CN102612353B - 用于眼科手术激光的光学系统 - Google Patents

Abstract

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，用于接收所述脉冲激光束，且用于输出在横断Z方向的两个方向上扫描的XY扫描光束；在扫描器外壳中的Z扫描器，用于接收所述XY扫描光束，且用于输出附加地在所述Z方向上扫描的XYZ扫描光束；反射镜，用于使从所述Z扫描器接收的所述XYZ扫描光束偏转；以及在物镜外壳中的物镜，用于接收偏转的XYZ扫描光束，且用于将所接收的XYZ扫描光束聚焦到目标区域上，其中，所述扫描器外壳与所述物镜外壳分离。

Description

用于眼科手术激光的光学系统

相关申请的交叉引用

本申请要求在2009年7月29日提交的序列号为12/511,975的实用新型申请“Optical System for Ophthalmic Surgical Laser”的利益和优先权，通过引用将该申请的整体并入到本文中。

技术领域

本发明涉及用于利用飞秒激光进行对眼的前段的手术的系统，更具体而言，涉及在扫描并将激光束聚焦到眼中的同时使激光束的光学畸变最小化的实施例。

背景技术

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 ofOphthalmology 104：382-386，1987年10月；R.R.Kruger等人，Ophthalmology 108：2122-2129，2001)，以及具有数十μJ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(hundredsof)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IntralaseCorp./Advanced Medical Optics、德国20/10Perfect Vision OptischeGmbH、德国Carl Zeiss Meditec，Inc.以及瑞士Ziemer OphthalmicSystems 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。

发明内容

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，用于产生脉冲激光束；XY扫描器，用于接收所述脉冲激光束，且用于输出在横断Z方向的两个方向上扫描的XY扫描光束；在扫描器外壳中的Z扫描器，用于接收所述XY扫描光束，且用于输出附加地在所述Z方向上扫描的XYZ扫描光束；反射镜(mirror)，用于使从所述Z扫描器接收的所述XYZ扫描光束偏转；以及在物镜外壳中的物镜，用于接收偏转的XYZ扫描光束，且用于将所接收的XYZ扫描光束聚焦到目标区域上，其中，所述扫描器外壳与所述物镜外壳分离。

在实施方式中，所述扫描器外壳在机械上和功能上的至少一者上与所述物镜外壳分离。

在实施方式中，所述Z扫描器包括：第一扩束器块；以及可移动光束扫描器，其中，所述第一扩束器块可以为固定块和可移动块中的一种。

在实施方式中，所述Z扫描器被配置为在5mm到10mm的Z扫描范围内在所述目标区域中扫描所输出的XYZ扫描光束的Z焦深。在实施方式中，所述Z扫描器被配置为在0mm到15mm的Z扫描范围内在所述目标区域中扫描所输出的XYZ扫描光束的Z焦深。

在实施方式中，所述Z扫描器操作为基本上独立地修改所输出的XYZ扫描光束的数值孔径NA和所输出的XYZ扫描光束的Z焦深。

在实施方式中，所输出的XYZ扫描光束具有几何像差、衍射像差以及总像差，所述总像差等于所述几何像差与所述衍射像差的和；所述总像差在关于Z焦深的最优数值孔径NA_opt(z)处具有最优值，其中，所述Z扫描器的所述数值孔径NA能够被调整到关于对应的Z焦深的所述最优数值孔径NA_opt(z)。

在实施方式中，所述最优总像差由最优像差量度表征，所述最优像差量度为下列之一：Strehl比率S的最大值或者焦斑半径r_f、RMS波前误差ω和球面像差系数α₄₀中的一个的最小值。

在实施方式中，所述最优像差量度对应于在位置(z，r)处的五个参考点P1＝(0，0)、P2＝(2，6)、P3＝(5，0)、P4＝(8，0)、P5＝(8，3)中的一个，这些坐标全都以毫米为单位并处于任意方位角φ，其中，z表示沿所述光轴的距离，r表示对应的径向柱坐标，且所述柱坐标系统的(0，0)表示所述目标区域的前中心点。

在实施方式中，所输出的XYZ扫描光束具有几何像差、衍射像差以及总像差，所述总像差等于所述几何像差与所述衍射像差的和；且所述Z扫描器的数值孔径NA能够被调整为使在Z焦深处所述激光系统的所述总像差与这样的相似激光系统的总像差相比至少减小P(ScannerBeforeObjective)百分比，该相似激光系统的Z扫描器并非在与所述物镜外壳分离的外壳中；其中，所述P(ScannerBeforeObjective)百分比为20％、30％、40％和50％中的一个。

在实施方式中，所述总像差由像差量度表征，所述像差量度为焦斑半径r_f、RMS波前误差ω和球面像差系数α₄₀中的一个。

在实施方式中，所述总像差量度对应于在位置(z，r)处的五个参考点P1＝(0，0)、P2＝(2，6)、P3＝(5，0)、P4＝(8，0)、P5＝(8，3)中的一个，这些坐标全都以毫米为单位并处于任意方位角φ，其中，z表示沿所述光轴的距离，r表示对应的柱坐标；且所述柱坐标系统的(0，0)表示所述目标区域的前中心点。

在实施方式中，所述物镜的质量与这样的相似眼科激光系统的质量相比至少减小P(mass)百分比，该相似眼科激光系统通过调整所述物镜的光学特性而在所述Z方向上扫描所述光束，其中，P(mass)为10％、50％和100％中的一个。

在实施方式中，通过下列中的至少一者来调整所述光学特性：整合到所述物镜中的所述Z扫描器；整合到所述物镜中的可移动扩束器；以及整合到所述物镜中的一个或多个可移动扫描透镜。

在实施方式中，所述Z扫描器被配置为使所述数值孔径随所述焦深的增加而减小。

附图说明

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)W；

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Strehl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6A-B概念性地示例了预补偿器200的操作；

图7A-B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11A-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(focaldepth)的函数的对应光学数值孔径NA_opt(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。

具体实施方式

本发明的一些实施例包括用于利用飞秒激光脉冲在眼的晶状体中进行手术的系统。一些整合的(integrated)实施例还能够进行角膜和晶状体手术过程这二者。在眼的晶状体中进行眼科手术与在质上不同于角膜手术过程的要求相关。

当前描述的晶状体手术激光系统和角膜系统之间的主要区别包括：

1.飞秒激光脉冲将被可靠地产生。高重复频率飞秒脉冲允许使用更小的每脉冲能量，这为系统的操作者提供更高的控制和精度。然而，与在一些现有系统中使用的纳秒或皮秒脉冲相比，可靠地产生飞秒脉冲却是相当大的挑战。

2.手术激光束在传播穿过最大为5毫米的包括角膜和前房水腔的折射介质而正好到达手术目标(晶状体)时被显著地折射。相比之下，用于角膜手术的激光束被聚焦在不足一毫米的深度处，因而在从手术系统进入角膜时基本上不被折射。

3.手术激光传输系统被配置为扫描整个手术区域，例如，从典型的5mm深度处的晶状体的前面/前部到在典型的10mm深度处的晶状体的后面/后部。该5mm或更大的深度扫描范围或“Z扫描范围”显著宽于用于对角膜进行的手术的1mm深度的扫描范围。典型地，手术光学装置(optics)，特别是这里使用的高数值孔径光学装置，被最优化为将激光束聚焦到特定的操作深度。在角膜手术过程期间，1mm深度的扫描仅仅造成与最优操作深度的中度偏离(departure)。相比之下，在晶状体手术时的从5到10mm的扫描期间，系统被驱动远离固定的最优操作深度。因此，晶状体手术激光传输系统采用更精细化的适应性光学装置以能够扫描晶状体手术所需的宽深度扫描范围。

4.一些实施例被整合，以便被配置为对角膜和晶状体二者进行手术。在这些整合的实施例中，深度扫描范围最大为10mm而不是5mm，这提出更难的挑战。

5.在诸如许多LASIK变异的角膜手术过程期间，垂直于光轴(“在XY面内”)扫描激光束。在典型的过程中，XY扫描范围仅仅覆盖具有10mm直径的角膜的中心部分。然而，在整合的手术系统中，还形成额外的切口。一种类型的切口为进入切口(entry cut)，这为抽吸针和常规手术工具提供到眼内部的入口。另一类型的切口为角膜缘松解切口(limbal relaxingincision，LRI)，其包括恰好在血管弓(vascular arcade)前面的角膜缘部处的切口对。通过调整这些弓形切口的长度、深度以及位置，可以诱导角膜像散的变化。进入切口和LRI可以被设置在角膜的周边，典型地具有12mm的直径。虽然将XY扫描直径从10mm增加到12mm与LASIK瓣的常规直径相比仅仅增加了20％，但在这样的直径下将激光传输系统的离轴像差保持在控制之下是重大挑战，这是因为离轴像差与在焦平面处的场直径的更高功率成比例地增长。

6.晶状体激光手术过程需要来自精细成像系统的导引。在一些成像系统中，角膜缘血管被标识以用作眼上的参考标记，以在手术时间期间校准眼的环转(cyclo-rotational)对准，在一些情况下，相对于在眼的外科手术前的诊断期间所标识的参考坐标而进行该校准。在手术区域周边选择的血管最不会受到手术的干扰，因而是最可靠的。然而，被导引到这样的周边血管的成像系统要求成像光学对具有大于10mm(例如，12mm)的半径的区域成像。

7.激光束在沿光学路径在眼内传播时会形成各种像差。激光传输系统可以通过补偿这些像差而改善精度。这些像差的附加方面为，像差依赖于光的频率，该事实称为“色差”。补偿这些频率相关的像差增加了对系统的挑战。补偿这些色差的难度随激光系统的激光束的带宽而增加。应记得：束的光谱带宽与脉宽成反比。因此，飞秒脉冲的带宽通常比皮秒脉冲的带宽大一个量级或更多，这使得在飞秒激光系统中的更好的色度补偿(chromatic compensation)成为必要。

8.使用高重复频率的飞秒激光手术系统的手术过程要求在绝对意义上关于目标组织中的目标位置和在相对意义上关于之前的脉冲来定位每个脉冲时的高精度。例如，要求激光系统在脉冲之间的时间(其可具有微秒量级)内以仅仅数微米(a few microns)来重新导引光束。由于两个后续脉冲之间的时间短且脉冲定位(placement)的精确度要求高，因此在现有低重复频率的晶状体手术系统中使用的手动瞄准(targeting)不再是合适的或可行的。

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：(i)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10kHz到100MHz范围内、在其他实施例中在100kHz到1MHz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Yb或Nd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P1。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Q1处的像差ΔW可由相对于未畸变的参考球G的路径的光程(optical length)表征：其中，n_i为在像空间中的介质的折射率，为点Q1与Q2之间的距离。

通常，像差ΔW依赖于在出瞳处以及焦平面处的坐标。因此，该像差ΔW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P1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ΔW的量。对于旋转对称的系统，ΔW可以关于r和r’中的二重幂级数展开而被写为：

$\mathrm{\ΔW}(r^{\′};r,\mathrm{\Θ})=\underset{l=0}{\overset{\∞}{\mathrm{\Σ}}}\underset{n=1}{\overset{\∞}{\mathrm{\Σ}}}\underset{m=0}{\overset{\∞}{\mathrm{\Σ}}}a_{\mathrm{nm}}^{2l+m}{r}^{\′2l+m}{r}^n{\cos }^m\mathrm{\Θ}.---\left(1\right)$

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Q1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_2l+mα_nm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＝2l+m+n给出。

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_2l+mα_nm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ρ＝r/α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)：

