激光產生的角膜和晶狀體的制作方法
【專利摘要】一種激光系統，包括產生激光束的激光源以及接收激光束且選擇性地將激光束發送到快速路徑或慢速路徑的光開關，其中位于快速路徑中的激光束有第一F/#，位于慢速路徑中激光束具有第二F/#，第二F/#的值高于第一F/#的值。該激光系統還包括位于慢速路徑中的無焦光學系統，以及接收來自慢速路徑的第一激光束或來自快速路徑的第二激光束的x-y掃描儀。該激光系統進一步包括接收來自x-y掃描儀的掃描激光束的掃描透鏡系統，所述掃描透鏡系統對由快速路徑激光束產生的掃描激光束進行Z-掃描。
【專利說明】激光產生的角膜和晶狀體
[0001]本申請依據35U.S.C§ (e)(1)的規定，要求于2011年4月I日遞交的美國臨時專利61/479，734和于2011年10月21日遞交的美國臨時專利61/550，101的優先權，這兩個專利申請揭露的全部內容作為本申請的參考。
【技術領域】
[0002]本發明涉及一種利用激光產生角膜和晶狀體切口的系統和方法。
【背景技術】
[0003]目前，在不同的眼科手術 中，飛秒激光系統正在替代人工在角膜和晶狀體中產生切口。例如，由美國的 Abbott Medical Optics of Abbott Park 制造和銷售的 IntralaseFS激光器和IFS高級飛秒激光器，以及由加拿大的LenSx Lasers of Aliso Viejo制造和銷售的LenSx飛秒激光器。所述激光器通過將超短激光脈沖聚焦到一個非常精準的焦點上產生切口，在焦點處的組織上引起等離子(plasma)介導的光致破裂(photodisruption)。通過在所需要切口的圖像(pattern)中設有一系列連續的脈沖來產生所述切口。脈沖圖像的聯合效應是在目標平面上切割組織。通過所述激光器可以產生任何復雜的切口圖像。此外，人們認為飛秒激光器產生的切口比手動形成的切口更加精準和一致。
[0004]如前面描述的飛秒激光系統，光束傳遞光學系統的圖像空間F/#被定義為相對于所述系統孔徑的焦距(F/#=f/D，其中f代表光束傳遞光學系統的焦距，D代表入射光瞳(entrance pupil)直徑)。光速傳遞系統所形成的激光斑點的直徑與系統的F/#成正比。因此，一般情況下，為了在眼睛中獲得小的焦點，因此在焦平面上最大化空間峰值輻照度(peak irradiance),需要低F/#光束傳遞光學系統。這使得產生光致破裂所需的激光能量減少，導致較小的沖擊波、較小的間接損傷區域和更少的熱量轉移到相鄰的組織。此外，由于光致破裂發生處的組織區域小，低F/#系統可以用復雜的圖像進行高精度的切割。
[0005]然而，當激光束通過光學系統和眼睛的透明組織時，低F/#系統很容易受到光學像差(aberrations)的影響。所述像差改變焦點處的空間輻照度分布，減少了峰值輻照度。此外，在低F/#系統中，像差隨著眼睛內部焦點位置的改變而改變。例如，在一般情況下，激光束的聚焦點在組織的越深處，激光束的聚焦點越偏離聚焦光學軸，像差越大。當激光束必須穿過兩種不同折射率的透明材料之間的彎曲界面時，像差也會顯著的增加。由于在角膜或晶狀體上產生切口時需要相對深的組織處和距離軸線一定距離處聚焦，還要穿過兩種透明材料之間的彎曲界面，因此，設計一個利用低F/#系統使得激光束在眼睛內的大三維操作空間內聚焦而在整個三維空間中保持相對無像差的焦點的光學系統具有很大的挑戰性。
[0006]目前，有眼科手術系統利用低F/#光束傳遞光學系統專門切割角膜，例如，由美國的 Abbott Medical Optics of Abbott Park 制造和銷售的 Intralase FS 系統，由加拿大的Carl Zeiss Meditech of Dublin制造和銷售的VisuMax飛秒系統，以及由德國的Technolas Perfect Vision of Munchen制造和銷售的Technolas飛秒工作系統。然而，這些系統緊緊覆蓋有限的三維操作空間。特別是，雖然必須偏離軸線形成激光束焦點，但切口的深度不能超過角膜的深度，角膜深度約600 μ m。另外，在一些系統中需要將角膜展平以消除像差，比如通過彎曲角膜的激光束造成的彗差(coma)和散光。當前還沒有一個系統能完全解決這個挑戰性的問題，即產生銳利和微小像差的光束焦點以在角膜的全直徑及角膜和晶狀體的全深度內產生切口。換句話說，目前的系統，例如前面提到的低F/#光束傳遞光學系統，當利用低F/#光學系統覆蓋(covering)眼睛內大的三維操作空間時，沒有包括任何特定的方法以減少像差。

【發明內容】

[0007]本發明一方面涉及一種激光系統，該激光系統包括產生激光束的激光源，以及接收激光束并選擇性地發送激光束到快速路徑(fast path)或慢速路徑(slow path)的光開關(optical switch),其中,在快速路徑中激光束有第一 F/#,在慢速路徑中激光束有第二F/#，第二 F/#值比第一 F/#值高。所述激光系統進一步包括處于慢速路徑中并接收來自光開關的激光束的遠焦光學系統(afocal optical system)以及接收來自慢速路徑的第一激光束或來自快速路徑的第二激光束的x-y掃描儀。激光系統包括掃描透鏡系統(scan lenssystem)，所述掃描透鏡系統接收來自χ-y掃描儀的掃描激光束，并僅在掃描激光束由快速路徑里的激光束產生的情況下為掃描激光束執行Z-掃描(z-scan)。激光系統進一步包括接收來自掃描透鏡系統的激光束的非球面病人界面設備(aspheric patient interfacedevice)。
[0008]本發明第二方面涉及一種手術修復眼睛的方法，包括產生激光束，以及有選擇性地發送激光束到快速路徑或慢速路徑，其中在快速路徑中激光束有第一 F/#，在慢速路徑中激光束有第二 F/#，第二 F/#值比第一 F/#值高。該方法包括具有處在慢速路徑中，并對慢速路徑中的第一激光束或快速路徑中的第二激光束進行x-y掃描的遠焦光學系統。該方法進一步包括使掃描透鏡系統(scan lens system)接收來自χ-y掃描儀的掃描激光束,并僅在掃描激光束由快速 路徑里的激光束產生的情況下為掃描激光束執行Z-掃描(z-scan)。該方法進一步包括使非球面病人界面設備接收來自掃描透鏡系統激光束，其中非球面病人界面設備與眼睛角膜接觸，并引導掃描透鏡系統中的激光束到I)角膜(只在掃描激光束由快速路徑里的激光束產生的情況下)或者2)眼睛晶狀體(只在掃描激光束由慢速路徑里的激光束產生的情況下)。
[0009]本發明的第三方面涉及一種在手術修復眼睛的過程中減少像差的方法，該方法包括放置一個非球面病人界面設備以接觸眼睛角膜，其中所述角膜在定位的過程中沒有展平，角膜契合非球面病人界面設備底面的形狀。該方法包括引導激光束穿過非球面病人界面設備到眼睛區域內，其中所述的激光束在到達眼睛區域時沒有發生像差。
[0010]本發明第四方面涉及一種掃描透鏡系統，所述掃描透鏡系統包括第一透鏡、第二透鏡、第三透鏡和第四透鏡，其中第一透鏡、第二透鏡、第三透鏡和第四透鏡彼此相連。另外，第二透鏡和第三透鏡中的每一個都被置于第一透鏡和第四透鏡之間，其中第二透鏡和第三透鏡相對于彼此靜止，第一和第四透鏡可以相對于第二和第三透鏡同步移動。
[0011]本發明第五方面涉及一種無焦系統(afocal system),所述無焦系統包括第一負透鏡(negative lens)和第二負透鏡,第一正透鏡(positive lens)和第二正透鏡,其中所述的第一負透鏡、第二負透鏡、第一正透鏡和第二正透鏡彼此相連。另外，第一正透鏡和第二正透 鏡固定在適當位置，而第一負正透鏡和第二負透鏡可以相對于第一正透鏡和第二正透鏡同步地向彼此移動。
[0012]本發明第六方面涉及一種激光系統，包括沿著快速路徑產生激光束的激光源，其中所述快速路徑中的激光束的F/#的數值范圍在F/1.5到F/4之間。激光系統進一步包括接收來自于激光源的激光束的非球面病人界面設備，其中非球面病人界面設備與眼睛角膜接觸，并引導激光束到角膜。
[0013]本發明第七方面涉及一種激光系統，包括產生沿著路徑的激光束的激光源，處于路徑中并接收來自于激光源的激光束的無焦光學系統，以及處于路徑中并改變激光束從而使得激光束具有第一 F/#值或第二 F/#值的F/#變換元件(varying element)。激光系統包括接收具有第一 F/#值或第二 F/#值的已改變激光束的χ-y掃描儀以及掃描透鏡系統，所述掃描透鏡系統接收來自x-y掃描儀的掃描激光束，并僅在掃描激光束由快速路徑里的激光束產生的情況下為掃描激光束執行Z-掃描。激光系統進一步包括接收來自掃描透鏡系統的激光束的非球面病人界面設備。
