CN102762143B - 用于眼科手术的光学相干断层摄影系统 - Google Patents

Abstract

光学成像技术和系统基于光学相干断层摄影成像而提供高保真光学成像，并且可被用于在眼科手术和成像引导的手术中进行光学成像。一种用于成像眼的方法包括相对于谱域光学相干断层摄影（SD-OCT）成像系统定位眼，所述眼具有第一和第二结构；并且使用SD-OCT成像系统通过如下成像所述眼：选择第一眼结构的直接图像或镜像图像，并且生成对应于第一眼结构的所选图像的第一图像部分；选择第二眼结构的直接图像或镜像图像，并且生成对应于第二眼结构的所选图像的第二图像部分；以及抑制第一和第二结构的未选图像。

Description

用于眼科手术的光学相干断层摄影系统

技术领域

本专利文件涉及成像技术和系统，包括用于眼科手术的光学相干断层摄影成像系统。

背景技术

眼可能发展出各种问题，尤其是对于高龄者，并且这种问题会减小其视力的效率或精确性。眼科医学旨在改进劣化了的眼功能。一种严重的眼部疾病是白内障的发展，其会引起晶状体混浊和晶状体透明度降低，并且导致视力损失。白内障手术的一个主要目标是使用人工晶体替代功能障碍的天然晶状体以恢复眼视力。

发明内容

本文中所述的光学成像技术和系统基于光学相干断层摄影成像而提供高保真光学成像，并且尤其可被用于在眼科手术和成像引导手术中的光学成像。

例如，一种用于成像眼的方法可以包括如下步骤：相对于谱域光学相干断层摄影（SD-OCT）成像系统而定位眼，所述眼具有第一和第二结构；并且通过如下使用SD-OCT成像系统成像眼：选择第一眼结构的直接图像或镜像图像并生成对应于第一眼结构的所选图像的第一图像部分；选择第二眼结构的直接图像或镜像图像，并且生成对应于第二眼结构的所选图像的第二图像部分；并且抑制第一和第二结构的未选图像。

在一些实现中，抑制未选图像的步骤包括如下的至少一种：阻止显示已生成的未选图像，生成未选图像而不显示该未选图像，或者执行计算步骤以阻止未选图像的生成。

在一些实现中，当第一和第二图像部分中的至少之一是镜像图像时，生成第一和第二图像部分包括对第一或第二图像部分执行转化，以生成第一和第二结构的生物学代表性图像。

在一些实现中，成像眼的步骤包括调整SD-OCT成像系统的参考深度，而以相应的图像深度生成第一和第二眼结构的直接和镜像图像，使得第一和第二眼结构的直接和镜像图像能够彼此相区分。

在一些实现中，区分第一和第二眼结构的直接和镜像图像的步骤包括如下的至少之一：识别图像的空间分隔，应用图案识别方法，区分图像的信号特征，利用关于眼的现有知识，或者利用基于诊断的关于眼的知识。

在一些实现中，调整参考深度以及区分第一和第二眼结构的直接和镜像图像的步骤迭代执行。

在一些实现中，第一结构是眼晶状体的前囊层，而第二结构是眼晶状体的后囊层。

在一些实现中，成像眼的步骤包括调整SD-OCT成像系统的参考深度，使得第一图像部分、第二图像部分和角膜图像的深度序列是下列之一：角膜直接图像-前囊层直接图像-后囊层镜像图像；角膜直接图像-后囊层镜像图像-前囊层直接图像；以及后囊层镜像图像-角膜直接图像-前囊层直接图像。

在一些实现中，成像眼的步骤包括调整SD-OCT成像系统的参考深度，使得第一图像部分、第二图像部分和角膜图像的深度序列是下列之一：角膜镜像图像-前囊层镜像图像-后囊层直接图像；角膜镜像图像-后囊层直接图像-前囊层镜像图像；以及后囊层直接图像-角膜镜像图像-前囊层镜像图像。

在一些实现中，调整参考深度的步骤包括调整SD-OCT成像系统的参考镜的位置；以及调谐SD-OCT成像系统的延迟元件。

在一些实现中，成像眼的步骤包括零差成像。

在一些实现中，成像眼的步骤包括调整在参考深度周围的成像范围，以得到位于成像范围内的第一和第二结构。

在一些实现中，调整成像范围的步骤包括调整SD-OCT成像系统的中央波长和波长分辨率中的至少之一。

在一些实现中，调整步骤包括将成像范围调整到位于0-15mm的范围内。

在一些实现中，调整步骤包括将成像范围调整到位于5-15mm的范围内。

在一些实现中，成像眼的步骤包括调整在焦深周围的瑞利范围，以使得成像范围小于瑞利范围的四倍。

在一些实现中，调整参考深度的步骤包括将参考深度调整到位于2-15mm的范围内。

在一些实现中，定位眼的步骤包括如下至少之一：将眼与SD-OCT成像系统的界面对接，固定所述眼，或者最小化眼相对于SD-OCT成像系统的运动范围。

在一些实现中，SD-OCT成像系统是基于分光计的OCT（SB-OCT）和扫频源OCT（SS-OCT）成像系统中的一种。

在一些实现中，成像眼包括如下至少之一：创建单z扫描，创建平面z扫描，创建沿着扫描线的z扫描，或者创建光栅图案的z扫描。

在一些实现中，用于成像眼的成像系统包括谱域光学相干断层摄影（SD-OCT）成像系统，眼相对于该SD-OCT成像系统而定位，所述眼具有第一和第二结构；生成选自于第一结构的直接图像和镜像图像的第一图像部分；生成选自于第二结构的直接图像和镜像图像的第二图像部分；以及抑制第一和第二结构的未选图像。

在一些实现中，SD-OCT成像系统包括输出成像光的成像光源；一个或多个分束器，其将成像光分成成像束和参考束，并且将返回的成像光部分和返回的参考光部分合一成干涉光；参考装置，其以正比于参考距离的时差返回参考光部分；以及干涉分析仪，其接收干涉光并且生成眼的SD-OCT图像。

在一些实现中，SD-OCT是基于分光计的OCT（SB-OCT）或扫频源OCT（SS-OCT）。

在一些实现中，参考装置被配置为使得返回的参考光部分相对于返回的成像光部分提前或延迟。

在一些实现中，参考镜的参考距离与眼内的参考深度相关，其中干涉分析仪在参考深度具有最大的成像灵敏度。

在一些实现中，第一结构是眼晶状体的前囊层；第二结构是眼晶状体的后囊层；参考距离可调以设置参考深度，使得第一图像部分、第二图像部分和角膜图像的深度序列是下列之一：后囊层镜像图像-前囊层直接图像-角膜直接图像；前囊层直接图像-后囊层镜像图像-角膜直接图像；以及前囊层直接图像-角膜直接图像-后囊层镜像图像。

在一些实现中，第一结构是眼晶状体的前囊层；第二结构是眼晶状体的后囊层；参考距离可调整以设置参考深度，从而第一图像部分、第二故乡该部分和角膜图像的深度序列是下列之一：后囊层直接图像-前囊层镜像图像-角膜镜像图像；前囊层镜像图像-后囊层直接图像-角膜镜像图像；以及前囊层镜像图像-角膜镜像图像-后囊层直接图像。

在一些实现中，参考距离可调以控制参考深度位于2-15mm的范围内。

在一些实现中，SD-OCT成像系统控制在参考深度周围的成像范围在0mm-15mm或5mm-15mm的范围内。

在一些实现中，SD-OCT成像系统通过下列至少之一来抑制未选图像：阻止显示已生成的未选图像；生成未选图像而不显示该未选图像；或者执行计算步骤以阻止未选图像的生成。

在一些实现中，该方法包括如下步骤：相对于谱域光学相干断层摄影（SD-OCT）成像系统而定位对象，其中对象包括处于低对比度介质中的高对比度结构；使用SD-OCT成像系统生成对应于高对比度结构的直接图像或镜像图像的高对比度结构的一幅图像；并且抑制高对比度结构的未选图像。

在一些实现中，生成高对比度结构的图像的步骤包括调整SD-OCT成像系统的参考深度，以生成图像深度处的高对比度结构的图像，使得高对比度结构的图像与第一结构的第一图像可相区分。

在一些实现中，调整参考深度的步骤包括通过如下至少之一而将高对比度结构的图像与第一图像相区分：从第一图像中识别高对比度结构的图像的空间分离；应用图案识别方法；区分高对比度结构的图像和第一图像的信号特征；利用关于对象的现有知识；或者利用基于诊断的关于对象的知识。

在一些实现中，生成高对比度结构的图像的步骤包括零差成像。

在一些实现中，生成高对比度结构的图像的步骤包括设置SD-OCT成像系统的参考深度，并且调整在参考深度周围的成像范围，以得到覆盖高对比度结构的成像范围。

在一些实现中，调整成像范围的步骤包括调整SD-OCT成像系统的中央波长和波长分辨率中的至少之一，以得到覆盖高对比度结构的成像范围。

在一些实现中，调整成像范围的步骤包括将成像范围调整到位于0mm-15mm或5mm-15mm的范围内。

在一些实施例中，调整参考深度的步骤包括将参考深度调整到位于2mm-15mm的范围内。

在一些实现中，调整成像范围的步骤包括调整SD-OCT成像系统的焦深并且调整在SD-OCT成像系统的焦深周围的瑞利范围，使得成像范围小于瑞利范围的四倍。

在一些实现中，手术激光系统包括手术激光递送系统和耦合至手术激光递送系统的谱域光学相干断层摄影（SD-OCT）成像系统，其中SD-OCT成像系统对具有处于低对比度介质中的高对比度结构的对象进行成像，生成对应于高对比度结构的直接图像或镜像图像的高对比度结构的图像，并且抑制高对比度结构的未选图像。

在一些实现中，SD-OCT成像系统包括输出成像光的成像光源；一个或多个分束器，其将成像光分成成像束和参考束，并且将返回的成像束部分和返回的参考束部分合一成干涉束；参考镜，其定位于参考距离处并返回参考束部分；以及干涉分析仪，其接收干涉束并且生成眼的SD-OCT图像。