$\mathrm{\ΔW}(\mathrm{\ρ},\mathrm{\Θ})=\underset{n=1}{\overset{\∝}{\mathrm{\Σ}}}\underset{m=0}{\overset{\∞}{\mathrm{\Σ}}}{a}_{\mathrm{nm}}{\mathrm{\ρ}}^n{\cos }^m\mathrm{\Θ},---\left(2\right)$

其中

$a_{\mathrm{nm}}=a^n\underset{l=0}{\overset{\∞}{\mathrm{\Σ}}}a_{\mathrm{nm}}^{2l+m}{r}^{\′2l+m}.---\left(3\right)$

该表示法的益处为像差系数α_nm全都具有长度尺寸并表示在出瞳处的对应像差的最大值。在该表示法中，例如，球面像差由像差系数α₄₀表征。

虽然在数学上关于像差系数α_nm很好地限定了对像差的描述，但这不总是实验上最接近的方法。因此，接下来描述三个备选的像差量度。

在实验可接近度和可测试度(experimental accessibility andtestability)的相同静脉中，注意到光束在诸如眼的生物组织中的特性可能不是最容易测量的。有帮助地，研究表明：光线在眼中的特性类似于光线在可以定量测量并描述的具有生理适宜的盐浓度的盐水中的特性。因此，在整个申请中，当描述激光传输系统的在眼中的特性时，应该理解，该描述是指在所描述的眼组织中的特性或者在对应的盐水中的特性。

图3A-C示例了像差的第二量度。被配置为将光束聚焦在深度A处的焦平面210处的激光传输系统1如果替代地被操作为将光束聚焦在位于深度B处的操作焦平面211处，则可造成球面像差。当激光束的焦点从焦平面210移动到焦平面211时，这样的情况例如可以发生在三维扫描过程期间。

图3A示例了当激光传输系统1将光线聚焦到其最优焦平面210时的情况。光线通过在具有极窄的径向长度(radial extent)或半径r_f(A)的最优焦平面210处的斑点(“焦斑”)。出于多种原因(例如，光束的折射)，该径向长度r_f(A)可以大于零。可以以多于一种的方式定义焦斑的半径。r_f(A)的通常定义为当屏幕的位置沿轴或Z方向变化时光斑在屏幕上的最小半径。该Z深度通常称为“最小弥散点(point of least confusion)”。关于图3C进一步细化该定义。

图3B示例了当激光传输系统1将焦点从最优焦平面210偏离某个距离(例如，数毫米)而扫描到操作焦平面211时的情况。很明显，光线通过具有大于r_f(A)的半径r_f(B)的焦斑，造成球面像差。已经发展了各种精度的数学公式以关联像差系数α_nm与焦斑半径r_f。在一些情况下，焦斑半径r_f是用于量化像差的在实验上比α_nm像差系数更接近的量度。

图3C示例了对焦斑半径r_f的更加定量的定义。图3C示例了在从光束的形心(centroid)测量的半径r的点中包含的能量。焦斑半径r_f的被广泛接受的定义为这样的半径，在该半径内，包含光束能量的50％。被标记为“A”的曲线示出了在衍射受限的光束(diffraction limited beam)中，当光束被聚焦到其最优焦平面210时(如图3A所示)，可以在半径r＝0.8微米的斑点中包含或围入光束能量的50％，这提供了对r_f(A)的有用定义。

如果激光束的能量被存积在良好且锐利限定的焦斑中，则基于激光诱导的光击穿(LIOB)的手术过程可具有较高的精度和效率和较小的不希望的影响。LIOB是具有强度(等离子体)阈值的高度非线性处理：典型地，暴露到具有高于等离子体阈值的强度的光束的组织转变为等离子体，而暴露到具有低于等离子体阈值的强度的光束的组织不经历等离子体转变。因此，由像差导致的焦斑的加宽减小了光束的在焦平面处实现高于等离子体阈值的强度的部分，而增加了光束的其强度保持低于阈值的部分。光束的该后一部分不会被目标组织有效吸收，并继续传播通过眼组织，在大多数情况下到达视网膜，这会潜在地造成不希望视网膜曝光。

对于旨在修正角膜的手术过程，典型地沿Z方向(沿光轴)从其最优或额定深度将焦平面扫描或移动仅仅约0.6mm，这是因为角膜的厚度基本上为0.6mm，在罕见的情况下会更厚但仍不会超过1mm。被标记为“B”的曲线示例了当光束的焦平面从其最优焦平面210移动1mm(角膜手术过程的上限估计)而到达操作焦平面211时，在r_f(B)＝1.8微米的焦斑半径内包含了光束能量的50％。虽然该移动引入了像差，但其测量值是有限的。相应地，某些现有的角膜激光系统根本不能补偿该像差，而其他系统也仅仅引入某种有限水平的补偿。

除了像差系数α_nm和焦斑半径r_f之外，像差的第三量度是所谓的Strehl比率S。可以以从点光源发射的光束为基准，将系统的Strehl比率S定义为：在系统的焦平面处的光束的峰值强度除以工作在衍射极限处的等效完美成像系统的理论最大峰值强度。等价定义同样从文献可知且在Strehl比率S的定义的范围内。

对应于该定义，S的值越小，像差越大。没有像差的光束具有S＝1，并且通常当S＞0.8时，将成像系统称为衍射受限。

像差的第四定义为均方根ω或波前误差RMS，其表示对在出瞳ExP处的整个波前求平均的图2的有像差的波前W从未畸变的波前G的偏离ΔW。以光束的波长为单位表示ω，以使其为无量纲的量。

图4示例了对于相对小的像差，ω和S通过下列经验公式关联：

$S\≈e^{-{\left(2\mathrm{\π\ω}\right)}^2---\left(4\right)}$

而不考虑像差的类型，其中e为自然对数的底。

像差的所有上述四种量度对于诊断问题并最优化激光传输系统1的设计是有用的。相应地，上位术语“像差量度”可以表示这些量度中的任一种或其等价物。显然地，通过像差系数α_nm、焦斑半径r_f和RMS波前误差ω的增加以及Strehl比率S的减小，可以获知(capture)增加的像差。

在特定的实例中通过示出球面像差系数α₄₀与对应的Strehl比率S而验证这些像差量度之间的关系。在该实例中，手术激光系统将激光束聚焦在眼组织的表面下的不同深度处的眼组织中。激光束为衍射受限的，具有1微米的波长和NA＝0.3的数值孔径，并以法向入射角聚焦在组织的表面处。该实例的数目类似于在系统的焦平面附近增加厚度与扫描深度相等的平面平行板并执行针对盐水的计算的效果。

组织的表面在光束中引入了由式(2)和(3)表征的像差。由像差系数α₄₀表征的球面像差在表面处为零，由其非常结构导致的Strehl比率为S＝1。

LASIK手术典型地形成0.1mm深度的瓣(flap)。在这些深度处，Strehl比率S被减小到约0.996，仅仅是小的减小。即使在0.6mm深度处，即，近似在角膜的后表面处，S为约0.85。虽然这是峰值强度的不可忽略的降低，但仍可以通过调整激光束强度来补偿。

另一方面，在5mm深度处，表征眼中的晶状体的前表面，Strehl比率减小到S＝0.054。在该深度和Strehl比率下，光束强度被显著地减小到等离子体阈值之下，由此该光束不能产生LIOB。峰值强度的该急剧损失不能在不具有诸如视网膜的严重过曝光或过度增加的气泡尺寸的不希望的影响的情况下通过增加激光功率补偿。

表1示例了与上述Strehl比率对应的球面像差α₄₀。显然，球面像差随组织深度而近似线性地增加，而Strehl比率S以非线性方式变化：

组织中的深度[mm]	球面像差α40[微米]	Strehl比率S
			0	0.00	1.000
0.1	-0.04	0.996
			0.6	-0.24	0.856
5	-2.00	0.054
			10	-3.99	0.041

表1

在旨在进行晶状体松解(lens lysis)、囊切开术的手术过程或其他对晶状体的手术过程中，通常跨晶状体的整个深度(可多达5mm)扫描焦平面。此外，在整合的角膜-晶状体系统中，总扫描深度可从角膜延伸到晶状体的后表面，为约10mm。图3C中被标示为“C”的曲线表明：在这些情况下，焦斑半径最大增长到r_f(C)＝18微米，该值太大以致甚至没有出现在与r_f(A)和r_f(B)相同的图中。在一些实施例中，最优焦平面可以被选择为位于深度扫描范围的中途，且可以以+/-5mm深度范围来扫描激光束。在该情况下，r_f(C)可被减小到10微米。

这些大r_f(C)值转换为其他三种像差量度α₄₀、S和ω中的大量像差。显然，与仅仅扫描数十毫米的角膜手术过程相反，晶状体手术的这些大像差为设计激光传输系统1以补偿或管理其不希望的后果提出了巨大挑战。

为了解决与晶状体手术相关的大像差量度的问题，一些实施例包括预补偿器200以预补偿球面像差并改善像差量度。这些像差在目标组织中发展或在激光传输系统1内沿光学路径的一部分发展、或沿整个光学路径发展。

图5示例了(未按比例)：由于像差量度r_f(C)、α₄₀、S以及ω依赖于焦斑的深度z和其与光轴的径向距离r，在下文中当描述像差量度呈现一值时，其是指像差量度在某些选定的参考点处呈现所述值。相关的参考点的集合可以通过其柱坐标(z，r)描述：P1＝(0，0)、P2＝(2，6)、P3＝(5，0)、P4＝(8，0)、P5＝(8，3)，全都以毫米为单位。由于眼的主要结构呈现近似柱对称，这些P参考点可位于任何方位角因此，这些P点将仅由其三个柱坐标中的两个表示，方位角被省略。P1为用于中心定位的角膜手术过程的典型点，P2典型地用于周边角膜手术过程，P3涉及晶状体的前区域，P4涉及晶状体的后部，P5为周边晶状体参考点。也可以采用其他参考点来表征激光传输系统的像差。在一些情况下，像差量度可以指对操作波前或被照射的区域平均化的像差量度。

可以以几种不同的方式确定像差量度。可以通过计算机辅助设计(CAD)方法通过光学路径的选定的部分(例如，目标组织的模型)或激光传输系统1的一部分来跟踪激光束的波前。或者，可以在实际激光传输系统或这两个过程的组合中测量激光束的像差。

相应地，在一些实施方式中，通过沿光学路径的选定的部分(其可包括目标组织自身)来确定、计算或测量像差量度，然后确定对该确定/计算/测量的像差的预先选定的部分进行补偿所需要的预补偿的量，来选择通过预补偿器200引入的预补偿。

预补偿器200可以有效地修正或预补偿球面像差，这是因为球面像差主要影响轴光线。诸如横向像差、像散和慧形像差的其他类型的像差影响非零角度光线以及场射线(包括从光轴偏离的光线)。当由激光引擎100产生的激光束为基本上轴向光束时，光学路径中的各种块(最显著地XY扫描器300)将该轴向光束转变为非零角度光束(具有场射线)。

因此，在其中预补偿器位于XY扫描器300之后的设计中，光束的场射线可以发展几种不同的像差。该不同像差的出现带来了极大的设计挑战，这是因为：(1)光束的最优化需要补偿几种像差，以及(ii)不同类型的像差不是彼此独立的。由此，补偿一种类型的像差典型地会诱导不希望的其他类型的像差。

