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用于創建切口以提高人工晶狀體設置的裝置.pdf

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用于 創建 切口 提高 人工 晶狀體 設置 裝置
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摘要
申請專利號:

CN201310021979.6

申請日:

20080313

公開號:

CN103169568A

公開日:

20130626

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61F9/008,A61F2/16 主分類號: A61F9/008,A61F2/16
申請人: 眼科醫療公司
發明人: W·卡伯特森,M·布盧門克蘭茲,D·安杰莉,G·馬塞利諾,M·威爾特博格,D·安德森
地址: 美國加利福尼亞州
優先權: 60/906944
專利代理機構: 北京泛華偉業知識產權代理有限公司 代理人: 王勇
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201310021979.6

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明涉及一種用于將人工晶狀體插入患者的眼睛的系統和方法,包括用于產生光束的光源、用于以包括配準特征的封閉的治療圖案的形式偏轉光束的掃描儀、以及被配置以將封閉的治療圖案的傳送至患者的眼睛內的靶組織以在其中形成具有配準特征的封閉切口的傳送系統。將人工晶狀體安置在封閉切口中,其中人工晶狀體具有配準特征,其與封閉切口的配準特征接合。作為選擇地,掃描儀可以形成用于支柱的獨立的配準切口,所述支柱經由支撐物部件連接至人工晶狀體。

權利要求書

1.一種用于治療靶組織上的損傷的設備,包括:光源,用于產生光束;掃描儀,用于以包括配準特征的封閉的治療圖案的形式偏轉光束;以及一個或多個光學元件的傳送系統,其被配置以將封閉的治療圖案傳送至靶組織,以在其中形成具有該配準特征的封閉切口。2.根據權利要求1所述的設備,其中配準特征是封閉的治療圖案的非對稱形狀。3.根據權利要求1所述的設備,其中配準特征是位于封閉的治療圖案的外邊界中的突出部分。4.根據權利要求1所述的設備,其中配準特征是位于封閉的治療圖案的外邊界中的凹槽。5.一種用于插入到患者的眼睛中的人工晶狀體,包括:透鏡部分,其被成形用于聚焦通過其的光;以及從該透鏡部分延伸的至少兩個觸片,用于向透鏡部分提供彈性力;其中該透鏡部分包括形成配準特征的外圍邊緣。6.根據權利要求5所述的人工晶狀體,其中配準特征是外圍邊緣的非對稱形狀。7.根據權利要求5所述的人工晶狀體,其中配準特征是形成在外圍邊緣中的突出部分。8.根據權利要求5所述的人工晶狀體,其中配準特征是位于外圍邊緣中的凹槽。9.根據權利要求5所述的人工晶狀體,其中外圍邊緣包括用于與組織結合的槽。10.根據權利要求5所述的人工晶狀體,還包括:圍繞該透鏡部分的凸緣。11.根據權利要求10所述的人工晶狀體,其中該透鏡部分被配置成在凸緣中旋轉。12.根據權利要求11所述的人工晶狀體,其中該透鏡部分和該凸緣中的至少其中之一包括形成于其上的角度對準標記。13.一種用于插入患者的眼睛中的人工晶狀體,包括:透鏡部分,其被成形以用于聚焦通過其的光;從該透鏡部分延伸的至少兩個觸片,用于向該透鏡部分提供彈性力;以及與該透鏡部分分離的并且通過至少一個支撐物部件連接至該透鏡部分的支柱。

說明書

本申請是發明名稱為“用于創建切口以提高人工晶狀體設置的裝置”、申請日為2008年3月13日、申請號為200880007890.1的中國專利申請的分案申請。

相關申請

本申請要求享有2007年3月13日提交的美國臨時申請No.60/906944的權益,其通過引用包含于此。

技術領域

本發明涉及眼科手術過程和系統。

背景技術

白內障摘除是世界上最常進行的手術過程之一,在美國每年約進行二百五十萬的案例,全球于2000年進行了九百一十萬的案例。預期在2006年全球估算約增加至一千三百三十萬個案例。這一市場由各種部分組成,包括用于植入的人工晶狀體,有助于手術操作的粘彈性聚合物,包括超聲乳化晶狀體尖端、管以及各種刀和鉗子的一次性器械。通常使用術語稱為晶狀體乳化法的技術執行現代的白內障手術,其中使用具有用于冷卻目的的相關水流的超聲尖端,以在術語稱為晶狀體前囊切開術或者更新近的撕囊術中在晶狀體前囊中進行開口之后,對晶狀體的相對硬核進行雕刻。在這些步驟以及移通過抽吸方法而不斷裂以移除其余軟晶狀體皮層之后,將合成可折疊人工晶狀體(IOL)通過小切口插入眼睛。

過程中最早和最關鍵的步驟之一是執行撕囊術。該步驟從稱為開罐式晶狀體囊切開術的較早技術發展而來,其中使用鋒利的針以環形方式在晶狀體囊前部上穿孔,其后移除通常直徑5-8mm范圍中的晶狀體囊的環形碎片。這有助于由超聲乳化術而進行下一步驟的核雕刻。由于與初始開罐式技術相關的各種并發癥,嘗試通過引導本領域專家開更好的技術,用于在乳化步驟之前移除晶狀體囊前部。撕囊術的概念是提供光滑的連續的圓形開口,通過其不僅可以安全和容易地執行核的超聲乳化術,還用于容易地插入人工晶狀體。其提供了用于插入的暢通的中心通路,用于由患者將圖像透射至視網膜的永久孔,以及IOL在其余囊內部的支撐,其將限制錯位的可能性。

