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用于整合白內障手術與青光眼或散光手術的方法和裝置.pdf

關 鍵 詞:
用于 整合 白內障 手術 青光眼 散光 方法 裝置
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摘要
申請專利號:

CN201180031340.5

申請日:

20110623

公開號:

CN103037821A

公開日:

20130410

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61F9/008,A61N5/067 主分類號: A61F9/008,A61N5/067
申請人: 愛爾康手術激光股份有限公司
發明人: R·M·克魯茲,T·約哈滋
地址: 美國加利福尼亞
優先權: 12/823,072
專利代理機構: 中國國際貿易促進委員會專利商標事務所 代理人: 張陽
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201180031340.5

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

一種用于整合眼手術的方法可以包括:確定眼晶狀體內的白內障靶區;施加白內障激光脈沖以光致破裂所確定的白內障靶區的一部分;確定眼外圍區域內的青光眼靶區或散光靶區;以及施加手術激光脈沖以在所述青光眼或散光靶區內通過光致破裂創建一個或多個切口;其中所述方法的各步驟在一個整合的手術程序內執行。激光脈沖能夠于在眼角膜上制造出切口之前施加。整合的手術程序可以涉及為如下三種功能使用相同的脈沖激光源:用于光致破裂靶區、用于在眼囊上制造切口、以及用于在眼角膜上制造切口。

權利要求書

1.一種用于整合眼部手術的方法,包括如下步驟:確定眼晶狀體內的白內障靶區;施加白內障激光脈沖以光致破裂所確定的白內障靶區的一部分;確定眼外圍區域內的青光眼靶區;以及施加青光眼激光脈沖以在所述青光眼靶區內通過光致破裂創建一個或多個切口;其中所述方法的各步驟在一個整合的手術程序內執行。2.如權利要求1所述的方法,其中:施加白內障激光脈沖的步驟在施加青光眼激光脈沖的步驟之前執行。3.如權利要求1所述的方法,其中:施加白內障激光脈沖的步驟在施加青光眼激光脈沖的步驟之后執行。4.如權利要求1所述的方法,其中:施加白內障激光脈沖的步驟與施加青光眼激光脈沖的步驟至少部分同時執行。5.如權利要求1所述的方法,施加青光眼激光脈沖的步驟包括:將所述青光眼激光脈沖施加到鞏膜、緣區域、眥部分或虹膜根中的至少一個內。6.如權利要求1所述的方法,施加青光眼激光脈沖的步驟包括:根據與小梁成形術、虹膜切開術和虹膜切除術中的至少一種相關的圖案施加所述青光眼激光脈沖。7.如權利要求1所述的方法,施加青光眼激光脈沖的步驟包括:施加所述青光眼激光脈沖以形成排液道或體液流出開口中的至少一種。8.如權利要求7所述的方法,包括:將可植入設備插入到排液道或者體液流出開口之內。9.如權利要求7所述的方法,其中:排液道或體液流出開口被配置為將手術眼的前房連接至手術眼的表面,由此允許降低手術眼內房水的眼內壓。10.如權利要求7所述的方法,包括:利用一個激光器施加白內障激光脈沖和青光眼激光脈沖兩者。11.如權利要求10所述的方法,施加青光眼激光脈沖的步驟包括:將所述青光眼激光脈沖施加至優化的青光眼靶區,其中該優化的青光眼靶區的位置被選擇用于比眼鞏膜散射更少的青光眼激光脈沖,以及相比于中央形成的排液道,形成對光路造成更少干擾的排液道。12.如權利要求1所述的方法,其中:所述青光眼靶區是角膜緣-鞏膜邊界區域或角膜緣-角膜相交區域。13.如權利要求1所述的方法,施加青光眼激光脈沖的步驟包括:施加所述青光眼激光脈沖以在被選擇用于優化競爭性要求的方向內形成排液道,所述競爭性要求是:比眼鞏膜散射更少的青光眼激光脈沖,以及比中央形成的排液道對眼光路的干擾更小。14.如權利要求1所述的方法,包括:以協調的方式執行白內障激光脈沖的布局和青光眼激光脈沖的布局。15.如權利要求14所述的方法,包括:成像由所述白內障激光脈沖實現的光致破裂;以及響應于所成像的光致破裂,確定至少部分的所述青光眼靶區。16.如權利要求14所述的方法,包括:成像由所述青光眼激光脈沖實現的光致破裂;以及響應于所成像的光致破裂,確定至少部分的所述白內障靶區。17.如權利要求1所述的方法,其中:所述白內障激光脈沖以白內障激光波長λ-c施加;以及所述青光眼激光脈沖以青光眼激光波長λ-g施加。18.如權利要求1所述的方法,其中:通過白內障-患者接口施加所述白內障激光脈沖;以及通過青光眼-患者接口施加所述青光眼激光脈沖。19.一種多用途眼科手術系統,包括:多用途激光器,被配置為將白內障激光脈沖安置到白內障靶區內,以及將青光眼激光脈沖安置到青光眼靶區內;以及成像系統,被配置為成像由所述白內障激光脈沖和青光眼激光脈沖的至少一種所導致的光致破裂。20.如權利要求19所述的多用途眼科手術系統,其中:所述多用途激光器被配置為以白內障激光波長λ-c施加所述白內障激光脈沖,以及以青光眼激光波長λ-g施加所述青光眼激光脈沖。21.如權利要求19所述的多用途眼科手術系統,其中:所述多用途激光器被配置為通過白內障-患者接口施加所述白內障激光脈沖,以及通過青光眼-患者接口施加所述青光眼激光脈沖。22.如權利要求19所述的多用途眼科手術系統,其中:所述白內障激光脈沖和所述青光眼激光脈沖由同一個所述激光器施加。23.一種用于整合眼手術的方法,包括如下步驟:確定眼晶狀體內的白內障靶區;施加白內障激光脈沖以光致破裂所確定的白內障靶區的一部分;確定眼中央、中部或外圍區域內的散光靶區;以及施加散光矯正激光脈沖以在所述散光靶區內通過光致破裂創建一個或多個切口;其中所述方法的各步驟在一個整合的手術程序內執行。24.如權利要求23所述的方法,包括:成像由所述白內障激光脈沖實現的光致破裂;以及響應于所成像的光致破裂,確定至少部分的所述散光靶區。25.一種多用途眼科手術系統,包括:多用途激光器,被配置為將白內障激光脈沖安置到白內障靶區內,以及將散光激光脈沖安置到散光靶區內;以及成像系統,被配置為成像由所述白內障激光脈沖和散光激光脈沖的至少一種所導致的光致破裂。

說明書

技術領域

本申請文件涉及用于整合白內障手術與青光眼或散光手術的技術、裝置和系統。

背景技術

白內障手術是最常進行的眼科程序之一。白內障手術的主要目的在于移除有缺陷的晶狀體并植入人造晶狀體或人工晶體(IOL)來恢復有缺陷晶狀體的部分光學屬性。一般而言,IOL能夠改進光透射,并降低散射、吸收或前述兩者。

白內障手術的廣為實行的形式涉及基于超聲的乳化白內障吸除術。在這類手術期間,使用晶狀體探針通過切口進入眼晶狀體。探針生成將晶狀體打成小碎片的超聲,由此導致其乳化。引人注目的是,這一程序在過去的二十年里始終沒有大的變化。在基于晶狀體乳化的白內障手術的過程中,需要進行一系列獨立的手術操作,包括:(1)角膜切開和穿刺;(2)注射粘彈性物以保持整個前房結構并防止其萎陷;(3)進入前囊層;(4)創建晶狀體前囊撕囊口;(5)晶狀體核的水分離;(6)通過基于機械和超聲的方法打碎晶狀體核;(7)吸除晶狀體核;(8)將粘彈性物注入囊袋;(9)吸除晶狀體皮質物質;(10)插入人工晶體并定位;(11)移除粘彈性物;以及(12)檢查角膜傷口完整性,并可能安排縫合。這些步驟中的一些之所以是必須的是鑒于如下事實:眼在眼手術期間被打開并通過儀器的物理進入來打碎和移除晶狀體。

以此方式執行的晶狀體手術需要外科醫生的高度技巧以及專門化的設備和供應,而這其中又有許多是需要手術助理護士進行協助的。因為每一個步驟都與其他步驟分離,因此在該程序期間實現各步驟的彼此優化協調會很困難。

發明內容

簡要而言,本發明的實現包括一種整合眼手術的方法,包括如下步驟:確定眼晶狀體內的白內障靶區;施加白內障激光脈沖以光致破裂所確定的白內障靶區的一部分;確定眼外周區域內的青光眼靶區;以及施加青光眼激光脈沖以通過光致破裂在所述青光眼靶區內創建一個或多個切口;其中該方法的各步驟在一個整合的手術程序中執行。

在某些實現中,施加白內障激光脈沖的步驟在施加青光眼激光脈沖的步驟之前執行。

在某些實現中,施加白內障激光脈沖的步驟在施加青光眼激光脈沖的步驟之后執行。

在某些實現中,施加白內障激光脈沖的步驟與施加青光眼激光脈沖的步驟至少部分同時執行。

在某些實現中,施加青光眼激光脈沖的步驟可以包括將激光脈沖施加到鞏膜、角膜緣區域、眥部分或虹膜根中的至少一個內。

在某些實現中,施加青光眼激光脈沖的步驟可以包括根據與小梁成形術、虹膜切開術和虹膜切除術中的至少一種相關的圖案施加激光脈沖。

在某些實現中,施加青光眼激光脈沖的步驟可以包括施加激光脈沖以形成排液道和體液流出開口的至少一種。

在某些實現中,本方法包括將可植入設備插入到排液道或體液流出開口內。

在某些實現中,排液道或體液流出開口被配置為連接手術眼的前房至手術眼的表面,由此允許降低手術眼內房水的眼內壓。

某些實現可以包括利用一個激光器施加白內障激光脈沖和青光眼激光脈沖兩者。

在某些實現中,施加青光眼激光脈沖的步驟包括:將青光眼激光脈沖施加至優化的青光眼靶區,其中選擇所述優化的青光眼靶區的位置以相比于眼鞏膜散射更少的青光眼激光脈沖,并且通過形成排液道實現相比于中央形成的排液道對眼光路的更低程度的干擾。

在某些實現中,青光眼靶區是角膜緣-鞏膜邊界區域或角膜緣-角膜相交區域之一。

在某些實現中,施加青光眼激光脈沖的步驟包括:施加青光眼激光脈沖以在被選擇用以優化競爭性要求的方向上形成排液道,所述競爭性要求是:相比于眼鞏膜散射更少青光眼激光脈沖,以及相比于中央形成的排液道對眼光路的干擾更少。

在某些實施例中,能夠以協調的方式執行對白內障激光脈沖的布局和對青光眼激光脈沖的布局。

在某些實現中,本方法可以包括成像由白內障激光脈沖實現的光致破裂;以及響應于成像的光致破裂確定至少部分的青光眼靶區。

在某些實現中,本方法可以包括成像由青光眼激光脈沖實現的光致破裂;以及響應于成像的光致破裂確定白內障靶區的至少部分。

在某些實現中,以白內障激光波長λ-c施加白內障激光脈沖;并且以青光眼激光波長λ-g施加青光眼激光脈沖。

在某些實現中,白內障激光脈沖被施加通過白內障患者接口;而青光眼激光脈沖被施加通過青光眼患者接口。

在某些實現中,一種多用途眼科手術系統可以包括多用途激光器,被配置為將白內障激光脈沖布置到白內障靶區內,并將青光眼激光脈沖布置到青光眼靶區內;以及成像系統,被配置為對由白內障激光脈沖和青光眼激光脈沖的至少一種導致的光致破裂進行成像。

在某些實現中,該多用途眼科手術系統被配置為以白內障激光波長λ-c施加白內障激光脈沖并以青光眼激光波長λ-g施加青光眼激光脈沖。

在某些實現中,該多用途眼科手術系統被配置為施加白內障激光脈沖通過白內障患者接口,以及施加青光眼激光脈沖通過青光眼患者接口。

在某些實現中,該多用途眼科手術系統被配置為由同一個激光器施加白內障激光脈沖和青光眼激光脈沖。

在某些實現中,一種用于整合眼手術的方法可以包括如下步驟:確定眼晶狀體內的白內障靶區;施加白內障激光脈沖以光致破裂所確定的白內障靶區的一部分;確定眼中央、中部或外周區域內的散光靶區;以及施加散光矯正激光脈沖以通過光致破裂在所述散光靶區內創建一個或多個切口;其中該方法的各步驟在一個整合的手術程序中執行。

在某些實現中,本方法可以包括成像由白內障激光脈沖實現的光致破裂;以及響應于成像的光致破裂確定散光靶區的至少部分。

在某些實現中,一種多用途眼科手術系統可以包括多用途激光器,被配置為將白內障激光脈沖布置到白內障靶區內,并將散光激光脈沖布置到散光靶區內;以及成像系統,被配置為對由白內障激光脈沖和散光激光脈沖的至少一種所導致的光致破裂進行成像。