因此，在补偿器位于XY扫描器之后的结构中，典型地，仅以有限的程度补偿了球面像差，并以引入了其他不希望的像差为代价。

相比之下，本激光传输系统1的实施例可具有在XY扫描器300之前的预补偿器200。该设计允许预补偿器200对球面像差进行预补偿而不会引入其他类型的不想要的像差。

一些实施方式甚至可以通过由预补偿器200引入轴上预补偿来预补偿离轴像差(由激光传输系统或目标组织的后续区段引起)而利用上述轴上像差和离轴像差的相互依赖性。

图6A-B示意性示例了预补偿器200的理想化操作。

图6A示例了不具有预补偿器的激光传输系统1。通常，光学路径区段301可引入某种水平的球面像差。这由进入光学路径区段301的未畸变的波前和离开光学路径区段301的具有像差的波前示出。该区段可以为光学路径的任何区段，例如，目标组织的一部分或整个目标组织、或在激光传输系统1内的路径的一部分。

图6B示例了预补偿器200可以引入波前的补偿(或互补)畸变。该经预补偿的波前然后进入光学路径区段301，使其输出具有减小的畸变或甚至不具有畸变的波前。

某些现有系统根本没有专用补偿器。其他系统仅仅通过透镜组中的透镜以分布方式补偿球面像差，该透镜组还具有其他功能并位于XY扫描器之后。在这些现有系统中，作为在不同功能之间进行折衷的结果来选择透镜的参数，这导致对其性能的限制。

相比之下，激光传输系统1的实施例可以具有设置在XY扫描器300之前的专用预补偿器200。在一些实施例中，预补偿器200为第一光学单元或透镜组，其从激光引擎100接收激光束。由于预补偿器200的位置，激光束到达预补偿器200而没有发展出非零角度光线或场射线(可由XY扫描器300造成)，因此这些实施例可实现高水平的预补偿。该预补偿也是高效的，这是因为预补偿是预补偿器200的主要功能，因此与利用具有附加功能的透镜进行补偿的现有系统相反，可以将设计折衷保持为非常有限。

出于这些原因，在这些实施方式中，可以高程度地校正球面像差，而不会影响或引入其他类型的像差。

已知这样的像差理论：复合透镜系统的球面像差近似为各组件的球面像差的总和。因此，在激光传输系统1的一些实施例中，可通过设计预补偿器200以引入等量但具有相反符号的像差来预补偿不希望的量的像差。

作为实例，当焦斑在眼组织内的深度从其最优焦平面移动5mm时，球面像差α₄₀(根据表1)为-2.0微米。相应地，在一些实施例中，预补偿器200可引入α₄₀＝+2.0微米的像差量度。在一级近似中，该预补偿基本上消除了由焦斑的5mm移动导致的球面像差并相应地将Strehl比率从S＝0.054增加回到S＝1。(该简单实例忽略了其他像差源。)

将通过比较“非预补偿的”激光传输系统1(即，已经去除了预补偿器200的激光传输系统)与“经预补偿的”激光传输系统1(即，未去除预补偿器200的系统)表征下面的一些实施方式。

在一些实施方式中，安装预补偿器200可以将Strehl比率从非预补偿的激光传输系统1的值S＜S(precomp)增加到经预补偿的激光传输系统1的值S＞S(precomp)。在一些实施方式中，S(precomp)可以为例如0.6、0.7、0.8或0.9。

如上所述，这里和下面的该Strehl比率S可以指在上述五个参考点P1-P5处的Strehl比率S(P1)，...S(P5)中的任一个，或者指在某些其他预定参考点处的Strehl比率S，或者指对这五个参考点的Strehl比率S的平均值，或者指对操作波前的平均值。

同样，Strehl比率可以适用于整个激光传输系统1，该系统1从激光引擎100接收激光束，终结于物镜700并在眼目标组织中形成焦斑。在某些其他情况下，该术语可适用于其他目标(包括空气)。在一些实施方式中，该术语可以适用于激光传输系统1的子系统。

在一些实施方式中，对于具有比具有皮秒或更长的持续时间的激光脉冲的变换受限的带宽大出至少一个量级的相关带宽的脉冲，将预补偿器200添加到非预补偿的激光传输系统1可将Strehl比率从低于S＝S(precomp)的非预补偿的值增加到高于S＝S(precomp)的经预补偿的值。如上所述，S(precomp)可以为例如0.6、0.7、0.8或0.9。

在一些实施方式中，向激光传输系统1添加预补偿器200可以在0.4微米到1.1微米的波长范围内将Strehl比率从低于S＝S(precomp)的非预补偿的值增加到高于S＝S(precomp)的经预补偿的值。如上所述，S(precomp)可以为例如0.6、0.7、0.8或0.9。

在一些实施方式中，预补偿器200的添加可以将系统数值孔径从对应于不具有预补偿器200的激光传输系统1的低于NA＝NA(precomp)的非预补偿的值增加到具有预补偿器200时的高于NA＝NA(precomp)的经预补偿的值。在一些实施方式中，NA(precomp)的值可以为例如0.2、0.25、0.3或0.35。

在一些实施方式中，向不具有预补偿器的激光传输系统1添加预补偿器200可以将目标组织中的焦斑半径r_f从大于r_f(precomp)的非预补偿的值减小到对应于具有预补偿器200的激光传输系统1的低于r_f(precomp)的经预补偿的值。在一些实施方式中，r_f(precomp)可以为2、3或4微米。

在一些实施方式中，安装预补偿器20可以将RMS波前误差从非预补偿的激光传输系统1的值ω＞ω(precomp)增加到预补偿的激光传输系统1的值ω＜ω(precomp)。在一些实施方式中，例如，ω(precomp)可以为0.06、0.07、0.08或0.09，全都以激光束的波长为单位。

在一些实施方式中，将安装预补偿器20可以将球面像差系数从非预补偿的激光传输系统1的值α₄₀＞α₄₀(precomp)增加到预补偿的激光传输系统1的值α₄₀＜α₄₀(precomp)。在一些实施方式中，例如，α₄₀(precomp)可以为2、3或4微米。

在一些实施方式中，将预补偿器200安装到非预补偿的激光传输系统1中可以使以下像差量度中的至少一种从非预补偿的值至少减小预补偿百分比P(precomp)：RMS波前误差ω、球面像差量度α₄₀以及焦斑半径r_f，或者使Strehl比率S至少增加预补偿百分比P(precomp)。在一些实施例中，例如，P(precomp)可以为10％或20％或30％或40％。

如上所述，这些像差量度中的任一种可属于参考点P1，...P5中的任一个或属于某些其他预定参考点，或属于参考点处的值的平均，或可以为对波前的平均。

在一些实施方式中，预补偿器200还可以补偿非球面像差，例如，一级或更高级像差。在一些情况下，预补偿器200也可以进行对离轴光线的预补偿。

在一些实施方式中，预补偿器200补偿其他类型的像差，同时不会使RMS波前误差的增加量多于0.075，或保持高于S(precomp)的Strehl比率(具有例如0.8的值)。

在一些实施方式中，预补偿器200可以将从预补偿器200引出的光束的半径rb增加到大于rb＝rb(precomp)的值，其中rb(precomp)可以为例如5mm或8mm。

通过在预补偿器200中包括一个或多个可移动透镜(movable lens)，可以实现这些功能中的一些功能。位置致动器(position actuator)可以使可移动透镜移动，改变预补偿器200的某些透镜之间的距离。

在具有一个可移动透镜的实施方式中，预补偿器200的可移动透镜可以使激光传输系统1的焦平面或焦斑沿光轴移动0.3-4.0mm。在一些其他实施方式中，可以移动0.5-2.0mm。

在一些实施方式中，当在可移动透镜处于中间位置时在上述五个参考点P1，...P5处的至少一个Strehl比率S(low)低于S＝S(movable)时，移动可移动透镜，以将Strehl比率S(low)增加到高于S＝S(movable)的值。S(movable)可以为0.6、0.7、0.8或0.9。

在一些实施方式中，可以将可移动透镜移动为使Strehl比率S在0.6-0.9的范围内变化。在其他实施方式中，在0.70-0.85的范围内变化。

由于预补偿器200位于XY扫描器300或其他扩束器之前，因此光束半径仍是小的。因此，可移动透镜可以是小的。并且，由于可移动透镜是小的，位置致动器可以非常快速地移动该可移动透镜，这允许非常迅速地改变焦深。该特征加速了这些实施例中的深度扫描或Z扫描，且可以使Z扫描速度比得上典型地较快的XY扫描速度。

在一些典型的现有系统中，主要通过诸如透镜的光学装置补偿像差。现在描述的可移动透镜预补偿器200可以利用快速可移动透镜而很好地实施该功能。特别地，当用XY扫描器300扫描激光束时，可以使可移动透镜以充分高的速度移动，使得与XY扫描相关的像差被补偿到希望的水平。

图7A示例了当基本上跟踪平面或曲形患者接口(patient interface)208的接触表面而实施横向手术切口206时该方面有用。小的可移动透镜的速度使得可以以XY扫描所需的速度进行Z扫描，形成希望的曲形切口。

在一些实施方式中，曲形切口的曲率或半径、或者曲形目标线可以小于1mm、10mm以及100mm。

图7B示例了高Z扫描速度的另一有用方面。大多数光学系统的焦平面是稍微弯曲的。如果希望产生基本上直的横向切口(因此，该接口不会跟踪焦平面的曲率)，需要与快速的横向XY扫描同步地、连续地再调整焦深，以补偿焦平面的曲率。例如，对于径向切口或具有光栅扫描图形的平面切口，径向或XY坐标的改变可以非常快。在这些过程中，快速的Z扫描速度可有助于形成希望的直切口。

最终，高Z扫描速度同样可以对于快速地进行诸如角膜过程的一些手术过程是有用的。

在一些实施方式中，可移动透镜预补偿器200可以以焦斑的最大横向扫描速度的至少5％的轴向速度改变激光传输系统的焦斑的深度。在一些实施方式中，轴向速度为焦斑的最大横向扫描速度的至少10％。在其他实施例中，轴向速度为焦斑的最大横向扫描速度的至少20％。

在一些实施方式中，可移动透镜预补偿器200可以在Z扫描时间内将焦斑的Z坐标改变0.5-1毫米。

在一些实施方式中，该Z扫描时间可以在10-100纳秒、100纳秒-1毫秒、1毫秒-10毫秒以及10毫秒-100毫秒的范围内。

在一些实施方式中，透镜组的可移动透镜在Z移动范围内可移动以将第一像差量度减小至少可移动百分比P(movable)。这里，第一像差量度可以为球面像差系数α₄₀、RMS波前误差ω以及焦斑半径r_f，且可移动百分比P(movable)可以为10％、20％、30％和40％。

在一些实施方式中，透镜组的可移动透镜可在Z移动范围内移动，以将Strehl比率S至少增加可移动百分比P(movable)，该可移动百分比P(movable)可以为10％、20％、30％和40％。

在一些实施方式中，可移动透镜预补偿器200能够通过移动可移动透镜而基本上独立地改变激光传输系统1的数值孔径NA、焦斑的Z深度、像差测量中任一者以及光束直径。换言之，移动可移动透镜能够改变激光传输系统1的这四个特性中的任何一个，而不会改变其他两个特性。这些实施例为实施例的操作者提供了相当大的控制。

