專利名稱：用于眼科手術(shù)激光的光學(xué)系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于利用飛秒激光進(jìn)行對(duì)眼的前段的手術(shù)的系統(tǒng)，更具體而言，涉及在掃描并將激光束聚焦到眼中的同時(shí)使激光束的光學(xué)畸變最小化的實(shí)施例。
背景技術(shù)：
本申請(qǐng)描述了用于在眼的前段內(nèi)通過(guò)激光脈沖造成的光離解(photodisruption)對(duì)晶狀體進(jìn)行激光手術(shù)的技術(shù)和系統(tǒng)的實(shí)例和實(shí)施例。用于去除晶狀體的各種晶狀體手術(shù)過(guò)程利用各種技術(shù)，以將晶狀體破碎為可通過(guò)小切口從眼中取出的小碎片。這些過(guò)程使用人工設(shè)備、超聲波、加熱的流體或激光并傾向于具有顯著的缺點(diǎn)，這些缺點(diǎn)包括需要用探頭進(jìn)入眼中以實(shí)現(xiàn)破碎，以及與這樣的晶狀體破碎技術(shù)相關(guān)的有限的精度。光離解激光技術(shù)可將激光脈沖傳送到晶狀體中以光學(xué)地破碎晶狀體而無(wú)需探頭的插入，因而可提供改善的晶狀體取出的潛力。激光誘導(dǎo)的光離解已經(jīng)被廣泛用于激光眼科手術(shù)，且Nd:YAG激光已經(jīng)常被用作激光源，包括通過(guò)激光誘導(dǎo)的光離解實(shí)現(xiàn)的晶狀體破碎。一些現(xiàn)有系統(tǒng)利用具有數(shù)mj的脈沖能量的納秒激光(E. H. Ryan等人，AmericalJournal of Ophthalmology 104 :382_386，1987年 10 月；R. R. Kruger 等人，Ophthalmology108 =2122-2129,2001)，以及具有數(shù)十 μ J 的皮秒激光(A. Gwon 等人，Cataract RefractSurg. 21,282-286,1995)。這些相對(duì)長(zhǎng)的脈沖將相對(duì)大量的能量提供到手術(shù)點(diǎn)，導(dǎo)致對(duì)精確度和對(duì)過(guò)程的控制的顯著限制，同時(shí)產(chǎn)生了相對(duì)高程度的不想要的結(jié)果的風(fēng)險(xiǎn)。相似地，在角膜手術(shù)的相關(guān)領(lǐng)域，認(rèn)識(shí)到通過(guò)使用數(shù)百(hundreds of)飛秒持續(xù)時(shí)間的脈沖替代納秒和皮秒脈沖，可以實(shí)現(xiàn)更短的脈沖持續(xù)時(shí)間和更佳的聚焦。飛秒脈沖在每脈沖提供更少的能量，顯著提高了精確度和過(guò)程的安全性。目前多家公司將用于角膜眼科手術(shù)(例如，LASIK瓣(flap)和角膜移植)的飛秒激光技術(shù)商業(yè)化。這些公司包括美國(guó)htralase Corp. /Advanced Medical Optics、德國(guó)20/10 Perfect Vision Optische GerMte GmbH、德國(guó) Carl Zeiss Meditec, Inc.以及瑞士 Ziemer Ophthalmic Systems AG。然而，根據(jù)角膜手術(shù)的要求設(shè)計(jì)這些系統(tǒng)。關(guān)鍵地，激光聚焦的深度范圍典型地小于約1mm，即，角膜的厚度。因此，這些設(shè)計(jì)不能提供解決方案以用于在眼的晶狀體上進(jìn)行手術(shù)的重大挑戰(zhàn)。

發(fā)明內(nèi)容
簡(jiǎn)要地且概括地，一種眼科激光系統(tǒng)包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于接收所述脈沖激光束，并用于輸出在基本上橫斷光軸的兩個(gè)方向上掃描的XY掃描光束；以及多功能Z掃描器，用于接收所述XY掃描光束，用于輸出具有在目標(biāo)區(qū)域中的焦斑和數(shù)值孔徑NA的XYZ掃描光束，并用于基本上獨(dú)立于沿所述光軸掃描所述焦斑的Z深度而修改所述數(shù)值孔徑NA。在一些實(shí)施方式中，其中所述Z掃描器包括第一擴(kuò)束器塊；可移動(dòng)擴(kuò)束器塊；以及第二(secondary)光學(xué)控制器。在一些實(shí)施方式中，所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差和總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；所述總像差在對(duì)于Z焦深的最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt(z)處具有隨所述數(shù)值孔徑NA變化的最優(yōu)值；且所述Z掃描器被調(diào)整為將所述數(shù)值孔徑NA修改到在所述Z焦深處的所述最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)。在一些實(shí)施方式中，所述最優(yōu)總像差對(duì)應(yīng)于最優(yōu)像差量度，其中所述最優(yōu)像差量度為焦斑半徑rf、RMS波前誤差ω和球面像差系數(shù)α 40中的一個(gè)的最小值或者M(jìn)rehl比率S的最大值。在一些實(shí)施方式中，所述最優(yōu)像差量度對(duì)應(yīng)于在位置(z，r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (0,0), P2 = (2，6)、P3= (5，0)、P4= (8，0)、P5= (8,3)中的一個(gè)，這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角Φ，其中，ζ表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的徑向柱坐標(biāo)，所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0，0)表示目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。在一些實(shí)施方式中，所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差和總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；且所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為使在Z 焦深處所述激光系統(tǒng)的所述總像差與具有其數(shù)值孔徑NA不可調(diào)整的Z掃描器的相似激光系統(tǒng)的總像差相比至少減小P(MovableExpander)百分比；其中，所述P (MovableExpander) 百分比為20%、30%、40%和50%中的一個(gè)。