使用開罐式晶狀體囊切開術的較早技術,或者甚至使用持續的撕囊術,可能會發生問題,該問題涉及外科醫生由于缺乏紅反射不能充分地觀察晶狀體囊以足夠安全地將其抓住,在不具有徑向裂口和延伸的情況下撕開合適尺寸的光滑圓形開口,或者涉及初始開口之后維持前房深度、小尺寸瞳孔或由于透鏡不透明性而不存在紅反射的技術困難。通過使用諸如亞甲蘭或靛青綠的染料,已經最小化了與可視化相關的一些問題。在具有弱小帶(通常年長患者)的患者和非常幼小的兒童中,產生其它并發癥,這些患者具有非常柔軟和彈性的晶狀體囊,這非常難以機械地撕裂。

許多白內障患者有散光。當角膜在一個方向上具有不同于其他方向的曲率時,可以發生散光。IOL用于校正閃光,但要求精確的安置、定向和穩定性。使用IOL進行完全的且長時間的校正是困難的。而且,即使許多患者具有更嚴重的像差,但當前不使用IOL矯正超過5D的散光。對其矯正通常還包括使得角膜形狀更球形,或者至少更徑向對稱。具有大量的方法,包括角膜移植術、散光角膜切除術(AK)、角膜松弛切口(CRI)以及角膜緣松弛切口(LRI)。使用手動、機械切割進行上述方法。當前,不容易或可預測地完全矯正散光。進行手術以矯正不均勻性的患者中的約三分之一發現,他們的眼睛退回到相當大的度數,并且僅注意到小改善。另三分之一的患者發現,散光度顯著地減少了,但是并未得以完全矯正。其余三分之一患者具有最鼓舞人心的結果,實現了大部分或所有的所需矯正。

需要一種眼科手術方法、技術和裝置,以提高護理散光白內障患者的標準。

發明內容

本發明提供了通過使用短脈沖激光器以創建尺寸和形狀與IOL自身互補的晶狀體囊切口而將IOL精確和準確地植入患者眼睛的晶狀體囊中的方法和裝置。這通過將不對稱特征添加至切口和晶狀體或其部分上而實現。

用于治療靶組織上損傷的設備包括用于產生光束的光源、用于以包括配準特征的封閉治療圖案的形式偏轉光束的掃描儀,以及配置以將封閉的治療圖案傳送至靶組織以在其中形成具有配準特征的封閉切口的一個或多個光學元件的傳送系統。

用于插入患者眼睛的人工晶狀體包括成形用于使光穿過其聚焦的透鏡部分,以及從透鏡部分延伸的用于向透鏡部分提供彈性力的至少兩個觸片。透鏡部分包括形成配準特征的外圍邊緣。

用于插入患者眼睛的人工晶狀體包括成形用于光穿過其聚焦的透鏡部分,從透鏡部分延伸的用于向透鏡部分提供彈性力的至少兩個觸片,以及與透鏡部分分離并且通過至少一個支撐件而連接至透鏡部分的支柱。

在閱讀說明書、權利要求書和隨附附圖之后,本發明的其他目的和特征將變得明顯。

附圖說明

圖1是光束掃描系統的示意圖。

圖2是示出替代束結合方案的光學圖。

圖3是具有備選OCT結構的光束掃描系統的示意圖。

圖4是具有另一備選OCT組合方案的光束掃描系統的示意圖。

圖5是旋轉非對稱撕囊術切口的頂視圖。

圖6是互補旋轉非對稱IOL的頂視圖。

圖7是位于圖5的晶狀體囊中的圖6的IOL的頂視圖。

圖8和9是圖6的旋轉非對稱IOL的側視圖。

圖10是旋轉非對稱撕囊術切口的頂視圖。

圖11是互補旋轉非對稱IOL的頂視圖。

圖12是位于圖10的晶狀體囊中的圖11的IOL的頂視圖。

圖13是旋轉非對稱撕囊術切口的頂視圖。

圖14是示出互補旋轉非對稱IOL的圖的頂視圖。

圖15是旋轉非對稱撕囊術切口的頂視圖。

圖16是互補旋轉非對稱IOL的頂視圖。

圖17是圖16的旋轉非對稱IOL的透視圖。

圖18是圖16的旋轉非對稱IOL的側視圖。

圖19是旋轉非對稱IOL的頂視圖。

圖20是旋轉非對稱IOL的頂視圖。

具體實施方式

與當前標準的護理相比,本文公開的技術和系統提供了許多優點。具體地,使用三維圖案化的激光切割,使得能夠在晶狀體囊中快速和精確地形成開口,以有助于人工晶狀體的安置和穩定性。

