0CT成像系 統(tǒng)200的反饋圖像或?qū)崨r速率圖像流識(shí)別手術(shù)激光束304沿著原始目標(biāo)掃描圖案302繼續(xù) 掃描將形成與手術(shù)副產(chǎn)物泡320重疊的第一光破壞區(qū)域306,其便可以簡(jiǎn)單地中斷手術(shù)激 光束304的掃描。在一些實(shí)施方案中，在中斷之后，0CT圖像處理器201或激光控制器130 可以顯示提示給系統(tǒng)操作員，請(qǐng)求修改輸入或校正動(dòng)作。
[0093] 在一些手術(shù)方案中，多個(gè)泡320-i或多或少可以同時(shí)形成。因此，白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng) 100的一些實(shí)施方案可以被構(gòu)造來(lái)生成修改的掃描圖案312,其避免同時(shí)形成多個(gè)泡。
[0094] 圖4C到圖4D示出在一些實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201可以被構(gòu)造來(lái)分析不同 于第一光破壞區(qū)域306的圖像的一部分，且基于這個(gè)分析生成反饋。在這個(gè)特定實(shí)例中，第 一光破壞區(qū)域306的形成可以促使晶狀體5和因此晶狀體囊6擴(kuò)張，如由箭頭所示。SD-0CT 成像系統(tǒng)200可以使這擴(kuò)張的前囊層322成像。0CT圖像處理器201可以分析這個(gè)圖像且 確定擴(kuò)張的前囊層322的位置偏移。
[0095] 了解前囊層的位置對(duì)于白內(nèi)障手術(shù)來(lái)說(shuō)是重要的，因?yàn)樵谝恍?shí)施方案中，囊切 開目標(biāo)掃描圖案324被放置來(lái)切穿前囊層。如果囊切開目標(biāo)掃描圖案324根據(jù)囊擴(kuò)張前獲 得的圖像放置，那么手術(shù)激光束304將試圖在錯(cuò)誤位置形成囊切開。
[0096] 圖4D示出為了防止這種情況的發(fā)生，0CT圖像處理器201可以確定擴(kuò)張的前囊層 322的位置偏移且顯示這個(gè)偏移給系統(tǒng)操作員以鍵入修改輸入到激光控制器130中，或?qū)?這個(gè)偏移直接用信號(hào)發(fā)送給激光控制器130,在任一情況下，皆促使激光控制器生成修改的 囊切開掃描圖案326,其適當(dāng)?shù)卦跀U(kuò)張囊中生成囊切開口。
[0097] 圖5A到圖?示出關(guān)于形成激光輔助的囊切開口或切口的另一實(shí)施方案。在這個(gè) 實(shí)施方案中，0CT圖像處理器201可以分析重復(fù)的反饋圖像或?qū)崨r流圖像且識(shí)別第一光破 壞區(qū)域306內(nèi)的未切部分或"標(biāo)簽" 330,其中光破壞效率受限制且因此前囊膜未完全切穿， 從而留下未切部分或"標(biāo)簽"330。這些標(biāo)簽330可以提高外科醫(yī)生移除囊蓋或囊帽時(shí)撕裂 囊或囊膜的風(fēng)險(xiǎn)。為了防止這種不期望的或高風(fēng)險(xiǎn)結(jié)果，0CT圖像處理器201可以顯示如 何通過(guò)沿著額外修改的掃描圖案312掃描而移除標(biāo)簽330的建議給外科醫(yī)生，或可以直接 施加控制信號(hào)給激光控制器130以生成修改的掃描圖案312的電子表示以至少重新掃描標(biāo) 簽330以生成重新掃描的標(biāo)簽區(qū)域332作為第二光破壞區(qū)域314。使用這重新掃描，第一光 破壞區(qū)域306和第二光破壞區(qū)域314可以形成完整的光破壞區(qū)域334,在這種情況下，形成 完整的囊切開口 334,使外科醫(yī)生可以最小撕裂風(fēng)險(xiǎn)移除囊蓋或囊帽。
[0098] 圖6示出在一些實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200可以包括基于分光計(jì)的 OCT(SB-OCT)成像系統(tǒng)200,其包括寬帶光源210以生成寬帶光或激光束。寬帶束可以具有 平均波長(zhǎng)λ〇和相對(duì)較寬寬帶Wjg。在一些典型實(shí)例中，λ〇可以在8〇〇-ll〇〇nm范圍內(nèi)，且 W源可以在10-150nm范圍內(nèi)。
[0099] 寬帶束可以耦合到束引導(dǎo)系統(tǒng)211，束引導(dǎo)系統(tǒng)211可以包括第一束分離器212。 第一束分離器212可以將寬帶束分離成圖像束222和參考束224。圖像束222可以由第二 束分離器214引導(dǎo)至引導(dǎo)光學(xué)器件120的主光學(xué)路徑中，且從其上通過(guò)物鏡122且可能患 者接口 124到眼睛1。束引導(dǎo)系統(tǒng)211也可以將返回的圖像束222r從眼睛1引導(dǎo)至第一束 分離器212。圖像束222和返回的圖像束222r先前被統(tǒng)稱為成像激光束308。
[0100] 此外，束引導(dǎo)系統(tǒng)211可以將參考束224引導(dǎo)至參考鏡216,引導(dǎo)從參考鏡216返 回的參考束224r，且在第一束分離器212上將返回的圖像束222r和返回的參考束224r組 合成組合束226。組合束226載送返回的圖像束222r和返回的參考束224r干涉方面的來(lái) 自眼睛1的成像信息。一些實(shí)施方案可以使用其它類型的延遲元件來(lái)取代或結(jié)合參考鏡 216。其它可以使用又一束分離器以組合返回的圖像束2221和返回的參考鏡224r。在一些 實(shí)施方案中，束引導(dǎo)系統(tǒng)211可以包括馬赫-曾德爾（Mach-Zehnder)干涉儀。這些系統(tǒng)可 以具有有利的噪音減小屬性。
