專利名稱：用于眼科手術(shù)激光的光學系統(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行對眼的前段的手術(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使激光束的光學畸變最小化的實施例。
背景技術(shù)：
本申請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) 對晶狀體進行激光手術(shù)的技術(shù)和系統(tǒng)的實例和實施例。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，這些缺點包括需要用探頭進入眼中以實現(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，包括通過激光誘導的光離解實現(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 of Ophthalmology 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)。這些相對長的脈沖將相對大量的能量提供到手術(shù)點，導致對精確度和對過程的控制的顯著限制，同時產(chǎn)生了相對高程度的不想要的結(jié)果的風險。相似地，在角膜手術(shù)的相關(guān)領(lǐng)域，認識到通過使用數(shù)百(himdredsof)飛秒持續(xù)時間的脈沖替代納秒和皮秒脈沖，可以實現(xiàn)更短的脈沖持續(xù)時間和更佳的聚焦。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htralaseCorp./Advanced Medical Optics、德國 20/10Perfect Vision Optische GerMteGmbH、德國 Carl Zeiss Meditec，Inc.以及瑞士 Ziemer Ophthalmic Systems AG。然而，根據(jù)角膜手術(shù)的要求設(shè)計這些系統(tǒng)。關(guān)鍵地，激光聚焦的深度范圍典型地小于約1mm，即，角膜的厚度。因此，這些設(shè)計不能提供解決方案以用于在眼的晶狀體上進行手術(shù)的重大挑戰(zhàn)。

發(fā)明內(nèi)容
簡要地且概括地，一種用于眼科手術(shù)的激光系統(tǒng)，包括激光源，用于產(chǎn)生手術(shù)脈沖激光束；XY掃描器，用于在XY橫斷方向上掃描所述手術(shù)脈沖激光束；Z掃描器，用于沿Z 軸掃描所述XY掃描激光束；物鏡，用于將所述CTZ掃描光束聚焦到目標區(qū)域中的焦斑中； 以及計算控制器，用于使用計算處理來控制所述Z掃描器和所述XY掃描器中的至少一者， 以控制聚焦的掃描光束的光學畸變。在實施方式中，所述計算控制器被配置為使光學畸變與不具有所述計算控制器的相同激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小。在實施方式中，所述計算控制器被配置為使光學像差與不具有所述計算控制器的相同激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小了至少P(Control)百分比；其中，P(control)為10%。 在其他實施方式中，P(control)為30%。在實施方式中，所述光學畸變?yōu)橄癫?、場曲、桶形畸變、枕形畸變、彎曲焦平面以及彎曲掃描線中的一種。在實施方式中，所述計算控制器被配置為接收與所述目標區(qū)域中的具有減小的光學畸變的掃描模式對應的焦點矩陣、的輸入元(inputelement)和輸入(zk，巧)焦點坐標中的至少一者。在實施方式中，所述計算控制器被配置為使用預定的逆轉(zhuǎn)移矩陣(T1)ukl計算與輸入(zk，rx)焦點坐標或焦點矩陣、的元對應的(ζ ρ Xj)掃描器坐標和掃描器矩陣Cij的元中的至少一者。在實施方式中，所述計算控制器被配置為根據(jù)計算的(ζ” Xj)掃描器坐標控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者以根據(jù)所述焦點矩陣、的元或所述輸入(zk， rx)焦點坐標來掃描所述焦斑。在實施方式中，所述計算控制器被配置為接收與具有低于臨界曲率的曲率的焦平面對應的輸入(zk，rx)焦點坐標；且根據(jù)從所述輸入(zk，rx)焦點坐標計算的(ζ y Χ」)掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者。在實施方式中，所述計算控制器被配置為接收與具有預定形狀的焦平面對應的輸入(zk，rx)焦點坐標；且根據(jù)從所述輸入(zk，rx)焦點坐標計算的(ζ χ」)掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者。在實施方式中，所述激光系統(tǒng)還包括預補償器，其被設(shè)置在所述激光源與所述 XY掃描器之間。在實施方式中，所述預補償器具有可移動透鏡以在所述脈沖激光束進入所述XY掃描器之前進行所述脈沖激光束的部分(partial) Z掃描。