CN104271088A - 角膜组织的检测和监视装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种眼部手术激光仪器、所述仪器的应用以及在眼部手术之前或期间对角膜组织进行扫描的方法。该仪器包括光学器件和检测元件，光学器件适于将激光束聚焦在一位于眼部的角膜组织内的焦点处，检测元件适于将在焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测。随后根据所检测到的光产生与内部角膜组织有关的图像信息。

Description

角膜组织的检测和监视装置
背景技术
在诸如LASIK手术之类的眼部手术中，可以收集信息以在手术中使用。例如，可以对手术前的角膜组织的形状和厚度以及手术过程中造成的切削深度进行测量。在另一示例中，可以对之前的手术造成的角膜组织中的任何创伤的图像进行采集。
如图3所示，人的角膜具有五层。最外层是上皮细胞层64，上皮细胞层是快速增长并且很容易再生的细胞的薄组织层，通常由大约六层细胞组成。接下来是前弹力层(Bowman's layer)62，前弹力层62是对基质层进行保护的一层8-15μm厚的致密的胶原质层。基质层60是薄的透明中间层，该中间层包括均匀排布的胶原纤维(也被称为“原纤维”)以及稀疏分散且互连的角膜基质细胞，这些胶原纤维和角膜基质细胞负责一般的修复和保养。后弹力层(Descemet'smembrane)66是大约5-20μm厚的非细胞层。内皮细胞层68是大约5μm厚的一层富含线粒体的细胞。
基质层60是角膜中最厚的一层，占据角膜厚度的90％。基质层由大约200个被称为“薄层”的胶原纤维板层彼此重叠组成。每个薄层为大约1.5-2.5μm厚。各薄层的纤维彼此平行，但是通常与相邻薄层的纤维呈直角。纤维频繁地交织于相邻层之间。手术期间对基质层的改造或矫形改变角膜的聚光能力，这可以矫正患者的视力。
用于对角膜进行矫形的常见类型的手术是使用激光进行的LASIK(laser-assisted in situ keratomileusis，激光原位角膜磨镶术)手术。LASIK手术通常以三个步骤执行。第一步骤创建角膜组织的瓣。第二步骤使用激光对瓣下方的角膜进行改造。在第三步骤中，将瓣复位。
在进行LASIK手术之前，通常使用至少一种角膜厚度测量技术对角膜厚度进行测量。在手术期间，可以对角膜组织的切削以及基质层的矫形进行监视。通常理想的是，在不损伤弹力层和内皮细胞层的同时对瓣进行切削并且对角膜进行矫形。然而，已知的诊断系统具有有限的精确度和图像分辨率，并且很难与LASIK手术中使用的治疗系统结合在一起。
已知的用于角膜组织的术前和术中诊断的诊断装置包括沙氏摄像头(Scheimpflug cameras)和光学相干断层(OCT，Optical Coherence Tomography)扫描仪。用于角膜厚度测量的沙氏摄像头具有限于大约10μm的图像分辨率。沙氏摄像头能够被用于对角膜的外表面的位置进行检测，但是并不提供与角膜的内部结构有关的信息。
光学相干断层扫描是干涉测量技术，用于从诸如生物组织之类的光学散射介质内部捕捉三维图像。对于在角膜厚度测量中的应用，OCT扫描仪具有大约5-10μm的分辨率，该分辨率能够使用已知方法增加到大约1-2μm。用于检测的波长通常在800nm-1300nm的范围内。
OCT扫描仪通过检测邻近组织的折射系数之间的明显差别来生成信号。邻近组织的不同的折射系数导致反射光或反向散射光的相移。然而，无法对亚微米量级下的组织结构以及并未通过折射系数的巨大差别辨别出的组织界限进行检测。例如，不能使用OCT扫描对基质层的胶原纤维的位置和结构以及人的角膜的分层结构进行检测。
沙氏摄像头和OCT扫描仪使用的波长与由手术显微镜所使用的波长范围(例如420nm至700nm的光学范围)范围重叠。因而，使用这些检测装置在术中会产生系统之间的干涉，从而导致下降的测量精度和/或折中的图像质量。
在诸如飞秒脉冲激光器之类的治疗装置之外提供单独的诊断装置增加了进行手术所需的总共的设备成本。
发明内容
本发明的示例的一个目的因而在于提供一种眼部手术激光仪器、该眼部手术激光仪器的应用，以及对眼部的角膜组织进行扫描的方法，从而通过提高测量精确度和/或手术期间的应用来改良现有的仪器、应用以及方法。