[0014]本發明第八方面涉及一種眼科激光系統(ophthalmic laser system),包括產生激光束的激光源以及接收激光束并選擇性地發送激光束到快速路徑或慢速路徑的光開關，其中在快速路徑中激光束有第一 F/#，在慢速路徑中激光束有第二 F/#，第二 F/#值比第一 F/#值高。該眼科激光系統包括位于快速路徑中的自適應光學設備(adaptive opticdevice)以及接收來自慢速路徑的第一激光束或來自快速路徑的第二激光束的x_y_z平移設備(χ-y-z translation device)。眼科激光系統進一步包括旋轉光學系統(rotatingoptical system),所述旋轉光學系統接收來自x-y-z平移設備的激光束,并圍繞旋轉光學系統的旋轉軸對接收到激光束進行部分或全部循環掃描(circularscan),其中旋轉光學系統能夠移動從而改變部分或全部循環掃描的半徑，部分或全部循環掃描位于患者的眼睛中。另外，自適應光學系統校正從快速路徑中接收到的激光束，從而使得部分或全部循環掃描中的像差明顯減少。
[0015]本發明第九方面涉及一種眼科激光系統，包括產生激光束的激光源，以及接收激光束并選擇性地發送激光束到快速路徑或慢速路徑的光開關，其中在快速路徑中激光束有第一 F/#，在慢速路徑中激光束有第二 F/#，第二 F/#值比第一 F/#值高。自適應光學設備接收來自光開關的快速路徑激光束或慢速路徑激光束。x-y-z平移設備接收來自自適應光學設備的快速路徑激光束或慢速路徑激光束。眼科激光系統進一步包括旋轉光學系統(rotating optical system),所述旋轉光學系統接收來自χ-y-z平移設備的激光束,并圍繞旋轉光學系統的旋轉軸對接收到激光束進行部分或全部循環掃描(circular scan),其中旋轉光學系統能夠移動從而改變部分或全部循環掃描的半徑，部分或全部循環掃描是在患者的眼睛中進行的。另外，自適應光學系統糾正從快速路徑中接收到的激光束，從而使得部分或全部循環掃描中的像差明顯減少。
[0016]本發明第十方面涉及一種手術修復眼睛的方法，該方法包括產生激光束以及選擇性地控制激光束使得激光束處于快速路徑中或慢速路徑中，其中在快速路徑中激光束有第一 F/#，在慢速路徑中激光束有第二 F/#，第二 F/#值比第一 F/#值高。該方法包括具有位于快速路徑中以接收快遞路徑中選擇性發送的激光束的自適應光學設備，以及接收來自自適應光學設備慢速路徑激光束或快速路徑激光束的x-y-z平移設備(x-y-z translationdevice)。該方法進一步包括接收來自于x_y_z平移設備的激光束,對所接收到激光束進行部分或全部循環掃描，改變部分或全部循環掃描的半徑，其中所述的部分或全部循環掃描是在患者的眼睛中進行的。另外，自適應光學系統糾正從快速路徑中接收到的激光束，從而使得部分或全部循環掃描中的像差明顯減少。
[0017]本發明第十一方面涉及一種旋轉光學系統，包括圍繞旋轉軸旋轉的殼體(housing),其中所述殼體有接收激光束的窗口(window)。該旋轉光學系統包括位于殼體中并相對于殼體移動的移動平臺(translating stage),該移動平臺具有一個透鏡。該旋轉光學系統進一步包括引導激光束從窗口到透鏡的光學系統，其中所述透鏡引導激光束到殼體表面的焦點。
[0018]本發明第十二方面涉及一種自適應光學系統，所述自適應光學系統包括光束分離裝置(beam splitting device),光束分離裝置具有接收光的輸入端和發射光的輸出端。自適應光學進一步包括可變形反射鏡(deformable mirror),可變形反射鏡接收來自輸入端的已接收光，引導已接收光到輸出端。
[0019]本發明在一個或多個方面使得眼科光束傳遞光學系統中光學復雜度降低了。本發明的另一個優勢是自適應光學裝置在糾正激光束中可能發生的各種像差方面具有顯著靈活性。
[0020]本發明在一個或多個方面降低了光束傳遞光學系統中的光學復雜性以及活動部件的數量。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0021]附圖并入本文中，構成本說明書的一部分，并與上文所給出的概述和下文所給出的詳細描述一起用來解釋本發明的技術特征，在附圖中:
[0022]圖1是附有各種光束參數的聞斯(Gaussian)光束不意圖；
[0023]圖2是低F/#和高F/#的光束腰(beam waist)值和瑞利長度(Rayleigh range)值比較示意圖 ；
[0024]圖3是眼睛橫截面示意圖；
[0025]圖4是本發明光束傳遞光學系統第一個實施例示意圖；
[0026]圖5是與本發明圖4中的光束傳遞光學系統一起使用的非球面透鏡實施例示意圖；
[0027]圖6是與本發明圖4中的光束傳遞光學系統一起使用的掃描透鏡系統的實施例示意圖；
[0028]圖7A是與本發明圖4中的光束傳遞光學系統一起使用的Z-掃描無焦系統實施例示意圖；
[0029]圖7B是圖7A中的無焦系統放大示意圖；
[0030]圖8是本發明光束傳遞光學系統第二個實施例示意圖；
[0031]圖9是本發明光束傳遞光學系統第三個實施例示意圖；
[0032]圖10是本發明光束傳遞光學系統第四個實施例示意圖；
[0033]圖11是本發明光束傳遞光學系統第五個實施例示意圖；
[0034]圖12A是與本發明圖11中的光束傳遞光學系統一起使用的自適應光學設備的第一個實施例不意圖；
[0035]圖12B是與本發明圖11中的光束傳遞光學系統一起使用的自適應光學設備的另一個實施例不意圖；
[0036]圖13是與圖11中的光束傳遞光學系統一起使用的x-y-z平移設備的實施例示意圖；
[0037]圖14是與圖11中的光束傳遞系統中一起使用的旋轉光學系統的實施例示意圖；
[0038]圖15是通過快速路徑形成光束的情況下，圓形切口圖像的俯視圖；
[0039]圖16A是無像差波前被傳遞到光學系統，在穿過覆蓋窗口(cover window)、角膜和眼睛其他位點后，在到達焦點前導致像差波前示意圖；
[0040]圖16B是圖16A中的無像差波前被圖12A-B中的任一自適應光學設備校正，使得各個透明界面反射引起的激光束像差被自適應光學設備校正示意圖；
[0041]圖17A顯示了包括橫向弧形切口和圓形切口在內的晶狀體碎片切口，所述晶狀體碎片是通過慢激光束(大F/#)來完成的；
[0042]圖17B是晶狀體破碎過程中切割橫向圓弧狀切口時，激光焦點繪出的圓形路徑典型實施例；
[0043]圖18是本發明光束傳遞光學系統第六個實施例示意圖； [0044]圖19是本發明光束傳遞光學系統第七個實施例示意圖；
[0045]圖20是本發明光束傳遞光學系統第八個實施例示意圖；
【具體實施方式】
[0046]需要注意的是，為了理解本發明的某些性質，圖1是光束示意圖，如高斯光束100。光束腰(beam waist) W。和雷利長度(Rayleigh range) Zk是決定光致破裂位點的兩個關鍵參數，額外熱效應圍繞光束焦點。光束腰與光束F/#成正比，因此光束腰處的峰值空間福照度(peak spatial irradiance)與F/#的平方成反比。高斯光束的雷利長度被定義為沿著激光束(Z軸)從光束腰到光束擴大位點的距離的算術平方根，與光束腰的平方成正t匕。因此，雷利長度與F/#的平方成反比。需要注意的是，遠離光束腰的雷利長度處，峰值輻照度下降為光束腰處峰值輻照度的一半。如上述所述，高F/#光束的雷利長度和光束腰比低F/#光束的雷利長度大，如圖2所示。
[0047]如圖3陰影區所示，有兩個感興趣的區域與在眼睛200內形成切口相關-角膜202和晶狀體204。在角膜202的三維操作空間A (參見圖3中角膜202的虛線區域(hashedline area))中形成切口的情況下，由于極小范圍內的高精度和切割復雜圖形的能力是切割角膜(透明角膜切口 -CCIs，角膜緣松懈切口 -LRIs，角膜瓣(flaps))的關鍵因素，需要減小激光束的雷利長度和光束腰。更短的雷利長度降低了切口的深度，該切口由Z軸上單個激光脈沖形成，根據長度和Z軸上的位置增加了定位LRI切口的精確度。Z軸上LRI的精確度非常重要，使得LRI可以被定位在離內皮(endothelium)相對近的地方，而沒有完全切穿角膜進入前房(anterior chamber)的風險。在CCIs的情況下,更短的雷利長度可以切割出更復雜更精確的圖形，如通過包含Z軸的平面形成的橫切面中所示的圖形。該圖形是有益處的，因為它們在白內障手術后幫助愈合CCI。另外，具有更短雷利長度的光束輻照度隨著來自光束腰Z軸下降地更快，由于熱效應，其允許在角膜基質內切割而不損壞上皮或內皮。基于上述使用更短雷利長度光束的優勢，優選使用低F/#光束在角膜202中形成切口。