在一些实现中，SD-OCT是基于分光计的OCT（SB-OCT）和扫频源OCT（SS-OCT）中的一种。

在一些实现中，参考镜的参考距离与眼内的参考深度相关，其中干涉分析仪在参考深度处具有最大的成像灵敏度。

在一些实现中，参考距离可调以控制参考深度位于2-15mm的范围内。

在一些实现中，SD-OCT成像系统被配置为控制在参考深度周围的成像范围位于0mm-15mm或5mm-15mm的范围内。

在一些实现中，SD-OCT成像系统通过下列至少之一来抑制未选图像：阻止显示已生成的未选图像；或者执行计算步骤以阻止未选图像的生成。

在附图、说明书和权利要求中详细描述了用于光学成像的技术和系统的上述和其他方面。

附图说明

图1A-B例示了眼的各主要结构部分。

图2例示了OCT成像的复模糊问题。

图3A例示了一种典型成像方法的各步骤。

图3B例示了一种典型成像方法的各步骤。

图4A-F例示了图像部分序列的例子。

图5A例示了作为成像深度的函数的SB-OCT系统的灵敏度。

图5B例示了成像范围、参考深度、焦深和瑞利范围之间的关系。

图6A-B例示了OCT成像系统的两个例子。

图7示出了一种成像引导的激光手术系统的例子，该系统设有成像模块，以提供用于激光控制的靶成像。

图8-16示出了成像引导的激光手术系统的各例，其带有集成程度变化的激光手术系统和成像系统。

图17示出了一种通过使用成像引导的激光手术系统来执行激光手术的方法的例子。

具体实施方式

图1A例示了典型的人眼1。眼1的已知主要结构元素包括晶状体5、角膜10、瞳孔20、虹膜30、视网膜40、填充有玻璃体的眼中央腔以及从视网膜经视神经到达脑部的视觉刺激。

图1B更靠近地例示了晶状体5自身的侧视图。更详细地，晶状体5容纳在囊51中，囊51的厚度通常在20微米量级。使用入射光的方向作为参考轴，囊具有囊前表面51A和囊后表面51P。晶状体由晶状体前表面52A和晶状体后表面52P限定。在晶状体5内，硬核53呈现出白内障化的透明度损失，其嵌在较软外壳（有时也称作皮层54）内。晶状体的总外延取决于若干因素，包括患者的年龄。其z外延可以在6-8mm的范围内变化，而其径向外延（横切于z轴）在5mm的数量级。白内障部分，通常是硬核53，通常具有取决于诸多因素的2-6mm的z外延。

在白内障手术中，通常通过插入的手术设备，在所谓的玻璃体切割技术的过程中应用超声的协助下，切除、切割或碎裂化硬核53。随后，通过应用真空抽吸，而经由位于晶状体前表面52A和囊51上的圆形开口，从囊51中相继地移除硬核53的碎片或碎块以及较软且更流体化的皮层54。该圆形开口通过被称为晶状体切开术或者撕囊术的处理而形成。通过将人工晶体（IOL）插入空囊51中以恢复眼的光学性能和真实视力来完成该手术。

在最近四十年中，主要使用手持手术工具，在超声乳化设备和/或加热流体设备的协助下，实行白内障手术。给定手术的灵敏度目标，已经将实质的努力聚焦在发展精确度增加的眼科手术系统。直到最近，才尝试使用手术激光系统代替传统工具。当切割囊51和核53时，这些激光系统保证了令人瞩目的更佳的精确性：数微米的精确性，代替典型地对于超声乳化技术而言的数百微米或者甚至毫米的精确性。

基于激光的白内障手术系统的精确性能够通过在成像系统中集成手术激光系统而得以提升。这种成像系统能够高度精确地确定晶状体前表面52A和晶状体后表面52P的位置，以指导晶状体手术处理。

这些晶状体手术处理包括晶状体切除术、晶状体乳化术和晶状体裂解术。晶状体切除术的精确度是控制IOL居中的关键因素。这一居中是优化插入IOL性能的本质所在，因为偏离中心放置IOL会引起散光或者手术眼中的其他光学紊乱。晶状体切割的精确性同样重要，以确保整个晶状体被恰当打碎。

一种尤为有效的成像技术是所谓的光学相干断层摄影，或OCT。在OCT技术中，成像光被分成成像束和参考束。这些束通过成像对象和参考镜返回成像系统，并合一成组合的干涉束。能在时域和频域中对该干涉束加以分析，而这是OCT技术的两种主要实现方式。

然而，即使是OCT技术也由于各种缺点而被妨碍，因而需要改进OCT技术以增加基于激光的白内障手术系统的效率。

OCT技术的一个周知挑战是所谓的“复模糊”。该问题的出现是因为干涉图案与干涉图像束和参考束之和的幅度平方有关，并于是呈现出埃尔米特对称。另一方面，当检测到光波时，仅记录振幅，而相位信息丢失。因而，波及其复合共轭生成了相同的干涉图案。这在尝试重建原始光波时创建了模糊。由于不能解析该模糊，OCT成像系统生成了目标对象的直接图像以及镜像图像（复模糊度的伪像）。

图2例示了会源自OCT中的图像复制的这一复模糊问题。左侧画面示出了当后囊层的镜像图像与后囊层的直接图像重叠时的情况。右侧画面则示出了当后囊层的镜像图像与前囊层的直接图像重叠时的情况。在任一情况下，这些重叠图像不能被区分开，并导致这能会使外科医生混淆并因此危及眼科手术成功的模糊度。由于现有的方法不能解析模糊并且隔离和生成目标对象的直接图像，这一复模糊的挑战至今仍困扰着系统设计者，同时也存在精确地成像前囊层和后囊层以指导晶状体切割术和碎裂晶状体的迫切需要。

本文中所述的光学成像技术和系统提供了基于光学相干断层摄影成像的高保真光学成像，尤其是用于眼科手术和成像指导的手术中的光学成像。所述的光学成像技术和系统能够以缓解与OCT中的复模糊相关的技术问题的方式而被实施。

图3A例示了一种提供用于眼科手术应用并移除OCT技术的复模糊的图像的方法100的实现。

用于成像眼的方法100的一些实施例包括如下步骤：

(110)-相对于谱域光学相干断层摄影（SD-OCT）成像系统定位眼，所述眼具有第一和第二结构；以及

(120)-使用SD-OCT成像系统通过如下成像眼:

(130)-选择第一眼结构的直接或镜像图像，并且生成对应于第一眼结构的所选图像的第一图像部分；

(140)-选择第二眼结构的直接或镜像图像，并且生成对应于第二眼结构的所选图像的第二图像部分；以及

(150)-抑制第一和第二眼结构的未选图像。下文将详细描述这些步骤。

在此处和本专利文件通篇，术语“图像”和“眼结构”能够指代局部图像和局部眼结构，因为OCT扫描典型地仅成像整个目标的各部分，于是生成的图像典型地是表示眼结构的一部分的局部图像。由此，可以通过组合各种眼结构的若干图像作为图像部分，而创建眼的单一图像。

在步骤110中，所述眼能够相对于OCT成像系统被定位。存在大量定位眼的方法，包括降低台架至眼上直到患者界面或物镜的前沿部分与眼机械接触。一些系统使用真空系统以在患者界面和眼之间生成抓握力，并且相对于成像系统有效固定所述眼。其他方法利用机械装置，诸如轻轻压入角膜中的波纹表面。

成像系统可以是光学相干断层摄影（OCT）成像系统。方法100的实施例典型地利用谱域（SD）OCT技术，代替时域OCT技术。SD-OCT技术可以由基于分光计的OCT（SB-OCT）或者扫频源OCT（SS-OCT）成像系统来实施。已经广泛记载的是，谱域OCT技术与时域OCT系统相比，执行质量更快，并且具有更高的精确性。

在步骤120中，SD-OCT系统可被用于创建眼图像。如果实施SD-OCT，而不遵循方法100的步骤，则其生成成像对象的直接和镜像图像。如上所述，图像的该增殖导致了成像模糊，并由此破坏了OCT成像系统对眼科或任何其他应用的效用。

图2例示了由SD-OCT成像的囊51的例子，该囊51的两个最主要结构元素是前囊层和后囊层，其均生成直接和镜像图像，潜在地导致囊51的重叠和模糊成像。这种模糊和导致的精确性丧失会扰乱外科医生，由此尤其会破坏白内障手术的效力和精确性。

所述方法100将主要结合前囊层51A和后囊层51P而被描述，因为这些层具有高光学对比度，并且因而在OCT成像处理中产生最显著的图像。然而，即使具有较弱的对比度，前晶状体表面52A和后晶状体表面52P以及硬核的前表面53A和后表面53P在OCT图像中也是可见的。因而，复模糊的问题自身也由与囊层51A-P的直接或镜像图像重叠的晶状体表面52A-P或核表面53A-P的直接或镜像图像所表明。这些重叠提出了类似于彼此重叠的囊层的直接和镜像图像的问题，并且由此仅其被提及，而非列举各种重叠的全部。这一简化仅用于保持说明书的简明，而本发明的范围包括这些成像的眼结构的所有可能的重叠组合。

为了获得所有这些可能的组合，将根据第一眼结构和第二眼结构而描述该方法。上述前囊层51A和后囊层51P是这些眼结构的例子。其他眼结构包括前晶状体表面52A和后晶状体表面52P以及前核表面53A和后核表面53P，以及虹膜、瞳孔、角膜或任何其他眼结构。

此外，应当注意到，在该申请全文中，广义地使用术语“表面”：其不仅可以指代几何上最外的表面，也可以是具有一定厚度的生物层。表面或表面层的厚度可以基于功能性、生物学或机械标准而限定，并且可以从微米以下延伸至毫米以上。同样地，术语“层”不仅可以指代具有清晰限定的边界的良好分离的层，也可以广义地包括由相对于其相邻的对比度仅适度的边界所限定的层，只要其仍然允许与其相邻结构相区分。

为了消除复模糊，在步骤120-150中，可以通过选择仅成像眼结构的镜像或直接图像来组合眼图像。详细地，在步骤130中，生成第一图像部分，其对应于第一眼结构（诸如前囊层）的直接图像或镜像图像中的任一种。在步骤140中，生成第二图像部分，其对应于第二眼结构（诸如后囊）的镜像或直接图像的任一种。

于是，在步骤150中，第一和第二眼结构的未选图像能够被抑制，允许从生成的第一和第二图像部分组合成图像。

在步骤120-140的上下文中，应当注意的是，成像系统的参考深度是设置镜像图像的深度或Z坐标的控制参数之一。在其他实现中，其他控制参数可以起到参考深度的作用。

成像步骤120的一个要素可以是调整SD-OCT成像系统的这一参考深度或另一类似控制参数，以生成第一和第二眼结构的直接和镜像图像，由此图像能被彼此区分。参考深度例如能够通过在SD-OCT成像系统的参考臂中移动参考镜而被调整。在其他实现中，可以在SD-OCT系统的参考臂或成像臂的任一内采用可变延迟元件。

参考深度的这一明智选择使得在第一和第二眼结构的直接和镜像图像之间加以区分的步骤至少更容易，并且通常事实上是可能的。一旦第一和第二眼结构的直接和镜像图像被区分开，就变得可以仅显示所选图像作为眼图像的第一和第二图像部分，并抑制未选图像。这些步骤是消除复模糊的有效方法。