本文所述的技術所允許的另一手術過程提供了在晶狀體囊前部和/或后部中受控地形成切口。常規的過程需要完整的圓形或幾乎完整的圓形切口。使用常規、手動撕囊術技術形成的開口主要依賴于晶狀體囊組織的機械剪切屬性以及晶狀體囊的不可控的撕裂,以形成開口。這些常規技術受限制于中央晶狀體部分或者使用機械切割器械可到達的區域,并且在形成裂口期間使用精確的解剖測量來改變有限度數。相反的,可以使用本文所述的可控的圖案化的激光技術,以在事實上晶狀體囊前部和/或后部中任意位置并且事實上以任意形狀創建切口。在“Bag-in-the-lens”外科手術中,必須在前和后囊中進行匹配切口以將IOL安裝在合適的位置。本發明特別適于執行這種匹配切口。

而且,這些囊切口可以被修改或調整以容納非對稱IOL,其需要精確地定位其位置和旋轉方向。而且,本文所述的可控的、圖案化的激光技術還具有有效和/或利用精確的晶狀體囊尺寸、測量和其他尺寸信息,其允許形成切口或開口,同時最小化對周圍組織的影響。

本發明可以由這樣的系統實施,所述系統投射或掃描光束進入患者眼睛68,諸如圖1中所示的系統2,包括超快(UF)光源4(例如,毫微微秒激光器)。使用該系統,可以在患者的眼睛中以三個維度掃描光束:X,Y,Z。在該實施例中,UF波長可以在1010nm至1100nm之間改變,并且脈沖寬度可以從100fs至10000fs之間變化。脈沖重復頻率也可以從10kHZ至250kHz之間變化。關于對非靶組織的無意損傷的安全限制受在關于重復率和脈沖能量的上限限制;同時,完成手術過程的閾值能量、時間、和穩定性受脈沖能量和重復率的下限限制。在眼睛68中并且尤其在晶狀體69和眼睛的前囊中的聚焦點的峰值功率足夠產生光學擊穿,并且開始等離子體介導消融處理。優選采用近紅外波長,因為在光譜范圍中減小了生物組織中的線性光吸收和散射。作為一個實例,激光器4可以是重復脈沖的1035nm的設備,其以100kHz的重復率產生500fs脈沖,并且在10微焦范圍中產生獨立脈沖能量。

激光器4經由輸入和輸出設備302而受控于控制電子裝置300,以產生光束6。控制電子裝置300可以是計算機、微控制器等。在該實例中,整個系統受控于控制器300和移動通過輸入/輸出設備IO302的數據。可以使用圖形用戶界面GUI304,以設置系統操作參數,處理在GUI304上的用戶輸入(UI)306,以及顯示收集到的諸如眼睛結構的圖像的信息。

所產生的UF光束6朝向患者眼睛68行進,通過半波片8和線性偏光器10。光束的偏光態可以被調整,從而使得所期望量的光通過半波片8和線性偏光器10,其一起用作為UF光束6的可變衰減器。另外,線性偏光器10的方向確定入射在光束組合器34上的入射光偏光態,由此最優化光束組合器的通量。

UF光束行進通過遮光器12、光圈14和拾取設備16。出于過程和安全的原因,系統受控的遮光器12確保打開/關閉對激光器的控制。光圈設置了對激光束有用的外徑,而拾取設備監控有用光束的輸出。拾取設備16包括部分反射鏡20和檢測器18。可以使用檢測器18測量脈沖能量、平均功率或其組合。可以使用該信息以反饋至用于衰減的半波片8,并且核實遮光器12是否打開或關閉。此外,遮光器12可以具有位置傳感器,以提供冗余狀態檢測。

光束通過光束調節級22,其中可以修改諸如光束直徑、發散度、圓形度和散光的光束參數。在該所示的實例中,光束調節級22包括2元件光束擴展望遠鏡,其包括球面光學器件24和26,以便于實現所需的光束尺寸和準直。雖然本文中未示出,但是可以使用變形或其它光學系統以實現所期望的光束參數。用于確定這些光束參數的因素包括激光的輸出光束參數、系統的整體放大倍率以及在治療位置處的所期望的數值孔徑(NA)。此外,可以使用光學系統22以使光圈14成像至所期望的位置(例如,下文所述的2-軸的掃描設備50之間的中心位置)。這樣,確保通過光圈14的光量能夠通過掃描系統。隨后,拾取設備16進行對可用光的可靠測量。

從調節級22出射之后,光束6反射離開折疊鏡28、30和32。出于對準目的,這些鏡可以調節。隨后,光束6入射在光束組合器34上。光束組合器34反射UF光束6(并且發射下文描述的OCT光束114和瞄準光束202)。為了使光束組合器有效操作,入射角優選保持在45度以下,并且固定光束可能處的偏光。對于UF光束6,線性偏光器10的方向提供了固定的偏光。

在光束組合器34之后,光束6繼續行進在z-調整或Z掃描設備40上。在該說明性實例中,z-調整包括具有兩個透鏡組42和44的伽利略望遠鏡(每個透鏡組包括一個或多個透鏡)。透鏡組42沿著z-軸圍繞望遠鏡的準直位置移動。這樣,患者的眼睛68中光斑的聚焦位置沿著z軸移動,如圖所示。一般地,在透鏡42的運動和焦點的運動之間存在固定的線性關系。在該情況下,z-調整望遠鏡具有近似2×光束擴展率,以及透鏡42的移動與焦點的移動的1:1關系。作為選擇地,透鏡組44可以沿著z-軸移動以促使z-調整和掃描。z-調整是用于在眼睛68中進行治療的z-掃描設備。其可以受到系統的自動和動態控制,并且被選擇為獨立的或與下文所述的X-Y掃描設備相互影響。可以使用鏡36和38,用于將光軸對準z-調整設備40的軸。

