專利名稱：用于眼科手術(shù)激光的光學(xué)系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于利用飛秒激光進(jìn)行對(duì)眼的前段的手術(shù)的系統(tǒng)，更具體而言，涉及在掃描并將激光束聚焦到眼中的同時(shí)使激光束的光學(xué)畸變最小化的實(shí)施例。
背景技術(shù)：
本申請(qǐng)描述了用于在眼的前段內(nèi)通過激光脈沖造成的光離解(photodisruption) 對(duì)晶狀體進(jìn)行激光手術(shù)的技術(shù)和系統(tǒng)的實(shí)例和實(shí)施例。用于去除晶狀體的各種晶狀體手術(shù)過程利用各種技術(shù)，以將晶狀體破碎為可通過小切口從眼中取出的小碎片。這些過程使用人工設(shè)備、超聲波、加熱的流體或激光并傾向于具有顯著的缺點(diǎn)，這些缺點(diǎn)包括需要用探頭進(jìn)入眼中以實(shí)現(xiàn)破碎，以及與這樣的晶狀體破碎技術(shù)相關(guān)的有限的精度。光離解激光技術(shù)可將激光脈沖傳送到晶狀體中以光學(xué)地破碎晶狀體而無需探頭的插入，因而可提供改善的晶狀體取出的潛力。激光誘導(dǎo)的光離解已經(jīng)被廣泛用于激光眼科手術(shù)，且Nd:YAG激光已經(jīng)常被用作激光源，包括通過激光誘導(dǎo)的光離解實(shí)現(xiàn)的晶狀體破碎。一些現(xiàn)有系統(tǒng)利用具有數(shù)mj的脈沖能量的納秒激光(E. H. Ryan等人，Americal Journal ofOphthalmology 104 :382-386,1987 年 10 月;R. R. Kruger 等人，Ophthalmology 108 :2122-2129,2001)，以及具有數(shù)十 μ J 的皮秒激光(A. Gwon 等人，Cataract Refract Surg. 21,282-286,1995)。這些相對(duì)長(zhǎng)的脈沖將相對(duì)大量的能量提供到手術(shù)點(diǎn)，導(dǎo)致對(duì)精確度和對(duì)過程的控制的顯著限制，同時(shí)產(chǎn)生了相對(duì)高程度的不想要的結(jié)果的風(fēng)險(xiǎn)。相似地，在角膜手術(shù)的相關(guān)領(lǐng)域，認(rèn)識(shí)到通過使用數(shù)百(hundredsof)飛秒持續(xù)時(shí)間的脈沖替代納秒和皮秒脈沖，可以實(shí)現(xiàn)更短的脈沖持續(xù)時(shí)間和更佳的聚焦。飛秒脈沖在每脈沖提供更少的能量，顯著提高了精確度和過程的安全性。目前多家公司將用于角膜眼科手術(shù)(例如，LASIK瓣(flap)和角膜移植)的飛秒激光技術(shù)商業(yè)化。這些公司包括美國(guó)IntralaseCorp./Advanced Medical Optics、德國(guó) 20/10Perfect Vision Optische GerMte GmbH、德國(guó) Carl Zeiss Meditec, Inc.以及瑞士 Ziemer OphthalmicSystems AG。然而，根據(jù)角膜手術(shù)的要求設(shè)計(jì)這些系統(tǒng)。關(guān)鍵地，激光聚焦的深度范圍典型地小于約1_，即，角膜的厚度。因此，這些設(shè)計(jì)不能提供解決方案以用于在眼的晶狀體上進(jìn)行手術(shù)的重大挑戰(zhàn)。

發(fā)明內(nèi)容
簡(jiǎn)要地且概括地，一種用于眼科手術(shù)的激光系統(tǒng)包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于接收所述脈沖激光束，且用于輸出在橫斷Z方向的兩個(gè)方向上掃描的XY 掃描光束；在掃描器外殼中的Z掃描器,用于接收所述XY掃描光束，且用于輸出附加地在所述Z方向上掃描的XYZ掃描光束；反射鏡(mirror),用于使從所述Z掃描器接收的所述XYZ 掃描光束偏轉(zhuǎn)；以及在物鏡外殼中的物鏡，用于接收偏轉(zhuǎn)的XYZ掃描光束，且用于將所接收的XYZ掃描光束聚焦到目標(biāo)區(qū)域上，其中，所述掃描器外殼與所述物鏡外殼分離。在實(shí)施方式中,所述掃描器外殼在機(jī)械上和功能上的至少一者上與所述物鏡外殼分離。在實(shí)施方式中，所述Z掃描器包括第一擴(kuò)束器塊；以及可移動(dòng)光束掃描器,其中， 所述第一擴(kuò)束器塊可以為固定塊和可移動(dòng)塊中的一種。在實(shí)施方式中，所述Z掃描器被配置為在5mm到IOmm的Z掃描范圍內(nèi)在所述目標(biāo)區(qū)域中掃描所輸出的XYZ掃描光束的Z焦深。在實(shí)施方式中，所述Z掃描器被配置為在0_ 到15mm的Z掃描范圍內(nèi)在所述目標(biāo)區(qū)域中掃描所輸出的XYZ掃描光束的Z焦深。在實(shí)施方式中，所述Z掃描器操作為基本上獨(dú)立地修改所輸出的XYZ掃描光束的數(shù)值孔徑NA和所輸出的XYZ掃描光束的Z焦深。在實(shí)施方式中，所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差以及總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；所述總像差在關(guān)于Z焦深的最優(yōu)數(shù)值孔徑 NAopt (z)處具有最優(yōu)值，其中，所述Z掃描器的所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整到關(guān)于對(duì)應(yīng)的Z 焦深的所述最優(yōu)數(shù)值孔徑ΝΑ_ (ζ)。在實(shí)施方式中，所述最優(yōu)總像差由最優(yōu)像差量度表征，所述最優(yōu)像差量度為下列之一 =Strehl比率S的最大值或者焦斑半徑rf、RMS波前誤差ω和球面像差系數(shù)α 4(|中的一個(gè)的最小值。