[0048]在囊切過程中，在晶狀體204前囊203附近的三維操作空間B(參見圖3中晶狀體204前囊203附近的虛線區域(hashed line area))中形成切口的情況下,為了盡可能減小對靠近囊切切口的前囊區域的潛在間接傷害，應當減小激光束的雷利長度和光束腰。在一個典型的激光束進行的囊切中，激光脈沖被引導到圓柱圖形(其直徑等于所需的囊切直徑)中，從晶狀體204開始，接著到前囊203，穿過前囊203向著前房206移動。更短的雷利長度和更小激光束腰確保當激光束腰聚焦在前囊203的后部或前部時，更少的能量密度落到靠近囊切切口的前囊區域，這樣保護了切口周圍的囊的彈性，因此提高了切口周圍的囊的強度。更小激光束腰也使得更少的激光能量被用于囊切，確保切口更干凈，進一步提高了切口周圍的前囊203的強度。囊切周圍堅固的囊組織減少了撕囊過程中前囊203中不必要的撕裂的可能性，在白內障手術中提高了人工晶體(intra-ocular lens)定位的精確度,這是手術成功的一個關鍵因素。基于上述使用更短雷利長度和更小光束腰的優勢，優選使用低F/#光束在前囊203中形成切口。
[0049]當切割晶狀體204的三維工操作空間C (參見圖3中晶狀體204的虛線區域)時，與角膜切口的情況相比，激光束需要穿過更多變化的或未知屬性的組織。這導致光束的可預測折射更少，因此可預測像差更少，其不能在光學設計中作出說明，因此將會存在未校正的相差。因此，一般在晶狀體形成切口(碎裂(fragmentation)和囊切)的情況下,或特別是在空間C形成切口的情況下，更合適使用高F/#光束，因為高F/#光束像差的敏感度更低，像差是由不同患者的眼睛幾何體(前房深度、厚度以及角膜和晶狀體的曲率半徑)以及晶狀體204的折射率不同引起的。
[0050]同樣，因為碎裂和囊切的典型切割圖形復雜度更低，其要求的精度比角膜切口要求的精度相對低一些。角膜切口需要控制深度(Z軸上)為幾十微米或大約為角膜202厚度的5%，晶狀體切口需要控制Z值在幾百微米的范圍內或大約為晶狀體厚度的5%。
[0051] 上述討論涉及期望用低F/#光束在角膜202中形成切口和用高F/#光束在晶狀體204中形成切口，圖4顯示了一種光束傳遞光學系統實施例，該光束傳遞光學系統可以用兩種類型的光束形成切口。特別地，激光束302由激光源304產生，通過反光鏡306、308被引導到光開關310。光開關310包括λ/2波片(wave plate) 312和偏振分束器立方(PBSC，polarization beam splitter cube) 314。以一定的角度旋轉λ/2波片使入射線性極化光束(incident linearly polarized beam)的偏振光(polarization)以兩倍所述角度旋轉，所以光開關310中的λ /2波片312作為偏振旋轉器。通過使偏振光平行于偏振反光表面的平面，PBSC反射所有光線，通過使偏振光相對于反射的偏振光旋轉90°，PBSC發射所有光線。如上所述，由于激光束302是線性極化的,在第一位置(a first position)旋轉λ /2波片312使得激光束302完全穿過PBSC314，沿著系統300的快速路徑319而不是慢速路徑316穿行。相對于第一位置以45°旋轉λ /2波片312使得激光束302被PBSC314完全反射，并指向反光鏡318，從而使得激光束302沿著慢速路徑316而不是快速路徑319穿行。因此，光開關310在快速路徑319和慢速路徑316之間轉換激光束302，其中在切割過程中每次只使用一條路徑。當λ /2波片312旋轉45°以在快速路徑319和慢速路徑316之間轉換時，激光將被切斷。所以在激光束被“切斷”以實現兩條路徑間完全轉換的過程中，將會有短暫延時。[0052]在快速路徑319中，激光束302通過光束擴大器(beam expander)320被擴大，其擴大倍數等于沿著慢速路徑316傳遞的光束的F/#和沿著快速路徑319傳遞的激光束的F/#之間的比率。光束的擴大相當于擴大入射光瞳(entrance pupil)的直徑D,所以F/#減小了。因此，光束擴大器320作為F/#變換元件。需要注意的是，選擇激光擴大器320的特定放大倍數需要考慮到慢速路徑中的光束沒有被擴大這一事實。然后，擴大的激光束322被引導穿過第二 PBSC324，傳遞到x-y掃描儀326。χ-y掃描儀326被用于以已知的方式引導光線穿過掃描透鏡到達眼睛的特定區域。來自x-y掃描儀的光線穿過掃描透鏡系統(scanlens system)328聚焦,其穿過非球面病人界面設備330使掃描激光束聚焦到人眼中。在穿過掃描透鏡系統328后，該光束隨后被引導到非球面病人界面設備330，非球面病人界面設備330與正在進行手術修復的眼睛200的角膜202接觸。然后，激光束被引導到角膜202，在角膜202中按照預定的圖形切割切口。關于光束擴大器320、掃描透鏡系統328和非球面病人界面設備330的具體細節將會稍后在本申請中進行說明。
[0053]當光開關310沿著慢速路徑316引導光線時，激光束穿過具有可變輸出射束發散(output beam divergence)的z掃描無焦光學系統(z-scanning afocal optical system)332。當輸出射束發散在其最小值時，無焦光學系統332的放大倍數為I。在慢速路徑316中需要該無焦光學系統332，以通過改變激光束的發散在眼睛200的縱軸(這里定義為z軸)中完成掃描。如圖4所示，快速路徑319和慢速路徑316(通過反光鏡333)被第二偏振分束器立方(PBSC) 324重新組合,兩者都被傳送到水平x-y掃描儀(horizontal χ-y scanner)326。
[0054]需要注意的是，由于偏振光與兩個PBSC的反射面平行，PBSC314和324的操作是這樣的:所有被PBSC314反射進入慢速路徑的光將會被PBSC324反射回χ-y掃描儀/掃描透鏡的視軸(optical axis)。同樣，所有PBSC314發射的光將通過PBSC324發射。使用PBSC的優勢是經過系統的功率損耗最小，因此它們發射或反射所有光線。
[0055]在慢速路徑316和激光束離開PBSC324被發送到χ-y掃描儀儀326的情況下，來自x-y掃描儀326的激光束接著被發送到掃描透鏡系統328。當光束被引導穿過慢速路徑316時，掃描透鏡系統328中的所有元件被固定和設置以產生最深的切口。掃描透鏡系統328中的低F/#掃描激光束334接著被引導穿過非球面病人界面設備330到達晶狀體204，在晶狀體204中根據預定的圖形切割切口。關于z掃描無焦光學系統332的細節將稍后在本發明中說明。
[0056]圖5顯不了用于圖4中的非球面接口設備330的光束傳遞光學系統(beamdelivery optical system) 300的一個實施例。尤其是,彎月非球面精密玻璃模制透鏡(meniscus aspheric precision glass molded lens) 400 可以用于設備 300,且放在接觸角膜202的前表面206的位點處。需要注意的是，設備300最初應該放在剛剛接觸角膜中心的位置，其中如有必要，可以進行x-y調整。一旦被居中，即通過抽吸(suction)提起異色邊緣，直到異色邊緣接觸透鏡400。當精度是重要因素時，優先采用通過精密玻璃模制方法制備的透鏡400，該方法是一種非常合適的高產量生產制造方法。透鏡400可以被直接成型成金屬座(metal holder),或者在透鏡成型后在透鏡周圍注塑成型一個塑料座(plasticholder)。已知幾個制造商采用這種制造工藝,例如佛羅里達州的ightPath of Orlando和紐約的 RPO-Rochester Precision Optics of Rochester。透鏡 400 具有以下特征:1 )2mm中心厚度；2)彎月形狀；3)BK-7玻璃；以及4)18mm直徑。其他的可塑造玻璃，包括抗輻射玻璃，例如摻雜Ce的玻璃，可以用于透鏡400。需要注意的是，玻璃的尺寸和類型可以在不脫離本發明思想的基礎上改變。
[0057]透鏡400的頂(凸狀)表面402是非球面的，通過偶次非球面方程(even-asphericequation)進行描述。透鏡400的底表面(bottom surface) 404也是非球面的，通過二次曲線方程進行描述。透鏡400使得角膜202相對于光線傳遞光學系統的其他部分(居中、傾斜、深度)精確定位，且在手術切口的形成過程中，提供角膜202前表面固定和已知的形狀。角膜前表面半徑范圍大約是7.00~8.65mm,大概圓錐常數K=-0.2。角膜202不是平面的，而是一個具有稍大半徑和類似圓錐常數(例如R=9mm，K=-0.2)的表面。接觸角膜202的底表面404部分的圓錐形狀類似于角膜202的半徑一樣向著異色邊緣有自然的輕微增長，因此減少了角膜202中折痕的可 能性或減少了玻璃透鏡404和角膜202中含有空氣的可能性。該界面另一個非常重要的優勢是將成模透鏡400的前非球面402作為“物鏡”使用的能力。因為該非球面402非常接近角膜202中的操作空間，當用低F/#激光束336在不同徑向位置和不同深度切割切口 202時，其與掃描透鏡系統328的結合在減少像差，比如散光和彗差方面非常有效。另外，可以產生低F/#激光束，直接將其發送到接觸眼睛角膜的透鏡400。當用低F/#激光束切割切口 202時，該透鏡400本身可以減少像差的影響。