预补偿器200的一些功能有时称为束调节或扩束。因此，在一些现有系统中，具有相似功能的块称为光束调节器或扩束器。

在一些实施例中，预补偿器200包括仅一个透镜来实现上述功能。

在一些实施例中，预补偿器200包括两个到五个透镜以实现上述功能。

图8A示例了预补偿器200的三透镜实施例，包括透镜221、222和223。

图8B示例了可移动透镜预补偿器200’的三透镜实施例，包括透镜221’、可移动透镜222’和透镜223’。

图8C示例了预补偿器200”的四透镜实施例，包括透镜231-234。

图8D示例了可移动透镜预补偿器200”’的四透镜实施例，包括透镜231’、可移动透镜232’、透镜233’和透镜234’。

表2-4示例了图8A-B的预补偿器200和200’的各种三透镜实施方式。可以使用薄透镜实施预补偿器200的实施例。因此，可以关于各透镜的折光力及其与下一透镜相距的距离来描述这些预补偿器。

表2示例了在图8A中示出的预补偿器200的三固定透镜实施例。在表2中，第1列示出了透镜号，第2列示出了以屈光度Di(i＝1，2，3)量度的折光力，第3列示出了透镜i与i+1之间的距离di(i＝1，2)。

透镜号	折光力[1/m]	到下一透镜的距离[mm]
			221	D1＝(-3，-5)	d1＝(60，100)
222	D2＝(3，5)	d2＝(3，9)
			223	D3＝(-3.5，-6)

用于图8A的表2

表3示例了如图8B所示的具有两个可移动透镜222’和223’的预补偿器200’的可能的实施方式，示出了在第3和第4列中的两种配置A和B中的透镜间隔diA和diB。透镜间隔di可以在diA与diB之间连续变化。

用于图8B的表3

表4示例了，在各种实施方式中，依赖于诸如不同光束尺寸和可用空间的大量的设计考虑，上述参数Di和di可呈现宽范围的值。可通过以比例因子α缩放折光力以及以对应的比例因子1/α缩放距离，来将这些实施方式中的一些参数联系到表2-3的实施例。此外，可以通过容差因子t1到t3附加地修改折光力，以允许容差和设计实施方式中的差异。在表4中总结了这些关系。

透镜号	折光力[1/m]	到下一透镜的距离[mm]
			221	D1＊α＊t1	d1/α
222	D2＊α＊t2	d2/α
			223	D3＊α＊t3

用于图8A-B的表4

在一些实施方式中，比例因子α可以在0.3到3的范围内，且容差因子t1、t2和t3可以在0.8到1.2的范围内。

相似地，表5示例了预补偿器200”的各种四透镜实施方式，其中透镜231、232、233和234被固定，如图8C所示。

透镜号	折光力[1/m]	到下一透镜的距离[mm]
			231	D1＝(-15，-20)	d1＝(100，130)
232	D2＝(-5，-8)	d2＝(32，41)
			233	D3＝(-25，-35)	d3＝(33，45)
234	D4＝(7，10)

用于图8C的表5

表6示例了图8D的预补偿器200”’的四透镜实施方式，其中具有一个可移动透镜232’。

用于图8D的表6

与在三透镜实施方式中相同，四透镜预补偿器200”和200”’的参数可以呈现宽范围的值。与表4相似，可通过分别比例因子α、1/α、t1、t2、t3以及t4将这些实施方式中的一些参数彼此关联。比例因子α可以在0.2到5的范围内，且容差因子t1，...t4可以在0.7到1.3的范围内。

在其他实施例中，采用其他组合和范围。在这些范围内，由于可以最优化系统以用于导致不同选择的许多不同功能，因此激光传输系统1的许多实施例是可能的。设计折衷和最优化限制可导致大量的实施方式，每个实施方式都具有其自身的优点。通过在上述表2-6中的参数的范围示例了大量的可能性。

在预补偿器200’的具有一个可移动透镜的实施方式中，该可移动透镜可以基本上独立地改变激光系统特性中的一个。这些参数包括Z焦深、数值孔径NA、像差量度中的任一个和出射光束的直径。例如，这些实施方式允许操作者改变例如激光传输系统1的数值孔径而不改变例如Z焦深。

在一些实施方式中，预补偿器200具有两个独立地移动的元件。这样的实施方式允许操作者独立地控制激光束的两个特性(例如，光束直径和数值孔径NA)，同时使像差保持固定。

图9示例了激光传输系统1’的实施例，其中突出显示了各种光学块的Z扫描功能。特别地，激光引擎100产生激光束，第一Z扫描器250接收该激光束。第一Z扫描器250从激光引擎100接收激光束并沿激光传输系统1’的光轴在第一Z间隔(interval)内扫描激光传输系统1’的焦点。XY扫描器300接收由第一Z扫描器250输出的光束，XY扫描器300沿基本上横断激光系统的光轴的方向扫描激光束。然后，第二Z扫描器450接收输出的XY扫描激光束，第二Z扫描器250沿激光系统的光轴在第二Z间隔内扫描激光系统的焦点。

在一些实施例中，第一Z扫描器250被配置为使第一Z间隔适合于角膜手术过程，且第二Z扫描器450被配置为使第二Z间隔适合于眼前段(anterior segment)手术过程。

在一些实施例中，第一Z间隔在0.05-1mm的范围内，且第二Z间隔在1-5mm的范围内。

在一些实施例中，第一Z间隔在1-5mm的范围内，且第二Z间隔在5-10mm的范围内。

在一些实施例中，第一Z扫描器250被配置为在第一扫描时间中在0.05mm-1mm的第一Z间隔内扫描焦点。第一Z扫描时间可以为以下范围中的一个：10-100纳秒、100纳秒-1毫秒、1毫秒-10毫秒以及10毫秒-100毫秒。

在一些实施例中，第二Z扫描器450被配置为在第二扫描时间中在1mm-5mm的第二Z间隔内扫描焦点。第二Z扫描时间可以为以下范围中的一个：10-100毫秒以及100毫秒-1秒。

在一些实施例中，第一Z扫描器250被配置为使激光束的数值孔径的改变量多于10％。

在一些实施例中，第二Z扫描器450被配置为使激光束的数值孔径的改变量多于10％。

在一些实施例中，第一Z扫描器250被配置为使激光束的数值孔径的改变量多于25％。

在一些实施例中，第二Z扫描器450被配置为使激光束的数值孔径的改变量多于25％。

图10示出了上述元件的多种变型的总结表。如所示，一些实施方式可以具有0个Z深度扫描器、在XY扫描器300之前的1个Z深度扫描器、在XY扫描器300之后的一个Z深度扫描器、以及2个Z深度扫描器，一个在XY扫描器300之前，另一个在XY扫描器300之后。

此外，一些实施方式可以具有0个NA控制器、在XY扫描器300之前的1个NA控制器、在XY扫描器300之后的1个NA控制器、以及2个NA控制器，一个在XY扫描器300之前，另一个在XY扫描器300之后。

这里，Z扫描器和NA控制器通常指可以分别修改Z深度和数值孔径NA的单透镜或透镜组。在一些情况下，可以通过单个电致动器激活或控制这些修改器，该单个电致动器使修改器的透镜同步移动以修改光束的NA或Z深度。

Z扫描器和NA控制器二者都被容纳(house)在图9的第一Z扫描器250和第二Z扫描器450中。在一些情况下，对应的光学元件是不同的，在其他实施方式中，容纳在相同Z扫描器块250或450中的Z扫描器和NA控制器可共享一个或多个透镜、可移动透镜或电致动器。

如图10所示，0个Z扫描器和一个或两个NA控制器操作在固定的Z深度处，但可以在XY扫描期间控制NA。

1个Z扫描器和0个NA控制器可以进行Z扫描。

1个Z扫描器和1或2个NA控制器除了进行Z扫描之外还可以进行对NA的控制。

2个Z扫描器可以以两个速度进行Z扫描并且在与1个或2个NA控制器组合时还可以控制NA。

在一些实施方式中，还可以使用无透镜的光学元件，例如，可变孔和光瞳。

此外，所示例的16个组合中的大多数组合可以被进一步配置为预补偿所选择的像差，例如，球面像差。

图10示例了可以彼此独立地控制或调整由其像差量度(例如，Strehl比率S)表示的各种系统特性，例如，光束的Z深度、其数值孔径NA及其像差。这样的实施例为激光传输系统1的操作者提供了很大的控制和精度。

在相似实施例中，可对其他成对的光束特性进行这样的双重光束调节(double beam conditioning)。例如，对于像差控制器和光束直径控制器，可以创建相似的具有4X4＝16对的表。这里，在与0、1或2个光束直径控制器的所有可能组合中，可以与0、1或2个像差控制器配对。

光束特性的列表包括：焦斑的Z深度、数值孔径NA、光束半径以及诸如Strehl比率S、焦斑半径r_f、RMS波前误差ω和球面像差量度α₄₀的任何像差量度。

3.XY扫描器300

XY扫描器300可以从预补偿器200直接或间接地接收已经通过一些中间光学元件的经预补偿的光束。XY扫描器300的功能为沿基本上横断激光传输系统1的光轴的方向扫描从预补偿器200接收的光束。在各种实施例中，“横断”方向未必垂直于光轴，可以包括与光轴成实质角度(substantial angle)的任何方向。

在一些实施例中，XY扫描器300输出扫描激光束(该扫描激光束已经传播通过激光传输系统1并已经到达手术区域)，并沿横断方向从零扫描到5-14mm的XY扫描范围的最大值。在一些实施方式中，XY扫描范围的最大值在8和12mm之间。

图11A示例了XY扫描器300可包括X扫描器和Y扫描器。在一些现有设计中，X扫描器和Y扫描器各自包括一个反射镜(mirror)：单X扫描反射镜310和单Y扫描反射镜320。在这样的设计中，被X扫描反射镜310反射的光束依赖于X扫描反射镜310的取向而入射在Y扫描反射镜320的不同点处。特别地，当X扫描反射镜310处于位置310a时，入射光束331被反射为光束332a，而当Z扫描反射镜旋转到位置310b时，入射光束被反射为光束332b。

这两个光束332a和332b入射到Y扫描反射镜320的不同位置，因此，即使Y扫描反射镜320固定在位置320a处，也可以分别产生两个不同的反射光束333aa和333ba。更糟糕的是，当Y扫描反射镜320自身从位置320a旋转到320b时，两个入射光束332a和332b产生两个附加的反射光束333ab和333bb，所有四个光束333aa、333ab、333ba和333bb沿不同方向传播。

可以关于支点(pivot point)的概念来表征该问题。扫描光学元件的支点的一种定义可以为这样的点，从光学扫描元件出射的基本上所有光线都通过该点。在应用于诸如扫描器的移动光学元件时，该概念类似于非移动折射元件的焦点。

使用该术语，上述问题可在图11A中被追溯到固定于X扫描反射镜310自身上的X扫描器支点315X。对于随后的光学元件，输出的扫描光束将看起来是已经从X扫描反射镜310上的单个支点315X出射并由此传播成宽范围的角。双反射镜设计的该发散会导致多种不同类型的不希望的像差。

图11B示例了现有的三反射镜XY扫描器300’，其中，X扫描器310包括两个反射镜311和312以解决该问题。为了清楚，从侧面示出了各反射镜。在该设计中，X扫描反射镜311和312以协作的方式执行X扫描功能。如图11B所示，当第一X扫描反射镜311将其取向从311a改变到311b时，第二X扫描反射镜312可以以协作的方式从312a旋转到312b。这些协作的扫描旋转可以使处于两种旋转状态的偏转光束332a和332b通过支点315X，该支点315X从X扫描反射镜搬走(lift off)。

由于X扫描器支点315X已被从X扫描反射镜自身搬走，因此可调整支点的位置。在图11B的设计中，X扫描反射镜被设计为将支点315X基本上置于Y扫描反射镜320上。在这样的设计中，图11A中的X扫描器310的问题基本上被解决，并极大地减小了对应的像差。