在通過z-調整設備40之后,由鏡46和48將光束6引導至x-y掃描設備。鏡46和48能夠被調整以用于對準目的。優選在控制電子裝置300的控制下使用兩個鏡52和54,通過掃描設備50實現X-Y掃描,其使用電動機、檢流計或任何其他公知的光學移動設備在垂直方向上旋轉。鏡52和54位于靠近下述的物鏡58和接觸透鏡66組合的焦闌位置,如下所述。傾斜這些鏡52/54,使得它們偏轉光束6,引起在位于患者的眼睛68中的UF焦點的平面中側向位移。物鏡58可以是復雜的多元件透鏡元件,如圖所示,并且由透鏡60、62和64指示。透鏡58的復雜性將由掃描區域尺寸、聚焦焦點尺寸、物鏡58的近側和遠側上可獲得的工作距離以及像差控制量所規定。一個實例是在10mm的區域上產生10μm的光斑尺寸、焦距60mm的f-theta透鏡58,其具有15mm直徑的輸入光束尺寸。作為選擇地,由掃描儀50進行的X-Y掃描可以通過使用一個或多個可移動光學元件(例如,透鏡,光柵)來實現,所述可移動光學元件經由輸入和輸出設備302而被控制電子裝置300控制。

掃描儀50在控制器300的控制下,可以自動產生瞄準和治療掃描圖案。這種圖案可以包括單點光、多點光,連續圖案的光、多個連續圖案的光、和/或其任意組合。此外,瞄準圖案(使用下述的瞄準光束202)不必與治療圖案(使用光束6)相同,但是優選的,至少限定其邊界以便于出于患者安全性考慮而確保僅在所期望的靶區域中傳送治療光。例如,這可以通過使得瞄準圖案提供預期治療圖案的輪廓而實現。這樣,可以使得用戶即使不知道各個焦點自己的準確位置,也可以知曉治療圖案的空間范圍,并且因而最優化掃描的速度、效率和精確性。還可以使瞄準圖案作為閃爍被感知,以便于進一步增強其對用戶的可視性。

可以使用光學接觸透鏡66以幫助進一步將光束6聚焦到患者的眼睛68中,同時幫助穩定眼睛位置,所述光學接觸透鏡66可以是任何合適的眼用透鏡。光束6的定位和特性和/或光束6形成在眼睛68上的掃描圖案可以進一步通過使用諸如操縱桿的輸入設備或其他任何適合的用戶輸入設備(例如,GUI304)而被控制,以定位患者和/或光學系統。

可以設置UF激光器4和控制器300以瞄準眼睛68中靶結構的表面,并且確保光束6將聚焦在合適的位置,并且不會意外地損傷非靶組織。可以使用本文中所述的成像形式和技術,諸如舉例而言,光學相干斷層成像術(OCT)、浦肯雅成像、Scheimpflug成像、或超聲,以確定位置,并且測量晶狀體和晶狀體囊的厚度以向激光聚焦方法提供更好的精確性,包括形成2D和3D構圖。使用包括下列的一種或多種方法,還可以實現激光聚焦,所述方法包括直接觀察瞄準光束、光學相干斷層成像術(OCT)、浦肯雅成像、Scheimpflug成像、超聲或其他已知的眼科或醫學成像形式和/或其組合。雖然其他形式在本發明的范圍中,在圖1的實施例中,描述了一種OCT設備100。眼睛的OCT掃描將提供關于晶狀體囊前部和后部的軸位置、白內障核的邊界以及前房的深度的信息。隨后,將該信息裝載入控制電子裝置300,并且用于編程和控制隨后的激光協助的外科手術過程。還可以使用信息以確定涉及手術過程的大量參數,諸如舉例而言,用于切割晶狀體囊以及分割晶狀體皮層和核的焦點平面的上軸限和下軸限、以及晶狀體囊的厚度等。

圖1中的OCT設備100包括寬帶或掃頻光源102,其由光纖耦合器104分成參考臂106和采樣臂110。參考臂106包括模塊108,其包含參考反射以及合適的分散和路徑長度補償。OCT設備100的采樣臂110具有輸出連接器112,其作為至UF激光系統的其余部分的接口。隨后,由耦合器104將從參考臂106和采樣臂110返回的信號導向檢測設備128,其采用時域、頻率或單點檢測技術。在圖1中,使用頻域技術,具有920nm的OCT波長和100nm的帶寬。

從連接器112出射之后,使用透鏡116準直OCT光束114。由透鏡116的焦距確定已準直的光束114的尺寸。由眼睛中的焦點處的所期望的NA以及導向眼睛68的光束串的放大倍率來確定光束114的尺寸。一般地,在焦平面中,OCT光束114不需要具有與UF光束6相同高的NA,因而在光束組合器34的位置,OCT光束114的直徑小于UF光束6。在準直透鏡116之后是光圈118,其進一步修改眼睛處的OCT光束114的最終的NA。選擇光圈118的直徑以最優化入射在靶組織上的OCT光以及返回信號的強度。使用可以是主動或動態的偏光控制元件120以補償例如可能由角膜雙折射中的各個差別引起的偏光態改變。隨后使用鏡122和124以將OCT光束114導向光束組合器126和34。出于對準目的,并且尤其用于將OCT光束114覆蓋在光束組合器34之后的UF光束6之上,可以調整鏡122和124。相似地,使用光束組合器126以將OCT光束114與下述的瞄準光束202組合在一起。