[0058]關于掃描透鏡系統328，其實施例如圖6所示。特別地，掃描透鏡系統328包括四個透鏡502、504、506和508,該四個透鏡被包含在一個透鏡裝置殼體(lens mechanicalhousing)中(未顯不)。中間透鏡504和506相對于彼此和殼體固定,彼此間隔約0.5mm。外透鏡502和508彼此間隔約46mm，且能夠同步移動約2.5mm。當透鏡502和508 —起移動約2.5mm到達低F/#激光束的z掃描時，透鏡502和透鏡504間的距離在9mm和6.5mm之間變化。如圖6所示，透鏡508后表面的邊緣距離透鏡400的前表面402約38mm。另外，透鏡502前表面的邊緣距離掃描透鏡系統328的入射光瞳510約30mm，其允許在掃描透鏡系統328的入射光瞳上放置x-y掃描儀326的旋轉中心，該旋轉中心具有30mm的孔徑。
[0059]需要注意的是，透鏡502是具有負光焦度(negative power)的粘合雙合透鏡(doublet，焦距約為-250毫米)，由中心厚度約為5毫米的負彎月透鏡與中心厚度約為12毫米的正彎月透鏡粘合在一起形成。透鏡504是具有正光焦度(positive power)的粘合雙合透鏡(焦距約為270毫米)，由中心厚度約為6毫米的負彎月透鏡與中心厚度約為18毫米的正雙凸透鏡粘合在一起形成。透鏡506是彎月形狀的具有正光焦度的單透鏡(singlet)(焦距約150毫米)，中心厚度約為12毫米。透鏡508是彎月形狀的具有正光焦度的單透鏡(singlet)(焦距約100毫米)，中心厚度約為11毫米。所有透鏡502,504,506和508的直徑小于約72毫米。
[0060]在操作中，掃描透鏡系統328的有效焦距約為45臟，入射光瞳510約為30mm。當從快速路徑接受激光束時，當覆蓋如圖3所定義的角膜202中的全三維操作空間A時(最大切割直徑13mm)，掃描透鏡系統能夠328傳遞F/1.5激光束到角膜202中，且保持大于約0.8的斯特列爾比(Strehl-Ratio)(斯特列爾比被定義為像差焦點的空間峰值輻照度相對于無像差焦點的峰值輻照度的比值)。在外科手術中，x-y掃描儀326、掃描透鏡系統328和病人界面裝置(patient interface device) 330相對于彼此靜止。利用掃描透鏡系統328,通過沿Z軸同時前后移動透鏡502和508 (作為一個共同體)對快速路徑的激光束進行垂直掃描(在Z軸方向)。當透鏡502和508移動時，透鏡504和506相對于透鏡裝置殼體(lensmechanical mount)固定。需要注意的是,掃描透鏡系統328可能包括驅動器(電動機),透鏡502和508 —起被安裝在驅動器上。所述電動機能安裝在掃描透鏡系統328上，掃描透鏡系統328相對于眼睛200和x-y掃描儀326固定不動。在從快速路徑接收激光束的情況下，掃描透鏡系統328中透鏡502和508軸向運動的結合、χ-y掃描角度以及用作病人界面設備330的非球面透鏡400允許在角膜所需的三維操作空間A的不同點處定位聚焦光束腰。另外，非常需要注意的是，與非球面病人界面設備330結合的掃描自動校正隨角膜202內焦點位置而變化的像差。
[0061]在慢速路徑上，所述系統傳遞F/4激光束到如圖3所定義的晶狀體操作空間B。在慢速路徑結構中，掃描透鏡系統328內的移動元件相對應最深的角膜切口保持在固定位置，通過改變由無焦(afocal)系統332產生的光束的發散度(divergence)進行Z軸方向的掃描。在慢速路徑316上進行光束Z向掃描的無焦系統332的光學裝置如圖7A-B所示。如圖7B所示，無焦系統332包括負透鏡600和604，正透鏡602和606。透鏡602和606固定在一個機械殼體上，它們的間隔距離為21mm。
[0062]需要注意的是，透鏡600是焦距約為-30mm，中心厚度約為2mm的負彎月單透鏡(negative meniscus singlet)。透鏡602是焦距約為20mm,中心厚度約為3_的正雙凸單透鏡(positive b1-convex singlet)。透鏡604是焦距約為10mm,中心厚度約為1.5mm的負雙凸單透鏡(negative b1-concave singlet)。透鏡606是焦距約為35mm,中心厚度約為3mm的正彎月單透鏡(positive meniscus singlet)。透鏡600和透鏡602之間的距離約為9mm。透鏡600和604相對于透鏡602和606相互同步移動的總位移量約為6mm。透鏡600，602，604和606的特有布置和相對運動構成光學變焦結構(optical zoomconfiguration),該結構使得Z向掃描無焦系統332進一步遠離掃描透鏡系統328 (當與已知的Z向掃描無焦系統結構相比，已知的無焦系統包括商用的兩元(two-element Galileantelescope)伽利略望 遠鏡，兩元伽利略望遠鏡包括正元件和負元件，其中負元件相對于正元件移動)，而在整個Z掃描范圍上的圖像平面內仍保持恒定的F/#。由于各種機械限制，例如第二 PBSC324的尺寸和x-y掃描儀326的尺寸，使無焦系統332遠離掃描透鏡系統328是有利的。當散光度增加時，光學變焦(optical zooming)有助于增加與掃描透鏡系統328的間距，減少無焦系統332的輸出光束，以保持掃描透鏡系統328輸入處的光束直徑一定程度上恒定。因此當在Z向掃描時，從掃描透鏡出來的光束的F/#保持不變。
[0063]需注意，也可能有用于雙光束傳遞光學系統的其它實施例。所述光學系統的一個實施例是圖8所不的光束傳遞光學系統700。光束傳遞光學系統700的結構和圖4中的光束傳遞光學系統300類似。特別是，激光束302由激光源304產生，通過反光鏡306、308傳遞到光開關310。與λ /2波片312和圖4中的PBSC314相反，所述系統700使用能夠旋轉到第一位置的轉鏡(turning mirror) 702,從而使得激光束302被傳遞到反光鏡318和慢速路徑，從而使得它能夠被無焦系統332以如圖4實施例所示的方式處理。旋轉轉鏡702使得激光束302被反光鏡704反射，傳遞到快速路徑，被光束擴大器320以圖4實施例所示的方式處理。
[0064]如圖8所示，快速路徑激光束被反光鏡708轉向到第二轉鏡706，所述第二轉鏡706位于第一位置以反射快速路徑激光束到x-y掃描儀326。類似的，慢速路徑激光束被反光鏡333轉向到轉鏡706，所述轉鏡706位于第二位置以反射慢速路徑激光束到χ-y掃描儀326。慢速路徑和快遞路徑激光束被無焦系統332、x-y掃描儀326、掃描透鏡328以及非球面病人界面裝置330以圖4實施例所示的方式掃描和處理。
[0065]需要注意的是，在操作中，反光鏡702和706的旋轉是同步的，從而使得激光束302僅穿過快速路徑319或慢速路徑316。此外，在反光鏡702和706的旋轉過程中，激光束302被停止或激光束304被關閉。
[0066]也可能有圖8所示的光開關310的其他實施例。例如，反光鏡702和706能夠被聲光偏轉器(acusto-opto deflectors)、自適應光學偏轉器或常規的分束器(例如，50/50分束)替代。如果使用常規的分束器，部分激光束302將會同時出現在快速路徑319和慢速路徑316上。每個快速路徑和慢速路徑上都有開關(shutter),從而在隨時關閉其中一個時，激光束將繼續穿行而不被關閉。 [0067]如之前圖4和圖8所示的系統300和700的操作原則是在不同路徑上分離快速和慢速激光束。如圖9和圖10所示，有可能在共同路徑上產生快速和慢速激光束。關于圖9所示的實施例，光束傳遞光學系統800包括由激光源304產生的激光束302，通過反光鏡306,308傳遞到可變的發散無焦系統332。如圖9所示，激光束302通過可變的孔徑802變化，孔徑802能夠定位在單一路徑的不同位點。在操作中，可變的孔徑802被控制以具有第一孔徑大小，第一孔徑大小產生的激光束的F/#值類似于圖4和圖7的系統300和700的慢速路徑上的激光束。可變的孔徑802也可以被控制以具有第二孔徑大小，第二孔徑大小產生的激光束的F/#值類似于圖4和圖7的系統300和700的快速路徑上的激光束。在形成特定的激光束(快速或慢速)后，激光束以類似于之前描述的圖4和圖7的系統300和700的方式穿過x-y掃描儀326、掃描透鏡系統328以及非球面病人界面裝置330。