然而，仅就Y扫描反射镜320而言，即使是该设计也具有类似于图11A的问题。在图11B的设计中，Y扫描器支点315Y仍被固定到Y扫描反射镜。

光学系统的入瞳(entrance pupil)为当从系统前面观测时孔径光阑(aperture stop)的像。出瞳为像空间中孔径光阑的像。在具有多个透镜组的光学系统中，入瞳和出瞳的位置通常被仔细调整。在许多设计中，一个透镜组的出瞳与下一透镜组的入瞳匹配。

对于XY扫描器310，支点可被视为出瞳。在一些实施例中，该出瞳与诸如Z扫描器450的下一透镜组的入瞳匹配。然而，该透镜组的入瞳可能在不能设置扫描器块的透镜组的物理边界内。在该情况下，这样的扫描器块是希望的，该扫描器块的支点在扫描器块的物理边界外部的可任意选择的位置处。

图11C示例了用以解决该问题的四反射镜设计。在XY扫描器300”中，X扫描器310仍包括两个X扫描反射镜311和312。然而，Y扫描器同样包括两个Y扫描反射镜321和322。

XY扫描器300”使Y扫描器支点315Y从Y扫描反射镜移除。相应地，XY扫描器300”可控制Y扫描器，或者将支点315Y输出到预定位置。一个实例为将Y扫描-输出支点315Y移到后续透镜组的入瞳340上。在一些实施方式中，X支点315X同样也可以被移到相同位置。

该设计的其他方面包括：XY扫描器300”可以基本上独立地控制(i)激光传输系统1的光轴与输出的扫描光束之间的角α，以及(ii)通过与光轴相距的距离d表征的扫描光束入射到后续光学元件的入瞳的位置。由于这些控制的近似独立，XY扫描器300”可提供具有最小像差的扫描光束，并且还可控制周边区域(包括手术区域的周边区域)中的像散和慧形像差。

XY扫描器300”’的一些实施方式仅仅包括一个X扫描反射镜310和一个Y扫描反射镜320，每个扫描反射镜都是“快速控制(fast steering)”类型。各快速控制反射镜能够围绕两个旋转轴进行角运动。这些快速控制反射镜的对还可以控制光束角和在横断光轴的面中的光束位置。

在一些实施例方式中，XY扫描器300”’被配置为在激光系统的焦平面处在最大值大于5毫秒且小于15毫秒的XY扫描范围内扫描激光束。

在一些实施方式中，由第一和第二XY快速控制反射镜产生的X支点与由第一和第二XY快速控制反射镜产生的Y支点重合。

4.Z扫描器450

如上所述，通过具有允许在远大于角膜手术过程中的扫描间隔的间隔内扫描焦点的设计，眼科手术系统被配置为进行眼前段手术或晶状体手术。在一些实施方式中，在5mm到10mm或者0mm到15mm的Z扫描范围内在Z扫描路径内进行Z扫描。(在本申请中，术语“在x mm到y mm的范围内扫描”是指其初始值为x mm或更大且结束值为y mm或更小的扫描路径，包括不超过整个扫描范围的所有扫描路径。)

这里，应理解，“X，Y，Z”的指派在实施方式中的意义是宽泛的。Z典型地表示光轴，其可以靠近几何轴。但在诸如眼睛的目标组织内的Z方向可以不完全平行于激光传输系统1的光轴。这两者之间的任何折衷轴同样称为Z方向。同样，X、Y方向未必垂直于Z轴。它们可表示与Z轴成实质角度的任何方向。同样，在一些实施方式中，径向坐标系统可以更适合于描述激光传输系统1的扫描。在这些实施方式中，XY扫描是指由合适的径向坐标所参数化的不平行于Z轴的任何扫描。

图1示例了：激光传输系统1的一些实施方式通过在Z扫描器450中包括第一扩束器块400和可移动扩束器块500而实现了这些具有挑战性的大的Z扫描范围。在各种实施方式中，第一扩束器块400可以为可移动块或固定块。第一扩束器块400和可移动扩束器块500之间的距离可通过例如位置致动器来调整。

如已经在图2A-B中示例的，当焦点从其在目标组织中的最优位置移开时，像差增加。这些像差典型地称为“几何像差”，因为其可以通过跟踪几何光线而加以理解且源自透镜的有限范围。可以通过使Z扫描器450的数值孔径较小来限制这些几何像差。这样，几何像差依赖于Z焦深和数值孔径NA二者。

此外，随着数值孔径NA减小，出现由光的波动性所引起的像差的第二来源。这些像差导致所谓的“衍射像差”。随着数值孔径减小，该第二类型的像差使焦斑半径增大。

图12A-B示例了作为Z扫描器450的孔尺寸的函数的在眼前段中的几何和衍射像差，其由作为上述像差量度之一的焦斑半径r_f表征。由于几何像差随孔尺寸增加而衍射像差减小，总像差(被定义为这两个像差的总和)在最优像差和对应的最优数值像差NA_opt处呈现最优的最小值。

这里，通常的定义将数值孔径NA和孔尺寸联系到一起：NA＝n＊SinArTan(孔尺寸/(2＊焦距))，其中n为在其中形成像的材料的折射率。

这些曲线针对特定的Z焦深，如图12A中的1mm的Z焦深和图12B中的8mm的Z焦深。由于几何像差在不同的Z焦深处是不同的，总像差曲线的最小值和由此的整个系统的最优孔尺寸和最优数值孔径NA_opt依赖于Z焦深：NA_opt＝NA_opt(z)。特别地，当Z焦深从1mm增加到8mm时，在该特定实例中，对应于Z焦深增加，最优孔尺寸和NA_opt从32mm减小到25mm。因此，希望既用于角膜手术也用于晶状体手术的激光传输系统需要覆盖更宽的孔范围和对应的NA范围。该需要提出了巨大的设计挑战。

如下面进一步说明的，图12A-B还示例了：对于典型的1mm的角膜Z焦深，像差呈现宽的且平坦的最优值，而对于典型的用于晶状体手术的Z焦深，像差则呈现较窄的且较尖锐的最小值。

还可以通过其他三个像差量度S、ω或α₄₀来表征像差，它们全都会产生呈现最优值的曲线。上述四个像差量度中的任一个可对应于上述五个参考点P(1)，...P(5)中的任一个，或者可以为对这些参考点中的部分或全部取的平均值，或者可对应于其他参考点。

在一些实施方式中，在Z焦深的宽范围内，可以将孔尺寸和对应的NA调整到实质上最优的数值孔径NA_opt(z)，从而使得由像差量度所度量的总像差最小化。该功能允许极大地减小总像差。这里，如前所述，在上述五个参考点P1，...P5中的任一个处通过四个像差量度r_f、S、ω或α₄₀中的一个度量像差。最优像差对应于像差量度r_f、ω或α₄₀的最小值或者Strehl比率S的最大值。

在某些其他实施方式中，在不能达到最优像差或者设计考虑规定应使用偏离最优值的像差的情况下，与其中Z扫描器450的第二块不可移动且因而不能调整数值孔径的基本上相同的激光系统的像差度量相比，可移动扩束器块500仍可以使像差量度r_f、ω或α₄₀的值减小，减小的百分比至少为P(MovableExpander)百分比，或相应地使Strehl比率S的值增加，增加的百分比至少为P(MovableExpander)百分比。在一些实施方式中，P(MovableExpander)可以为20％、30％、40％或50％。这里，如前所述，可以在五个参考点P1，...P5中的任一个处测量像差量度r_f、S、ω或α₄₀。

在一些实施方式中，相对于Strehl比率S低于0.8的其中Z扫描器不具有可调整的数值孔径的基本上相同的激光系统，包含具有可调整的数值孔径NA的Z扫描器450的激光系统可以将Strehl比率S增加为高于0.8。

附加设计挑战不仅要通过将激光传输系统调整到其最优孔尺寸和对应的数值孔径NA_opt(z)而使在固定的z焦深处的总像差最小化，而且在扫描Z焦深时还要使系统保持为至少接近该依赖于Z的最优数值孔径NA_opt(z)。在典型的实施方式中，最优数值孔径从焦深增加而减小。

为了解决在Z扫描范围内扫描Z焦深时该最优孔径的变化，激光传输系统1的实施方式具有与其Z焦深自身变化基本上无关地使作为Z扫描器450的单独参数的数值孔径NA(z)改变的能力。

其中基本上独立地控制两个量(这里为Z焦深和数值孔径NA)的实施方式典型地具有实现该特征(modality)的控制参数的对。实例包括第一扩束器块400与可移动扩束器块500之间的可控距离和可通过第二光学控制器调整的可移动透镜在这些块的任一个中的位置的配对。另一实例包括在Z扫描器450的两个块中的任意组合中的两个可移动透镜。应记得，第一束扩展器块400可被实施为固定块或可移动块。

在一些实施方式中，数值孔径NA可被调整到最优数值孔径值NA_opt(z)的序列，在扫描Z焦深时产生在Z焦深的序列处的最优总像差值的序列。

如前所述，可以通过上述像差量度r_f、ω或α₄₀中的任一个的最小值或Strehl比率S的最大值来获知最优总像差。Z扫描范围可以为例如5-10mm或0-15mm。可以以半径r1＝0mm，或r2＝3mm或在某个其他半径r，或在由例如r＜3mm划界的可变半径r(z)处扫描Z焦深。

表7示例了实例，其中，第二列描述在眼目标组织中的(-0.14mm，11.65mm)的Z扫描范围内的Z焦深的扫描，第三列示出了NA_opt(z)的对应值。Z扫描器450的实施方式能够在该范围内调整Z焦深并将数值孔径NA调整到其在这些焦深处的最优值NA_opt(z)。

表7

在某些其他实施方式中，可以在0mm到10mm的Z扫描范围内扫描Z焦深。在扫描过程中，数值孔径可以在0.4到0.1的范围内变化，在某些其他实施例中，在0.35到0.15的范围内变化。

图12C示例了与8mm、4mm、2mm和0mm的Z焦深的序列对应的像差曲线的相似序列，呈现了对应的最优数值孔径N_opt(z)的序列。

图12D清楚地示例了作为对应Z焦深的函数的最优数值孔径N_opt(z)。

如上所述，Z焦深和数值孔径NA的单独可调整性典型地需要两个独立可调整的控制参数。然而，一些实施方式不能提供Z和NA的单独和独立可调整性。替代地，对于每个Z焦深，这些实施方式将数值孔径自动调整到其最优值NA_opt(z)或至少调整到NA_opt(z)附近，而无需操作者进行单独的NA调整步骤。例如，NA可在P(track)百分比内跟踪NA_opt(z)，其中P(track)可以为10％、20％或30％。

这些实施方式可以仅具有单一的整合的可调控制器。在刚描述的实例中，该整合的控制器可仅向其控制的系统的用户显示目标区域中的Z焦深。然而，控制器可以包含耦合孔调整器，该耦合孔调整器同时调整数值孔径NA以跟踪NA_opt(z)而无需由激光传输系统1的用户进行单独的调节步骤。

在一些实施方式中，调整第一扩束器400与可移动扩束器500之间的距离可以充分地实现该功能。在其他实施方式中，单个可移动透镜可提供该特征。在另外的其他实施方式中，可以采用两个调整器的组合。

这些实施方式为激光传输系统1的操作者提供了简化的控制功能。由于实现这样的单一整合的控制功能是设计挑战，因此某些实施方式与诸如预补偿器200、XY扫描器300和物镜700的其他块组合地执行这些整合的控制功能。

