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用于眼科手術激光的具有可移動透鏡的光學系統.pdf

摘要
申請專利號:

CN201510303594.8

申請日:

2010.07.21

公開號:

CN105167910A

公開日:

2015.12.23

當前法律狀態:

撤回

有效性:

無權

法律詳情: 發明專利申請公布后的視為撤回IPC(主分類):A61F 9/008申請公布日:20151223|||實質審查的生效IPC(主分類):A61F 9/008申請日:20100721|||公開
IPC分類號: A61F9/008 主分類號: A61F9/008
申請人: 愛爾康 藍斯克斯股份有限公司
發明人: F·拉克希; J·巴克
地址: 美國特拉華州
優先權: 2009.07.29 US 12/511,964
專利代理機構: 北京市中咨律師事務所 11247 代理人: 賀月嬌;楊曉光
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201510303594.8

授權公告號:

||||||

法律狀態公告日:

2018.07.10|||2016.01.20|||2015.12.23

法律狀態類型:

發明專利申請公布后的視為撤回|||實質審查的生效|||公開

摘要

本發明涉及用于眼科手術激光的具有可移動透鏡的光學系統。一種眼手術激光系統包括:激光源,用于產生激光束;XY掃描器,用于沿基本上橫斷所述激光系統的光軸的XY方向掃描所接收的激光束的焦斑;以及透鏡組,其被設置在所述激光源與所述XY掃描器之間的光學路徑中,用于接收由所述激光源產生的所述激光束,預補償所述激光束的像差,且將經預補償的激光束導引到所述XY掃描器,其中,所述透鏡組具有在沿光軸的Z方向上可移動的可移動透鏡。

權利要求書

權利要求書
1.  一種眼手術激光傳輸系統,包括:
激光源,其被配置為產生具有激光參數的手術激光束,該手術激光束要被所述激光傳輸系統傳輸并且聚焦到手術目標區域中的焦斑中;
XY掃描器,其被配置為沿基本上橫斷所述激光系統的光軸的XY方向掃描所述手術激光束的所述焦斑;
Z掃描器,其被配置為沿所述激光系統的光軸的縱向掃描所述手術激光束的所述焦斑;
OCT成像子系統,其被配置為通過跨過所述手術目標區域掃描成像光束來產生所述手術目標區域的圖像;以及
計算控制器,其被配置為改變復雜手術的第一步驟與第二步驟之間的激光參數。

2.  根據權利要求1所述的眼手術激光傳輸系統,其中:
被改變的激光參數為脈沖能量、重復頻率和脈沖持續時間中的一者。

3.  根據權利要求2所述的眼手術激光傳輸系統,其中:
所述計算控制器被配置為改變所述重復頻率和所述脈沖能量。

4.  根據權利要求2所述的眼手術激光傳輸系統,其中:
所述激光參數包括以下項中的至少一項:
處于1飛秒到100皮秒范圍內的脈沖持續時間,
處于1微焦到100微焦范圍內的脈沖能量,以及
處于10kHz到100MHz范圍內的脈沖重復頻率。