在一些實(shí)施方式中，所述總像差由像差量度表征，所述像差量度為焦斑半徑rf、 RMS波前誤差ω和球面像差系數(shù)Ci4tl中的一個(gè)。在一些實(shí)施方式中，所述像差量度對(duì)應(yīng)于在位置(z，r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (0， 0)、P2= (2，6)、P3= (5，0)、P4= (8，0)、P5= (8,3)中的一個(gè)，這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角Φ，其中，ζ表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的柱坐標(biāo)，所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0，0)表示目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。在一些實(shí)施方式中，所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差和總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；且所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為使在Z 焦深處與所述激光系統(tǒng)的所述總像差對(duì)應(yīng)的Mrehl比率S與其中Z掃描器不具有可調(diào)整的數(shù)值孔徑NA的激光系統(tǒng)的Mrehl比率S相比至少增加P (MovableExpander)百分比；其中，所述 P (MovableExpander)百分比為 20%、30%、40%和 50% 中的一個(gè)。在一些實(shí)施方式中，所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差和總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；且所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為使在Z 焦深處與所述總像差對(duì)應(yīng)的Mrehl比率S增加到高于0. 8的值，其中，這樣的相似激光系統(tǒng)的Mrehl比率S低于0. 8，該相似激光系統(tǒng)的區(qū)別僅在于具有其數(shù)值孔徑NA不可調(diào)整的 Z掃描器。在一些實(shí)施方式中，所述Mrehl比率S對(duì)應(yīng)于在位置(z，r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl
8=(0,0),P2 = (2，6)、P3= (5，0)、P4= (8，0)、P5= (8,3)中的一個(gè)，這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角Φ，其中，ζ表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的柱坐標(biāo)，所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0，0)表示目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。在一些實(shí)施方式中，所述Z掃描器被配置為在Z掃描范圍內(nèi)掃描所述激光系統(tǒng)的 Z焦深，其中，所述Z掃描范圍為5毫米到10毫米和0毫米到15毫米中的一者。在一些實(shí)施方式中，所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差和衍射像差；總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；所述總像差在與一系列(a sequence of)Z焦深對(duì)應(yīng)的一系列最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt(z)處具有一系列最優(yōu)總像差值；其中，所述Z掃描器能夠被調(diào)整為將所述數(shù)值孔徑NA修改到在所述一系列Z焦深處的所述一系列最優(yōu)數(shù)值孔徑 NAopt (ζ)。在一些實(shí)施方式中，所述像差由像差量度表征，所述像差量度為與所述一系列Z 焦深對(duì)應(yīng)的焦斑半徑rf、Strehl比率S、RMS波前ω和球面像差系數(shù)α4(1中的一個(gè)。在一些實(shí)施方式中，沿所述一系列Z焦深的所述焦斑的徑向坐標(biāo)小于3mm。在一些實(shí)施方式中，所輸出的CTZ掃描光束具有幾何像差和衍射像差，總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；其中，在一系列Z焦深處所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為一系列數(shù)值孔徑NA(Z)，以使代表的(r印resentative)總像差與其中Z掃描器不具有可調(diào)整的數(shù)值孔徑NA的相似激光系統(tǒng)相比至少減小P(Scan)百分比。在一些實(shí)施方式中，所述代表的總像差為所述總像差在Z掃描范圍內(nèi)的平均值、 最小值或最大值中的一個(gè)。在一些實(shí)施方式中，所述總像差由與所述一系列Z焦深對(duì)應(yīng)的焦斑半徑rf、Strehl 比率S、RMS波前ω和球面像差系數(shù)α 40中的一個(gè)表征。在一些實(shí)施方式中，所述P(scan)百分比為20%、30%、40%和50%中的一個(gè)。在一些實(shí)施方式中，所述數(shù)值孔徑NA能夠從進(jìn)行角膜手術(shù)過(guò)程時(shí)的第一值被調(diào)整到進(jìn)行晶狀體手術(shù)過(guò)程時(shí)的第二值。在一些實(shí)施方式中，所述第一值在0. 2-0. 5的范圍中；且所述第二值在0. 1-0. 3的范圍中。在一些實(shí)施方式中，所述第一值在0. 25-0. 35的范圍中；且所述第二值在0. 15-0. 25的范圍中。在一些實(shí)施方式中，所述第一擴(kuò)束器塊為固定塊和可移動(dòng)塊中的一種。在一些實(shí)施方式中，一種用于進(jìn)行白內(nèi)障手術(shù)的激光系統(tǒng)包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于在基本上橫斷光軸的方向上XY掃描所述脈沖光束；以及Z掃描器，用于沿所述光軸Z在目標(biāo)區(qū)域中Z掃描所述XY掃描光束的焦斑，并用于調(diào)整數(shù)值孔徑NA以在Z掃描所述焦斑時(shí)跟蹤(track)最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt(z)。 