在實(shí)施方式中，所述最優(yōu)像差量度對(duì)應(yīng)于在位置(z，r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (O, 0)、P2= (2，6)、P3= (5，0)、P4= (8，0)、P5= (8,3)中的一個(gè)，這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角Φ，其中，z表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的徑向柱坐標(biāo)，且所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0,0)表示所述目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。在實(shí)施方式中，所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差以及總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；且所述Z掃描器的數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為使在Z焦深處所述激光系統(tǒng)的所述總像差與這樣的相似激光系統(tǒng)的總像差相比至少減小P(ScannerBeforeObjective)百分比,該相似激光系統(tǒng)的Z掃描器并非在與所述物鏡外殼分離的外殼中；其中，所述P(ScannerBeforeObjective)百分比為205^30 ^40%和 50%中的一個(gè)。在實(shí)施方式中，所述總像差由像差量度表征，所述像差量度為焦斑半徑rf、RMS波前誤差ω和球面像差系數(shù)α4(ι中的一個(gè)。在實(shí)施方式中，所述總像差量度對(duì)應(yīng)于在位置(z,r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (0,0)、 P2 = (2，6)、P3= (5，0)、P4= (8，0)、P5= (8,3)中的一個(gè)，這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角Φ，其中，z表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的柱坐標(biāo)；且所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0,0)表示所述目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。在實(shí)施方式中，所述物鏡的質(zhì)量與這樣的相似眼科激光系統(tǒng)的質(zhì)量相比至少減小 P (mass)百分比，該相似眼科激光系統(tǒng)通過調(diào)整所述物鏡的光學(xué)特性而在所述Z方向上掃描所述光束，其中，P (mass)為10%、50%和100%中的一個(gè)。在實(shí)施方式中，通過下列中的至少一者來調(diào)整所述光學(xué)特性整合到所述物鏡中的所述Z掃描器；整合到所述物鏡中的可移動(dòng)擴(kuò)束器；以及整合到所述物鏡中的一個(gè)或多個(gè)可移動(dòng)掃描透鏡。在實(shí)施方式中，所述Z掃描器被配置為使所述數(shù)值孔徑隨所述焦深的增加而減小。


圖I不例了手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)I ;圖2示例了高斯波前G和有像差的波前(aberrated wavefront) W ；圖3A-B示例了在最優(yōu)和掃描焦平面處的光線；圖3C示例了焦斑半徑的定義；圖4示例了 Strehl比率S與RMS波前誤差ω之間的關(guān)系；圖5示例了眼科手術(shù)的參考點(diǎn)；圖6Α-Β概念性地示例了預(yù)補(bǔ)償器200的操作；圖7Α-Β示例了有效Z掃描功能的各種應(yīng)用；圖8A-D示例了預(yù)補(bǔ)償器200的實(shí)施方式；圖9不例了具有兩個(gè)Z掃描器的激光傳輸系統(tǒng)I的實(shí)施方式；圖10示例了包含O、I或2個(gè)Z深度掃描器和O、I或2個(gè)NA修改器的配置的表；圖IlA-C示例了具有2、3和4個(gè)掃描反射鏡的XY掃描器；圖12A-D示例了作為數(shù)值孔徑的函數(shù)的像差以及作為Z焦深(focaldepth)的函數(shù)的對(duì)應(yīng)光學(xué)數(shù)值孔徑NAtjpt(Z)；圖13A-B不例了第一擴(kuò)束器塊400和可移動(dòng)擴(kuò)束器塊500的兩個(gè)設(shè)置；圖14示例了 Z掃描器450的中間(intermediate)焦平面；圖15示例了物鏡700的實(shí)施方式；圖16示例了目標(biāo)區(qū)域中的彎曲焦平面；圖17示例了 XY掃描器傾斜角的列線圖(nomogram)；圖18示例了可移動(dòng)擴(kuò)束器位置的列線圖；以及圖19示例了計(jì)算控制方法的步驟。