附圖說明

圖1示例了眼。

圖2示例了眼核。

圖3例示了一種光致破裂方法的各個步驟。

圖4例示了步驟320a-b中的手術激光的施加。

圖5A-G例示了角膜和囊切口的創建以及IOL的插入。

圖6A-G例示了整合有青光眼或散光手術的白內障手術的若干實現。

圖7示出了一種成像引導激光手術系統的示例,該系統設有成像模塊以提供用于激光控制的靶成像。

圖8-16示出了成像引導激光手術系統的示例,這些示例具有各種集成程度的激光手術系統和成像系統。

圖17示出了一種通過使用成像引導激光手術系統來執行激光手術的方法的例子。

圖18示出了來自光學相干斷層攝影術(OCT)成像模塊的眼圖像的示例。

圖19A-D示出了用于校準成像引導激光手術系統的校準樣本的兩個例子。

圖20示出了將成像樣本材料附至成像引導激光手術系統內的患者接口以校準該系統的示例。

圖21示出了由手術激光束在玻璃表面創建的參考標記的例子。

圖22示出了針對成像引導激光手術系統的校準過程以及校準后手術操作的例子。

圖23A-B示出了示例性的成像引導激光手術系統捕捉激光誘發的光致破裂副產物和靶組織以引導激光對準的兩種操作模式。

圖24-25示出了成像引導激光手術系統中的激光對準操作的例子。

圖26示出了基于使用光致破裂副產品的圖像而進行激光對準的示例性激光手術系統。

具體實施方式

圖1例示了眼1的總體結構。入射光傳播通過的光路包括角膜140、由虹膜限定的瞳孔160、晶狀體100和玻璃體液。這些光學器件將光引至視網膜170。

圖2更詳細地例示了晶狀體200。晶狀體200有時被稱為晶狀體(crystalline?lens),因為a、b和g結晶蛋白質占晶狀體的約90%。晶狀體在眼內具有多種光學功能,包括其動態聚焦能力。晶狀體是人體所特有的組織,其在胎兒期、出生后并貫穿終生尺寸持續長大。晶狀體的生長是通過起始于晶狀體赤道外周上的生發中心的新晶狀體纖維細胞的生長而實現的。晶狀體纖維是長且薄的透明細胞,直徑典型地在4-7微米之間且長度可達12mm。最早的晶狀體纖維位于晶狀體中央,形成核。核201可被進一步細分為胚胎核區、胎兒核區和成人核區。圍繞核201的新長出部分被稱為皮質203,并且發展出同心的橢圓層、區域或區帶。因為核201和皮質203在不同的人類發展階段形成,所以它們的光學屬性是相異的。在晶狀體的直徑隨時間增大的同時,其也可能變得緊實,使得核201和周圍的皮質203的屬性變得更為不同(Freel等人,BMC?Ophthalmology?2003,vol.3,p.1)。

作為這一復雜的生成過程的結果,典型的晶狀體200包括軸向跨度約2mm的較硬的核201,之外圍繞著軸向寬度1-2mm的較軟的皮質203,并由薄得多(典型寬度為約20微米)的囊膜205包含在內。這些值在相當程度上因人而異。

晶狀體纖維細胞會隨時間流逝遭遇胞質成分的進行性損失。由于沒有血管或淋巴到達晶狀體以供養其內部區域,因此晶狀體的光學透明度、柔軟性和其他功能屬性有時會隨著年齡而劣化。

圖2例示了在某些環境下(包括長期紫外線暴露、暴露于一般性的輻射、晶狀體蛋白質變性、諸如糖尿病、高血壓等疾病的次生效應、以及高齡),核201的一部分區域會變為透明度下降區域207。透明度下降區域207通常是位于晶狀體中央的區域(Sweeney等人,ExpEye?res,1998,vol.67,p.587-95)。透明度的這一進行性損失通常與在同一區域內最為常見類型的白內障的發展以及晶狀體硬度的增加相關。這一過程會隨著年勢漸高從晶狀體外圍到中央部分逐步發生(Heys等人,Molecular?Vision?2004,vol.10,p.956-63)。這種改變的一個結果是老視眼和白內障發展的嚴重性和發生率隨著年齡的增大而增加。

移除這一不透明的區域以及透明度下降的白內障區域是白內障手術的目的。在許多情況下,這需要移除晶狀體的整個內部區域,而僅留下晶狀體囊。

正如背景技術部分介紹的,基于乳化白內障吸除術的白內障手術會有若干限制。例如,這類基于超聲的手術會產生無法良好控制其大小、形狀和位置的角膜切口,由此導致創口自封閉不良。應對這些不受控制的切口可能需要縫合。晶狀體乳化術還需要在囊上制造較大的切口,有時可達7mm。該程序可以導致大量無意識的更改:經治療的眼會呈現相當量的散光以及殘余或二次屈光或是其他差錯。后者通常需要緊接的屈光或其他手術或設備。類似地,虹膜組織會被探針撕開,并且該程序可能導致虹膜組織脫垂到傷口內。打碎的晶狀體組織可能難以接近,并使得IOL的植入成為挑戰。基于超聲的手術還可能由于殘余粘彈性劑阻塞眼排液管而引起眼壓的非期望的升高。此外,這些程序還可能導致非優化的居中、成形或大小的囊開口,而這又會對晶狀體碎片的移除造成問題和/或限制IOL在眼內的精確定位和放置。

上述困難和挑戰的雙重起因是晶狀體破裂是如下執行的:(1)通過打開眼本身,以及(2)需要多個分開的步驟,每個步驟都需要插入或移除工具并且眼在這些步驟之間時打開的。

使用晶狀體乳化術進行白內障手術的這些和其他限制及關聯風險已使得發展出不需要在眼內制造切口以治療白內障的程序。例如,美國專利6,726,679描述了一種通過引導超短激光脈沖至眼內不透明位置來移除晶狀體不透明部分的方法。然而,這一早期方法并沒有理解手術過程控制中的若干困難。此外,其可用性被限制在眼病是由晶狀體不透明之外的其他問題所引起的情形,例如伴發屈光差錯的情形,并且需要分開的程序。

本申請的各實現描述了用于執行克服上述雙重問題的白內障手術的方法和裝置。各實現執行晶狀體破裂而(1)無需打開眼,并且(2)在單個整合程序中實現。此外,各實現提供對手術程序的良好控制,降低差錯發生可能性,最小化附加技術輔助的需要,同時提升手術效率。在本申請中描述的用于白內障手術的方法和裝置可被實現用以移除眼晶狀體并將該晶狀體移除與其他手術步驟相整合,從而以一種協調且有效的方式執行整個程序。

通過應用光致破裂(例如,利用短脈沖激光)能夠避免物理進入眼內。眼手術激光器的操作人員能夠將激光束高度精確地遞送至被靶向以打碎的晶狀體區域。基于光致破裂的晶狀體破裂能夠在若干配置中實現,諸如如下美國專利所描述的:4,538,608、5,246,435以及5,439,462。本文描述的方法和裝置可被用于使得基于光致破裂的這些和其他晶狀體破裂方法能夠與白內障手術中需要的其他手術步驟相結合且整合,所述其他手術步驟包括打開眼和/或囊的步驟、移除破裂的晶狀體材料的步驟以及將人工的晶狀體插入移除碎裂的晶狀體后所留下的空間的步驟。

圖3-4例示了本發明的方法的實現300,其中包括如下涉及的用于移除白內障的各手術步驟。

步驟310可以涉及確定眼內的手術靶區。在所描述的若干實施例中,靶區可以是核,或是與核有關的發展出白內障的區域。其他實施例可以靶向其他區域。

圖4A例示了在某些方面,確定手術靶區的步驟310涉及確定靶區邊界,諸如核的邊界402。這一確定可以涉及使用激光脈沖在晶狀體內創建一組探針氣泡404,并且觀察這些氣泡的生長或動態。這些探針氣泡在較軟的皮質區生長的較快,但在核內生長的較慢,因為核較硬。還可以使用觀察探針氣泡404之外的其他方法來推定核邊界402,諸如超聲振搖并測量對其的響應。從觀察到的探針氣泡404的生長或動態,可以推定出周圍材料的硬度:這是一種良好地適用于將較硬的核與較軟的皮質分開并由此識別核邊界的方法。

步驟320a可以涉及破裂靶區而無需在眼上制造切口的步驟。這可以通過在整合程序中向靶區施加激光脈沖來實現。

其中步驟320a被提及作為整合程序的一個方面在于步驟320a實現了如上描述的基于超聲的手術中的五個步驟的同等效果:

(1)角膜切口和穿刺;(3)前囊切口;(4)創建晶狀體前囊撕囊口;(5)晶狀體核的水分離;(6)通過基于機械和超聲的方法打碎晶狀體核。

步驟320a的各方面包括如下:(i)由于眼沒有因為晶狀體破裂而被打開,因此光路沒有受到干擾并且能夠高度精確地控制激光束以高度精確地撞擊期望的靶區。(ii)同樣地,因為沒有物理對象被插入到眼切口內,因此切口不會因為物理對象以一種難以控制的方式被插入和抽出而進一步撕裂。(iii)因為眼在裂解過程期間沒有打開,因此外科醫生不需要管理打開的眼內的液體,而在基于超聲的手術中(尤其是步驟(2)),這些液體本會漏出并需要補充,例如注射粘性液體。

在激光誘發的晶狀體破裂過程中,激光脈沖使靶區內分子的一部分離子化。這會導致“等離子閾值”之上的次級離子化過程的大量發生。在許多手術程序中,大量能量以短脈沖串的形式被轉換至靶區。這些集中的能量脈沖可以氣化已被離子化的區域,從而導致空化氣泡的形成。這些氣泡可以形成具有幾微米的直徑,并且以超音速膨脹至50-100微米。隨著氣泡的膨脹速度減緩至亞音速,它們會在周圍組織中引起沖擊波,從而導致二次破裂。

這些氣泡本身及其導致的沖擊波實現了步驟320a的一個目標:核201的裂解、碎片化或乳化而無需在囊205上制造切口。

已經注意到光致破裂會降低其影響區域的透明度。如果激光脈沖的施加是從將脈沖聚焦在晶狀體的前面或前部區域開始并在隨后將焦點朝向后部區域更深地移動,則產生的空化氣泡和伴隨的透明度下降的組織會處于后續激光脈沖的光路上,阻礙、衰減或散射這些激光脈沖。這會劣化后續激光脈沖施加的精度和控制,并且還會使得實際遞送至晶狀體更深的后部區域的能量脈沖減小。因此,基于激光的眼手術程序的效率可以通過其中由早期激光脈沖生成的氣泡不會阻礙后續激光脈沖的光路的方法來提高。

使得在前生成的氣泡不會阻礙后續施加的激光脈沖的光路的一種可能的方式是首先向晶狀體的最后區域施加脈沖,隨后朝向晶狀體的前部區域移動焦點。

美國專利5,246,435的技術并沒有理解與相關過程相關聯的各種不同。這些問題包括在皮質內生成的氣泡通常會因為皮質硬度較低且更粘的特性而不受控制地傳播。于是,如果激光被施加至晶狀體的后側(皮質的后部所在),那么外科醫生將會創建快速且不可控地傳播至大片區域的、很有可能阻礙光路的氣泡。

步驟320b是執行步驟320a的一種改進方式的例示:通過將手術激光脈沖聚焦至核401的最后區域并在核401內朝前移動焦點。

圖4B例示了利用在步驟310中確定的關于核401的邊界402的近似知識的本發明方法的實施例。步驟320b通過首先在核401的最后區域420-1內施加脈沖412-1來避免在前生成的脈沖(例如,通過不可控地擴散至皮質403)阻礙后續施加的激光脈沖的光路。隨后是將后續脈沖412-2施加至核401內的區域420-2,其中該區域420-2位于在前施加有激光脈沖412-1的區域420-1之前。

另一種方式是:將激光脈沖412的焦點從核401的后部區域移至前部區域。

步驟320a和320b的一個方面在于施加功率足夠強的激光脈沖以實現晶狀體的期望光致破裂,但其功率又沒有強到足以引起其他區域(諸如,視網膜內的區域)內的破裂或其他損害。此外,氣泡被布置地足夠接近以引起期望的光致破裂,但又不會過于接近而使得創建的氣泡合并且形成會不受控制地生長并擴散的更大的氣泡。實現破裂的功率閾值可被稱為“破裂閾值”,并且引起氣泡非期望的傳播的功率閾值則可被稱為“傳播閾值”。