可以通过各种方法执行对第一和第二眼结构的直接和镜像图像的区分，包括视觉识别图像的空间分隔，或者施加图案识别方法，或者区分图像的信号或噪声特性，或者利用关于眼的现有知识，或者利用基于诊断处理的关于眼的知识。

这些图像区分方法可以迭代地与调整参考深度的步骤组合。在一些实现中，可以使用特定的参考深度（诸如预设或默认深度）而尝试区分图像的步骤。如果能够以高置信水平对图像加以区分，则无需调整参考深度。然而，如果尝试区分图像部分没有成功，或者没有达到期望的置信度，则可以调整参考深度，并且可以再次执行区分步骤。这些步骤能被迭代地实施，直到参考深度被调整到实现图像部分的高置信度区分的水平。

一旦参考深度被选择以使得第一和第二眼结构的直接和镜像图像可区分，就能够在步骤150中以各种方式抑制未选图像，包括阻止显示已生成的未选图像，生成未选图像而不显示未选图像，以及执行计算步骤以甚至阻止未选图像的生成。其他软件和硬件实现同样也可以抑制未选图像。

总之，在一些实施方式中区分各种眼结构图像、选择一些已区分的图像并且抑制未选图像的方法100包括(a)尝试区分一个或多个眼结构的直接和镜像图像；(b)调谐控制参数，诸如参考深度，如果需要，响应于尝试区分步骤以改进区分步骤(a)的功效；以及(c)可能地，以迭代方式执行(a)和(b)从而优化区分步骤的结果。

在具有2×2=4幅图像的成像处理的情况下（两个主要眼结构的直接和镜像图像），该区分步骤使得成像系统能够抑制两幅未选图像，并且使用两幅所选图像作为图像部分，以组合成不带有复模糊的晶状体手术区域的精确和有用的图像。

当第一和第二图像部分中的至少之一是镜像图像时，组合最终显示的图像可以包括对第一或第二图像部分进行转换，以在步骤150中生成第一和第二眼结构的生物学代表性图像。该转换可以例如是镜像图像相对于适当选择的镜像平面或线进行镜像，由此创建直接图像。这种转换在第一和第二图像部分是直接图像时可以不是必须的。

图3B示出了相关的成像方法100’。该方法100’可以包括如下步骤：

(110’)-相对于谱域光学相干断层摄影（SD-OCT）成像系统定位对象，该对象包括在低对比度介质中的高对比度结构；

(120’)-使用SD-OCT成像系统生成高对比度结构的图像，对应于高对比度结构的直接图像或镜像图像；以及

(130’)-抑制高对比度结构的未选图像。

方法100’聚焦在步骤120’中区分高对比度对象的直接图像和镜像图像，以及将两图像中的任一图像与另一感兴趣的图像加以区分。该方法还显示了两图像之一，并抑制另一未选图像。该方法100’能够区分镜像图像、直接图像和任意其他图像，例如通过调整SD-OCT成像系统的参考深度以生成处于合适图像深度的高对比度结构的图像，使得高对比度结构的图像相对于第一结构的第一图像是可区分的。

如上所述，区分步骤可以包括从第一图像中视觉识别高对比度结构的图像的空间分隔；应用图案识别方法；区分高对比度结构的图像和第一图像的信号特征；以及利用关于对象的现有知识；和利用基于诊断的关于对象的知识。

最后，可以迭代地执行调整参考深度和区分各图像的步骤，以优化性能。

图4A-D例示了在使用SD-OCT程序成像眼薄角膜和前后囊层时，若干不同的图像序列会取决于对参考深度Zref的选择而出现。如上所述，除了囊层之外，晶状体表面和核表面也出现在OCT图像中。因而，虽然下文仅关于囊层讨论了图像序列，但是附加图像的位置的各种组合生成了多种附加序列。由于这些附加图像序列未引起有关质量的新问题，实现方法100的自然延伸足以消除相应的复模糊。

如图4A所示，可使用角膜直接图像201的深度Zdc(=Z_{直接,角膜})作为z深度标度的零点。前囊层直接图像211于是可以处于深度Zda，而后囊层直接图像213则处于深度Zdp。

图4A还例示了对于参考深度203的特定深度选择Zref，SD-OCT成像系统能够以参考深度Zref作为反射中心来生成表面的镜像图像。一般地，镜像图像的Z深度被定位在Z_镜像=Zref–(Z_镜像-Zref)。

上述表面的镜像图像及其深度于是如下：后囊层在深度Zmp的镜像图像212，而前囊层在深度Zma的镜像图像214，从而图像深度的序列是：Zdc–Zda–Zmp–Zdp–Zma。

图4B-C例示了图像序列会随着参考深度203的Z坐标Zref被调谐而改变。由于在实践中相关的情况下，典型地前囊层214的镜像图像在Zma处具有最深的Z深度，其后是后囊层直接图像在Zdp的Z深度，因此这两者将不再被显式陈述以简化讨论。于是，本描述集中在后囊层212相对于其他图像深度Zdc和Zda的Z深度Zmp。

使用该简化，典型的图像深度序列包括：

图4A：Zdc–Zda–Zmp，即：角膜201直接图像-前囊层211直接图像-后囊层212镜像图像；

图4B：Zdc–Zmp–Zda，即：角膜201直接图像-后囊层212镜像图像-前囊层211直接图像；

图4C：Zmp–Zdc–Zda，即：前囊层212镜像图像-角膜201直接图像-后囊层211直接图像；

图4D例示了用于相关方法100’的类似图像序列：对象边界201’直接图像-高对比度对象212’镜像图像-高对比度对象213’直接图像。

在补充实施例中，上述序列可以采取精确的补充序列，将每幅直接图像改变为相应的镜像图像，而每幅镜像图像则改变为相应的直接图像。

为了在文字上与其他技术相联系，注意到，上述成像方法有时被称为零差成像。

图4E-F示出了与成像对象的三维特性有关的方法100的实现。在前述的实现中，常沿着单线进行z扫描：该方法通常称为A扫描。然而，如果成像对象非旋转对称，A扫描可能会提供不完整的信息。该情况会例如在眼科手术程序期间晶状体被推入非对称位置的情况下发生。

图4E例示了当晶状体的中心从光轴上移开并且其也倾斜时的情况：其z轴不再与光轴平行。在该情况下，在x1平面位置处执行的A扫描可以发现，在深度Zmp(x1)处的后囊层的镜像图像是与前囊层Zda(x1)的直接图像可区分的。此处，x1平面位置矢量能够例如以笛卡尔坐标或极坐标表示。

然而，如果例如期望更完整的晶状体OCT图像以指导眼科手术，则可在平面位置x1,x2,…,xn处执行若干Z-扫描。如图4E中所示，如果在x2平面位置处执行A扫描，则Zmp(x2)可以实质上等于Zda(x2)，并且因此后囊层的镜像图像可能无法与前囊层的直接图像相区分。

图4F例示了方法100”因而可以包括修改的步骤120”，其中眼或任何其他成像对象被成像：沿着单Z扫描（“A扫描”，左侧画面），(ii)通过一组Z扫描而在成像平面内（“B扫描”，中央画面），或者可能在环形B扫描，以及(iii)用Z扫描的x-y集合在成像区域中（右侧画面）。

于是，在修改的步骤130”和140”中，第一和第二眼结构的镜像或直接图像之一能够被区分并加以选择。这些步骤可以包括调整方法参数，诸如参考深度Zref，直至镜像和直接图像在任何Z扫描位置处都不重叠并因此是可区分的。最终，在修改的步骤150”中，可以抑制未选图像，并且显示所选图像。

图5A例示了在典型的SD-OCT成像系统中灵敏度如何取决于成像对象相对于参考深度Zref的深度或Z坐标。如所示，在一些SD-OCT成像系统中，随着对象的Z坐标移动远离参考深度Zref，灵敏度会迅速降低。图5A例示了在一些例子中，在图像Z坐标背离Zref4毫米的情况下，灵敏度能够从接近100%的值降至接近6%的值。当(Z-Zref)进一步增加至6-7毫米，灵敏度从接近100%的值跌至1%左右的值。这些值仅是用于说明特定实例。一般地，SD-OCT灵敏度可以根据高斯、指数或Lorentzian型而取决于(Z-Zref)。

灵敏度的这一降低具有许多原因，包括所施加光源的相干长度的有限性、噪声、信号长度的损耗、以大路径差分析干涉图案的难度以及各种光学失真和散光。灵敏度的这一损失是OCT成像技术的可应用性范围的关键限制因素之一。

如图5A中所示，存在不同的方法来限定SD-OCT系统的成像范围L’max。一个简单的常规方法是使用(Z-Zref)值，其中SD-OCT系统的灵敏度降至阈值以下，例如，其最大值的5-10%的范围内，作为成像范围L’max的一半：L’max=|Z-Zref|_(6%)。在此，已经选择6%的阈值。可见地，该定义不依赖于Z深度标度的零点设置在何处，因为SD-OCT灵敏度仅取决于两个Z深度的差。也可以使用其他阈值。

为了创建目标眼结构的高质量SD-OCT图像，方法100和100’的实现调整参考深度Zref以及在参考深度Zref周围的成像范围L’max，从而方法100的第一和第二眼结构或方法100’的高对比度对象落入参考深度Zref附近L’max/2内。参考深度例如可以通过在SD-OCT成像系统的参考臂中移动参考镜而被调整。在其他实施方式中，可以在SD-OCT系统的参考臂或成像臂的任一中采用可变延迟元件。

成像范围L’max例如可以通过调整SD-OCT成像系统的中央波长和波长分辨率中的至少之一来调整。这些概念将在如下描述SD-OCT系统时被详述。

为了使得SD-OCT系统适用于白内障手术，方法100和100’的一些实现将成像范围L’max调整在5mm范围内。使用角膜程序补充白内障程序的实现可以具有处于0-15mm范围内的成像范围L’max。

图5B例示了成像激光束的一些特征。成像束典型地在成像激光系统中张大，并且随后以小数值孔NA以及焦深Zf处的狭窄“束腰”而重新聚焦在焦深Zf处。

在束腰周围，可以引入瑞利范围220、或其双倍、Z方向“焦深”的概念，其中束仍然足够狭窄而能以足够高的分辨率成像对象。在稍后的系统说明书的上下文中，将给出这些量的公式。本文中阐明的是，所述方法的实现能够调整在焦深Zf周围的该瑞利范围，以使得成像范围L’max小于瑞利范围的四倍。在其他情况下，该数值因子可以不同于四，例如在1-10的范围内。

可以调整的另一长度标度是参考深度Zref。在一些实现中，例如白内障应用中，Zref参考深度203能被调整为处于2-15mm的范围内。如上所述，参考深度例如能够通过在SD-OCT成像系统的参考臂中移动参考镜而被调整。在其他实现中，可以在SD-OCT系统的参考臂或成像臂的任一中采用可变延迟元件。

