专利名称：用于眼科手术激光的光学系统的制作方法本申请描述了用于在眼的前段内通过激光脉冲造成的光离解(photodisruption) 对晶状体进行激光手术的技术和系统的实例和实施例。用于去除晶状体的各种晶状体手术过程利用各种技术，以将晶状体破碎为可通过小切口从眼中取出的小碎片。这些过程使用人工设备、超声波、加热的流体或激光并倾向于具有显著的缺点，这些缺点包括需要用探头进入眼中以实现破碎，以及与这样的晶状体破碎技术相关的有限的精度。光离解激光技术可将激光脉冲传送到晶状体中以光学地破碎晶状体而无需探头的插入，因而可提供改善的晶状体取出的潜力。激光诱导的光离解已经被广泛用于激光眼科手术，且Nd:YAG激光已经常被用作激光源，包括通过激光诱导的光离解实现的晶状体破碎。一些现有系统利用具有数mj的脉冲能量的纳秒激光(E. H. Ryan等人，Americal Journal of Ophthalmology 104 :382_386，1987年 10 月；R. R. Kruger 等人，Ophthalmology 108 =2122-2129,2001)，以及具有数十 μ J 的皮秒激光(A. Gwon 等人，Cataract Refract Surg. 21,282-286,1995)。这些相对长的脉冲将相对大量的能量提供到手术点，导致对精确度和对过程的控制的显著限制，同时产生了相对高程度的不想要的结果的风险。相似地，在角膜手术的相关领域，认识到通过使用数百(hundreds of)飞秒持续时间的脉冲替代纳秒和皮秒脉冲，可以实现更短的脉冲持续时间和更佳的聚焦。飞秒脉冲在每脉冲提供更少的能量，显著提高了精确度和过程的安全性。目前多家公司将用于角膜眼科手术(例如，LASIK瓣(flap)和角膜移植)的飞秒激光技术商业化。这些公司包括美国htralase Corp. /Advanced Medical Optics、德国 20/10Perfect Vision Optische Gerate GmbH、德国 Carl Zeiss Meditec, Inc.以及瑞士 Ziemer Ophthalmic Systems AG。然而，根据角膜手术的要求设计这些系统。关键地，激光聚焦的深度范围典型地小于约1mm，即，角膜的厚度。因此，这些设计不能提供解决方案以用于在眼的晶状体上进行手术的重大挑战。
简要地且概括地，一种用于眼科手术的激光系统，包括激光源，用于产生手术脉冲激光束；XY扫描器，用于在横断方向上XY扫描所述手术脉冲激光束；Z扫描器，用于沿光轴Z扫描所述XY扫描的手术激光束；一个或多个辅助光学单元，其产生辅助光；以及物镜， 用于为通过物镜透镜组进入手术目标区域中的所述辅助光和X^H描的手术激光束提供共享的光学路径，其中，所述物镜透镜组的透镜不相对于彼此移动；且所述物镜不具有动态 Z扫描功能。在实施方式中，所述物镜被配置为控制所述手术脉冲激光束的球面像差、慧形像差和较高级像差(higher order)中的至少一者。在实施方式中，所述辅助光学单元包括光学相干断层成像系统。在实施方式中，所述辅助光学单元包括照明光。在实施方式中，所述辅助光学单元包括视觉观测块(visual observational block)0在实施方式中，所述物镜被配置为在包括所述XYZ扫描激光束和所述辅助光的波长的波长范围中将所述CTZ扫描激光束和所述辅助光聚焦到所述手术目标区域上。在实施方式中，所述波长范围包括0.4微米到1. 1微米的范围。在实施方式中，所述物镜的质量小于400克、750克、1300克和3300克中的一个。在实施方式中，所述物镜包括第一透镜组，用于从所述Z扫描器接收所述XYZ扫描激光束；以及第二透镜组，用于从所述第一透镜组接收激光束，所述第二透镜组包括第一透镜，其具有在1. 54到1. 72的范围内的折射率，引入表面具有37. 9到651/m范围内的曲率，且引出表面具有-15. 4到5. 21/m范围内的曲率；第二透镜，其以0到6. 5mm的范围内的距离与所述第一透镜分离，具有在1. 56到1. 85的范围内的折射率，引入表面具有-55. 1 到-21. 81/m范围内的曲率，且引出表面具有11. 4到26. 81/m范围内的曲率；其中，所述第二透镜被配置为将所述激光束从所述物镜输出到患者接口上。