上述上限和下限閾值對激光脈沖的參數(諸如其功率和分離度)加以限制。激光脈沖的持續時間也可以具有類似的光致破裂閾值和傳播閾值。在某些實現中,持續時間可以在0.01皮秒到50皮秒的范圍內變化。對于某些患者而言,可以使用范圍在100飛秒到2皮秒的脈沖持續時間來實現特定結果。在某些實現中,每脈沖的激光能量可在1μJ至25μJ的閾值間變化。激光脈沖重復率則可在10kHz到100MHz的閾值之間變化。

激光脈沖的能量、靶分離度、持續時間和重復頻率也可以基于對晶狀體光學或機構屬性的預操作測量結果來選擇。作為替換,激光能量和靶分離度可以基于總體晶狀體尺寸的預操作測量結果并且使用依賴于年齡的算法、計算、尸體測量或數據庫來選擇。

值得注意的是,為其他眼部區域(諸如,角膜)開發的激光破裂技術無法在不進行實質性修改的情況下施加至晶狀體。造成這一狀況的一個原因是角膜是高度分層的結構能夠非常有效地抑制氣泡的傳播和移動。由此,氣泡傳播對角膜內操作帶來的挑戰要比對包括核本身的晶狀體的更軟層內的操作小得多。

圖5A也例示了步驟320a-b。以類似的編號,激光束512可以通過形成氣泡520導致晶狀體500內的核501的破裂,其中激光束512以破裂閾值和傳播閾值之間的激光參數施加,并且其焦點以從后向前的方向移動。

步驟330可以涉及在角膜和在囊上制造切口。這些切口至少用于兩個目的:打開用于移除破裂的核和其他晶狀體材料的路徑以及打開用于IOL的后續插入的路徑。

圖5B-C例示了在晶狀體500的囊505上切口的創建,有時被稱為撕囊術。在步驟330,可以將激光束512聚焦在囊表面上,由此創建的“撕囊術氣泡”550足以使得囊505破裂,實現穿透效果。圖5B示出了眼側視圖,而圖5C則是在創建了“撕囊術氣泡”550的環以限定囊切口555之后的晶狀體500的前視圖。在某些實現中,形成這些氣泡550的完整圓,并且簡單地移除囊的碟形蓋,即,囊切口555。在其他實現中,在囊505上形成不完整的圓,蓋依然與囊連接,并且可以在該程序結束時將蓋恢復到其原始位置。

由撕囊術氣泡550的穿透所限定的碟狀囊切口555隨后可被抬起并在隨后的步驟中由手術儀器克服來自穿透的囊組織505的小阻力來移除。

圖5D-E例示了角膜540上切口的創建。可以施加激光束512以創建一串氣泡,由此創建通過角膜540的切口。該切口可以不是一個完整的圓,而僅是可以在程序結束時被重新關閉的蓋狀或片狀切口。

同樣地,手術激光束的施加有效穿透角膜以限定角膜蓋,從而在后續的步驟中,可輕易地將該角膜蓋與角膜的其余部分分開并抬起,由此允許物理進入眼內。

在某些實現中,角膜切口可以是多平面或“閥門狀”的切口,如圖5E的側視圖(未按比例繪出)所示。這類切口可以是自封閉的,并且在手術程序結束之后包含要好得多的眼內液體.此外,倘若角膜組織重疊度較高,則這類切口的愈合良好結實,并且愈合不會因撕裂在而受阻。

這些附圖5A-E良好例示了基于超聲的手術與本文描述的光致破裂手術之間的差異。

基于超聲的手術的切口通過使用鉗狀骨針機械撕裂靶組織(諸如角膜和晶狀體囊)的所謂的曲線撕囊術來制造出。此外,在基于超聲的手術中,這些切口的一側反復受到各種機械設備移入移出的影響。出于這些理由,無法良好控制切口的輪廓,并且這些切口也無法以上述自封閉的方式做出。因此,基于超聲的方法無法實現可由光致破裂治療實現的良好控制尺寸和實現多平面切口自封閉的效果。

這已經在使用上述兩種程序嘗試創建標稱的5mm開口的測試程序中得到了證明。由機械撕裂創建的切口具有5.88mm的直徑和0.73mm的偏差。相比之下,使用本文描述的光致破裂方法則實現了直徑5.02mm且偏差為0.04mm的開口。

這些測試結果證明了光致破裂方法高得多的定量精度。這一差異的重要性例如可以從如下事實得出:如果角膜的散光矯正切口僅偏差10-20%,也將否定甚至抵消其期望的大部分效果,甚至還需要一個繼續的手術。

此外,一旦角膜在基于超聲的方法中由切口打開,則“前房的眼房水”(即,眼的液體內容物)就開始外流,使得液體開始從眼部漏出。

液體的這一損失會導致不好的結果,因為眼房水在維持眼部結構完整性中起到實質性的作用,它的流出多少類似于水從裝滿水的球中流出的狀況。

因此,已經做出了相當的努力以持續補充眼中流出的液體。在基于超聲的手術中,一種復雜的計算機控制系統被用于監控這一液體管理。然而,這一任務要求外科醫生本身具備相當的技巧。

相比之下,本發明的方法的各實現不需要打開眼部來實現光致破裂。鑒于這一理由,液體管理并不是晶狀體光致破裂過程中的任務,于是對外科醫生技巧的要求以及對復雜設備的要求也會降低。

再次參考圖3,步驟330還包括移除碎片化的、破裂的、乳化的或以其他方式更改的核以及其他晶狀體材料,諸如更多的液體皮質。這一移除典型地通過將抽吸探針插入角膜和囊切口并抽取上述材料來執行。

圖5F例示了步驟340可以包括將眼內透鏡(IOL)530插入晶狀體囊505以代替破裂的原始晶狀體。在前創建的角膜和囊切口可以用作IOL插入的入口。在本方法300中,切口并非被做出用以容納晶狀體探針。因此,可以針對IOL?530的插入優化各切口的位置、居中度以及角度。撕囊術氣泡500以及角膜切口555可被完全部署用于優化IOL?530的插入。隨后,可將IOL?530插入,并且重新關閉角膜上的開口或讓其自封閉。晶狀體囊505典型地包裹并容納IOL?530且不做出過多的干涉。在囊切口較大的情況下,通常選擇居中的位置用于切口。在囊切口較小的情況下(如下圖6所示的情況),則可以使用偏心的切口。

圖5G例示了眼內透鏡530可以包括實質上可以是透鏡的“光學器件”部530-1以及根據設備或布置廣泛變化的“觸件”部530-2,所述觸件部的功能包括將光學器件部530-1在囊505內的期望位置處保持就位。在某些實現中,該光學器件部530-1會比囊505的直徑小得多,使得有必要配有用于保持的這一“觸件”部。圖5G示出了其中觸件部530-2包括兩個螺旋臂的實施例。

在本系統的某些實施例中,光學器件-觸件結合部通過在前囊內制造一個或多個切口來接合。

在某些實現中,晶狀體囊505在IOL的插入過程中膨脹,由此最佳地放置觸件部530-2。例如觸件部530-2可被放置在囊505的最外圍凹進內,以優化光學器件部530-1的中央及前-后定位。

在某些實現中,觸件部530-2在IOL插入之后癟下,從而以受控的方式將囊505的前后部相合,由此優化光學器件部530-1的中央及前-后定位。

在上述眼手術的某些實現中,晶狀體的外圍區域經由成角反射鏡光學到達。

在某些情況下,可能出現晶狀體600的外圍區域無法光學到達的狀況。在本發明方法的某些實現中,這些區域可以使用光致破裂之外的其他方式碎片化或分解,包括超聲、熱水或抽吸。

圖6A例示了與圖3-5F共享許多元素的實現,這些元素被類似地編號并且將不在此重復。此外,圖6A的實現包括套管針680。該套管針680實質上是形狀合適的圓柱體,并且能夠通過角膜切口665插入,隨后經由囊切口655到達晶狀體囊605內。在某些情況下,該套管針的直徑可以是約1mm,在其他情況下可以在0.1-2mm的范圍內。

該套管針680可以在上述光致破裂過程中的各個階段提供改進的控制。套管針680可以用于液體管理,因為其創建了用于液體流入和流出的受控管道。在某些實施例中,能夠以一種實質上水密的方式將套管針680插入到角膜切口665和囊切口655內。在這些實施例中,套管針680外的泄漏最小,因此管理套管針680外的液體的需要也最小。

此外,各種儀器通過該套管針680能夠以一種更為受控且更安全的方式移入和移出。同樣地,光致破裂的核以及其他晶狀體材料也能夠以一種良好受控的方式被更為安全的移出。最后,由于某些IOL能被折疊至僅具有最大尺寸2mm或更小,因此IOL可通過套管針680插入。這些IOL能被移動通過其直徑僅略大于這些經折疊IOL尺寸的套管針680。一旦就位,IOL能在晶狀體600的囊605內展開或解包。IOL能夠被恰當對準,使其將被居中定位,并且不會在晶狀體600的囊605內不期望的傾斜。此外,基于套管針的手術程序在晶狀體乳化術中需要創建的切口非常小,為2mm左右,而非典型的7mm類型的切口。

一般而言,套管針680為各操作保持部分或完全隔離且受控的空間。一旦完成操作,則可將套管針680移出,并且角膜的自封閉切口665能夠有效且牢固地愈合。通過使用該方法,光致破裂過程能夠在盡可能大的程度上恢復患者視力。

總之,所描述的光致破裂方法的各實施例能夠并且被配置為以如下方式執行眼晶狀體核或任何其他靶區的光致破裂的各步驟:(1)無需創建眼內開口;并且(2)在單個整合過程中實現,而非需要使用不同的設備執行多個步驟以及外科醫生的高度技巧。

用于白內障手術的本發明裝置的一個實現能夠通過去除或降低對粘彈性物的需要來保持眼體積,并且能夠提供IOL在膨脹的、破壞度最小的囊袋內的更容易地放置,從而最優地將IOL置于并保持在光學居中且沒有傾斜的位置上。該過程能夠提升介入后眼的光學和/或屈光可預見性和功能性。該過程還能夠減少對手術輔助的需要,并且提供針對操作效率的機會,諸如將該程序分成能夠在不同的滅菌級別下、在不同的房間內、甚至在不同的時間執行的兩部分。

例如,激光程序可以首先在開銷更低的非無菌環境下執行,晶狀體移除和IOL放置則可以在傳統的無菌環境中執行,諸如隨后在手術室內執行。作為替換,由于晶狀體移除和IOL放置所需的技巧和支持水平因使用光致破裂而降低,因此對操作場地的要求水平也降低,從而實現成本和時間的節省或者便利度的增加(諸如,能夠在類似于LASIK手術的操作室內執行各程序)。

以上討論的白內障眼疾通常與另一種眼病(青光眼)共存。青光眼是一種與視神經相關的疾病,會導致眼房水過高的眼內壓(IOP)。排出合適量的眼房水能夠降低過高的眼內壓,并逆轉視神經病況。通過施加手術激光在外圍眼區域內創建切口可以一次性地降低IOP,或者可以創建永久性的排液道以將IOP穩定在一個較低的水平。于是,眼激光手術成為了一種有前途的治療青光眼的方法。

對于同時患有白內障和青光眼的患者而言,同時對這兩種病況進行治療會是有益的。即使在程序不同時執行的情況下,協調用于各程序的切口也可以實現最小化可能的復雜度并最大化各程序的成功結果的益處。

圖6B-D例示了同時或以一種整合或協調的方式執行白內障和青光眼過程的整合眼科手術程序的實現。

圖6B例示了在一個整合的眼科程序中,可以使用手術激光器610將一組白內障程序激光脈沖612-c施加至晶狀體600的核601以形成一組白內障程序激光氣泡620-c。在該白內障過程之前、之后或同時,手術激光器610可以將一組青光眼程序激光脈沖612-g施加至眼外圍區域,諸如鞏膜、角膜緣區域、眥部或虹膜根。這些青光眼程序激光脈沖612-g可以是任何已知的青光眼程序的一部分,所述已知的青光眼程序尤其包括小梁成形術、虹膜切開術或虹膜切除術。在這些程序的任一程序中,一組青光眼程序激光氣泡620-g在眼外圍區域內生成,以根據各種圖案創建一個或多個切口或開口。

圖6C例示了在某些實現中,這些切口或開口最終能夠形成排液道或體液流出開口693。在某些實施例中,可植入設備694能被插入到該排液道內以調整外流。該可植入設備694可以是簡單的排液管,或者可以包括壓力控制器或閥。其形狀可以是直線型或者可以具有彎曲,轉角或肘形彎。

在這些實現的任一實現中,排液道693或可植入設備694都能夠連接眼前房和眼表面,由此幫助降低眼內壓。

圖6B例示了所述整合眼科過程的一個實現,其中手術激光器610具有患者接口690,該患者接口690包括可以是平坦扁平化板或彎曲透鏡的接觸透鏡691,以及施加部分真空以至少部分固定眼以施加程序的真空密封邊緣692。如果患者接口690的大小合適,那么將無需重新定位或調整手術激光器。在這些實施例中,x-y或x-y-z掃描系統可以偏轉或引導足夠的手術激光至青光眼程序的眼外圍區域。