具體實(shí)施例方式本發(fā)明的一些實(shí)施例包括用于利用飛秒激光脈沖在眼的晶狀體中進(jìn)行手術(shù)的系統(tǒng)。一些整合的(integrated)實(shí)施例還能夠進(jìn)行角膜和晶狀體手術(shù)過程這二者。在眼的晶狀體中進(jìn)行眼科手術(shù)與在質(zhì)上不同于角膜手術(shù)過程的要求相關(guān)。當(dāng)前描述的晶狀體手術(shù)激光系統(tǒng)和角膜系統(tǒng)之間的主要區(qū)別包括I.飛秒激光脈沖將被可靠地產(chǎn)生。高重復(fù)頻率飛秒脈沖允許使用更小的每脈沖能量，這為系統(tǒng)的操作者提供更高的控制和精度。然而，與在一些現(xiàn)有系統(tǒng)中使用的納秒或皮秒脈沖相比，可靠地產(chǎn)生飛秒脈沖卻是相當(dāng)大的挑戰(zhàn)。2.手術(shù)激光束在傳播穿過最大為5毫米的包括角膜和前房水腔的折射介質(zhì)而正好到達(dá)手術(shù)目標(biāo)(晶狀體)時(shí)被顯著地折射。相比之下，用于角膜手術(shù)的激光束被聚焦在不足一毫米的深度處，因而在從手術(shù)系統(tǒng)進(jìn)入角膜時(shí)基本上不被折射。3.手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)被配置為掃描整個(gè)手術(shù)區(qū)域，例如，從典型的5_深度處的晶狀體的前面/前部到在典型的10_深度處的晶狀體的后面/后部。該5_或更大的深度掃描范圍或“Z掃描范圍”顯著寬于用于對(duì)角膜進(jìn)行的手術(shù)的Imm深度的掃描范圍。典型地，手術(shù)光學(xué)裝置(optics)，特別是這里使用的高數(shù)值孔徑光學(xué)裝置，被最優(yōu)化為將激光束聚焦到特定的操作深度。在角膜手術(shù)過程期間，Imm深度的掃描僅僅造成與最優(yōu)操作深度的中度偏離(departure)。相比之下，在晶狀體手術(shù)時(shí)的從5到IOmm的掃描期間，系統(tǒng)被驅(qū)動(dòng)遠(yuǎn)離固定的最優(yōu)操作深度。因此，晶狀體手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)采用更精細(xì)化的適應(yīng)性光學(xué)裝置以能夠掃描晶狀體手術(shù)所需的寬深度掃描范圍。4. 一些實(shí)施例被整合，以便被配置為對(duì)角膜和晶狀體二者進(jìn)行手術(shù)。在這些整合的實(shí)施例中，深度掃描范圍最大為IOmm而不是5_，這提出更難的挑戰(zhàn)。5.在諸如許多LASIK變異的角膜手術(shù)過程期間，垂直于光軸(“在XY面內(nèi)”)掃描激光束。在典型的過程中，XY掃描范圍僅僅覆蓋具有IOmm直徑的角膜的中心部分。然而， 在整合的手術(shù)系統(tǒng)中，還形成額外的切口。一種類型的切口為進(jìn)入切口(entry cut)，這為抽吸針和常規(guī)手術(shù)工具提供到眼內(nèi)部的入口。另一類型的切口為角膜緣松解切口(Iimbal relaxingincision,LRI),其包括恰好在血管弓(vascular arcade)前面的角膜緣部處的切口對(duì)。通過調(diào)整這些弓形切口的長(zhǎng)度、深度以及位置，可以誘導(dǎo)角膜像散的變化。進(jìn)入切口和LRI可以被設(shè)置在角膜的周邊，典型地具有12mm的直徑。雖然將XY掃描直徑從IOmm增加到12mm與LASIK瓣的常規(guī)直徑相比僅僅增加了 20%，但在這樣的直徑下將激光傳輸系統(tǒng)的離軸像差保持在控制之下是重大挑戰(zhàn)，這是因?yàn)殡x軸像差與在焦平面處的場(chǎng)直徑的更高功率成比例地增長(zhǎng)。6.晶狀體激光手術(shù)過程需要來自精細(xì)成像系統(tǒng)的導(dǎo)引。在一些成像系統(tǒng)中，角膜緣血管被標(biāo)識(shí)以用作眼上的參考標(biāo)記，以在手術(shù)時(shí)間期間校準(zhǔn)眼的環(huán)轉(zhuǎn) (cyclo-rotational)對(duì)準(zhǔn)，在一些情況下，相對(duì)于在眼的外科手術(shù)前的診斷期間所標(biāo)識(shí)的參考坐標(biāo)而進(jìn)行該校準(zhǔn)。在手術(shù)區(qū)域周邊選擇的血管最不會(huì)受到手術(shù)的干擾，因而是最可靠的。然而，被導(dǎo)引到這樣的周邊血管的成像系統(tǒng)要求成像光學(xué)對(duì)具有大于10mm(例如， 12mm)的半徑的區(qū)域成像。7.激光束在沿光學(xué)路徑在眼內(nèi)傳播時(shí)會(huì)形成各種像差。激光傳輸系統(tǒng)可以通過補(bǔ)償這些像差而改善精度。這些像差的附加方面為，像差依賴于光的頻率，該事實(shí)稱為“色差”。補(bǔ)償這些頻率相關(guān)的像差增加了對(duì)系統(tǒng)的挑戰(zhàn)。補(bǔ)償這些色差的難度隨激光系統(tǒng)的激光束的帶寬而增加。應(yīng)記得束的光譜帶寬與脈寬成反比。因此，飛秒脈沖的帶寬通常比皮秒脈沖的帶寬大一個(gè)量級(jí)或更多，這使得在飛秒激光系統(tǒng)中的更好的色度補(bǔ)償(chromatic compensation)成為必要。8.使用高重復(fù)頻率的飛秒激光手術(shù)系統(tǒng)的手術(shù)過程要求在絕對(duì)意義上關(guān)于目標(biāo)組織中的目標(biāo)位置和在相對(duì)意義上關(guān)于之前的脈沖來定位每個(gè)脈沖時(shí)的高精度。例如，要求激光系統(tǒng)在脈沖之間的時(shí)間(其可具有微秒量級(jí))內(nèi)以僅僅數(shù)微米(a few microns)來重新導(dǎo)引光束。由于兩個(gè)后續(xù)脈沖之間的時(shí)間短且脈沖定位(placement)的精確度要求高，因此在現(xiàn)有低重復(fù)頻率的晶狀體手術(shù)系統(tǒng)中使用的手動(dòng)瞄準(zhǔn)(targeting)不再是合適的或可行的。9.激光傳輸系統(tǒng)被配置為通過折射介質(zhì)將飛秒激光脈沖傳輸?shù)窖鄣木铙w的整個(gè)手術(shù)體積中且保持其時(shí)間、光譜以及空間完整性。10.為了確保僅僅在手術(shù)區(qū)域中的組織接收具有足夠高的能量密度的激光束以產(chǎn)生手術(shù)效果(例如，組織切除)，激光傳輸系統(tǒng)具有異乎尋常地高的數(shù)值孔徑(NA)。