5.  根據權利要求1所述的眼手術激光傳輸系統,其中:
所述復雜手術的所述第一步驟是第一手術過程,并且所述第二步驟是第二不同手術過程。

6.  根據權利要求1所述的眼手術激光傳輸系統,其中:
所述成像光束具有與所述手術激光束分開的光學路徑。

7.  根據權利要求1所述的眼手術激光傳輸系統,其中:
所述成像光束具有與所述手術激光束至少部分地共享的光學路徑。

說明書

說明書用于眼科手術激光的具有可移動透鏡的光學系統
本申請是申請日為2010年7月21日、申請號為201080043147.9、發明名稱為“用于眼科手術激光的具有可移動透鏡的光學系統”的申請的分案申請。
相關申請的交叉引用
本申請要求在2009年7月29日提交的序列號為12/511,964的實用新型申請“OpticalSystemforOphthalmicSurgicalLaser”的利益和優先權,通過引用將該申請的整體并入到本文中。
技術領域
本發明涉及用于利用飛秒激光進行對眼的前段的手術的系統,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
本申請描述了用于在眼的前段內通過激光脈沖造成的光離解(photodisruption)對晶狀體進行激光手術的技術和系統的實例和實施例。用于去除晶狀體的各種晶狀體手術過程利用各種技術,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破碎,以及與這樣的晶狀體破碎技術相關的有限的精度。
光離解激光技術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被廣泛用于激光眼科手術,且Nd:YAG激光已經常被用作激光源,包括通過激光誘導的光離解實現的晶狀體破碎。一些現有系統利用具有數mJ的脈沖能量的納秒激光(E.H.Ryan等人,AmericalJournalofOphthalmology104:382-386,1987年10月;R.R.Kruger等人, Ophthalmology108:2122-2129,2001),以及具有數十μJ的皮秒激光(A.Gwon等人,CataractRefractSurg.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點,導致對精確度和對過程的控制的顯著限制,同時產生了相對高程度的不想要的結果的風險。
相似地,在角膜手術的相關領域,認識到:通過使用數百(hundredsof)飛秒持續時間的脈沖替代納秒和皮秒脈沖,可以實現更短的脈沖持續時間和更佳的聚焦。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(例如,LASIK瓣(flap)和角膜移植)的飛秒激光技術商業化。這些公司包括美國IntralaseCorp./AdvancedMedicalOptics、德國20/10PerfectVisionOptischeGmbH、德國CarlZeissMeditec,Inc.以及瑞士ZiemerOphthalmicSystemsAG。
然而,根據角膜手術的要求設計這些系統。關鍵地,激光聚焦的深度范圍典型地小于約1mm,即,角膜的厚度。因此,這些設計不能提供解決方案以用于在眼的晶狀體上進行手術的重大挑戰。
發明內容
簡要地且概括地,一種眼手術激光系統包括:激光源,用于產生激光束;XY掃描器,用于沿基本上橫斷所述激光系統的光軸的XY方向掃描所接收的激光束的焦斑;以及透鏡組,其被設置在所述激光源與所述XY掃描器之間的光學路徑中,用于接收由所述激光源產生的所述激光束,預補償所述激光束的像差,且將經預補償的激光束導引到所述XY掃描器,其中,所述透鏡組具有在沿光軸的Z方向上可移動的可移動透鏡。
在一些實施方式中,所述透鏡組的所述可移動透鏡能夠在Z移動范圍中移動,以使所述激光系統的所述焦斑在Z掃描范圍內沿光軸移動,所述Z掃描范圍的長度在0.3-4毫米的范圍內。
在一些實施方式中,所述透鏡組的所述可移動透鏡能夠在Z移動范圍 中移動,以使所述激光系統的所述焦斑在Z掃描范圍內沿光軸移動,所述Z掃描范圍的長度在0.5-2毫米的范圍內。
在一些實施方式中,所述透鏡組的所述可移動透鏡能夠移動到其中所述激光系統的Strehl比率S高于值S(movable)的位置,至少在沿所述可移動透鏡的Z移動范圍的一個點處所述激光系統的Strehl比率S低于S(movable),其中,S(movable)為0.6、0.7、0.8和0.9中的一個。
在一些實施方式中,所述透鏡組的所述可移動透鏡能夠在Z移動范圍中移動以使所述激光系統的Strehl比率S在S(min)到S(max)的范圍中變化,其中,S(min)=0.6且S(max)=0.95。
在一些實施方式中,所述透鏡組的所述可移動透鏡能夠在Z移動范圍中移動以使所述激光系統的Strehl比率S在S(min)到S(max)的范圍中變化,其中,S(min)=0.7且S(max)=0.95。
在一些實施方式中,所述Strehl比率S對應于目標區域中的五個參考點中的至少一個,其中,相對于位于(0,0)處的所述目標區域的前中心,所述五個參考點通過其在所述目標區域中的柱坐標(z,r)而被確定為P1=(0,0)、P2=(2,6)、P3=(5,0)、P4=(8,0)、P5=(8,3),這些坐標全都以毫米為單位并處于任意方位角φ。
在一些實施方式中,所述XY掃描器被配置為使所述激光系統的所述焦斑在目標區域中以XY掃描速度在所述XY方向上移動;且所述透鏡組和所述可移動透鏡被配置為使所述激光束的所述焦斑在目標區域中以Z掃描速度在Z方向上移動,其中所述Z掃描速度與最大XY掃描速度的比率大于掃描速度比率,其中,所述掃描速度比率為5%、10%和20%中的一個。
在一些實施方式中,所述透鏡組的所述可移動透鏡被配置為使所述激光系統的所述焦斑在Z掃描時間內在所述Z方向上移動0.5-1毫米,其中,所述Z掃描時間為在10-100納秒、100納秒-1毫秒、1-10毫秒以及10-100毫秒范圍的一個。
在一些實施方式中,所述透鏡組的所述可移動透鏡能夠在Z移動范圍 中移動以使第一像差量度減小,減小的百分比至少為可移動百分比P(movable),其中所述第一像差量度為球面像差系數α40、RMS波前誤差ω和焦斑半徑rf中的一個;且所述可移動百分比P(movable)為10%、20%、30%和40%中的一個。
在一些實施方式中,所述透鏡組的所述可移動透鏡能夠在Z移動范圍中移動以使第二像差量度增加,增加的百分比至少為可移動百分比P(movable),其中所述第二像差量度為Strehl比率S;且所述可移動百分比P(movable)為10%、20%、30%和40%中的一個。
在一些實施方式中,所述激光系統的特性包括所述激光系統的數值孔徑、焦斑深度、像差量度以及光束直徑,其中,所述可移動透鏡和所述透鏡組被配置為能夠基本上獨立于所述激光系統的三個特性而改變所述激光系統的特性中的其他一個特性。
在一些實施方式中,第二可移動透鏡,所述激光系統的特性包括所述激光系統的數值孔徑、焦斑深度、像差量度以及光束直徑,其中,所述第一和第二可移動透鏡被配置為能夠基本上獨立于所述激光系統的兩個特性而改變所述特性中的其他兩個特性。
在一些實施方式中,所述透鏡組包括一個到五個透鏡。
在一些實施方式中,所述光學塊包括三個透鏡,這三個透鏡具有在D1*α*t1、D2*α*t2以及D3*α*t3范圍內的折光力且以距離d1/α以及d2/α分離,其中,D1在-3mm到-5mm的范圍內,D2在3mm到5mm的范圍內,且D3在-3.5mm到-6mm的范圍內;d1在60mm到100mm的范圍內,且d2在3mm到9mm的范圍內,其中d1和d2中的至少一個是可變距離;α在0.3到3的范圍內;且t1、t2和t3在0.8到1.2的范圍內。
在一些實施方式中,所述光學塊包括四個透鏡,這四個透鏡具有在D1*α*t1、D2*α*t2、D3*α*t3以及D4*α*t4范圍內的折光力且以距離d1/α、d2/α以及d3/α分離,其中,D1在-15mm到-20mm的范圍內,D2在-5mm到-8mm的范圍內,D3在-25mm到-35mm的范圍內,且D4在7mm到10mm的范圍內;d1在100mm到130mm的范圍內,d2在32mm到41mm的范 圍內,且d3在33mm到45mm的范圍內,其中d1、d2和d3中的至少一個是可變距離;α在0.2到5的范圍內;且t1、t2、t3和t4在0.7到1.3的范圍內。
一種雙掃描手術激光系統包括:激光源,用于產生激光束;Z掃描器,用于從所述激光源接收所述激光束,所述Z掃描器包括可移動的Z光學元件,所述可移動的Z光學元件用于控制所述激光系統的焦斑以Z掃描速度在目標區域中的Z深度;以及XY掃描器,用于從所述Z掃描器接收所述激光束,所述XY掃描器包括可移動的XY光學元件,所述可移動的XY光學元件用于控制所述激光系統的焦斑以XY掃描速度在所述目標區域中的XY橫斷位置;其中所述焦斑的位置能夠沿所述Z方向和所述XY方向同時移動以掃描出彎曲的(curved)目標線;所述彎曲的目標線的半徑的Z分量小于1、10和30毫米中的一個;且所述XY掃描速度在焦平面處大于0.1米每秒。
在一些實施方式中,所述Z可移動元件被配置為以Z掃描速度掃描所述焦斑的Z深度;且所述XY可移動元件被配置為以XY掃描速度掃描所述焦斑的所述XY橫斷位置,其中,所述Z掃描速度與最大XY掃描速度的比率為5%、10%以及20%中的一個。
在一些實施方式中,所述Z掃描器被配置為在Z掃描時間中將所述焦斑的所述Z深度移動0.5毫米與1毫米之間的距離,其中,所述Z掃描時間為在10-100納秒、100納秒-1毫秒、1-10毫秒以及10-100毫秒范圍中的一個。
一種眼手術方法,包括以下步驟:產生手術激光束;將所述激光束接收到光束調節器中;通過使可移動透鏡在所述光束調節器中移動而基本上獨立于所述激光束的特性中的其他特性而控制所述特性中的一個,其中,所述激光系統的特性包括所述激光系統的數值孔徑、焦斑Z深度、像差量度以及光束直徑;將控制后的光束從所述光束調節器輸出到XY掃描器;以及通過所述XY掃描器在目標區域中掃描所述焦斑的XY位置。
在一些實施方式中,所述控制步驟包括控制所述激光束的所述焦斑以 Z掃描速度在所述目標區域中的Z深度;且所述掃描步驟包括以XY掃描速度掃描所述焦斑的所述XY位置,其中,所述Z掃描速度與最大XY掃描速度的比率為5%、10%和20%中的一個。
附圖說明
圖1示例了手術激光傳輸系統1;
圖2示例了高斯波前G和有像差的波前(aberratedwavefront)W;
圖3A-B示例了在最優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之間的關系;
圖5示例了眼科手術的參考點;
圖6A-B概念性地示例了預補償器200的操作;
圖7A-B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11A-C示例了具有2、3和4個掃描反射鏡的XY掃描器;
圖12A-D示例了作為數值孔徑的函數的像差以及作為Z焦深(focaldepth)的函數的對應光學數值孔徑NAopt(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。
具體實施方式
本發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的系統。一些整合的(integrated)實施例還能夠進行角膜和晶狀體手術過程這二者。在眼的晶狀體中進行眼科手術與在質上不同于角膜手術過程的要求相關。
當前描述的晶狀體手術激光系統和角膜系統之間的主要區別包括:
1.飛秒激光脈沖將被可靠地產生。高重復頻率飛秒脈沖允許使用更小的每脈沖能量,這為系統的操作者提供更高的控制和精度。然而,與在一些現有系統中使用的納秒或皮秒脈沖相比,可靠地產生飛秒脈沖卻是相當大的挑戰。
2.手術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而正好到達手術目標(晶狀體)時被顯著地折射。相比之下,用于角膜手術的激光束被聚焦在不足一毫米的深度處,因而在從手術系統進入角膜時基本上不被折射。
3.手術激光傳輸系統被配置為掃描整個手術區域,例如,從典型的5mm深度處的晶狀體的前面/前部到在典型的10mm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的1mm深度的掃描范圍。典型地,手術光學裝置(optics),特別是這里使用的高數值孔徑光學裝置,被最優化為將激光束聚焦到特定的操作深度。在角膜手術過程期間,1mm深度的掃描僅僅造成與最優操作深度的中度偏離(departure)。相比之下,在晶狀體手術時的從5到10mm的掃描期間,系統被驅動遠離固定的最優操作深度。因此,晶狀體手術激光傳輸系統采用更精細化的適應性光學裝置以能夠掃描晶狀體手術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。在這些整合的實施例中,深度掃描范圍最大為10mm而不是5mm,這提出更難的挑戰。
5.在諸如許多LASIK變異的角膜手術過程期間,垂直于光軸(“在 XY面內”)掃描激光束。在典型的過程中,XY掃描范圍僅僅覆蓋具有10mm直徑的角膜的中心部分。然而,在整合的手術系統中,還形成額外的切口。一種類型的切口為進入切口(entrycut),這為抽吸針和常規手術工具提供到眼內部的入口。另一類型的切口為角膜緣松解切口(limbalrelaxingincision,LRI),其包括恰好在血管弓(vasculararcade)前面的角膜緣部處的切口對。通過調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10mm增加到12mm與LASIK瓣的常規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的離軸像差保持在控制之下是重大挑戰,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.晶狀體激光手術過程需要來自精細成像系統的導引。在一些成像系統中,角膜緣血管被標識以用作眼上的參考標記,以在手術時間期間校準眼的環轉(cyclo-rotational)對準,在一些情況下,相對于在眼的外科手術前的診斷期間所標識的參考坐標而進行該校準。在手術區域周邊選擇的血管最不會受到手術的干擾,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要求成像光學對具有大于10mm(例如,12mm)的半徑的區域成像。
7.激光束在沿光學路徑在眼內傳播時會形成各種像差。激光傳輸系統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”。補償這些頻率相關的像差增加了對系統的挑戰。補償這些色差的難度隨激光系統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中的更好的色度補償(chromaticcompensation)成為必要。
8.使用高重復頻率的飛秒激光手術系統的手術過程要求在絕對意義上關于目標組織中的目標位置和在相對意義上關于之前的脈沖來定位每個脈沖時的高精度。例如,要求激光系統在脈沖之間的時間(其可具有微秒量 級)內以僅僅數微米(afewmicrons)來重新導引光束。由于兩個后續脈沖之間的時間短且脈沖定位(placement)的精確度要求高,因此在現有低重復頻率的晶狀體手術系統中使用的手動瞄準(targeting)不再是合適的或可行的。
9.激光傳輸系統被配置為通過折射介質將飛秒激光脈沖傳輸到眼的晶狀體的整個手術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區域中的組織接收具有足夠高的能量密度的激光束以產生手術效果(例如,組織切除),激光傳輸系統具有異乎尋常地高的數值孔徑(NA)。該高NA導致小的斑點尺寸(spotsize)并為手術過程提供必要的控制和精度。數值孔徑的典型范圍可包括大于0.3的NA值,這產生3微米或更小的斑點尺寸。
11.給定用于晶狀體手術的激光的光學路徑的復雜性,激光傳輸系統通過包括高性能計算機管理的成像系統而實現高精度和控制,而角膜手術系統在沒有這樣的成像系統或具有低水平的成像系統的情況下就可以實現令人滿意的控制。特別地,該系統的手術和成像功能、以及常規觀測光束通常都在不同的譜帶中操作。作為實例,手術激光器可在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系統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:(i)對晶狀體(ii)利用飛秒脈沖進行的眼科激光手術引入了在質上與僅僅使用納秒或皮秒激光脈沖的角膜手術和甚至晶狀體手術不同的要求。
圖1示例了激光傳輸系統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與圖1的激光傳輸系統組合。在一些諸如LASIK處理的角膜手術過程中,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。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部的晶狀體中時,情況非常不同。不僅在先前的測量與手術之間,而且在手術期間,晶狀體都可以在適應性調節(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設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的多達數微米的位移。因此,當對眼的晶狀體或其他內部部分進行精確的激光手術時,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組合,通過引用將該申請的全部內容并入到本文中。該成像系統被配置為對手術區域的一部分成像以基于眼的內部特征建立三維位置參考。這些圖像可在手術之前產生并與手術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,成像系統可以為光學相干斷層成像(OCT)系統。該成像系統的成像束可以具有單獨的成像光學路徑或與手術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降低了成本并簡化了對成像和手術系統的校準。該成像系統還可以使用與激光傳輸系統1的激光器相同或不同的光源。該成像系統還可以具有其自身的光束掃描子系統,或者可以利用激光傳輸系統1的掃描子系統。在所引用的共同待審的申請中描述了這樣的OCT系統的幾種不同結構。
還可以與視覺觀測用光學裝置組合來實施激光傳輸系統1。觀測用光學裝置可幫助手術激光的操作者觀測手術激光束的效果并響應于觀測結果來控制光束。
最后,在使用紅外并由此不可見的手術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。可見跟蹤激光可以被實施為跟 蹤紅外手術激光的路徑。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1的操作者。
在圖1中,與成像系統和視覺觀測用光學裝置相關的光束可被耦合到激光傳輸系統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1與成像、觀測系統以及跟蹤系統的各種組合。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。
圖1示例了激光傳輸系統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發送激光脈沖的激光器。這些激光參數可包括在1飛秒到100皮秒范圍內、或在10飛秒到10皮秒范圍內、或在一些實施例中在100飛秒到1皮秒范圍內的脈沖持續時間。該激光脈沖可具有在0.1微焦到1000微焦范圍內、在其他實施例中在1微焦到100微焦范圍內的每脈沖能量。脈沖可具有在10kHz到100MHz范圍內、在其他實施例中在100kHz到1MHz范圍內的重復頻率。其他實施例可具有落入這些范圍限制的組合內的激光參數,例如,1-1000飛秒的脈沖持續時間的范圍。例如,在預操作過程期間或基于根據患者的諸如其年齡的特定數 據的計算,在這些寬范圍內選擇用于特定過程的激光參數。
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。在一些情況下,例如,在基于Yb或Nd的紅外激光器中,操作波長可以在1.0-1.1微米范圍內。
在一些實施方式中,激光脈沖的激光參數可以是可調整的和可變的。可以以短的切換時間調整激光參數,由此使手術激光傳輸系統1的操作者可以在復雜的手術期間改變激光參數。可以響應于通過激光傳輸系統1的感測或成像子系統的讀數(reading)來啟動這樣的參數改變。
可以執行其他參數改變,作為在激光傳輸系統首先用于第一手術過程且隨后用于不同的第二手術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域中進行一個或多個手術步驟(例如,囊切手術步驟),隨后在眼的角膜區域中進行第二手術過程。可以以各種順序進行這些過程。
可以將以每秒數萬到數十萬次擊發(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微米或數十微米。該局域化的組織影響可改善激光手術的精度,并且在特定手術過程中是所希望的。在這樣的手術的各種實施方式中,數百、數千或數百萬個脈沖可被傳輸到連續的、近似連續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特定的所希望的手術效果,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和掃描圖形。例如,可以基于晶狀體的光學或結構特性的術前測量而選擇脈沖參數和掃描圖形。同樣可基于晶狀體的光學或結構特性的術前測量或基于與年齡相關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(exitpupil)ExP引出的光的波前。未畸變的球面波前G從該瞳孔發射并會聚到波前G的曲面中心處的點P1。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Q1處的像差ΔW可由相對于未畸變的參考球G的路徑的光程(opticallength)表征:其中,ni為在像空間中的介質的折射率,為點Q1與Q2之間的距離。
通常,像差ΔW依賴于在出瞳處以及焦平面處的坐標。因此,該像差ΔW還可被認為是相關函數:該函數表示其像會聚到從光軸上的P1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ΔW的量。對于旋轉對稱的系統,ΔW可以關于r和r’中的二重冪級數展開而被寫為:
ΔW(r;r,Θ)=Σl=0Σn=1Σm=0anm2l+mr2l+mrncosmΘ.---(1)]]>