在整合的程序中,接觸透鏡691可以從針對白內障程序優化的接觸透鏡691-c改變為針對青光眼程序優化的另一接觸透鏡691-g。

鞏膜強烈散射入射激光,這例如由其亮白的顏色所證實。因此,大部分波長上的激光對切割穿透鞏膜并形成排液道693而言不是特別有效。換句話說,為了創建穿透鞏膜的切口,激光束可能必須具有高到會導致眼組織過度破裂的能量。

為了解決這一挑戰,在某些整合系統中,識別出特定的波長λ-g,其中鞏膜的吸收和散射在此波長處下降、或者具有最小值或間隙。具有這些波長的激光可被用于在鞏膜內形成排液道693。然而,這些專用于青光眼的波長λ-g可能不是特別適合于可以最佳地在不同的λ-c波長上工作的白內障程序。

因此,在某些實現中,手術激光器610的操作波長可以從白內障優化的λ-c至改變為青光眼優化的λ-g值。在其他實現中,可以利用分開的激光器:一種是在波長λ-c操作的針對白內障程序的激光器;而另一種是在波長λ-c操作的針對青光眼程序的激光器。

然而,改變手術激光器的操作波長可能會是有挑戰性的,而具有兩個激光器的系統則有可能難以優化光學性能并難以使得系統成本具有競爭力。

圖6例示了某些實現通過包括單波長激光器并將激光引導至針對競爭性且部分矛盾的要求而優化的區域來解決上述問題,所述競爭性且部分矛盾的要求指的是保持靶區的低散射同時最小化對光路的干擾。

一個此類優化區域例如可以是鞏膜695和角膜緣696之間的邊界區域。該角膜緣/鞏膜邊界區域能夠比鞏膜本身散射更少的激光束,從而允許為青光眼和白內障程序兩者使用單個激光器,并且該激光器的波長被選擇為足以良好執行白內障程序而由無需最小化鞏膜的散射和吸收。與此同時,該角膜緣/鞏膜邊界區域內的排液道693可以是足夠外圍的區域,因此其僅在最小程度上干擾光路,并由此實現對患者視力的最小程度的干擾。典型地,選擇距離眼光軸最遠的靶在此方面是有用的。其他靶區也可以代表青光眼和白內障手術要求之間的良好折中,諸如角膜和角膜緣的交界。

除了排液道693的位置,排液道693的方向也會影響其形成的有效性。例如,排液道693能夠以如下方式被引導:即無需垂直于眼表面而是被選擇通過鞏膜的這些區域從而使得散射最小并由此僅需要有限能量的激光脈沖。

圖6E例示了整合的眼科程序的實現,其中手術激光器610可以在白內障程序和青光眼程序之間被調整,或者事實上可以為這兩個程序使用分開的激光器。

通過成像手術區域可以增強這些程序的精確性。對于一種整合的白內障-青光眼程序而言,可以如下所述將成像系統與激光手術系統整合在一起。成像系統可被配置為成像眼的晶狀體600、角膜140、角膜緣、鞏膜或眥部。可以對圖像進行分析以協調用于白內障程序和青光眼程序的切口的形成,由此優化整合程序的性能。

在其中兩個程序順序執行的實現中,成像步驟可以在第一程序之后執行,以成像在該第一程序的過程中形成的氣泡以及所實現的光致破裂。這種成像能夠協助并引導第二程序的激光脈沖布局。

更具體地,如果首先執行白內障程序,則隨后可以執行成像步驟以對由白內障程序激光脈沖612-c所導致的光致破裂進行成像。該成像可被用于選擇要將青光眼程序激光脈沖612-g引導至此的靶區。反過來,如果首先執行青光眼程序,則隨后可以執行成像步驟以對由青光眼程序激光脈沖612-g所導致的光致破裂進行成像。該成像可被用于選擇要將白內障程序激光脈沖612-c引導至此的靶區。

在一個相似的實施例中,對于同時患有白內障和散光的患者而言,同時對這兩種病況進行治療會是有益的。即使在程序不同時執行的情況下,協調用于各程序的切口也可以實現最小化可能的復雜度并最大化各程序的成功結果的益處。

圖6F-G例示了同時或以一種整合或協調的方式執行白內障和散光過程的整合的眼科手術程序的實現。

圖6F例示了在一個整合的眼科程序中,可以使用手術激光器610將一組白內障程序激光脈沖612-c施加至晶狀體600的核601以形成一組白內障程序激光氣泡620-c。在白內障程序之前、之后或同時,手術激光器610可以將一組散光程序激光脈沖612-a施加至角膜的中央、中部或外圍,或施加至角膜緣區域。這些散光程序激光脈沖612-a可以是任何已知的散光程序的一部分,所述已知的散光程序尤其包括散光的角膜切開術、角膜緣松弛切口或角膜楔形節除術。在這些程序的任一程序中,可以生成一組散光程序激光氣泡620-a以根據各種圖案創建一個或多個切口或開口,由此減輕一種類型的角膜散光。

圖6G例示了帶有眼前視圖的整合眼科程序的實現。作為散光程序的一部分,可以在外圍的角膜緣區域內創建角膜緣松弛切口699-1和699-2。當被設計使用診斷性光學測量結果時,這些角膜緣松弛區域能夠幫助減輕眼散光。

在其他方面,剛描述的整合的散光-白內障程序可以具有類似于更早描述的青光眼-白內障程序的若干特征。

這些特征包括(a)使用帶有接觸透鏡的患者接口至少部分固定眼用以進行程序;(b)使用x-y或x-y-z掃描系統根據散光圖案引導激光束;(c)在各程序之間改變接觸透鏡;(d)在各程序之間改變激光的波長,或者使用不同的激光器用于不同的程序;(e)通過優化最小化鞏膜散光同時以對光路干擾程度最小的方式布置散光相關切口的要求來選擇散光程序的位置;以及(f)在各程序之間調整激光的位置和方向。

更進一步地,該整合的白內障-散光程序的精確性可以通過將成像系統并入激光手術系統以對手術區域進行成像而得到提升。成像系統可被配置為成像眼的晶狀體600、角膜140、角膜緣、鞏膜或眥部。可以對圖像進行分析以協調用于白內障程序和散光程序的切口的形成,由此優化整合程序的性能。

在其中兩個程序順序執行的實現中,成像步驟可以在第一程序之后執行,以成像在該第一程序的過程中形成的氣泡以及所實現的光致破裂。這種成像能夠協助并引導第二程序的激光脈沖布置。

更具體地,如果首先執行白內障程序,則隨后可以執行成像步驟以對由白內障程序激光脈沖612-c所導致的光致破裂進行成像。該成像可被用于選擇要將散光程序激光脈沖612-a引導至此的靶區。反過來,如果首先執行散光程序,則隨后可以執行成像步驟以對由散光程序激光脈沖612-a所導致的光致破裂進行成像。該成像可被用于選擇要將白內障程序激光脈沖612-c引導至此的靶區。

圖7-26例示了與上述光致破裂激光治療相關的激光手術系統的若干實施例。

激光手術程序的一個重要方面是激光束的精確控制和瞄準,例如束定位和束聚焦。激光手術系統可被設計為包括用于將靶激光脈沖精確送至組織內的特定靶的激光控制和瞄準工具。在各種納秒光致破裂激光手術系統(諸如,Nd:YAG激光系統)中,所需的靶向精度水平相對較低。這部分因為使用的激光能量相對較高,于是受影響的組織面積也相對較大,通常覆蓋了幾百微米大小的作用面積。這類系統中各激光脈沖之間的時間趨向于較長,并且手動控制靶向是可行且常被使用的。這類手動靶向機構的一個示例是連同用作瞄準束的次級激光源來可視化所述靶組織的活組織顯微鏡。外科醫生手動移動激光聚焦透鏡的焦點(通常使用操作桿控制實現),所述焦點與激光束通過顯微鏡所成的像是等焦面的(帶有或不帶有偏移),由此使得手術束或瞄準束最佳地聚焦在期望的靶上。

被設計為結合低重復率激光手術系統使用的這些技術可能難以與以每秒幾千次射擊且單脈沖能量相對較低的高重復率激光操作結合使用。在使用高重復率激光的手術操作中,會由于每個單激光脈沖的效果較小而需要高得多的精度,并且會由于需要非常快速地將幾千次脈沖遞送至新的處理區域而需要快得多的定位速度。

用于激光手術系統的高重復率脈沖激光的示例包括具有每秒幾千次或更多次射擊的脈沖重復率且單脈沖能量相對較低的脈沖激光。這些激光使用相對較低的單脈沖能量來局部化由激光誘發的光致破裂引起的組織效應,例如經由光致破裂而被影響的幾微米或幾十微米量級的組織面積。這一局部化組織效應可以改善激光手術的精度,并且在某些手術程序(諸如,激光眼部手術)中是期望的。在這類手術的一個示例中,對幾百、幾千或百萬連續的、接近連續的或以已知距離分隔開的脈沖的激光的布置可被用于實現特定的期望手術效果,諸如組織切開、分割或碎片化。

使用具有更短激光脈沖持續時間的高重復率光致破裂激光器手術系統的各種手術程序可能需要對手術的靶組織進行高精度的每脈沖定位,所述高精度定位涉及相對于靶組織上的靶定位的絕對位置和相對于行進脈沖的相對位置兩者。例如,在某些情況下,可能需要以幾微米的精度在脈沖間隔時間(可以是微秒量級)內一個接一個地遞送激光脈沖。因為兩個相續脈沖之間的間隔時間很短并且該脈沖對準的精度要求很高,所以在低重復率脈沖激光系統中使用的手動靶向將不再是足夠或是可行的。

一種用于促進和控制將激光脈沖遞送至組織的精確、高速定位要求的技術是將由諸如玻璃的透明材料制成的帶有預定義接觸表面的扁平化板附至所述組織以使得所述扁平化板的接觸表面相對于所述組織形成被良好限定的光學界面。這一被良好限定的界面可以促進激光傳輸并聚焦至所述組織,由此控制或減小在空氣-組織界面(位于眼內角膜前表面處)中最為關鍵的光學像差或變異(諸如,由于伴隨表面干燥出現的特定眼部光學屬性或變化)。接觸透鏡可被設計用于各種應用以及眼部或其他組織內的靶,并且可以包括一次性或可再使用透鏡。靶組織表面上的該接觸玻璃或扁平化板可被用作通過激光遞送系統內的聚焦元件調整而聚焦至的基準板。接觸玻璃或扁平化板的這一使用提供了對組織表面光學品質的更好控制,并且由此能夠將高速激光脈沖相對于所述扁平基準板以極低的光學失真置于靶組織內的期望位置(交互點)處。

在眼部上實施扁平化板的一種方式是使用該扁平化板提供用以將激光脈沖遞送至眼內靶組織的位置基準。將扁平化板作為位置基準的這一使用可以基于在發射所述激光脈沖之前以足夠精度知曉所述靶內激光脈沖焦點的期望位置,并且該基準板和各獨立內部組織靶之間的相對位置必須在激光發射期間保持恒定。此外,該方法會需要在各眼間或在同一眼的不同區域內激光脈沖至期望位置的可預測和可重復聚焦。在實際系統中,由于上述條件可能無法在實際系統中實現,因此使用扁平化板作為位置基準以在眼內精確局部化激光脈沖會是困難的。

例如,如果晶狀體是手術靶,則從眼表面上的基準板到所述靶的精確距離會由于可萎陷結構(例如,角膜本身、前房和虹膜)的存在而趨向于變化。不僅是在各獨立眼之間存在扁平角膜和晶狀體之間距離的可變性,即便是在同一眼內,也存在取決于外科醫生所使用的特定手術和扁平化技術的變動。此外,在發射實現手術效果所需的幾千次激光脈沖期間還可能存在靶向的晶狀體組織相對于扁平表面的移動,這使得脈沖的精確遞送更為復雜。此外,眼內結構也會由于光致破裂副產品(諸如,空氣泡)的堆積而移動。例如,遞送至晶狀體的激光脈沖可以引起晶狀體囊向前膨脹,這就要求調整激光脈沖靶向該組織的后續放置。此外,使用計算機模型和仿真以足夠精度預測扁平化板移除之后的靶組織的實際位置并且調整激光脈沖的放置以實現期望的局部化而沒有部分扁平將會是困難的,這是因為扁平化效應具有高度可變的性質,該性質可以取決于具體至各獨立角膜或眼部的因素,以及外科醫生所使用的特定手術和扁平化技術。