图6A-B例示了SD-OCT成像系统300和300’的两个实施例，可对其实践方法100和100’。

图6A例示了成像系统300可以包括光源310，其生成具有平均波长λ₀和相对宽的有限带宽W的光。在一些典型例子中，λ₀能够位于800-1100nm的范围内，而W则能够位于10-50nm的范围内。生成的束可以到达分束器320，其将所生成的光束分裂成图像束361和参考束362。图像束361继续朝向第二分束器330，后者能够将图像束重定向到手术束（由手术激光引擎301生成）的光学器件内。该共享的束路径的最后一个元件典型地是物镜302。物镜302可以直接或间接接触成像对象，诸如眼1，如在方法100的步骤110中所述。该接触的功能是相对于物镜302定位和固定所述眼，以便于允许高精度的成像和随后的眼科手术程序。在一些情况下，患者界面连接至物镜302的端部，以有助于使用真空抽吸而有效地实现该接触。

虚线指示了从成像对象（诸如眼1或方法100’的高对比度对象）返回的图像束的部分。图像束361的该返回部分原路返回其路径，并再次到达分束器320。

分束器320可以将光源310生成的光的另一部分重定向为朝向参考镜340的参考光束362。参考镜340可以将参考束的一部分返回朝向分束器320。本文中，使用更广义的术语“返回”代替反射，因为成像对象1和参考镜340可能均仅返回入射在其上的光的一部分。在使用延迟元件代替或结合参考镜340的实施例中尤为如此。

分束器320可以将返回的图像束部分和参考束部分重新组合成组合的或干涉束363。在一些实现中，分束器320的分束功能和束再组合功能可由两个不同的光学单元（诸如两个分束器）执行。

成像系统300和300’可以使用Michelson-Morley架构，其中参考镜340的距离是可调谐的。典型地，在参考束362和图像束361以相同光波长行进路径的部分之间获得最大相长相干。因而，参考镜340至分束器/组合器320的距离是确定参考深度的Z坐标Zref的关键因素。因此，调整光路至参考镜340的距离或长度是实施方法100的一些步骤的一种方式，诸如将Zref参考深度调谐在2-15mm的范围内。一般地，光路的长度不仅取决于该距离，还取决于光在其中传播的介质的折射率。一般地，可以调谐反射镜340的距离，使得参考束以相对于合束器320具有时间延迟或时间提前而返回。

在SD-OCT系统中，一个附加特征是使用具有有限带宽W的光源310。这些系统能够被认作以不同波长并行操作的许多Michelson-Morley（MM）干涉计。由于在不同波长操作的MM系统在不同深度成像对象1，组合的束363携带有相干信息并由此携带有来自对象1的所有深度的图像信息。

为了恢复每个深度的图像信息，将组合的束363分解成其不同波长部分。并行地分析每个波长部分的相干数据，以恢复对应于每个深度的图像数据。随后，使用这些图像数据以构建整体图像。事实上，由不同波长部分携带的相干数据能被转变成成像对象的同时或实质上瞬时的Z扫描。相干数据到Z扫描数据的这一转变由干涉分析仪350执行。

图6A例示了在OCT系统300的一些实现中，干涉分析仪350是基于分光计（SB）的系统。使用标准光学分析，SB-OCT系统300和SS-OCT系统300’的关键成像和性能参数可由如下架构和设计参数表征。

SB干涉分析仪350可以包括光谱分解器351，其可以是光栅、棱镜或等效物。其可以分解组合的或相干束363，并且以角度φ_i在不同方向上在波长λ_i的有限附近发射每个光成分。

干涉分析仪350还可以包括传感器或像素阵列353，以实质上同时地检测这些被分开的束成分。每个像素记录了由处于窄δλ波长范围内的组合束363的λ_i波长成分所携带的相干数据。这些相干数据表示对应于对象1内的特定深度的图像数据。正如详细分析所显露的，表示对象的整个Z扫描的图像数据能够通过对由像素/传感器记录的相干数据执行（快速）傅立叶变换（FFT）而被重建。FFT可以由FFT处理器357执行，后者将其图像数据输出发送至图像生成器359。图像生成器359能够从表示Z扫描的这些图像数据生成实际图像，并且将其输出发送至显示单元以协助眼外科医生。

独立像素越小且堆积越紧密，它们能够分辨的δλ波长范围越窄。除了像素密度之外，确定δλ的其他量是波长的总范围，即成像光源310的“带宽W”。在一个简单布置中，δλ正比于带宽W，并且反比于传感器阵列353的一行中的像素数量。δλ波长范围越窄，z方向上的成像范围越宽，因为这两个量由反向傅立叶变换而连接。具体地，由下列公式给出了理论最大成像范围：

$L\max =\frac{1}{4}\left(\frac{{{\mathrm{\λ}}_0}^2}{\mathrm{\δ\λ}}\right)=\frac{1}{2}\frac{1}{\mathrm{Nf}}---\left(1\right)$

λ₀值指代OCT光源310的均值或中央波长，而Nf指示奈奎斯特频率。该Lmax是成像范围的理论限制。事实上，附加因素也会将有效成像范围限制在该理论最大值之下，诸如信噪比。因而，之前引入的成像范围L’max典型地要小于或等于该理论值Lmax。

由下列公式给出了也称为“轴向分辨率”的z方向上的分辨率Δz：

$\mathrm{\Δz}=\frac{2\ln 2}{\mathrm{\π}}\left(\frac{{{\mathrm{\λ}}_0}^2}{W}\right)---\left(2\right)$

由数值孔径NA和成像光源310的波长约束x方向的分辨率Δx或“横向分辨率”，并且其能被表达为：

$\mathrm{\Δx}=\frac{4}{\mathrm{\π}}\left({\mathrm{\λ}}_0\frac{f}{d}\right)---\left(3\right)$

其中f是焦点长度，而d是物镜302的光瞳。

最终，如下给出上述的瑞利范围：

$R=\frac{\mathrm{\π}}{2}\left(\frac{{\left(\mathrm{\Δx}\right)}^2}{{\mathrm{\λ}}_0}\right)---\left(4\right)$

瑞利范围R通常被定义为焦深和束宽是焦深处宽度的倍处的深度之间的z方向距离。于是，R表征其中束足够窄以使能如几何形状和波光学器件所限的高分辨率成像的z范围。Lmax可被认为表征了受限于光源310和传感器阵列353的分辨率的z-成像范围。通常认为对于例如高斯束最优的系统设计原理是使得这两个z-范围彼此对齐。例如，在一些实现中，Lmax=4R。相同的设计原理可以通过通常被定义为瑞利范围的两倍的“焦深”获得。

上述公式根据包括λ、δλ、W、f和d的结构或系统参数表达了包括Lmax、Zref和R的方法参数，并且因而指定了用于通过调整系统参数而调整方法参数的特定方式。

例如，公式(1)指示了可以通过调整OCT光源310的中央波长λ₀和/或传感器阵列353的波长分辨率δλ，而调整成像范围Lmax方法参数。此外，可以通过改变至参考镜340系统参数的距离或者可以通过在参考束362的路径中放置可变延迟元件，调整参考深度Zref方法参数。作为替换，例如通过改变分束器320和330之间的距离或者通过在两者之间放置可变延迟元件，也可以修改图像束361的路径。

图6B例示了OCT系统300’的另一实施例。该实施例300’使用所谓的“扫频源”(SS)光源，或者波长扫描光源310’。这种SS光源310’发射带宽比基于分光计的SB光源310的带宽窄得多的相干光。借助于灵巧的调制技术，SS光源310’改变发射光的波长，使波长λ“扫过”带宽W。因而，在这种SS-OCT系统300’中，Z扫描图像数据不是被空间捕捉的，而是以与波长λ扫过相同的时序而被捕捉。在这种SS-OCT系统300’中，实际的Z-扫描图像能够通过在组合束363的光谱上执行快速傅立叶变换而被生成。

为了执行该功能，SS-OCT系统300’的干涉分析仪350’可以利用检测器351’以接收组合或干涉束363，而其能与扫频光源310’同步。检测器351’可以根据光源310’在相应的短时间间隔内发射的光波长而将干涉数据的进入序列分入数据分区器（databinner）353’中。由于解析SS-OCT系统中的时序在某些意义上类似于解析SB-OCT系统中的组合束的波长成分，干涉分析仪350’的其余部分则会类似于SB-OCT系统300。因而，SS-OCT干涉分析仪350’还包括快速傅立叶变换（FFT）处理器357，其现在对干涉数据的时序谱进行傅立叶变换以生成图像数据，并且将其输出发送至图像生成器359中，后者组装成像对象（诸如眼1）的Z扫描图像。

任一架构中的图像生成器359的功能使帮助区分第一和第二眼结构的直接和镜像图像的处理。在一些实现中，分开的处理器与图像生成器359一同工作以实现该目标。如上所述，该区分步骤可以包括例如从第一图像中视觉地识别高对比度结构的图像的空间分隔；应用图案识别方法；区分高对比度结构的图像和第一图像的信号特征；利用关于对象的现有知识；以及利用基于诊断的关于对象的知识。

而且，图像生成器359以及额外的图像处理器可以例如通过下列方式而抑制未选图像：阻止显示已生成的未选图像，生成未选图像而不显示该未选图像，以及执行计算步骤以阻止未选图像的生成。

图7-17例示了采用SD-OCT成像子系统的眼科激光手术系统的实施例。

激光手术程序的一个重要方面是激光束的精确控制和瞄准，例如束定位和束聚焦。激光手术系统可被设计为包括用于将靶激光脉冲精确送至组织内的特定靶的激光控制和瞄准工具。在各种纳秒光致破裂激光手术系统（诸如，Nd:YAG激光系统）中，所需的寻址精度水平相对较低。这部分因为使用的激光能相对较高，于是有效组织面积也相对较大，通常覆盖了几百微米大小的受影响面积。这类系统中各激光脉冲之间的时间趋向于较长，并且手动控制寻靶是可行且常被使用的。这类手动寻靶机构的一个示例是连同用作瞄准束的次级激光源来可视化所述靶组织的活组织显微镜。外科医生手动移动激光聚焦透镜的焦点（通常使用操作杆控制实现），所述焦点与激光束通过显微镜所成的像是等焦面的（带有或不带有偏移），由此使得手术束或瞄准束最佳地聚焦在期望的靶上。

被设计为结合低重复率激光手术系统使用的这些技术可以难以与以每秒几千次射击且单脉冲能量相对较低的高重复率激光操作结合使用。在使用高重复率激光的手术操作中，会由于每个单激光脉冲的效果较小而需要高得多的精度，并且会由于需要非常快速地将几千次脉冲递送至新的处理区域而需要快得多的定位速度。