[0068]需要注意的是，在圖10所示的另一個實施例中，光束傳遞光學系統900與圖9的系統800相同，其中可變的孔徑802被放大倍數可變的光束擴大器902替代，例如由新澤西州的 Special Optics of Wharton 制備和銷售的型號為 VIS-NIR56 O-30-1-4 x - λ 和
2-8Χ-Λ的電動變焦光束擴大器。與圖9所示的改變孔徑大小以產生不同F/#的激光束不同，光束擴大器902改變激光束的放大倍數以具有不同的F/#值。因此，系統900的操作方式與系統800類似。
[0069]實施例光束傳遞光學系統1000能夠同時利用圖11所示的低low F/#光束(在角膜202和前囊203形成切口)和高low F/#光束(在晶狀體204形成切口)在角膜202、前囊203、晶狀體204形成切口。特別地，激光束302由激光源304產生，然后通過反光鏡306、308傳遞到光開關310。光開關310包括λ/2波片312和偏振分束器立方(PBSC)314。以一定的角度旋轉λ/2波片使入射線性極化光束(incident linearly polarized beam)的偏振光(polarization)以兩倍所述角度旋轉，所以光開關310中的λ/2波片312作為偏振旋轉器。通過使偏振光平行于偏振反光表面的平面，PBSC反射所有光線，通過使偏振光相對于反射的偏振光旋轉90°，PBSC發射所有光線。如上所述，由于激光束302是線性極化的，在第一位置(first position)旋轉λ/2波片312使得激光束302完全穿過PBSC314，沿著系統300的快速路徑319而不是慢速路徑316穿行。相對于第一位置以45°旋轉λ /2波片312使得激光束302被PBSC314完全反射，并指向反光鏡318，從而使得激光束302沿著慢速路徑316而不是快速路徑319穿行。因此，光開關310在快速路徑319和慢速路徑316之間轉換激光束302，其中在切割過程中每次只使用一條路徑。當λ /2波片312旋轉45°以在快速路徑319和慢速路徑316之間轉換時，激光將被切斷。所以在激光束被“切斷”以實現兩條路徑間完全轉換的過程中，將會有短暫延時。
[0070]在快速路徑309中，當激光束聚焦在三維操作空間A或B(圖3所示的角膜202的虛線區域A和圖3所示的晶狀體204的前囊203附近的虛線區域B)不同深度和不同徑向位置時，激光束302穿過自適應光學裝置1001，自適應光學裝置1001被設計用于自動校正透明材料或組織之間各種界面反射的激光束引起的像差。在被自適應光學裝置1001校正后，激光束302被光束擴大器320擴大，其擴大倍數等于沿著慢速路徑316傳遞的光束的F/#和沿著快速路徑319傳遞的激光束的F/#之間的比率。光束的擴大相當于擴大入射光瞳的直徑D，所以F/#減小了。因此，光束擴大器320作為F/#變換元件。需要注意的是，選擇激光擴大器320的特定放大倍數需要考慮到慢速路徑中的光束沒有被擴大這一事實。然后，離開光束擴大器320的擴大的激光束322被傳遞穿過第二 PBSC324，傳遞到χ-y-z平移裝置(x_y_z translation device) 1003o χ-y-z平移裝置1003沿著旋轉光學系統1002的旋轉軸1004轉遞來自于快速路徑319或慢速路徑316的激光束到旋轉光學系統1002。x-y-z平移裝置1003被用于在眼睛200所需x-y坐標中居中圓形切口圖形1006。χ-y-z平移裝置1003還被用于沿著Z軸在眼睛200所需的深處移動或掃描聚焦的激光束334。激光束322被x-y-z平移裝置1003轉遞到旋轉光學系統1002，旋轉光學系統1002使激光束334在正在手術修復的眼睛內聚焦。通過掃描透鏡系統328聚焦的低F/#激光束334隨后被旋轉光學系統1002傳遞到角膜202或前囊203中，在角膜202或前囊203中按照預定的圖形形成切口。關于自適應光學裝置1001、x-y-z平移裝置1003旋轉光學系統1002的具體細節將會稍后在本申請中進行說明。
[0071]當光開關310沿著慢速路徑316引導光束時，激光束302被控向鏡面(steeringmirror) 318和333重新引導到第二偏振分束器立方(PBSC) 324。如圖11所示，快速路徑319和慢速路徑316被第二 PBSC重新結合在一起，均被傳送到x_y_z平移裝置1003，x-y-z平移裝置1003沿著旋轉軸1004進一步轉遞激光束到旋轉光學系統1002。被旋轉光學系統1002聚焦的高F/#激光束隨后被傳遞到晶狀體204，在晶狀體204中按照預定的圖形形成切口。需要注意的是，由于穿過慢速路徑316形成的聚焦激光束336具有更高的F/#，并且因為更高F/#對眼睛內光束336各種反射引起的像差不敏感，沒有必要采用自適應光學裝置校正像差，類似于穿過快速路徑319形成的聚焦激光束334的情況。
[0072]需要注意的是，由于偏振光與兩個PBSC的反射面平行，PBSC314和324的操作是這樣的:所有被PBSC314反射進入慢速路徑的光將會被PBSC324反射回χ-y-z平移裝置1003的視軸(optical axis)。同樣，所有PBSC314發射的光將通過PBSC324發射。使用PBSC的優勢是經過系統的功率損耗最小，因此它們發射或反射所有光線。
[0073]用于圖11所示的光束傳遞光學系統的自適應光學裝置1001的優選實施例如圖12A所示。特別地,變形反射鏡(deformable mirror, DM) 1108可以用作自適應光學元件。變形反射鏡可以從幾個生產商那里買到，比如法國的Imagine Optic of Orsay和馬薩諸塞州的 Boston Micromachines Corporation of Cambridge。參考圖 12A,來自于 PBSC314 的輸入激光束1102通過PBSCl 104進入自適應光學裝置1001，使得光束沿著垂直于DMl 108表面的路徑穿過四分之一波片(quarter wave-plate (QffP) ) 1106。QWP1106的功能是將輸入光束1102的線性偏振光轉換成圓形偏振光，在被DM1108反射回來之后，QWP1106再將圓形偏振光轉換回線性偏振光。但是，經過QWP1106兩次轉換之后，輸出光束1110的線性偏振相對于輸入光束1102的線性偏振旋轉了 90°，所以輸出光束1110從PBSC1104的另一個面離開。本實施例的優勢在于激光束垂直于DM1108傳遞，最大化了 DM1108的動態范圍。
[0074]在另一個實施例中，圖12B所示的自適應光學裝置100可用于圖11所示的光束傳遞光學系統1000，其中輸入光束1102被第一反射表面1212反射進入DM1108，然后進一步被反射進入第二反射表面1214，第二反射表面1214反射輸出光束1110。
[0075]需要注意的是，DM1108可以被其他類型的自適應光學元件替代，例如從哥倫比亞的Boulder Nonlinear Systems of Lafayette購買的液晶空間光調制器。還需要注意的是，自適應光學裝置1001、100在圖11的光束傳遞光學系統1000中的位置可以變動，而不脫離本發明的保護范圍。例如，自適應光學裝置1001、100可以被放置在激光束304和光開關310之間的沿著激光束路徑的任何地方，快速路徑319中沿著激光束的光束擴大器前后任何地方或者沿著激光束的PBSC324和旋轉光學系統1002之間的任何地方。
[0076]x-y-z平移裝置1003的優選實施例如圖13所示。來自于慢速路徑316或快速路徑319的輸入光束1302平行于第一線性位移平臺(translation stage)1304移動的X軸進Λ x-y-z平移裝置1003，然后被安裝在第一位移平臺1304上面的第一反光鏡1306以90°角反射。被第一反光鏡1306反射后，激光束1302平行于第二線性位移平臺(translationstage) 1308移動的X軸穿行，然后被安裝在第二線性位移平臺1308上面的第二反光鏡1310以90°角反射。第二線性位移平臺1308安裝在第一線性位移平臺1304的上面。如圖13所示，孔徑1312形成在第二線性位移平臺1308的中心，以使得被反光鏡1310反射的光束1302通過。在被第二反光鏡1310反射以后，光束1302平行于第三線性位移平臺1314移動的Z軸運行，穿過第三線性位移平臺1314的開口，且沿著旋轉光學系統1002的旋轉軸。移動的X、y和z軸 相互垂直。
[0077]x-y-z平移裝置可能有其他實施例。例如，圖13所示的χ-y-z交錯的線性位移平臺可以被自動化的六足結構(hexapod structure)替代,激光束能夠被鉸接光學機械臂(articulated opto-mechanical arm)轉遞到旋轉光學系統1002,鉸接光學機械臂使得激光束在x-y-z方向上平移。另外一種平移激光束的方法是去掉x-y-z平移裝置1003，將整個激光系統(包括激光源和旋轉光學系統)安裝在一個能夠在x-y-z方向上移動的平臺上。
