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(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 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(diǎn)，導(dǎo)致對精確度和對過程的控制的顯著限制，同時(shí)產(chǎn)生了相對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)識到通過使用數(shù)百(hundreds of)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htralase Corp. /Advanced Medical Optics、德國 20/10Perfect Vision Optische Gerate GmbH、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(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1mm，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，用于在橫斷方向上XY掃描所述手術(shù)脈沖激光束；Z掃描器，用于沿光軸Z掃描所述XY掃描的手術(shù)激光束；一個(gè)或多個(gè)輔助光學(xué)單元，其產(chǎn)生輔助光；以及物鏡， 用于為通過物鏡透鏡組進(jìn)入手術(shù)目標(biāo)區(qū)域中的所述輔助光和X^H描的手術(shù)激光束提供共享的光學(xué)路徑，其中，所述物鏡透鏡組的透鏡不相對于彼此移動(dòng)；且所述物鏡不具有動(dòng)態(tài) Z掃描功能。在實(shí)施方式中，所述物鏡被配置為控制所述手術(shù)脈沖激光束的球面像差、慧形像差和較高級像差(higher order)中的至少一者。在實(shí)施方式中，所述輔助光學(xué)單元包括光學(xué)相干斷層成像系統(tǒng)。在實(shí)施方式中，所述輔助光學(xué)單元包括照明光。在實(shí)施方式中，所述輔助光學(xué)單元包括視覺觀測塊(visual observational block)0在實(shí)施方式中，所述物鏡被配置為在包括所述XYZ掃描激光束和所述輔助光的波長的波長范圍中將所述CTZ掃描激光束和所述輔助光聚焦到所述手術(shù)目標(biāo)區(qū)域上。在實(shí)施方式中，所述波長范圍包括0.4微米到1. 1微米的范圍。在實(shí)施方式中，所述物鏡的質(zhì)量小于400克、750克、1300克和3300克中的一個(gè)。在實(shí)施方式中，所述物鏡包括第一透鏡組，用于從所述Z掃描器接收所述XYZ掃描激光束；以及第二透鏡組，用于從所述第一透鏡組接收激光束，所述第二透鏡組包括第一透鏡，其具有在1. 54到1. 72的范圍內(nèi)的折射率，引入表面具有37. 9到651/m范圍內(nèi)的曲率，且引出表面具有-15. 4到5. 21/m范圍內(nèi)的曲率；第二透鏡，其以0到6. 5mm的范圍內(nèi)的距離與所述第一透鏡分離，具有在1. 56到1. 85的范圍內(nèi)的折射率，引入表面具有-55. 1 到-21. 81/m范圍內(nèi)的曲率，且引出表面具有11. 4到26. 81/m范圍內(nèi)的曲率；其中，所述第二透鏡被配置為將所述激光束從所述物鏡輸出到患者接口上。在實(shí)施方式中，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，用于在橫斷方向掃描所述脈沖激光束；Z掃描器，用于沿光軸掃描所述脈沖激光束的焦斑；以及物鏡，其具有內(nèi)部引入支點(diǎn)，用于將掃描的脈沖激光束聚焦到目標(biāo)區(qū)域中的焦斑上。在實(shí)施方式中，所述物鏡的質(zhì)量小于400克、750克、1350克和3300克中的一個(gè)。在實(shí)施方式中，所述物鏡的有效焦距小于70mm。在實(shí)施方式中，從所述物鏡到患者接口的距離小于20mm。在實(shí)施方式中，所述激光系統(tǒng)的焦平面的曲率大于201/m。在實(shí)施方式中，所述物鏡包括第一透鏡組，用于從所述Z掃描器接收所述手術(shù)脈沖激光束；以及第二透鏡組，用于從所述第一透鏡組接收所述手術(shù)脈沖激光束，所述第二透鏡組包括第一透鏡，其具有在1. 54到1. 72的范圍內(nèi)的折射率，引入表面具有37. 9到651/ m范圍內(nèi)的曲率，且引出表面具有-15. 4到5. 21/m范圍內(nèi)的曲率；第二透鏡，其以0到6. 5mm 的范圍內(nèi)的距離與所述第一透鏡分離，具有在1. 56到1. 85的范圍內(nèi)的折射率，引入表面具有-55. 1到-21. 81/m范圍內(nèi)的曲率，且引出表面具有11. 4到26. 81/m范圍內(nèi)的曲率；且所述第二透鏡將所述手術(shù)脈沖激光束從所述物鏡輸出到患者接口上。在實(shí)施方式中，一種用于眼科手術(shù)的激光系統(tǒng)，包括激光引擎，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于在XY橫斷方向上掃描所述脈沖激光束；Z掃描器，用于沿Z軸掃描所述脈沖激光束的焦斑；以及物鏡，其具有小于3300克的質(zhì)量。
在實(shí)施方式中，所述物鏡的質(zhì)量小于1350克。在實(shí)施方式中，所述物鏡的質(zhì)量小于750克。在實(shí)施方式中，所述物鏡的質(zhì)量小于400克。在實(shí)施方式中，所述物鏡的質(zhì)量為光學(xué)質(zhì)量和總質(zhì)量中的一者。在實(shí)施方式中，所述物鏡不掃描所述焦斑的Z焦深。在實(shí)施方式中，所述物鏡具有在所述物鏡內(nèi)部的引入支點(diǎn)。