在實施方式中，所述Z掃描器被配置為基本上獨立地調(diào)整所述焦斑的Z焦深和聚焦的XYZ掃描光束的數(shù)值孔徑NA。在實施方式中，所述Z掃描器還包括第一擴束器以及可移動光束掃描器。在實施方式中，所述Z掃描器位于所述物鏡之前并與所述物鏡分離。在包括用于輸出脈沖激光束的激光源、用于在橫斷方向上掃描所述脈沖激光束的 XY掃描器、用于沿Z方向掃描所述XY掃描光束的Z掃描器以及用于將所述CTZ掃描光束聚焦到目標區(qū)域中的焦斑中的物鏡的激光系統(tǒng)中，一種計算地控制手術(shù)激光系統(tǒng)的方法包括以下步驟接收與所述目標區(qū)域中的具有減小的光學畸變的掃描模式對應的焦點矩陣的元和輸入焦點坐標中的至少一者；使用預定的逆轉(zhuǎn)移矩陣計算或從存儲器調(diào)用與輸入焦點坐標或焦點矩陣的元對應的掃描器坐標和掃描器矩陣的元中的至少一者；以及根據(jù)計算的掃描器坐標或計算的掃描器矩陣元而控制所述Z掃描器和所述XY掃描器中的至少一者，以根據(jù)所述焦點矩陣的元或所述輸入焦點坐標來掃描所述焦斑。在實施方式中，通過計算控制器進行所述接收步驟、所述計算步驟以及所述控制步驟中的至少一個。在實施方式中，所述控制步驟包括控制所述XYZ掃描光束的光學畸變。在實施方式中，所述方法包括使所述光學畸變與不實施所述計算地控制激光系統(tǒng)的方法的相似激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小。在實施方式中，所述減小步驟包括使光學像差與不實施所述計算控制方法的相似激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小了至少P(Control)百分比；其中，P(Control)為10%或 30%。在實施方式中，所述光學畸變?yōu)橄癫?、場曲、桶形畸變、枕形畸變、彎曲焦平面以及彎曲掃描線中的一種。在實施方式中，所述接收步驟包括接收與具有低于臨界曲率的曲率的焦平面對應的輸入焦點坐標；且所述控制步驟包括根據(jù)從所述輸入焦點坐標計算的掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者。在實施方式中，所述接收步驟包括接收與具有預定形狀的焦平面對應的輸入焦點坐標；且所述控制步驟包括根據(jù)從所述輸入焦點坐標計算的掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者。


圖1示例了手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)1 ；圖2示例了高斯波前G和有像差的波前(aberrated wavefront)ff ；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 Mrehl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；圖6Α-Β概念性地示例了預補償器200的操作；圖7Α-Β示例了有效Z掃描功能的各種應用；圖8A-D示例了預補償器200的實施方式；圖9示例了具有兩個Z掃描器的激光傳輸系統(tǒng)1的實施方式；圖10示例了包含0、1或2個Z深度掃描器和0、1或2個NA修改器的配置的表；圖IlA-C示例了具有2、3和4個掃描反射鏡的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(focald印th)的函數(shù)的對應光學數(shù)值孔徑NA。pt(z)；圖13A-B示例了第一擴束器塊400和可移動擴束器塊500的兩個設(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的實施方式；圖16示例了目標區(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示例了可移動擴束器位置的列線圖；以及
圖19示例了計算控制方法的步驟。
具體實施例方式本發(fā)明的一些實施例包括用于利用飛秒激光脈沖在眼的晶狀體中進行手術(shù)的系統(tǒng)。一些整合的(integrated)實施例還能夠進行角膜和晶狀體手術(shù)過程這二者。在眼的晶狀體中進行眼科手術(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1.飛秒激光脈沖將被可靠地產(chǎn)生。高重復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)而正好到達手術(shù)目標(晶狀體)時被顯著地折射。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)進入角膜時基本上不被折射。3.手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)被配置為掃描整個手術(shù)區(qū)域，例如，從典型的5mm深度處的晶狀體的前面/前部到在典型的IOmm深度處的晶狀體的后面/后部。該5mm或更大的深度掃描范圍或“Z掃描范圍”顯著寬于用于對角膜進行的手術(shù)的Imm深度的掃描范圍。