根据本发明的第一方面，提供了一种按照权利要求1的眼部手术激光仪器。装置包括光学器件，该光学元件适于将具有一波长和一脉冲长度的激光束聚焦在一位于眼部的角膜组织内的焦点处。此外，装置包括检测元件适于将在所述焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测。
由于倍频光处具有更短的波长，对倍频的反向散射光的检测允许捕捉到高分辨率图像并因此取得了提高的图像分辨率。
在第一方面的一个实施例中，光学器件可以适于将所述激光束相继地聚焦到与前一焦点深度不同的另一焦点处。检测元件适于将在另一焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为另一图像产生信号进行检测，以产生与所述内部角膜组织有关的图像信息。从两个不同的焦点深度收集反向散射光使得能够形成三维图像，例如通过计算的方式将来自两个深度的图像信号进行组合。
在第一方面的进一步实施例中，光学器件可以适于将激光束相继地聚焦到所述眼部的所述角膜组织内不同深度处的多个焦点处。检测元件能够适于将在每一个所述焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测，以编制与所述内部角膜组织有关的三维图像信息。从多个不同的焦点深度收集反向散射光使得能够形成三维图像，例如通过计算的方式将来自多个深度的图像信号进行组合。
本发明的第二方面涉及用于对眼部的内部角膜组织进行扫描的眼部手术激光仪器的应用。仪器允许对倍频的反向散射光进行检测，该检测可以被用于在使与手术显微镜之间的干涉最小化的同时产生角膜组织的高分辨率图像。
第二方面的一个实施例涉及将上述眼部手术激光仪器用于术前或术中的诊断目的。对于这种类型的应用，可对激光束的波长加以选择以使得激光束的焦点中的光束能量低于角膜组织的光剥离所需的能量。
本发明的第三方面涉及一种眼部的角膜组织的扫描方法。将具有一波长和一脉冲长度的激光束聚焦在一位于眼部的角膜组织内的焦点处。将在所述焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测，以产生与内部角膜组织有关的图像信息。
由于倍频光处具有更短的波长，对倍频的反向散射光的检测允许捕捉到高分辨率图像并因此取得了提高的图像分辨率。
在该方法中，激光束可以被相继地聚焦到与前一焦点深度不同的另一焦点处。随后将在另一焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为另一图像产生信号进行检测，并且可以将其用于产生与内部角膜组织有关的图像信息。从两个不同的焦点深度收集反向散射光使得能够形成三维图像，例如通过计算的方式将来自两个深度的图像信号进行组合。
更加普遍地，激光束可以被相继地聚焦到所述眼部的所述角膜组织内不同深度处的多个焦点处，并且将在所述焦点中的每一个处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测，并且进行编制以产生与内部角膜组织有关的三维图像信息。从多个不同的焦点深度收集反向散射光使得能够形成三维图像，例如通过计算的方式将来自多个深度的图像信号进行组合。
在以上方面和实施例中的任何一个中，多个焦点可以在眼部的基质层中，因而能够实现对基质层内部的各个层和/或结构的高分辨率的检测和监视。
在以上方面和实施例中的任何一个中，激光源可以适于产生具有可变波长的激光束。换句话说，激光源可以适于产生具有可变脉冲能量的激光束。因为激光束的脉冲能量取决于激光束的波长，在本申请的背景下，术语“可变波长”和“可变脉冲能量”可以互换使用。可变波长/可变脉冲能量的实现将允许将激光用于诊断以及治疗两个目的。
对于诊断目的，激光源可以被设定为对应于低能量的波长和/或脉冲长度，例如，能量阈值为I≤1012W/cm2，这将不会引起角膜的光剥离，并且可从倍频的反向散射光中收集到图像信息。例如，对于诊断目的可以设定为大约920nm的波长以及介于150fs-180fs的脉冲长度；更加普遍地，产生低于发生基质层的光剥离的能量阈值的能量的任何波长和/或脉冲长度都是可能的，例如，能量阈值可以是I<1012W/cm2。
