CN104224436A - 低波前误差的装置、系统以及用于治疗眼睛的方法 - Google Patents

Abstract

一种用于执行眼外科手术的设备，包括：配置为生成光束的光源；与光源光学连通的且配置为将所述光束聚焦成聚焦光束的聚焦透镜；配置为接触待治疗的眼睛的接触玻璃元件，该接触玻璃元件相对于聚焦光束具有至少90％的透光比率，并且配置为当聚焦光束穿过接触玻璃元件时将最多大约λ/2的波前误差引入到聚焦光束，其中聚焦透镜配置为使得聚焦光束具有位于眼睛角膜内的聚焦区域，该聚焦区域具有15μm或更小的直径；以及光学装置，其配置为将具有直径为15mm或更小的聚焦区域的聚焦光束重复地和连续地引导到眼睛角膜内的治疗区域上，以在角膜中形成切口，其中，接触玻璃元件包括相对于聚焦光束具有处于1.500到1.550范围内的屈光指数的材料。

Description

低波前误差的装置、系统以及用于治疗眼睛的方法

技术领域

本发明涉及执行眼睛的医学治疗的技术。

本发明特别地涉及用于眼科手术的改进的扁平透镜或扁平板。

背景技术

脉冲激光辐射被用于眼外科手术中，例如为了将切口设置在角膜中，或为了从角膜摘除组织。被射入的激光辐射引起角膜组织中的光致分裂(photodisruptive)过程，这导致组织的分离或组织材料的移除。角膜的这种治疗例如在屈光过程范围内进行，以用于减轻或彻底矫正眼睛的视觉缺陷状态，在所述治疗期间，角膜被再成形并且其屈光特性通过这一手段被改变。

角膜外科手术的支配性屈光过程是所谓的LASIK过程(激光原位角膜磨镶术)。在这种情况下，小的覆盖物从角膜上利用机械方法被切下(借助于所谓的微型角膜刀中的振荡切削刃)，或者利用光学方法被切下(借助于激光辐射，例如所谓的飞秒激光系统)，所述覆盖物通过其边缘的一部分仍然附着于角膜上。随后这一覆盖物——通常也称为瓣——被折叠到一侧，因此位于所述覆盖物下方的基质(stroma)变成可触及的。然后根据已经对于特定患者而确定的摘除轮廓利用激光辐射来摘除基质组织(stromatous tissue)。然后覆盖物被重新折叠回去，因此伤口能够相对迅速地愈合，并且在极短的时间内获得改善的视觉能力。

传统的飞秒激光微型角膜刀包括飞秒激光源、使飞秒激光源的激光束在治疗区域上连续地偏转的扫描器、聚焦光学器件以及被布置在眼睛角膜上的扁平板或扁平透镜。

当采用飞秒微型角膜刀时，角膜中的LASIK切口借助于角膜基质中几乎平坦地并列的多个光致微型分裂部(photomicrodisruptions)而产生。光致微型分裂部通过飞秒激光脉冲产生，所述飞秒激光脉冲由于通过飞秒激光源生成的飞秒激光束的非常高的强度(I＞10¹¹W/cm²)而形成，并且利用路径折叠反射镜、利用束扩展望远镜、利用高速扫描器以及利用具有足够高的数值孔径(NA＞0.20)的高精度、短焦距聚焦物镜，通过合适地设定尺寸的光束路径，所述飞秒激光脉冲被引导到角膜。

为了利用所述飞秒脉冲获得精确的LASIK切口，飞秒脉冲在角膜组织中的聚焦区域的空间位置必须在空间中所有的三个方向上以大约5μm的精度来确定。飞秒激光辐射的连续脉冲的聚焦区域的大小以及聚焦区域的位置也必须获得处于相同数量级、即大约5μm的精度内的预定值和位置，以便利用飞秒激光系统获得可靠的和高质量的LASIK切口。

为了实现良好的治疗学成果，要求聚焦区域的直径d尽可能小，以便在限定的积分通量(或注量)下利用尽可能低的激光能量E获得可靠的激光诱导光学击穿(LIOB)，所述限定的积分通量即是能量密度F(F＝E/A；A～d_F ²；每表面积单位的能量(Energy per surface unit))。在这种情况下，在低激光脉冲能量下已经可靠地超过了用于激光诱导光学击穿的阈值F_th。结果，可以避免由于过度高能以及大功率飞秒激光脉冲而引起的对角膜和对虹膜的破坏。