[0078]旋轉光學系統1002的優選實施例如圖14所示。旋轉光學系統的第一三個反光鏡1402、1404、1406相對于旋轉平臺1408固定(另一個實施例是這三個固定的反光鏡可以是具有三個反光表面的多面的棱鏡)。第四個反光鏡1410和聚焦透鏡1412 —起被安裝在徑向位移線性平臺1414上(總移動范圍為7-8mm)，徑向位移線性平臺1414被安裝在旋轉平臺1408上。來自于快遞路徑319或慢速路徑316的激光束被χ-y-z平移裝置1003沿著旋轉軸轉遞到旋轉光學系統1002。如圖14所示，激光束被第一三個反光鏡1402、1404、1406反射，轉遞進入第四反光鏡1410，反光鏡1410引導激光束穿過聚焦透鏡1412。當徑向位移線性平臺1414處于O位點，而旋轉平臺運動時，激光束的焦點保持固定不動。當徑向位移線性平臺1414沿遠離旋轉軸的方向移動R距離，而旋轉平臺1002運動時，激光束的焦點畫出半徑為R的圓形1330。
[0079]使用旋轉光學系統1002中的徑向位移線性平臺1414和x-y-z平移裝置1003中的Z線性平臺， 可以在眼睛內任意徑向位置和Z深度(在線性移動平臺的范圍內)形成關于旋轉軸旋轉對稱的切口。因此，本發明描述的眼科激光系統在角膜和晶狀體前囊(比如CCIs、LRIs和囊切開術)形成切口方面是完美的，切口通常是關于角膜軸線或晶狀體前囊軸線旋轉對稱的圖形。圖15顯示了典型的弧形切口的俯視圖，該切口是通過快速路徑319形成形成激光束的情況下，沿著一個或多個圓形圖形切割的。
[0080]但是，上述所提到的眼睛內的切口都是通過快速激光束切割的，因此，不得不利用自適應光學裝置1001、100以及眼睛內光束焦點(腰)的實時定位校正激光束的像差。在將要治療的眼睛的三維生物統計被計算后(所有位點，厚度以及角膜、前囊和晶狀體的曲率)，將所有切口的預期圖形設定到系統中。然后，基于生物統計學和所設定的切口圖形，理論上計算由于透明組織反射而引起的激光束光學像差，并在三位空間標注出來。激光束的像差將會隨著Z方向焦點的位置(由X-y-z平移裝置1003中的Z平臺1314控制)、徑向位移(由旋轉光學系統1002的徑向位移線性平臺1414控制)以及方位角(由旋轉平臺608的位置控制)而變化。自適應光學系統1001、100隨后被設定根據激光束相對于所計算的生物統計數據的三維聚焦位點實時校正像差。圖16A是無像差波前被傳遞到光學系統，在穿過覆蓋窗口(cover window)、角膜和眼睛其他位點后，在到達焦點前導致像差波前的示意圖。圖16B是快速路徑形成的激光束被各個透明組織反射后引起的像差被自適應光學設備校正的示意圖。需要注意的是，自適應光學設備1001、100不得不實時動態改變補償波前，以跟隨治療眼睛內聚焦的激光束像差的改變，所述像差具有相對位點。
[0081]在晶狀體碎片切口(fragmentation cuts)的情況下，切口是由慢速激光束(大F/#)產生的，如圖17A所示，橫向弧形切口通常和圓形切口一起使用以形成餡餅狀的片段(見靠近圖形中心的三角形狀片段)和矩形狀片段(見遠離圖形中心的片段)。形成圖17A的圓形切口的可能的方法是關掉激光，通過x-y-z平移裝置1003移動旋轉光學系統1002的軸線，使得它與眼睛的軸線相一致。接下來，通過移動徑向移動平臺1414控制光學系統1002發射的激光束(334或336)的徑向位置。然后，通過χ-y-z平移裝置1003的線性移動平臺1314控制激光束焦點的z位點。一旦徑向和z位點被設定,激光即被打開,旋轉平臺1408的全旋轉導致眼睛特定深度處圓形切口的形成。通過改變聚焦激光束在眼睛內的深度以及通過移動線性移動平臺1314和旋轉平臺1408改變徑向半徑而形成其他圓形切口。
[0082]需要注意的是，在操作中，反光鏡1502和1506的旋轉是同步的，從而使得激光束302僅僅穿過快速路徑319或慢速路徑316。此外，在反光鏡1502和1506的旋轉過程中，激光束302被停止或激光束304被關閉。
[0083]也可能有圖15中的光開關310的其他實施例。例如，反光鏡1502和1506能夠被聲光偏轉器(acusto-opto deflectors)、自適應光學偏轉器或常規的分束器(例如，50/50分束)替代。如果使用常規的分束器，部分激光束302將會同時出現在快速路徑319和慢速路徑316上。每個快速路徑和慢速路徑上都有開關(shutter),從而在隨時關閉其中一個時，激光束將繼續穿行而不被關閉。
[0084]如之前圖11和圖18所示的系統1000和1500的操作原則是在不同路徑上分離快速和慢速激光束。如圖19和圖20所示，有可能在共同路徑上產生快速和慢速激光束。關于圖19所示的實施例，光束傳遞光學系統1600包括由激光源304產生的激光束302，通過反光鏡306、308傳遞到自適應光學裝置1001、100以及光束擴大器320。如圖19所示，激光束302通過可變的孔徑1602轉變，孔徑1602能夠定位在單一路徑的不同位點。在操作中，可變的孔徑1602被控制以具有第一孔徑大小，第一孔徑大小產生的激光束的F/#值類似于圖11和圖18的系統1000和1500的慢速路徑上的激光束。可變的孔徑1602也可以被控制以具有第二孔徑大小，第二孔徑大小產生的激光束的F/#值類似于圖11和圖18的系統1000和1500的快速路徑上的激光束。在形成特定的激光束(快速或慢速)后，激光束以類似于之前描述的圖11和圖18的系統1000和1500的方式穿過χ-y-z平移裝置1003和旋轉光學系統1002。
[0085]需要注意的是，在圖20所示的另一個實施例中，光束傳遞光學系統1700與圖19的系統1600相同，其中可變的孔徑1602被放大倍數可變的光束擴大器1702替代，例如由新澤西州的Special Optics of Wharton制備和銷售的型號為VIS-NIR56 O-30-1-4 x - λ和2-8Χ-λ的電動變焦光束擴大器。與圖19所示的改變孔徑大小以產生不同F/#的激光束不同，光束擴大器1702改變激光束的放大倍數以具有不同的F/#值。因此，系統1700的操作方式與系統1600的操作方式類似。需要注意的是，激光擴大器1700也可以被安置在激光源304之內，激光源304和反光鏡306之間，反光鏡306和308之間或反光鏡308與自適應光學設備1001、100之間。
[0086]本發明的技術人員可以對本發明的實施例進行等同變換而不脫離本發明的保護范圍。因此，本發明的保護范圍不限于所公開的具體實施例，依據本發明的思想所做出的改進均在本發明的保護范圍內。例如，可以使用其他的光學元件以實現圖4、8-11以及18-20中快速和慢速路徑的轉換。此外，其他的光學配置和/或元件可用于圖4、8-11、14、18-20中的部件332、328和/或1002，而不脫離本發明的保護范圍。
【權利要求】
1.一種激光系統,包括: 產生激光束的激光源； 接收所述激光束且選擇性地將所述激光束發送到快速路徑或慢速路徑的光開關，其中所述快速路徑中的所述激光束有第一 F/#，所述慢速路徑中的所述激光束具有第二 F/#，所述第二 F/#的值高于所述第一 F/#的值； 位于所述慢速路徑中且接收來自所述光開關的所述激光束的無焦光學系統； 接收來自所述慢速路徑的第一激光束或來自所述快速路徑的第二激光束的χ-y掃描儀； 接收來自所述χ-y掃描儀的掃描激光束的掃描透鏡系統，所述掃描透鏡系統僅在所述掃描激光束由所述快速路徑中的所述激光束產生的情況下對所述掃描激光束進行Z-掃描；以及 接收來自所述掃描透鏡系統的激光束的非球面病人界面設備。
2.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的光開關包括彼此相連的λ/2波片和偏振分束器立方。
3.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的光開關包括轉鏡，所述轉鏡能夠旋轉到第一位置從而使得所述激光束被引導到所述慢速路徑，所述轉鏡能夠旋轉到第二位置從而使得所述激光束被引導到 所述快速路徑。
4.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的光開關包括聲光偏轉器。
5.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的光開關包括自適應光學偏轉器。
6.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的光開關包括常規的分束器。
7.如權利要求1所述的激光系統，進一步包括位于快速路徑中的光束擴大器，所述光束擴大器接收來自所述光開關的所述激光束。
8.如權利要求7所述的激光系統，其中所述光束擴大器產生的激光束的放大倍數等于第一 F/#與第二 F/#的比值。