在一些實(shí)施方式中，所述Z掃描光束具有總像差，所述總像差在關(guān)于一系列Z焦深的最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt(z)處具有隨所述數(shù)值孔徑NA變化的最優(yōu)值；且所述Z掃描器能夠被調(diào)整以將所述數(shù)值孔徑NA修改為在焦斑被掃描通過(guò)所述一系列Z焦深時(shí)跟蹤所述最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)。在一些實(shí)施方式中，所述Z掃描光束具有幾何像差、衍射像差；且所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和。在一些實(shí)施方式中，所述數(shù)值孔徑NA跟蹤所述最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt(ζ)包括下列中的一個(gè)所述數(shù)值孔徑NA基本上等于NA。pt (ζ)；以及所述數(shù)值孔徑NA在NA。pt (ζ)的P(track)百分比附近，其中，P(track)為10%、20%禾口 30%中的一個(gè)。在一些實(shí)施方式中，所述Z掃描器包括整合的(integrated)控制器，其被配置為將所述焦斑掃描通過(guò)一系列Z焦深并將所述數(shù)值孔徑NA調(diào)整為以關(guān)聯(lián)的方式跟蹤與所述一系列Z焦深對(duì)應(yīng)的所述最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)。在一些實(shí)施方式中，所述整合的控制器被配置為在一個(gè)調(diào)整動(dòng)作(action)的過(guò)程中掃描所述焦斑并調(diào)整所述數(shù)值孔徑NA。在一些實(shí)施方式中，所述整合的控制器包括下列中的一者第一擴(kuò)束器塊和可移動(dòng)擴(kuò)束器塊之間的距離的調(diào)整器；以及控制器透鏡的位置的調(diào)整器。在一些實(shí)施方式中，所述整合的控制器包括兩個(gè)調(diào)整器，其被配置為以關(guān)聯(lián)的方式調(diào)整所述Z掃描器的兩個(gè)參數(shù)。在一些實(shí)施方式中，所述Z掃描器被配置為在從Omm延伸到IOmm的Z掃描范圍內(nèi)掃描目標(biāo)區(qū)域中的焦斑；且在對(duì)所述焦斑的掃描期間在0. 40到0. 10和0. 35到0. 15中的一個(gè)的范圍內(nèi)調(diào)整所述數(shù)值孔徑NA。在一些實(shí)施方式中，所述Z掃描器被配置為與所述XY掃描器組合地掃描所述焦斑并調(diào)整所述數(shù)值孔徑NA。在一些實(shí)施方式中，所述Z掃描器被配置為與輔助Z掃描器組合地掃描所述焦斑并調(diào)整所述數(shù)值孔徑NA，所述輔助Z掃描器被設(shè)置在所述激光源和所述XY掃描器之間。在一些實(shí)施方式中，一種眼科激光系統(tǒng)包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于接收所述脈沖激光束并輸出在基本上橫斷光軸的兩個(gè)方向上掃描的XY掃描光束；以及多功能Z掃描器，用于接收所述XY掃描光束，用于輸出附加地在沿所述光軸的Z方向上掃描的XYZ掃描光束，并用于將目標(biāo)區(qū)域中的數(shù)值孔徑NA從當(dāng)所述激光系統(tǒng)的Z焦深代表角膜手術(shù)過(guò)程時(shí)的0. 25到0. 35的角膜范圍減小到當(dāng)所述Z焦深代表晶狀體手術(shù)過(guò)程時(shí)的0. 15到0. 25的晶狀體范圍。在一些實(shí)施方式中，所述Z掃描器具有兩個(gè)可調(diào)整控制參數(shù)第一控制參數(shù)，其與第一擴(kuò)束器塊和可移動(dòng)擴(kuò)束器塊之間的距離相關(guān)；以及第二控制參數(shù)，其與所述Z掃描器的可移動(dòng)透鏡的位置相關(guān)。


圖1示例了手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)1 ；圖2示例了高斯波前G和有像差的波前(aberrated wavefront) W ；圖3A-B示例了在最優(yōu)和掃描焦平面處的光線；圖3C示例了焦斑半徑的定義；圖4示例了 Mrehl比率S與RMS波前誤差ω之間的關(guān)系；圖5示例了眼科手術(shù)的參考點(diǎn)；圖6Α-Β概念性地示例了預(yù)補(bǔ)償器200的操作；圖7Α-Β示例了有效Z掃描功能的各種應(yīng)用；圖8A-D示例了預(yù)補(bǔ)償器200的實(shí)施方式；圖9示例了具有兩個(gè)Z掃描器的激光傳輸系統(tǒng)1的實(shí)施方式；圖10示例了包含0、1或2個(gè)Z深度掃描器和0、1或2個(gè)NA修改器的配置的表；
圖IlA-C示例了具有2、3和4個(gè)掃描反射鏡的XY掃描器；圖12A-D示例了作為數(shù)值孔徑的函數(shù)的像差以及作為Z焦深(focal depth)的函數(shù)的對(duì)應(yīng)光學(xué)數(shù)值孔徑NA。pt(z)；圖13A-B示例了第一擴(kuò)束器塊400和可移動(dòng)擴(kuò)束器塊500的兩個(gè)設(shè)置；圖14示例了 Z掃描器450的中間(intermediate)焦平面；圖15示例了物鏡700的實(shí)施方式；圖16示例了目標(biāo)區(qū)域中的彎曲焦平面；圖17示例了 XY掃描器傾斜角的列線圖(nomogram)；圖18示例了可移動(dòng)擴(kuò)束器位置的列線圖；以及圖19示例了計(jì)算控制方法的步驟。