典型地，手術(shù)光學裝置(optics)，特別是這里使用的高數(shù)值孔徑光學裝置，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)時的從5到IOmm的掃描期間，系統(tǒng)被驅(qū)動遠離固定的最優(yōu)操作深度。因此，晶狀體手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)采用更精細化的適應性光學裝置以能夠掃描晶狀體手術(shù)所需的寬深度掃描范圍。4. 一些實施例被整合，以便被配置為對角膜和晶狀體二者進行手術(shù)。在這些整合的實施例中，深度掃描范圍最大為IOmm而不是5mm，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(limbal 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。通過調(diào)整這些弓形切口的長度、深度以及位置，可以誘導角膜像散的變化。進入切口和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)，這是因為離軸像差與在焦平面處的場直徑的更高功率成比例地增長。6.晶狀體激光手術(shù)過程需要來自精細成像系統(tǒng)的導引。在一些成像系統(tǒng)中，角膜緣血管被標識以用作眼上的參考標記，以在手術(shù)時間期間校準眼的環(huán)轉(zhuǎn) (cyclo-rotational)對準，在一些情況下，相對于在眼的外科手術(shù)前的診斷期間所標識的參考坐標而進行該校準。在手術(shù)區(qū)域周邊選擇的血管最不會受到手術(shù)的干擾，因而是最可靠的。然而，被導引到這樣的周邊血管的成像系統(tǒng)要求成像光學對具有大于10mm(例如， 12mm)的半徑的區(qū)域成像。
7.激光束在沿光學路徑在眼內(nèi)傳播時會形成各種像差。激光傳輸系統(tǒng)可以通過補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，該事實稱為“色差”。補償這些頻率相關(guān)的像差增加了對系統(tǒng)的挑戰(zhàn)。補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量級或更多，這使得在飛秒激光系統(tǒng)中的更好的色度補償(chromatic compensation)成為必要。8.使用高重復頻率的飛秒激光手術(shù)系統(tǒng)的手術(shù)過程要求在絕對意義上關(guān)于目標組織中的目標位置和在相對意義上關(guān)于之前的脈沖來定位每個脈沖時的高精度。例如，要求激光系統(tǒng)在脈沖之間的時間(其可具有微秒量級)內(nèi)以僅僅數(shù)微米(a few microns)來重新導引光束。由于兩個后續(xù)脈沖之間的時間短且脈沖定位(placement)的精確度要求高，因此在現(xiàn)有低重復頻率的晶狀體手術(shù)系統(tǒng)中使用的手動瞄準(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的整個手術(shù)體積中且保持其時間、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 導致小的斑點尺寸(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0. 3的NA值，這產(chǎn)生3微米或更小的斑點尺寸。11.給定用于晶狀體手術(shù)的激光的光學路徑的復雜性，激光傳輸系統(tǒng)通過包括高性能計算機管理的成像系統(tǒng)而實現(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)觀測光束通常都在不同的譜帶中操作。作為實例，手術(shù)激光器可在 1. 0-1. 1微米的帶中的波長處操作、觀測光束處在0. 4-0. 7微米的可見帶中操作，成像光束在0. 8-0. 9微米的帶中操作。在公共或共享的光學部件中組合光束路徑對激光手術(shù)系統(tǒng)的光學裝置提出了苛刻的色度要求。差異1-11通過幾個實例例證了 ⑴對晶狀體(ii)利用飛秒脈沖進行的眼科激光手術(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1示例了激光傳輸系統(tǒng)1。在對其進行詳細描述之前，我們提及一些實施例將成像或觀測系統(tǒng)與圖1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虹膜的中心的標識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)有的眼跟蹤器識別并分析二維空間中的特征，缺乏深度信息，這是因為對角膜(眼的最外層)進行外科手術(shù)。通常，角膜甚至被弄平以確保該表面真正為二維的。當將激光束聚焦在深入眼內(nèi)部的晶狀體中時，情況非常不同。