用于激光手术系统的高重复率脉冲激光的示例包括具有每秒几千次或更多次射击的脉冲重复率且单脉冲能量相对较低的脉冲激光。这些激光使用相对较低的单脉冲能量来局部化由激光诱发的光致破裂引起的组织效应，例如经由光致破裂而被影响的几微米或几十微米量级的组织面积。这一局部化组织效应可以改善激光手术的精度，并且在某些手术程序（诸如，激光眼部手术）中是期望的。在这类手术的一个示例中，对几百、几千或百万连续的、接近连续的或以已知距离分隔开的脉冲的激光的布置可被用于实现特定的期望手术效果，诸如组织切割、分割或碎裂化。

使用具有更短激光脉冲持续时间的高重复率光致破裂激光器手术系统的各种手术程序可能需要对手术的靶组织进行高精度的每脉冲定位，所述高精度定位涉及相对于靶组织上的靶定位的绝对位置和相对于行进脉冲的相对位置两者。例如，在某些情况下，可能需要以几微米的精度在脉冲间隔时间（可以是微秒量级）内一个接一个地递送激光脉冲。因为两个相续脉冲之间的间隔时间很短并且该脉冲对准的精度要求很高，所以在低重复率脉冲激光系统中使用的手动寻靶将不再是足够或是可行的。

一种用于促进和控制将激光脉冲递送至组织的精确、高速定位要求的技术是将由诸如玻璃的透明材料制成的带有预定义接触表面的扁平化板附至所述组织以使得所述扁平化板的接触表面相对于所述组织形成被良好限定的光学界面。这一被良好限定的界面可以促进激光传输并聚焦至所述组织，由此控制或减小在空气-组织界面（位于眼内角膜前表面处）中最为关键的光学像差或变异（诸如，由于伴随表面干燥出现的特定眼部光学属性或变化）。接触透镜可被设计用于各种应用以及眼部或其他组织内的靶，并且可以包括一次性或可再使用透镜。靶组织表面上的该接触玻璃或扁平化板可被用作通过激光递送系统内的聚焦元件调整而聚焦至的基准板。接触玻璃或扁平化板的这一使用提供了对组织表面光学品质的更好控制，并且由此能够将高速激光脉冲相对于所述扁平基准板以极低的光学失真置于靶组织内的期望位置（交互点）处。

在眼上实施扁平化板的一种方式是使用该扁平化板提供用以将激光脉冲递送至眼内靶组织的位置基准。将扁平化板作为位置基准的这一使用可以基于在发射所述激光脉冲之前以足够精度知晓所述靶内激光脉冲焦点的期望位置，并且该基准板和各独立内部组织靶之间的相对位置必须在激光发射期间保持恒定。此外，该方法会需要在各眼间或在同一眼的不同区域内激光脉冲至期望位置的可预测和可重复聚焦。在实际系统中，由于上述条件可能无法在实际系统中实现，因此使用扁平化板作为位置基准以在眼内精确局部化激光脉冲会是困难的。

例如，如果晶状体是手术靶，则从眼表面上的基准板到所述靶的精确距离会由于可萎陷结构（例如，角膜本身、前房和虹膜）的存在而趋向于变化。不仅是在各独立眼之间存在扁平角膜和晶状体之间距离的可变性，即便是在同一眼内，也存在取决于外科医生所使用的特定手术和扁平化技术的变动。此外，在发射实现手术效果所需的几千次激光脉冲期间还可能存在靶向的晶状体组织相对于扁平表面的移动，这使得脉冲的精确递送更为复杂。此外，眼内结构也会由于光致破裂副产品（诸如，空泡）的堆积而移动。例如，递送至晶状体的激光脉冲可以引起晶状体囊向前膨胀，这就要求调整激光脉冲寻靶该组织的后续放置。此外，使用计算机模型和仿真以足够精度预测扁平化板移除之后的靶组织的实际位置并且调整激光脉冲的放置以实现期望的局部化而没有部分扁平将会是困难的，这是因为扁平化效应具有高度可变的性质，该性质可以取决于具体至各独立角膜或眼的因素，以及外科医生所使用的特定手术和扁平化技术。

除了不成比例地影响内部组织结构的局部化的扁平化的物理效应之外，在某些手术过程中，可能期望寻靶系统参与或计及光致破裂的非线性特征，其中所述光致破裂会在使用短脉冲持续时间结构时出现。光致破裂是组织材料中的非线性光学过程，并且会导致束对准和束寻靶的复杂化。例如，当在光致破裂期间与激光脉冲交互时，该组织材料内的非线性光学效应之一在于由激光脉冲经历的组织材料的折射率不再是常数，而是随着光强变化。因为激光脉冲内的光强在脉冲激光束中沿着并横跨该脉冲激光束的传播方向随空间变化，所以所述组织材料的折射率也随空间变化。这一非线性折射率的一个后果是所述组织材料内的自聚焦或自散焦，这会改变脉冲激光束在组织内的实际焦点或移位所述焦点的位置。因此，将脉冲激光束精确对准靶组织内的每个靶组织位置还需要计及组织材料对激光束的非线性光学效应。此外，归因于不同的物理特征（诸如，硬度），或是归因于光学考虑（例如，行进至特定区域的激光脉冲光的吸收或散射），调整每个脉冲的能量以在靶的不同区域内递送相同的物理效应可能是必须的。在这些情况下，不同能量值的脉冲之间的非线性聚焦效应的差异还会影响手术脉冲的激光对准和激光寻靶。

于是，在其中寻靶非浅表结构的手术程序中，基于由浅表扁平化板提供的位置基准来使用该扁平化板可能不足以实现内部组织靶中的精确激光脉冲局部化。使用扁平化板作为引导激光递送的基准可能需要以高精度测量扁平化板的厚度和板位置，这是因为距标称的偏差被直接转换成深度精度误差。高精度扁平化透镜是耗费成本的，尤其对于单次使用的用后即弃扁平化板而言更是如此。

在此文献中描述的技术、装置和系统能够被以提供寻靶机制从而将短激光脉冲通过扁平化板递送至眼期望局部的方式实现，其中所述激光脉冲被高精度地高速递送，而无需在发射激光脉冲之前以足够精确度知晓激光脉冲在靶内聚焦的期望位置，并且还无需基准板和各独立内部组织靶之间的相对位置在激光发射期间保持恒定。由此，本技术、装置和系统可被用于其中靶组织的物理条件在手术下趋向于变化且难以控制，以及扁平化透镜的尺寸趋向于逐透镜变化的各种手术程序。本技术、装置和系统还可被用于其中存在手术靶相对于结构表面的失真或移动或者非线性光学效应导致难以实现精确寻靶的其他手术靶。不同于眼的这些手术靶的示例包括心脏、皮肤或其他器官内的更深的组织。

本技术、装置和系统能够以保有由扁平化板提供的益处（包括例如控制表面形状和水化，以及减少光学失真）同时提供对扁平化表面的内部结构光致破裂的精确局部化的方式实现。这可以通过使用集成的成像设备相对于递送设备的聚焦光学器件局部化所述靶组织来达成。成像设备和方法的确切类型能够变化，并且可以取决于所述靶的具体性质以及所要求的精度水平。

扁平化透镜可用另一机构实现以固定眼,从而防止眼的平移和运动.这类固定器件的示例包括使用吸环。这类固定机构也可能导致手术靶的不想要的失真或移动.本技术、装置和系统可被实现，从而为针对非表面手术靶利用扁平化板和/或固定装置的高重复率激光手术系统提供一种寻靶机制，该机制可以在手术进行时成像手术靶以对靶的这些失真和移动进行监测。

如下将描述激光手术技术、装置和系统的特定示例，其使用光学成像模块捕捉靶组织的图像，从而在例如手术程序之前和期间获取靶组织的定位信息。这些获取的定位信息可被用于控制手术激光束在靶组织内的定位和聚焦，从而在高重复率激光系统中提供对手术激光脉冲放置的精确控制。在一个实现中，在手术程序期间，由光学成像模块获取的图像可被用于动态控制手术激光束的定位和聚焦。此外，低能量连续激光脉冲趋向于对光学失真敏感，这类激光手术系统可以实施带有平坦或弯曲界面的扁平化板以附至靶组织，从而在靶组织和手术激光系统之间提供受控且稳定的光学界面，同时减轻并控制组织表面处的光学像差。

例如，图7示出了基于光学成像和扁平化的激光手术系统。该系统包括用于生成激光脉冲的手术激光束1012的脉冲激光器1010，以及用于接收该手术激光束1012，聚焦并将经聚焦的手术激光束1022引至靶组织1001（诸如，眼）上由此引起靶组织1001内的光致破裂的光学器件模块1020。扁平化板可被提供为与靶组织1001相接触，以产生用于将激光脉冲传送至靶组织1001的界面，该界面还用于传送通过其来自靶组织1001的光。显然，光学成像设备1030被提供用来捕捉携带靶组织图像1050的光1050或是来自靶组织1001的成像信息，由此创建靶组织1001的图像。来自成像设备1030的成像信号1032被发送至系统控制模块1040。系统控制模块1040操作用于处理来自成像设备1030的图像，并且基于来自捕捉图像的信息控制光学器件模块1020调整手术激光束1022在靶组织1001处的定位和聚焦。光学器件模块1020可以包括一个或多个透镜并且还可以包括一个或多个反射器。控制致动器可被包括在该光学器件模块1020内，以响应于来自系统控制模块1040的束控制信号1044来调整聚焦和束方向。控制模块1040还可以经由激光器控制信号1042来控制所述脉冲激光器1010。

光学成像设备1030可被实现以产生与手术激光束1022分开的光学成像束，用于探查靶组织1001，并且该光学成像束的返回光由光学成像设备1030捕捉以获得靶组织1001的图像。这类光学成像设备1030的一个例子是使用两个成像束的光学相干断层摄影术（OCT）成像模块，通过扁平化板被引至靶组织1001的一个探查束与位于基准光学路径中的另一基准束彼此光学干扰以获取靶组织1001的图像。在其他实现中，光学成像设备1030可以使用来自靶组织1001的散射或反射光来捕捉图像，而不向靶组织1001发送经指定的光学成像束。例如，成像设备1030可以是感测元件（诸如CCD或CMS传感器）的感测阵列。例如，由手术激光束1022产生的光致破裂副产品的图像可由该光学成像设备1030捕捉，用以控制手术激光束1022的聚焦和定位。当光学成像设备1030被设计为使用光致破裂副产品的图像来引导关系激光束的对准时，该光学成像设备1030捕捉该光致破裂副产品（诸如，激光诱发的泡或穴）的图像。成像设备1030还可以是超声成像设备，以基于声学图像来捕捉图像。

系统控制模块1040处理来自成像设备1030的、包括针对来自靶组织1001内的靶组织位置的光致破裂副产品的位置偏移信息的图像数据。基于来自所述图像的信息，生成束控制信号1044，用于控制调整激光束1022的光学器件模块1020。系统控制模块1040中可以包括数字处理单元，以执行用于激光对准的各种数据处理。