具體實(shí)施例方式本發(fā)明的一些實(shí)施例包括用于利用飛秒激光脈沖在眼的晶狀體中進(jìn)行手術(shù)的系統(tǒng)。一些整合的(integrated)實(shí)施例還能夠進(jìn)行角膜和晶狀體手術(shù)過(guò)程這二者。在眼的晶狀體中進(jìn)行眼科手術(shù)與在質(zhì)上不同于角膜手術(shù)過(guò)程的要求相關(guān)。當(dāng)前描述的晶狀體手術(shù)激光系統(tǒng)和角膜系統(tǒng)之間的主要區(qū)別包括1.飛秒激光脈沖將被可靠地產(chǎn)生。高重復(fù)頻率飛秒脈沖允許使用更小的每脈沖能量，這為系統(tǒng)的操作者提供更高的控制和精度。然而，與在一些現(xiàn)有系統(tǒng)中使用的納秒或皮秒脈沖相比，可靠地產(chǎn)生飛秒脈沖卻是相當(dāng)大的挑戰(zhàn)。2.手術(shù)激光束在傳播穿過(guò)最大為5毫米的包括角膜和前房水腔的折射介質(zhì)而正好到達(dá)手術(shù)目標(biāo)(晶狀體)時(shí)被顯著地折射。相比之下，用于角膜手術(shù)的激光束被聚焦在不足一毫米的深度處，因而在從手術(shù)系統(tǒng)進(jìn)入角膜時(shí)基本上不被折射。3.手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)被配置為掃描整個(gè)手術(shù)區(qū)域，例如，從典型的5mm深度處的晶狀體的前面/前部到在典型的IOmm深度處的晶狀體的后面/后部。該5mm或更大的深度掃描范圍或“Z掃描范圍”顯著寬于用于對(duì)角膜進(jìn)行的手術(shù)的Imm深度的掃描范圍。典型地，手術(shù)光學(xué)裝置(optics)，特別是這里使用的高數(shù)值孔徑光學(xué)裝置，被最優(yōu)化為將激光束聚焦到特定的操作深度。在角膜手術(shù)過(guò)程期間，Imm深度的掃描僅僅造成與最優(yōu)操作深度的中度偏離(departure)。相比之下，在晶狀體手術(shù)時(shí)的從5到IOmm的掃描期間，系統(tǒng)被驅(qū)動(dòng)遠(yuǎn)離固定的最優(yōu)操作深度。因此，晶狀體手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)采用更精細(xì)化的適應(yīng)性光學(xué)裝置以能夠掃描晶狀體手術(shù)所需的寬深度掃描范圍。4. 一些實(shí)施例被整合，以便被配置為對(duì)角膜和晶狀體二者進(jìn)行手術(shù)。在這些整合的實(shí)施例中，深度掃描范圍最大為IOmm而不是5mm，這提出更難的挑戰(zhàn)。5.在諸如許多LASIK變異的角膜手術(shù)過(guò)程期間，垂直于光軸(“在XY面內(nèi)”)掃描激光束。在典型的過(guò)程中，XY掃描范圍僅僅覆蓋具有IOmm直徑的角膜的中心部分。然而， 在整合的手術(shù)系統(tǒng)中，還形成額外的切口。一種類型的切口為進(jìn)入切口(entry cut)，這為抽吸針和常規(guī)手術(shù)工具提供到眼內(nèi)部的入口。另一類型的切口為角膜緣松解切口(limbal relaxing incision, LRI)，其包括恰好在血管弓(vascular arcade)前面的角膜緣部處的切口對(duì)。通過(guò)調(diào)整這些弓形切口的長(zhǎng)度、深度以及位置，可以誘導(dǎo)角膜像散的變化。進(jìn)入切口和LRI可以被設(shè)置在角膜的周邊，典型地具有12mm的直徑。雖然將XY掃描直徑從IOmm增加到12mm與LASIK瓣的常規(guī)直徑相比僅僅增加了 20%，但在這樣的直徑下將激光傳輸系統(tǒng)的離軸像差保持在控制之下是重大挑戰(zhàn)，這是因?yàn)殡x軸像差與在焦平面處的場(chǎng)直徑的更高功率成比例地增長(zhǎng)。6.晶狀體激光手術(shù)過(guò)程需要來(lái)自精細(xì)成像系統(tǒng)的導(dǎo)引。在一些成像系統(tǒng)中，角膜緣血管被標(biāo)識(shí)以用作眼上的參考標(biāo)記，以在手術(shù)時(shí)間期間校準(zhǔn)眼的環(huán)轉(zhuǎn) (cyclo-rotational)對(duì)準(zhǔn)，在一些情況下，相對(duì)于在眼的外科手術(shù)前的診斷期間所標(biāo)識(shí)的參考坐標(biāo)而進(jìn)行該校準(zhǔn)。在手術(shù)區(qū)域周邊選擇的血管最不會(huì)受到手術(shù)的干擾，因而是最可靠的。然而，被導(dǎo)引到這樣的周邊血管的成像系統(tǒng)要求成像光學(xué)對(duì)具有大于10mm(例如， 12mm)的半徑的區(qū)域成像。7.激光束在沿光學(xué)路徑在眼內(nèi)傳播時(shí)會(huì)形成各種像差。激光傳輸系統(tǒng)可以通過(guò)補(bǔ)償這些像差而改善精度。這些像差的附加方面為，像差依賴于光的頻率，該事實(shí)稱為“色差”。補(bǔ)償這些頻率相關(guān)的像差增加了對(duì)系統(tǒng)的挑戰(zhàn)。補(bǔ)償這些色差的難度隨激光系統(tǒng)的激光束的帶寬而增加。應(yīng)記得束的光譜帶寬與脈寬成反比。因此，飛秒脈沖的帶寬通常比皮秒脈沖的帶寬大一個(gè)量級(jí)或更多，這使得在飛秒激光系統(tǒng)中的更好的色度補(bǔ)償(chromatic compensation)成為必要。8.使用高重復(fù)頻率的飛秒激光手術(shù)系統(tǒng)的手術(shù)過(guò)程要求在絕對(duì)意義上關(guān)于目標(biāo)組織中的目標(biāo)位置和在相對(duì)意義上關(guān)于之前的脈沖來(lái)定位每個(gè)脈沖時(shí)的高精度。例如，要求激光系統(tǒng)在脈沖之間的時(shí)間(其可具有微秒量級(jí))內(nèi)以僅僅數(shù)微米(a few microns)來(lái)重新導(dǎo)引光束。由于兩個(gè)后續(xù)脈沖之間的時(shí)間短且脈沖定位(placement)的精確度要求高，因此在現(xiàn)有低重復(fù)頻率的晶狀體手術(shù)系統(tǒng)中使用的手動(dòng)瞄準(zhǔn)(targeting)不再是合適的或可行的。9.激光傳輸系統(tǒng)被配置為通過(guò)折射介質(zhì)將飛秒激光脈沖傳輸?shù)窖鄣木铙w的整個(gè)手術(shù)體積中且保持其時(shí)間、光譜以及空間完整性。10.為了確保僅僅在手術(shù)區(qū)域中的組織接收具有足夠高的能量密度的激光束以產(chǎn)生手術(shù)效果(例如，組織切除)，激光傳輸系統(tǒng)具有異乎尋常地高的數(shù)值孔徑(NA)。該高NA 導(dǎo)致小的斑點(diǎn)尺寸(spot size)并為手術(shù)過(guò)程提供必要的控制和精度。數(shù)值孔徑的典型范圍可包括大于0. 3的NA值，這產(chǎn)生3微米或更小的斑點(diǎn)尺寸。11.給定用于晶狀體手術(shù)的激光的光學(xué)路徑的復(fù)雜性，激光傳輸系統(tǒng)通過(guò)包括高性能計(jì)算機(jī)管理的成像系統(tǒng)而實(shí)現(xiàn)高精度和控制，而角膜手術(shù)系統(tǒng)在沒(méi)有這樣的成像系統(tǒng)或具有低水平的成像系統(tǒng)的情況下就可以實(shí)現(xiàn)令人滿意的控制。特別地，該系統(tǒng)的手術(shù)和成像功能、以及常規(guī)觀測(cè)光束通常都在不同的譜帶中操作。作為實(shí)例，手術(shù)激光器可在 1. 0-1. 1微米的帶中的波長(zhǎng)處操作、觀測(cè)光束處在0. 