該高NA 導(dǎo)致小的斑點(diǎn)尺寸(spot size)并為手術(shù)過程提供必要的控制和精度。數(shù)值孔徑的典型范圍可包括大于O. 3的NA值，這產(chǎn)生3微米或更小的斑點(diǎn)尺寸。11.給定用于晶狀體手術(shù)的激光的光學(xué)路徑的復(fù)雜性，激光傳輸系統(tǒng)通過包括高性能計(jì)算機(jī)管理的成像系統(tǒng)而實(shí)現(xiàn)高精度和控制，而角膜手術(shù)系統(tǒng)在沒有這樣的成像系統(tǒng)或具有低水平的成像系統(tǒng)的情況下就可以實(shí)現(xiàn)令人滿意的控制。特別地，該系統(tǒng)的手術(shù)和成像功能、以及常規(guī)觀測(cè)光束通常都在不同的譜帶中操作。作為實(shí)例，手術(shù)激光器可在 I. 0-1. I微米的帶中的波長(zhǎng)處操作、觀測(cè)光束處在O. 4-0. 7微米的可見帶中操作，成像光束在O. 8-0. 9微米的帶中操作。在公共或共享的光學(xué)部件中組合光束路徑對(duì)激光手術(shù)系統(tǒng)的光學(xué)裝置提出了苛刻的色度要求。差異1-11通過幾個(gè)實(shí)例例證了 ⑴對(duì)晶狀體(ii)利用飛秒脈沖進(jìn)行的眼科激光手術(shù)引入了在質(zhì)上與僅僅使用納秒或皮秒激光脈沖的角膜手術(shù)和甚至晶狀體手術(shù)不同的要求。圖I示例了激光傳輸系統(tǒng)I。在對(duì)其進(jìn)行詳細(xì)描述之前，我們提及一些實(shí)施例將成像或觀測(cè)系統(tǒng)與圖I的激光傳輸系統(tǒng)組合。在一些諸如LASIK處理的角膜手術(shù)過程中， 眼跟蹤器憑借成像和圖像處理算法通過諸如對(duì)虹膜的中心的標(biāo)識(shí)的視覺線索來典型地在眼表面上建立眼的位置參考。然而，現(xiàn)有的眼跟蹤器識(shí)別并分析二維空間中的特征，缺乏深度信息，這是因?yàn)閷?duì)角膜(眼的最外層)進(jìn)行外科手術(shù)。通常，角膜甚至被弄平以確保該表面真正為二維的。當(dāng)將激光束聚焦在深入眼內(nèi)部的晶狀體中時(shí)，情況非常不同。不僅在先前的測(cè)量與手術(shù)之間，而且在手術(shù)期間，晶狀體都可以在適應(yīng)性調(diào)節(jié)(accommodation)期間改變其位置、形狀、厚度和直徑。通過機(jī)械裝置將眼附接到手術(shù)設(shè)備還會(huì)以不明確的方式改變眼的形狀。這樣附接裝置包括用吸環(huán)固定眼或者用平面或曲形透鏡對(duì)眼消球差。此外，患者在手術(shù)期間的移動(dòng)會(huì)引入附加的改變。這些改變會(huì)增加視覺線索在眼內(nèi)的多達(dá)數(shù)微米的位移。因此，當(dāng)對(duì)眼的晶狀體或其他內(nèi)部部分進(jìn)行精確的激光手術(shù)時(shí)，機(jī)械地參考和固定諸如角膜或緣的前表面的眼表面是不令人滿意的。為了解決該問題,激光傳輸系統(tǒng)I可以與在R. M. Kurtz, F. Raksi和M. Karavitis 的共同待審的申請(qǐng)序列號(hào)為12/205，844的美國(guó)專利申請(qǐng)中描述的成像系統(tǒng)組合，通過引用將該申請(qǐng)的全部?jī)?nèi)容并入到本文中。該成像系統(tǒng)被配置為對(duì)手術(shù)區(qū)域的一部分成像以基于眼的內(nèi)部特征建立三維位置參考。這些圖像可在手術(shù)之前產(chǎn)生并與手術(shù)過程并行地更新以考慮到個(gè)體的差異和改變。該圖像可被用于以高精度和控制將激光束安全地導(dǎo)引到希望的位置。在一些實(shí)施方式中，成像系統(tǒng)可以為光學(xué)相干斷層成像(OCT)系統(tǒng)。該成像系統(tǒng)的成像束可以具有單獨(dú)的成像光學(xué)路徑或與手術(shù)光束部分地或完全地共享的光學(xué)路徑。具有部分地或完全地共享的光學(xué)路徑的成像系統(tǒng)降低了成本并簡(jiǎn)化了對(duì)成像和手術(shù)系統(tǒng)的校準(zhǔn)。該成像系統(tǒng)還可以使用與激光傳輸系統(tǒng)I的激光器相同或不同的光源。該成像系統(tǒng)還可以具有其自身的光束掃描子系統(tǒng)，或者可以利用激光傳輸系統(tǒng)I的掃描子系統(tǒng)。在所引用的共同待審的申請(qǐng)中描述了這樣的OCT系統(tǒng)的幾種不同結(jié)構(gòu)。還可以與視覺觀測(cè)用光學(xué)裝置組合來實(shí)施激光傳輸系統(tǒng)I。觀測(cè)用光學(xué)裝置可幫助手術(shù)激光的操作者觀測(cè)手術(shù)激光束的效果并響應(yīng)于觀測(cè)結(jié)果來控制光束。最后，在使用紅外并由此不可見的手術(shù)激光束的一些實(shí)施例中，可以采用在可見頻率下操作的附加的跟蹤激光?？梢姼櫦す饪梢员粚?shí)施為跟蹤紅外手術(shù)激光的路徑。跟蹤激光可以在足夠低的能量下操作以便不會(huì)導(dǎo)致對(duì)目標(biāo)組織的任何破壞。觀測(cè)用光學(xué)裝置可以被配置為將從目標(biāo)組織反射的跟蹤激光導(dǎo)引到激光傳輸系統(tǒng)I的操作者。在圖I中，與成像系統(tǒng)和視覺觀測(cè)用光學(xué)裝置相關(guān)的光束可被耦合到激光傳輸系統(tǒng)I中(例如，通過分束器/分色鏡600)。本申請(qǐng)將不再?gòu)V泛討論激光傳輸系統(tǒng)I與成像、 觀測(cè)系統(tǒng)以及跟蹤系統(tǒng)的各種組合。在并入的美國(guó)專利申請(qǐng)12/205，844中廣泛討論的大量的這樣的組合都在本申請(qǐng)的總范圍內(nèi)。