上述技术和系统可被用于将高重复率激光脉冲以连续脉冲放置所要求的精确度（如切割或者提供碎裂应用所需）递送至表面下的靶。这可以使用或者无需使用靶表面上的基准源来实现，并且可以计及靶随着扁平化或在激光放置期间的移动。

本系统中的扁平化板被提供用于帮助和控制将激光脉冲递送至所述组织的精确、高速定位要求。这类扁平化板可由带有与组织的预定义接触表面的透明材料（诸如，玻璃）制成，使得所述扁平化板的接触表面形成与所述组织的良好限定的光学界面。这一被良好限定的界面可以促进激光传输并聚焦至所述组织，由此控制或减小在空气-组织界面（位于眼内角膜前表面处）中最为关键的光学像差或变异（诸如，由于伴随表面干燥出现的特定眼光学属性或变化）。各种接触透镜已被设计用于各种应用以及眼或其他组织内的靶，并且可以包括一次性或可再使用透镜。靶组织表面上的接触玻璃或扁平化板被用作通过激光递送系统内的聚焦元件调整而聚焦至的基准板。这一方法的固有特性是前述接触玻璃或扁平化板给予的附加益处，包括对组织表面光学品质的控制。因此，能够以激光脉冲的极低光学失真相对于所述扁平化基准板将所述激光脉冲精确高速地置于靶组织内的期望位置（交互点）。

图7中的光学成像设备1030经由扁平化板捕捉靶组织1001的图像。控制模块1040处理捕捉的图像以从所述捕捉的图像中提取位置信息，并且使用该提取的位置信息作为控制手术激光束1022的位置和聚焦的位置基准或者指导。这一成像引导的激光手术可以在不依赖于扁平化板作为位置参考的情况下实现，因为扁平化板的位置趋向于由以上讨论的各种因素而改变。因此，虽然扁平化板提供了用于手术激光束进入靶组织和捕捉靶组织图像的期望光学界面，但却可能难以使用扁平化板作为位置基准来对准并控制用于精确递送激光脉冲的手术激光束的定位和聚焦。基于成像设备1030和控制模块1040的手术激光束的定位和聚焦的成像引导控制允许将靶组织1001的图像（例如，眼内部结构的图像）用作位置基准，而无需使用扁平化板来提供位置基准。

除了不成比例地影响内部组织结构的局部化的扁平化的物理效应之外，在某些手术过程中，可能期望寻靶系统预期或计及光致破裂的非线性特征，其中所述光致破裂会在使用短脉冲持续时间激光时出现。光致破裂可能导致对准和束寻靶的复杂化。例如，当在光致破裂期间与激光脉冲相互作用时，该组织材料内的非线性光学效应之一在于由激光脉冲经历的组织材料的折射率不再是常数，而是随着光强变化。因为激光脉冲内的光强在脉冲激光束中沿着并横跨该脉冲激光束的传播方向随空间变化，所以所述组织材料的折射率也随空间变化。这一非线性折射率的一个后果是所述组织材料内的自聚焦或自散焦，这会改变脉冲激光束在组织内的实际焦点或移位所述焦点的位置。因此，将脉冲激光束精确对准靶组织内的每个靶组织位置还需要计及组织材料对激光束的非线性光学效应。归因于不同的物理特征（诸如，硬度），或是归因于光学考虑（例如，行进至特定区域的激光脉冲光的吸收或散射），可以调整激光脉冲的能量以在靶的不同区域内递送相同的物理效应。在这些情况下，不同能量值的脉冲之间的非线性聚焦效应的差异还会影响手术脉冲的激光对准和激光寻靶。在此方面，由成像设备1030从靶组织获取的直接图像可被用于监测手术激光束1022的实际位置，该实际位置反映了靶组织内各非线性光学效应的组合效应，并且提供用于控制束位置和束聚焦的位置基准。

在此描述的技术、装置和系统可以结合扁平化板使用以提供对表面形状和水化的控制，减小光学失真，并且通过扁平化的表面提供对内部结构的光致破裂的精确局部化。在此描述的束定位和聚焦的成像引导控制可被应用于使用扁平化板之外的其他装置来固定眼的手术系统和程序，其他装置的使用包括使用会导致手术靶失真或移动的吸环。

随后的章节首先描述基于成像功能并入系统的激光控制部分的变化程度而用于自动化成像引导激光手术的技术、装置和系统的示例。光学或其他模态的成像模块（例如，OCT成像模块）可被用于引导探查光或其他类型的射束以捕捉靶组织（例如，眼内结构）的图像。激光脉冲（诸如，飞秒或皮秒激光脉冲）的手术激光束可由被捕捉图像中的位置信息指导以在手术期间控制手术激光的聚焦和定位。手术期间，手术激光束和探查光束两者可被相续或同时引至靶组织，由此可以基于捕捉的图像控制手术激光束，从而确保手术的准度和精度。

这类成像引导的激光手术可被用于在手术期间提供对手术激光束的精准聚焦和定位，因为该射束控制是基于靶组织扁平化或固定之后的、恰好在手术脉冲的递送之前或与其接近同时的靶组织的图像。显见地，在手术之前测量的靶组织（诸如，眼）的某些参数会在手术期间归因于诸如靶组织的准备（例如，将眼固定至扁平化透镜）以及由手术操作引起的靶组织的变化的各种因素而发生改变。因此，在这些因素和/或手术之前测量的靶组织参数在手术期间可能不再反映靶组织的物理状况。本发明的成像引导激光手术能够减轻在手术之前和期间用于手术激光束聚焦和控制的这些改变有关的技术问题。

本发明的成像引导激光手术可被有效用于靶组织内的精确手术操作。例如，当执行眼激光手术时，激光被聚焦至眼内以实现靶向组织的光学分解，并且该光学交互能够改变眼内部结构。例如，晶状体会在顺应期间（不仅在之前测量和手术之间同时还在手术期间）改变其位置、形状、厚度和直径。使用机械装置将眼附至手术器械会以一种未良好定义的方式改变眼形状，并且这一改变本身在手术期间也会归因于各种因素（例如，患者移动）而变化。附连手段包括用吸环固定眼以及用平坦或弯曲的透镜扁平化眼。这些改变的量可达几毫米。当在眼内执行精确激光显微手术时，眼表面（诸如，角膜或缘的前表面）的机械基准和固定并不能很好地工作。

在本发明的成像引导激光手术中的后准备或接近同时的成像可被用于在改变在手术之前和期间出现的环境下建立眼内部特征和手术仪器之间的三维位置基准。在眼扁平化和/或固定之前，或在实际手术期间由成像提供位置基准信息反映了眼改变的效果并由此提供对手术激光束聚焦和定位的精确指导。基于本成像引导激光手术的系统可被配置为结构简单且成本有效的系统。例如，与手术激光的指导相关联的光学部件的一部分还可用作将引导探查光束以成像靶组织的光学部件，由此简化设备结构以及成像和手术光束的光学对准和校准。

以下描述的成像引导激光手术系统使用OCT成像作为成像仪器的示例，并且其他非OCT成像设备也可用以捕捉图像，从而在手术期间控制手术激光。如在以下示例中说明的，能够以各种程度实现成像和手术子系统的集成。在没有集成硬件的最简单形式中，成像子系统和激光手术子系统是分开的，并且通过接口彼此通信。这类设计可以提供两个子系统的设计上的灵活性。以某些硬件部件（诸如，患者界面）实现的两个子系统之间的集成，通过向硬件部件提供更好的手术面积配准以及更为精确的校准而进一步扩展了功能性，并且能够改善工作流程。随着两个子系统之间的集成程度的增加，这类系统将变得更为成本有效和紧凑，并且系统校准将随时间进一步简化且更为稳定。在图8-16中关于成像引导激光系统的示例以各种集成程度而被整合。

本成像引导的激光手术系统的一个实现例如包括产生手术激光脉冲的手术激光束的手术激光器，所述手术激光引起手术中的靶组织内的外科改变；患者界面底座，接合与靶组织接触的用户界面以将靶组织保持就位；以及位于手术激光器和患者界面之间的激光束递送模块，被配置为将手术激光束通过患者界面引至靶组织。该激光束递送模块可操作用于按预定义的手术图案在靶组织内扫描手术激光束。该系统还包括激光控制模块以及OCT模块，其中激光控制模块控制手术激光器的操作并且控制激光束递送模块产生预定义的手术图案，而OCT模块相对于患者界面定位以具有相对于患者界面以及固定至该患者界面的靶组织的已知的空间关系。OCT模块被配置成将光学探查束引至靶组织并且接收来自靶组织的光学探查束的返回的探查光以捕捉靶组织的OCT图像，同时手术激光束则被引至靶组织以执行手术操作，由此光学探查束和手术激光束同时存在于所述靶组织内。OCT模块与激光控制模块通信以将捕捉的OCT图像的信息发送给激光控制模块。

此外，在该特定系统中的激光控制模块响应于捕捉的OCT图像的信息，操作激光束递送模块以聚焦和扫描所述手术激光束，并且基于捕捉的OCT图像内的定位信息调整手术激光束在靶组织内的聚焦和扫描。

在某些实现中，可以不必获取靶组织的完整图像用以将靶配准至手术器械，而是获取靶组织的一部分（例如，像是天然或人工界标的手术区域的几个点）就以足够。例如，刚性体在3D空间内具有六个自由度，因而六个独立点将足以限定该刚性体。当手术区域的确切大小不是已知的时，需要附加的点来提供位置基准。在此方面，若干点可被用于确定人眼晶状体的（通常是不相同的）前表面和后表面曲率，及其厚度和直径。基于这些数据，由带有给定参数的椭球体的两个半体组成的主体能够近似并可视化晶状体以用于实践目的。在另一实现中，来自捕捉图像的信息可以与来自其他源的信息（诸如，用作控制器输入的晶体厚度的预先测量）相结合。

图8示出了带有分开的激光手术系统2100和成像系统2200的成像引导激光手术系统的一个例子。激光手术系统2100包括带有产生手术激光脉冲的手术激光束2160的激光引擎2130。激光束递送模块被提供用于将来自激光引擎2130的手术激光束2160通过患者界面2150引至靶组织1001，并且可操作用于按照预定义的手术图案在靶组织1001内扫描该手术激光束2160。激光控制模块2120被提供用于经由通信通道2121控制激光引擎2130内的手术激光器的操作，以及经由通信通道2122控制激光束递送模块2140以生成预定义的手术图案。患者界面底座被提供用于接合与靶组织1001接触的患者界面2150，从而将所述靶组织1001保持就位。患者界面2150可被实现为包括带有平坦或弯曲表面的接触透镜或扁平化透镜，以保形接合眼的前表面并将眼保持就位。