其中r’為焦平面中的像點P2的徑向坐標,r為在瞳孔處的點Q1的徑向坐標。由球面角Θ表示角度相關性。n=2p+m為正整數,且2l+mαnm為有像差的波前W的展開系數。用于參考,參見例如:VirendraN.Mahajan的OpticalImagingandAberrations,PartI.RayGeometricalOptics,SPIEOpticalEngineeringPress。像差項的階由i=2l+m+n給出。
直到i=4的項與初級像差有關:球面像差、彗形像差、像散、場曲以及畸變。在該文獻中記錄了這些初級像差與2l+mαnm像差系數之間的實際關系。對于對點目標成像的系統,可以通過引入無量綱的變量ρ=r/α而抑制像差項對像半徑r’的顯式相關性,其中α為出瞳的橫向線性程度(例如,其半徑):
ΔW(ρ,Θ)=Σn=1Σm=0anmρncosmΘ,---(2)]]>
其中
anm=anΣl=0anm2l+mr2l+m.---(3)]]>
該表示法的益處為像差系數αnm全都具有長度尺寸并表示在出瞳處的對應像差的最大值。在該表示法中,例如,球面像差由像差系數α40表征。
雖然在數學上關于像差系數αnm很好地限定了對像差的描述,但這不總是實驗上最接近的方法。因此,接下來描述三個備選的像差量度。
在實驗可接近度和可測試度(experimentalaccessibilityandtestability)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,在整個申請中,當描述激光傳輸系統的在眼中的特性時,應該理解,該描述是指在所描述的眼組織中的特性或者在對應的鹽水中的特性。
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1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。當激光束的焦點從焦平面210移動到焦平面211時,這樣的情況例如可以發生在三維掃描過程期間。
圖3A示例了當激光傳輸系統1將光線聚焦到其最優焦平面210時的情況。光線通過在具有極窄的徑向長度(radialextent)或半徑rf(A)的最優焦平面210處的斑點(“焦斑”)。出于多種原因(例如,光束的折射),該徑向長度rf(A)可以大于零。可以以多于一種的方式定義焦斑的半徑。rf(A)的通常定義為當屏幕的位置沿軸或Z方向變化時光斑在屏幕上的最小半徑。該Z深度通常稱為“最小彌散點(pointofleastconfusion)”。關于圖3C進一步細化該定義。
圖3B示例了當激光傳輸系統1將焦點從最優焦平面210偏離某個距離(例如,數毫米)而掃描到操作焦平面211時的情況。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。已經發展了各種精度的數學公式以關聯像差系數αnm與焦斑半徑rf。在一些情況下,焦斑半徑rf是用于量化像差的在實驗上比αnm像差系數更接近的量度。
圖3C示例了對焦斑半徑rf的更加定量的定義。圖3C示例了在從光束 的形心(centroid)測量的半徑r的點中包含的能量。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,包含光束能量的50%。被標記為“A”的曲線示出了在衍射受限的光束(diffractionlimitedbeam)中,當光束被聚焦到其最優焦平面210時(如圖3A所示),可以在半徑r=0.8微米的斑點中包含或圍入光束能量的50%,這提供了對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,則基于激光誘導的光擊穿(LIOB)的手術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度的光束的組織轉變為等離子體,而暴露到具有低于等離子體閾值的強度的光束的組織不經歷等離子體轉變。因此,由像差導致的焦斑的加寬減小了光束的在焦平面處實現高于等離子體閾值的強度的部分,而增加了光束的其強度保持低于閾值的部分。光束的該后一部分不會被目標組織有效吸收,并繼續傳播通過眼組織,在大多數情況下到達視網膜,這會潛在地造成不希望視網膜曝光。
對于旨在修正角膜的手術過程,典型地沿Z方向(沿光軸)從其最優或額定深度將焦平面掃描或移動僅僅約0.6mm,這是因為角膜的厚度基本上為0.6mm,在罕見的情況下會更厚但仍不會超過1mm。被標記為“B”的曲線示例了當光束的焦平面從其最優焦平面210移動1mm(角膜手術過程的上限估計)而到達操作焦平面211時,在rf(B)=1.8微米的焦斑半徑內包含了光束能量的50%。雖然該移動引入了像差,但其測量值是有限的。相應地,某些現有的角膜激光系統根本不能補償該像差,而其他系統也僅僅引入某種有限水平的補償。
除了像差系數αnm和焦斑半徑rf之外,像差的第三量度是所謂的Strehl比率S。可以以從點光源發射的光束為基準,將系統的Strehl比率S定義為:在系統的焦平面處的光束的峰值強度除以工作在衍射極限處的等效完美成像系統的理論最大峰值強度。等價定義同樣從文獻可知且在Strehl比率S的定義的范圍內。
對應于該定義,S的值越小,像差越大。沒有像差的光束具有S=1, 并且通常當S>0.8時,將成像系統稱為衍射受限。
像差的第四定義為均方根ω或波前誤差RMS,其表示對在出瞳ExP處的整個波前求平均的圖2的有像差的波前W從未畸變的波前G的偏離ΔW。以光束的波長為單位表示ω,以使其為無量綱的量。
圖4示例了對于相對小的像差,ω和S通過下列經驗公式關聯:
S≈e-(2πω)2---(4)]]>
而不考慮像差的類型,其中e為自然對數的底。
像差的所有上述四種量度對于診斷問題并最優化激光傳輸系統1的設計是有用的。相應地,上位術語“像差量度”可以表示這些量度中的任一種或其等價物。顯然地,通過像差系數αnm、焦斑半徑rf和RMS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。
在特定的實例中通過示出球面像差系數α40與對應的Strehl比率S而驗證這些像差量度之間的關系。在該實例中,手術激光系統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1微米的波長和NA=0.3的數值孔徑,并以法向入射角聚焦在組織的表面處。該實例的數目類似于在系統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行針對鹽水的計算的效果。
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α40表征的球面像差在表面處為零,由其非常結構導致的Strehl比率為S=1。
LASIK手術典型地形成0.1mm深度的瓣(flap)。在這些深度處,Strehl比率S被減小到約0.996,僅僅是小的減小。即使在0.6mm深度處,即,近似在角膜的后表面處,S為約0.85。雖然這是峰值強度的不可忽略的降低,但仍可以通過調整激光束強度來補償。
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=0.054。在該深度和Strehl比率下,光束強度被顯著地減小到等離子體閾值之下,由此該光束不能產生LIOB。峰值強度的該急劇損失不能在不具有諸如視網膜的嚴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償。
表1示例了與上述Strehl比率對應的球面像差α40。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:
組織中的深度[mm]球面像差α40[微米]Strehl比率S00.001.0000.1-0.040.9960.6-0.240.8565-2.000.05410-3.990.041
表1
在旨在進行晶狀體松解(lenslysis)、囊切開術的手術過程或其他對晶狀體的手術過程中,通常跨晶狀體的整個深度(可多達5mm)掃描焦平面。此外,在整合的角膜-晶狀體系統中,總掃描深度可從角膜延伸到晶狀體的后表面,為約10mm。圖3C中被標示為“C”的曲線表明:在這些情況下,焦斑半徑最大增長到rf(C)=18微米,該值太大以致甚至沒有出現在與rf(A)和rf(B)相同的圖中。在一些實施例中,最優焦平面可以被選擇為位于深度掃描范圍的中途,且可以以+/-5mm深度范圍來掃描激光束。在該情況下,rf(C)可被減小到10微米。
這些大rf(C)值轉換為其他三種像差量度α40、S和ω中的大量像差。顯然,與僅僅掃描數十毫米的角膜手術過程相反,晶狀體手術的這些大像差為設計激光傳輸系統1以補償或管理其不希望的后果提出了巨大挑戰。
為了解決與晶狀體手術相關的大像差量度的問題,一些實施例包括預補償器200以預補償球面像差并改善像差量度。這些像差在目標組織中發展或在激光傳輸系統1內沿光學路徑的一部分發展、或沿整個光學路徑發展。
圖5示例了(未按比例):由于像差量度rf(C)、α40、S以及ω依賴于焦斑的深度z和其與光軸的徑向距離r,在下文中當描述像差量度呈現一值時,其是指像差量度在某些選定的參考點處呈現所述值。相關的參考點 的集合可以通過其柱坐標(z,r)描述:P1=(0,0)、P2=(2,6)、P3=(5,0)、P4=(8,0)、P5=(8,3),全都以毫米為單位。由于眼的主要結構呈現近似柱對稱,這些P參考點可位于任何方位角因此,這些P點將僅由其三個柱坐標中的兩個表示,方位角被省略。P1為用于中心定位的角膜手術過程的典型點,P2典型地用于周邊角膜手術過程,P3涉及晶狀體的前區域,P4涉及晶狀體的后部,P5為周邊晶狀體參考點。也可以采用其他參考點來表征激光傳輸系統的像差。在一些情況下,像差量度可以指對操作波前或被照射的區域平均化的像差量度。
可以以幾種不同的方式確定像差量度。可以通過計算機輔助設計(CAD)方法通過光學路徑的選定的部分(例如,目標組織的模型)或激光傳輸系統1的一部分來跟蹤激光束的波前。或者,可以在實際激光傳輸系統或這兩個過程的組合中測量激光束的像差。
相應地,在一些實施方式中,通過沿光學路徑的選定的部分(其可包括目標組織自身)來確定、計算或測量像差量度,然后確定對該確定/計算/測量的像差的預先選定的部分進行補償所需要的預補償的量,來選擇通過預補償器200引入的預補償。
預補償器200可以有效地修正或預補償球面像差,這是因為球面像差主要影響軸光線。諸如橫向像差、像散和慧形像差的其他類型的像差影響非零角度光線以及場射線(包括從光軸偏離的光線)。當由激光引擎100產生的激光束為基本上軸向光束時,光學路徑中的各種塊(最顯著地XY掃描器300)將該軸向光束轉變為非零角度光束(具有場射線)。
因此,在其中預補償器位于XY掃描器300之后的設計中,光束的場射線可以發展幾種不同的像差。該不同像差的出現帶來了極大的設計挑戰,這是因為:(1)光束的最優化需要補償幾種像差,以及(ii)不同類型的像差不是彼此獨立的。由此,補償一種類型的像差典型地會誘導不希望的其他類型的像差。
因此,在補償器位于XY掃描器之后的結構中,典型地,僅以有限的程度補償了球面像差,并以引入了其他不希望的像差為代價。
相比之下,本激光傳輸系統1的實施例可具有在XY掃描器300之前的預補償器200。該設計允許預補償器200對球面像差進行預補償而不會引入其他類型的不想要的像差。
一些實施方式甚至可以通過由預補償器200引入軸上預補償來預補償離軸像差(由激光傳輸系統或目標組織的后續區段引起)而利用上述軸上像差和離軸像差的相互依賴性。
圖6A-B示意性示例了預補償器200的理想化操作。
圖6A示例了不具有預補償器的激光傳輸系統1。通常,光學路徑區段301可引入某種水平的球面像差。這由進入光學路徑區段301的未畸變的波前和離開光學路徑區段301的具有像差的波前示出。該區段可以為光學路徑的任何區段,例如,目標組織的一部分或整個目標組織、或在激光傳輸系統1內的路徑的一部分。
圖6B示例了預補償器200可以引入波前的補償(或互補)畸變。該經預補償的波前然后進入光學路徑區段301,使其輸出具有減小的畸變或甚至不具有畸變的波前。
某些現有系統根本沒有專用補償器。其他系統僅僅通過透鏡組中的透鏡以分布方式補償球面像差,該透鏡組還具有其他功能并位于XY掃描器之后。在這些現有系統中,作為在不同功能之間進行折衷的結果來選擇透鏡的參數,這導致對其性能的限制。
相比之下,激光傳輸系統1的實施例可以具有設置在XY掃描器300之前的專用預補償器200。在一些實施例中,預補償器200為第一光學單元或透鏡組,其從激光引擎100接收激光束。由于預補償器200的位置,激光束到達預補償器200而沒有發展出非零角度光線或場射線(可由XY掃描器300造成),因此這些實施例可實現高水平的預補償。該預補償也是高效的,這是因為預補償是預補償器200的主要功能,因此與利用具有附加功能的透鏡進行補償的現有系統相反,可以將設計折衷保持為非常有限。
出于這些原因,在這些實施方式中,可以高程度地校正球面像差,而 不會影響或引入其他類型的像差。
已知這樣的像差理論:復合透鏡系統的球面像差近似為各組件的球面像差的總和。因此,在激光傳輸系統1的一些實施例中,可通過設計預補償器200以引入等量但具有相反符號的像差來預補償不希望的量的像差。
作為實例,當焦斑在眼組織內的深度從其最優焦平面移動5mm時,球面像差α40(根據表1)為-2.0微米。相應地,在一些實施例中,預補償器200可引入α40=+2.0微米的像差量度。在一級近似中,該預補償基本上消除了由焦斑的5mm移動導致的球面像差并相應地將Strehl比率從S=0.054增加回到S=1。(該簡單實例忽略了其他像差源。)
將通過比較“非預補償的”激光傳輸系統1(即,已經去除了預補償器200的激光傳輸系統)與“經預補償的”激光傳輸系統1(即,未去除預補償器200的系統)表征下面的一些實施方式。
在一些實施方式中,安裝預補償器200可以將Strehl比率從非預補償的激光傳輸系統1的值S<S(precomp)增加到經預補償的激光傳輸系統1的值S>S(precomp)。在一些實施方式中,S(precomp)可以為例如0.6、0.7、0.8或0.9。
如上所述,這里和下面的該Strehl比率S可以指在上述五個參考點P1-P5處的Strehl比率S(P1),…S(P5)中的任一個,或者指在某些其他預定參考點處的Strehl比率S,或者指對這五個參考點的Strehl比率S的平均值,或者指對操作波前的平均值。
同樣,Strehl比率可以適用于整個激光傳輸系統1,該系統1從激光引擎100接收激光束,終結于物鏡700并在眼目標組織中形成焦斑。在某些其他情況下,該術語可適用于其他目標(包括空氣)。在一些實施方式中,該術語可以適用于激光傳輸系統1的子系統。
在一些實施方式中,對于具有比具有皮秒或更長的持續時間的激光脈沖的變換受限的帶寬大出至少一個量級的相關帶寬的脈沖,將預補償器200添加到非預補償的激光傳輸系統1可將Strehl比率從低于S=S(precomp)的非預補償的值增加到高于S=S(precomp)的經預補償的值。如上所述, S(precomp)可以為例如0.6、0.7、0.8或0.9。
在一些實施方式中,向激光傳輸系統1添加預補償器200可以在0.4微米到1.1微米的波長范圍內將Strehl比率從低于S=S(precomp)的非預補償的值增加到高于S=S(precomp)的經預補償的值。如上所述,S(precomp)可以為例如0.6、0.7、0.8或0.9。
在一些實施方式中,預補償器200的添加可以將系統數值孔徑從對應于不具有預補償器200的激光傳輸系統1的低于NA=NA(precomp)的非預補償的值增加到具有預補償器200時的高于NA=NA(precomp)的經預補償的值。在一些實施方式中,NA(precomp)的值可以為例如0.2、0.25、0.3或0.35。
在一些實施方式中,向不具有預補償器的激光傳輸系統1添加預補償器200可以將目標組織中的焦斑半徑rf從大于rf(precomp)的非預補償的值減小到對應于具有預補償器200的激光傳輸系統1的低于rf(precomp)的經預補償的值。在一些實施方式中,rf(precomp)可以為2、3或4微米。
在一些實施方式中,安裝預補償器20可以將RMS波前誤差從非預補償的激光傳輸系統1的值ω>ω(precomp)增加到預補償的激光傳輸系統1的值ω<ω(precomp)。在一些實施方式中,例如,ω(precomp)可以為0.06、0.07、0.08或0.09,全都以激光束的波長為單位。
在一些實施方式中,將安裝預補償器20可以將球面像差系數從非預補償的激光傳輸系統1的值α40>α40(precomp)增加到預補償的激光傳輸系統1的值α40<α40(precomp)。在一些實施方式中,例如,α40(precomp)可以為2、3或4微米。
在一些實施方式中,將預補償器200安裝到非預補償的激光傳輸系統1中可以使以下像差量度中的至少一種從非預補償的值至少減小預補償百分比P(precomp):RMS波前誤差ω、球面像差量度α40以及焦斑半徑rf,或者使Strehl比率S至少增加預補償百分比P(precomp)。在一些實施例中,例如,P(precomp)可以為10%或20%或30%或40%。
如上所述,這些像差量度中的任一種可屬于參考點P1,…P5中的任一 個或屬于某些其他預定參考點,或屬于參考點處的值的平均,或可以為對波前的平均。
在一些實施方式中,預補償器200還可以補償非球面像差,例如,一級或更高級像差。在一些情況下,預補償器200也可以進行對離軸光線的預補償。
在一些實施方式中,預補償器200補償其他類型的像差,同時不會使RMS波前誤差的增加量多于0.075,或保持高于S(precomp)的Strehl比率(具有例如0.8的值)。
在一些實施方式中,預補償器200可以將從預補償器200引出的光束的半徑rb增加到大于rb=rb(precomp)的值,其中rb(precomp)可以為例如5mm或8mm。
通過在預補償器200中包括一個或多個可移動透鏡(movablelens),可以實現這些功能中的一些功能。位置致動器(positionactuator)可以使可移動透鏡移動,改變預補償器200的某些透鏡之間的距離。
在具有一個可移動透鏡的實施方式中,預補償器200的可移動透鏡可以使激光傳輸系統1的焦平面或焦斑沿光軸移動0.3-4.0mm。在一些其他實施方式中,可以移動0.5-2.0mm。
在一些實施方式中,當在可移動透鏡處于中間位置時在上述五個參考點P1,…P5處的至少一個Strehl比率S(low)低于S=S(movable)時,移動可移動透鏡,以將Strehl比率S(low)增加到高于S=S(movable)的值。S(movable)可以為0.6、0.7、0.8或0.9。
在一些實施方式中,可以將可移動透鏡移動為使Strehl比率S在0.6-0.9的范圍內變化。在其他實施方式中,在0.70-0.85的范圍內變化。
由于預補償器200位于XY掃描器300或其他擴束器之前,因此光束半徑仍是小的。因此,可移動透鏡可以是小的。并且,由于可移動透鏡是小的,位置致動器可以非常快速地移動該可移動透鏡,這允許非常迅速地改變焦深。該特征加速了這些實施例中的深度掃描或Z掃描,且可以使Z掃描速度比得上典型地較快的XY掃描速度。
在一些典型的現有系統中,主要通過諸如透鏡的光學裝置補償像差。現在描述的可移動透鏡預補償器200可以利用快速可移動透鏡而很好地實施該功能。特別地,當用XY掃描器300掃描激光束時,可以使可移動透鏡以充分高的速度移動,使得與XY掃描相關的像差被補償到希望的水平。
圖7A示例了當基本上跟蹤平面或曲形患者接口(patientinterface)208的接觸表面而實施橫向手術切口206時該方面有用。小的可移動透鏡的速度使得可以以XY掃描所需的速度進行Z掃描,形成希望的曲形切口。
在一些實施方式中,曲形切口的曲率或半徑、或者曲形目標線可以小于1mm、10mm以及100mm。
圖7B示例了高Z掃描速度的另一有用方面。大多數光學系統的焦平面是稍微彎曲的。如果希望產生基本上直的橫向切口(因此,該接口不會跟蹤焦平面的曲率),需要與快速的橫向XY掃描同步地、連續地再調整焦深,以補償焦平面的曲率。例如,對于徑向切口或具有光柵掃描圖形的平面切口,徑向或XY坐標的改變可以非常快。在這些過程中,快速的Z掃描速度可有助于形成希望的直切口。
最終,高Z掃描速度同樣可以對于快速地進行諸如角膜過程的一些手術過程是有用的。
在一些實施方式中,可移動透鏡預補償器200可以以焦斑的最大橫向掃描速度的至少5%的軸向速度改變激光傳輸系統的焦斑的深度。在一些實施方式中,軸向速度為焦斑的最大橫向掃描速度的至少10%。在其他實施例中,軸向速度為焦斑的最大橫向掃描速度的至少20%。
在一些實施方式中,可移動透鏡預補償器200可以在Z掃描時間內將焦斑的Z坐標改變0.5-1毫米。
在一些實施方式中,該Z掃描時間可以在10-100納秒、100納秒-1毫秒、1毫秒-10毫秒以及10毫秒-100毫秒的范圍內。
在一些實施方式中,透鏡組的可移動透鏡在Z移動范圍內可移動以將第一像差量度減小至少可移動百分比P(movable)。這里,第一像差量度可以為球面像差系數α40、RMS波前誤差ω以及焦斑半徑rf,且可移動百分 比P(movable)可以為10%、20%、30%和40%。
在一些實施方式中,透鏡組的可移動透鏡可在Z移動范圍內移動,以將Strehl比率S至少增加可移動百分比P(movable),該可移動百分比P(movable)可以為10%、20%、30%和40%。
在一些實施方式中,可移動透鏡預補償器200能夠通過移動可移動透鏡而基本上獨立地改變激光傳輸系統1的數值孔徑NA、焦斑的Z深度、像差測量中任一者以及光束直徑。換言之,移動可移動透鏡能夠改變激光傳輸系統1的這四個特性中的任何一個,而不會改變其他兩個特性。這些實施例為實施例的操作者提供了相當大的控制。
預補償器200的一些功能有時稱為束調節或擴束。因此,在一些現有系統中,具有相似功能的塊稱為光束調節器或擴束器。
在一些實施例中,預補償器200包括僅一個透鏡來實現上述功能。
在一些實施例中,預補償器200包括兩個到五個透鏡以實現上述功能。
圖8A示例了預補償器200的三透鏡實施例,包括透鏡221、222和223。
圖8B示例了可移動透鏡預補償器200’的三透鏡實施例,包括透鏡221’、可移動透鏡222’和透鏡223’。
圖8C示例了預補償器200”的四透鏡實施例,包括透鏡231-234。
圖8D示例了可移動透鏡預補償器200”’的四透鏡實施例,包括透鏡231’、可移動透鏡232’、透鏡233’和透鏡234’。
表2-4示例了圖8A-B的預補償器200和200’的各種三透鏡實施方式。可以使用薄透鏡實施預補償器200的實施例。因此,可以關于各透鏡的折光力及其與下一透鏡相距的距離來描述這些預補償器。
表2示例了在圖8A中示出的預補償器200的三固定透鏡實施例。在表2中,第1列示出了透鏡號,第2列示出了以屈光度Di(i=1,2,3)量度的折光力,第3列示出了透鏡i與i+1之間的距離di(i=1,2)。
透鏡號折光力[1/m]到下一透鏡的距離[mm]221D1=(-3,-5)d1=(60,100)222D2=(3,5)d2=(3,9)223D3=(-3.5,-6)
用于圖8A的表2
表3示例了如圖8B所示的具有兩個可移動透鏡222’和223’的預補償器200’的可能的實施方式,示出了在第3和第4列中的兩種配置A和B中的透鏡間隔diA和diB。透鏡間隔di可以在diA與diB之間連續變化。