一旦與在光束組合器34之后的UF光束6組合,OCT光束114沿著與UF光束6相同的路徑,通過系統的其余部分。這樣,OCT光束114指示了UF光束6的位置。OCT光束114穿過z-掃描40和x-y掃描50的設備,隨后穿過物鏡58、接觸透鏡66并且進入眼睛68。從眼睛內部的結構出來的反射和散射提供了返回光束,其折回通過光學系統、進入連接器112,通過耦合器104,并且至OCT檢測器128。這些返回的反射提供了OCT信號,它們接著由系統解釋為UF光束6的焦點的X、Y、Z中的位置。

OCT設備100的工作原理是,測量其參考臂和采樣臂之間的光路長度中的差別。因而,將OCT通過z-調整40,并未延伸OCT系統100的z-范圍,這是因為光路長度不作為42的移動的函數進行改變。OCT系統100具有固有的與檢測方案相關的z-范圍,并且在頻域檢測的情況下,其尤其與分光計和參考臂106的位置相關。在圖1中使用的OCT系統100的情況下,在水相環境中,z-范圍近似為1-2mm。將該范圍延伸至至少4mm,涉及了OCT系統100中參考臂的路徑長度的調整。在采樣臂中將OCT光束114穿過z-調整40的z-掃描,允許最優化OCT信號強度。通過將OCT光束114聚焦在靶結構上,同時通過匹配地增加OCT系統100的參考臂106中的路徑而調節已延伸的光路長度,而實現上述操作。

因為由于諸如沉浸指數、折射率以及彩色和單色的像差而在OCT測量中關于UF聚焦設備的基本差值,必須考慮用UF光束焦點位置來分析OCT信號。應當進行作為X、Y、Z的函數的校準或配準程序,以便于將OCT信號信息匹配至UF焦點位置以及涉及絕對尺寸量。

還可以使用對瞄準光束的觀察以協助用戶指導UF激光聚焦。此外,假設瞄準光束精確地表示了紅外光束參數,那么代替紅外OCT和UF光束,肉眼可見的瞄準光束可能有助于對準。在圖1所示的結構中采用了瞄準子系統200。由瞄準光束光源201產生瞄準光束202,諸如運行在633nm波長的氦-氖激光器。作為選擇地,可以使用630-650nm范圍中的激光二極管。使用氦氖633nm的光束的優點是其長的相干長度,其將允許使用瞄準路徑作為激光不相等路徑干涉儀(LUPI),以例如測量光束串的光學質量。

一旦瞄準光束光源產生瞄準光束202,使用透鏡204來準直瞄準光束202。由透鏡204的焦距確定已準直的光束的大小。由眼睛中的焦點處所期望的NA以及導向眼睛68的光束串的放大倍率,決定瞄準光束202的大小。一般地,瞄準光束202應當在焦平面中具有與UF光束6接近相同的NA,并且因而,瞄準光束202具有與在光束組合器34的位置處的UF光束類似的直徑。由于在系統對準眼睛的靶組織期間,瞄準光束意于代替UF光束6,大部分瞄準路徑模仿如前所述的UF路徑。瞄準光束202進行通過半波片206和線性偏光器208。可以調整瞄準光束202的偏光態,從而所期望量的光通過偏光器208。因而,元件206和208用作為用于瞄準光束202的可變衰減器。另外,偏光器208的方向確定入射在光束組合器126和34上的入射偏光態,由此固定偏光態,并且允許最優化光束組合器的通過量。當然,如果使用半導體激光器作為瞄準光束光源200,可以改變驅動電流以調整光學功率。

瞄準光束202繼續通過遮光器210和光圈212。系統受控的遮光器210提供了瞄準光束202的開/關控制。光圈212設置瞄準光束202的外部有效直徑,并且可以被適當地調整。可以使用測量眼睛中的瞄準光束202的輸出的校準程序,以經由偏光器206的控制而設置瞄準光束202的衰減。

其次,瞄準光束202通過光束調節設備214。可以使用一種或多種公知的光束調節光學元件來修改諸如光束直徑、發散性、圓形度和散光的光束參數。在從光纖中出現瞄準光束202的情況下,光束調節設備214可以簡單地包括具有兩個光學元件216和218的光束擴張望遠鏡,以便實現預期的光束大小和準直。根據在眼睛68的位置匹配UF光束6和瞄準光束202所需要的內容來決定用于確定諸如準直度的瞄準光束參數的最終因素。通過適當地調整光束調節設備214,可以考慮色差。此外,使用光學系統214將光圈212成像至所期望的位置,諸如光圈14的共軛位置。

接著,瞄準光束202反射離開折疊鏡222和220,它們優選可調整用于精密對準在光束組合器34之后的UF光束6。隨后,瞄準光束202入射在光束組合器126上,在其中瞄準光束202與OCT光束114組合。光束組合器126反射瞄準光束202,并且發射OCT光束114,這允許在兩個波長范圍更有效地運作光束組合功能。作為選擇,光束組合器126的發射和反射功能可以顛倒并且結構可以反轉。在光束組合器126之后,由光束組合器34將瞄準光束202和OCT光束114一同與UF光束6組合。