不僅在先前的測量與手術(shù)之間，而且在手術(shù)期間，晶狀體都可以在適應性調(diào)節(jié)(accommodation)期間改變其位置、形狀、厚度和直徑。通過機械裝置將眼附接到手術(shù)設(shè)備還會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眼消球差。此外，患者在手術(shù)期間的移動會引入附加的改變。這些改變會增加視覺線索在眼內(nèi)的多達數(shù)微米的位移。因此，當對眼的晶狀體或其他內(nèi)部部分進行精確的激光手術(shù)時，機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)1可以與在R. M. Kurtz, F. Raksi和M. Karavitis 的共同待審的申請序列號為12/205，844的美國專利申請中描述的成像系統(tǒng)組合，通過引用將該申請的全部內(nèi)容并入到本文中。該成像系統(tǒng)被配置為對手術(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引到希望的位置。在一些實施方式中，成像系統(tǒng)可以為光學相干斷層成像(OCT)系統(tǒng)。該成像系統(tǒng)的成像束可以具有單獨的成像光學路徑或與手術(shù)光束部分地或完全地共享的光學路徑。具有部分地或完全地共享的光學路徑的成像系統(tǒng)降低了成本并簡化了對成像和手術(shù)系統(tǒng)的校準。該成像系統(tǒng)還可以使用與激光傳輸系統(tǒng)1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)1的掃描子系統(tǒng)。在所引用的共同待審的申請中描述了這樣的OCT系統(tǒng)的幾種不同結(jié)構(gòu)。還可以與視覺觀測用光學裝置組合來實施激光傳輸系統(tǒng)1。觀測用光學裝置可幫助手術(shù)激光的操作者觀測手術(shù)激光束的效果并響應于觀測結(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櫦す饪梢员粚嵤楦櫦t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導致對目標組織的任何破壞。觀測用光學裝置可以被配置為將從目標組織反射的跟蹤激光導引到激光傳輸系統(tǒng)1的操作者。在圖1中，與成像系統(tǒng)和視覺觀測用光學裝置相關(guān)的光束可被耦合到激光傳輸系統(tǒng)1中(例如，通過分束器/分色鏡600)。本申請將不再廣泛討論激光傳輸系統(tǒng)1與成像、 觀測系統(tǒng)以及跟蹤系統(tǒng)的各種組合。在并入的美國專利申請12/205，844中廣泛討論的大量的這樣的組合都在本申請的總范圍內(nèi)。圖1示例了激光傳輸系統(tǒng)1，其包括激光引擎100、預補償器200、XY掃描器300、 第一擴束器塊400、可移動擴束器塊500、分束器/分色鏡600、物鏡700以及患者接口 800， 其中，第一擴束器塊400和可移動擴束器塊500將合稱為Z掃描器450。在下面的一些實施方式中，使用這樣的規(guī)定Z軸為基本上沿激光束的光學路徑的方向或沿光學元件的光軸的方向。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施方式中，橫斷方向和Z方向可以不嚴格垂直于彼此。在一些實施方式中，可以關(guān)于徑向坐標更好地描述橫斷方向。由此，在所描述的實施方式中，術(shù)語“橫斷”、XY或徑向方向表示類似的方向，全都近似(必要時精確地)垂直于 Z方向。1.激光引擎100激光引擎100可包括以預定激光參數(shù)發(fā)送激光脈沖的激光器。這些激光參數(shù)可包括在1飛秒到100皮秒范圍內(nèi)、或在10飛秒到10皮秒范圍內(nèi)、或在一些實施例中在100飛秒到1皮秒范圍內(nèi)的脈沖持續(xù)時間。該激光脈沖可具有在0.1微焦到1000微焦范圍內(nèi)、在其他實施例中在1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)、在其他實施例中在IOOkHz到IMHz范圍內(nèi)的重復頻率。其他實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)時間的范圍。例如，在預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可以在紅外或可見范圍。在一些實施例中，操作波長可以在700nm-2微米范圍內(nèi)。在一些情況下，例如，在基于％或而的紅外激光器中，操作波長可以在1.0-1. 1 微米范圍內(nèi)。在一些實施方式中，激光脈沖的激光參數(shù)可以是可調(diào)整的和可變的?？梢砸远痰那袚Q時間調(diào)整激光參數(shù)，由此使手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)1的操作者可以在復雜的手術(shù)期間改變激光參數(shù)。可以響應于通過激光傳輸系統(tǒng)1的感測或成像子系統(tǒng)的讀數(shù)(reading)來啟動這樣的參數(shù)改變?？