对于激光诱导光学击穿，需要大约1J/cm²到大约3J/cm²的积分通量。另外，在飞秒LASIK过程的情况下，精确地位于相同深度(聚焦区域的直径d_F)处的小的、紧密地邻近的光致微型分裂部提供切口的最好质量、即最低的粗糙度。在这一点上，超过LIOB阈值是必需的：

$F=\frac{E}{A}=\frac{E}{0.25\mathrm{\π}{d}_F^2}\≥F_{\mathrm{th}}\≈1...3J/{\mathrm{cm}}^2$

将可认识到的是，积分通量与焦点直径(focal diameter)的平方成反比，因此在聚焦区域的直径较小的情况下，同样在低激光脉冲能量E下，积分通量将大于用于激光诱导光学击穿的阈值F_th。

理论上，在最佳条件下，飞秒激光脉冲可以被聚焦到艾里函数的直径d_A的数量级的值。其认为：

$d_A\≈2.44\frac{\mathrm{\λ}}{D}f$

根据上式，在最佳条件下，理想激光质量d_F≈d_A符合：

$d_A\≈d_F\≈2.44\frac{\mathrm{\λ}}{D}f$

其中f是聚焦物镜的焦距、λ是飞秒激光辐射的波长，并且D是聚焦透镜上的激光束的孔径或直径。

然而，这预先假定了几乎完美的激光束(在基谐模(fundamental mode)下或在平面波中)以及借助于焦距f的无像差物镜(aberration-free objective)实现的衍射受限聚焦。

因此，对飞秒激光辐射横越(traverse)的整个光束路径的结构单元的光学质量，必须作出严格的要求。除了高的总透光度(transmission)之外，特别地对所使用的光学部件免于出现像差作出了严格的要求，所述高的总透光度使得飞秒脉冲在前往治疗位置的路径上的能量损失最小化，所述治疗位置即是眼睛，或者更精确地说是角膜。另外，需要激光辐射的波前(wavefront)尽可能低的变形。这典型地通过呈波长的分数、例如λ/n的形式的飞秒激光束的平面性、均匀性以及无畸变的光制导来表达。不言而喻的是，飞秒激光束路径的最昂贵的和最精细的光学部件——例如束扩展望远镜和聚焦物镜——利用这一免于出现像差的较高程度来指定。但用于射束路径中的路径折叠反射镜以及还有应用于扫描器中的偏转反射镜同样必须满足飞秒激光脉冲的波前的高平面性和低变形方面的要求。

已经被任意的光学元件变形的波前无法轻易地借助于另一个光学元件来修正，并且防碍了所需的最佳聚焦、即“锐利的”聚焦，在变形的波前的情况下，所述所需的最佳聚焦同样无法利用高质量的聚焦光学器件来获得。

在飞秒LASIK过程期间，所谓的抽吸环保持装置通常经由与患者眼睛触碰而被使用，所述抽吸环保持装置借助于减小的压力通过抽吸被附接到患者眼睛上。结果，眼睛与包括接触玻璃——例如所谓的扁平板或透镜——的设备联接，所述接触玻璃接触到角膜。结果，眼睛相对于飞秒激光束的聚焦物镜位于限定的位置中。

另外还观察到接触玻璃构成参考平面，飞秒激光束的焦点相对于所述参考平面的位置可以被定向。这一定向对于Z方向特别重要、即对于角膜中接触玻璃的另一侧上的焦点深度的位置特别重要，以便能够以小于±10μm的相应的深度精度将LASIK切口精确地实现到所需深度，例如大约120μm。

所使用的接触玻璃可以具有球形设计或平面设计。呈平坦的扁平板形式的接触玻璃有助于飞秒激光束的均匀焦点深度的保持，但由于角膜曲率的扁平，该接触玻璃比呈球状弯曲的扁平透镜形式的接触玻璃明显严重地增大眼睛压力，即增大高于大约100mm Hg(0.133巴)，所述呈球状弯曲的扁平透镜形式的接触玻璃大体上良好地模拟角膜的自然曲率，可是这必然需要更大的努力来控制均匀焦点深度，例如借助于聚焦物镜的焦距在Z轴中的迅速移位来控制。