9.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的非球面病人界面設備與眼睛角膜接觸，并引導所述掃描透鏡系統中的激光束到I)所述角膜，僅在所述掃描激光束由所述快速路徑中的所述激光束產生的情況下；或者2)所述眼睛的晶狀體，僅在所述掃描激光束由所述慢速路徑中的所述激光束產生的情況下。
10.如權利要求9所述的激光系統，其中所述的非球面病人界面設備包括彎月非球面精密玻璃模制透鏡。
11.如權利要求10所述的激光系統，其中所述彎月非球面精密玻璃模制透鏡具有以下特征:a) 2mm中心厚度；b)彎月形狀；c) BK-7玻璃；以及d) 18mm直徑。
12.如權利要求10所述的激光系統，其中所述的非球面病人界面設備包括用偶次非球面方程進行描述的頂表面以及用二次曲線方程進行描述的底表面。
13.如權利要求9所述的激光系統，其中當利用來自所述快速路徑的激光束在所述角膜的不同徑向位置和不同深度切割所述角膜時，所述的掃描透鏡系統和所述非球面病人界面設備減少了像差，如散光和彗差。
14.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的掃描透鏡系統包括彼此相連的第一透鏡、第二透鏡、第三透鏡和第四透鏡。
15.如權利要求14所述的激光系統，其中所述的第二透鏡和第三透鏡位于所述的第一透鏡和第四透鏡中間，其中所述第二透鏡和第三透鏡相對于彼此靜止，所述第一透鏡和第四透鏡能夠相對于所述第二透鏡和第三透鏡同步移動。
16.如權利要求15所述的激光系統，其中所述的掃描透鏡系統進一步包括驅動器，以同步移動所述第一透鏡和所述第四透鏡。
17.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的無焦光學系統通過改變所述慢速路徑中的所述激光束的發散度對所述眼睛進行Z-掃描。
18.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的無焦系統包括:第一負透鏡、第二負透鏡、第一正透鏡和第二正透鏡，其中所述的第一正透鏡位于第一負正透鏡和第二正透鏡之間，所述的第二負透鏡位于第一正透鏡和第二正透鏡之間。
19.如權利要求1所述的激光系統，其中所述的第一正透鏡和所述的第二正透鏡位置固定，所述的第一負透鏡和所述的第二負透鏡相對于所述的第一正透鏡和所述的第二正透鏡同步移動。
20.一種外科手術修復眼睛的方法，包括: 產生激光束； 有選擇性地發送所述激光束到快速路徑或慢速路徑，其中所述快速路徑中的所述激光束有第一 F/#，所述慢速路徑中的所述激光束有第二 F/#，所述第二 F/#值比所述第一 F/#值高； 對所述慢速路徑中的第一激光束或所述快速路徑中的第二激光束進行χ-y掃描； 使基于所述x-y掃描儀接收掃描激光束的掃描透鏡系統僅在所述掃描激光束由所述快速路徑中的所述激光束產生的情況下對所述掃描激光束進行Z-掃描； 使非球面病人界面設備接收來自所述掃描透鏡系統激光束，其中所述非球面病人界面設備與眼睛角膜接觸，并引導所述掃描透鏡系統中的所述激光束到I)所述角膜，僅在所述掃描激光束由所述快速路徑中的所述激光束產生的情況下；或者2)所述眼睛的晶狀體，僅在所述掃描激光束由所述慢速路徑中的所述激光束產生的情況下。
21.如權利要求20所述的方法，其中所述的非球面病人界面設備包括彎月非球面精密玻璃模制透鏡。
22.如權利要求20所述的方法，其中所述的非球面病人界面設備包括用偶次非球面方程進行描述的頂表面以及用二次曲線方程進行描述的底表面。
23.如權利要求20所述的方法，當利用來自所述快速路徑的激光束在所述角膜的不同徑向位置和不同深度切割所述角膜時，利用掃描透鏡系統和非球面病人界面設備減少像差，如散光和彗差。
24.如權利要求20所述的方法，其中所述角膜契合所述非球面病人界面設備，且沒有展平。
25.如權利要求21所述的方法，其中所述透鏡的前非球面作為物鏡。
26.如權利要求20所述的方法，進一步包括使無焦光學系統通過改變所述慢速路徑中的所述激光束的發散度對所述眼睛進行Z-掃描。
27.一種在外科手術修復眼睛過程中減少像差的方法，所述方法包括: 放置非球面病人界面設備以接觸眼睛角膜，其中所述角膜在所述放置過程中沒有展平，所述角膜契合所述非球面病人界面設備底表面的形狀；以及 引導激光束穿過所述非球面病人界面設備到所述眼睛區域內，其中所述激光束在到達所述眼睛區域時沒有發生像差。
28.如權利要求27所述的方法，其中所述的非球面病人界面設備包括彎月非球面精密玻璃模制透鏡。
29.如權利要求27所述的方法，其中所述的非球面病人界面設備包括用偶次非球面方程進行描述的頂表面以及用二次曲線方程進行描述的底表面。
30.如權利要求27所述的方法，其中所述的眼睛區域位于所述角膜內。
31.如權利要求27所述的方法，其中所述的激光束具有低F/#。
32.—種掃描透鏡系統,包括: 第一透鏡； 第二透鏡； 第三透鏡；以及 第四透鏡，其中所述的第一透鏡、所述的第二透鏡、所述的第三透鏡和所述的第四透鏡彼此相連，其中所 述的第二透鏡和所述的第三透鏡位于所述的第一透鏡和所述的第四透鏡中間，其中所述的第二透鏡和所述的第三透鏡相對于彼此靜止，所述的第一透鏡和所述的第四透鏡能夠相對于所述第二透鏡和所述的第三透鏡同步移動。
33.如權利要求32所述的掃描透鏡系統，其中所述的掃描透鏡系統進一步包括驅動器，以同步移動所述第一透鏡和所述第四透鏡。
34.—種無焦系統,包括: 第一負透鏡； 第二負透鏡； 第一正透鏡；以及 第二正透鏡，其中所述的第一負透鏡、所述的第二負透鏡、所述的第一正透鏡和所述的第二正透鏡彼此相連，其中所述的第一正透鏡和所述的第二正透鏡位置固定，而所述的第一負正透鏡和所述的第二負透鏡可以相對于所述的第一正透鏡和所述的第二正透鏡同步地向彼此移動。
35.如權利要求34的無焦系統，其中所述的第一正透鏡、所述的第二正透鏡、所述的第一負透鏡和所述的第二負透鏡配備有光學對焦性能。
36.如權利要求34所述的無焦系統，其中所述的第一正透鏡位于第一負正透鏡和第二正透鏡之間，所述的第二負透鏡位于第一正透鏡和第二正透鏡之間。
37.一種激光系統,包括: 產生沿著快速路徑的激光束的激光源，其中所述快速路徑中的所述激光束的F/#的數值范圍在F/1.5到F/4之間；以及 接收來自所述激光源的所述激光束的非球面病人界面設備，其中所述非球面病人界面設備與眼睛角膜接觸，并引導所述激光束到所述角膜。
38.如權利要求37所述的激光系統，進一步包括: 接收來自所述激光源的所述激光束的χ-y掃描儀；以及 接收來自所述χ-y掃描儀的所述激光束的掃描透鏡系統，所述掃描透鏡系統引導所述接收到的激光束到所述非球面病人界面設備，且對所述接收到的激光束進行Z-掃描。
39.如權利要求38所述的激光系統，進一步包括接收來自所述激光源的所述激光束并引導所述激光束到所述χ-y掃描儀的光束擴大器。
40.如權利要求37所述的激光系統，其中所述的非球面病人界面設備包括彎月非球面精密玻璃模制透鏡。
41.如權利要求40所述的激光系統，其中所述彎月非球面精密玻璃模制透鏡具有以下特征:a) 2mm中心厚度；b)彎月形狀；c) BK-7玻璃；以及d) 18mm直徑。
42.如權利要求40所述的激光系統，其中所述的非球面病人界面設備包括用偶次非球面方程進行描述的頂表面以及用二次曲線方程進行描述的底表面。
43.如權利要求38所述的激光系統，其中當利用所述激光束在所述角膜的不同徑向位置和不同深度切割所述角膜時，所述的掃描透鏡系統和所述非球面病人界面設備減少了像差，如散光和彗差。
44.如權利要求38所述的激光系統，其中所述的掃描透鏡系統包括彼此相連的第一透鏡、第二透鏡、第三透鏡和第四透鏡。
45.如權利要求44所述的激光系統，其中所述的第二透鏡和第三透鏡位于所述的第一透鏡和第四透鏡中間，其中所述第二透鏡和第三透鏡相對于彼此靜止，所述第一透鏡和第四透鏡能夠相對于所述第二透鏡和第三透鏡同步移動。
46.如權利要求45所 述的激光系統，其中所述的掃描透鏡系統進一步包括驅動器，以同步移動所述第一透鏡和所述第四透鏡。
47.一種激光系統,包括: 產生沿著路徑的激光束的激光源； 位于所述路徑中并接收來自所述激光源的所述激光束的無焦光學系統； 位于所述路徑中并改變所述激光束從而使得所述激光束具有第一 F/#值或第二 F/#值的F/#變換元件； 接收具有所述第一 F/#值或所述第二 F/#值的所述已改變激光束的χ-y掃描儀； 接收來自所述χ-y掃描儀的掃描激光束的掃描透鏡系統，所述掃描透鏡系統僅在所述已改變激光束具有所述第一 F/#值的情況下對所述掃描激光束進行Z-掃描；以及 接收來自所述掃描透鏡系統的激光束的非球面病人界面設備。
48.如權利要求47所述的激光系統，其中所述的F/#變換元件包括可變的光束擴大器。