除了不成比例地影響內部組織結構的局部扁平化的物理效應之外,在某些手術過程中,可能期望靶向系統預期或計及光致破裂的非線性特征,其中所述光致破裂會在使用短脈沖持續時間激光時出現。光致破裂是組織材料中的非線性光學過程,并且會導致束對準和束靶向的復雜化。例如,當在光致破裂期間與激光脈沖相互作用時,該組織材料內的非線性光學效應之一在于由激光脈沖經歷的組織材料的折射率不再是常數,而是隨著光強變化。因為激光脈沖內的光強在脈沖激光束中沿著并跨該脈沖激光束的傳播方向隨空間變化,所以所述組織材料的折射率也隨空間變化。這一非線性折射率的一個后果是所述組織材料內的自聚焦或自散焦,這會改變脈沖激光束在組織內的實際焦點或移位焦點的位置。因此,將脈沖激光束精確對準靶組織內的每個靶組織位置還需要計及組織材料對激光束的非線性光學效應。此外,歸因于不同的物理特征(諸如,硬度),或是歸因于光學考慮(例如,行進至特定區域的激光脈沖光的吸收或散射),調整每個脈沖的能量以在靶的不同區域內遞送相同的物理效應可能是必須的。在這些情況下,不同能量值的脈沖之間的非線性聚焦效應的差異還會影響手術脈沖的激光對準和激光靶向。

于是,在其中靶向非淺表結構的手術程序中,基于由淺表扁平化板提供的位置基準來使用該扁平化板可能不足以實現內部組織靶中的精確激光脈沖局部化。使用扁平化板作為引導激光遞送的基準可能需要以高精度測量扁平化板的厚度和板位置,這是因為距標稱的偏差被直接轉換成深度精度誤差。高精度扁平化透鏡是耗費成本的,尤其對于單次使用的用后即棄扁平化板而言更是如此。

在此文獻中描述的技術、裝置和系統能夠被以提供靶向機制從而將短激光脈沖通過扁平化板遞送至眼部期望局部的方式實現,其中所述激光脈沖被高精度地高速遞送,而無需在發射激光脈沖之前以足夠精確度知曉激光脈沖在靶內聚焦的期望位置,并且還無需基準板和各獨立內部組織靶之間的相對位置在激光發射期間保持恒定。由此,本發明的技術、裝置和系統可被用于其中靶組織的物理條件在手術下趨向于變化且難以控制,以及扁平化透鏡的尺寸趨向于逐透鏡變化的各種手術程序。本發明的技術、裝置和系統還可被用于其中存在手術靶相對于結構表面的失真或移動或者非線性光學效應導致難以實現精確靶向的其他手術靶。不同于眼部的這些手術靶的示例包括心臟、皮膚或其他器官內的更深的組織。

本發明的技術、裝置和系統能夠以保有由扁平化板提供的益處(包括例如控制表面形狀和水合,以及減少光學失真)同時提供對扁平化表面的內部結構光致破裂的精確局部化的方式實現。這可以通過使用集成的成像設備相對于遞送設備的聚焦光學器件局部化所述靶組織來達成。成像設備和方法的確切類型能夠變化,并且可以取決于所述靶的具體性質以及所要求的精度水平。

扁平化透鏡可用另一機構實現以固定眼部,從而防止眼部的平移和運動.這類固定設備的示例包括使用吸環。這類固定機構也可能導致手術靶的非期望的失真或移動。可以實現本發明的技術、裝置和系統,從而為針對非表面手術靶利用扁平化板和/或固定裝置的高重復率激光手術系統提供一種靶向機制,該機制可以在手術進行時成像手術靶以對靶的這些失真和移動進行監測。

如下將描述激光手術技術、裝置和系統的特定示例,其使用光學成像模塊捕捉靶組織的圖像,從而在例如手術程序之前和期間獲取靶組織的位置信息。這些獲取的位置信息可被用于控制手術激光束在靶組織內的定位和聚焦,從而在高重復率激光系統中提供對手術激光脈沖布局的精確控制。在一個實現中,在手術程序期間,由光學成像模塊獲取的圖像可被用于動態控制手術激光束的定位和聚焦。此外,低能量連續激光脈沖趨向于對光學失真敏感,這類激光手術系統可以實施帶有平坦或彎曲界面的扁平化板以附至靶組織,從而在靶組織和手術激光系統之間提供受控且穩定的光學界面,同時減輕并控制組織表面處的光學像差。

例如,圖7示出了基于光學成像和扁平化的激光手術系統。該系統包括用于生成激光脈沖的手術激光束1012的脈沖激光器1010,以及用于接收該手術激光束1012,聚焦并將經聚焦的手術激光束1022引至靶組織1001(諸如,眼部)上由此引起靶組織1001內的光致破裂的光學器件模塊1020。扁平化板可被提供為與靶組織1001相接觸,以產生用于將激光脈沖傳送至靶組織1001的接口,該接口還用于傳送通過其來自靶組織1001的光。顯然,光學成像設備1030被提供用來捕捉攜帶靶組織圖像1050的光1050或是來自靶組織1001的成像信息,由此創建靶組織1001的圖像。來自成像設備1030的成像信號1032被發送至系統控制模塊1040。系統控制模塊1040操作用于處理來自成像設備1030的圖像,并且基于來自捕捉圖像的信息控制光學器件模塊1020調整手術激光束1022在靶組織1001處的定位和聚焦。光學器件模塊1020可以包括一個或多個透鏡并且還可以包括一個或多個反射器。控制致動器可被包括在該光學器件模塊1020內,以響應于來自系統控制模塊1040的束控制信號1044來調整聚焦和束方向。控制模塊1040還可以經由激光器控制信號1042來控制所述脈沖激光器1010。

光學成像設備1030可被實現以產生與手術激光束1022分開的光學成像束,用于探查靶組織1001,并且該光學成像束的返回光由光學成像設備1030捕捉以獲得靶組織1001的圖像。這類光學成像設備1030的一個例子是使用兩個成像束的光學相干斷層攝影術(OCT)成像模塊,通過扁平化板被引至靶組織1001的一個探查束與位于基準光學路徑中的另一基準束彼此光學干擾以獲取靶組織1001的圖像。在其他實現中,光學成像設備1030可以使用來自靶組織1001的散射或反射光來捕捉圖像,而不向靶組織1001發送經指定的光學成像束。例如,成像設備1030可以是感測元件(諸如CCD或CMS傳感器)的感測陣列。例如,由手術激光束1022產生的光致破裂副產品的圖像可由該光學成像設備1030捕捉,用以控制手術激光束1022的聚焦和定位。當光學成像設備1030被設計為使用光致破裂副產品的圖像來引導關系激光束的對準時,該光學成像設備1030捕捉該光致破裂副產品(諸如,激光誘發的氣泡或空穴)的圖像。成像設備1030還可以是超聲成像設備,以基于聲學圖像來捕捉圖像。

系統控制模塊1040處理來自成像設備1030的、包括針對來自靶組織1001內的靶組織位置的光致破裂副產品的位置偏移信息的圖像數據。基于來自所述圖像的信息,生成束控制信號1044,用于控制調整激光束1022的光學器件模塊1020。系統控制模塊1040中可以包括數字處理單元,以執行用于激光對準的各種數據處理。

上述技術和系統可被用于將高重復率激光脈沖以連續脈沖放置所要求的精確度(如切割或者提供破裂應用所需)遞送至表面下的靶。這可以使用或者無需使用靶表面上的基準源來實現,并且可以計及靶隨著扁平化或在激光放置期間的移動。

本發明的系統中的扁平化板被提供用于幫助和控制將激光脈沖遞送至所述組織的精確、高速定位要求。這類扁平化板可由帶有與組織的預定義接觸表面的透明材料(諸如,玻璃)制成,使得所述扁平化板的接觸表面形成與所述組織的良好限定的光學界面。這一被良好限定的界面可以促進激光傳輸并聚焦至所述組織,由此控制或減小在空氣-組織界面(位于眼內角膜前表面處)中最為關鍵的光學像差或變異(諸如,由于伴隨表面干燥出現的特定眼部光學屬性或變化)。各種接觸透鏡已被設計用于各種應用以及眼部或其他組織內的靶,并且可以包括一次性或可再使用透鏡。靶組織表面上的接觸玻璃或扁平化板被用作通過激光遞送系統內的聚焦元件調整而聚焦至的基準板。這一方法的固有特性是前述接觸玻璃或扁平化板給予的附加益處,包括對組織表面光學品質的控制。因此,能夠以激光脈沖的極低光學失真相對于所述扁平化基準板將所述激光脈沖精確高速地置于靶組織內的期望位置(交互點)。

圖7中的光學成像設備1030經由扁平化板捕捉靶組織1001的圖像。控制模塊1040處理捕捉的圖像以從所述捕捉的圖像中提取位置信息,并且使用該提取的位置信息作為控制手術激光束1022的位置和聚焦的位置基準或者指導。這一成像引導的激光手術可以在不依賴于扁平化板作為位置參考的情況下實現,因為扁平化板的位置趨向于由以上討論的各種因素而改變。因此,雖然扁平化板提供了用于手術激光束進入靶組織和捕捉靶組織圖像的期望光學界面,但卻可能難以使用扁平化板作為位置基準來對準并控制用于精確遞送激光脈沖的手術激光束的定位和聚焦。基于成像設備1030和控制模塊1040的手術激光束的定位和聚焦的成像引導控制允許將靶組織1001的圖像(例如,眼內部結構的圖像)用作位置基準,而無需使用扁平化板來提供位置基準。

除了不成比例地影響內部組織結構的局部化的扁平化的物理效應之外,在某些手術過程中,可能期望靶向系統預期或計及光致破裂的非線性特征,其中所述光致破裂會在使用短脈沖持續時間激光時出現。光致破裂可能導致對準和束靶向的復雜化。例如,當在光致破裂期間與激光脈沖相互作用時,該組織材料內的非線性光學效應之一在于由激光脈沖經歷的組織材料的折射率不再是常數,而是隨著光強變化。因為激光脈沖內的光強在脈沖激光束中沿著并跨該脈沖激光束的傳播方向隨空間變化,所以所述組織材料的折射率也隨空間變化。這一非線性折射率的一個后果是所述組織材料內的自聚焦或自散焦,這會改變脈沖激光束在組織內的實際焦點或移位所述焦點的位置。因此,將脈沖激光束精確對準靶組織內的每個靶組織位置還需要計及組織材料對激光束的非線性光學效應。歸因于不同的物理特征(諸如,硬度),或是歸因于光學考慮(例如,行進至特定區域的激光脈沖光的吸收或散射),可以調整激光脈沖的能量以在靶的不同區域內遞送相同的物理效應。在這些情況下,不同能量值的脈沖之間的非線性聚焦效應的差異還會影響手術脈沖的激光對準和激光靶向。在此方面,由成像設備1030從靶組織獲取的直接圖像可被用于監測手術激光束1022的實際位置,該實際位置反映了靶組織內各非線性光學效應的組合效應,并且提供用于控制束位置和束聚焦的位置基準。

在此描述的技術、裝置和系統可以結合扁平化板使用以提供對表面形狀和水化的控制,減小光學失真,并且通過扁平化的表面提供對內部結構的光致破裂的精確局部化。在此描述的束定位和聚焦的成像引導控制可被應用于使用扁平化板之外的其他裝置來固定眼部的手術系統和程序,其他裝置的使用包括使用會導致手術靶失真或移動的吸環。

隨后的章節首先描述基于成像功能并入系統的激光控制部分的變化程度而用于自動化成像引導激光手術的技術、裝置和系統的示例。光學或其他模態的成像模塊(例如,OCT成像模塊)可被用于引導探查光或其他類型的射束以捕捉靶組織(例如,眼內結構)的圖像。激光脈沖(諸如,飛秒或皮秒激光脈沖)的手術激光束可由被捕捉圖像中的位置信息指導以在手術期間控制手術激光的聚焦和定位。手術期間,手術激光束和探查光束兩者可被相續或同時引至靶組織,由此可以基于捕捉的圖像控制手術激光束,從而確保手術的準度和精度。

這類成像引導的激光手術可被用于在手術期間提供對手術激光束的精準聚焦和定位,因為該射束控制是基于靶組織扁平化或固定之后的、恰好在手術脈沖的遞送之前或與其接近同時的靶組織的圖像。顯見地,在手術之前測量的靶組織(諸如,眼部)的某些參數會在手術期間歸因于諸如靶組織的準備(例如,將眼部固定至扁平化透鏡)以及由手術操作引起的靶組織的變化的各種因素而發生改變。因此,在這些因素和/或手術之前測量的靶組織參數在手術期間可能不再反映靶組織的物理狀況。本發明的成像引導激光手術能夠減輕在手術之前和期間用于手術激光束聚焦和控制的這些改變有關的技術問題。