圖I示例了激光傳輸系統(tǒng)1，其包括激光引擎100、預(yù)補(bǔ)償器200、XY掃描器300、 第一擴(kuò)束器塊400、可移動(dòng)擴(kuò)束器塊500、分束器/分色鏡600、物鏡700以及患者接口 800， 其中，第一擴(kuò)束器塊400和可移動(dòng)擴(kuò)束器塊500將合稱為Z掃描器450。在下面的一些實(shí)施方式中，使用這樣的規(guī)定Z軸為基本上沿激光束的光學(xué)路徑的方向或沿光學(xué)元件的光軸的方向。橫斷Z方向的方向稱為XY方向。在更寬泛的意義上使用術(shù)語“橫斷”以包括以下情況在一些實(shí)施方式中，橫斷方向和Z方向可以不嚴(yán)格垂直于彼此。在一些實(shí)施方式中，可以關(guān)于徑向坐標(biāo)更好地描述橫斷方向。由此，在所描述的實(shí)施方式中，術(shù)語“橫斷”、XY或徑向方向表示類似的方向，全都近似(必要時(shí)精確地)垂直于 Z方向。I.激光引擎100激光引擎100可包括以預(yù)定激光參數(shù)發(fā)送激光脈沖的激光器。這些激光參數(shù)可包括在I飛秒到100皮秒范圍內(nèi)、或在10飛秒到10皮秒范圍內(nèi)、或在一些實(shí)施例中在100飛秒到I皮秒范圍內(nèi)的脈沖持續(xù)時(shí)間。該激光脈沖可具有在O. I微焦到1000微焦范圍內(nèi)、在其他實(shí)施例中在I微焦到100微焦范圍內(nèi)的每脈沖能量。脈沖可具有在IOkHz到IOOMHz 范圍內(nèi)、在其他實(shí)施例中在IOOkHz到IMHz范圍內(nèi)的重復(fù)頻率。其他實(shí)施例可具有落入這些范圍限制的組合內(nèi)的激光參數(shù)，例如，1-1000飛秒的脈沖持續(xù)時(shí)間的范圍。例如，在預(yù)操作過程期間或基于根據(jù)患者的諸如其年齡的特定數(shù)據(jù)的計(jì)算，在這些寬范圍內(nèi)選擇用于特定過程的激光參數(shù)。激光引擎100的實(shí)例可包括Nd:玻璃和Nd = Yag激光器以及各種其他激光器。激光引擎的操作波長(zhǎng)可以在紅外或可見范圍。在一些實(shí)施例中，操作波長(zhǎng)可以在700nm-2微米范圍內(nèi)。在一些情況下，例如，在基于Yb或Nd的紅外激光器中，操作波長(zhǎng)可以在I. 0-1. I 微米范圍內(nèi)。在一些實(shí)施方式中，激光脈沖的激光參數(shù)可以是可調(diào)整的和可變的。可以以短的切換時(shí)間調(diào)整激光參數(shù)，由此使手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)I的操作者可以在復(fù)雜的手術(shù)期間改變激光參數(shù)?？梢皂憫?yīng)于通過激光傳輸系統(tǒng)I的感測(cè)或成像子系統(tǒng)的讀數(shù)(reading)來啟動(dòng)這樣的參數(shù)改變。
可以執(zhí)行其他參數(shù)改變，作為在激光傳輸系統(tǒng)首先用于第一手術(shù)過程且隨后用于不同的第二手術(shù)過程的多步過程的一部分。實(shí)例包括首先在眼的晶狀體的區(qū)域中進(jìn)行一個(gè)或多個(gè)手術(shù)步驟(例如，囊切手術(shù)步驟)，隨后在眼的角膜區(qū)域中進(jìn)行第二手術(shù)過程?？梢砸愿鞣N順序進(jìn)行這些過程?？梢詫⒁悦棵霐?shù)萬到數(shù)十萬次擊發(fā)(shot)或更高的脈沖重復(fù)頻率操作并具有相對(duì)低的每脈沖能量的高重復(fù)頻率脈沖激光用于手術(shù)應(yīng)用以獲得特定的有益效果。這樣的激光使用相對(duì)低的每脈沖能量以使由激光誘導(dǎo)的光離解導(dǎo)致的組織影響局域化。在一些實(shí)施例中，例如，可以將離解的組織的范圍限制到數(shù)微米或數(shù)十微米。該局域化的組織影響可改善激光手術(shù)的精度，并且在特定手術(shù)過程中是所希望的。在這樣的手術(shù)的各種實(shí)施方式中， 數(shù)百、數(shù)千或數(shù)百萬個(gè)脈沖可被傳輸?shù)竭B續(xù)的、近似連續(xù)的或通過受控的距離而分隔的斑點(diǎn)的序列。這些實(shí)施方式可以實(shí)現(xiàn)特定的所希望的手術(shù)效果，例如，組織切開、分離或破碎?？梢酝ㄟ^各種方法選擇脈沖參數(shù)和掃描圖形。例如，可以基于晶狀體的光學(xué)或結(jié)構(gòu)特性的術(shù)前測(cè)量而選擇脈沖參數(shù)和掃描圖形。同樣可基于晶狀體的光學(xué)或結(jié)構(gòu)特性的術(shù)前測(cè)量或基于與年齡相關(guān)的算法來選擇激光能量和斑點(diǎn)分隔。2.預(yù)補(bǔ)償器200圖2示例了激光束的波前可以以幾種不同方式并由于幾個(gè)不同的原因而偏離理想特性。這些偏離的大組稱為像差。像差(和其他波前畸變)使實(shí)際像點(diǎn)從理想的近軸高斯像點(diǎn)移位。圖2示例了通過出瞳(exit pupil)ExP引出的光的波前。未畸變的球面波前 G從該瞳孔發(fā)射并會(huì)聚到波前G的曲面中心處的點(diǎn)PI。G也稱為高斯參考球。有像差的波前W偏離G并會(huì)聚到不同的P2。有像差的波前W的在點(diǎn)Ql處的像差A(yù)W可由相對(duì)于未畸
變的參考球G的路徑的光程(optical length)表征Δ Γ =，其中，Iii為在像空間中