梢詧?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。實例包括首先在眼的晶狀體的區(qū)域中進行一個或多個手術(shù)步驟(例如，囊切手術(shù)步驟)，隨后在眼的角膜區(qū)域中進行第二手術(shù)過程?？梢砸愿鞣N順序進行這些過程。可以將以每秒數(shù)萬到數(shù)十萬次擊發(fā)(shot)或更高的脈沖重復頻率操作并具有相對低的每脈沖能量的高重復頻率脈沖激光用于手術(shù)應用以獲得特定的有益效果。這樣的激光使用相對低的每脈沖能量以使由激光誘導的光離解導致的組織影響局域化。在一些實施例中，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)的各種實施方式中， 數(shù)百、數(shù)千或數(shù)百萬個脈沖可被傳輸?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的序列。這些實施方式可以實現(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或結(jié)構(gòu)特性的術(shù)前測量而選擇脈沖參數(shù)和掃描圖形。同樣可基于晶狀體的光學或結(jié)構(gòu)特性的術(shù)前測量或基于與年齡相關(guān)的算法來選擇激光能量和斑點分隔。2.預補償器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)使實際像點從理想的近軸高斯像點移位。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)射并會聚到波前G的曲面中心處的點PI。G也稱為高斯參考球。有像差的波前W偏離G并會聚到不同的P2。有像差的波前W的在點Ql處的像差AW可由相對于未畸變的參考球G的路徑的光程(optical length)表征= η^ ^ ,其中，Iii為在像空間中的介質(zhì)的折射率，為點Ql與Q2之間的距離。通常，像差AW依賴于在出瞳處以及焦平面處的坐標。因此，該像差AW還可被認為是相關(guān)函數(shù)該函數(shù)表示其像會聚到從光軸上的Pl移動r’后的P2的點的集合位于表面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。對于旋轉(zhuǎn)對稱的系統(tǒng)，AW可以關(guān)于r和r’中的二重冪級數(shù)展開而被寫為
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)生手術(shù)脈沖激光束；XY掃描器，用于在XY橫斷方向上掃描所述手術(shù)脈沖激光束； Z掃描器，用于沿Z軸掃描所述XY掃描激光束； 物鏡，用于將所述CTZ掃描光束聚焦到目標區(qū)域中的焦斑中；以及計算控制器，用于使用計算處理來控制所述Z掃描器和所述XY掃描器中的至少一者， 以控制聚焦的掃描光束的光學畸變。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中所述計算控制器被配置為使光學畸變與不具有所述計算控制器的相同激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小。
3.根據(jù)權(quán)利要求2的激光系統(tǒng)，其中所述計算控制器被配置為使光學像差與不具有所述計算控制器的相同激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小了至少P(Control)百分比；其中， P (control)為 10%。
4.根據(jù)權(quán)利要求2的激光系統(tǒng)，其中所述計算控制器被配置為使光學像差減小了至少P(Control)百分比；其中 P (control)為 30%。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中所述光學畸變?yōu)橄癫?、場曲、桶形畸變、枕形畸變、彎曲焦平面以及彎曲掃描線中的一種。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中所述計算控制器被配置為接收與所述目標區(qū)域中的具有減小的光學畸變的掃描模式對應的焦點矩陣、的輸入元和輸入(Z1^r1)焦點坐標中的至少一者。
7.根據(jù)權(quán)利要求6的激光系統(tǒng)，其中所述計算控制器被配置為使用預定的逆轉(zhuǎn)移矩陣(T1)ukl計算與輸入(zk，ri)焦點坐標或焦點矩陣、的元對應的(q，Xj)掃描器坐標和掃描器矩陣Cij的元中的至少一者。
8.根據(jù)權(quán)利要求7的激光系統(tǒng)，其中 所述計算控制器被配置為根據(jù)計算的((” Xj)掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者，以根據(jù)所述焦點矩陣、的元或所述輸入(zk，rx)焦點坐標來掃描所述焦斑。