49.如權利要求47所述的激光系統，其中所述的F/#變換元件包括可變的孔徑。
50.如權利要求47所述的激光系統，其中所述的非球面病人界面設備與眼睛角膜接觸，并引導所述掃描透鏡系統中的激光束到I)所述角膜，僅在所述掃描激光束由所述快速路徑中的所述激光束產生的情況下；或者2)所述眼睛的晶狀體，僅在所述掃描激光束由所述慢速路徑中的所述激光束產生的情況下。
51.如權利要求50所述的激光系統，其中所述的非球面病人界面設備包括彎月非球面精密玻璃模制透鏡。
52.如權利要求51所述的激光系統，其中所述彎月非球面精密玻璃模制透鏡具有以下特征:a) 2mm中心厚度；b)彎月形狀；c) BK-7玻璃；以及d) 18mm直徑。
53.如權利要求52所述的激光系統，其中所述的非球面病人界面設備包括用偶次非球面方程進行描述的頂表面以及用二次曲線方程進行描述的底表面。
54.如權利要求47所述的激光系統，其中當利用來自所述快速路徑中的所述激光束在所述角膜的不同徑向位置和不同深度切割所述角膜時，所述的掃描透鏡系統和所述非球面病人界面設備減少了像差，如散光和彗差。
55.如權利要求47所述的激光系統，其中所述的掃描透鏡系統包括彼此相連的第一透鏡、第二透鏡、第三透鏡和第四透鏡。
56.如權利要求55所述的激光系統，其中所述的第二透鏡和第三透鏡位于所述的第一透鏡和第四透鏡中 間，其中所述第二透鏡和第三透鏡相對于彼此靜止，所述第一透鏡和第四透鏡能夠相對于所述第二透鏡和第三透鏡同步移動。
57.如權利要求56所述的激光系統，其中所述的掃描透鏡系統進一步包括驅動器，以同步移動所述第一透鏡和所述第四透鏡。
58.如權利要求47所述的激光系統，其中所述的無焦光學系統通過改變所述慢速路徑中的所述激光束的發散度對所述眼睛進行Z-掃描。
59.如權利要求47所述的激光系統，其中所述的無焦光學系統包括:第一負透鏡、第二負透鏡、第一正透鏡和第二正透鏡，其中所述的第一正透鏡位于第一負正透鏡和第二正透鏡之間，所述的第二負透鏡位于第一正透鏡和第二正透鏡之間。
60.如權利要求59所述的激光系統，其中所述的第一正透鏡和所述的第二正透鏡位置固定，所述的第一負透鏡和所述的第二負透鏡相對于所述的第一正透鏡和所述的第二正透鏡同步移動。
61.—種眼科激光系統,包括: 產生激光束的激光源； 接收所述激光束且選擇性地將所述激光束發送到快速路徑或慢速路徑的光開關，其中在所述快速路徑中所述激光束有第一 F/#，在所述慢速路徑中所述激光束具有第二 F/#，所述第二 F/#的值高于所述第一 F/#的值； 位于所述快速路徑中且接收來自所述光開關的所述激光束的自適應光學設備； 接收來自所述慢速路徑的第一激光束或來自所述快速路徑的第二激光束的x-y-z平移設備；以及 接收來自所述x-y-z平移設備的激光束的旋轉光學系統，所述旋轉光學系統圍繞所述旋轉光學系統的旋轉軸對所述接收到激光束進行部分或全部循環掃描，其中所述旋轉光學系統能夠移動從而改變所述部分或全部循環掃描的半徑，所述部分或全部循環掃描位于患者的眼睛中；以及 其中所述的自適應光學設備校正從所述快速路徑中接收到所述激光束，從而使得所述部分或全部循環掃描中的像差明顯減少。
62.如權利要求61所述的眼科激光系統，其中所述的光開關包括彼此相連的λ/2波片和偏振分束器立方。
63.如權利要求61所述的眼科激光系統，其中所述的光開關包括轉鏡，所述轉鏡能夠旋轉到第一位置從而使得所述的激光束被引導到所述慢速路徑，所述轉鏡能夠旋轉到第二位置從而使得所述的激光束被引導到所述快速路徑。
64.如權利要求61所述的眼科激光系統,其中所述的光開關包括聲光偏轉器。
65.如權利要求61所述的眼科激光系統,其中所述的光開關包括自適應光學偏轉器。
66.如權利要求61所述的眼科激光系統,其中所述的光開關包括常規的分束器。
67.如權利要求61所述的眼科激光系統，進一步包括位于快速路徑中的光束擴大器，所述光束擴大器接收來自所述光開關的所述激光束。
68.如權利要求67所述的眼科激光系統,其中所述光束擴大器產生的激光束的放大倍數等于第一 F/#與第二 F/#的比值。
69.如權利要求61所述的眼科激光系統,其中所述的自適應光學系統包括光束分離裝置，所述光束分離裝置接收來自所述光開關的所述快速路徑中的所述激光束，且引導所述快速路徑中的所述激光束到可變形反射鏡，所述可變形反射鏡再次引導所述快速路徑中的所述激光束到所述光束分離裝置，所述光束分離裝置反過來引導所述激光束到所述x-y-z平移設備。
70.如權利要求69所述的眼科激光系統，其中所述的光束分離裝置包括偏振分束器立方。
71.如權利要求70所述的眼科激光系統，進一步包括四分之一波片，所述四分之一波片接收來自所述光束分離裝置的所述快速路徑中的所述激光束，且引導所述快速路徑中的所述激光束到所述可變形反射鏡。
72.—種如權利要求61所述的眼科激光系統,其中所述的旋轉光學系統包括: 圍繞所述旋轉軸旋轉的旋轉平臺，所述旋轉平臺接收來自所述x-y-z平移設備的所述第一激光束或第二激光束；以及 放置在所述旋轉平臺內的徑向移動平臺，使得所述徑向移動平臺跟著所述旋轉平臺一起旋轉，其中所述徑向移動平臺相對于所述旋轉平臺移動，且所述徑向移動平臺包括接收和聚焦來自所述旋轉平臺的所述第一激光束或所述第二激光束的透鏡。
73.—種如權利要求69所述的眼科激光系統,其中所述的旋轉光學系統包括: 圍繞所述旋轉軸旋轉的旋轉平臺，所述旋轉平臺接收來自所述x-y-z平移設備的所述第一激光束或第二激光束；以及 放置在所述旋轉平臺內的徑向移動平臺，使得所述徑向移動平臺跟著所述旋轉平臺一起旋轉，其中所述徑向移動平臺相對于所述旋轉平臺移動，且所述徑向移動平臺包括接收和聚焦來自所述旋轉平臺的所述第一激光束或所述第二激光束的透鏡。
74.—種眼科激光系統,包括: 產生激光束的激光源； 接收所述激光束且選擇性地將所述激光束發送到快速路徑或慢速路徑的光開關，其中在所述快速路徑中所述激光束有第一 F/#，在所述慢速路徑中所述激光束具有第二 F/#，所述第二 F/#的值高于所述第一 F/#的值； 接收來自所述光開關的所述快速路徑激光束或所述慢速路徑激光束的自適應光學設備; 接收來自所述自適應光學設備的所述慢速路徑激光束或所述快速路徑激光束的x-y-z平移設備；以及 接收來自所述χ-y-z平移設備的激光束的旋轉光學系統，且所述旋轉光學系統圍繞所述旋轉光學系統的旋轉軸對所述接收到激光束進行部分或全部循環掃描，其中所述旋轉光學系統能夠移動從而改變所述部分或全部循環掃描的半徑，所述部分或全部循環掃描位于患者的眼睛中；以及 其中所述的自適應光學設備校正所述快速激光束，從而使得沿著所述部分或全部循環掃描的像差明顯減少。
75.如權利要求74所述的眼科激光系統,其中所述光開關包括光束擴大器。
76.如權利要求74所述的眼科激光系統，其中所述光開關包括放大倍數可變的光束擴大器。
77.—種外科手術修復眼睛的方法，包括: 產生激光束； 選擇性地放大所述激光束，使得所述激光束出現在快速路徑或慢速路徑中，其中所述快速路徑中的所述激光束有第一 F/#，所述慢速路徑中的所述激光束有第二 F/#，所述第二F/#值比所述第一 F/#值高； 使位于快速路徑中的自適應光學設備接收所述快速路徑中所述選擇性放大的激光束； 具有接收來自所述自適應光學系統的所述快速路徑激光束或所述慢速路徑激光束的x-y-z平移設備； 接收來自所述χ-y-z平移設備的激光束，且對所述接收到激光束進行部分或全部循環掃描且改變所述部分或全部循環掃描的半徑，其中所述部分或全部循環掃描位于患者的眼睛中；以及 其中所述自適應光學設備校正從所述快速路徑接收到的所述激光束，從而使得沿著所述部分或全部循環掃描的像差明顯減少。
78.—種旋轉光學系統,包括: 圍繞旋轉軸旋轉的殼體，其中所述殼體包括接收激光束的窗口 ； 位于所述殼體內的移動平臺，所述移動平臺相對于所述殼體移動，所述移動平臺包括透鏡； 引導來自所述窗口的所述激光束到所述透鏡的光學系統，其中所述透鏡引導所述激光束到所述殼體外部的焦點。
79.—種自適應光學系統,包括: 光束分離設備；包括: 接收光的輸入端；以及 傳遞光的輸出端；以及 接收來自所述輸入端的光且引導所述已接收光到所述輸出端的可變形反射鏡。
80.如權利要求79所述的自適應光學系統，其中所述的光束分離設備包括偏振分束器立方。
81.如權利要求80所述的自適應光學系統，進一步包括四分之一波片，所述四分之一波片接收來自所述輸入端的所述的已接收光，且引導所述的已接收光到所述可變形反射鏡。
【文檔編號】A61F9/008GK103974678SQ201280017513
【公開日】2014年8月6日 申請日期:2012年3月30日 優先權日:2011年4月1日
【發明者】喬治·克里斯蒂安·庫拉圖, 魯道夫·W.·弗雷, 約翰·厄爾·麥克沃特, 史蒂文·E.·博特 申請人:雷薩公司