传统技术中描述了一种在275nm到2500nm的波长范围内具有高于90％的透光度的扁平透镜，其中，呈现出曲率对应于角膜曲率的接触透镜。在LASIK治疗过程中，焦点沿Z方向移位，以便补偿曲率效应。

发明内容

本发明的一个目的是提高LASIK切口的质量。

上述目的借助于至少部分地半透明的光学眼睛接触元件实现，在横越的光束中，所述光学眼睛接触玻璃元件引起最多大约λ/2的波前误差，优选地引起最多大约λ/4的波前误差，非常优选地引起最多大约λ/10的波前误差。光学眼睛接触玻璃元件可以是所谓的扁平板或扁平透镜。光学眼睛接触玻璃元件可以由一种或多种材料组成，在横越的光束中，所述材料引起最多大约λ/2的波前误差，优选地引起最多大约λ/4的波前误差，非常优选地引起最多大约λ/10的波前误差。眼睛接触玻璃元件包括一材料，该材料相对于经过的光束具有大约1.500到大约1.550的范围内的屈光指数(index of refraction)，或根据实施方式具有大约1.500到大约1.515的范围内的屈光指数。

一种具有这样的屈光指数的材料以ZEONEX的商标名出售。优选地，所述眼睛接触玻璃元件由这种材料制成。该材料相对便宜、生物相容并且可良好地灭菌。具有所述屈光指数的材料通过高的轮廓清晰度提供高光学质量和大公差配合。这种特征帮助获得眼睛接触玻璃元件，所述眼睛接触玻璃元件将最多λ/10的非常小的波前误差引入到经过其的光束中。关于所述材料的更多细节在下面给出。

为了利用飞秒激光微型角膜刀获得可靠的切口，对飞秒激光源的、聚焦光学器件的、以及飞秒激光辐射所横越的扩展光学器件(expanding optics)的光束质量作出了严格的要求。然而，在光学质量检查中，本领域技术人员至今仍然没有将最后的但却不是最不重要的元件包括到光束路径中，所述元件即是眼睛接触元件。不证自明的是，这一相对简单的元件仍然能够在飞秒激光脉冲通过期间损害先前利用精巧的装置保持的波前质量，以使得飞秒激光辐射的可聚焦性显著地受损害，由此，并且在某些情况下，在角膜中没有激光诱导光学击穿和/或没有等离子体形成，在这种情况下，LASIK切口因此没有成功实现，或者仅仅是以较差的质量成功实现，或者必须利用相当高的飞秒脉冲能量产生。

在横越所述光学接触元件的光束的大约1000nm到大约1200nm的波长范围内，光学接触元件引起最多大约λ/2的波前误差，优选地引起最多大约λ/4的波前误差，非常优选地引起最多大约λ/10的波前误差。例如，典型的飞秒激光源生成具有大约1035nm±10nm的波长的激光脉冲。在一个实施方式中，光学眼睛接触元件必须呈现至少处于这一范围内的低波前误差，大致双重波前误差可以导致大约520nm的波长。在一些实施方式中，在横越所述光学接触元件的光束的大约300nm到大约1900nm的波长范围内，包括在大约340nm到大约360nm的波长范围内，光学接触元件呈现最多大约λ/2的低波前误差，优选地呈现最多大约λ/4的低波前误差，非常优选地呈现最多大约λ/10的低波前误差。在一些情况下，光源被设置为在治疗眼睛时与光学接触元件一起使用，所述光源配置为生成具有大约300nm到大约1900nm的波长(包括大约340nm到大约360nm的波长)的光束。在一些实施方式中，飞秒激光或阿秒激光被用作光源。

光学眼睛接触元件可以呈现的屈光指数η₁为大约1.515到大约1.550，非常优选为大约1.370。角膜的屈光指数η₂总计达大约1.370，并且如果光学眼睛接触元件的屈光指数呈现类似的屈光指数，那么光束或激光束在从光学眼睛接触元件到进入角膜中的过渡中的质量和/或强度不会被削弱。

反射损耗R按照如下公式计算：

$R={\left(\frac{{\mathrm{\η}}_2-{\mathrm{\η}}_1}{{\mathrm{\η}}_2+{\mathrm{\η}}_1}\right)}^2$