[0101] TD-0CT成像系統(tǒng)通過(guò)在分別針對(duì)每個(gè)（X，y)點(diǎn)的對(duì)應(yīng)距離范圍內(nèi)移動(dòng)參考鏡 216而按順序從在z成像范圍內(nèi)的不同z深度捕捉成像數(shù)據(jù)，基本上如同邁克生-莫立 (Michelson-Morley)干涉儀。相比之下，SD-0CT成像系統(tǒng)使用寬帶成像光的不同光譜分量 從不同z深度平行捕捉成像數(shù)據(jù)。SD-0CT成像系統(tǒng)可以被視為許多在不同波長(zhǎng)下平行操作 的邁克生-莫立（MM)干涉儀。由于MM系統(tǒng)在不同z深度處在眼睛1的不同波長(zhǎng)圖像下操 作，所以SD-0CT系統(tǒng)200的組合束226同時(shí)載送來(lái)自眼睛1的全部z深度的圖像數(shù)據(jù)或信 息且因此無(wú)需移動(dòng)或掃描任何機(jī)械系統(tǒng)組件，諸如參考鏡216。如上所述，SD-0CT系統(tǒng)的機(jī) 械掃描的這種缺失轉(zhuǎn)化成至少10倍的成像速度的加速，或更高，相對(duì)于TD-0CT成像系統(tǒng)通 常加速100-1，〇〇〇倍。
[0102] SD-0CT成像系統(tǒng)200也可以包括0CT相機(jī)230, 0CT相機(jī)230被構(gòu)造來(lái)接收組合 束226。為了恢復(fù)所有z深度的圖像信息，組合束226可以通過(guò)光譜分解器231 (諸如棱鏡 或光柵）被分解成其光譜分量。具有在波長(zhǎng)λ周圍的δ λ帶寬的每個(gè)光譜分量和其載送 的干涉信息可以通過(guò)傳感器陣列232的個(gè)別傳感器平行感測(cè)。傳感器彼此分開距離d'。由 傳感器感測(cè)的干涉信息接著可以個(gè)別用于通過(guò)快速傅立葉變換（FFT)系統(tǒng)233從感測(cè)的光 譜分量生成傅立葉變換而重構(gòu)整個(gè)z深度范圍的圖像。實(shí)際上，由不同波長(zhǎng)分量載送的干 涉數(shù)據(jù)或信息可以被轉(zhuǎn)化成成像的z深度范圍的同時(shí)或基本上瞬時(shí)"z掃描"。這種干涉數(shù) 據(jù)到"z掃描"數(shù)據(jù)的轉(zhuǎn)化可以通過(guò)圖像生成器234從感測(cè)的光譜分量的傅立葉變換生成并 輸出OCT圖像而實(shí)行。
[0103] 0CT相機(jī)230的一些實(shí)施方案可以使用(XD (電荷稱合裝置）像素作為傳感器陣 列232的傳感器。其它實(shí)施方案可以通過(guò)使用CMOS傳感器達(dá)成改進(jìn)的讀取速度。在這些 實(shí)施方案中，CMOS傳感器可以平行讀取。此外，在CMOS實(shí)施方案中，可以僅讀取相關(guān)或在 成像前所選擇的或基于其內(nèi)容是否因成像而發(fā)生變化實(shí)時(shí)選擇的傳感器或像素。這些方面 皆使CMOS像素對(duì)加速0CT相機(jī)230的性能非常有用。
[0104] 使用標(biāo)準(zhǔn)的光學(xué)分析，SD-0CT系統(tǒng)200的臨界成像和性能參數(shù)的特性可以在于如 下其架構(gòu)和設(shè)計(jì)參數(shù)。由于光譜分解器231將組合束226的不同波長(zhǎng)分量引導(dǎo)至稍微不 同的方向，所以個(gè)別傳感器或像素包裹得越小且越緊密（d'越小），由0CT相機(jī)230分辨的 S λ波長(zhǎng)/光譜范圍越窄。包括像素密度在內(nèi)，確定δ λ的其它定量是總的波長(zhǎng)范圍，即 0CT相機(jī)230的帶寬。在簡(jiǎn)單配置中，δ λ與帶寬1*^成正比且與傳感器陣列232行 中的像素量成反比。
[0105] 重要的成像ζ深度范圍或ζ成像范圍，S卩Lmax與δ λ密切相關(guān)：δ λ波長(zhǎng)范圍 越窄，ζ方向上的成像范圍越寬，這是因?yàn)檫@兩個(gè)定量通過(guò)相反的傅立葉變換而建立關(guān)系。 具體而言，理論的最大成像范圍由下列等式給出 F if A,2! 1 1 Γηιηβ? L max = - -^ ] = _6] 4 1? < 7Nf V , ' ⑴
[0107] 此處，值λ ^指寬帶光源210的平均或中心波長(zhǎng)且Nf表示OCT相機(jī)230的奈奎斯 特頻率。事實(shí)上，額外因素可以將實(shí)際成像范圍限制為低于這個(gè)理論最大值，諸如信噪比。 因此，實(shí)際成像范圍通常小于這個(gè)理論值Lmax。
[0108] 可以進(jìn)一步限制成像范圍的一個(gè)因素是雷利（Rayleigh)范圍R。R可以使用X 表不，橫向X方向上的分辨率，或"橫向分辨率"由光源210的數(shù)值孔徑NA和波長(zhǎng)λ?？刂?。 具體來(lái)說(shuō)，X可以表達(dá)為： .4f. f)
[0109] Δχ = - /1" 二 八 (2)
[0110] 其中f是焦距且d是物鏡122的瞳距，其比率確定ΝΑ。使用X，上述雷利范圍R 可以表示為： π?(Αχ)2']
[0111] I 八4 / ⑴