在其中出于各种设计考虑而不能实现或不实现最优总像差值的某些实施方式中，数值孔径NA可被调整到在Z扫描范围内的沿Z扫描路径的Z焦深的序列处的数值孔径值的序列，以便使总像差与其Z扫描器450不具有可调整的数值孔径NA的激光系统相比以至少P(scan)百分比减小。在一些实施方式中，P(scan)可以为20％、30％、40％或50％。

如上所述，可以通过之前介绍的像差量度r_f、ω或α₄₀中的任何一个来表征总像差。等价地，可以通过Strehl比率S的对应增加来表征像差的减小。Z扫描路径可以是与激光系统的光轴或Z轴相距半径R并平行于Z轴的路径。在一些实施方式中，Z扫描路径可以位于与光学Z轴相距半径r1＝0mm到r2＝3mm之间。

可以通过多种不同的方式测量总像差。总像差可以指在Z扫描路径内求平均的总像差或者指沿扫描路径的总像差的最大值或最小值。总像差的减小可以指这些可能性中的任一种。

在一些实施方式中，可以将数值孔径NA从进行角膜手术过程时的第一值调整到进行眼前段手术过程时的第二值。在一些实施方式中，第一值在0.2-0.5的范围内，且第二值在0.1-0.3的范围内。在一些其他实施方式中，第一值可在0.25-0.35的范围内，且第二值可在0.15-0.25的范围内。

Z扫描器450的本实施方式以多种其他方式与现有的角膜激光传输系统不同，这些其他方式包括：

1.在角膜激光传输系统中，典型地要求数值孔径在焦深的Z扫描期间不变以确保设计的简化。该设计对于角膜手术是令人满意的，这是由于典型地由1mm的Z扫描诱导的总像差并不是角膜激光传输系统的精度的严重限制因素。相比之下，激光传输系统1的实施方式具有可变的数值孔径NA以保持在例如5-10mm的宽广的手术Z范围内将孔调整到其最优孔。当然，可以通过基本上独立于Z焦深地调整数值孔径NA的这一特征而实现这一点。

2.并且，典型的现有角膜系统使其Z扫描器在物镜700中或作为物镜700的复杂实施中的一部分，而本文的Z扫描器450被设置在物镜700之前。本文中，物镜700表示激光传输系统1的被设置在与XY扫描器和Z扫描器的功能机械壳分离的功能机械壳中的最后的透镜组。术语功能机械壳不是指传输系统的总外壳(其设计可由人机工程学和外观考虑决定)，而是指将透镜保持到一起以执行其实际光学功能的外壳。本实施方式的物镜700典型地位于在由Z扫描器450输出并被镜600反射的XYZ扫描光束之后的光学路径中。

3.图12A-B示例了晶状体手术光学系统的又一设计挑战。显然，对于典型的1mm的角膜Z焦深，总像差呈现宽的且平坦的最优区域，由此(i)可以为其他考虑而使系统参数最优化，(ii)可以使用宽的Z扫描范围，以及(iii)需要对系统参数的较不精确的调整，所有这些都不会很大地劣化焦斑尺寸。相比之下，对于晶状体手术系统，当(i)为其他考虑而使系统参数最优化，(ii)实施较宽的Z扫描范围以及(iii)较不精确地调整系统参数时，焦斑尺寸迅速劣化。

在Z扫描器450的实施例的又一方面中，包括成像子系统或视觉观测用光学装置子系统的激光传输系统通过镜600而使与这些子系统中的任一个关联的光束耦合到激光传输系统1中。镜600可以为例如分色镜。在典型的手术系统中，物镜700是指在光学路径中位于镜600之后的透镜组。

实施在镜600之前并与物镜700分离的Z扫描器450是重要的设计考虑，这同样是由于物镜700的重量是关键因素，因为物镜700与诸如患者的眼睛的目标组织基本上直接接触。因此，使物镜700的重量或质量最小化可以使激光传输系统1的实施对眼施加减小的压力。并且，由于该压力会使眼自身变形并由此降低手术过程的精确度，因此减少对眼睛的压力的设计显著增加了眼科手术的精确度。

表8-9示例了用于第一扩束器块400和可移动扩束块500的各种实施例的一些相关参数的范围。每个扩束器块可具有2-10个透镜，在一些实施例中，可具有3-5个透镜，这些透镜被配置为执行上述功能。

表8示例了使用工业标准规约的第一扩束器块400的五透镜实施例，关于各表面示出了厚透镜的组。第一扩束器块400可以包括具有处于下列范围(由括号指示)的参数的透镜411、412、413、414以及415：

表8

在一些实施例中，第一扩束器块400自面向XY扫描器300的输入侧依次包括：具有正折光力的第一透镜组、具有面向输入侧的凸起表面的凹凸透镜(meniscus lens)、以及具有面向输入侧的凹入表面的第二透镜。

其他实施方式涉及通过比例因子α缩放的表8的实施方式，具有五个缩放的透镜，使第二列的曲率乘以α，使第三列的距离乘以1/α，以及具有未改变的折射率n。比例因子α可以取0.3与3之间的值。

表9示例了移动扩束器块500的四透镜实施例，包括具有处于下列范围的参数的透镜511、512、513和514：

表9

可移动扩束器块500的一些实施方式自面向第一扩束器块400的输入侧依次包括：具有面向输入侧的凹入表面的凹凸透镜、具有负折光力的负透镜、以及具有正折光力的正透镜组。

其他实施方式涉及通过比例因子α缩放的表9的实施方式，具有四个缩放的透镜，使第二列的曲率乘以α，使第三列的距离乘以1/α，以及具有未改变的折射率n。比例因子α可以取0.3与3之间的值。

图13A-B示例了其中第一扩束器块400与移动扩束器块500之间具有不同距离的两种配置下的表8-9的实施例。在一些实施方式中，移动扩束器块500可以相对于第一扩束器块400以d＝5-50mm的范围内的距离移动。

这些附图示例了在工作时的Z扫描器450的设计考虑。

图13示例了当可移动扩束器块500处于相对远离第一扩束器块400的位置时的情况。在该情况下，从组合的组件引出的光束具有(i)会聚的光线、(ii)在出瞳ExP处的相对大的直径、(iii)当固定焦距物镜被设置在Z扫描器450的出瞳附近时焦斑的较浅的Z深度，以及由此(iv)通过具有较大数值孔径NA的光束形成焦斑。

图13B示例了当可移动扩束器块500比图13A的情况更靠近第一扩束器400时的情况。此时，光束具有(i)发散的光线、(ii)在出瞳ExP处的较小的直径、(iii)当固定焦距物镜被设置在Z扫描器450的出瞳处时焦斑的较深的Z深度，以及由此(iv)通过具有较小数值孔径NA的光束形成焦斑。

总之，在较浅的Z焦深处，通过大NA光束产生焦斑，而对于增加的Z焦深，数值孔径NA减小。通过最优化扩束器块400和500的出瞳ExP的位置和会聚物镜700的入瞳的位置，可以使数值孔径NA的相对改变最优化。这些实施方式是用于在即使不使用预补偿器200的功能的情况下最优化在不同焦深处的数值孔径的备选方式。

如上所述，可以在具有或不具有预补偿器200的情况下，广泛地调整数值孔径NA。在整个激光传输系统1中，可以通过控制预补偿器200、第一扩束器块400或可移动扩束器块500，或者通过组合地控制这些块，来调整数值孔径NA。在实践中，实施方式的实际选择依赖于其他较高级系统级要求，例如，扫描范围、扫描速度以及复杂性。具有其他数值范围的实施方式还可以被配置为实施上述功能中的部分或全部功能。

图14示例了Z扫描器450的又一方面。示出了从XY扫描器300的引出支点(exit pivot point)PP(XY)出射的三个不同的特征光束。显著地，Z扫描器450将所有三个特征光束聚焦到物镜700的引入支点(entrancepivot point)PP(O)中。例如，可通过可移动扩束器500调整PP(O)的位置。

如下所述，产生离开XY扫描器300的反射镜的支点PP(O)的激光传输系统例如在其中PP(O)支点落入物镜700内部的实施例中具有有用的特征。

在其他实施例中，XY扫描器300具有比到Z扫描器450的距离远的引出支点PP(XY)。在这些实施例中，Z扫描器450仅仅将XY扫描器300的引出支点PP(XY)修改成物镜700的引入支点PP(O)。

在任一情况下，这些实施方式利用位于第一扩束器块400与可移动扩束器块500之间的中间焦平面451的存在。由具有基本上相同的Z坐标的横向排列的三个特征光束的焦点来指示该中间焦平面451的存在。相反地，不具有这样的中间焦平面的实施方式并不充分适合具有可调整的支点PP(O)。

5.物镜700

在一些实施方式中，由Z扫描器450输出的激光束被分束器/分色镜600偏转到物镜700上。通过该镜600，还可以将各种辅助光耦合到激光传输系统1中。辅助光源可以包括与光相干断层成像(OCT)系统、照明系统以及视觉观测块相关的光。

物镜700可以为从激光引擎100传播通过XY扫描器300和Z扫描器450的XYZ扫描激光束和进入手术目标区域的辅助光提供共享的光学路径。在各种实施方式中，物镜700可以包括物镜透镜组。在一些实施方式中，物镜透镜组中的透镜不能相对于彼此移动。因此，虽然物镜700为Z扫描功能的整体的组成部件(integral part)，但物镜700对可变或动态方式的Z扫描没有贡献。在这些实施方式中，没有调整物镜700中的透镜位置来移动焦斑的Z焦深。

物镜700的实施方式可以控制手术脉冲激光束的球面像差、彗形像差以及更高级像差中的至少一种。

由于物镜700导引不同波长的光，物镜700的实施方式使用消色差透镜组。辅助光的波长可以例如在0.4微米到0.9微米的范围内，且手术光的波长可以在1.0-1.1微米范围内。在所使用的光的整个波长范围，例如，上述实例中的0.4微米到1.1微米，物镜700的实施方式使色差保持为低于预定值。

物镜700的重量和质量为重要的考虑因素。在一些实施方式中，物镜与患者的眼睛机械接触。因此，物镜对眼睛施加压力。该压力会使眼睛变形而偏离其放松配置，使得更加难以选择目标并精确地导引手术激光束。

此外，如果患者在手术过程期间移动，则优选物镜可响应于患者的移动而以最小的阻力移动。虽然可利用弹簧系统或抗衡力(counterbalance)来静态平衡物镜的重量，但这些措施不会减小动态或惯性力。事实上，这样措施会增加这些力。所有这些考虑表明减小物镜700的重量或质量是有用的。

对于眼手术过程存在识别临界力和对应的物镜质量的多种方式。例如，在Duma SM，Ng TP，Kennedy EA，Stitzel JD，Herring IP，Kuhn F.的Determination of Significant Parameters for Eye Injury Risk from Projctiles，J Trauma.2005Oct；59(4)：960-4中发表了对眼的各种冲击的综述。该论文综述了冲击眼睛的物体并提供了冲击物体的临界能量值，该能量值对应于(i)对眼睛的不同类型的伤害，包括诸如角膜磨损的轻度损伤、诸如晶状体移位的中度损伤以及诸如视网膜损伤的严重损伤。该论文还分配了伤害的概率，(ii)从代表百分之几的可能性的低概率，到代表约50％的可能性的中概率，到代表近乎伤害必然性的高概率。该论文(iii)还基于冲击物体的形状、根据总冲击能量进行的分类和通过冲击面积归一化的冲击能量而对冲击情形(scenarios)进行分级。