在实施方式中，一种用于眼科手术的激光系统包括激光源，用于产生脉冲激光束；XY扫描器，用于在横断方向扫描所述脉冲激光束；Z扫描器，用于沿光轴扫描所述脉冲激光束的焦斑；以及物镜，其具有内部引入支点，用于将扫描的脉冲激光束聚焦到目标区域中的焦斑上。在实施方式中，所述物镜的质量小于400克、750克、1350克和3300克中的一个。在实施方式中，所述物镜的有效焦距小于70mm。在实施方式中，从所述物镜到患者接口的距离小于20mm。在实施方式中，所述激光系统的焦平面的曲率大于201/m。在实施方式中，所述物镜包括第一透镜组，用于从所述Z扫描器接收所述手术脉冲激光束；以及第二透镜组，用于从所述第一透镜组接收所述手术脉冲激光束，所述第二透镜组包括第一透镜，其具有在1. 54到1. 72的范围内的折射率，引入表面具有37. 9到651/ m范围内的曲率，且引出表面具有-15. 4到5. 21/m范围内的曲率；第二透镜，其以0到6. 5mm 的范围内的距离与所述第一透镜分离，具有在1. 56到1. 85的范围内的折射率，引入表面具有-55. 1到-21. 81/m范围内的曲率，且引出表面具有11. 4到26. 81/m范围内的曲率；且所述第二透镜将所述手术脉冲激光束从所述物镜输出到患者接口上。在实施方式中，一种用于眼科手术的激光系统，包括激光引擎，用于产生脉冲激光束；XY扫描器，用于在XY横断方向上扫描所述脉冲激光束；Z扫描器，用于沿Z轴扫描所述脉冲激光束的焦斑；以及物镜，其具有小于3300克的质量。在实施方式中，所述物镜的质量小于1350克。在实施方式中，所述物镜的质量小于750克。在实施方式中，所述物镜的质量小于400克。在实施方式中，所述物镜的质量为光学质量和总质量中的一者。在实施方式中，所述物镜不扫描所述焦斑的Z焦深。在实施方式中，所述物镜具有在所述物镜内部的引入支点。图1示例了手术激光传输系统1 ；图2示例了高斯波前G和有像差的波前(aberrated wavefront)ff ；图3A-B示例了在最优和扫描焦平面处的光线；图3C示例了焦斑半径的定义；图4示例了 Mrehl比率S与RMS波前误差ω之间的关系； 图5示例了眼科手术的参考点；图6Α-Β概念性地示例了预补偿器200的操作；图7Α-Β示例了有效Z扫描功能的各种应用；图8A-D示例了预补偿器200的实施方式；图9示例了具有两个Z扫描器的激光传输系统1的实施方式；图10示例了包含0、1或2个Z深度扫描器和0、1或2个NA修改器的配置的表；图IlA-C示例了具有2、3和4个扫描反射镜的XY扫描器；图12A-D示例了作为数值孔径的函数的像差以及作为Z焦深(focal depth)的函数的对应光学数值孔径NA。pt(z)；图13A-B示例了第一扩束器块400和可移动扩束器块500的两个设置；图14示例了 Z扫描器450的中间(intermediate)焦平面；图15示例了物镜700的实施方式；图16示例了目标区域中的弯曲焦平面；图17示例了 XY扫描器倾斜角的列线图(nomogram)；图18示例了可移动扩束器位置的列线图；以及图19示例了计算控制方法的步骤。

9.激光传输系统被配置为通过折射介质将飞秒激光脉冲传输到眼的晶状体的整个手术体积中且保持其时间、光谱以及空间完整性。10.为了确保仅仅在手术区域中的组织接收具有足够高的能量密度的激光束以产生手术效果(例如，组织切除)，激光传输系统具有异乎寻常地高的数值孔径(NA)。该高NA 导致小的斑点尺寸(spot size)并为手术过程提供必要的控制和精度。数值孔径的典型范围可包括大于0. 3的NA值，这产生3微米或更小的斑点尺寸。11.给定用于晶状体手术的激光的光学路径的复杂性，激光传输系统通过包括高性能计算机管理的成像系统而实现高精度和控制，而角膜手术系统在没有这样的成像系统或具有低水平的成像系统的情况下就可以实现令人满意的控制。特别地，该系统的手术和成像功能、以及常规观测光束通常都在不同的谱带中操作。作为实例，手术激光器可在 1. 0-1. 1微米的带中的波长处操作、观测光束处在0. 4-0. 7微米的可见带中操作，成像光束在0. 8-0. 9微米的带中操作。在公共或共享的光学部件中组合光束路径对激光手术系统的光学装置提出了苛刻的色度要求。差异1-11通过几个实例例证了 ⑴对晶状体(ii)利用飞秒脉冲进行的眼科激光手术引入了在质上与仅仅使用纳秒或皮秒激光脉冲的角膜手术和甚至晶状体手术不同的要求。图1示例了激光传输系统1。