本發明的成像引導激光手術可被有效用于靶組織內的精確手術操作。例如,當執行眼內激光手術時,激光被聚焦至眼內以實現靶向組織的光學分解,并且該光學交互能夠改變眼內部結構。例如,晶狀體會在順應期間(不僅在之前測量和手術之間同時還在手術期間)改變其位置、形狀、厚度和直徑。使用機械裝置將眼部附至手術器械會以一種未良好定義的方式改變眼部形狀,并且這一改變本身在手術期間也會歸因于各種因素(例如,患者移動)而變化。附連手段包括用吸環固定眼部以及用平坦或彎曲的透鏡扁平化眼部。這些改變的量可達幾毫米。當在眼內執行精確激光顯微手術時,眼部表面(諸如,角膜或角膜緣的前表面)的機械基準和固定并不能很好地工作。

在本發明的成像引導激光手術中的準備后成像或接近同時的成像可被用于在改變在手術之前和期間出現的環境下建立眼內部特征和手術儀器之間的三維位置基準。在眼部扁平化和/或固定之前,或在實際手術期間由成像提供位置基準信息反映了眼部改變的效果并由此提供對手術激光束聚焦和定位的精確指導。基于本成像引導激光手術的系統可被配置為結構簡單且成本有效的系統。例如,與手術激光的指導相關聯的光學部件的一部分還可用作將引導探查光束以成像靶組織的光學部件,由此簡化設備結構以及成像和手術光束的光學對準和校準。

以下描述的成像引導激光手術系統使用OCT成像作為成像儀器的示例,并且其他非OCT成像設備也可用以捕捉圖像,從而在手術期間控制手術激光。如在以下示例中說明的,能夠以各種程度實現成像和手術子系統的集成。在沒有集成硬件的最簡單形式中,成像子系統和激光手術子系統是分開的,并且通過接口彼此通信。這類設計可以提供兩個子系統的設計上的靈活性。以某些硬件部件(諸如,患者接口)實現的兩個子系統之間的集成,通過向硬件部件提供更好的手術面積配準以及更為精確的校準而進一步擴展了功能性,并且能夠改善工作流程。隨著兩個子系統之間的集成程度的增加,這類系統將變得更為成本有效和緊湊,并且系統校準將隨時間進一步簡化且更為穩定。在圖8-16中關于成像引導激光系統的示例以各種集成程度而被整合。

本發明的成像引導激光手術系統的一個實現例如包括產生手術激光脈沖的手術激光束的手術激光器,所述手術激光引起手術中的靶組織內的外科改變;患者接口底座,接合與靶組織接觸的患者接口以將靶組織保持就位;以及位于手術激光器和患者接口之間的激光束遞送模塊,被配置為將手術激光束通過患者接口引至靶組織。該激光束遞送模塊可操作用于按預定義的手術圖案在靶組織內掃描手術激光束。該系統還包括激光控制模塊以及OCT模塊,其中激光控制模塊控制手術激光器的操作并且控制激光束遞送模塊產生預定義的手術圖案,而OCT模塊相對于患者接口定位以具有相對于患者接口以及固定至該患者接口的靶組織的已知的空間關系。OCT模塊被配置成將光學探查束引至靶組織并且接收來自靶組織的光學探查束的返回的探查光以捕捉靶組織的OCT圖像,同時手術激光束則被引至靶組織以執行手術操作,由此光學探查束和手術激光束同時存在于所述靶組織內。OCT模塊與激光控制模塊通信以將捕捉的OCT圖像的信息發送給激光控制模塊。

此外,在該特定系統中的激光控制模塊響應于捕捉的OCT圖像的信息,操作激光束遞送模塊以聚焦和掃描所述手術激光束,并且基于捕捉的OCT圖像內的定位信息調整手術激光束在靶組織內的聚焦和掃描。

在某些實現中,可以不必獲取靶組織的完整圖像用以將靶配準至手術器械,而是獲取靶組織的一部分(例如,像是天然或人工界標的手術區域的幾個點)就以足夠。例如,剛性體在3D空間內具有六個自由度,因而六個獨立點將足以限定該剛性體。當手術區域的確切大小不是已知的時,需要附加的點來提供位置基準。在此方面,若干點可被用于確定人眼晶狀體的(通常是不相同的)前表面和后表面曲率,及其厚度和直徑。基于這些數據,由帶有給定參數的橢球體的兩個半體組成的主體能夠近似并可視化晶狀體以用于實踐目的。在另一實現中,來自捕捉圖像的信息可以與來自其他源的信息(諸如,用作控制器輸入的晶體厚度的預先測量)相結合。

圖8示出了帶有分開的激光手術系統2100和成像系統2200的成像引導激光手術系統的一個例子。激光手術系統2100包括帶有產生手術激光脈沖的手術激光束2160的激光引擎2130。激光束遞送模塊被提供用于將來自激光引擎2130的手術激光束2160通過患者接口2150引至靶組織1001,并且可操作用于按照預定義的手術圖案在靶組織1001內掃描該手術激光束2160。激光控制模塊2120被提供用于經由通信通道2121控制激光引擎2130內的手術激光器的操作,以及經由通信通道2122控制激光束遞送模塊2140以生成預定義的手術圖案。患者接口底座被提供用于接合與靶組織1001接觸的患者接口2150,從而將所述靶組織1001保持就位。患者接口2150可被實現為包括帶有平坦或彎曲表面的接觸透鏡或扁平化透鏡,以保形接合眼部的前表面并將眼部保持就位。

圖8中的成像系統2200可以是相對于手術系統2100的患者接口2150定位的OCT模塊,以相對于患者接口2150以及固定至該患者接口2150的靶組織1001具有已知的空間關系。該OCT模塊2200可被配置為具有其自己的患者接口2240以便與靶組織1001相互作用。成像系統2200包括成像控制模塊2220和成像子系統2230。子系統2230包括用于生成成像靶1001的成像束2250的光源以及將光學探查束或成像束2250引至靶組織1001并接收來自靶組織1001的所述光學成像束2250的返回的探查光2260以捕捉所述靶組織1001的OCT圖像的成像束遞送模塊。光學成像束2250和手術束2160兩者可被同時引至靶組織1001以允許相續或同時進行成像和手術操作。

如圖8所示,在激光手術系統2100和成像系統2200兩者中設有通信接口2110和2210以促進激光控制模塊2120的激光控制和成像系統2200的成像之間的通信,由此OCT模塊2200能夠將捕捉的OCT圖像的信息發送至激光控制模塊2120。該系統中的激光控制模塊2120響應于捕捉的OCT圖像的信息,操作激光束遞送模塊2140以聚焦和掃描所述手術激光束2160,并且基于捕捉的OCT圖像內的定位信息動態調整手術激光束2160在靶組織1001內的聚焦和掃描。激光手術系統2100和成像系統2200之間的集成主要是通過軟件水平的通信接口2110和2210之間的通信。

在此例和其他例子中,還可以集成各種子系統和設備。例如,可以在系統內提供諸如波前象差計、角膜拓撲測量設備之類的特定診斷儀器,或者可以利用來自這些設備的操作前信息以提高手術內成像。

圖9示出了帶有額外集成構造的成像引導的激光手術系統的例子。該成像和手術系統共享一個用于使靶組織1001(例如,眼部)固定不動的公共患者接口3300,而無需如圖8所述具有兩個分開的患者接口。手術束3210和成像束3220在患者接口3300處組合并由該公共患者接口3300引至靶1001。此外,設有公共控制模塊3100用于控制成像子系統2230和手術部分(激光引擎2130和束遞送系統2140)。成像和手術部分之間的這一增加的集成度能夠實現兩個子系統的精確校準,以及患者和手術體積位置的穩定性。設有公共外殼3400以封入手術和成像子系統兩者。當兩系統未被并入一共用外殼中時,該共用患者接口3300可以是成像或手術子系統中任一系統的一部分。

圖10示出了成像引導激光手術系統的一個示例,其中手術系統和成像系統具有共用的束遞送模塊4100和共用的患者接口4200兩者。該集成進一步簡化了系統結構以及系統控制操作。

在一個實現中,在以上和其他示例中的成像系統可以是光學相干斷層攝影術(OCT)系統,并且激光手術系統是基于飛秒或皮秒激光的眼科手術系統。在OCT中,來自低相干寬帶光源(例如,超發光二級管)的光被分割成彼此分開的基準束和信號束。信號束是發送至手術靶的成像束,并且該成像束的返回光被收集并與基準束相干地重新組合以形成干涉。以垂直于光鏈的光軸或光傳播方向掃描信號束提供x-y方向內的空間分辨率,而深度分辨率則來自于干涉計參比臂與信號臂內返回信號束的路徑長度之間的提取差異。雖然不同的OCT實現的x-y掃描儀基本相同,但是路徑長度的比較以及獲取z掃描信息會以不同方式發生。在一個已知為時域OCT的實現中,例如參比臂持續變化以改變其路徑長度,同時光檢測器監測重新組合束強度的干涉調制。在一個不同的實現中,參比臂基本靜止,并且分析用于干涉的組合光的光譜。組合束光譜的傅立葉變換提供了關于來自樣本內部的散射的空間信息。該方法已知為譜域或傅立葉OCT法。在已知為掃頻OCT(S.R.Chinn?et.Al.,Opt.Lett.22,1997)的另一實現中,使用窄帶光源以使其頻率快速掃過頻譜范圍。參比臂和信號臂之間的干涉由快速檢測器和動態信號分析儀檢測。在這類例子中可以使用為此目的開發的外部空腔調諧二極管激光器或頻率調諧的頻域鎖模(FDML)激光器(R.Huber?et.Al.Opt.Express,13,2005)(S.H.Yun,IEEE?J.of?Sel.Q.El.3(4)p.1087-1096,1997)。用作OCT系統內的光源的飛秒激光器可以具有充足的帶寬,并且能夠提供提升的信噪比的額外益處。

本文獻中各系統內的OCT成像設備可被用于執行各種成像功能。例如,OCT可被用于抑制由系統的光學配置或扁平化板的存在而導致的復共軛,捕捉靶組織內所選位置的OCT圖像以提供用于控制手術激光束在靶組織內的聚焦和掃描的三維定位信息,或者捕捉靶組織表面上或扁平化板上所選位置的OCT圖像以提供定位配準,由此控制連同靶位置改變(例如,從筆直向后旋)而出現的定向改變。OCT可以基于在靶的一個位置定向中的標志或標志物放置而由定位配準過程校準,隨后當該靶處于另一個位置定向中時,則可由該OCT模塊檢測。在其他實現中,OCT成像系統可被用于產生探查光束,該光束被極化以光學收集關于眼內部結構的信息。可以用不同的極化強度來對激光束和探查光束進行極化。OCT可以包括控制用于所述光學拓撲的探查光的極化控制機構,以在探查光向眼部行進時用一個極化強度對其進行極化并在其行進遠離眼部時用一個不同的極化強度對其進行極化。該極化控制機構例如可以包括波片或法拉第旋轉器。

圖10中的系統被示出為頻譜OCT配置并且可被配置為共享手術和成像系統之間的束遞送模塊的成像光學器件部分。針對這些光學器件的主要要求涉及操作波長、圖像質量、分辨率、失真等。該激光手術系統可以是帶有設計用于實現衍射限制焦斑大小(例如,約2至3微米)的高數值孔徑系統的飛秒激光系統。各種飛秒眼科手術激光器可以在各種波長下操作,諸如約1.05微米的波長。成像設備的操作波長可被選擇為接近激光波長,使得該光學器件在兩個波長上得到色彩補償。這一系統可以包括第三光學通道(可由諸如手術顯微鏡視覺觀察的通道)以提供捕捉靶組織圖像的附加成像設備。如果用于該第三光學通道的光學路徑與手術激光束和OCT成像設備的光共用光學器件,則該被共用的光學器件可被配置為帶有用于第三光學通道的可見頻帶以及用于手術激光束和OCT成像束的頻帶的色彩補償。

圖11示出了圖9設計的一個特定實施例,其中用于掃描手術激光束的掃描儀5100和用于調節(準直和聚焦)手術激光束的束調節器5200與用于控制OCT的成像束的OCT成像模塊5300中的光學器件相分離。手術系統和成像系統共用物鏡5600模塊和患者接口3300。物鏡5600將手術激光束和成像束兩者引導并聚焦至患者接口3300,并且其聚焦受控于控制模塊3100。設有兩個分束器5410和5420用于引導手術束和成像束。分束器5420被用于將返回的成像束引回OCT成像模塊5300。兩個分束器5410和5420還將來自靶1001的光引至視覺觀察光學器件單元5500,以提供靶1001的直接視圖或像。單元5500可以是外科醫生用來觀察靶1001的透鏡成像系統,或是捕捉靶1001的圖像或視頻的相機。可以使用各種分束器,諸如二色和極化分束器、光柵、直方圖分束器、或這些分束器的組合。