的介質(zhì)的折射率，002為點(diǎn)Ql與Q2之間的距離。通常，像差A(yù)W依賴于在出瞳處以及焦平面處的坐標(biāo)。因此，該像差A(yù)W還可被認(rèn)為是相關(guān)函數(shù)該函數(shù)表示其像會(huì)聚到從光軸上的Pl移動(dòng)r’后的P2的點(diǎn)的集合位于表面 W上，該表面W在出瞳ExP處的徑向距離r處從參考球G偏離了 AW的量。對(duì)于旋轉(zhuǎn)對(duì)稱的系統(tǒng)，AW可以關(guān)于r和r’中的二重冪級(jí)數(shù)展開而被寫為 其中r’為焦平面中的像點(diǎn)P2的徑向坐標(biāo)，r為在瞳孔處的點(diǎn)Ql的徑向坐標(biāo)。由球面角Θ表示角度相關(guān)性。n = 2p+m為正整數(shù)，且21+ma ■為有像差的波前W的展開系數(shù)。 用于參考，參見例如Virendra N. Mahajan 的 Optical Imaging and Aberrations, Part I. Ray Geometrical Optics，SPIEOptical Engineering Press。像差項(xiàng)的階由 i = 21+m+n
給出直到i = 4的項(xiàng)與初級(jí)像差有關(guān)球面像差、彗形像差、像散、場(chǎng)曲以及畸變。在該文獻(xiàn)中記錄了這些初級(jí)像差與21+ ^ 像差系數(shù)之間的實(shí)際關(guān)系。對(duì)于對(duì)點(diǎn)目標(biāo)成像的系統(tǒng)，可以通過引入無量綱的變量P =r/a而抑制像差項(xiàng)對(duì)像半徑r’的顯式相關(guān)性，其中 a為出瞳的橫向線性程度(例如，其半徑)
其中該表示法的益處為像差系數(shù)Cinm全都具有長(zhǎng)度尺寸并表示在出瞳處的對(duì)應(yīng)像差的最大值。在該表不法中，例如，球面像差由像差系數(shù)Ct4tl表征。雖然在數(shù)學(xué)上關(guān)于像差系數(shù)α 很好地限定了對(duì)像差的描述，但這不總是實(shí)驗(yàn)上最接近的方法。因此，接下來描述三個(gè)備選的像差量度。在實(shí)驗(yàn)可接近度和可測(cè)試度(experimentalaccessibility andtestability)的相同靜脈中，注意到光束在諸如眼的生物組織中的特性可能不是最容易測(cè)量的。有幫助地， 研究表明光線在眼中的特性類似于光線在可以定量測(cè)量并描述的具有生理適宜的鹽濃度的鹽水中的特性。因此，在整個(gè)申請(qǐng)中，當(dāng)描述激光傳輸系統(tǒng)的在眼中的特性時(shí)，應(yīng)該理解， 該描述是指在所描述的眼組織中的特性或者在對(duì)應(yīng)的鹽水中的特性。圖3A-C示例了像差的第二量度。被配置為將光束聚焦在深度A處的焦平面210處的激光傳輸系統(tǒng)I如果替代地被操作為將光束聚焦在位于深度B處的操作焦平面211處， 則可造成球面像差。當(dāng)激光束的焦點(diǎn)從焦平面210移動(dòng)到焦平面211時(shí)，這樣的情況例如可以發(fā)生在三維掃描過程期間。圖3A示例了當(dāng)激光傳輸系統(tǒng)I將光線聚焦到其最優(yōu)焦平面210時(shí)的情況。光線通過在具有極窄的徑向長(zhǎng)度(radial extent)或半徑rf(A)的最優(yōu)焦平面210處的斑點(diǎn)(“焦斑”)。出于多種原因(例如，光束的折射)，該徑向長(zhǎng)度rf (A)可以大于零?？梢砸远嘤谝环N的方式定義焦斑的半徑。rf(A)的通常定義為當(dāng)屏幕的位置沿軸或Z方向變化時(shí)光斑在屏幕上的最小半徑。該Z深度通常稱為“最小彌散點(diǎn)(point of least confusion)”。關(guān)于圖3C進(jìn)一步細(xì)化該定義。圖3B示例了當(dāng)激光傳輸系統(tǒng)I將焦點(diǎn)從最優(yōu)焦平面210偏離某個(gè)距離(例如，數(shù)毫米)而掃描到操作焦平面211時(shí)的情況。很明顯，光線通過具有大于rf (A)的半徑rf(B) 的焦斑，造成球面像差。已經(jīng)發(fā)展了各種精度的數(shù)學(xué)公式以關(guān)聯(lián)像差系數(shù)與焦斑半徑 rf0在一些情況下，焦斑半徑1>是用于量化像差的在實(shí)驗(yàn)上比α 像差系數(shù)更接近的量度。圖3C示例了對(duì)焦斑半徑rf的更加定量的定義。圖3C示例了在從光束的形心 (centroid)測(cè)量的半徑r的點(diǎn)中包含的能量。焦斑半徑rf的被廣泛接受的定義為這樣的半徑，在該半徑內(nèi)，包含光束能量的50 %。被標(biāo)記為“A”的曲線示出了在衍射受限的光束 (diffraction limited beam)中，當(dāng)光束被聚焦到其最優(yōu)焦平面210時(shí)(如圖3A所示)， 可以在半徑r = 0.8微米的斑點(diǎn)中包含或圍入光束能量的50%，這提供了對(duì)rf(A)的有用定義。如果激光束的能量被存積在良好且銳利限定的焦斑中，則基于激光誘導(dǎo)的光擊穿
(LIOB)的手術(shù)過程可具有較高的精度和效率和較小的不希望的影響。LIOB是具有強(qiáng)度(等
離子體)閾值的高度非線性處理典型地，暴露到具有高于等離子體閾值的強(qiáng)度的光束的
組織轉(zhuǎn)變?yōu)榈入x子體，而暴露到具有低于等離子體閾值的強(qiáng)度的光束的組織不經(jīng)歷等離子
體轉(zhuǎn)變。因此，由像差導(dǎo)致的焦斑的加寬減小了光束的在焦平面處實(shí)現(xiàn)高于等離子體閾值的強(qiáng)度的部分，而增加了光束的其強(qiáng)度保持低于閾值的部分。光束的該后一部分不會(huì)被目標(biāo)組織有效吸收，并繼續(xù)傳播通過眼組織，在大多數(shù)情況下到達(dá)視網(wǎng)膜，這會(huì)潛在地造成不希望視網(wǎng)膜曝光。對(duì)于旨在修正角膜的手術(shù)過程，典型地沿Z方向(沿光軸)從其最優(yōu)或額定深度
將焦平面掃描或移動(dòng)僅僅約O. 6mm，這是因?yàn)榻悄さ暮穸然旧蠟镺. 6mm，在罕見的情況下
會(huì)更厚但仍不會(huì)超過1mm。被標(biāo)記為“B”的曲線示例了當(dāng)光束的焦平面從其最優(yōu)焦平面210