[0112] 雷利范圍R通常被定義為焦距與其中束的寬度是^/5乘以焦距處的寬度的深度之 間的Z方向距離。因此，R的特性為ζ范圍，束在所述ζ范圍內(nèi)窄至足以實(shí)現(xiàn)如受幾何形和 波光學(xué)器件限制的高分辨率成像。在這上下文中，Lmax可以被視為特性為如由光源210和 傳感器陣列232的分辨率限制的z成像范圍。例如對(duì)于高斯束而言通常被認(rèn)為是最佳的系 統(tǒng)設(shè)計(jì)原理是使這兩個(gè)z范圍彼此對(duì)齊。例如，在一些實(shí)施例中，Lmax可以被選擇為基本 上等于1-6R :
[0113] Lmax = 1，· · · 6R (4)
[0114] 相同設(shè)計(jì)原理可以通過(guò)廣泛使用的"焦距深度"的概念陳述，"焦距深度"通常被定 義為是雷利范圍的兩倍。
[0115] 如由方程式（1)到（4)所示，z成像范圍取決于Lmax和R，其繼而取決于系統(tǒng)設(shè)計(jì) 參數(shù)，包括入 (|、6入、1_/1、1||、：^(1'、財(cái)和(1。因此，對(duì)于白內(nèi)障手術(shù)的成像系統(tǒng)而言，將 選擇以上系統(tǒng)設(shè)計(jì)參數(shù)使得SD-0CT成像系統(tǒng)200的z深度成像范圍超過(guò)4mm或6mm，諸如 落在范圍4-20mm或6-10mm中，因此使得白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100能夠通過(guò)高分辨率和足夠快 遞成像輔助白內(nèi)障手術(shù)。這種設(shè)計(jì)需求要求很高且區(qū)分白內(nèi)障成像系統(tǒng)與眼角膜或視網(wǎng)膜 成像系統(tǒng)。
[0116] 圖7示出一個(gè)實(shí)施方案，其不僅可以確保較大z深度成像范圍，而且可以確保快速 成像時(shí)間，從而使SD-0CT成像系統(tǒng)200可以以及時(shí)且因可付諸實(shí)施的方式提供反饋圖像， 包括基本上以實(shí)況視頻速率操作。如上所述，具有SD-0CT成像系統(tǒng)200的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng) 100可以具有其控制系統(tǒng)，包括基本上實(shí)時(shí)操作的0CT圖像處理器201和激光控制器130， 在手術(shù)期間可以根據(jù)所接收的反饋成像信息選擇調(diào)整或修改手術(shù)掃描圖案。
[0117] 如下文詳細(xì)描述，圖7的實(shí)施方案也被配置來(lái)使用預(yù)先計(jì)算的掃描圖案特別快速 地掃描0CT成像束308/222。在一些實(shí)施方案中，SD-0CT成像系統(tǒng)200的這些快速成像刷 新速率可以通過(guò)包括專用輸入-輸出板260達(dá)成。
[0118] 專用輸入-輸出板260的一個(gè)功能是解決不具有專用于成像的電路和處理器的一 些現(xiàn)有0CT成像系統(tǒng)的問(wèn)題。在這些系統(tǒng)中，負(fù)責(zé)成像的處理器可以被迫或促進(jìn)處理多項(xiàng) 任務(wù)且以交互、平行或重疊方式執(zhí)行一種以上功能。為了實(shí)行這些功能，成像處理器可以通 過(guò)從例如掃描成像束222/308的任務(wù)切換到另一任務(wù)且返回而執(zhí)行"中斷"。這些中斷是短 暫的，但是可能引發(fā)問(wèn)題，因?yàn)樵趻呙栌捎谒鲋袛喽Ｖ够騼鼋Y(jié)的時(shí)間內(nèi)，激光束可以保 持指向相同位置。這種掃描凍結(jié)可以破壞（x，y)掃描時(shí)序，將錯(cuò)誤和噪音引入成像位置的 坐標(biāo)。這種輸出的掃描數(shù)據(jù)中的時(shí)序錯(cuò)誤可以達(dá)到50、100或更多微秒的延遲：現(xiàn)象有時(shí)稱 為抖動(dòng)。
[0119] 此外，典型的若干其它輸入/輸出劑在相同系統(tǒng)總線上傳達(dá)，成像處理器在所述 系統(tǒng)總線上驅(qū)動(dòng)成像束的掃描，皆需要一部分總線循環(huán)時(shí)間。遺憾的是，通道的這種共同屬 性允許其僅支持緩慢的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移速率。此外，為了管理這些競(jìng)爭(zhēng)性需求，系統(tǒng)總線的循環(huán)的 一部分通常由控制信號(hào)占用。因此，盡管0CT成像系統(tǒng)被設(shè)計(jì)來(lái)通過(guò)切換0CT成像系統(tǒng)以 通過(guò)專用鏈接以單任務(wù)模式輸出掃描數(shù)據(jù)到掃描單元而避免掃描凍結(jié)，成像處理器也將無(wú) 法在其輸出步驟期間執(zhí)行其其它功能，諸如計(jì)算下一掃描圖案。所有這些限制顯著降低這 些現(xiàn)有成像系統(tǒng)的性能。
[0120] SD-0CT成像系統(tǒng)200的實(shí)施例可以通過(guò)采用下列有效設(shè)計(jì)克服這些困難。圖像束 222的掃描可以通過(guò)成像處理器250和專用輸入-輸出板260控制。成像處理器250可以 計(jì)算掃描數(shù)據(jù)，諸如目標(biāo)掃描圖案302和修改的掃描圖案312。這些掃描數(shù)據(jù)可以包括例如 一系列（X，y)坐標(biāo)，其中OCT圖像束222將被引導(dǎo)在白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域中。成像處理器250 可以計(jì)算掃描數(shù)據(jù)以及執(zhí)行其其它功能，其結(jié)合存儲(chǔ)設(shè)置來(lái)促進(jìn)成像處理器250的這些功 能的計(jì)算機(jī)代碼或指令的存儲(chǔ)媒介。