当η₂≈η₁时，可以断定的是几乎没有反射损耗发生。

光学眼睛接触元件可以是生物相容的。生物相容的材料在眼睛中没有任何消极影响。光学眼睛接触元件可以呈现为位于使用中与眼睛接触的区域上的生物相容层。例如，所述生物相容层可以呈现为蛋白质。

光学接触元件可以呈现相对于飞秒激光脉冲的高稳定性。特别是鉴于激光脉冲的高能量密度，这一点是重要的。例如借助于光学眼睛接触元件的高透光度，可以获得相对于高辐射强度(高损害阈值)——例如相对于飞秒激光脉冲——的高稳定性。在大约300nm到大约1900nm的波长范围内，光学眼睛接触元件可以呈现高于大约90％的透光度。光学眼睛接触元件例如可以呈现为BK7类型的玻璃。在大约300nm到大约1900nm的波长范围内，具有例如10mm厚度的BK7类型的玻璃可以呈现高于大约90％的透光度，其中较高的透光度在较低的玻璃厚度的情况下出现。光学眼睛接触元件还可以呈现为石英玻璃(熔融石英(fused silica))。在一些实施方式中，眼睛接触元件包括聚合物，所述聚合物包括环烯烃聚合体，例如ZEONEX690R。在一些实施方式中，眼睛接触元件配置为用于大约300nm和大约1900nm之间的波长中，包括大约300nm和560nm之间的波长，大约340nm和大约360nm之间的紫外线波长，以及大约1700nm和大约1900nm之间的波长。

光学眼睛接触元件可以呈现为光学塑料。结果，光学眼睛接触元件变得尽管具有高质量，但却相对廉价。

本发明的另一个方面涉及一种飞秒激光系统，其包括如上所述的飞秒激光源和眼睛接触元件。所述飞秒激光系统还可以包括扫描器以及用于聚焦飞秒激光束的聚焦光学器件，所述扫描器具有至少一个用于将飞秒激光束定位在患者眼睛上的治疗位置处的偏转反射镜。

实际上本发明还被实施为一种用于执行眼外科手术以及一种用于执行眼外科手术的方法。

一种执行眼外科手术的方法，包括：

生成光束；

将所述光束聚焦成聚焦光束；

提供接触玻璃元件并且将所述接触玻璃元件施加到待治疗的眼睛上，所述接触玻璃元件相对于所述聚焦光束具有至少90％的透光率，其中所述接触玻璃元件包括相对于聚焦光束具有处于1.500到1.550范围内的屈光指数的材料；