圖1中示意性地示出用于成像在眼睛68上或內的靶組織的設備,示為成像系統71。成像系統包括照相機74和照明光源86,用于在靶組織上創建圖像。成像系統71收集圖像,圖像可以由系統控制器300使用以提供中心圍繞或位于預定結構中的圖案。用于觀察的照明光源86通常是寬帶和不相干的。例如,光源86可以包括多個LED,如圖所示。觀察光源86的波長優選在700nm至750nm的范圍中,但是可以是光束組合器56所接受的任何波長,所述光束組合器56將觀察光與用于UF光束6和瞄準光束202的光束路徑組合(光束組合器56反射觀察波長,同時發射OCT波長和UF波長)。光束組合器56可以部分地發射瞄準波長,從而瞄準光束202對于觀察照相機74是可見的。在光源86前面的可選的偏光元件84可以是線性偏光器、四分之一波片、半波片或任何組合,并且用于優化信號。如近紅外波長產生的假彩色圖像是可接受的。

使用與UF光束6和瞄準光束202相同的物鏡58和接觸透鏡66,將來自光源86的照明光引導向下朝向眼睛。反射和散射離開眼睛68中的各種結構的光由相同的透鏡58和66收集,并且引導返回朝向光束組合器56。其中,經由光束組合器和鏡82將返回的光引導返回進入觀察路徑,并且引導至照相機74上。照相機74可以是例如但不局限于具有合適尺寸形式的任何基于硅的檢測器陣列。視頻透鏡76將圖像形成在照相機的檢測器陣列上,同時光學元件80和78分別提供偏光控制和波長過濾。光圈或虹膜81提供了對成像NA的控制,并且因而提供了對聚焦深度和景深的控制。小光圈提供的優點是大的景深,其有助于患者對接過程。作為選擇,可以切換照明和照相路徑。而且,可以使得瞄準光源200在紅外范圍內發射,其將不能直接可見但是可以使用成像系統71對其捕獲和顯示。

通常需要粗調配準,從而當接觸透鏡66接觸角膜時,靶組織處于系統的X、Y掃描的捕獲范圍中。因而,對接過程是優選的,其優選在系統靠近接觸狀況(即,患者的眼睛68和接觸透鏡66之間的接觸)時考慮患者的運動。觀察系統71被配置成使得聚焦深度足夠大,以至于在接觸透鏡66接觸眼睛68之前可以看見患者的眼睛68和其他顯著特征。

優選地,將運動控制系統70集成在總控制系統2中,并且可以移動患者、系統2或其元件、或此兩者,以實現接觸透鏡66和眼睛68之間精確和可靠的接觸。而且,可以將真空抽吸子系統和凸緣包含在系統2中,并且用于穩定眼睛68。可以在監視成像系統71的輸出的同時完成經由接觸透鏡66將眼睛68對準系統2,并且可以手動執行,或通過借助于控制電子裝置300經由IO以分析成像系統71電子產生的圖像而自動執行。還可以使用力和/或壓力傳感器的反饋以識別接觸以及啟動真空子系統。

在圖2的可選實施例中示出可選的光束組合結構。例如,圖1中的被動光束組合器34可以被替換為圖2中的主動光束組合器140。主動光束組合器34可以是移動或動態受控元件,諸如檢流計掃描鏡,如圖所示。主動組合器140改變其角度方向,以便于每次一個地將UF光束6或已組合的瞄準光束202和OCT光束114引導朝向掃描儀50并且最終將其引導朝向眼睛68。主動組合技術的優點在于其避免了使用被動光束組合器將光束與相似波長范圍或偏光狀態組合的困難。該能力折衷了及時地同時具有光束的能力以及由于主動光束組合器140的位置公差引起可能的較差準確性和精確性。

圖3中示出了另一可選實施例,其類似于圖1的實施例,但是使用了用于OCT100的可選方法。圖3中,除了參考臂106已經被參考臂132代替之外,OCT101與圖1中的OCT100相同。通過在透鏡116之后包括分光器130而實現該自由空間OCT的參考臂132。隨后,參考光束132行進通過偏光控制元件134,并且隨后進行至參考返回模塊136上。參考返回模塊136包含合適的分散和路徑長度調整和補償元件,并且產生合適的參考信號,用于與采樣信號干涉。現在OCT101的采樣臂出現在分光器130之后。該自由空間結構的潛在優點包括單獨的偏光控制和參考和采樣臂的維護。OCT101的基于光纖的分光器104還可以由基于光纖的循環器代替。作為選擇地,與參考臂136相反,OCT檢測器128和分光器130可以一起移動。

圖4示出了用于組合OCT光束114和UF光束6的另一可選實施例。在圖4中,OCT156(其可以包括OCT100或101的結構中的任一個)被配置成使得使用光束組合器152在z-掃描40之后OCT156的OCT光束154耦合至UF光束6。這樣,OCT光束154避免了使用z-調整。這允許OCT156可能更容易地折疊進入光束,并且縮短了路徑長度,用于更穩定的操作。如關于圖1所討論的,該OCT結構耗費了已優化的信號返回強度。存在許多可能的OCT干涉計的結構,包括時域和頻域方法、單光束和雙光束方法、掃頻源等,如美國專利No.5748898、5748352、5459570、6111645和6053613中所述(所述文獻通過參考被包含于此)。