[0121] 專用輸入-輸出板260可以包括局域或?qū)Ｓ么鎯?chǔ)器控制器262,其也稱為直接存儲(chǔ) 器存取（DMA)引擎262。DMA引擎/存儲(chǔ)器控制器262可以管理計(jì)算的掃描數(shù)據(jù)間接或直 接自成像處理器250朝數(shù)據(jù)緩沖器264的轉(zhuǎn)移。耦合到局域存儲(chǔ)器控制器262的數(shù)據(jù)緩沖 器264可以存儲(chǔ)掃描數(shù)據(jù)且可以可操作來(lái)朝輸出數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器（輸出DAC) 266高速輸 出掃描數(shù)據(jù)。輸出DAC266可以耦合到數(shù)據(jù)緩沖器264以接收掃描數(shù)據(jù)、將所選輸出掃描數(shù) 據(jù)轉(zhuǎn)換成模擬掃描信號(hào)，和例如以掃描數(shù)據(jù)從發(fā)模式朝0CT束掃描器268輸出掃描信號(hào)。
[0122] 圖像束222可以憑借0CT束掃描器268通過(guò)獨(dú)立專用成像光學(xué)器件，或部分通過(guò) 手術(shù)束的引導(dǎo)光學(xué)器件120而進(jìn)行掃描。在這些實(shí)施例的任一個(gè)中，圖像束222可以通過(guò) 物鏡122以及相應(yīng)的銜接單元或患者接口（PI) 124耦合到眼睛中。在其它實(shí)施方案中，圖 像束222可以通過(guò)空氣引導(dǎo)至眼睛1中，而無(wú)需銜接單元124銜接到眼睛1。
[0123] 掃描數(shù)據(jù)通過(guò)輸出DAC266的輸出可以通過(guò)成像同步單元242與0CT相機(jī)230的 操作同步，使得0CT相機(jī)230可以與掃描操作同步取得0CT圖像。同步取得的0CT圖像可 以輸出到0CT圖像處理器201使得可以執(zhí)行目前為止所述的大量圖像處理器任務(wù)中的任何 一項(xiàng)。最后，生成的且經(jīng)處理的圖像可以通過(guò)0CT圖像顯示器270顯示。在一些實(shí)施方案 中，圖像處理器250和0CT圖像處理器201可以被部分或完全整合。
[0124] 圖8示出更詳細(xì)描述的專用輸入-輸出板260的實(shí)施例。成像處理器250可以耦 合到總線252,諸如PCI總線252。系統(tǒng)也可以包括處理器存儲(chǔ)器254。成像處理器250可 以計(jì)算掃描圖案且接著通過(guò)共用的PCI總線252將計(jì)算的掃描圖案輸出到處理器存儲(chǔ)器 254。在成像處理器250生成掃描圖案之后但在開始實(shí)際掃描操作之前，專用DMA引擎262 可以將掃描數(shù)據(jù)從處理器存儲(chǔ)器254轉(zhuǎn)移到數(shù)據(jù)緩沖器264。數(shù)據(jù)緩沖器264可以是第一 輸入-第一輸出（FIFO)存儲(chǔ)器264。FIFO數(shù)據(jù)緩沖器264可以存儲(chǔ)掃描圖案或掃描數(shù)據(jù) 且當(dāng)由專用DMA引擎262提示時(shí)輸出所存儲(chǔ)的掃描數(shù)據(jù)到輸出DAC266。輸出DAC266可以 將掃描數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成模擬掃描信號(hào)且將其輸出到控制X和y檢流計(jì)鏡或重導(dǎo)元件的0CT束掃 描器268的X檢流計(jì)束掃描器268x和y檢流計(jì)束掃描器268y，以根據(jù)編碼在掃描數(shù)據(jù)中 的目標(biāo)掃描圖案302和修改的掃描圖案312掃描0CT圖像束222/308。一些實(shí)施例可以具 有集成（X，y)檢流計(jì)控制器268xy，其控制能夠繞X軸和y軸旋轉(zhuǎn)的單個(gè)檢流計(jì)鏡。輸出 DAC266也可以驅(qū)動(dòng)圖像同步單元242以使0CT圖像的取得與掃描操作同步。
[0125] 在一些實(shí)施例中，成像處理器250可以通過(guò)專用存儲(chǔ)器總線或通過(guò)局域總線而非 PCI總線252將掃描數(shù)據(jù)輸出到專用輸入-輸出板260。在其它實(shí)施例中，甚至可以在成像 處理器250與DMA引擎262之間存在直接連接。
[0126] 這種設(shè)計(jì)至少出于下列原因而有效。（1)掃描數(shù)據(jù)或掃描圖案通過(guò)成像處理器 250預(yù)先計(jì)算，因此不涉及花費(fèi)時(shí)間來(lái)進(jìn)行實(shí)時(shí)掃描數(shù)據(jù)計(jì)算。（2)未將實(shí)時(shí)輸出掃描數(shù)據(jù) 的任務(wù)分派給成像處理器250,因?yàn)轭A(yù)先計(jì)算的掃描數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在專用數(shù)據(jù)緩沖器264中。這 種設(shè)計(jì)可以減少由成像處理器250執(zhí)行多重任務(wù)引起的中斷、凍結(jié)及抖動(dòng)，其低于50、40、 或甚至20微秒。（3)掃描數(shù)據(jù)的轉(zhuǎn)移將不會(huì)因總線252被其它代理器共用而中斷，也不會(huì) 因共用PCI總線252的典型緩慢轉(zhuǎn)移速率而減緩。（4)數(shù)據(jù)緩沖器264專用于掃描任務(wù)，因 此掃描數(shù)據(jù)的輸出可以快速轉(zhuǎn)移模式執(zhí)行，諸如從發(fā)模式，進(jìn)一步加速掃描速度。