将所述聚焦光束引导穿过所述接触玻璃元件并且引导到眼睛上；

其中所述接触玻璃元件将最多大约λ/2的波前误差引入到所述聚焦光束，并且所述聚焦光束具有处于眼睛角膜内的聚焦区域，所述聚焦区域具有15μm或更小的直径；以及

重复引导的步骤，以将具有15μm或更小的直径的聚焦区域的聚焦光束连续地引导到眼睛角膜内的治疗区域上，以在所述角膜中形成切口。

其中，所述接触玻璃元件是透镜。

其中，所述接触玻璃元件是配置为使所述眼睛扁平化的扁平板。

其中，光束是脉冲光束，所述脉冲光束具有处于飞秒范围内的脉冲持续时间。

其中，所述聚焦透镜将最多大约λ/10的波前误差引入到所述光束。

附图说明

现在将参照附图更详细地描述本发明，其中，

图1是飞秒微型角膜刀的示意性的、极大地简化的视图，

图2示出了在传统光学眼睛接触元件的情况下聚焦区域的位置和直径，以及

图3示出了在根据本发明的光学眼睛接触元件的情况下聚焦区域的位置和直径。

具体实施方式

图1示出了具有飞秒激光源10的飞秒微型角膜刀，所述飞秒激光源10生成具有低波前误差的飞秒激光束11。飞秒激光束11借助于光扫描器的第一偏转反射镜12和第二偏转反射镜14被偏转，以使得患者眼睛18的角膜6上的治疗区域中的任意点都可以被够到。被第一偏转反射镜12和被第二偏转反射镜14偏转的飞秒激光束11通过聚焦光学器件16被聚焦，并且进入根据本发明的光学接触元件4b。根据本发明的光学眼睛接触元件4b使角膜6扁平化。结果，聚焦光学器件16和角膜6之间的限定的间距可得以保持。当飞秒激光束11从光学接触元件上出现时，激光诱导光学击穿大致在飞秒激光束11的聚焦区域中形成，即大致在聚焦物镜16的焦距的平面中形成。通过被连续地引导到角膜6中的治疗区域上的多个飞秒激光束11，平坦切口在眼睛18的角膜6的内侧形成。光学接触玻璃元件4b覆盖待治疗的角膜6的区域，即，根据一些实施方式，所述光学接触玻璃元件4b具有典型的圆形形状并且直径对应于大约所述角膜的直径，或至少对应于将被实施治疗的角膜区域。接触玻璃元件的厚度典型地在1至8mm的范围内，通常为大致3mm。

图2示出了在传统的眼睛接触元件4a的情况下波的前进状态。质量非常高的飞秒激光束1朝向质量良好的聚焦透镜2被引导，所述聚焦透镜2例如引起λ/10的波前误差。聚焦透镜2将入射的飞秒激光束1束拢成被聚焦的飞秒激光束3，所述飞秒激光束3仍然呈现高质量。在本发明的上下文中，激光束的高质量意味着小的波前误差。被聚焦的飞秒激光束冲击传统的眼睛接触元件4a，其例如是扁平板或扁平透镜。传统的眼睛接触元件引起例如为2.2λ的波前误差。由于传统的眼睛接触元件的低光学质量，形成了波前误差7a。由被聚焦的飞秒激光束3产生的聚焦区域5a的直径因此明显地大于基于艾里函数能够获得的理论直径。此外，由于在传统的眼睛接触元件中形成的波前误差，聚焦区域5a位于变化的和/或不均匀的焦点深度ha处。

由于聚焦区域5a的相对大的直径，因此需要较高的激光脉冲能量，以便获得用于角膜中的切口的激光诱导光学击穿。此外，没有实现最佳的治疗结果——即最佳的切口质量，因为聚焦区域5a位于变化的和/或不均匀的深度ha处，因此形成了具有大粗糙度的飞秒激光切口。

图3示出了在根据本发明的光学眼睛接触元件的情况下的波前误差。图3类似于图2，并且图中类似的部件和元件由相同的附图标记来标注。

高质量的飞秒激光束1、即具有低波前误差的飞秒激光束1借助于聚焦透镜2被束拢成具有低波前误差的被聚焦的飞秒激光束3，所述聚焦透镜2引起大约λ/10的波前误差。被聚焦的飞秒激光束3横越光学眼睛接触元件4b，所述光学眼睛接触元件4b引起最多大约λ/2的波前误差，优选地引起最多大约λ/4的波前误差，非常优选地引起最多大约λ/10的波前误差。由于由根据本发明的光学眼睛接触元件4b引起的低波前误差，波前7b另外具有高质量。因此角膜中由被聚焦的飞秒激光束3产生的聚焦区域呈现由艾里函数产生的几乎最小的直径。此外，聚焦区域位于角膜6中几乎恒定的深度hb处，并且切口的粗糙度是微小的。

模拟实验已经表明了，在具有1035nm±2.5nm波长的飞秒激光束的情况下，以及在引起2.20λ波前误差的传统的光学眼睛接触元件的情况下，形成≥30μm的聚焦区域半径。在空气中，聚焦区域的中心将位于与光学眼睛接触元件和空气之间的边界表面间隔220μm的距离处。在传统的光学眼睛接触元件的情况下，在1.41λ的焦平面中形成波前误差PV(波峰-波谷)。

在相同的条件下，在引起0.00λ的波前误差的理想光学眼睛接触元件的情况下，形成针对聚焦区域的≤15μm的半径。在空气中，聚焦区域的中心将位于与光学眼睛接触元件和空气之间的边界表面间隔380μm的距离处。在聚焦区域中形成激光束的仅0.62λ的波前误差PV。

在上述模拟实验中，根据本发明的眼睛接触元件4b呈现7mm的厚度并且由材料BK7从平面平行(plane-parallel)的板形成。输入光束具有15mm的直径并且具有高斯平面波。治疗的场域(field)具有6mm的直径。聚焦物镜包括两个发散透镜和一个聚焦透镜。没有考虑聚焦物镜的制造公差和非球面表面。从最后的主平面(principal plane)出发，物镜在空气中的焦距达到38mm。