用于圖8B的表3
表4示例了,在各種實施方式中,依賴于諸如不同光束尺寸和可用空間的大量的設計考慮,上述參數Di和di可呈現寬范圍的值。可通過以比例因子α縮放折光力以及以對應的比例因子1/α縮放距離,來將這些實施方式中的一些參數聯系到表2-3的實施例。此外,可以通過容差因子t1到t3附加地修改折光力,以允許容差和設計實施方式中的差異。在表4中總結了這些關系。
透鏡號折光力[1/m]到下一透鏡的距離[mm]221D1*α*t1d1/α222D2*α*t2d2/α223D3*α*t3
用于圖8A-B的表4
在一些實施方式中,比例因子α可以在0.3到3的范圍內,且容差因子t1、t2和t3可以在0.8到1.2的范圍內。
相似地,表5示例了預補償器200”的各種四透鏡實施方式,其中透鏡 231、232、233和234被固定,如圖8C所示。
透鏡號折光力[1/m]到下一透鏡的距離[mm]231D1=(-15,-20)d1=(100,130)232D2=(-5,-8)d2=(32,41)233D3=(-25,-35)d3=(33,45)234D4=(7,10)
用于圖8C的表5
表6示例了圖8D的預補償器200”’的四透鏡實施方式,其中具有一個可移動透鏡232’。