圖5至圖9示出了本發明一個實施例的不同方面,其可以使用上述的掃描系統2來實施。如圖5中所示,撕囊術切口400(其可以使用系統2被創建)被改變用于散光矯正人工晶狀體(IOL)。這種散光矯正IOL需要設置成不僅位于眼睛68的晶狀體囊402中正確的位置處,還被定向在正確的旋轉/計時角度。因而,它們具有固有的旋轉非對稱性,與球形IOL不同。該實例中所示的切口400是橢圓形的,然而其他形狀也是有用的。可以連續或分段地形成切口400,以便從很大程度上維持患者的眼睛68的晶狀體囊裝置的結構整體性。可能認為這種不完整的切口400作為穿孔切口,并且使得它們將逐漸移除以便于使它們的非故意地延伸撕囊術的可能性最小化。無論怎樣,切口400是封閉的切口,出于本公開的目的,這意味著其在同一位置開始和結束,并且在其中包圍特定量的組織。封閉切口的最簡單實例是圓形切口,其中由切口包圍圓形片段的組織。因而接下來封閉的治療圖案(即,由系統2產生的用于形成封閉切口的治療圖案)是也在同一位置開始和結束并且由此限定環繞空間的治療圖案。

封閉切口400的一個關鍵特征是其包括配準特征以定向將被安置在其內的IOL。對于所示的橢圓形切口400,其橢圓形形狀是其配準特征,這允許借助于其固有的旋轉非對稱性而精確安置IOL,這與手動CCC的所期望的圓形結果不同。示出了切口400的橢圓長軸404和短軸406。長軸404和短軸406不相等。可以相對于患者的眼睛68以任何旋轉角形成切口400,盡管其在本實例中示出為在虹膜的平面中,其長軸404沿著水平方向。切口400趨于與IOL上的一個或多個互補配準特征匹配。可以使用系統2的測距子系統(例如OCT100的子系統)以精確地定義將切開的晶狀體囊402的表面。這可以用于將激光脈沖額定地與靶晶狀體囊402自身的附近隔離,因而最小化所需的能量和治療時間,并且與之相應地增加患者安全性和總效率。

如圖6中所示,IOL408包括用于聚焦光的光學部分410和用于定位IOL408的觸片(haptic)416。光學部分410是(關于其光軸)旋轉非對稱透鏡,其包括橢圓形的外周側壁或邊緣412,與橢圓形切口400匹配的互補配準特征。在該實例中,橢圓形邊緣412包括長軸418和短軸420。長軸418和短軸420不相等。人工晶狀體IOL408還包括表面414,用于保持觸片元件416,并且提供用于晶狀體囊402的支撐平臺,以將人工晶狀體408的光學器件410固定在患者的眼睛68的晶狀體囊402中合適的方向和位置。示出表面414是橢圓形的,但是并非必須是橢圓形的。觸片416提供了穩定性,并且可以用于通過向晶狀體囊402的前部施加保持力而將人工晶狀體408的邊緣412設置在切口400中。觸片416可以在任意方向上部署。可以使得人工晶狀體408的光學器件410的圓柱形矯正的方向符合其長軸418或其短軸420。這樣,人工晶狀體IOL408和光學器件410可以以標準方式制造,并且可以使得切口400的旋轉方向和光學器件410的球形和圓柱形的光強度改變以符合患者的眼睛68的個體光學規定。

圖7示出了一旦將人工晶狀體408安裝在晶狀體囊402中、匹配所接合的配準特征邊緣412和切口400并且位于表面414上,合適地立即配置人工晶狀體408。長軸404和長軸418長度不等。短軸406和短軸420長度也不等。這樣設置是為了適應在撕囊術切口之后晶狀體囊402可能稍微縮短的事實。這些軸的長度之間的差趨于允許晶狀體囊402縮短,并且仍然經由切口400較好地將人工晶狀體408置于晶狀體囊402中。這些差應當被限制于允許合理的縮短,但是不能多至允許人工晶狀體408顯著的旋轉。例如,這些長度差的典型值的范圍可以從100μm至500μm。

圖8示出了圖6和7中所示的同一人工晶狀體408的側視圖。在該示意性示圖中,示出邊緣412位于光學器件410的與人工晶狀體408的表面424相同的側上。人工晶狀體408上的表面422用于維持邊緣412和切口400之間匹配的整體性。在圖6和7中所示的可選視圖中可見邊緣412作為表面422的突出部分。示出了鏡片410的光軸411。該示圖中,觸片416位于視線上。

圖9是圖8的透鏡結構的側視圖,但是旋轉90度以示出顯示表面426在兩個方向上不彎曲(即,成形為圓柱形透鏡)。光學器件410的該圓柱形或環面光學系統提供了對患者的散光的圓柱形矯正。該示圖中,觸片416定位垂直于視線。

圖10示出了類似于圖6的實例的非對稱的可選實施例,不同之處在于切口400包括形成為從別的圓形切口400延伸的槽的配準特征428。配準特征428用于提供將匹配配準特征(即,突出部分)定位在人工晶狀體410上的裝置。圖11中示出包括光學器件410的IOL408的互補配準特征428。僅出于示意性目的,示出配準特征428的形狀為半圓形。作為選擇,用于邊緣412和切口400的諸如圖15中所示的水珠形不太可能包含鋒利的邊緣,因而不太可能無意地延伸撕囊術。許多相似的互補形狀是可能的,并且落入本發明的范圍中。圖1中所示的短脈沖激光系統的優點在于,其可以經由等離子體介導消融處理而提供不太可能延伸的光滑切口400。