模拟实验仅仅示出了光学接触元件的波前质量的影响的粗略的实证。在具有精确的聚焦物镜的实际系统中，即在不像所述简单模拟实验那样具有带三个透镜的简单物镜的实际系统中，光学接触元件的平均波前质量的影响明显更大，因为dF≈5μm的焦点直径事实上是利用最好的光学装置获得的。对于dF＞30μm的焦点直径，非优化的扁平板的影响的结果将明显地较差。在应用具有良好的波前误差修正的光学接触元件的情况下，大约10mm到12mm——实际上更大——的扫描场域，与具有糟糕的波前误差修正的光学接触元件相比，还强烈地倾向于增大差异。

本发明具有聚焦区域的直径呈现几乎最小的理论可能值的优点，因此为了产生激光诱导光学贯穿的目的，仅仅需要较低的飞秒脉冲能量。此外，根据本发明的光学眼睛接触元件能够实现较高质量的切口，因为聚焦区域位于距光学眼睛接触元件一限定的距离处。

本发明还在所附权利要求书中描述。所有权利要求的主题能够结合，特别是一个或多个从属权利要求能够与它们所引用的权利要求结合。

Claims (16)

1.一种用于执行眼外科手术的设备，包括：

光源，配置为生成光束；

聚焦透镜，与所述光源光学连通，所述聚焦透镜配置为将所述光束聚焦成聚焦光束；

接触玻璃元件，配置为接触待治疗的眼睛，所述接触玻璃元件相对于所述聚焦光束具有至少90％的透光比率，并且配置为当所述聚焦光束穿过所述接触玻璃元件时将最多大约λ/2的波前误差引入到所述聚焦光束，其中所述聚焦透镜配置为使得所述聚焦光束具有位于眼睛角膜内的聚焦区域，所述聚焦区域具有15μm或更小的直径；以及

光学装置，配置为将具有直径为15mm或更小的聚焦区域的聚焦光束重复地和连续地引导到眼睛角膜内的治疗区域上，以在所述角膜中形成切口，其中，

所述接触玻璃元件包括相对于聚焦光束具有处于1.500到1.550范围内的屈光指数的材料。

2.根据权利要求1所述的设备，其中，所述接触玻璃元件是透镜。

3.根据权利要求1所述的设备，其中，所述接触玻璃元件是配置为使所述眼睛扁平化的扁平板。

4.根据权利要求3所述的设备，其中，所述板是平面平行的板。

5.根据权利要求1所述的设备，其中，所述接触玻璃元件具有大致7mm或更小的厚度。

6.根据权利要求1所述的设备，其中，所述接触玻璃元件具有大致1mm或更大的厚度。

7.根据权利要求1所述的设备，其中，所述聚焦透镜将最多λ/10的波前误差引入到所述光束。

8.根据权利要求1所述的设备，其中，所述光学装置配置为生成平坦切口。

9.根据权利要求1所述的设备，其中，所述光学装置配置为聚焦所述激光束以使得所述聚焦区域在治疗区域中具有基本上恒定的深度。

10.根据权利要求1所述的设备，其中，所述光学装置被配置为使得所述切口具有基本上恒定的深度。

11.根据权利要求1所述的设备，其中，所生成的光束具有300nm和1900nm之间的波长。

12.根据权利要求1所述的设备，其中，生成所述光束的所述光源是脉冲激光源，特别是飞秒激光。

13.根据权利要求1所述的设备，其中，所述接触玻璃元件配置为当所述光束穿过所述接触玻璃元件时将最多λ/4的波前误差引入到所述光束。

14.根据权利要求1所述的设备，其中，所述接触玻璃元件配置为当所述光束穿过所述接触玻璃元件时将最多λ/10的波前误差引入到所述光束。

15.一种配置为接触眼睛的接触玻璃元件，其中，所述接触玻璃元件包括具有处于1.500到1.550范围内的屈光指数的材料。

16.根据权利要求15所述的接触玻璃元件，其中，所述接触玻璃元件是透镜或配置为使所述眼睛扁平化的扁平板。