[0127] 此外，由于專用輸入-輸出板260基本上自主驅(qū)動(dòng)掃描數(shù)據(jù)的輸出，所以成像處理 器250自由平行于掃描數(shù)據(jù)輸出執(zhí)行其它功能，諸如生成修改的掃描圖案312。
[0128] 在一些實(shí)施例中，輸出DAC266的輸出速度可以如此之快使得SD-0CT成像系統(tǒng)200 的操作速度可能受0CT相機(jī)230的整合時(shí)間而非掃描電子器件的速度的限制。在這些實(shí) 施例中的一些中，輸出DAC266可以以在下列范圍之一內(nèi)的速率輸出掃描信號(hào)：1Hz - 1MHz、 100Hz - 1MHz、或 1kHz - 100kHz。
[0129] 圖9示出一些白內(nèi)障手術(shù)激光系統(tǒng)100可以包括另一類型的成像系統(tǒng)：掃頻源 OCT(SS-OCT)成像系統(tǒng)280。SS-0CT成像系統(tǒng)280可以包括發(fā)射具有窄于SD-0CT光源210 的帶寬W源的相干圖像束的掃頻波長(zhǎng)光源282。通過(guò)先進(jìn)的調(diào)制技術(shù)，SS-0CT光源282可以 改變所發(fā)射圖像束222的波長(zhǎng)，跨波長(zhǎng)^^及時(shí)"掃頻"波長(zhǎng)λ。SS-0CT成像系統(tǒng)280可以 采用與SD-0CT成像系統(tǒng)200類似的束引導(dǎo)系統(tǒng)211。具體而言，第一束分離器212可以再 次形成組合束226,其載送與不同波長(zhǎng)相關(guān)的成像信息。
[0130] 作為與基于分光計(jì)的成像系統(tǒng)的差異，SS-0CT成像系統(tǒng)280在時(shí)間上分離不同波 長(zhǎng)或光譜分量，而SD-0CT系統(tǒng)200在空間上分離不同波長(zhǎng)或光譜分量。對(duì)應(yīng)于不同ζ深度 載送圖像數(shù)據(jù)的不同波長(zhǎng)分量被分成時(shí)間順序，因?yàn)椴ㄩL(zhǎng)λ由SS-0CT光源282掃頻。因 此，SS-0CT成像系統(tǒng)280的0CT相機(jī)230也不同。
[0131] 在一些實(shí)施例中，其由單個(gè)檢測(cè)器284組成，所述檢測(cè)器可以在極短時(shí)間間隔中 檢測(cè)并分辨組合束226。在一些實(shí)施方案中，檢測(cè)器284可以是雪崩光二極管或光電倍增 管。檢測(cè)器284可能能夠?qū)?duì)應(yīng)于不同波長(zhǎng)或光譜分量的檢測(cè)信號(hào)轉(zhuǎn)移或釋放到一組數(shù)據(jù) 分區(qū)器286。SS-0CT成像系統(tǒng)280的一些實(shí)施方案與SB-0CT成像系統(tǒng)類似，因?yàn)槠鋬烧呓?經(jīng)由光譜分解生成圖像。SS-0CT圖像的光譜分量可以與SB-0CT系統(tǒng)中類似地組合成0CT 圖像：快速傅立葉變換器288可以執(zhí)行將數(shù)據(jù)分區(qū)器286的內(nèi)容進(jìn)行傅立葉變換以輔助圖 像生成器234生成0CT圖像。FFT單元288可以與SD-0CT成像系統(tǒng)200中的FFT單元233 類似。
[0132] 根據(jù)上文描述，SS-0CT成像系統(tǒng)280具有類似于TD-0CT成像系統(tǒng)的特征，因?yàn)樵?一個(gè)階段，成像數(shù)據(jù)是按順序非平行捕捉。然而，不同于TD-0CT系統(tǒng)，以組合束226的不同 光譜分量捕捉不同ζ深度成像數(shù)據(jù)，使通過(guò)FFT單元288執(zhí)行傅立葉變換變成必需。在這個(gè) 意義上，SS-0CT成像系統(tǒng)280涉及明顯與不同光譜組件一起運(yùn)作的SD-0CT成像系統(tǒng)200。 SS-0CT系統(tǒng)在一種以上意義上接近SD-0CT系統(tǒng)：其掃頻掃頻波長(zhǎng)光源282的圖像束的波 長(zhǎng)而無(wú)需移動(dòng)機(jī)械部件（諸如參考鏡216)。最后，由于掃頻波長(zhǎng)光源282的波長(zhǎng)的掃頻因 掃頻中不涉及移動(dòng)部件而可以高出TD-0CT系統(tǒng)的掃描速度很多的速度執(zhí)行，所以SS-0CT 系統(tǒng)280可以以比TD-0CT系統(tǒng)快很多的速度成像，盡管低于SD-0CT系統(tǒng)的成像速度。因 此，SS-0CT成像系統(tǒng)280的實(shí)施例也可能能夠以實(shí)況刷新速率生成其具有可接受分辨率的 圖像，提供極其有用的功能和可付諸實(shí)施的反饋給白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100。