移動(dòng)Imm(角膜手術(shù)過程的上限估計(jì))而到達(dá)操作焦平面211時(shí)，在rf(B) = I. 8微米的焦
斑半徑內(nèi)包含了光束能量的50%。雖然該移動(dòng)引入了像差，但其測(cè)量值是有限的。相應(yīng)地，
某些現(xiàn)有的角膜激光系統(tǒng)根本不能補(bǔ)償該像差，而其他系統(tǒng)也僅僅引入某種有限水平的補(bǔ) m
\-ΖΧ ο除了像差系數(shù)α 和焦斑半徑rf之外，像差的第三量度是所謂的Strehl比率S。 可以以從點(diǎn)光源發(fā)射的光束為基準(zhǔn)，將系統(tǒng)的Strehl比率S定義為在系統(tǒng)的焦平面處的光束的峰值強(qiáng)度除以工作在衍射極限處的等效完美成像系統(tǒng)的理論最大峰值強(qiáng)度。等價(jià)定義同樣從文獻(xiàn)可知且在Strehl比率S的定義的范圍內(nèi)。對(duì)應(yīng)于該定義，S的值越小，像差越大。沒有像差的光束具有S = I，并且通常當(dāng)S > O. 8時(shí)，將成像系統(tǒng)稱為衍射受限。像差的第四定義為均方根ω或波前誤差RMS，其表示對(duì)在出瞳ExP處的整個(gè)波前求平均的圖2的有像差的波前W從未畸變的波前G的偏離Λ W。以光束的波長(zhǎng)為單位表示 ω，以使其為無量綱的量。圖4示例了對(duì)于相對(duì)小的像差，ω和S通過下列經(jīng)驗(yàn)公式關(guān)聯(lián)s ^ β~{1πω)1( 4 )而不考慮像差的類型，其中e為自然對(duì)數(shù)的底。像差的所有上述四種量度對(duì)于診斷問題并最優(yōu)化激光傳輸系統(tǒng)I的設(shè)計(jì)是有用的。相應(yīng)地，上位術(shù)語“像差量度”可以表示這些量度中的任一種或其等價(jià)物。顯然地，通過像差系數(shù)0 、焦斑半徑1>和咖5波前誤差ω的增加以及Strehl比率S的減小，可以獲知(capture)增加的像差。在特定的實(shí)例中通過示出球面像差系數(shù)α 40與對(duì)應(yīng)的Strehl比率S而驗(yàn)證這些像差量度之間的關(guān)系。在該實(shí)例中，手術(shù)激光系統(tǒng)將激光束聚焦在眼組織的表面下的不同深度處的眼組織中。激光束為衍射受限的，具有I微米的波長(zhǎng)和NA = O. 3的數(shù)值孔徑，并以法向入射角聚焦在組織的表面處。該實(shí)例的數(shù)目類似于在系統(tǒng)的焦平面附近增加厚度與掃描深度相等的平面平行板并執(zhí)行針對(duì)鹽水的計(jì)算的效果。組織的表面在光束中引入了由式(2)和(3)表征的像差。由像差系數(shù)Ci4tl表征的球面像差在表面處為零，由其非常結(jié)構(gòu)導(dǎo)致的Strehl比率為S = I。LASIK手術(shù)典型地形成O. Imm深度的瓣(flap)。在這些深度處，Strehl比率S被減小到約O. 996，僅僅是小的減小。即使在O. 6_深度處，即，近似在角膜的后表面處，S為約O. 85。雖然這是峰值強(qiáng)度的不可忽略的降低，但仍可以通過調(diào)整激光束強(qiáng)度來補(bǔ)償。另一方面，在5mm深度處，表征眼中的晶狀體的前表面，Strehl比率減小到S = O. 054。在該深度和Strehl比率下，光束強(qiáng)度被顯著地減小到等離子體閾值之下，由此該光束不能產(chǎn)生LI0B。峰值強(qiáng)度的該急劇損失不能在不具有諸如視網(wǎng)膜的嚴(yán)重過曝光或過度增加的氣泡尺寸的不希望的影響的情況下通過增加激光功率補(bǔ)償。表I示例了與上述Strehl比率對(duì)應(yīng)的球面像差α 4(|。顯然，球面像差隨組織深度而近似線性地增加，而Strehl比率S以非線性方式變化
權(quán)利要求
1.一種用于眼科手術(shù)的激光系統(tǒng)，包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于接收所述脈沖激光束，且用于輸出在橫斷Z方向的兩個(gè)方向上掃描的 XY掃描光束；在掃描器外殼中的Z掃描器,用于接收所述XY掃描光束，且用于輸出附加地在所述Z 方向上掃描的XYZ掃描光束；反射鏡，用于使從所述Z掃描器接收的所述XYZ掃描光束偏轉(zhuǎn)；以及在物鏡外殼中的物鏡，用于接收偏轉(zhuǎn)的XYZ掃描光束，且用于將所接收的XYZ掃描光束聚焦到目標(biāo)區(qū)域上，其中，所述掃描器外殼與所述物鏡外殼分離。
2.根據(jù)權(quán)利要求I的激光系統(tǒng)，其中所述掃描器外殼在機(jī)械上和功能上的至少一者上與所述物鏡外殼分離。
3.根據(jù)權(quán)利要求I的激光系統(tǒng)，其中，所述Z掃描器包括第一擴(kuò)束器塊；以及可移動(dòng)光束掃描器，其中，所述第一擴(kuò)束器塊為固定塊和可移動(dòng)塊中的一種。
4.根據(jù)權(quán)利要求I的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器被配置為在5mm到IOmm的Z掃描范圍內(nèi)在所述目標(biāo)區(qū)域中掃描所輸出的XYZ掃描光束的Z焦深。
5.根據(jù)權(quán)利要求I的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器被配置為在Omm到15mm的Z掃描范圍內(nèi)在所述目標(biāo)區(qū)域中掃描所輸出的XYZ掃描光束的Z焦深。
6.根據(jù)權(quán)利要求I的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器操作為基本上獨(dú)立地修改所輸出的XYZ掃描光束的數(shù)值孔徑NA ；以及所輸出的XYZ掃描光束的Z焦深。