通过调查由物镜700的机械支撑系统的完全崩塌导致的最高可能冲击伤害，可将这些结果应用于眼手术的特定情况。这样的崩塌可导致整个物镜700在典型的20-25mm的垂直路径内的自由落体，将所有物镜能量都转移到眼自身。可以从所发表的根据已知的物理原理对物镜的自由落体建模的临界能量值来计算临界质量。

该长度的垂直路径可来自以下设计原则。物镜700可被安装在垂直滑动台上以通过到眼睛的门架(gantry)而提供激光传输系统1的安全并可靠的入位(docking)。这样的设计放松了对门架的精确度和力要求，这是因为垂直门架收纳要在垂直行进范围内定位的物镜700。此外，一旦眼睛入位，这些设计允许眼相对于激光源100垂直地移动，而不会破坏眼睛对激光传输系统1的附接。这些移动可以因患者移动或手术床的移动而发生。物镜700的20到25mm的垂直行进范围有效并安全地减轻了门架力和该范围内的患者移动。

最终，(iv)设计考虑还在物镜700的光学元件(例如，物镜透镜组中的仅仅玻璃透镜)的(“光学”)质量限定整个物镜的质量的下界的意义上影响临界质量，这是因为存在多种方式来减小物镜的外壳和控制系统的质量，但要减小透镜的质量却难得多。在本系统中，物镜的总质量可以为仅仅透镜的“光学”质量的两倍到三倍。

这些标准中的部分标准产生对临界质量的更严格的定义，其他标准仅仅是平滑的交叉相关(smooth crossover dependence)而其自身并非对严格定义有用。

通过上述(i)-(iv)类别的所有可能组合，可以确定如下的四个对临界质量MC的相对严格并具有意义的定义：

(1)MC1～400克：即使在崩塌情形的最坏情况下，具有M＜MC1的质量的物镜对患者也基本上没有伤害危险；

(2)MC2～750克：在MC1＜M＜MC2的范围的质量可具有大于10％的通过总冲击能量造成部分角膜磨损的可能性；

(3)MC3～1300-1400克：在MC2＜M＜MC3的范围的质量会在任何冲击情形中具有50％的造成角膜磨损的可能性；以及最后

(4)MC4～3300克：在MC3＜M＜MC4范围的质量在某些冲击情形中可造成近乎必然的角膜磨损，并可发展中等严重或更糟糕的伤害的非零可能性。

当然，所有这些概率要与实际发生的物镜的机械支撑系统的完全崩塌的小概率相乘。然而，在眼科应用中，需要采取极端措施来防护所有能想到的伤害情形，然而，却未必使上述临界质量相关。

因此，关于物镜700的总质量和光学质量，上述考虑根据明确的标准确定四个临界质量。相应地，其中设计过程设法将物镜质量减小到低于上述临界质量MC4，...，MC1中的任一个的物镜700的实施例为安全的手术过程提供了较佳定量的可能性。

用于飞秒眼科激光的现有物镜具有大于5000克的质量，显著大于这四个临界质量中的最大者。一个例外为Manzi的美国专利申请20030053219，其描述了这样的透镜系统，其中，仅仅透镜的光学质量为约1000克，可能导致2000-3000克的总质量。虽然Manzi的设计要比其他现有物镜轻，但质量仍然是相当大的。这主要归因于Z扫描器为物镜的整体的组成部件，因为物镜内部的透镜元件被用于Z焦点控制。Manzi需要附加的质量以用于精确加工的外壳、透镜的精确线形导引(linear guide)以及用于伺服马达，所有这些将总质量增加回到大于5000克的值。

相比之下，物镜700的各种实施例的质量可落入上述四个质量范围中的任一个：0-400克、400-750克、750-1350克以及1350-3300克。该质量可以为光学质量或总质量。例如，在物镜700的实施方式中的透镜可以具有小于130克的质量。对于400克的总组装质量，将这些透镜安装到精确金属外壳中是可行的。

物镜700的实施例通过将Z扫描功能移到单独的Z扫描器450，在单独的功能或机械外壳中收纳该Z扫描器450，而可以实现低于400克、750克、1350克以及3300克的这样的显著的质量减小。这里，术语“功能或机械外壳”是指：总的非功能性设计考虑会导致将单独的Z扫描器450设置到与物镜700相同的常规容器中，但这样的常规容器并不用于光学功能或机械目的。

在一些实施例中，与通过调整物镜700的光学特性而执行至少部分动态Z扫描功能的相似物镜相比，可以使物镜700的质量以P(mass)百分比减小。这样的特性可以为将整个Z扫描器450整合到物镜700中，或将可移动扩束器块500整合到物镜700中，或将一个或多个可移动扫描透镜整合到物镜700中。P(mass)可以为10％、50％或100％。

关于图14描述了物镜700和手术激光系统1的对应设计的另一相关方面，其中示出了：Z扫描器450的实施例可以将XYZ扫描的激光束聚焦到物镜的引入支点PP(O)。具有位于物镜700内部的引入支点PP(O)的实施例在光束朝该内部支点PP(O)会聚时在光学路径的大部分上具有大大减小的光束半径rb。进而，可以通过较小的透镜控制具有减小的光束半径rb的光束，导致物镜700的总质量的显著减小。

在表10中总结并在图15中示例了根据上述设计见解的物镜700的实施方式。物镜700的实施方式包括用于从Z扫描器450接收手术脉冲激光束的第一透镜组和用于从第一透镜组接收手术脉冲激光束并将该手术激光束聚焦到目标区域上的第二透镜组。

表10通过表面1到16更详细地示例了图15的物镜700。物镜700具有九个透镜L1-L9并通过表面17与患者接口800接口。如上所述，括号表示对应参数可以取的范围。(表面1和2限定透镜L1/L2的双合透镜，表面8和9限定透镜L5/L6的双合透镜，因此，是16个表面而不是18个。)

表10

在其他实施方式中，可以使用可比地较好满足上述设计考虑的具有不同参数范围的不同数目的透镜。

在一些实施方式中，可以关于透镜组描述物镜700。例如，物镜700可以包括用于从Z扫描器450接收XYZ扫描激光束的第一透镜组以及用于从第一透镜组接收激光束的第二透镜组。第二透镜组可以包括第一透镜，该第一透镜具有在1.54到1.72的范围内的折射率、具有37.9到65l/m的范围内的曲率的引入表面(entry surface)以及具有-15.4到5.2l/m的范围内的曲率的引出表面(exit surface)。此外，第二透镜组还可以包括第二透镜，该第二透镜与第一透镜相距0到6.5mm的范围内的距离，具有在1.56到1.85的范围内的折射率、具有-55.1到-21.8l/m的范围内的曲率的引入表面以及具有11.4到26.8l/m的范围内的曲率的引出表面。物镜700可以通过第二透镜将激光束输出到患者接口800上。

在一些实施方式中，物镜700的有效焦距小于70mm。

在一些实施方式中，从物镜700到患者接口800的距离小于20mm。

在一些设计中，激光传输系统1的焦平面的曲率大于20l/m。

还可以通过使用商业可得的光学设计软件包(例如，来自ZemaxDevelopment Corporation的Zemax或来自Optical Research Associates的Code V)而产生遵循通过本申请表达的设计原则的物镜700和整个手术激光系统1的多种其他实施方式。

6.整个系统光学性能

在各种实施方式中，可以以相互依赖的方式最优化子系统预补偿器200、XY扫描器300、Z扫描器450以及物镜700的参数，使得整个激光传输系统1的光学性能可呈现独特地用于例如眼科手术应用的特性。

表11A-B关于数值孔径NA和Strehl比率S总结了在第一和第二实施方式中的整个激光传输系统1的光学性能。仍然在与上述参考点P1，...P5相似的参考点处表征光学性能。表11A-B示出了其部件处于配置A、B、C和D的激光传输系统1的光学性能，该激光传输系统1将激光束分别传递到角膜的中心(A)、角膜的周边(B)、晶状体的中心(C)以及晶状体的周边(D)。这些参考点代表与对晶状体进行眼科手术的挑战相关的大的手术体积。

表11A-B示出了具有特定值的参考点的径向坐标。然而，在其他实施方式中，NA和S在这些特定径向坐标“附近”的相同的相应范围内取值。在一些情况下，术语“附近”是指在示出的径向坐标值的P(radial)百分比内的径向坐标的范围，其中P(radial)可以为10％、20％和30％中的一个。例如，具有在7.2mm到8.8mm的范围内的z径向坐标的点在“晶状体，中心”参考点的z＝8.0mm径向坐标的P(radial)＝10％附近。

此外，在一些实施方式中，NA和S落入为B、C和D配置列出的其三个相应范围中的仅一个内。在一些其他实施方式中，NA和S落入表11A-B中的为B、C和D配置列出的其三个相应范围中的两个内。

显然，在整个晶状体手术体积内，所描述的激光传输系统被良好地校正到基本上衍射受限的光学性能。

配置	组织，位置	深度z[mm]	半径r[mm]	数值孔径NA	Strehl比率S
						A	角膜，中心	0.3	0	(0.25，0.40)	(0.90，1.0)
B	角膜，周边	0.3	6.2	(0.25，0.40)	(0.90，1.0)
						C	晶状体，中心	8	0	(0.15，0.35)	(0.90，1.0)
D	晶状体，周边	7.3	4	(0.15，0.35)	(0.80，1.0)

表11A

配置	组织，位置	深度z[mm]	半径r[mm]	数值孔径NA	Strehl比率S
						A	角膜，中心	0.3	0	(0.30，0.35)	(0.95，1.0)
B	角膜，周边	0.3	6.2	(0.30，0.35)	(0.90，0.95)
						C	晶状体，中心	8	0	(0.20，0.25)	(0.95，1.0)
D	晶状体，周边	7.3	4	(0.20，0.25)	(0.85，0.90)

表11B

可以将具有高于0.8的Strehl比率S的相似设计视为等价于上面列出的设计，这是因为所有这些设计被视为衍射受限的系统。

除了Strehl比率S之外，还可以使用诸如焦斑半径r_f的其他像差量度来表征激光传输系统1的整体光学性能。由于与大数值孔径NA组合的大Strehl比率转换(translate)为小焦斑半径r_f，对于配置A-D，在眼目标区域中，焦斑半径r_f在一些实施方式中可保持为小于2微米，其它实施方式中保持为小于4微米，在另外的其他实施方式中保持为小于10微米。

为了更精确地表征激光传输系统的性能并描述角膜和晶状体对光束传播的实质影响，通过设计包括眼作为光学设计的整体的组成部件的系统而获得(derive)了表11A-B的NA和S值。在一些设计中，以其自然形式来对眼建模。在其他设计中，包括眼的扁平程度，以表示可信的(authentic)手术条件。

表12总结了如图15中的模型人眼850所示的相关眼组织的简单模型。(表面的编号被选择为继续表10的编号，从表面18开始，该表面将患者接口800连接到角膜组织。)通过0.6mm厚度的角膜(经由共享表面18从患者接口进入)、水状体(aqueous humor)(经由表面19从角膜进入)以及晶状体(经由表面20从水状体进入)来对眼组织建模。与透镜表面1-16的分离相似地处理眼表面的分离。

表12

使用眼组织的该模型计算表11A-B的NA和S值。眼的相关模型导致可比的像差量度。

在单独的其他方面中，在一些实施方式中，可通过使某些畸变和场曲保持未经光学装置修正，来简化整个激光传输系统1的光学设计。

图16示例了，在某些系统中，该设计原则使手术系统的位置精度的优良性降低。方形点表示当XY扫描器300的反射镜以1度步长(step)扫描且Z扫描器450通过使可移动扩束器500以5mm步长移动来扫描Z焦深时焦斑的位置。显然，被定义为在保持Z焦深恒定时的焦斑的XY扫描位置的“焦平面”是弯曲的。在横向周边，切割深度较浅，这与具有未校正的场曲的透镜的公知特性一致。