在某些實現中,光學部件可被恰當涂覆有針對手術波長和OCT波長兩者的抗反射圖層,用以減小來自光束路徑的多個表面的眩光。若非如此,反射會通過增加OCT成像單元內的背景光而降低系統的吞吐量同時降低信噪比。一種用于減輕OCT內的眩光的方式是通過接近靶組織放置的法拉第隔離器的波片旋轉從樣本返回的光的極性,并且旋轉OCT檢測器前的極化器以優先檢測從樣本返回的光并且抑制由光學部件散射的光。

在一個激光手術系統中,手術激光器和OCT系統可以各自具有束掃描儀以覆蓋靶組織內的同一手術區域。由此,可將用于手術激光束的束掃描和用于成像束的束掃描并入共享的共用掃描設備。

圖12詳細示出了這類系統的一個示例。在此實現中,x-y掃描儀6410和z掃描儀6420由兩子系統共用。設有公共控制6100以控制手術和成像操作兩者的系統操作。OCT子系統包括OCT光源6200,后者產生的成像光被分束器6210分割為成像束和基準束。成像束與手術束在分束器630處結合以沿著通往靶1001的一公共光學路徑傳播。掃描儀6410和6420以及束調節器單元6430位于分束器6310的下游。分束器6440用于將成像和手術束引至物鏡5600和患者接口3300。

在OCT子系統中,基準束通過分束器6210傳送至光學延遲設備6220并由返回鏡6230反射。從靶1001返回的成像束被引導回分束器6310,后者將返回的成像束的至少一部分反射至分束器6210,在該分束器6210,反射的基準束和返回的成像束彼此重疊并干涉。光譜儀檢測器6240用于檢測所述干涉并生成靶1001的OCT圖像。OCT圖像信息被發送至控制系統6100以控制手術激光引擎2130、掃描儀6410和6420、以及物鏡5600,由此控制手術激光束。在一個實現中,光學延遲設備6220可被調整以改變光學延遲,由此檢測靶組織1001內的各種深度。

如果OCT系統是時域系統,則兩個子系統使用兩個不同的z掃描儀(因為這兩個掃描儀以不同方式操作)。在此例中,手術系統的z掃描儀通過在束調節器單元中改變手術束的分散性來操作,而無需改變該手術束在手術束路徑中的路徑長度。另一方面,時域OCT通過可變延遲或移動基準束返回鏡的位置來物理改變所述束路徑,由此掃描z方向。在校準之后,這兩個z掃描儀可由激光控制模塊同步。兩移動之間的關系可被簡化成線性或多項式依賴,其中,控制模塊能夠處理或者替換地,校準點能夠定義查找表以提供合適定標。頻譜/傅立葉域和掃頻源OCT設備不具有z掃描儀,參比臂的長度是固定的。除了降低成本之外,兩個系統的交叉校準將會是相對直接的。不需要補償由聚焦光學器件的圖像失真引起的差異或是由兩系統的掃描儀不同而引起的差異,因為這些部件是共用的。

在手術系統的實際實現中,聚焦物鏡5600可滑動或可移動地安裝在基座上,并且物鏡的重量被平衡以限制對患者眼施加的力。患者接口330可以包括附至患者接口底座的扁平化透鏡。患者接口底座附至安裝單元,后者保持所述聚焦物鏡。該安裝單元被設計為確保在不可避免的患者運動的情況下患者接口和系統之間的穩定連接,并且能將患者接口更柔和地對接至眼上。可以使用用于聚焦物鏡的各種實現,一個示例在Hsueh的美國專利5,336,215中有所描述。這一可調聚焦物鏡的存在可以改變光學探查光的光學路徑長度作為用于OCT子系統的光學干涉計的一部分。物鏡5600和患者接口3300的移動能夠以一種不受控制的方式改變OCT的基準束和成像信號束之間的路徑長度差,并且這會劣化由OCT檢測到的OCT深度信息。這不僅會在時域發生,還會發生在頻譜/傅立葉域和掃頻OCT系統中。

圖13-14示出了解決與可調聚焦物鏡相關聯的技術問題的示例性成像引導激光手術系統。

圖13中的系統提供了耦合至可移動聚焦物鏡7100的位置感測設備7110,該設備測量物鏡7100在可滑動底座上的位置并且將測得的位置發送給OCT系統中的控制模塊7200。控制系統6100可以控制并移動物鏡7100的位置,以調整由用于OCT操作的成像信號束行進的光學路徑長度,并且透鏡7100的位置由位置編碼器7110測量并監測,并被直接饋送至OCT系統7200。OCT系統中的控制模塊7200在處理OCT數據以組裝3D圖像時應用算法來補償OCT內部干涉計的參比臂和信號臂之間的、由聚焦物鏡7100相對于患者接口3300的移動而引起的差異。由OCT控制模塊7200計算透鏡7100位置的合適改變量被發送給控制6100以控制透鏡7100改變其位置。

圖14示出了其中在OCT系統的干涉計的參比臂中的反射鏡6230或者OCT系統的光學路徑長度延遲組件中的至少一部分被剛性附至可移動聚焦物鏡7100從而信號臂和參比臂在物鏡7199移動時經歷光學路徑長度的相同改變量的另一示例。由此,物鏡7100在滑板上的移動為OCT系統中的路徑長度差異而被自動補償,而無需額外計算的補償。

成像引導激光手術系統、激光手術系統和OCT系統的上述示例使用不同的光源。在激光手術系統和OCT系統的一個更為完全的集成中,用作手術激光束光源的飛秒手術激光器還可被用作OCT系統的光源。

圖15示出了其中使用光模塊9100中的飛秒脈沖激光器產生用于手術操作的手術激光束和用于OCT成像的探查光束兩者的示例。設有分束器9300以將所述激光束分成作為手術激光束和用于OCT的信號束兩者的第一束,以及作為用于OCT的基準束的第二束。第一束被引導通過x-y掃描儀6410以及第二掃描器(z掃描器)6420,其中x-y掃描儀在垂直于所述第一束傳播方向的x和y方向內掃描所述束,而第二掃描器改變所述束的分散性以調整所述第一束在靶組織1001處的聚焦。該第一束執行靶組織1001處的手術操作,該第一束的一部分被散射回患者接口并由物鏡收集作為PCT系統的光學干涉計的信號臂的信號束。該返回光與由用于時域OCT的參比臂中的返回鏡6230反射并由可調光學延遲元件6220延遲的第二束結合,用以控制靶組織1001的不同的成像深度中的信號束和基準束之間的路徑差異。控制系統9200控制該系統操作。

已知對于角膜的手術實踐,幾百飛秒的脈沖持續時間就足以實現良好的手術性能,同時對于OCT,則需要由更短的脈沖(例如,幾十皮秒以下)生成的更寬的頻譜帶寬來實現充足的深度分辨率。在此情境中,OCT設備的設計指定來自皮秒手術激光器的脈沖的持續時間。

圖16示出了使用單個脈沖激光器9100產生手術光和成像光的另一成像引導系統。非線性頻譜增寬介質9400被放置在皮秒脈沖激光器的輸出光路中,以使用光學非線性過程(諸如白光生成或頻譜增寬)來增寬從相對更長(通常在手術中使用的幾百皮秒)的脈沖的激光源的脈沖的頻譜帶寬。介質9400例如可以是光纖光學材料。兩系統的光強要求不同,并且可以實現用于調整束強度的機構以達到兩系統內的這類要求。例如,可以在兩系統的光學路徑中設有束轉向鏡、分束器或衰減器,以在獲取OCT圖像或執行手術時恰當控制束的存在和強度,由此保護患者和敏感設備免于過強光照。

操作中,圖8-16中的上述示例可用于執行成像引導激光手術。圖17示出了一種通過使用成像引導的激光手術系統來執行激光手術的方法的一個示例。該方法使用系統中的患者接口接合要手術的靶組織并將其保持就位,并且將來自系統內的激光器的激光脈沖的手術激光束以及來自系統內的OCT模塊的光學探查束同時引導至患者接口以進入靶組織。手術激光束被控制以在靶組織內執行激光手術,并且OCT模塊被操作用于從返回自靶組織的光學探查束的光來獲取靶組織內的OCT圖像。所獲取的OCT圖像中的位置信息被應用于手術激光束的聚焦和掃描,以在手術之前或期間調整手術激光束在靶組織內的聚焦和掃描。

圖18示出了眼OCT圖像的一個例子。患者接口內的扁平化透鏡的接觸表面可被配置為具有彎曲以最小化由在扁平化期間施加到眼上的壓力所導致的角膜內的變形或折疊。在眼于患者接口處被成功扁平化之后,可以獲取OCT圖像。如圖18中所例示,晶狀體(Lens)和角膜(Cornea)的曲率以及晶狀體和角膜之間的距離在該OCT圖像中是可識別的。諸如上皮(epithelium)-角膜交界面之類的更為細微的特征也是可檢測到的。這些可識別特征中的每一個都可被用作激光相對于眼的坐標的內部基準。角膜和晶狀體的坐標可以使用良好建立的計算機視覺算法(諸如,Edge或Blob檢測)而被數字化。一旦建立起晶狀體的坐標,就可以使用該坐標來控制手術激光束的聚焦和定位以進行手術。

作為替換,可以使用校準樣本材料在位置坐標已知的位置處形成基準標記的3D陣列。可以獲取校準樣本材料的OCT圖像以建立基準標記的已知位置坐標和這些基準標記在所獲取的OCT圖像的位置坐標之間的映射關系。這些映射關系被存儲作為數字校準數據,并被應用以基于在手術期間獲取的靶組織的OCT圖像來控制手術期間手術激光束在靶組織內的聚焦和掃描。OCT成像系統在此用作示例,并且這一校準過程可被施加至經由其他成像技術獲取的圖像。

在本文描述的成像引導激光手術系統中,手術激光器能夠產生在高數值孔徑聚焦下足以驅動眼內(即,在角膜和晶狀體內部)強場/多光子離子化的相對較高的峰值功率。在這些條件下,來自手術激光器的一個脈沖在聚焦體積內生成等離子體。該等離子體的冷卻得到良好限定的、可被用作基準點的損傷區帶或“氣泡”。后續部分將描述使用由手術激光器創建的損傷區帶相對于基于OCT的成像系統來校準該手術激光器的校準程序。

在執行手術之前,相對于手術激光器校準OCT以建立相對定位關系,由此能夠相對于與由OCT獲取的靶組織的OCT圖像中的圖像相關聯的位置控制手術激光在靶組織處的就位。執行這一校準的一種方法是使用能由激光損傷并由OCT成像的預校準靶或“仿真模型”。該仿真模型可由諸如玻璃或硬塑料(例如,PMMA)的各種材料制成,使得該材料能夠永久性地記錄由手術激光創建的光損傷。可以選擇該仿真模型以具有與手術靶相類似的光學或其他屬性(例如,含水)。

該仿真模型例如可以是直徑至少10mm(或達遞送系統的掃描范圍)的圓柱形材料,并且圓柱體長度在眼上皮至眼晶狀體距離上的跨度至少10mm,或者與手術系統的掃描長度一樣長。該仿真模型的上表面可以彎曲以無縫配合患者接口,或者該仿真模型的材料可以是可壓縮的以允許被完全扁平化。該仿真模型可以具有三維柵格,使得激光位置(x和y方向)和焦點(z)以及OCT圖像能夠參考該仿真模型。

圖19A-19D例示了該仿真模型的兩個示例性配置。圖19A例示了被分段為薄片的仿真模型。圖19B示出了被圖案化為具有基準標記的柵格作為確定激光在該仿真模型上的位置(即,x坐標和y坐標)的基準的單片。z坐標(深度)則能夠通過從堆中移出獨立的片并在共焦顯微鏡下成像該片來確定。

圖19C例示了被分成兩半的仿真模型。類似于圖19A中的分段的仿真模型,該仿真模型被構造為包含基準標記的柵格作為用于確定激光的x坐標和y坐標位置的基準。深度信息則可以通過將該仿真模型分成兩半并測量損傷區帶之間的距離來提取。組合的信息能夠提供用于成像引導手術的參數。

圖20示出了成像引導激光手術系統的手術系統。該系統包括可由諸如電流計或音圈之類的致動器致動的轉向鏡、物鏡以及一次性患者接口。手術激光束由轉向鏡反射通過物鏡。物鏡將該激光束聚焦至剛好位于患者接口之后。x坐標和y坐標掃描通過改變激光束相對于物鏡的角度來執行。z平面掃描則通過使用位于轉向鏡上游的透鏡系統改變引入束的發散度來實現。

在該例中,該一次性患者接口的錐形部分可以是間隔有空氣的或是固體的,并且與患者相接的該部分包括彎曲的接觸透鏡。彎曲的接觸透鏡可由熔融石英或在由致電離輻射照射時抗色心形成的其他材料制成。曲率半徑的上限可以與眼相適應,例如約10mm。