[0133] 圖10示出用于操作白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)100的眼科手術(shù)方法500。方法500可以包括： 通過(guò)激光控制器130生成眼睛1的晶狀體5的目標(biāo)掃描圖案302的電子表示（510);通過(guò) 白內(nèi)障手術(shù)激光系統(tǒng)1〇〇根據(jù)目標(biāo)掃描圖案302在眼睛的晶狀體5中生成手術(shù)激光束304 并對(duì)其掃描，從而在晶狀體中形成切口 306(520);在激光束掃描開始之后使用譜域光學(xué)相 干斷層成像系統(tǒng)200生成眼睛和切口 306的一部分的圖像（530);用OCT圖像處理器執(zhí)行所 生成圖像的圖像分析（535);通過(guò)激光控制器130關(guān)于所執(zhí)行的圖像分析生成修改的掃描 圖案312的電子表示（540);和通過(guò)白內(nèi)障手術(shù)激光系統(tǒng)100根據(jù)修改的掃描圖案312在 眼睛的晶狀體5中生成手術(shù)激光束304并對(duì)其掃描，從而形成修改的切口 314 (550)。
[0134] 在一些實(shí)施例中，生成修改的掃描圖案的電子表示540可以包括響應(yīng)于眼睛的部 分的生成圖像接收來(lái)自系統(tǒng)操作員的修改輸入。
[0135] 在其它實(shí)施例中，生成修改的掃描圖案的電子表示540可以包括通過(guò)0CT圖像處 理器201分析生成的圖像；確定切口 306相對(duì)于目標(biāo)掃描圖案302的偏差；和通過(guò)0CT圖像 處理器201為激光控制器130生成控制信號(hào)以生成修改的掃描圖案312。
[0136] 圖11示出白內(nèi)障手術(shù)600的相關(guān)方法。方法600可以包括通過(guò)激光控制器130 控制手術(shù)激光束304在眼睛1的晶狀體5中的掃描（610);通過(guò)譜域光學(xué)相干斷層成像系 統(tǒng)200以每秒至少5個(gè)幀的速率生成晶狀體5的一部分的圖像（620);用0CT圖像處理器 執(zhí)行所生成圖像的分析（625);和通過(guò)激光控制器130響應(yīng)于由0CT圖像處理器所執(zhí)行的 分析修改手術(shù)激光束304的掃描（630)。
[0137] 盡管本說(shuō)明書包含許多詳情，但是這些詳情不應(yīng)被解釋為對(duì)本發(fā)明的范疇或可要 求的內(nèi)容的范疇的限制，而是被解釋為具體到特定實(shí)施方案的特征的描述。在單獨(dú)實(shí)施方 案的上下文中描述于本說(shuō)明書中的特定特征也可以組合實(shí)施在單個(gè)實(shí)施方案中。相反地， 描述于單個(gè)實(shí)施方案的上下文中的各種特征也可以單獨(dú)實(shí)施在多個(gè)實(shí)施方案中或以任何 合適子組合實(shí)施。而且，雖然特征可在上文描述為以特定組合起作用且甚至起初如此要求， 但是來(lái)自所要求組合的一個(gè)或多個(gè)特征可以在一些情況下從組合刪除，且所要求的組合可 以涉及子組合或子組合的變動(dòng)。
【權(quán)利要求】
1. 一種白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其包括： 激光源，其被構(gòu)造來(lái)生成第一組激光脈沖； 引導(dǎo)光學(xué)器件，其耦合到所述激光源，被構(gòu)造來(lái)將所述第一組激光脈沖引導(dǎo)至眼睛中 的白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域； 激光控制器，其被構(gòu)造來(lái) 生成目標(biāo)掃描圖案的電子表不，和 控制所述引導(dǎo)光學(xué)器件以根據(jù)所述目標(biāo)掃描圖案的一部分來(lái)掃描所述第一組激光脈 沖而在所述白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域中形成第一光破壞區(qū)域； 譜域光學(xué)相干斷層（SD-OCT)成像系統(tǒng)，其被構(gòu)造來(lái)生成包括所述第一光破壞區(qū)域的 一部分的圖像；和 OCT圖像處理器，其被構(gòu)造來(lái)執(zhí)行所述圖像的圖像分析，其中 所述激光控制器被構(gòu)造來(lái) 關(guān)于由所述OCT圖像處理器執(zhí)行的所述圖像分析生成修改的掃描圖案的電子表示，和 控制所述引導(dǎo)光學(xué)器件以根據(jù)所述修改的掃描圖案來(lái)掃描第二組激光脈沖而形成第 二光破壞區(qū)域。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域包括前囊層；且 所述目標(biāo)掃描圖案包括圓筒狀物上的一組目標(biāo)點(diǎn)以形成環(huán)形囊切開、前囊切開和曲線 形囊切開中的至少一種。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域包括晶狀體的一部分；且 所述目標(biāo)掃描圖案包括徑向切斷平面、圓筒狀物、螺旋圖案和網(wǎng)狀圖案中的至少一個(gè) 上的一組目標(biāo)點(diǎn)以引發(fā)晶狀體的切斷、光破壞和松解中的至少一個(gè)。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述SD-OCT成像系統(tǒng)被構(gòu)造為具有大于4_的z成像范圍。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述SD-OCT成像系統(tǒng)被構(gòu)造為具有大于6_的z成像范圍。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述SD-OCT成像系統(tǒng)被構(gòu)造來(lái)在小于0. 1秒的成像時(shí)間內(nèi)生成所述圖像。
7. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述SD-OCT成像系統(tǒng)被構(gòu)造來(lái)生成幀率在20-200幀/秒范圍內(nèi)的重復(fù)圖像。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述SD-OCT成像系統(tǒng)被構(gòu)造來(lái)生成（X，y)分辨率在每次B掃描500-2, 000次A掃描 范圍內(nèi)的重復(fù)圖像。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述SD-OCT成像系統(tǒng)被構(gòu)造來(lái)生成圖像分辨率在每個(gè)圖像50-500萬(wàn)個(gè)圖像點(diǎn)范圍內(nèi) 的重復(fù)圖像。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述0CT圖像處理器被構(gòu)造來(lái)基于所述執(zhí)行的圖像分析為系統(tǒng)操作員顯示反饋。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái) 基于所述執(zhí)行的圖像分析確定推薦的修改輸入；和 為所述系統(tǒng)操作員顯示所述推薦的修改輸入。
12. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái) 確定在生成所述第一組激光脈沖之前得到的參考圖像與在所述第一組激光脈沖生成 所述第一光破壞區(qū)域之后得到的圖像之間的差；和 顯示所述確定的差的指示。
13. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)激光系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái)基于所述執(zhí)行的圖像分析生成控制信號(hào)以導(dǎo)致所述激 光控制器生成所述修改的掃描圖案的所述電子表示。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái)確定所述第一光破壞區(qū)域相對(duì)于所述目標(biāo)掃描圖案的 位置、定向和形狀中的至少一個(gè)的偏差；且 所述激光控制器被構(gòu)造來(lái)生成所述修改的掃描圖案的所述電子表示以減少所述確定 的偏差。
15. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái)確定所述第一光破壞區(qū)域是否延伸進(jìn)入風(fēng)險(xiǎn)區(qū)域中；且 所述激光控制器被構(gòu)造來(lái)生成所述修改的掃描圖案的所述電子表示以掃描所述風(fēng)險(xiǎn) 區(qū)域外部的所述第二組激光脈沖。
16. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器和所述激光控制器是集成的。
17. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái)識(shí)別手術(shù)副產(chǎn)物；且 所述激光控制器被構(gòu)造來(lái)生成所述修改的掃描圖案的所述電子表示，使得所述修改的 掃描圖案不與所述手術(shù)副產(chǎn)物重疊。
18. 根據(jù)權(quán)利要求17所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述目標(biāo)掃描圖案是切斷圖案； 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái)將氣泡識(shí)別為所述手術(shù)副產(chǎn)物；且 所述激光控制器被構(gòu)造來(lái)生成旋轉(zhuǎn)切斷圖案的電子表示作為所述修改的掃描圖案，使 得所述旋轉(zhuǎn)切斷圖案不與所述氣泡重疊。
19. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái)識(shí)別所述第一光破壞區(qū)域中光破壞效率有限的一部分； 且 所述激光控制器被構(gòu)造來(lái)生成所述修改的掃描圖案的所述電子表示以重新掃描所述 識(shí)別部分的部分。
20. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述OCT圖像處理器被構(gòu)造來(lái) 分析所述圖像中與所述第一光破壞區(qū)域不同的一部分；且 基于此分析生成反饋。
21. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述SD-OCT成像系統(tǒng)包括基于分光計(jì)的OCT成像系統(tǒng)，其包括： 寬帶光源，其用于生成寬帶束； 束引導(dǎo)系統(tǒng)，其用于 將所述寬帶束分成圖像束和參考束， 將所述圖像束引導(dǎo)至眼睛且引導(dǎo)從眼睛返回的圖像束， 將所述參考束引導(dǎo)至參考鏡且引導(dǎo)從所述參考鏡返回的參考束，和 將所述返回的圖像束與所述返回的參考束組合成組合束；和OCT相機(jī)，其被構(gòu)造來(lái)接 收所述組合束，其包括： 光譜分解器，其用于將所述組合束分解成光譜分量； 傳感器陣列，其用于感測(cè)所述光譜分量； 快速傅立葉變換系統(tǒng)，其用于從所述感測(cè)的光譜分量生成傅立葉變換；和 圖像生成器，其用于從所述傅立葉變換的光譜分量生成圖像。