同样，如果XY扫描器300的反射镜保持固定且Z扫描器450扫描Z焦深，则焦斑的横向位置改变。进一步使设计复杂化，径向横向XY位置和Z焦深都没有呈现出对相应扫描器位置的线性依赖性。在XY平面中，这些畸变称为桶形畸变或枕形畸变。(在许多实施方式中，第三坐标，即，XY扫描器300的方位角不变地转换(transfer)到焦点位置的方位角，因此将被省略(suppress)。)

图17示例了激光传输系统1的一些实施方式如何提供对上述挑战的新的计算解(computational solution)。以球坐标(ζ，χ，φ)给出扫描器坐标，其中ζ为Z扫描器450的位置，χ为XY扫描器300关于光轴的倾斜角，φ为方位角。通过柱面焦点坐标(z，r，φ)给出焦斑位置，z为Z焦深，r为与光轴的径向距离，φ为方位角。

焦点位置的方位角与扫描器的方位角基本上相同，因此未示出。剩余的XY和Z扫描器坐标(ζ，χ)在其相应扫描范围内被离散化，限定了扫描格栅和对应的扫描矩阵C_ij，该扫描矩阵C_ij被定义为C_ij＝(ζ_i，χ_j)。如果实际扫描器坐标取为值(ζ_i0，χ_j0)，则扫描矩阵C_ij在该特定的(i0，j0)对处为1，而对所有其他的(i，j)对为零。

相似地，可以通过二维焦点矩阵S_kl表征焦斑位置，其中S_kl涉及离散的径向和Z深度焦点坐标(z_k，r_l)。关于扫描器矩阵C_ij和焦点矩阵S_kl，可用四维转移矩阵(transfer matrix)T_ijkl来表征激光传输系统1的光学性能，其中四维转移矩阵T_ijkl表达扫描器坐标(ζ_i，χ_j)如何转换到焦点坐标(z_k，r_l)：概括而言，S＝TC，或详细而言：

$S_{\mathrm{kl}}=\underset{\mathrm{ij}}{\mathrm{\Σ}}{T}_{\mathrm{klij}}{C}_{\mathrm{ij}}---\left(5\right)$

虽然转移矩阵T_ijkl表示扫描器矩阵C_ij和焦点矩阵S_kl之间的线性关联，但在一些其他实施方式中，在扫描器矩阵C_ij与焦点矩阵S_kl之间可以存在非线性关系。在这些实施方式中，式(5)被非线性关联替代。

激光传输系统1可被设计为通过计算的光线跟踪、物理校准或二者的组合来使转移矩阵T的元最优化。在可被用于这样的目的的美国专利申请US20090131921中描述了物理校准方法的实施方式。

典型地，转移矩阵T是可逆的并可被用于产生逆转移矩阵T¹，该逆转移矩阵将焦点矩阵S_kl的元关联到扫描器矩阵C_ij。

或者，在一些实施例中，可以通过以目标区域中希望的焦点矩阵S_kl开始计算设计处理而直接确定逆转移矩阵T¹，并使用例如光线跟踪来重构对应的扫描器矩阵C_ij。

图17-18示例了这样的关系。图17-18是列线图，示例了XY扫描器300或Z扫描器450可被调整到哪个(ζ_i，χ_j)扫描器坐标以将光束聚焦到在z和r轴上示出的(z_k，r_l)焦点坐标。

图17示出了与(z，r)焦点坐标对应的XY扫描器300的χ倾斜角。作为实例，为了实现z＝6mm的Z深度和r＝4mm的径向位置，虚线表明可以使用χ＝6.4度的XY扫描器倾斜角。

图18表明：为了实现相同的(z，r)＝(4，6)焦点坐标，可以使用ζ＝15.5mm的Z扫描器位置。通过计算，列线图可被存储在计算机存储器中作为查找表。在所存储的查找坐标之间的值可以由二维线性或二次插值法迅速确定。

知晓转移矩阵T及其逆矩阵T¹允许激光传输系统1的实施例通过使用计算方法替代光学方法来校正图16的像差。这些实施例可包括计算控制器，该计算控制器可以控制XY扫描器300和Z扫描器450中的至少一个以控制激光传输系统1的光学畸变。

图19示例了：例如，如果在目标区域中希望沿具有减小的光学畸变的扫描模式(pattern)扫描，例如，沿在预定Z焦深z处的平焦平面扫描，计算控制器可以执行以下计算控制方法900的步骤：

(910)：接收与目标区域中的具有减小的光学畸变的扫描模式对应的焦点矩阵S_kl的元和输入(z_k，r_l)焦点坐标中的至少一个；

(920)：使用预定的逆转移矩阵(T¹)_ijkl计算或从存储的存储器调用与焦点矩阵S_kl的元或输入(z_k，r_l)焦点坐标对应的扫描器矩阵C_ij的元和坐标(ζ_i，χ_j)扫描器坐标中的至少一个；以及

(930)：根据计算的(ζ_i，χ_j)扫描器坐标控制Z扫描器450和XY扫描器300中的至少一个以根据焦点矩阵S_kl的元或输入(z_k，r_l)焦点坐标来扫描焦斑。

相对于不具有这样的控制器的相同或相似的激光系统，具有这样的计算控制器的激光传输系统可以减小光学畸变。减小程度在一些实施中可以高达10％，在其他实施例中可以高达30％。

减小的光学畸变可以为像差、场曲、桶形畸变、枕形畸变、弯曲焦平面以及弯曲扫描线(希望平行于Z轴)中的任一种。

在一些实施方式中，计算控制器与激光传输系统的其他块协作来执行这些功能，所述其他块包括可能地利用其上述特征中的任一者的预补偿器200、XY扫描器300、Z扫描器450以及物镜700。

依赖于计算控制以减小光学像差的原理，可能的相似实施方式的数目是极大的。例如，在一些实施例中，计算控制器能够在具有低于临界曲率值的曲率的焦平面内扫描焦斑。在一些其他实施方式中，可以利用对计算控制器的适宜操作来扫描具有预定形状的表面。

虽然该文件包含许多细节，但这些细节不应被解释为对本发明或所要求保护的范围的限制，而是应被解释为对本发明的特定实施例具体化的特征的描述。在本文件的分开的实施例的上下文中描述的特定特征还可以组合而被实施为单个实施例。相反地，在单个实施例的上下文中描述的各种特征同样可以分开地在多个实施例中实施或在任何合适的子组合中实施。此外，虽然在上面特征被描述为在特定组合中起作用以及甚至被初始要求保护，但来自所要求保护的组合的一个或多个特征在一些情况下可从组合中去除，以及所要求保护的组合可涉及子组合或子组合的变形。

公开了成像导引激光手术技术、装置以及系统的多种实施方式。然而，可以基于所描述的内容而对所描述的实施方式以及其他实施方式进行变形和增强。

Claims (15)

1.一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；

第一Z扫描器，用于接收所述脉冲激光束，且用于输出在第一Z扫描范围内扫描的Z扫描光束，

XY扫描器，用于接收所述脉冲激光束，且用于输出在横断Z方向的两个方向上扫描的XY扫描光束；

在扫描器外壳中的第二Z扫描器，用于接收所述XY扫描光束，且用于输出在第二Z扫描范围内在所述Z方向上附加地扫描的XYZ扫描光束；

反射镜，用于使从所述第二Z扫描器接收的所述XYZ扫描光束偏转；以及

在物镜外壳中的物镜，用于接收偏转的XYZ扫描光束，且用于将所接收的XYZ扫描光束聚焦到目标区域上，其中，

所述扫描器外壳与所述物镜外壳分离。

2.根据权利要求1的激光系统，其中：

所述扫描器外壳在机械上和功能上的至少一者上与所述物镜外壳分离。

3.根据权利要求1的激光系统，其中，所述第二Z扫描器包括：

第一扩束器块；以及

可移动光束扫描器，其中，

所述第一扩束器块为固定块和可移动块中的一种。

4.根据权利要求1的激光系统，其中：

所述第二Z扫描范围为5mm到10mm。

5.根据权利要求1的激光系统，其中：

所述第二Z扫描范围为0mm到15mm。

6.根据权利要求1的激光系统，其中：

所述第二Z扫描器操作为基本上独立地修改：

所输出的XYZ扫描光束的数值孔径NA；以及

所输出的XYZ扫描光束的Z焦深。

7.根据权利要求6的激光系统，其中：

所输出的XYZ扫描光束具有几何像差、衍射像差以及总像差，所述总像差等于所述几何像差与所述衍射像差的和；

所述总像差在关于Z焦深的最优数值孔径NA_opt(z)处具有最优值；其中，

所述第二Z扫描器的所述数值孔径NA能够被调整到关于对应的Z焦深的所述最优数值孔径NA_opt(z)。

8.根据权利要求6的激光系统，其中：

最优总像差由最优像差量度表征，

所述最优像差量度为下列之一：Strehl比率S的最大值或者焦斑半径r_f、RMS波前误差ω和球面像差系数α₄₀中的一个的最小值。

9.根据权利要求8的眼科激光系统，其中：

所述最优像差量度对应于在位置(z,r)处的五个参考点P1＝(0,0)、P2＝(2,6)、P3＝(5,0)、P4＝(8,0)、P5＝(8,3)中的一个，这些坐标全都以毫米为单位并处于任意方位角φ，其中，

z表示沿光轴的距离，r表示对应的径向柱坐标；且

所述柱坐标系统的(0,0)表示所述目标区域的前中心点。

10.根据权利要求1的眼科激光系统，其中：

所输出的XYZ扫描光束具有几何像差、衍射像差以及总像差，所述总像差等于所述几何像差与所述衍射像差的和；且

所述第二Z扫描器的数值孔径NA能够被调整为使在Z焦深处所述激光系统的所述总像差与这样的相似激光系统的总像差相比至少减小P(ScannerBeforeObjective)百分比，该相似激光系统的Z扫描器并非在与所述物镜外壳分离的外壳中；其中，

所述P(ScannerBeforeObjective)百分比为20％、30％、40％和50％中的一个。

11.根据权利要求10的眼科激光系统，其中：

所述总像差由像差量度表征，所述像差量度为焦斑半径r_f、RMS波前误差ω和球面像差系数α₄₀中的一个。

12.根据权利要求10的眼科激光系统，其中：

所述总像差量度对应于在位置(z,r)处的五个参考点P1＝(0,0)、P2＝(2,6)、P3＝(5,0)、P4＝(8,0)、P5＝(8,3)中的一个，这些坐标全都以毫米为单位并处于任意方位角φ，其中，

z表示沿光轴的距离，r表示对应的柱坐标；且

所述柱坐标系统的(0,0)表示所述目标区域的前中心点。

13.根据权利要求1的眼科激光系统，其中：

所述物镜的质量与这样的相似眼科激光系统的质量相比至少减小P(mass)百分比，该相似眼科激光系统通过调整所述物镜的光学特性而在所述Z方向上扫描所述光束，其中，

P(mass)为10％、50％和100％中的一个。

14.根据权利要求13的眼科激光系统，其中，所述相似眼科激光系统通过下列中的至少一者来调整所述光学特性：

整合到所述物镜中的所述第二Z扫描器；

整合到所述物镜中的可移动扩束器；以及

整合到所述物镜中的一个或多个可移动扫描透镜。

15.根据权利要求1的眼科激光系统，其中：

所述第二Z扫描器被配置为使数值孔径随焦深的增加而减小。