7.根據(jù)權(quán)利要求6的激光系統(tǒng)，其中所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差以及總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；所述總像差在關(guān)于Z焦深的最優(yōu)數(shù)值孔徑NA_ (Z)處具有最優(yōu)值；其中，所述Z掃描器的所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整到關(guān)于對(duì)應(yīng)的Z焦深的所述最優(yōu)數(shù)值孔徑 NAopt (z)。
8.根據(jù)權(quán)利要求6的激光系統(tǒng)，其中所述最優(yōu)總像差由最優(yōu)像差量度表征，所述最優(yōu)像差量度為下列之一 =Strehl比率S的最大值或者焦斑半徑rf、RMS波前誤差ω和球面像差系數(shù)Ci4tl中的一個(gè)的最小值。
9.根據(jù)權(quán)利要求8的眼科激光系統(tǒng)，其中所述最優(yōu)像差量度對(duì)應(yīng)于在位置(z，r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (0，0)、P2 = (2，6)、P3 =(5,0)、P4= (8,0)、P5= (8,3)中的一個(gè),這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方角Φ，其中，z表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的徑向柱坐標(biāo)；且所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0,0)表示所述目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。
10.根據(jù)權(quán)利要求I的眼科激光系統(tǒng),其中所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差以及總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；且所述Z掃描器的數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為使在Z焦深處所述激光系統(tǒng)的所述總像差與這樣的相似激光系統(tǒng)的總像差相比至少減小P(ScannerBeforeObjective)百分比，該相似激光系統(tǒng)的Z掃描器并非在與所述物鏡外殼分離的外殼中；其中，所述 P(ScannerBeforeObjective)百分比為50%中的一個(gè)。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的眼科激光系統(tǒng)，其中所述總像差由像差量度表征，所述像差量度為焦斑半徑rf、RMS波前誤差ω和球面像差系數(shù)α 40中的一個(gè)。
12.根據(jù)權(quán)利要求10的眼科激光系統(tǒng)，其中所述總像差量度對(duì)應(yīng)于在位置(z,r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (0,0)、P2 = (2,6)、P3 = (5,0)、P4= (8,0)、P5= (8,3)中的一個(gè),這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角 Φ，其中，z表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的柱坐標(biāo)；且所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0,0)表示所述目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。
13.根據(jù)權(quán)利要求I的眼科激光系統(tǒng),其中所述物鏡的質(zhì)量與這樣的相似眼科激光系統(tǒng)的質(zhì)量相比至少減小P (mass)百分比，該相似眼科激光系統(tǒng)通過調(diào)整所述物鏡的光學(xué)特性而在所述Z方向上掃描所述光束，其中，P (mass)為 10%、50%和 100% 中的一個(gè)。
14.根據(jù)權(quán)利要求13的眼科激光系統(tǒng)，其中，所述相似眼科激光系統(tǒng)通過下列中的至少一者來調(diào)整所述光學(xué)特性整合到所述物鏡中的所述Z掃描器；整合到所述物鏡中的可移動(dòng)擴(kuò)束器；以及整合到所述物鏡中的一個(gè)或多個(gè)可移動(dòng)掃描透鏡。
15.根據(jù)權(quán)利要求I的眼科激光系統(tǒng),其中所述Z掃描器被配置為使所述數(shù)值孔徑隨所述焦深的增加而減小。
全文摘要
一種用于眼科手術(shù)的激光系統(tǒng)包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于接收所述脈沖激光束，且用于輸出在橫斷Z方向的兩個(gè)方向上掃描的XY掃描光束；在掃描器外殼中的Z掃描器，用于接收所述XY掃描光束，且用于輸出附加地在所述Z方向上掃描的XYZ掃描光束；反射鏡，用于使從所述Z掃描器接收的所述XYZ掃描光束偏轉(zhuǎn)；以及在物鏡外殼中的物鏡，用于接收偏轉(zhuǎn)的XYZ掃描光束，且用于將所接收的XYZ掃描光束聚焦到目標(biāo)區(qū)域上，其中，所述掃描器外殼與所述物鏡外殼分離。
文檔編號(hào)G02B26/08GK102612353SQ201080043157
公開日2012年7月25日 申請(qǐng)日期2010年7月21日 優(yōu)先權(quán)日2009年7月29日
發(fā)明者F·拉克希, J·巴克 申請(qǐng)人:愛爾康藍(lán)斯克斯股份有限公司