該校準程序的第一步是對接患者接口與仿真模型。該仿真模型的曲率與患者接口的曲率相匹配。在對接之后,該程序的下一步涉及在仿真模型內創建光學損傷以產生基準標記。

圖21示出了由飛秒激光在玻璃中產生的實際損傷區帶的例子。損傷區帶之間的間隔平均為8μm(脈沖能量為2.2μJ,全寬半最大值且持續時間為580fs)。圖21中描繪的光學損傷示出了由飛秒激光創建的損傷區帶被良好地限定和分離。在示出的例子中,損傷區帶具有約2.5μm的直徑。在仿真模型中創建各種深度的類似于圖20中示出的光學損傷區帶以形成基準標記的3D陣列。通過提取合適的片并在共焦顯微鏡下成像該片(圖19A)或者通過將仿真模型分為兩半并使用測微計測量深度(圖19C),從而相對于經校準的仿真模型定位這些損傷區帶。x坐標和y坐標則可從預校準的柵格中建立。

在使用手術激光損傷了仿真模型之后,對該仿真模型執行OCT。OCT成像系統提供仿真模型的3D渲染,建立OCT坐標系和仿真模型之間的關系。損傷區帶是使用成像系統可檢測到的。OCT和激光器可以是使用仿真模型的內部標準而互校準的。在相對于彼此定位了OCT和激光器之后,則可以丟棄該仿真模型。

在手術之前,可以對校準進行驗證。該驗證步驟涉及在第二仿真模型的各個位置處創建光學損傷。該光學損傷應該足夠密以使得創建圓形圖案的多個損傷區帶能被OCT成像。在創建了圖案之后,可以使用OCT成像第二仿真模型。OCT圖像與激光坐標的比較提供了手術之前系統校準的最后檢查。

一旦將坐標饋入激光器,就可在眼內執行激光手術。這涉及使用激光對晶狀體進行光乳化,以及對眼進行的其他激光治療。該手術可以在任意時刻停止,并且可以對眼前段(圖17)進行重新成像以監視手術進程;此外,在插入了IOL之后,對IOL的成像(用光或無扁平化)提供了關于IOL在眼內位置的系統。該信息可被醫師用于精調IOL的位置。

圖22示出了校準過程和校準后手術操作的示例。這些例子例示了一種通過使用成像引導激光手術系統執行激光手術的方法可以包括使用系統中的患者接口,其中該患者接口被接合以將手術的靶組織保持就位,在手術執行前的校準過程期間保持校準樣本材料;將來自系統內激光器的激光脈沖的手術激光束引導通過患者接口以進入校準樣本材料,從而在所選的三維基準位置處燒灼出基準標記;將來自系統內光學相干斷層攝影術(OCT)模塊的光學探查束引導通過患者接口以進入校準樣本材料,從而捕捉被燒灼基準標記的OCT圖像;以及建立OCT模塊和被燒灼基準標記的定位坐標之間的關系。在建立了所述關系之后,系統內的患者接口被用于接合手術的靶組織并將其保持就位。激光脈沖手術激光束以及光學探查束被引導通過患者接口以進入靶組織。手術激光束被控制以在靶組織內執行激光手術。OCT模塊被操作以根據光學探查束從靶組織返回的光獲得靶組織內的OCT圖像,并且在手術激光束的聚焦和掃描過程中應用所獲得的OCT圖像中的位置信息以及建立的關系,由此在手術期間調整手術激光束在靶組織內的聚焦和掃描。雖然激光手術可以在執行此類校準之后立刻進行,但是此類校準也可以在程序之前相隔各種時間間隔執行,前提是使用證明在這類時間間隔期間校準沒有出現漂移或改變的校準有效性。

隨后的例子描述使用激光誘發光致破裂的副產品的圖像來對準手術激光束的成像引導激光手術技術和系統。

圖23A-B例示了其中靶組織內的實際光致破裂副產品被用于進一步引導激光布置的本發明技術的另一個實現。諸如飛秒或皮秒激光器的脈動激光器1710用于產生具有激光脈沖的激光束1712,以引起靶組織1001中的光致破裂。靶組織1001可以是對象身體部位1700的一部分,例如單眼晶狀體的一部分。激光束1712被激光器1710的光學器件模塊聚焦并引導到靶組織1001內的靶組織位置,以實現某種手術效果。靶表面通過傳輸激光波長以及來自靶組織的圖像波長的扁平化板1730而光學耦合至激光器的光學器件模塊。扁平化板1730可以是扁平化透鏡。成像設備1720被提供用于收集來自靶組織1001的反射或散射光或聲音,以在施加扁平化板之前或之后(或兩者)捕捉靶組織1001的圖像。被捕捉的成像數據于是由激光系統控制模塊處理以確定期望的靶組織位置。該激光系統控制模塊基于標準光學模型移動或調整光學或激光元件以確保光致破裂副產品1702的中心與靶組織位置相重疊。這可以是一個其中光致破裂副產品1702和靶組織1001的圖像在手術過程中被持續監視以確保激光束在每個靶組織位置處都被恰當定位的動態對準過程。

在一個實現中,激光系統可以在如下兩種模式中操作:首先是其中最初使用對準激光脈沖來對準激光束1712以創建用于對準的光致破裂副產品1702的診斷模式,并且隨后是其中生成手術激光脈沖以執行實際手術操作的手術模式。在這兩種模式下,光致破裂副產品1702和靶組織1001的圖像都被監視以控制束對準。圖23A示出了其中激光束1712內的對準激光脈沖相比于手術激光脈沖的能量水平被設定在一個不同的能量水平的診斷模式。例如,對準激光脈沖的能量可以比手術激光脈沖要小,但足夠導致組織內的顯著光致破裂以在成像設備1720處捕捉光致破裂副產品1702的圖像。這一粗略靶向的分辨率可能不足以提供期望的手術效果。基于捕捉到的圖像,能夠恰當地對準激光束1712。在這一初始對準之后,就能夠控制激光器1710以更高的能量水平產生手術激光脈沖來進行手術。因為手術激光脈沖的能量水平與對準激光脈沖的不同,所以光致破裂中組織材料的非線性效應能夠使得激光脈沖1712在診斷模式期間被聚焦在不同于束位置的位置處。因此,在診斷模式期間完成的對準是粗略對準,并且可以在其中手術激光脈沖執行實際手術的手術模式期間執行附加對準以精確定位每個手術激光脈沖。參見圖23A,成像設備1720在手術模式期間捕捉來自靶組織1001的圖像,并且激光控制模塊調整激光束1712以將激光束1712的焦點位置1714置于靶組織1001內的期望靶組織位置上。為每個靶組織位置執行這一過程。

圖24示出了其中激光束首先大致瞄準靶組織隨后光致破裂副產品的圖像被捕捉并被用于對準激光束的一個激光對準的實現。監視作為靶組織的身體部位的靶組織圖像以及該身體部位的基準的圖像以將脈沖的激光束瞄準靶組織。光致破裂副產品和靶組織的圖像被用于調整脈沖的激光束以使得光致破裂副產品和靶組織的位置相重疊。

圖25示出了基于激光手術中靶組織內的成像光致破裂副產品的激光對準方法的一個實現。在此方法中,脈沖的激光束瞄準靶組織內的靶組織位置以將初始對準激光脈沖序列遞送至靶組織位置。監視靶組織位置以及由該初始對準激光脈沖導致的光致破裂副產品的圖像,以獲取光致破裂副產品相對于靶組織位置的位置。由處于與初始對準激光脈沖不同的手術脈沖能量水平的手術激光脈沖導致的光致破裂副產品的位置在將手術激光脈沖的脈沖激光束置于靶組織位置處時確定。脈沖的激光束被控制以攜帶處于手術脈沖能量水平的手術激光脈沖。在該手術脈沖能量水平下調整脈沖激光束的位置,以定位光致破裂副產品處于所確定的位置處。在監視靶組織和光致破裂副產品的圖像的同時,調整手術脈沖能量水平下的脈沖激光束的位置,從而在將脈沖激光束移至靶組織內的新靶組織位置時將光致破裂副產品置于對應確定的位置處。

圖26示出了基于使用光解副產品的圖像而進行激光器對準的示例性激光手術系統。光學器件模塊2010被提供用于將激光束聚焦并引導至靶組織1700。光學器件模塊2010可以包括一個或多個透鏡并且還可以包括一個或多個反射器。控制致動器被包括在光學器件模塊2010內以響應于束控制信號調整聚焦和束方向。系統控制模塊2020被提供用于經由激光器控制信號控制脈沖激光器1010,以及經由束控制信號控制光學器件模塊2010。系統控制模塊2020處理來自成像設備2030的、包括針對來自靶組織1700內的靶組織位置的光致破裂副產品1702的位置偏移信息的圖像數據。基于來自所述圖像的信息,生成束控制信號,用于控制調整激光束的光學器件模塊2010。系統控制模塊2020中包括數字處理單元,以執行用于激光對準的各種數據處理。

成像設備2030可被實現為各種形式,包括光學相干斷層攝影術(OCT)設備。此外,還可以使用超聲成像設備。移動激光聚焦的位置以在成像設備的分辨率下將其大略定位在靶處。激光聚焦至靶的參考過程中的誤差以及諸如自聚焦的可能的非線性光學效應會使得難以精確預測激光焦點以及后續光致破裂時間的位置。可以使用各種校準方法(包括使用模型系統或軟件程序來預測激光在材料內的聚焦)來實現激光在成像組織內的粗略靶向。靶的成像可以在光致破裂之前以及之后執行。光致破裂副產品相對于靶的位置被用來移位激光的焦點,以在靶處或相對于靶更好地局部化激光聚焦和光致破裂過程。于是,實際的光致破裂事件被用來向后續手術脈沖的放置提供精確靶向。

用于在診斷模式期間靶向的光致破裂能夠在相比于隨后的系統手術模式中下的手術過程中所需的能量水平更低、更高或相同的水平下執行。校準可被用于將在診斷模式下不同能量處執行的光致破裂事件的局部化與手術能量下的預測的局部化相關,因為光脈沖能量水平能夠影響光致破裂事件的確切定位。一旦執行該初始局部化和對準,就能夠相對于其定位遞送一定容量或圖案的激光脈沖(或單脈沖)。可以在遞送附加激光脈沖的過程中獲取附加的采樣圖像,由此確保激光的恰當局部化(采樣圖像可以使用更低、更高或相同能量的脈沖而獲得)。在一個實現中,使用超聲設備檢測空化氣泡或沖擊波或其他光致破裂副產品。這一局部化隨后能夠與經由超聲或其他模態獲得的靶的成像相關。在另一個實施例中,成像設備是簡單的活組織顯微鏡或是由操作人員進行的光致破裂事件的其他光學可視化操作,諸如光學相干斷層攝影術。通過初始觀察,在相對于激光焦點的初始位置遞送了一定圖案或容量的脈沖之后,將該激光焦點移至期望的靶位置。

作為一個具體的例子,一種用于表面下精確光致破裂的激光系統可以包括在100-1000百萬脈沖/秒的重復率下生成能夠產生光致破裂的激光脈沖的裝置;使用表面下的靶的圖像以及激光聚焦相對于該圖像的校準而在無需創建手術效應的情況下將激光脈沖粗略聚焦至所述靶的裝置;對表面以下進行檢測或可視化以提供靶、靶周圍的相鄰空間或材料、以及在靶附近被粗略局部化的至少一個光致破裂事件的副產品的圖像或可視化;將光致破裂副產品的位置與所述表面下的靶至少相關一次并將激光脈沖的聚焦移至所述表面下的靶處或相對于所述靶的相對位置處的光致破裂副產品位置的裝置;相對于由前述的光致破裂副產品與表面下靶的精細相關所指示的位置,遞送圖案化的至少一個附加激光脈沖的后續序列的裝置;以及在該脈沖的后續序列施加期間繼續監視光致破裂事件以進一步精調該后續激光脈沖相對于正被成像的相同或經修正靶的位置。

上述技術和系統可被用于將高重復率激光脈沖以連續脈沖放置所要求的精確度(如切割或者體積破裂應用所需)遞送至表面下的靶。這可以使用或者無需使用靶表面上的基準源來實現,并且可以計及靶隨著扁平化或在激光布置期間的移動。

雖然本說明書包含各種特例,但是這些例子不應被解釋為對本發明的范圍或其聲明范圍的限制,而只是對具體實施例的特定特征的描述。在本說明書中分開實施例的上下文中描述的某些特征也可以在單個實施例中組合實現。相反地,在單個實施例的上下文中描述的各個特征可以在多個單獨的實施例中或在任何合適的子組合中實現。此外,雖然以上描述的各特征以特定組合其作用,并且最初是這么聲明的,但是所聲明組合中的一個或多個特征正在某些情況下可從該組合中去除,并且所聲明的組合可以得到子組合或子組合的變體。

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