在对其进行详细描述之前，我们提及一些实施例将成像或观测系统与图1的激光传输系统组合。在一些诸如LASIK处理的角膜手术过程中， 眼跟踪器凭借成像和图像处理算法通过诸如对虹膜的中心的标识的视觉线索来典型地在眼表面上建立眼的位置参考。然而，现有的眼跟踪器识别并分析二维空间中的特征，缺乏深度信息，这是因为对角膜(眼的最外层)进行外科手术。通常，角膜甚至被弄平以确保该表面真正为二维的。当将激光束聚焦在深入眼内部的晶状体中时，情况非常不同。不仅在先前的测量与手术之间，而且在手术期间，晶状体都可以在适应性调节(accommodation)期间改变其位置、形状、厚度和直径。通过机械装置将眼附接到手术设备还会以不明确的方式改变眼的形状。这样附接装置包括用吸环固定眼或者用平面或曲形透镜对眼消球差。此外，患者在手术期间的移动会引入附加的改变。这些改变会增加视觉线索在眼内的多达数微米的位移。因此，当对眼的晶状体或其他内部部分进行精确的激光手术时，机械地参考和固定诸如角膜或缘的前表面的眼表面是不令人满意的。为了解决该问题，激光传输系统1可以与在R. M. Kurtz, F. Raksi和M. Karavitis 的共同待审的申请序列号为12/205，844的美国专利申请中描述的成像系统组合，通过引用将该申请的全部内容并入到本文中。该成像系统被配置为对手术区域的一部分成像以基于眼的内部特征建立三维位置参考。这些图像可在手术之前产生并与手术过程并行地更新以考虑到个体的差异和改变。该图像可被用于以高精度和控制将激光束安全地导引到希望的位置。在一些实施方式中，成像系统可以为光学相干断层成像(OCT)系统。该成像系统的成像束可以具有单独的成像光学路径或与手术光束部分地或完全地共享的光学路径。具有部分地或完全地共享的光学路径的成像系统降低了成本并简化了对成像和手术系统的校准。该成像系统还可以使用与激光传输系统1的激光器相同或不同的光源。该成像系统还可以具有其自身的光束扫描子系统，或者可以利用激光传输系统1的扫描子系统。在所引用的共同待审的申请中描述了这样的OCT系统的几种不同结构。还可以与视觉观测用光学装置组合来实施激光传输系统1。观测用光学装置可帮助手术激光的操作者观测手术激光束的效果并响应于观测结果来控制光束。最后，在使用红外并由此不可见的手术激光束的一些实施例中，可以采用在可见频率下操作的附加的跟踪激光。可见跟踪激光可以被实施为跟踪红外手术激光的路径。跟踪激光可以在足够低的能量下操作以便不会导致对目标组织的任何破坏。观测用光学装置可以被配置为将从目标组织反射的跟踪激光导引到激光传输系统1的操作者。在图1中，与成像系统和视觉观测用光学装置相关的光束可被耦合到激光传输系统1中(例如，通过分束器/分色镜600)。本申请将不再广泛讨论激光传输系统1与成像、 观测系统以及跟踪系统的各种组合。在并入的美国专利申请12/205，844中广泛讨论的大量的这样的组合都在本申请的总范围内。图1示例了激光传输系统1，其包括激光引擎100、预补偿器200、XY扫描器300、 第一扩束器块400、可移动扩束器块500、分束器/分色镜600、物镜700以及患者接口 800， 其中，第一扩束器块400和可移动扩束器块500将合称为Z扫描器450。在下面的一些实施方式中，使用这样的规定Z轴为基本上沿激光束的光学路径的方向或沿光学元件的光轴的方向。横断Z方向的方向称为XY方向。在更宽泛的意义上使用术语“横断”以包括以下情况在一些实施方式中，横断方向和Z方向可以不严格垂直于彼此。在一些实施方式中，可以关于径向坐标更好地描述横断方向。由此，在所描述的实施方式中，术语“横断”、XY或径向方向表示类似的方向，全都近似(必要时精确地)垂直于 Z方向。1.激光引擎100激光引擎100可包括以预定激光参数发送激光脉冲的激光器。这些激光参数可包括在1飞秒到100皮秒范围内、或在10飞秒到10皮秒范围内、或在一些实施例中在100飞秒到1皮秒范围内的脉冲持续时间。该激光脉冲可具有在0.1微焦到1000微焦范围内、在其他实施例中在1微焦到100微焦范围内的每脉冲能量。脉冲可具有在IOkHz到IOOMHz 范围内、在其他实施例中在IOOkHz到IMHz范围内的重复频率。其他实施例可具有落入这些范围限制的组合内的激光参数，例如，1-1000飞秒的脉冲持续时间的范围。例如，在预操作过程期间或基于根据患者的诸如其年龄的特定数据的计算，在这些宽范围内选择用于特定过程的激光参数。