用于圖8D的表6
與在三透鏡實施方式中相同,四透鏡預補償器200”和200”’的參數可以呈現寬范圍的值。與表4相似,可通過分別比例因子α、1/α、t1、t2、t3以及t4將這些實施方式中的一些參數彼此關聯。比例因子α可以在0.2到5的范圍內,且容差因子t1,…t4可以在0.7到1.3的范圍內。
在其他實施例中,采用其他組合和范圍。在這些范圍內,由于可以最優化系統以用于導致不同選擇的許多不同功能,因此激光傳輸系統1的許多實施例是可能的。設計折衷和最優化限制可導致大量的實施方式,每個實施方式都具有其自身的優點。通過在上述表2-6中的參數的范圍示例了大量的可能性。
在預補償器200’的具有一個可移動透鏡的實施方式中,該可移動透鏡可以基本上獨立地改變激光系統特性中的一個。這些參數包括Z焦深、數值孔徑NA、像差量度中的任一個和出射光束的直徑。例如,這些實施方式允許操作者改變例如激光傳輸系統1的數值孔徑而不改變例如Z焦深。
在一些實施方式中,預補償器200具有兩個獨立地移動的元件。這樣 的實施方式允許操作者獨立地控制激光束的兩個特性(例如,光束直徑和數值孔徑NA),同時使像差保持固定。
圖9示例了激光傳輸系統1’的實施例,其中突出顯示了各種光學塊的Z掃描功能。特別地,激光引擎100產生激光束,第一Z掃描器250接收該激光束。第一Z掃描器250從激光引擎100接收激光束并沿激光傳輸系統1’的光軸在第一Z間隔(interval)內掃描激光傳輸系統1’的焦點。XY掃描器300接收由第一Z掃描器250輸出的光束,XY掃描器300沿基本上橫斷激光系統的光軸的方向掃描激光束。然后,第二Z掃描器450接收輸出的XY掃描激光束,第二Z掃描器250沿激光系統的光軸在第二Z間隔內掃描激光系統的焦點。
在一些實施例中,第一Z掃描器250被配置為使第一Z間隔適合于角膜手術過程,且第二Z掃描器450被配置為使第二Z間隔適合于眼前段(anteriorsegment)手術過程。
在一些實施例中,第一Z間隔在0.05-1mm的范圍內,且第二Z間隔在1-5mm的范圍內。
在一些實施例中,第一Z間隔在1-5mm的范圍內,且第二Z間隔在5-10mm的范圍內。
在一些實施例中,第一Z掃描器250被配置為在第一掃描時間中在0.05mm-1mm的第一Z間隔內掃描焦點。第一Z掃描時間可以為以下范圍中的一個:10-100納秒、100納秒-1毫秒、1毫秒-10毫秒以及10毫秒-100毫秒。
在一些實施例中,第二Z掃描器450被配置為在第二掃描時間中在1mm-5mm的第二Z間隔內掃描焦點。第二Z掃描時間可以為以下范圍中的一個:10-100毫秒以及100毫秒-1秒。
在一些實施例中,第一Z掃描器250被配置為使激光束的數值孔徑的改變量多于10%。
在一些實施例中,第二Z掃描器450被配置為使激光束的數值孔徑的改變量多于10%。
在一些實施例中,第一Z掃描器250被配置為使激光束的數值孔徑的改變量多于25%。
在一些實施例中,第二Z掃描器450被配置為使激光束的數值孔徑的改變量多于25%。
圖10示出了上述元件的多種變型的總結表。如所示,一些實施方式可以具有0個Z深度掃描器、在XY掃描器300之前的1個Z深度掃描器、在XY掃描器300之后的一個Z深度掃描器、以及2個Z深度掃描器,一個在XY掃描器300之前,另一個在XY掃描器300之后。
此外,一些實施方式可以具有0個NA控制器、在XY掃描器300之前的1個NA控制器、在XY掃描器300之后的1個NA控制器、以及2個NA控制器,一個在XY掃描器300之前,另一個在XY掃描器300之后。
這里,Z掃描器和NA控制器通常指可以分別修改Z深度和數值孔徑NA的單透鏡或透鏡組。在一些情況下,可以通過單個電致動器激活或控制這些修改器,該單個電致動器使修改器的透鏡同步移動以修改光束的NA或Z深度。
Z掃描器和NA控制器二者都被容納(house)在圖9的第一Z掃描器250和第二Z掃描器450中。在一些情況下,對應的光學元件是不同的,在其他實施方式中,容納在相同Z掃描器塊250或450中的Z掃描器和NA控制器可共享一個或多個透鏡、可移動透鏡或電致動器。
如圖10所示,0個Z掃描器和一個或兩個NA控制器操作在固定的Z深度處,但可以在XY掃描期間控制NA。
1個Z掃描器和0個NA控制器可以進行Z掃描。
1個Z掃描器和1或2個NA控制器除了進行Z掃描之外還可以進行對NA的控制。
2個Z掃描器可以以兩個速度進行Z掃描并且在與1個或2個NA控制器組合時還可以控制NA。
在一些實施方式中,還可以使用無透鏡的光學元件,例如,可變孔和 光瞳。
此外,所示例的16個組合中的大多數組合可以被進一步配置為預補償所選擇的像差,例如,球面像差。
圖10示例了可以彼此獨立地控制或調整由其像差量度(例如,Strehl比率S)表示的各種系統特性,例如,光束的Z深度、其數值孔徑NA及其像差。這樣的實施例為激光傳輸系統1的操作者提供了很大的控制和精度。
在相似實施例中,可對其他成對的光束特性進行這樣的雙重光束調節(doublebeamconditioning)。例如,對于像差控制器和光束直徑控制器,可以創建相似的具有4X4=16對的表。這里,在與0、1或2個光束直徑控制器的所有可能組合中,可以與0、1或2個像差控制器配對。
光束特性的列表包括:焦斑的Z深度、數值孔徑NA、光束半徑以及諸如Strehl比率S、焦斑半徑rf、RMS波前誤差ω和球面像差量度α40的任何像差量度。
3.XY掃描器300
XY掃描器300可以從預補償器200直接或間接地接收已經通過一些中間光學元件的經預補償的光束。XY掃描器300的功能為沿基本上橫斷激光傳輸系統1的光軸的方向掃描從預補償器200接收的光束。在各種實施例中,“橫斷”方向未必垂直于光軸,可以包括與光軸成實質角度(substantialangle)的任何方向。
在一些實施例中,XY掃描器300輸出掃描激光束(該掃描激光束已經傳播通過激光傳輸系統1并已經到達手術區域),并沿橫斷方向從零掃描到5-14mm的XY掃描范圍的最大值。在一些實施方式中,XY掃描范圍的最大值在8和12mm之間。
圖11A示例了XY掃描器300可包括X掃描器和Y掃描器。在一些現有設計中,X掃描器和Y掃描器各自包括一個反射鏡(mirror):單X掃描反射鏡310和單Y掃描反射鏡320。在這樣的設計中,被X掃描反射鏡310反射的光束依賴于X掃描反射鏡310的取向而入射在Y掃描反射鏡 320的不同點處。特別地,當X掃描反射鏡310處于位置310a時,入射光束331被反射為光束332a,而當Z掃描反射鏡旋轉到位置310b時,入射光束被反射為光束332b。
這兩個光束332a和332b入射到Y掃描反射鏡320的不同位置,因此,即使Y掃描反射鏡320固定在位置320a處,也可以分別產生兩個不同的反射光束333aa和333ba。更糟糕的是,當Y掃描反射鏡320自身從位置320a旋轉到320b時,兩個入射光束332a和332b產生兩個附加的反射光束333ab和333bb,所有四個光束333aa、333ab、333ba和333bb沿不同方向傳播。
可以關于支點(pivotpoint)的概念來表征該問題。掃描光學元件的支點的一種定義可以為這樣的點,從光學掃描元件出射的基本上所有光線都通過該點。在應用于諸如掃描器的移動光學元件時,該概念類似于非移動折射元件的焦點。
使用該術語,上述問題可在圖11A中被追溯到固定于X掃描反射鏡310自身上的X掃描器支點315X。對于隨后的光學元件,輸出的掃描光束將看起來是已經從X掃描反射鏡310上的單個支點315X出射并由此傳播成寬范圍的角。雙反射鏡設計的該發散會導致多種不同類型的不希望的像差。
圖11B示例了現有的三反射鏡XY掃描器300’,其中,X掃描器310包括兩個反射鏡311和312以解決該問題。為了清楚,從側面示出了各反射鏡。在該設計中,X掃描反射鏡311和312以協作的方式執行X掃描功能。如圖11B所示,當第一X掃描反射鏡311將其取向從311a改變到311b時,第二X掃描反射鏡312可以以協作的方式從312a旋轉到312b。這些協作的掃描旋轉可以使處于兩種旋轉狀態的偏轉光束332a和332b通過支點315X,該支點315X從X掃描反射鏡搬走(liftoff)。
由于X掃描器支點315X已被從X掃描反射鏡自身搬走,因此可調整支點的位置。在圖11B的設計中,X掃描反射鏡被設計為將支點315X基本上置于Y掃描反射鏡320上。在這樣的設計中,圖11A中的X掃描器 310的問題基本上被解決,并極大地減小了對應的像差。
然而,僅就Y掃描反射鏡320而言,即使是該設計也具有類似于圖11A的問題。在圖11B的設計中,Y掃描器支點315Y仍被固定到Y掃描反射鏡。
光學系統的入瞳(entrancepupil)為當從系統前面觀測時孔徑光闌(aperturestop)的像。出瞳為像空間中孔徑光闌的像。在具有多個透鏡組的光學系統中,入瞳和出瞳的位置通常被仔細調整。在許多設計中,一個透鏡組的出瞳與下一透鏡組的入瞳匹配。
對于XY掃描器310,支點可被視為出瞳。在一些實施例中,該出瞳與諸如Z掃描器450的下一透鏡組的入瞳匹配。然而,該透鏡組的入瞳可能在不能設置掃描器塊的透鏡組的物理邊界內。在該情況下,這樣的掃描器塊是希望的,該掃描器塊的支點在掃描器塊的物理邊界外部的可任意選擇的位置處。
圖11C示例了用以解決該問題的四反射鏡設計。在XY掃描器300”中,X掃描器310仍包括兩個X掃描反射鏡311和312。然而,Y掃描器同樣包括兩個Y掃描反射鏡321和322。
XY掃描器300”使Y掃描器支點315Y從Y掃描反射鏡移除。相應地,XY掃描器300”可控制Y掃描器,或者將支點315Y輸出到預定位置。一個實例為將Y掃描-輸出支點315Y移到后續透鏡組的入瞳340上。在一些實施方式中,X支點315X同樣也可以被移到相同位置。
該設計的其他方面包括:XY掃描器300”可以基本上獨立地控制(i)激光傳輸系統1的光軸與輸出的掃描光束之間的角α,以及(ii)通過與光軸相距的距離d表征的掃描光束入射到后續光學元件的入瞳的位置。由于這些控制的近似獨立,XY掃描器300”可提供具有最小像差的掃描光束,并且還可控制周邊區域(包括手術區域的周邊區域)中的像散和慧形像差。
XY掃描器300”’的一些實施方式僅僅包括一個X掃描反射鏡310和一個Y掃描反射鏡320,每個掃描反射鏡都是“快速控制(faststeering)”類型。各快速控制反射鏡能夠圍繞兩個旋轉軸進行角運動。這些快速控制 反射鏡的對還可以控制光束角和在橫斷光軸的面中的光束位置。
在一些實施例方式中,XY掃描器300”’被配置為在激光系統的焦平面處在最大值大于5毫秒且小于15毫秒的XY掃描范圍內掃描激光束。
在一些實施方式中,由第一和第二XY快速控制反射鏡產生的X支點與由第一和第二XY快速控制反射鏡產生的Y支點重合。
4.Z掃描器450
如上所述,通過具有允許在遠大于角膜手術過程中的掃描間隔的間隔內掃描焦點的設計,眼科手術系統被配置為進行眼前段手術或晶狀體手術。在一些實施方式中,在5mm到10mm或者0mm到15mm的Z掃描范圍內在Z掃描路徑內進行Z掃描。(在本申請中,術語“在xmm到ymm的范圍內掃描”是指其初始值為xmm或更大且結束值為ymm或更小的掃描路徑,包括不超過整個掃描范圍的所有掃描路徑。)
這里,應理解,“X,Y,Z”的指派在實施方式中的意義是寬泛的。Z典型地表示光軸,其可以靠近幾何軸。但在諸如眼睛的目標組織內的Z方向可以不完全平行于激光傳輸系統1的光軸。這兩者之間的任何折衷軸同樣稱為Z方向。同樣,X、Y方向未必垂直于Z軸。它們可表示與Z軸成實質角度的任何方向。同樣,在一些實施方式中,徑向坐標系統可以更適合于描述激光傳輸系統1的掃描。在這些實施方式中,XY掃描是指由合適的徑向坐標所參數化的不平行于Z軸的任何掃描。
圖1示例了:激光傳輸系統1的一些實施方式通過在Z掃描器450中包括第一擴束器塊400和可移動擴束器塊500而實現了這些具有挑戰性的大的Z掃描范圍。在各種實施方式中,第一擴束器塊400可以為可移動塊或固定塊。第一擴束器塊400和可移動擴束器塊500之間的距離可通過例如位置致動器來調整。
如已經在圖2A-B中示例的,當焦點從其在目標組織中的最優位置移開時,像差增加。這些像差典型地稱為“幾何像差”,因為其可以通過跟蹤幾何光線而加以理解且源自透鏡的有限范圍。可以通過使Z掃描器450的數值孔徑較小來限制這些幾何像差。這樣,幾何像差依賴于Z焦深和數值 孔徑NA二者。
此外,隨著數值孔徑NA減小,出現由光的波動性所引起的像差的第二來源。這些像差導致所謂的“衍射像差”。隨著數值孔徑減小,該第二類型的像差使焦斑半徑增大。
圖12A-B示例了作為Z掃描器450的孔尺寸的函數的在眼前段中的幾何和衍射像差,其由作為上述像差量度之一的焦斑半徑rf表征。由于幾何像差隨孔尺寸增加而衍射像差減小,總像差(被定義為這兩個像差的總和)在最優像差和對應的最優數值像差NAopt處呈現最優的最小值。
這里,通常的定義將數值孔徑NA和孔尺寸聯系到一起:NA=n*SinArTan(孔尺寸/(2*焦距)),其中n為在其中形成像的材料的折射率。
這些曲線針對特定的Z焦深,如圖12A中的1mm的Z焦深和圖12B中的8mm的Z焦深。由于幾何像差在不同的Z焦深處是不同的,總像差曲線的最小值和由此的整個系統的最優孔尺寸和最優數值孔徑NAopt依賴于Z焦深:NAopt=NAopt(z)。特別地,當Z焦深從1mm增加到8mm時,在該特定實例中,對應于Z焦深增加,最優孔尺寸和NAopt從32mm減小到25mm。因此,希望既用于角膜手術也用于晶狀體手術的激光傳輸系統需要覆蓋更寬的孔范圍和對應的NA范圍。該需要提出了巨大的設計挑戰。
如下面進一步說明的,圖12A-B還示例了:對于典型的1mm的角膜Z焦深,像差呈現寬的且平坦的最優值,而對于典型的用于晶狀體手術的Z焦深,像差則呈現較窄的且較尖銳的最小值。
還可以通過其他三個像差量度S、ω或α40來表征像差,它們全都會產生呈現最優值的曲線。上述四個像差量度中的任一個可對應于上述五個參考點P(1),…P(5)中的任一個,或者可以為對這些參考點中的部分或全部取的平均值,或者可對應于其他參考點。
在一些實施方式中,在Z焦深的寬范圍內,可以將孔尺寸和對應的NA調整到實質上最優的數值孔徑NAopt(z),從而使得由像差量度所度量的總像差最小化。該功能允許極大地減小總像差。這里,如前所述,在上述五個參考點P1,…P5中的任一個處通過四個像差量度rf、S、ω或α40中的 一個度量像差。最優像差對應于像差量度rf、ω或α40的最小值或者Strehl比率S的最大值。
在某些其他實施方式中,在不能達到最優像差或者設計考慮規定應使用偏離最優值的像差的情況下,與其中Z掃描器450的第二塊不可移動且因而不能調整數值孔徑的基本上相同的激光系統的像差度量相比,可移動擴束器塊500仍可以使像差量度rf、ω或α40的值減小,減小的百分比至少為P(MovableExpander)百分比,或相應地使Strehl比率S的值增加,增加的百分比至少為P(MovableExpander)百分比。在一些實施方式中,P(MovableExpander)可以為20%、30%、40%或50%。這里,如前所述,可以在五個參考點P1,…P5中的任一個處測量像差量度rf、S、ω或α40。
在一些實施方式中,相對于Strehl比率S低于0.8的其中Z掃描器不具有可調整的數值孔徑的基本上相同的激光系統,包含具有可調整的數值孔徑NA的Z掃描器450的激光系統可以將Strehl比率S增加為高于0.8。
附加設計挑戰不僅要通過將激光傳輸系統調整到其最優孔尺寸和對應的數值孔徑NAopt(z)而使在固定的z焦深處的總像差最小化,而且在掃描Z焦深時還要使系統保持為至少接近該依賴于Z的最優數值孔徑NAopt(z)。在典型的實施方式中,最優數值孔徑從焦深增加而減小。
為了解決在Z掃描范圍內掃描Z焦深時該最優孔徑的變化,激光傳輸系統1的實施方式具有與其Z焦深自身變化基本上無關地使作為Z掃描器450的單獨參數的數值孔徑NA(z)改變的能力。
其中基本上獨立地控制兩個量(這里為Z焦深和數值孔徑NA)的實施方式典型地具有實現該特征(modality)的控制參數的對。實例包括第一擴束器塊400與可移動擴束器塊500之間的可控距離和可通過第二光學控制器調整的可移動透鏡在這些塊的任一個中的位置的配對。另一實例包括在Z掃描器450的兩個塊中的任意組合中的兩個可移動透鏡。應記得,第一束擴展器塊400可被實施為固定塊或可移動塊。
在一些實施方式中,數值孔徑NA可被調整到最優數值孔徑值NAopt(z)的序列,在掃描Z焦深時產生在Z焦深的序列處的最優總像差值的序列。
如前所述,可以通過上述像差量度rf、ω或α40中的任一個的最小值或Strehl比率S的最大值來獲知最優總像差。Z掃描范圍可以為例如5-10mm或0-15mm。可以以半徑r1=0mm,或r2=3mm或在某個其他半徑r,或在由例如r<3mm劃界的可變半徑r(z)處掃描Z焦深。
表7示例了實例,其中,第二列描述在眼目標組織中的(-0.14mm,11.65mm)的Z掃描范圍內的Z焦深的掃描,第三列示出了NAopt(z)的對應值。Z掃描器450的實施方式能夠在該范圍內調整Z焦深并將數值孔徑NA調整到其在這些焦深處的最優值NAopt(z)。