4-0. 7微米的可見(jiàn)帶中操作，成像光束在0. 8-0. 9微米的帶中操作。在公共或共享的光學(xué)部件中組合光束路徑對(duì)激光手術(shù)系統(tǒng)的光學(xué)裝置提出了苛刻的色度要求。差異1-11通過(guò)幾個(gè)實(shí)例例證了 ⑴對(duì)晶狀體(ii)利用飛秒脈沖進(jìn)行的眼科激光手術(shù)引入了在質(zhì)上與僅僅使用納秒或皮秒激光脈沖的角膜手術(shù)和甚至晶狀體手術(shù)不同的要求。圖1示例了激光傳輸系統(tǒng)1。在對(duì)其進(jìn)行詳細(xì)描述之前，我們提及一些實(shí)施例將成像或觀測(cè)系統(tǒng)與圖1的激光傳輸系統(tǒng)組合。在一些諸如LASIK處理的角膜手術(shù)過(guò)程中，眼跟蹤器憑借成像和圖像處理算法通過(guò)諸如對(duì)虹膜的中心的標(biāo)識(shí)的視覺(jué)線索來(lái)典型地在眼表面上建立眼的位置參考。然而，現(xiàn)有的眼跟蹤器識(shí)別并分析二維空間中的特征，缺乏深度信息，這是因?yàn)閷?duì)角膜(眼的最外層)進(jìn)行外科手術(shù)。通常，角膜甚至被弄平以確保該表面真正為二維的。當(dāng)將激光束聚焦在深入眼內(nèi)部的晶狀體中時(shí)，情況非常不同。不僅在先前的測(cè)量與手術(shù)之間，而且在手術(shù)期間，晶狀體都可以在適應(yīng)性調(diào)節(jié)(accommodation)期間改變其位置、形狀、厚度和直徑。通過(guò)機(jī)械裝置將眼附接到手術(shù)設(shè)備還會(huì)以不明確的方式改變眼的形狀。這樣附接裝置包括用吸環(huán)固定眼或者用平面或曲形透鏡對(duì)眼消球差。此外，患者在手術(shù)期間的移動(dòng)會(huì)引入附加的改變。這些改變會(huì)增加視覺(jué)線索在眼內(nèi)的多達(dá)數(shù)微米的位移。因此，當(dāng)對(duì)眼的晶狀體或其他內(nèi)部部分進(jìn)行精確的激光手術(shù)時(shí)，機(jī)械地參考和固定諸如角膜或緣的前表面的眼表面是不令人滿意的。為了解決該問(wèn)題，激光傳輸系統(tǒng)1可以與在R. M. Kurtz, F. Raksi和M. Karavitis 的共同待審的申請(qǐng)序列號(hào)為12/205，844的美國(guó)專利申請(qǐng)中描述的成像系統(tǒng)組合，通過(guò)引用將該申請(qǐng)的全部?jī)?nèi)容并入到本文中。該成像系統(tǒng)被配置為對(duì)手術(shù)區(qū)域的一部分成像以基于眼的內(nèi)部特征建立三維位置參考。這些圖像可在手術(shù)之前產(chǎn)生并與手術(shù)過(guò)程并行地更新以考慮到個(gè)體的差異和改變。該圖像可被用于以高精度和控制將激光束安全地導(dǎo)引到希望的位置。在一些實(shí)施方式中，成像系統(tǒng)可以為光學(xué)相干斷層成像(OCT)系統(tǒng)。該成像系統(tǒng)的成像束可以具有單獨(dú)的成像光學(xué)路徑或與手術(shù)光束部分地或完全地共享的光學(xué)路徑。具有部分地或完全地共享的光學(xué)路徑的成像系統(tǒng)降低了成本并簡(jiǎn)化了對(duì)成像和手術(shù)系統(tǒng)的校準(zhǔn)。該成像系統(tǒng)還可以使用與激光傳輸系統(tǒng)1的激光器相同或不同的光源。該成像系統(tǒng)還可以具有其自身的光束掃描子系統(tǒng)，或者可以利用激光傳輸系統(tǒng)1的掃描子系統(tǒng)。在所引用的共同待審的申請(qǐng)中描述了這樣的OCT系統(tǒng)的幾種不同結(jié)構(gòu)。還可以與視覺(jué)觀測(cè)用光學(xué)裝置組合來(lái)實(shí)施激光傳輸系統(tǒng)1。觀測(cè)用光學(xué)裝置可幫助手術(shù)激光的操作者觀測(cè)手術(shù)激光束的效果并響應(yīng)于觀測(cè)結(jié)果來(lái)控制光束。最后，在使用紅外并由此不可見(jiàn)的手術(shù)激光束的一些實(shí)施例中，可以采用在可見(jiàn)頻率下操作的附加的跟蹤激光。可見(jiàn)跟蹤激光可以被實(shí)施為跟蹤紅外手術(shù)激光的路徑。跟蹤激光可以在足夠低的能量下操作以便不會(huì)導(dǎo)致對(duì)目標(biāo)組織的任何破壞。觀測(cè)用光學(xué)裝置可以被配置為將從目標(biāo)組織反射的跟蹤激光導(dǎo)引到激光傳輸系統(tǒng)1的操作者。在圖1中，與成像系統(tǒng)和視覺(jué)觀測(cè)用光學(xué)裝置相關(guān)的光束可被耦合到激光傳輸系統(tǒng)1中(例如，通過(guò)分束器/分色鏡600)。本申請(qǐng)將不再?gòu)V泛討論激光傳輸系統(tǒng)1與成像、 觀測(cè)系統(tǒng)以及跟蹤系統(tǒng)的各種組合。在并入的美國(guó)專利申請(qǐng)12/205,844中廣泛討論的大量的這樣的組合都在本申請(qǐng)的總范圍內(nèi)。圖1示例了激光傳輸系統(tǒng)1，其包括激光引擎100、預(yù)補(bǔ)償器200、XY掃描器300、 第一擴(kuò)束器塊400、可移動(dòng)擴(kuò)束器塊500、分束器/分色鏡600、物鏡700以及患者接口 800， 其中，第一擴(kuò)束器塊400和可移動(dòng)擴(kuò)束器塊500將合稱為Z掃描器450。在下面的一些實(shí)施方式中，使用這樣的規(guī)定Z軸為基本上沿激光束的光學(xué)路徑的方向或沿光學(xué)元件的光軸的方向。橫斷Z方向的方向稱為XY方向。在更寬泛的意義上使用術(shù)語(yǔ)“橫斷”以包括以下情況在一些實(shí)施方式中，橫斷方向和Z方向可以不嚴(yán)格垂直于彼此。在一些實(shí)施方式中，可以關(guān)于徑向坐標(biāo)更好地描述橫斷方向。由此，在所描述的實(shí)施方式中，術(shù)語(yǔ)“橫斷”、XY或徑向方向表示類似的方向，全都近似(必要時(shí)精確地)垂直于 Z方向。1.激光引擎100激光引擎100可包括以預(yù)定激光參數(shù)發(fā)送激光脈沖的激光器。這些激光參數(shù)可包括在1飛秒到100皮秒范圍內(nèi)、或在10飛秒到10皮秒范圍內(nèi)、或在一些實(shí)施例中在100飛秒到1皮秒范圍內(nèi)的脈沖持續(xù)時(shí)間。該激光脈沖可具有在0.1微焦到1000微焦范圍內(nèi)、在其他實(shí)施例中在1微焦到100微焦范圍內(nèi)的每脈沖能量。脈沖可具有在IOkHz到IOOMHz 范圍內(nèi)、在其他實(shí)施例中在IOOkHz到IMHz范圍內(nèi)的重復(fù)頻率。其他實(shí)施例可具有落入這些范圍限制的組合內(nèi)的激光參數(shù)，例如，1-1000飛秒的脈沖持續(xù)時(shí)間的范圍。