图8中的成像系统2200可以是相对于手术系统2100的患者界面2150定位的OCT模块，以相对于患者界面2150以及固定至该患者界面2150的靶组织1001具有已知的空间关系。该OCT模块2200可被配置为具有其自己的患者界面2240以便与靶组织1001相互作用。成像系统2200包括成像控制模块2220和成像子系统2230。子系统2230包括用于生成成像靶1001的成像束2250的光源以及将光学探查束或成像束2250引至靶组织1001并接收来自靶组织1001的所述光学成像束2250的返回的探查光2260以捕捉所述靶组织1001的OCT图像的成像束递送模块。光学成像束2250和手术束2160两者可被同时引至靶组织1001以允许相续或同时进行成像和手术操作。

如图8所示，在激光手术系统2100和成像系统2200两者中设有通信接口2110和2210以促进激光控制模块2120的激光控制和成像系统2200的成像之间的通信，由此OCT模块2200能够将捕捉的OCT图像的信息发送至激光控制模块2120。该系统中的激光控制模块2120响应于捕捉的OCT图像的信息，操作激光束递送模块2140以聚焦和扫描所述手术激光束2160，并且基于捕捉的OCT图像内的定位信息动态调整手术激光束2160在靶组织1001内的聚焦和扫描。激光手术系统2100和成像系统2200之间的集成主要是通过软件水平的通信接口2110和2210之间的通信。

在此例和其他例子中，还可以集成各种子系统和设备。例如，可以在系统内提供诸如波前象差计、角膜拓扑测量设备之类的特定诊断仪器，或者可以利用来自这些设备的操作前信息以提高手术内成像。

图9示出了带有附加集成构造的成像引导的激光手术系统的例子。该成像和手术系统共享一个用于使靶组织1001（例如，眼）固定不动的公共患者界面3300，而无需如图8所述具有两个分开的患者界面。手术束3210和成像束3220在患者界面3300处组合并由该公共患者界面3300引至靶1001。此外，设有公共控制模块3100用于控制成像子系统2230和手术部分（激光引擎2130和束递送系统2140）。成像和手术部分之间的这一增加的集成度能够实现两个子系统的精确校准，以及患者和手术体积位置的稳定性。设有公共外壳3400以封入手术和成像子系统两者。当两系统未被并入一共用外壳中时，该共用患者界面3300可以是成像或手术子系统中任一系统的一部分。

图10示出了成像引导激光手术系统的一个示例，其中手术系统和成像系统具有共用的束递送模块4100和共用的患者界面4200两者。该集成进一步简化了系统结构以及系统控制操作。

在一个实现中，在以上和其他示例中的成像系统可以是光学相干断层摄影术（OCT）系统，并且激光手术系统是基于飞秒或皮秒激光的眼科手术系统。在OCT中，来自低相干宽带光源（例如，超发光二级管）的光被分割成彼此分开的基准束和信号束。信号束是发送至手术靶的成像束，并且该成像束的返回光被收集并与基准束相干地重新组合以形成干涉。以垂直于光链的光轴或光传播方向扫描信号束提供x-y方向内的空间解析度，而深度解析度则来自于干涉计参比臂与信号臂内返回信号束的路径长度之间的提取差异。虽然不同的OCT实现的x-y扫描仪基本相同，但是路径长度的比较以及获取Z扫描信息会以不同方式发生。在一个已知为时域OCT的实现中，例如参比臂持续变化以改变其路径长度，同时光检测器监测重新组合束强度的干涉调制。在一个不同的实现中，参比臂基本静止，并且分析用于干涉的组合光的光谱。组合束光谱的傅立叶变换提供了关于来自样本内部的散射的空间信息。该方法已知为谱域或傅立叶OCT法。在已知为扫频OCT(S.R.Chinnet.Al.,Opt.Lett.22,1997)的另一实现中，使用窄带光源以使其频率快速扫过频谱范围。参比臂和信号臂之间的干涉由快速检测器和动态信号分析仪检测。在这类例子中可以使用为此目的开发的外部空穴调谐二极管激光器或频率调谐的频域锁模（FDML）激光器(R.Huberet.Al.Opt.Express,13,2005)(S.H.Yun,IEEEJ.ofSel.Q.El.3(4)p.1087-1096,1997)。用作OCT系统内的光源的飞秒激光器可以具有充足的带宽，并且能够提供提升的信噪比的附加益处。

本文献中各系统内的OCT成像设备可被用于执行各种成像功能。例如，OCT可被用于抑制由系统的光学配置或扁平化板的存在而导致的复共轭，捕捉靶组织内所选位置的OCT图像以提供用于控制手术激光束在靶组织内的聚焦和扫描的三维定位信息，或者捕捉靶组织表面上或扁平化板上所选位置的OCT图像以提供定位配准，由此控制连同靶位置改变（例如，从笔直向后旋）而出现的定向改变。OCT可以基于在靶的一个位置定向中的标志或标志物放置而由定位配准过程校准，随后当该靶处于另一个位置定向中时，则可由该OCT模块检测。在其他实现中，OCT成像系统可被用于产生探查光束，该光束被极化以光学收集关于眼内部结构的信息。可以用不同的极化强度来对激光束和探查光束进行极化。OCT可以包括控制用于所述光学拓扑的探查光的极化控制机构，以在探查光向眼行进时用一个极化强度对其进行极化并在其行进远离眼时用一个不同的极化强度对其进行极化。该极化控制机构例如可以包括波片或法拉第旋转器。

图10中的系统被示出为频谱OCT配置并且可被配置为共享手术和成像系统之间的束递送模块的成像光学器件部分。针对这些光学器件的主要要求涉及操作波长、图像质量、解析度、失真等。该激光手术系统可以是带有设计用于实现衍射限制焦斑大小（例如，约2至3微米）的高数值孔径系统的飞秒激光系统。各种飞秒眼科手术激光器可以在各种波长下操作，诸如约1.05微米的波长。成像设备的操作波长可被选择为接近激光波长，使得该光学器件在两个波长上得到色彩补偿。这一系统可以包括第三光学通道（可由诸如手术显微镜视觉观察的通道）以提供捕捉靶组织图像的附加成像设备。如果用于该第三光学通道的光学路径与手术激光束和OCT成像设备的光共用光学器件，则该被共用的光学器件可被配置为带有用于第三光学通道的可见频带以及用于手术激光束和OCT成像束的频带的色彩补偿。

图11示出了图9设计的一个特定实施例，其中用于扫描手术激光束的扫描仪5100和用于调节（准直和聚焦）手术激光束的束调节器5200与用于控制OCT的成像束的OCT成像模块5300中的光学器件相分离。手术系统和成像系统共用物镜5600模块和患者界面3300。物镜5600将手术激光束和成像束两者引导并聚焦至患者界面3300，并且其聚焦受控于控制模块3100。设有两个分束器5410和5420用于引导手术束和成像束。分束器5420被用于将返回的成像束引回OCT成像模块5300。两个分束器5410和5420还将来自靶1001的光引至视觉观察光学器件单元5500，以提供靶1001的直接视图或像。单元5500可以是外科医生用来观察靶1001的透镜成像系统，或是捕捉靶1001的图像或视频的相机。可以使用各种分束器，诸如二色和极化分束器、光栅、直方图分束器、或这些分束器的组合。

在某些实现中，光学部件可被恰当涂覆有针对手术波长和OCT波长两者的抗反射图层，用以减小来自光束路径的多个表面的眩光。若非如此，反射会通过增加OCT成像单元内的背景光而降低系统的吞吐量同时降低信噪比。一种用于减轻OCT内的眩光的方式是通过接近靶组织放置的法拉第隔离器的波片旋转从样本返回的光的极性，并且旋转OCT检测器前的极化器以优先检测从样本返回的光并且抑制由光学部件散射的光。

在一个激光手术系统中，手术激光器和OCT系统可以各自具有束扫描仪以覆盖靶组织内的同一手术区域。由此，可将用于手术激光束的束扫描和用于成像束的束扫描并入共享的共用扫描设备。

图12详细示出了这类系统的一个示例。在此实现中，x-y扫描仪6410和z扫描仪6420由两子系统共用。设有公共控制6100以控制手术和成像操作两者的系统操作。OCT子系统包括OCT光源6200，后者产生的成像光被分束器6210分割成成像束和基准束。成像束与手术束在分束器630处结合以沿着通往靶1001的一公共光学路径传播。扫描仪6410和6420以及束调节器单元6430位于分束器6310的下游。分束器6440用于将成像和手术束引至物镜5600和患者界面3300。

在OCT子系统中，基准束通过分束器6210传送至光学延迟设备6220并由返回镜6230反射。从靶1001返回的成像束被引导回分束器6310，后者将返回的成像束的至少一部分反射至分束器6210，在该分束器6210，反射的基准束和返回的成像束彼此重叠并干涉。光谱仪检测器6240用于检测所述干涉并生成靶1001的OCT图像。OCT图像信息被发送至控制系统6100以控制手术激光引擎2130、扫描仪6410和6420、以及物镜5600，由此控制手术激光束。在一个实现中，光学延迟设备6220可被调整以改变光学延迟，由此检测靶组织1001内的各种深度。

如果OCT系统是时域系统，则两个子系统使用两个不同的Z扫描仪（因为这两个扫描仪以不同方式操作）。在此例中，手术系统的z扫描仪通过在束调节器单元中改变手术束的分散性来操作，而无需改变该手术束在手术束路径中的路径长度。另一方面，时域OCT通过可变延迟或移动基准束返回镜的位置来物理改变所述束路径，由此扫描z方向。在校准之后，这两个z扫描仪可由激光控制模块同步。两移动之间的关系可被简化成线性或多项式依赖，其中控制模块可以处理或者作为替换，校准点可以定义查找表来提供合适定标。频谱/傅立叶域和扫频源OCT设备不具有z扫描仪，参比臂的长度是固定的。除了降低成本之外，两个系统的交叉校准将会是相对直接的。不需要补偿由聚焦光学器件的图像失真引起的差异或是由两系统的扫描仪不同而引起的差异,因为这些部件是共用的。

在手术系统的实际实现中，聚焦物镜5600可滑动或可移动地安装在基座上，并且物镜的重量被平衡以限制用户眼上的受力。患者界面330可以包括附至患者界面底座的扁平化透镜。患者界面底座附至安装单元，后者保持所述聚焦物镜。该安装单元被设计为确保在不可避免的患者运动的情况下患者界面和系统之间的稳定连接，并且能将患者界面更柔和地对接至眼。可以使用用于聚焦物镜的各种实现，一个示例在Hsueh的美国专利5,336,215中有所描述。这一可调聚焦物镜的存在可以改变光学探查光的光学路径长度作为用于OCT子系统的光学干涉计的一部分。物镜5600和患者界面3300的移动能够以一种不受控制的方式改变OCT的基准束和成像信号束之间的路径长度差，并且这会劣化由OCT检测到的OCT深度信息。这不仅会在时域发生，还会发生在频谱/傅立叶域和扫频OCT系统中。