表7
在某些其他實施方式中,可以在0mm到10mm的Z掃描范圍內掃描Z焦深。在掃描過程中,數值孔徑可以在0.4到0.1的范圍內變化,在某些其他實施例中,在0.35到0.15的范圍內變化。
圖12C示例了與8mm、4mm、2mm和0mm的Z焦深的序列對應的像差曲線的相似序列,呈現了對應的最優數值孔徑Nopt(z)的序列。
圖12D清楚地示例了作為對應Z焦深的函數的最優數值孔徑Nopt(z)。
如上所述,Z焦深和數值孔徑NA的單獨可調整性典型地需要兩個獨立可調整的控制參數。然而,一些實施方式不能提供Z和NA的單獨和獨立可調整性。替代地,對于每個Z焦深,這些實施方式將數值孔徑自動調整到其最優值NAopt(z)或至少調整到NAopt(z)附近,而無需操作者進行單獨的NA調整步驟。例如,NA可在P(track)百分比內跟蹤NAopt(z),其中P(track)可以為10%、20%或30%。
這些實施方式可以僅具有單一的整合的可調控制器。在剛描述的實例中,該整合的控制器可僅向其控制的系統的用戶顯示目標區域中的Z焦深。然而,控制器可以包含耦合孔調整器,該耦合孔調整器同時調整數值孔徑NA以跟蹤NAopt(z)而無需由激光傳輸系統1的用戶進行單獨的調節步驟。
在一些實施方式中,調整第一擴束器400與可移動擴束器500之間的距離可以充分地實現該功能。在其他實施方式中,單個可移動透鏡可提供該特征。在另外的其他實施方式中,可以采用兩個調整器的組合。
這些實施方式為激光傳輸系統1的操作者提供了簡化的控制功能。由于實現這樣的單一整合的控制功能是設計挑戰,因此某些實施方式與諸如預補償器200、XY掃描器300和物鏡700的其他塊組合地執行這些整合的控制功能。
在其中出于各種設計考慮而不能實現或不實現最優總像差值的某些實施方式中,數值孔徑NA可被調整到在Z掃描范圍內的沿Z掃描路徑的Z焦深的序列處的數值孔徑值的序列,以便使總像差與其Z掃描器450不具有可調整的數值孔徑NA的激光系統相比以至少P(scan)百分比減小。在一些實施方式中,P(scan)可以為20%、30%、40%或50%。
如上所述,可以通過之前介紹的像差量度rf、ω或α40中的任何一個來表征總像差。等價地,可以通過Strehl比率S的對應增加來表征像差的減小。Z掃描路徑可以是與激光系統的光軸或Z軸相距半徑R并平行于Z軸的路徑。在一些實施方式中,Z掃描路徑可以位于與光學Z軸相距半徑r1=0mm到r2=3mm之間。
可以通過多種不同的方式測量總像差。總像差可以指在Z掃描路徑內求平均的總像差或者指沿掃描路徑的總像差的最大值或最小值。總像差的減小可以指這些可能性中的任一種。
在一些實施方式中,可以將數值孔徑NA從進行角膜手術過程時的第一值調整到進行眼前段手術過程時的第二值。在一些實施方式中,第一值在0.2-0.5的范圍內,且第二值在0.1-0.3的范圍內。在一些其他實施方式中,第一值可在0.25-0.35的范圍內,且第二值可在0.15-0.25的范圍內。
Z掃描器450的本實施方式以多種其他方式與現有的角膜激光傳輸系統不同,這些其他方式包括:
1.在角膜激光傳輸系統中,典型地要求數值孔徑在焦深的Z掃描期間不變以確保設計的簡化。該設計對于角膜手術是令人滿意的,這是由于典型地由1mm的Z掃描誘導的總像差并不是角膜激光傳輸系統的精度的嚴重限制因素。相比之下,激光傳輸系統1的實施方式具有可變的數值孔徑NA以保持在例如5-10mm的寬廣的手術Z范圍內將孔調整到其最優孔。當然,可以通過基本上獨立于Z焦深地調整數值孔徑NA的這一特征而實現這一點。
2.并且,典型的現有角膜系統使其Z掃描器在物鏡700中或作為物鏡700的復雜實施中的一部分,而本文的Z掃描器450被設置在物鏡700之前。本文中,物鏡700表示激光傳輸系統1的被設置在與XY掃描器和Z掃描器的功能機械殼分離的功能機械殼中的最后的透鏡組。術語功能機械殼不是指傳輸系統的總外殼(其設計可由人機工程學和外觀考慮決定),而是指將透鏡保持到一起以執行其實際光學功能的外殼。本實施方式的物鏡700典型地位于在由Z掃描器450輸出并被鏡600反射的XYZ掃描光束之后的光學路徑中。
3.圖12A-B示例了晶狀體手術光學系統的又一設計挑戰。顯然,對于典型的1mm的角膜Z焦深,總像差呈現寬的且平坦的最優區域,由此(i)可以為其他考慮而使系統參數最優化,(ii)可以使用寬的Z掃描范圍,以及(iii)需要對系統參數的較不精確的調整,所有這些都不會很大 地劣化焦斑尺寸。相比之下,對于晶狀體手術系統,當(i)為其他考慮而使系統參數最優化,(ii)實施較寬的Z掃描范圍以及(iii)較不精確地調整系統參數時,焦斑尺寸迅速劣化。
在Z掃描器450的實施例的又一方面中,包括成像子系統或視覺觀測用光學裝置子系統的激光傳輸系統通過鏡600而使與這些子系統中的任一個關聯的光束耦合到激光傳輸系統1中。鏡600可以為例如分色鏡。在典型的手術系統中,物鏡700是指在光學路徑中位于鏡600之后的透鏡組。
實施在鏡600之前并與物鏡700分離的Z掃描器450是重要的設計考慮,這同樣是由于物鏡700的重量是關鍵因素,因為物鏡700與諸如患者的眼睛的目標組織基本上直接接觸。因此,使物鏡700的重量或質量最小化可以使激光傳輸系統1的實施對眼施加減小的壓力。并且,由于該壓力會使眼自身變形并由此降低手術過程的精確度,因此減少對眼睛的壓力的設計顯著增加了眼科手術的精確度。
表8-9示例了用于第一擴束器塊400和可移動擴束塊500的各種實施例的一些相關參數的范圍。每個擴束器塊可具有2-10個透鏡,在一些實施例中,可具有3-5個透鏡,這些透鏡被配置為執行上述功能。
表8示例了使用工業標準規約的第一擴束器塊400的五透鏡實施例,關于各表面示出了厚透鏡的組。第一擴束器塊400可以包括具有處于下列范圍(由括號指示)的參數的透鏡411、412、413、414以及415:

表8
在一些實施例中,第一擴束器塊400自面向XY掃描器300的輸入側依次包括:具有正折光力的第一透鏡組、具有面向輸入側的凸起表面的凹凸透鏡(meniscuslens)、以及具有面向輸入側的凹入表面的第二透鏡。
其他實施方式涉及通過比例因子α縮放的表8的實施方式,具有五個縮放的透鏡,使第二列的曲率乘以α,使第三列的距離乘以1/α,以及具有未改變的折射率n。比例因子α可以取0.3與3之間的值。
表9示例了移動擴束器塊500的四透鏡實施例,包括具有處于下列范圍的參數的透鏡511、512、513和514:

表9
可移動擴束器塊500的一些實施方式自面向第一擴束器塊400的輸入側依次包括:具有面向輸入側的凹入表面的凹凸透鏡、具有負折光力的負透鏡、以及具有正折光力的正透鏡組。
其他實施方式涉及通過比例因子α縮放的表9的實施方式,具有四個縮放的透鏡,使第二列的曲率乘以α,使第三列的距離乘以1/α,以及具有未改變的折射率n。比例因子α可以取0.3與3之間的值。
圖13A-B示例了其中第一擴束器塊400與移動擴束器塊500之間具有不同距離的兩種配置下的表8-9的實施例。在一些實施方式中,移動擴束器塊500可以相對于第一擴束器塊400以d=5-50mm的范圍內的距離移動。
這些附圖示例了在工作時的Z掃描器450的設計考慮。
圖13示例了當可移動擴束器塊500處于相對遠離第一擴束器塊400的位置時的情況。在該情況下,從組合的組件引出的光束具有(i)會聚的 光線、(ii)在出瞳ExP處的相對大的直徑、(iii)當固定焦距物鏡被設置在Z掃描器450的出瞳附近時焦斑的較淺的Z深度,以及由此(iv)通過具有較大數值孔徑NA的光束形成焦斑。
圖13B示例了當可移動擴束器塊500比圖13A的情況更靠近第一擴束器400時的情況。此時,光束具有(i)發散的光線、(ii)在出瞳ExP處的較小的直徑、(iii)當固定焦距物鏡被設置在Z掃描器450的出瞳處時焦斑的較深的Z深度,以及由此(iv)通過具有較小數值孔徑NA的光束形成焦斑。
總之,在較淺的Z焦深處,通過大NA光束產生焦斑,而對于增加的Z焦深,數值孔徑NA減小。通過最優化擴束器塊400和500的出瞳ExP的位置和會聚物鏡700的入瞳的位置,可以使數值孔徑NA的相對改變最優化。這些實施方式是用于在即使不使用預補償器200的功能的情況下最優化在不同焦深處的數值孔徑的備選方式。
如上所述,可以在具有或不具有預補償器200的情況下,廣泛地調整數值孔徑NA。在整個激光傳輸系統1中,可以通過控制預補償器200、第一擴束器塊400或可移動擴束器塊500,或者通過組合地控制這些塊,來調整數值孔徑NA。在實踐中,實施方式的實際選擇依賴于其他較高級系統級要求,例如,掃描范圍、掃描速度以及復雜性。具有其他數值范圍的實施方式還可以被配置為實施上述功能中的部分或全部功能。
圖14示例了Z掃描器450的又一方面。示出了從XY掃描器300的引出支點(exitpivotpoint)PP(XY)出射的三個不同的特征光束。顯著地,Z掃描器450將所有三個特征光束聚焦到物鏡700的引入支點(entrancepivotpoint)PP(O)中。例如,可通過可移動擴束器500調整PP(O)的位置。
如下所述,產生離開XY掃描器300的反射鏡的支點PP(O)的激光傳輸系統例如在其中PP(O)支點落入物鏡700內部的實施例中具有有用的特征。
在其他實施例中,XY掃描器300具有比到Z掃描器450的距離遠的引出支點PP(XY)。在這些實施例中,Z掃描器450僅僅將XY掃描器300 的引出支點PP(XY)修改成物鏡700的引入支點PP(O)。
在任一情況下,這些實施方式利用位于第一擴束器塊400與可移動擴束器塊500之間的中間焦平面451的存在。由具有基本上相同的Z坐標的橫向排列的三個特征光束的焦點來指示該中間焦平面451的存在。相反地,不具有這樣的中間焦平面的實施方式并不充分適合具有可調整的支點PP(O)。
5.物鏡700
在一些實施方式中,由Z掃描器450輸出的激光束被分束器/分色鏡600偏轉到物鏡700上。通過該鏡600,還可以將各種輔助光耦合到激光傳輸系統1中。輔助光源可以包括與光相干斷層成像(OCT)系統、照明系統以及視覺觀測塊相關的光。
物鏡700可以為從激光引擎100傳播通過XY掃描器300和Z掃描器450的XYZ掃描激光束和進入手術目標區域的輔助光提供共享的光學路徑。在各種實施方式中,物鏡700可以包括物鏡透鏡組。在一些實施方式中,物鏡透鏡組中的透鏡不能相對于彼此移動。因此,雖然物鏡700為Z掃描功能的整體的組成部件(integralpart),但物鏡700對可變或動態方式的Z掃描沒有貢獻。在這些實施方式中,沒有調整物鏡700中的透鏡位置來移動焦斑的Z焦深。
物鏡700的實施方式可以控制手術脈沖激光束的球面像差、彗形像差以及更高級像差中的至少一種。
由于物鏡700導引不同波長的光,物鏡700的實施方式使用消色差透鏡組。輔助光的波長可以例如在0.4微米到0.9微米的范圍內,且手術光的波長可以在1.0-1.1微米范圍內。在所使用的光的整個波長范圍,例如,上述實例中的0.4微米到1.1微米,物鏡700的實施方式使色差保持為低于預定值。
物鏡700的重量和質量為重要的考慮因素。在一些實施方式中,物鏡與患者的眼睛機械接觸。因此,物鏡對眼睛施加壓力。該壓力會使眼睛變形而偏離其放松配置,使得更加難以選擇目標并精確地導引手術激光束。
此外,如果患者在手術過程期間移動,則優選物鏡可響應于患者的移動而以最小的阻力移動。雖然可利用彈簧系統或抗衡力(counterbalance)來靜態平衡物鏡的重量,但這些措施不會減小動態或慣性力。事實上,這樣措施會增加這些力。所有這些考慮表明減小物鏡700的重量或質量是有用的。
對于眼手術過程存在識別臨界力和對應的物鏡質量的多種方式。例如,在DumaSM,NgTP,KennedyEA,StitzelJD,HerringIP,KuhnF.的DeterminationofSignificantParametersforEyeInjuryRiskfromProjectiles,JTrauma.2005Oct;59(4):960-4中發表了對眼的各種沖擊的綜述。該論文綜述了沖擊眼睛的物體并提供了沖擊物體的臨界能量值,該能量值對應于(i)對眼睛的不同類型的傷害,包括諸如角膜磨損的輕度損傷、諸如晶狀體移位的中度損傷以及諸如視網膜損傷的嚴重損傷。該論文還分配了傷害的概率,(ii)從代表百分之幾的可能性的低概率,到代表約50%的可能性的中概率,到代表近乎傷害必然性的高概率。該論文(iii)還基于沖擊物體的形狀、根據總沖擊能量進行的分類和通過沖擊面積歸一化的沖擊能量而對沖擊情形(scenarios)進行分級。
通過調查由物鏡700的機械支撐系統的完全崩塌導致的最高可能沖擊傷害,可將這些結果應用于眼手術的特定情況。這樣的崩塌可導致整個物鏡700在典型的20-25mm的垂直路徑內的自由落體,將所有物鏡能量都轉移到眼自身。可以從所發表的根據已知的物理原理對物鏡的自由落體建模的臨界能量值來計算臨界質量。
該長度的垂直路徑可來自以下設計原則。物鏡700可被安裝在垂直滑動臺上以通過到眼睛的門架(gantry)而提供激光傳輸系統1的安全并可靠的入位(docking)。這樣的設計放松了對門架的精確度和力要求,這是因為垂直門架收納要在垂直行進范圍內定位的物鏡700。此外,一旦眼睛入位,這些設計允許眼相對于激光源100垂直地移動,而不會破壞眼睛對激光傳輸系統1的附接。這些移動可以因患者移動或手術床的移動而發生。物鏡700的20到25mm的垂直行進范圍有效并安全地減輕了門架力和該 范圍內的患者移動。
最終,(iv)設計考慮還在物鏡700的光學元件(例如,物鏡透鏡組中的僅僅玻璃透鏡)的(“光學”)質量限定整個物鏡的質量的下界的意義上影響臨界質量,這是因為存在多種方式來減小物鏡的外殼和控制系統的質量,但要減小透鏡的質量卻難得多。在本系統中,物鏡的總質量可以為僅僅透鏡的“光學”質量的兩倍到三倍。
這些標準中的部分標準產生對臨界質量的更嚴格的定義,其他標準僅僅是平滑的交叉相關(smoothcrossoverdependence)而其自身并非對嚴格定義有用。
通過上述(i)-(iv)類別的所有可能組合,可以確定如下的四個對臨界質量MC的相對嚴格并具有意義的定義:
(1)MC1~400克:即使在崩塌情形的最壞情況下,具有M<MC1的質量的物鏡對患者也基本上沒有傷害危險;
(2)MC2~750克:在MC1<M<MC2的范圍的質量可具有大于10%的通過總沖擊能量造成部分角膜磨損的可能性;
(3)MC3~1300-1400克:在MC2<M<MC3的范圍的質量會在任何沖擊情形中具有50%的造成角膜磨損的可能性;以及最后
(4)MC4~3300克:在MC3<M<MC4范圍的質量在某些沖擊情形中可造成近乎必然的角膜磨損,并可發展中等嚴重或更糟糕的傷害的非零可能性。
當然,所有這些概率要與實際發生的物鏡的機械支撐系統的完全崩塌的小概率相乘。然而,在眼科應用中,需要采取極端措施來防護所有能想到的傷害情形,然而,卻未必使上述臨界質量相關。
因此,關于物鏡700的總質量和光學質量,上述考慮根據明確的標準確定四個臨界質量。相應地,其中設計過程設法將物鏡質量減小到低于上述臨界質量MC4,…,MC1中的任一個的物鏡700的實施例為安全的手術過程提供了較佳定量的可能性。
用于飛秒眼科激光的現有物鏡具有大于5000克的質量,顯著大于這四 個臨界質量中的最大者。一個例外為Manzi的美國專利申請20030053219,其描述了這樣的透鏡系統,其中,僅僅透鏡的光學質量為約1000克,可能導致2000-3000克的總質量。雖然Manzi的設計要比其他現有物鏡輕,但質量仍然是相當大的。這主要歸因于Z掃描器為物鏡的整體的組成部件,因為物鏡內部的透鏡元件被用于Z焦點控制。Manzi需要附加的質量以用于精確加工的外殼、透鏡的精確線形導引(linearguide)以及用于伺服馬達,所有這些將總質量增加回到大于5000克的值。
相比之下,物鏡700的各種實施例的質量可落入上述四個質量范圍中的任一個:0-400克、400-750克、750-1350克以及1350-3300克。該質量可以為光學質量或總質量。例如,在物鏡700的實施方式中的透鏡可以具有小于130克的質量。對于400克的總組裝質量,將這些透鏡安裝到精確金屬外殼中是可行的。
物鏡700的實施例通過將Z掃描功能移到單獨的Z掃描器450,在單獨的功能或機械外殼中收納該Z掃描器450,而可以實現低于400克、750克、1350克以及3300克的這樣的顯著的質量減小。這里,術語“功能或機械外殼”是指:總的非功能性設計考慮會導致將單獨的Z掃描器450設置到與物鏡700相同的常規容器中,但這樣的常規容器并不用于光學功能或機械目的。
在一些實施例中,與通過調整物鏡700的光學特性而執行至少部分動態Z掃描功能的相似物鏡相比,可以使物鏡700的質量以P(mass)百分比減小。這樣的特性可以為將整個Z掃描器450整合到物鏡700中,或將可移動擴束器塊500整合到物鏡700中,或將一個或多個可移動掃描透鏡整合到物鏡700中。P(mass)可以為10%、50%或100%。
關于圖14描述了物鏡700和手術激光系統1的對應設計的另一相關方面,其中示出了:Z掃描器450的實施例可以將XYZ掃描的激光束聚焦到物鏡的引入支點PP(O)。具有位于物鏡700內部的引入支點PP(O)的實施例在光束朝該內部支點PP(O)會聚時在光學路徑的大部分上具有大大減小的光束半徑rb。進而,可以通過較小的透鏡控制具有減小的光束半徑rb 的光束,導致物鏡700的總質量的顯著減小。
在表10中總結并在圖15中示例了根據上述設計見解的物鏡700的實施方式。物鏡700的實施方式包括用于從Z掃描器450接收手術脈沖激光束的第一透鏡組和用于從第一透鏡組接收手術脈沖激光束并將該手術激光束聚焦到目標區域上的第二透鏡組。
表10通過表面1到16更詳細地示例了圖15的物鏡700。物鏡700具有九個透鏡L1-L9并通過表面17與患者接口800接口。如上所述,括號表示對應參數可以取的范圍。(表面1和2限定透鏡L1/L2的雙合透鏡,表面8和9限定透鏡L5/L6的雙合透鏡,因此,是16個表面而不是18個。)