9.根據(jù)權(quán)利要求6的激光系統(tǒng)，其中 所述計算控制器被配置為接收與具有低于臨界曲率的曲率的焦平面對應的輸入( ,^)焦點坐標；且根據(jù)從所述輸入(ZkJ1)焦點坐標計算的(q，Xj)掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者。
10.根據(jù)權(quán)利要求6的激光系統(tǒng)，其中 所述計算控制器被配置為接收與具有預定形狀的焦平面對應的輸入(zk，rx)焦點坐標；且根據(jù)從所述輸入(ZkJ1)焦點坐標計算的(q，Xj)掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者。
11.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，還包括預補償器，其被設(shè)置在所述激光源與所述XY掃描器之間。
12.根據(jù)權(quán)利要求11的激光系統(tǒng)，其中所述預補償器具有可移動透鏡，以在所述脈沖激光束進入所述XY掃描器之前進行所述脈沖激光束的部分Z掃描。
13.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器被配置為基本上獨立地調(diào)整所述焦斑的Z焦深和聚焦的XYZ掃描光束的數(shù)值孔徑ΝΑ。
14.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，所述Z掃描器還包括第一擴束器；以及可移動光束掃描器。
15.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器位于所述物鏡之前并與所述物鏡分離。
16.一種計算地控制手術(shù)激光系統(tǒng)的方法，所述激光系統(tǒng)包括激光源，用于輸出脈沖激光束；XY掃描器，用于在橫斷方向上掃描所述脈沖激光束；Z掃描器，用于沿Z方向掃描所述XY掃描光束；以及物鏡，用于將所述XYZ掃描光束聚焦到目標區(qū)域中的焦斑中，所述方法包括以下步驟接收與所述目標區(qū)域中的具有減小的光學畸變的掃描模式對應的焦點矩陣的元和輸入焦點坐標中的至少一者；使用預定的逆轉(zhuǎn)移矩陣計算或從存儲器調(diào)用與輸入焦點坐標或焦點矩陣的元對應的掃描器坐標和掃描器矩陣的元中的至少一者；以及根據(jù)計算的掃描器坐標或計算的掃描器矩陣元而控制所述Z掃描器和所述XY掃描器中的至少一者，以根據(jù)所述焦點矩陣的元或所述輸入焦點坐標來掃描所述焦斑。
17.根據(jù)權(quán)利要求16的方法，其中通過計算控制器進行所述接收步驟、所述計算步驟以及所述控制步驟中的至少一個。
18.根據(jù)權(quán)利要求16的方法，其中，所述控制步驟包括控制所述XYZ掃描光束的光學畸變。
19.根據(jù)權(quán)利要求18的方法，包括使光學畸變與不實施所述計算地控制激光系統(tǒng)的方法的相似激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小。
20.根據(jù)權(quán)利要求19的方法，其中，所述減小步驟包括使光學像差與不實施所述計算控制方法的相似激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小了至少 P(control)百分比；其中P (control)為 10%。
21.根據(jù)權(quán)利要求19的方法，其中所述減小步驟包括使光學像差與不實施所述計算控制方法的相似激光系統(tǒng)的光學畸變相比減小了至少 P(control)百分比；其中P (control)為 30%。
22.根據(jù)權(quán)利要求16的方法，其中所述光學畸變?yōu)橄癫睢銮?、桶形畸變、枕形畸變、彎曲焦平面以及彎曲掃描線中的一種。
23.根據(jù)權(quán)利要求22的方法，其中所述接收步驟包括接收與具有低于臨界曲率的曲率的焦平面對應的輸入焦點坐標；且所述控制步驟包括根據(jù)從所述輸入焦點坐標計算的掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者。
24.根據(jù)權(quán)利要求22的方法，其中所述接收步驟包括接收與具有預定形狀的焦平面對應的輸入焦點坐標；且所述控制步驟包括根據(jù)從所述輸入焦點坐標計算的掃描器坐標而控制所述XY掃描器和所述Z掃描器中的至少一者。
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)生手術(shù)脈沖激光束；XY掃描器，用于在XY橫斷方向上掃描所述手術(shù)脈沖激光束；Z掃描器，用于沿Z軸掃描所述XY掃描激光束；物鏡，用于將所述XYZ掃描光束聚焦到目標區(qū)域中的焦斑中；以及計算控制器，用于使用計算處理來控制所述Z掃描器和所述XY掃描器中的至少一者，以控制聚焦的掃描光束的光學畸變。
文檔編號G02F1/29GK102596129SQ201080043241
公開日2012年7月18日 申請日期2010年7月22日 優(yōu)先權(quán)日2009年7月29日
發(fā)明者F·拉克希, J·巴克 申請人:愛爾康藍斯克斯股份有限公司