激光引擎100的实例可包括Nd 玻璃和Nd:Yag激光器以及各种其他激光器。激光引擎的操作波长可以在红外或可见范围。在一些实施例中，操作波长可以在700nm-2微米范围内。在一些情况下，例如，在基于％或而的红外激光器中，操作波长可以在1.0-1. 1 微米范围内。在一些实施方式中，激光脉冲的激光参数可以是可调整的和可变的。可以以短的切换时间调整激光参数，由此使手术激光传输系统1的操作者可以在复杂的手术期间改变激光参数。可以响应于通过激光传输系统1的感测或成像子系统的读数(reading)来启动这样的参数改变。可以执行其他参数改变，作为在激光传输系统首先用于第一手术过程且随后用于不同的第二手术过程的多步过程的一部分。实例包括首先在眼的晶状体的区域中进行一个或多个手术步骤(例如，囊切手术步骤)，随后在眼的角膜区域中进行第二手术过程。可以以各种顺序进行这些过程。可以将以每秒数万到数十万次击发(shot)或更高的脉冲重复频率操作并具有相对低的每脉冲能量的高重复频率脉冲激光用于手术应用以获得特定的有益效果。这样的激光使用相对低的每脉冲能量以使由激光诱导的光离解导致的组织影响局域化。在一些实施例中，例如，可以将离解的组织的范围限制到数微米或数十微米。该局域化的组织影响可改善激光手术的精度，并且在特定手术过程中是所希望的。在这样的手术的各种实施方式中， 数百、数千或数百万个脉冲可被传输到连续的、近似连续的或通过受控的距离而分隔的斑点的序列。这些实施方式可以实现特定的所希望的手术效果，例如，组织切开、分离或破碎。可以通过各种方法选择脉冲参数和扫描图形。例如，可以基于晶状体的光学或结构特性的术前测量而选择脉冲参数和扫描图形。同样可基于晶状体的光学或结构特性的术前测量或基于与年龄相关的算法来选择激光能量和斑点分隔。2.预补偿器200图2示例了激光束的波前可以以几种不同方式并由于几个不同的原因而偏离理想特性。这些偏离的大组称为像差。像差(和其他波前畸变)使实际像点从理想的近轴高斯像点移位。图2示例了通过出瞳(exit pupil)ExP引出的光的波前。未畸变的球面波前 G从该瞳孔发射并会聚到波前G的曲面中心处的点PI。G也称为高斯参考球。有像差的波前W偏离G并会聚到不同的P2。有像差的波前W的在点Ql处的像差AW可由相对于未畸
变的参考球G的路径的光程(optical length)表征-蕭=”侧2，其中，Iii为在像空间中
的介质的折射率，002为点Ql与Q2之间的距离。通常，像差AW依赖于在出瞳处以及焦平面处的坐标。因此，该像差AW还可被认
为是相关函数该函数表示其像会聚到从光轴上的Pl移动r’后的P2的点的集合位于表面
W上，该表面W在出瞳ExP处的径向距离r处从参考球G偏离了 AW的量。对于旋转对称的
系统，AW可以关于r和r’中的二重幂级数展开而被写为
00 00 00ΑΨ(/;γ,Θ) = ΣΣΣ·ν COSw Θ。( 1 )
/=0 n=l m=0其中r’为焦平面中的像点P2的径向坐标，r为在瞳孔处的点Ql的径向坐标。由球面角Θ表示角度相关性。n = 2p+m为正整数，且21+1^ 为有像差的波前W的展开系数。 用于参考，参见例如:Virendra N. Mahajan 的 Optical Imaging and Aberrations，Part I. Ray Geometrical Optics，SPIEOptical Engineering Press。像差项的阶由 i = 21+m+n
全α屮
口田O直到i = 4的项与初级像差有关球面像差、彗形像差、像散、场曲以及畸变。在该文献中记录了这些初级像差与21+ ^ ■像差系数之间的实际关系。对于对点目标成像的系统，可以通过引入无量纲的变量P =r/a而抑制像差项对像半径r’的显式相关性，其中 α为出瞳的横向线性程度(例如，其半径) AW(P^) = XXanmPn CosmGi
n=l m=0
其中


一种用于眼科手术的激光系统，包括激光源，用于产生手术脉冲激光束；XY扫描器，用于在横断方向上XY扫描所述手术脉冲激光束；Z扫描器，用于沿光轴Z扫描所述XY扫描的手术激光束；一个或多个辅助光学单元，其产生辅助光；以及物镜，用于为通过物镜透镜组进入手术目标区域中的所述辅助光和XYZ扫描的手术激光束提供共享的光学路径，其中，所述物镜透镜组的透镜不相对于彼此移动；且所述物镜不具有动态Z扫描功能。