表10
在其他實施方式中,可以使用可比地較好滿足上述設計考慮的具有不同參數范圍的不同數目的透鏡。
在一些實施方式中,可以關于透鏡組描述物鏡700。例如,物鏡700可以包括用于從Z掃描器450接收XYZ掃描激光束的第一透鏡組以及用于從第一透鏡組接收激光束的第二透鏡組。第二透鏡組可以包括第一透鏡,該第一透鏡具有在1.54到1.72的范圍內的折射率、具有37.9到651/m的范圍內的曲率的引入表面(entrysurface)以及具有-15.4到5.21/m的范圍內的曲率的引出表面(exitsurface)。此外,第二透鏡組還可以包括第二透鏡,該第二透鏡與第一透鏡相距0到6.5mm的范圍內的距離,具有在1.56到1.85的范圍內的折射率、具有-55.1到-21.81/m的范圍內的曲率的引入表面以及具有11.4到26.81/m的范圍內的曲率的引出表面。物鏡700可以通過第二透鏡將激光束輸出到患者接口800上。
在一些實施方式中,物鏡700的有效焦距小于70mm。
在一些實施方式中,從物鏡700到患者接口800的距離小于20mm。
在一些設計中,激光傳輸系統1的焦平面的曲率大于201/m。
還可以通過使用商業可得的光學設計軟件包(例如,來自ZemaxDevelopmentCorporation的Zemax或來自OpticalResearchAssociates的CodeV)而產生遵循通過本申請表達的設計原則的物鏡700和整個手術激光系統1的多種其他實施方式。
6.整個系統光學性能
在各種實施方式中,可以以相互依賴的方式最優化子系統預補償器200、XY掃描器300、Z掃描器450以及物鏡700的參數,使得整個激光傳輸系統1的光學性能可呈現獨特地用于例如眼科手術應用的特性。
表11A-B關于數值孔徑NA和Strehl比率S總結了在第一和第二實施方式中的整個激光傳輸系統1的光學性能。仍然在與上述參考點P1,…P5相似的參考點處表征光學性能。表11A-B示出了其部件處于配置A、B、C和D的激光傳輸系統1的光學性能,該激光傳輸系統1將激光束分別傳遞到角膜的中心(A)、角膜的周邊(B)、晶狀體的中心(C)以及晶狀 體的周邊(D)。這些參考點代表與對晶狀體進行眼科手術的挑戰相關的大的手術體積。
表11A-B示出了具有特定值的參考點的徑向坐標。然而,在其他實施方式中,NA和S在這些特定徑向坐標“附近”的相同的相應范圍內取值。在一些情況下,術語“附近”是指在示出的徑向坐標值的P(radial)百分比內的徑向坐標的范圍,其中P(radial)可以為10%、20%和30%中的一個。例如,具有在7.2mm到8.8mm的范圍內的z徑向坐標的點在“晶狀體,中心”參考點的z=8.0mm徑向坐標的P(radial)=10%附近。
此外,在一些實施方式中,NA和S落入為B、C和D配置列出的其三個相應范圍中的僅一個內。在一些其他實施方式中,NA和S落入表11A-B中的為B、C和D配置列出的其三個相應范圍中的兩個內。
顯然,在整個晶狀體手術體積內,所描述的激光傳輸系統被良好地校正到基本上衍射受限的光學性能。
配置組織,位置深度z[mm]半徑r[mm]數值孔徑NAStrehl比率SA角膜,中心0.30(0.25,0.40)(0.90,1.0)B角膜,周邊0.36.2(0.25,0.40)(0.90,1.0)C晶狀體,中心80(0.15,0.35)(0.90,1.0)D晶狀體,周邊7.34(0.15,0.35)(0.80,1.0)
表11A
配置組織,位置深度z[mm]半徑r[mm]數值孔徑NAStrehl比率SA角膜,中心0.30(0.30,0.35)(0.95,1.0)B角膜,周邊0.36.2(0.30,0.35)(0.90,0.95)C晶狀體,中心80(0.20,0.25)(0.95,1.0)D晶狀體,周邊7.34(0.20,0.25)(0.85,0.90)
表11B
可以將具有高于0.8的Strehl比率S的相似設計視為等價于上面列出的設計,這是因為所有這些設計被視為衍射受限的系統。
除了Strehl比率S之外,還可以使用諸如焦斑半徑rf的其他像差量度來表征激光傳輸系統1的整體光學性能。由于與大數值孔徑NA組合的大Strehl比率轉換(translate)為小焦斑半徑rf,對于配置A-D,在眼目標區域中,焦斑半徑rf在一些實施方式中可保持為小于2微米,其它實施方式中保持為小于4微米,在另外的其他實施方式中保持為小于10微米。
為了更精確地表征激光傳輸系統的性能并描述角膜和晶狀體對光束傳播的實質影響,通過設計包括眼作為光學設計的整體的組成部件的系統而獲得(derive)了表11A-B的NA和S值。在一些設計中,以其自然形式來對眼建模。在其他設計中,包括眼的扁平程度,以表示可信的(authentic)手術條件。
表12總結了如圖15中的模型人眼850所示的相關眼組織的簡單模型。(表面的編號被選擇為繼續表10的編號,從表面18開始,該表面將患者接口800連接到角膜組織。)通過0.6mm厚度的角膜(經由共享表面18從患者接口進入)、水狀體(aqueoushumor)(經由表面19從角膜進入)以及晶狀體(經由表面20從水狀體進入)來對眼組織建模。與透鏡表面1-16的分離相似地處理眼表面的分離。

表12
使用眼組織的該模型計算表11A-B的NA和S值。眼的相關模型導致可比的像差量度。
在單獨的其他方面中,在一些實施方式中,可通過使某些畸變和場曲保持未經光學裝置修正,來簡化整個激光傳輸系統1的光學設計。
圖16示例了,在某些系統中,該設計原則使手術系統的位置精度的優良性降低。方形點表示當XY掃描器300的反射鏡以1度步長(step)掃描且Z掃描器450通過使可移動擴束器500以5mm步長移動來掃描Z焦 深時焦斑的位置。顯然,被定義為在保持Z焦深恒定時的焦斑的XY掃描位置的“焦平面”是彎曲的。在橫向周邊,切割深度較淺,這與具有未校正的場曲的透鏡的公知特性一致。
同樣,如果XY掃描器300的反射鏡保持固定且Z掃描器450掃描Z焦深,則焦斑的橫向位置改變。進一步使設計復雜化,徑向橫向XY位置和Z焦深都沒有呈現出對相應掃描器位置的線性依賴性。在XY平面中,這些畸變稱為桶形畸變或枕形畸變。(在許多實施方式中,第三坐標,即,XY掃描器300的方位角不變地轉換(transfer)到焦點位置的方位角,因此將被省略(suppress)。)
圖17示例了激光傳輸系統1的一些實施方式如何提供對上述挑戰的新的計算解(computationalsolution)。以球坐標(ζ,χ,φ)給出掃描器坐標,其中ζ為Z掃描器450的位置,χ為XY掃描器300關于光軸的傾斜角,φ為方位角。通過柱面焦點坐標(z,r,φ)給出焦斑位置,z為Z焦深,r為與光軸的徑向距離,φ為方位角。
焦點位置的方位角與掃描器的方位角基本上相同,因此未示出。剩余的XY和Z掃描器坐標(ζ,χ)在其相應掃描范圍內被離散化,限定了掃描格柵和對應的掃描矩陣Cij,該掃描矩陣Cij被定義為Cij=(ζi,χj)。如果實際掃描器坐標取為值(ζi0,χj0),則掃描矩陣Cij在該特定的(i0,j0)對處為1,而對所有其他的(i,j)對為零。
相似地,可以通過二維焦點矩陣Skl表征焦斑位置,其中Skl涉及離散的徑向和Z深度焦點坐標(zk,rl)。關于掃描器矩陣Cij和焦點矩陣Skl,可用四維轉移矩陣(transfermatrix)Tijkl來表征激光傳輸系統1的光學性能,其中四維轉移矩陣Tijkl表達掃描器坐標(ζi,χj)如何轉換到焦點坐標(zk,rl):概括而言,S=TC,或詳細而言:
Skl=ΣijTklijCij---(5)]]>
雖然轉移矩陣Tijkl表示掃描器矩陣Cij和焦點矩陣Skl之間的線性關聯,但在一些其他實施方式中,在掃描器矩陣Cij與焦點矩陣Skl之間可以存在非線性關系。在這些實施方式中,式(5)被非線性關聯替代。
激光傳輸系統1可被設計為通過計算的光線跟蹤、物理校準或二者的組合來使轉移矩陣T的元最優化。在可被用于這樣的目的的美國專利申請US20090131921中描述了物理校準方法的實施方式。
典型地,轉移矩陣T是可逆的并可被用于產生逆轉移矩陣T-1,該逆轉移矩陣將焦點矩陣Skl的元關聯到掃描器矩陣Cij。
或者,在一些實施例中,可以通過以目標區域中希望的焦點矩陣Skl開始計算設計處理而直接確定逆轉移矩陣T-1,并使用例如光線跟蹤來重構對應的掃描器矩陣Cij。
圖17-18示例了這樣的關系。圖17-18是列線圖,示例了XY掃描器300或Z掃描器450可被調整到哪個(ζi,χj)掃描器坐標以將光束聚焦到在z和r軸上示出的(zk,rl)焦點坐標。
圖17示出了與(z,r)焦點坐標對應的XY掃描器300的χ傾斜角。作為實例,為了實現z=6mm的Z深度和r=4mm的徑向位置,虛線表明可以使用χ=6.4度的XY掃描器傾斜角。
圖18表明:為了實現相同的(z,r)=(4,6)焦點坐標,可以使用ζ=15.5mm的Z掃描器位置。通過計算,列線圖可被存儲在計算機存儲器中作為查找表。在所存儲的查找坐標之間的值可以由二維線性或二次插值法迅速確定。
知曉轉移矩陣T及其逆矩陣T-1允許激光傳輸系統1的實施例通過使用計算方法替代光學方法來校正圖16的像差。這些實施例可包括計算控制器,該計算控制器可以控制XY掃描器300和Z掃描器450中的至少一個以控制激光傳輸系統1的光學畸變。
圖19示例了:例如,如果在目標區域中希望沿具有減小的光學畸變的掃描模式(pattern)掃描,例如,沿在預定Z焦深z處的平焦平面掃描,計算控制器可以執行以下計算控制方法900的步驟:
(910):接收與目標區域中的具有減小的光學畸變的掃描模式對應的焦點矩陣Skl的元和輸入(zk,rl)焦點坐標中的至少一個;
(920):使用預定的逆轉移矩陣(T-1)ijkl計算或從存儲的存儲器調用與焦點矩陣Skl的元或輸入(zk,rl)焦點坐標對應的掃描器矩陣Cij的元和坐標(ζi, χj)掃描器坐標中的至少一個;以及
(930):根據計算的(ζi,χj)掃描器坐標控制Z掃描器450和XY掃描器300中的至少一個以根據焦點矩陣Skl的元或輸入(zk,rl)焦點坐標來掃描焦斑。
相對于不具有這樣的控制器的相同或相似的激光系統,具有這樣的計算控制器的激光傳輸系統可以減小光學畸變。減小程度在一些實施中可以高達10%,在其他實施例中可以高達30%。
減小的光學畸變可以為像差、場曲、桶形畸變、枕形畸變、彎曲焦平面以及彎曲掃描線(希望平行于Z軸)中的任一種。
在一些實施方式中,計算控制器與激光傳輸系統的其他塊協作來執行這些功能,所述其他塊包括可能地利用其上述特征中的任一者的預補償器200、XY掃描器300、Z掃描器450以及物鏡700。
依賴于計算控制以減小光學像差的原理,可能的相似實施方式的數目是極大的。例如,在一些實施例中,計算控制器能夠在具有低于臨界曲率值的曲率的焦平面內掃描焦斑。在一些其他實施方式中,可以利用對計算控制器的適宜操作來掃描具有預定形狀的表面。
雖然該文件包含許多細節,但這些細節不應被解釋為對本發明或所要求保護的范圍的限制,而是應被解釋為對本發明的特定實施例具體化的特征的描述。在本文件的分開的實施例的上下文中描述的特定特征還可以組合而被實施為單個實施例。相反地,在單個實施例的上下文中描述的各種特征同樣可以分開地在多個實施例中實施或在任何合適的子組合中實施。此外,雖然在上面特征被描述為在特定組合中起作用以及甚至被初始要求保護,但來自所要求保護的組合的一個或多個特征在一些情況下可從組合中去除,以及所要求保護的組合可涉及子組合或子組合的變形。
公開了成像導引激光手術技術、裝置以及系統的多種實施方式。然而,可以基于所描述的內容而對所描述的實施方式以及其他實施方式進行變形和增強。

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