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(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示例了具有兩個(gè)Z掃描器的激光傳輸系統(tǒng)1的實(shí)施方式；圖10示例了包含0、1或2個(gè)Z深度掃描器和0、1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(focal depth)的函數(shù)的對應(yīng)光學(xué)數(shù)值孔徑NA。pt(z)；圖13A-B示例了第一擴(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1.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(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(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(limbal relaxing incision, 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(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(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)對準(zhǔn)，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(biāo)識的參考坐標(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)過程要求在絕對意義上關(guān)于目標(biāo)組織中的目標(biāo)位置和在相對意義上關(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)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0. 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 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(xué)部件中組合光束路徑對激光手術(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1示例了激光傳輸系統(tǒng)1。在對其進(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(biāo)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?yàn)閷悄?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)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(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)降低了成本并簡化了對成像和手術(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)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(xué)裝置組合來實(shí)施激光傳輸系統(tǒng)1。觀測用光學(xué)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(yīng)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(shí)施例中，可以采用在可見頻率下操作的附加的跟蹤激光。可見跟蹤激光可以被實(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)致對目標(biāo)組織的任何破壞。觀測用光學(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)1的操作者。在圖1中，與成像系統(tǒng)和視覺觀測用光學(xué)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(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。1.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(shí)施例中在100飛秒到1皮秒范圍內(nèi)的脈沖持續(xù)時(shí)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(shí)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(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可以在紅外或可見范圍。在一些實(shí)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(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?？梢砸远痰那袚Q時(shí)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(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)1的感測或成像子系統(tǒng)的讀數(shù)(reading)來啟動(dòng)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(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。可以以各種順序進(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。可以通過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可由相對于未畸
變的參考球G的路徑的光程(optical length)表征-蕭=”側(cè)2，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
00 00 00ΑΨ(/;γ,Θ) = ΣΣΣ·ν COSw Θ。( 1 )
/=0 n=l m=0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+1^ 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
全α屮
口田O直到i = 4的項(xiàng)與初級像差有關(guān)球面像差、彗形像差、像散、場曲以及畸變。在該文獻(xiàn)中記錄了這些初級像差與21+ ^ ■像差系數(shù)之間的實(shí)際關(guān)系。對于對點(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)對像半徑r’的顯式相關(guān)性，其中 α為出瞳的橫向線性程度(例如，其半徑) AW(P^) = XXanmPn CosmGi
n=l m=0
其中