例如，在預(yù)操作過(guò)程期間或基于根據(jù)患者的諸如其年齡的特定數(shù)據(jù)的計(jì)算，在這些寬范圍內(nèi)選擇用于特定過(guò)程的激光參數(shù)。激光引擎100的實(shí)例可包括Nd:玻璃和Nd:Yag激光器以及各種其他激光器。激光引擎的操作波長(zhǎng)可以在紅外或可見(jiàn)范圍。在一些實(shí)施例中，操作波長(zhǎng)可以在700nm-2微米范圍內(nèi)。在一些情況下，例如，在基于％或而的紅外激光器中，操作波長(zhǎng)可以在1.0-1. 1 微米范圍內(nèi)。在一些實(shí)施方式中，激光脈沖的激光參數(shù)可以是可調(diào)整的和可變的?？梢砸远痰那袚Q時(shí)間調(diào)整激光參數(shù)，由此使手術(shù)激光傳輸系統(tǒng)1的操作者可以在復(fù)雜的手術(shù)期間改變激光參數(shù)?？梢皂憫?yīng)于通過(guò)激光傳輸系統(tǒng)1的感測(cè)或成像子系統(tǒng)的讀數(shù)(reading)來(lái)啟動(dòng)這樣的參數(shù)改變?？梢詧?zhí)行其他參數(shù)改變，作為在激光傳輸系統(tǒng)首先用于第一手術(shù)過(guò)程且隨后用于不同的第二手術(shù)過(guò)程的多步過(guò)程的一部分。實(shí)例包括首先在眼的晶狀體的區(qū)域中進(jìn)行一個(gè)或多個(gè)手術(shù)步驟(例如，囊切手術(shù)步驟)，隨后在眼的角膜區(qū)域中進(jìn)行第二手術(shù)過(guò)程?？梢砸愿鞣N順序進(jìn)行這些過(guò)程?？梢詫⒁悦棵霐?shù)萬(wàn)到數(shù)十萬(wàn)次擊發(fā)(shot)或更高的脈沖重復(fù)頻率操作并具有相對(duì)低的每脈沖能量的高重復(fù)頻率脈沖激光用于手術(shù)應(yīng)用以獲得特定的有益效果。這樣的激光使用相對(duì)低的每脈沖能量以使由激光誘導(dǎo)的光離解導(dǎo)致的組織影響局域化。在一些實(shí)施例中，例如，可以將離解的組織的范圍限制到數(shù)微米或數(shù)十微米。該局域化的組織影響可改善激光手術(shù)的精度，并且在特定手術(shù)過(guò)程中是所希望的。在這樣的手術(shù)的各種實(shí)施方式中， 數(shù)百、數(shù)千或數(shù)百萬(wàn)個(gè)脈沖可被傳輸?shù)竭B續(xù)的、近似連續(xù)的或通過(guò)受控的距離而分隔的斑點(diǎn)的序列。這些實(shí)施方式可以實(shí)現(xiàn)特定的所希望的手術(shù)效果，例如，組織切開、分離或破碎?？梢酝ㄟ^(guò)各種方法選擇脈沖參數(shù)和掃描圖形。例如，可以基于晶狀體的光學(xué)或結(jié)構(gòu)特性的術(shù)前測(cè)量而選擇脈沖參數(shù)和掃描圖形。同樣可基于晶狀體的光學(xué)或結(jié)構(gòu)特性的術(shù)前測(cè)量或基于與年齡相關(guān)的算法來(lái)選擇激光能量和斑點(diǎn)分隔。2.預(yù)補(bǔ)償器200圖2示例了激光束的波前可以以幾種不同方式并由于幾個(gè)不同的原因而偏離理想特性。這些偏離的大組稱為像差。像差(和其他波前畸變)使實(shí)際像點(diǎn)從理想的近軸高斯像點(diǎn)移位。圖2示例了通過(guò)出瞳(exit pupil)ExP引出的光的波前。未畸變的球面波前 G從該瞳孔發(fā)射并會(huì)聚到波前G的曲面中心處的點(diǎn)PI。G也稱為高斯參考球。有像差的波前W偏離G并會(huì)聚到不同的P2。有像差的波前W的在點(diǎn)Ql處的像差A(yù)W可由相對(duì)于未畸變的參考球G的路徑的光程(optical length)表征= η^ ^，其中，Iii為在像空間中的介質(zhì)的折射率，為點(diǎn)Ql與Q2之間的距離。通常，像差A(yù)W依賴于在出瞳處以及焦平面處的坐標(biāo)。因此，該像差A(yù)W還可被認(rèn)
為是相關(guān)函數(shù)該函數(shù)表示其像會(huì)聚到從光軸上的Pl移動(dòng)r’后的P2的點(diǎn)的集合位于表面
W上，該表面W在出瞳ExP處的徑向距離r處從參考球G偏離了 AW的量。對(duì)于旋轉(zhuǎn)對(duì)稱的
系統(tǒng)，AW可以關(guān)于r和r’中的二重冪級(jí)數(shù)展開而被寫為
權(quán)利要求
1.一種眼科激光系統(tǒng)，包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于接收所述脈沖激光束，并用于輸出在基本上橫斷光軸的兩個(gè)方向上掃描的XY掃描光束；以及多功能Z掃描器，用于接收所述XY掃描光束，用于輸出具有在目標(biāo)區(qū)域中的焦斑和數(shù)值孔徑NA的XYZ掃描光束，并用于基本上獨(dú)立于沿所述光軸掃描所述焦斑的Z深度而修改所述數(shù)值孔徑NA。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器包括第一擴(kuò)束器塊；可移動(dòng)擴(kuò)束器塊；以及第二光學(xué)控制器。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差和總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；所述總像差在對(duì)于ζ焦深的最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)處具有隨所述數(shù)值孔徑NA變化的最優(yōu)值；且所述Z掃描器被調(diào)整為將所述數(shù)值孔徑NA修改到在所述Z焦深處的所述最優(yōu)數(shù)值孔徑 NAopt (ζ)。
4.根據(jù)權(quán)利要求3的激光系統(tǒng)，其中所述最優(yōu)總像差對(duì)應(yīng)于最優(yōu)像差量度，其中，所述最優(yōu)像差量度為焦斑半徑rf、RMS波前誤差ω和球面像差系數(shù)α4(ι中的一個(gè)的最小值或者M(jìn)rehl比率S的最大值。
5.根據(jù)權(quán)利要求4的眼科激光系統(tǒng)，其中所述最優(yōu)像差量度對(duì)應(yīng)于在位置(z，r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (0,0), P2 = (2,6),P3=(5，0)、P4= (8，0)、P5= (8,3)中的一個(gè)，這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角Φ，其中，ζ表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的徑向柱坐標(biāo)，且所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0，0)表示目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)