图13-14示出了解决与可调聚焦物镜相关联的技术问题的示例性成像引导的激光手术系统。

图13中的系统提供了耦合至可移动聚焦物镜7100的位置感测设备7110，该设备测量物镜7100在可滑动底座上的位置并且将测得的位置发送给OCT系统中的控制模块7200。控制系统6100可以控制并移动物镜7100的位置，以调整由用于OCT操作的成像信号束行进的光学路径长度，并且透镜7100的位置由位置编码器7110测量并监测，并被直接馈送至OCT系统7200。OCT系统中的控制模块7200在处理OCT数据以组装3D图像时应用算法来补偿OCT内部干涉计的参比臂和信号臂之间的、由聚焦物镜7100相对于患者界面3300的移动而引起的差异。由OCT控制模块7200计算透镜7100位置的合适改变量被发送给控制6100以控制透镜7100改变其位置。

图14示出了其中在OCT系统的干涉计的参比臂中的反射镜6230或者OCT系统的光学路径长度延迟组件中的至少一部分被刚性附至可移动聚焦物镜7100从而信号臂和参比臂在物镜7199移动时经历光学路径长度的相同改变量的另一示例。由此，物镜7100在滑板上的移动为OCT系统中的路径长度差异而被自动补偿，而无需额外计算的补偿。

成像引导激光手术系统、激光手术系统和OCT系统的上述示例使用不同的光源。在激光手术系统和OCT系统的一个更为完全的集成中，用作手术激光束光源的飞秒手术激光器还可被用作OCT系统的光源。

图15示出了其中使用光模块9100中的飞秒脉冲激光器产生用于手术操作的手术激光束和用于OCT成像的探查光束两者的示例。设有分束器9300以将所述激光束分成作为手术激光束和用于OCT的信号束两者的第一束，以及作为用于OCT的基准束的第二束。第一束被引导通过x-y扫描仪6410以及第二扫描器（z扫描器）6420，其中x-y扫描仪在垂直于所述第一束的传播方向的x和y方向内扫描所述束，而第二扫描器改变所述束的分散性以调整所述第一束在靶组织1001处的聚焦。该第一束执行靶组织1001处的手术操作，该第一束的一部分被散射回患者界面并由物镜收集作为PCT系统的光学干涉计的信号臂的信号束。该返回光与由用于时域OCT的参比臂中的返回镜6230反射并由可调光学延迟元件6220延迟的第二束结合，用以控制靶组织1001的不同的成像深度中的信号束和基准束之间的路径差异。控制系统9200控制该系统操作。

已知对于角膜的手术实践，几百飞秒的脉冲持续时间就足以实现良好的手术性能，同时对于OCT，则需要由更短的脉冲（例如，几十皮秒以下）生成的更宽的频谱带宽来实现充足的深度解析度。在此情境中，OCT设备的设计指令来自皮秒手术激光器的脉冲的持续时间。

图16示出了使用单个脉冲激光器9100来产生手术光和成像光的另一个成像引导系统。非线性频谱增宽介质9400被放置在皮秒脉冲激光器的输出光学路径中，以使用光学非线性过程（诸如白光生成或频谱增宽）来增宽从相对更长（通常在手术中使用的几百皮秒）的脉冲的激光源的脉冲的频谱带宽。介质9400例如可以是光纤光学材料。两系统的光强要求不同，并且可以实现用于调整束强度的机构以达到两系统内的这类要求。例如，可以在两系统的光学路径中设有束转向镜、分束器或衰减器，以在获取OCT图像或执行手术时恰当控制束的存在和强度，由此保护患者和敏感设备免受过强光照。

操作中，图8-16中的上述示例可用于执行成像引导激光手术。

图17示出了一种通过使用成像引导的激光手术系统来执行激光手术的方法的一个示例。该方法使用系统中的用户界面接合要手术的靶组织并将其保持就位，并且将来自系统内的激光器的激光脉冲的手术激光束以及来自系统内的OCT模块的光学探查束同时引导至用户界面以进入靶组织。手术激光束被控制以在靶组织内执行激光手术，并且OCT模块被操作用于从返回自靶组织的光学探查束的光来获取靶组织内的OCT图像。所获取的OCT图像中的位置信息被应用于手术激光束的聚焦和扫描，以在手术之前或期间调整手术激光束在靶组织内的聚焦和扫描。

虽然本文档包含各种特例，但是这些例子不应被解释为对本发明的范围或其声明范围的限制，而只是对具体实施例的特定特征的描述。在本文档中各单独实施例的上下文中描述的某些特征也可以在单个实施例中组合实现。相反地，在单个实施例中描述的各个特征可以在多个分开的实施例中或在任何合适的子组合中实现。此外，虽然以上描述的各特征以特定组合其作用，并且最初是这么声明的，但是所声明组合中的一个或多个特征正在某些情况下可从该组合中去除，并且所声明的组合可以得到子组合或子组合的变体。

已经公开了用于成像眼的技术和系统的多个实现及其应用。基于已经描述的内容，可以对所述实现做出改变和强化，并且可以形成其他实现。

Claims (17)

1.一种成像眼的方法，包括如下步骤：

相对于谱域光学相干断层摄影SD-OCT成像系统定位眼，

所述眼具有第一和第二结构；以及

使用SD-OCT成像系统通过如下成像眼，

生成并识别第一眼结构的直接图像和镜像图像，选择第一眼结构的直接图像或镜像图像并且显示对应于第一眼结构的所选图像的第一图像部分，

生成并识别第二眼结构的直接图像和镜像图像，选择第二眼结构的直接图像或镜像图像并且显示对应于第二眼结构的所选图像的第二图像部分；以及

通过以下至少一者来抑制第一和第二结构的未选图像：

阻止显示已生成的未选图像，和

生成未选图像但不显示未选图像，

其中，成像眼的步骤包括：

调整SD-OCT成像系统的参考深度，以在相应的图像深度处生成第一和第二眼结构的直接和镜像图像，使得第一和第二眼结构的直接和镜像图像能彼此区分。

2.根据权利要求1所述的方法，区分第一和第二眼结构的直接和镜像图像的步骤包括如下至少之一：

识别图像的空间分隔；

应用图案识别方法；

区分图像的信号特征；

利用关于所述眼的现有知识；

利用基于诊断的关于所述眼的知识；和

这些的组合。

3.如权利要求1所述的方法，其中

调整参考深度和区分第一和第二眼结构的直接和镜像图像的步骤被迭代地执行。

4.如权利要求1所述的方法，其中

第一结构是眼晶状体的前囊层；以及

第二结构是眼晶状体的后囊层。

5.根据权利要求4所述的方法，成像眼的步骤包括：

调整SD-OCT成像系统的参考深度，使得第一图像部分、第二图像部分和角膜图像的深度序列是下列之一：

角膜直接图像-前囊层直接图像-后囊层镜像图像；

角膜直接图像-后囊层镜像图像-前囊层直接图像；

后囊层镜像图像-角膜直接图像-前囊层直接图像。

6.根据权利要求1所述的方法，调整参考深度的步骤包括下列之一：

调整SD-OCT成像系统的参考镜的位置；

调谐SD-OCT成像系统的延迟元件；以及

这些的组合。

7.根据权利要求1所述的方法，其中成像眼的步骤包括：

调整在参考深度周围的成像范围

以使得第一和第二结构位于成像范围内。

8.根据权利要求7所述的方法，其中调整成像范围的步骤包括：

将成像范围调整到处于0-15mm的范围内。

9.根据权利要求1所述的方法，定位眼的步骤包括如下至少之一：

将眼与SD-OCT成像系统的界面对接；

固定所述眼；

最小化所述眼相对于SD-OCT成像系统的运动范围；和

这些的组合。

10.如权利要求1所述的方法，其中：

SD-OCT成像系统是基于分光计的OCT(SB-OCT)成像系统或是扫频源OCT(SS-OCT)成像系统。

11.根据权利要求1所述的方法，其中成像眼的步骤包括如下至少之一：

创建单z扫描；

创建平面z扫描；

创建沿着扫描线的z扫描；

创建光栅图案的z扫描；和

这些的组合。

12.一种用于成像眼的成像系统，包括：

谱域光学相干断层摄影SD-OCT成像系统，用于

相对于所述SD-OCT成像系统而定位眼，

所述眼具有第一和第二结构；

生成并识别第一结构的直接图像和镜像图像，显示从第一结构的直接图像和镜像图像中选择的第一图像部分；

生成并识别第二结构的直接图像和镜像图像，显示从第二结构的直接图像和镜像图像中选择的第二图像部分；以及

抑制第一和第二结构的未选图像，

其中所述抑制未选图像包括如下至少之一：

阻止显示已生成的未选图像；和

生成未选图像但不显示未选图像，

其中，该SD-OCT成像系统还

调整SD-OCT成像系统的参考深度，以在相应的图像深度处生成第一和第二眼结构的直接和镜像图像，使得第一和第二眼结构的直接和镜像图像能彼此区分。

13.根据权利要求12所述的成像系统，所述SD-OCT成像系统包括：

输出成像光的成像光源；

一个或多个分束器，用于

将成像光分成成像束和参考束，以及

将返回的成像光部分和返回的参考光部分合一成干涉光；

参考装置，用于以正比于参考距离的时间差返回参考光部分；以及

干涉分析仪，用于

接收干涉光，以及

生成眼的SD-OCT图像。

14.如权利要求13所述的成像系统，其中：

SD-OCT成像系统是基于分光计的OCT(SB-OCT)成像系统或是扫频源OCT(SS-OCT)成像系统。

15.如权利要求12所述的成像系统，其中：

第一结构是眼晶状体的前囊层；

第二结构是眼晶状体的后囊层；

参考距离是可调整的以设置参考深度，使得第一图像部分、第二图像部分和角膜图像的深度序列是下列之一：

后囊层镜像图像-前囊层直接图像-角膜直接图像；

前囊层直接图像-后囊层镜像图像-角膜直接图像；和

前囊层直接图像-角膜直接图像-后囊层镜像图像。

16.如权利要求12所述的成像系统，其中：

第一结构是眼晶状体的前囊层；

第二结构是眼晶状体的后囊层；

参考距离是可调整的以设置参考深度，使得第一图像部分、第二图像部分和角膜图像的深度序列是下列之一：

后囊层直接图像-前囊层镜像图像-角膜镜像图像；

前囊层镜像图像-后囊层直接图像-角膜镜像图像；和

前囊层镜像图像-角膜镜像图像-后囊层直接图像。

17.如权利要求12所述的成像系统，其中：

参考距离是可调整的以控制参考深度位于2-15mm的范围内。