圖11中,配準特征430趨于與切口400的配準特征428匹配。這用于正確地定位光學器件410,并且維持其旋轉整體性。在此,邊緣412和表面414還提供了用于確保機械穩定性和關于患者眼睛68的晶狀體囊402的正確定向的特征。與圖6相似的對非對稱長軸404和418的描述,配準特征430可以設置在任意旋轉方向,以適于各個處方。如前述,觸片416可以在任意方向上部署。

圖12示出了一旦經由切口400將人工晶狀體408安裝在晶狀體囊402中、其中接合了匹配特征邊緣412的人工晶狀體408的正確直接布置,與圖7中所示相似。

圖13示出了類似于圖6和10的可選實施例,增加了配準切口432(由系統2產生的治療光束的配準圖案形成),其與撕囊術切口400分離并且不同。如前所述,配準切口432用于提供在人工晶狀體408上定位匹配配準特征的裝置。

圖14示出了類似于圖11的可選實施例,具有位于配準切口432中的支柱434,以及遠離人工晶狀體408上的光學器件410的頂部支撐物436。支柱434和支撐物436示為遠離觸片416之間的法線傾斜,但是并非必須如此。許多相似的互補結構是可能的,并且落入本發明的范圍中。

IOL408還可以借助于環形凸緣與撕囊術切口匹配。可以使得撕囊術切口400的形狀定向IOL408,以實現圓柱形矯正,如圖15中示意性所示。圖15的非對稱切口400類似于圖5、10和13中所示,其中其趨于與人工晶狀體408上的凸緣而不是邊緣412和表面414相匹配。

圖16示出了利用凸緣438與切口400匹配的人工晶狀體408。如圖所示,人工晶狀體408包括光學器件410和凸緣438。該凸緣438可以是圓周形的,如圖所示,但不是必須如此。其可以簡單地位于光學器件410的頂部并且用于將人工晶狀體408匹配和保持在晶狀體囊402中的相同目的。凸緣438包含凹槽440,以將晶狀體囊402安置在切口400中。旋轉非對稱凹槽440用于將人工晶狀體408精確地定位和維持在切口400中,處于用于個人散光處方的正確旋轉方向。使用光學器件410實現該光學矯正。作為選擇地,當凸緣438位于人工晶狀體408的頂部時,可以在凸緣438和光學器件410之間(而不是在凸緣438中,如圖所示)創建凹槽440。可以在“bag-in-the-lens”手術中使用這種人工晶狀體408。

圖17和18示出了如圖16所示的相同結構,但是從不同的觀察角度以更好地示出凹槽440。可以使得凹槽440連續地接合切口400,如圖所示,或者通過提供切割進入凸緣438的槽口而不連續地接合。這種槽口可以用于更容易地開始使凸緣438經由接口400與晶狀體囊402接合。作為選擇,可以形成凸緣438以使得其邊緣和凹槽440之間的深度沿著其外周改變。這樣,可以使用淺深度的區域作為起始點,用于更容易地使人工晶狀體408經由切口400與晶狀體囊402接合。

圖19示出了類似于圖16的可選實施例,但是其中可以使得光學器件410在凸緣438中旋轉。為了對準光學器件410的旋轉,在凸緣438上顯示成角度對準的標記444,并且在光學器件410上顯示互補的對準標記446。這樣,可以以標準方式制造人工晶狀體408和光學器件410,并且可以相對于其周圍凸緣438來旋轉光學器件410,以提供散光矯正以適應個人的處方。以22.5°的間隔示出對準標記444,但是也可以是其它方式。可以將對準標記444和446蝕刻在其主元件的材料中,或者作為選擇地印刷在其上。

圖20示出了類似于圖14和19所示的一個其他可選實施例,其中使得光學器件410在環448中旋轉。在該所示的實例中,支柱434和支撐物436與光學器件410集成,并且包含對準標記444。如前所述,環448包含觸片416和表面414,但是現在還具有對準標記444。光學器件410的支撐物436上的對準標記446有助于散光矯正光學器件410的旋轉方向。這樣,經由切口400將人工晶狀體408最終定向在患者的眼睛的晶狀體囊402中,所述切口可以形成在任意方向上。許多這種類似的互補結構是可能的,并且落入本發明的范圍中。

應當理解,本發明不局限于上述和本文中所示的實施例,而是包括落入附屬權利要求書的范圍中的任何和所有改變。例如,本文中本發明的參考文獻并不意于限制任何權利要求書的范圍或權利要求項的范圍,但是作為代替地,僅參考一個或多個權利要求所覆蓋的一個或多個特征。圖1、3和4中所示的掃描儀50下游的所有光學元件形成光學元件的傳送系統,用于將光束6、114和202傳送至靶組織。可以想到,根據系統的所期望特征,在傳送系統中可以省略一些或甚至大部分所示的光學元件,這仍然可靠地向靶組織傳送已掃描的光束。突出配準特征可以替換為凹口(即,槽口),并且反之亦然。

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