6.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差和總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；且所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為使在Z焦深處所述激光系統(tǒng)的所述總像差與具有其數(shù)值孔徑NA不可調(diào)整的Z掃描器的相似激光系統(tǒng)的總像差相比至少減小P(MovableExpander)百分比；其中，所述 P (MovableExpander)百分比為 20%、30%、40%和 50% 中的一個(gè)。
7.根據(jù)權(quán)利要求6的眼科激光系統(tǒng)，其中所述總像差由像差量度表征，所述像差量度為焦斑半徑rf、RMS波前誤差ω和球面像差系數(shù)α 4。中的一個(gè)。
8.根據(jù)權(quán)利要求6的眼科激光系統(tǒng)，其中所述像差量度對(duì)應(yīng)于在位置(z，r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (0，0)、P2= (2,6),P3= (5，0)、P4= (8，0)、P5= (8,3)中的一個(gè)，這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角Φ，其中，ζ表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的柱坐標(biāo)；且所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0，0)表示目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差和總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；且所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為使在Z焦深處與所述激光系統(tǒng)的所述總像差對(duì)應(yīng)的Strehl比率S與其中Z掃描器不具有可調(diào)整的數(shù)值孔徑NA的激光系統(tǒng)的Mrehl比率S相比至少增力口 P(MovableExpander)百分比；其中，所述 P (MovableExpander)百分比為 20%、30%、40%和 50% 中的一個(gè)。
10.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差、衍射像差和總像差，所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；且所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為使在Z焦深處與所述總像差對(duì)應(yīng)的Mrehl比率S增加到高于0.8的值，其中，這樣的相似激光系統(tǒng)的Mrehl比率S低于0. 8，該相似激光系統(tǒng)的區(qū)別僅在于具有其數(shù)值孔徑NA不可調(diào)整的Z掃描器。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的眼科激光系統(tǒng)，其中所述Mrehl比率S對(duì)應(yīng)于在位置(z，r)處的五個(gè)參考點(diǎn)Pl = (0，0)、P2 = (2,6),P3=(5，0)、P4= (8，0)、P5= (8,3)中的一個(gè)，這些坐標(biāo)全都以毫米為單位并處于任意方位角Φ，其中，ζ表示沿所述光軸的距離，r表示對(duì)應(yīng)的柱坐標(biāo)，且所述柱坐標(biāo)系統(tǒng)的(0，0)表示目標(biāo)區(qū)域的前中心點(diǎn)。
12.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器被配置為在Z掃描范圍內(nèi)掃描所述激光系統(tǒng)的Z焦深，其中，所述Z掃描范圍為5毫米到10毫米和0毫米到15毫米中的一者。
13.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所輸出的XYZ掃描光束具有幾何像差和衍射像差；總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；所述總像差在與一系列Z焦深對(duì)應(yīng)的一系列最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (Z)處具有一系列最優(yōu)總像差值；其中，所述Z掃描器能夠被調(diào)整為將所述數(shù)值孔徑NA修改到在所述一系列Z焦深處的所述一系列最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)。
14.根據(jù)權(quán)利要求13的眼科激光系統(tǒng)，其中所述像差由像差量度表征，所述像差量度為與所述一系列Z焦深對(duì)應(yīng)的焦斑半徑rf、Strehl比率S、RMS波前ω和球面像差系數(shù)α 40中的一個(gè)。
15.根據(jù)權(quán)利要求13的眼科激光系統(tǒng)，其中沿所述一系列Z焦深的所述焦斑的徑向坐標(biāo)小于3mm。
16.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所輸出的MZ掃描光束具有幾何像差和衍射像差，總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和；其中，在一系列Z焦深處所述數(shù)值孔徑NA能夠被調(diào)整為一系列數(shù)值孔徑NA(Z)，以使代表的總像差與其中Z掃描器不具有可調(diào)整的數(shù)值孔徑NA的相似激光系統(tǒng)相比至少減小P (scan)百分比。
17.根據(jù)權(quán)利要求16的眼科激光系統(tǒng)，其中所述代表的總像差為所述總像差在Z掃描范圍內(nèi)的平均值、最小值或最大值中的一個(gè)。
18.根據(jù)權(quán)利要求16的眼科激光系統(tǒng)，其中所述總像差由與所述一系列Z焦深對(duì)應(yīng)的焦斑半徑rf、Strehl比率S、RMS波前ω和球面像差系數(shù)α 40中的一個(gè)表征。
19.根據(jù)權(quán)利要求16的眼科激光系統(tǒng)，其中所述P(scan)百分比為20%、30%、40%和50%中的一個(gè)。