22. 根據(jù)權(quán)利要求21所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，所述SD-OCT成像系統(tǒng)包括： 專用輸入-輸出板，其被構(gòu)造來(lái)輸出目標(biāo)掃描圖案控制信號(hào)，其中： 所述專用輸入-輸出板包括 專用存儲(chǔ)器控制器； 數(shù)據(jù)緩沖器；和 輸出數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器；且 通過(guò)所述SD-OCT成像系統(tǒng)進(jìn)行的成像與通過(guò)所述輸出數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器進(jìn)行所述目 標(biāo)掃描圖案控制信號(hào)的所述輸出同步。
23. -種白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其包括： 激光源，其被構(gòu)造來(lái)生成第一組激光脈沖； 引導(dǎo)光學(xué)器件，其耦合到所述激光源，被構(gòu)造來(lái)將所述第一組激光脈沖引導(dǎo)至眼睛的 晶狀體； 激光控制器，其被構(gòu)造來(lái) 生成目標(biāo)掃描圖案的電子表不，和 控制所述引導(dǎo)光學(xué)器件以根據(jù)所述目標(biāo)掃描圖案掃描所述第一組激光脈沖而形成第 一光破壞區(qū)域； 掃頻源光學(xué)相干斷層（SS-0CT)成像系統(tǒng)，其被構(gòu)造來(lái)生成所述第一光破壞區(qū)域的一 部分的圖像；和 0CT圖像處理器，其被構(gòu)造來(lái)執(zhí)行所述圖像的圖像分析，其中 所述激光控制器被構(gòu)造來(lái) 關(guān)于由所述0CT圖像處理器執(zhí)行的所述圖像分析生成修改的掃描圖案的電子表示，和 控制所述引導(dǎo)光學(xué)器件以根據(jù)所述修改的掃描圖案掃描第二組激光脈沖而形成第二 光破壞區(qū)域。
24. 根據(jù)權(quán)利要求23所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，所述掃頻源0CT成像系統(tǒng)包括： 掃頻波長(zhǎng)光源，其用于生成掃頻波長(zhǎng)束； 束引導(dǎo)系統(tǒng)，其被構(gòu)造來(lái) 將所述掃頻波長(zhǎng)束分成圖像束和參考束， 將所述圖像束引導(dǎo)至眼睛且引導(dǎo)從眼睛返回的圖像束， 將所述參考束引導(dǎo)至參考鏡且引導(dǎo)從所述參考鏡返回的參考束，和 將所述返回的圖像束和所述返回的參考束組合成組合束；和OCT相機(jī)，其被構(gòu)造來(lái)接 收所述組合束，其包括： 檢測(cè)器，其用于檢測(cè)所述組合束； 數(shù)據(jù)分區(qū)器，其用于檢測(cè)所述組合束作為數(shù)據(jù)時(shí)間序列； 快速傅立葉變換系統(tǒng)，其用于對(duì)所述檢測(cè)的數(shù)據(jù)時(shí)間序列進(jìn)行傅立葉變換；和 圖像生成器，其用于從所述傅立葉變換生成圖像。
25. -種白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其包括： 手術(shù)激光系統(tǒng)，其被構(gòu)造來(lái) 生成手術(shù)激光束，且 在白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域中掃描所述手術(shù)激光束； 譜域光學(xué)相干斷層（SD-OCT)成像系統(tǒng)，其被構(gòu)造來(lái)生成所述白內(nèi)障目標(biāo)區(qū)域的一部 分的圖像；和 OCT圖像處理器，其被構(gòu)造來(lái) 執(zhí)行所述圖像的圖像分析； 識(shí)別所述圖像中在手術(shù)上不期望的特征，和 生成停止所述手術(shù)激光束的所述掃描的控制信號(hào)。
26. 根據(jù)權(quán)利要求25所述的白內(nèi)障手術(shù)系統(tǒng)，其中： 所述手術(shù)上不期望的特征包括以下項(xiàng)中的至少一個(gè)： 光破壞區(qū)域相對(duì)于目標(biāo)掃描圖案的位置、定向和形狀中的至少一個(gè)的偏差、手術(shù)副產(chǎn) 物、氣泡、錯(cuò)位切口、錯(cuò)校準(zhǔn)切口、高風(fēng)險(xiǎn)區(qū)域中的光破壞和有限效率的光破壞區(qū)域。
【文檔編號(hào)】A61F9/008GK104114130SQ201280062879
【公開日】2014年10月22日 申請(qǐng)日期:2012年12月19日 優(yōu)先權(quán)日:2011年12月19日
【發(fā)明者】I·戈德史利格, G·霍蘭德, A·朱阿茲, R·M·克茲, K·瓦爾丹 申請(qǐng)人:愛(ài)爾康手術(shù)激光股份有限公司