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，用于在橫斷方向上XY掃描所述手術(shù)脈沖激光束； Z掃描器，用于沿光軸Z掃描所述XY掃描的手術(shù)激光束； 一個(gè)或多個(gè)輔助光學(xué)單元，其產(chǎn)生輔助光；以及物鏡，用于為通過物鏡透鏡組進(jìn)入手術(shù)目標(biāo)區(qū)域中的所述輔助光和XYZ掃描的手術(shù)激光束提供共享的光學(xué)路徑；其中，所述物鏡透鏡組的透鏡不相對于彼此移動(dòng)；且所述物鏡不具有動(dòng)態(tài)Z掃描功能。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中所述物鏡被配置為控制所述手術(shù)脈沖激光束的球面像差、慧形像差和較高級像差中的至少一者。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中 所述輔助光學(xué)單元包括光學(xué)相干斷層成像系統(tǒng)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中 所述輔助光學(xué)單元包括照明光。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中 所述輔助光學(xué)單元包括視覺觀測塊。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中所述物鏡被配置為在包括所述CTZ掃描的激光束和所述輔助光的波長的波長范圍中將所述X^H描的激光束和所述輔助光聚焦到所述手術(shù)目標(biāo)區(qū)域上。
7.根據(jù)權(quán)利要求6的激光系統(tǒng)，其中所述波長范圍包括0. 4微米到1. 1微米的范圍。
8.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中所述物鏡的質(zhì)量小于400克、750克、1300克和3300克中的一個(gè)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1的激光系統(tǒng)，其中，所述物鏡包括第一透鏡組，用于從所述Z掃描器接收所述XYZ掃描的激光束；以及第二透鏡組，用于從所述第一透鏡組接收激光束， 所述第二透鏡組包括第一透鏡，其具有在1. 54到1. 72的范圍內(nèi)的折射率，引入表面具有37. 9到651/m范圍內(nèi)的曲率，且引出表面具有-15. 4到5. 21/m范圍內(nèi)的曲率；第二透鏡，其以0到6. 5mm的范圍內(nèi)的距離與所述第一透鏡分離，具有在1. 56到1. 85 的范圍內(nèi)的折射率，引入表面具有-55. 1到-21.81/m范圍內(nèi)的曲率，且引出表面具有11.4 到26. 81/m范圍內(nèi)的曲率；其中，所述第二透鏡被配置為將所述激光束從所述物鏡輸出到患者接口上。
10.一種用于眼科手術(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，用于在橫斷方向掃描所述脈沖激光束； Z掃描器，用于沿光軸掃描所述脈沖激光束的焦斑；以及物鏡，其具有內(nèi)部引入支點(diǎn)，且用于將掃描的脈沖激光束聚焦到目標(biāo)區(qū)域中的焦斑上。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的激光系統(tǒng)，其中所述物鏡的質(zhì)量小于400克、750克、1350克和3300克中的一個(gè)。
12.根據(jù)權(quán)利要求10的激光系統(tǒng)，其中 所述物鏡的有效焦距小于70mm。
13.根據(jù)權(quán)利要求10的激光系統(tǒng)，其中 從所述物鏡到患者接口的距離小于20mm。
14.根據(jù)權(quán)利要求10的激光系統(tǒng)，其中 所述激光系統(tǒng)的焦平面的曲率大于201/m。
15.根據(jù)權(quán)利要求10的激光系統(tǒng)，其中，所述物鏡包括第一透鏡組，用于從所述Z掃描器接收所述手術(shù)脈沖激光束；以及第二透鏡組，用于從所述第一透鏡組接收所述手術(shù)脈沖激光束，所述第二透鏡組包括第一透鏡，其具有在1. 到1.72的范圍內(nèi)的折射率，引入表面具有37.9到651/!11范圍內(nèi)的曲率，且引出表面具有-15. 4到5. 21/m范圍內(nèi)的曲率；第二透鏡，其以0到6. 5mm的范圍內(nèi)的距離與所述第一透鏡分離，具有在1. 56到1. 85 的范圍內(nèi)的折射率，引入表面具有-55. 1到-21.81/m范圍內(nèi)的曲率，且引出表面具有11.4 到26.81/m范圍內(nèi)的曲率；且所述第二透鏡將所述手術(shù)脈沖激光束從所述物鏡輸出到患者接口上。
16.一種用于眼科手術(shù)的激光系統(tǒng)，包括 激光引擎，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于在XY橫斷方向上掃描所述脈沖激光束； Z掃描器，用于沿Z軸掃描所述脈沖激光束的焦斑；以及物鏡，其具有小于3300克的質(zhì)量。
17.根據(jù)權(quán)利要求16的激光系統(tǒng)，其中 所述物鏡的質(zhì)量小于1350克。
18.根據(jù)權(quán)利要求16的激光系統(tǒng)，其中 所述物鏡的質(zhì)量小于750克。
19.根據(jù)權(quán)利要求16的激光系統(tǒng)，其中 所述物鏡的質(zhì)量小于400克。
20.根據(jù)權(quán)利要求16的激光系統(tǒng)，其中 所述物鏡的質(zhì)量為光學(xué)質(zhì)量和總質(zhì)量中的一者。
21.根據(jù)權(quán)利要求16的激光系統(tǒng)，其中 所述物鏡不掃描所述焦斑的Z焦深。
22.根據(jù)權(quán)利要求16的激光系統(tǒng)，其中 所述物鏡具有在所述物鏡內(nèi)部的引入支點(diǎn)。
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，用于在橫斷方向上XY掃描所述手術(shù)脈沖激光束；Z掃描器，用于沿光軸Z掃描所述XY掃描的手術(shù)激光束；一個(gè)或多個(gè)輔助光學(xué)單元，其產(chǎn)生輔助光；以及物鏡，用于為通過物鏡透鏡組進(jìn)入手術(shù)目標(biāo)區(qū)域中的所述輔助光和XYZ掃描的手術(shù)激光束提供共享的光學(xué)路徑，其中，所述物鏡透鏡組的透鏡不相對于彼此移動(dòng)；且所述物鏡不具有動(dòng)態(tài)Z掃描功能。
文檔編號A61N5/067GK102596127SQ201080043155
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(lán)斯克斯股份有限公司