20.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所述數(shù)值孔徑NA能夠從進(jìn)行角膜手術(shù)過(guò)程時(shí)的第一值被調(diào)整到進(jìn)行晶狀體手術(shù)過(guò)程時(shí)的第二值。
21.根據(jù)權(quán)利要求20的眼科激光系統(tǒng)，其中所述第一值在0. 2-0. 5的范圍中；且所述第二值在0. 1-0. 3的范圍中。
22.根據(jù)權(quán)利要求20的眼科激光系統(tǒng)，其中所述第一值在0. 25-0. 35的范圍中；且所述第二值在0. 15-0. 25的范圍中。
23.根據(jù)權(quán)利要求1的眼科激光系統(tǒng)，其中所述第一擴(kuò)束器塊為固定塊和可移動(dòng)塊中的一種。
24.一種用于進(jìn)行白內(nèi)障手術(shù)的激光系統(tǒng)，包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于在基本上橫斷光軸的方向上XY掃描所述脈沖光束；以及Z掃描器，用于沿所述光軸Z在目標(biāo)區(qū)域中Z掃描所述XY掃描光束的焦斑，并用于調(diào)整數(shù)值孔徑NA以在所述焦斑被Z掃描時(shí)跟蹤最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)。
25.根據(jù)權(quán)利要求M的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描光束具有總像差，所述總像差在關(guān)于一系列Z焦深的最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)處具有隨所述數(shù)值孔徑NA變化的最優(yōu)值；且所述Z掃描器能夠被調(diào)整以將所述數(shù)值孔徑NA修改為在焦斑被掃描通過(guò)所述一系列Z焦深時(shí)跟蹤所述最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)。
26.根據(jù)權(quán)利要求25的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描光束具有幾何像差、衍射像差；且所述總像差等于所述幾何像差與所述衍射像差的和。
27.根據(jù)權(quán)利要求M的激光系統(tǒng)，其中，所述數(shù)值孔徑NA跟蹤所述最優(yōu)數(shù)值孔徑NAopt(z)包括下列中的一個(gè)所述數(shù)值孔徑NA基本上等于NA。pt (ζ)；以及所述數(shù)值孔徑NA在NA。pt (ζ)的P(track)百分比附近，其中，P(track)為10%、20%和30%中的一個(gè)。
28.根據(jù)權(quán)利要求M的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器包括整合的控制器，其被配置為將所述焦斑掃描通過(guò)一系列Z焦深；且將所述數(shù)值孔徑NA調(diào)整為以關(guān)聯(lián)的方式跟蹤與所述一系列Z焦深對(duì)應(yīng)的所述最優(yōu)數(shù)值孔徑NA。pt (ζ)。
29.根據(jù)權(quán)利要求觀的激光系統(tǒng)，其中所述整合的控制器被配置為在一個(gè)調(diào)整動(dòng)作的過(guò)程中掃描所述焦斑并調(diào)整所述數(shù)值孔徑ΝΑ。
30.根據(jù)權(quán)利要求觀的激光系統(tǒng)，其中，所述整合的控制器包括下列中的一者第一擴(kuò)束器塊與可移動(dòng)擴(kuò)束器塊之間的距離的調(diào)整器；以及控制器透鏡的位置的調(diào)整ο
31.根據(jù)權(quán)利要求觀的激光系統(tǒng)，其中，所述整合的控制器包括兩個(gè)調(diào)整器，其被配置為以關(guān)聯(lián)的方式調(diào)整所述Z掃描器的兩個(gè)參數(shù)。
32.根據(jù)權(quán)利要求M的激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器被配置為在從Omm延伸到IOmm的Z掃描范圍內(nèi)掃描目標(biāo)區(qū)域中的焦斑；且在對(duì)所述焦斑的掃描期間在0. 40到0. 10和0. 35到0. 15中的一個(gè)的范圍內(nèi)調(diào)整所述數(shù)值孔徑ΝΑ。
33.根據(jù)權(quán)利要求M的激光系統(tǒng)，其中，所述Z掃描器被配置為與所述XY掃描器組合地掃描所述焦斑并調(diào)整所述數(shù)值孔徑ΝΑ。
34.根據(jù)權(quán)利要求M的激光系統(tǒng)，其中，所述Z掃描器被配置為與輔助Z掃描器組合地掃描所述焦斑并調(diào)整所述數(shù)值孔徑ΝΑ，所述輔助Z掃描器被設(shè)置在所述激光源和所述XY掃描器之間。
35.一種眼科激光系統(tǒng)，包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于接收所述脈沖激光束，并用于輸出在基本上橫斷光軸的兩個(gè)方向上掃描的XY掃描光束；以及多功能Z掃描器，用于接收所述XY掃描光束，用于輸出附加地在沿所述光軸的Z方向上掃描的XYZ掃描光束，并用于將目標(biāo)區(qū)域中的數(shù)值孔徑NA從當(dāng)所述激光系統(tǒng)的Z焦深代表角膜手術(shù)過(guò)程時(shí)的0. 25到0. 35的角膜范圍減小到當(dāng)所述Z焦深代表晶狀體手術(shù)過(guò)程時(shí)的0.15到0. 25的晶狀體范圍。
36.根據(jù)權(quán)利要求35的眼科激光系統(tǒng)，其中所述Z掃描器具有兩個(gè)可調(diào)整控制參數(shù)第一控制參數(shù)，其與第一擴(kuò)束器塊和可移動(dòng)擴(kuò)束器塊之間的距離相關(guān)；以及第二控制參數(shù)，其與所述Z掃描器的可移動(dòng)透鏡的位置相關(guān)。
全文摘要
一種眼科激光系統(tǒng)包括激光源，用于產(chǎn)生脈沖激光束；XY掃描器，用于接收所述脈沖激光束，并用于輸出在基本上橫斷光軸的兩個(gè)方向上掃描的XY掃描光束；以及多功能Z掃描器，用于接收所述XY掃描光束，用于輸出具有在目標(biāo)區(qū)域中的焦斑和數(shù)值孔徑NA的XYZ掃描光束，并用于基本上獨(dú)立于沿所述光軸掃描所述焦斑的Z深度而修改所述數(shù)值孔徑NA。
文檔編號(hào)A61N5/067GK102573717SQ201080043217
公開日2012年7月11日 申請(qǐng)日期2010年7月21日 優(yōu)先權(quán)日2009年7月29日
發(fā)明者F·拉克希, J·巴克 申請(qǐng)人:愛(ài)爾康藍(lán)斯克斯股份有限公司