对于治疗目的，激光源可以被设定为对应于高至足以引起角膜光剥离的能量的波长和/或脉冲长度，例如，能量阈值为I≥1012W/cm2。例如，对于治疗目的可以设定为大约1030nm的波长以及大约300fs或350fs的脉冲长度；更加普遍地，产生等于或高于发生基质层的光剥离的能量阈值的能量的任何波长和/或脉冲长度都是可能的，例如，能量阈值可以是I<1012W/cm2。
在以上方面和实施例中的任何一个中，可变的波长/脉冲能量可以根据眼部的角膜组织内的焦点深度的不同来变化。波长可以在700nm到1050nm之间变化，或者可以保持在诸如710nm、820nm、920nm或1030nm之类的特定波长处。诸如700nm之类较短的波长产生更高分辨率图像信号，而诸如1050nm之类的较长的波长能够更远地穿透角膜组织。710nm、820nm、920nm和1030nm波长的接续使得能够在保持高图像分辨率的同时进行角膜的完全扫描。
在以上方面和实施例中的任何一个中，激光束的脉冲长度能够是介于10fs到400fs之间的飞秒脉冲长度，例如，100fs、350fs。该脉冲长度所提供的能量足以使初始波长产生倍频并被反向散射向检测单元，然而同时确保激光脉冲的总能量保持低于眼部的角膜组织的光剥离阈值。
在以上方面和实施例中的任何一个中，可以对激光束的脉冲能量加以设定以使得激光束的焦点中的光束能量所处的能量等级低于用于角膜组织的光剥离的阈值，从而使该仪器可用于术前和术中的诊断目的。替代性地或者另外地，当仪器在手术期间并未用于诊断目的时，可以对激光束的脉冲能量加以设定以使得激光束的焦点中的光束能量所处的能量等级等于或者超过用于角膜组织的光剥离的阈值，从而使该仪器可用于治疗目的。
在以上方面和实施例中的任何一个中，倍频可以是二次谐波发生(SHG)信号或者三次谐波发生(THG)信号。
附图说明
本发明在始终为示意性的附图的基础上得到进一步说明。
图1a示出了用于眼部外科治疗的激光系统的元件的示意性方框图；
图1b示出了根据图1a中所示的激光系统的变型的激光系统的元件的示意性方框图；
图2示出了人的眼部的角膜的示意图；
图3示出了角膜组织沿图2中所示的眼部横截面A-A'的各个层；
图4示出了对图1a中所示的激光仪器的组件进行说明的方框图。
具体实施方式
图1a和1b示出了激光系统10，激光系统10包括用于将激光束14聚焦到眼部16内部的焦点处的激光仪器。
激光系统包括激光源12。激光源12可以包括：例如激光振荡器(例如，固态激光振荡器)；预放大器，该预放大器增加从振荡器发射的激光脉冲的脉冲功率并且同时暂时使激光脉冲暂时地展宽(temporally stretches)；随后的脉冲选择器，该脉冲选择器从振荡器的预放大激光脉冲中选择单独的激光脉冲以将重复率降低到期望的程度；功率放大器，该功率放大器将所选的仍旧暂时被展宽的脉冲放大为应用所需的脉冲能量；以及脉冲压缩器，该脉冲压缩器暂时将功率放大器输出的脉冲压缩为应用的期望脉冲持续时间。
激光源12生成脉冲激光束14。对辐射脉冲的脉冲持续时间进行选择，以便生成用于诊断目的的反射光信号或反向散射光信号或者在患者的眼部16的角膜组织中产生用于诊断目的切口。激光束14的辐射脉冲具有纳秒、皮秒、飞秒、阿托秒范围的持续时间。
激光源12生成的激光束14此外还具有适于特定应用的重复率。从激光装置10发射并且指向眼部16的辐射脉冲的重复率可以对应于激光源12的输出端处生成的辐射脉冲的重复率。替代性地，借助于设置在激光束14的辐射路径中的光学开关18可以使从激光源12发射的辐射脉冲的一部分被消隐，以使得这些辐射脉冲不会到达眼部16。这是例如用于眼部16的预定的切削轮廓所需的。
光学开关18(也被称为脉冲调制器)可以是例如声光调制器或电光调制器。通常，光学开关18可以包括能够可快速消隐个别激光脉冲的任意光学有源元件。光学开关18可以包括例如被示意性地示为20的束阱，该束阱用于吸收所要消隐的辐射脉冲。光学开关18可以将所要消隐的辐射脉冲从激光束14的辐射脉冲的正常光束路径中偏转并且将所要消隐的辐射脉冲导向束阱20。
被设置在激光束14的光束路径中的另外的光学组件包括z-控制器22和x-y控制器24。一方面，z-控制器22对激光束14的焦点的纵向位置进行控制；另一方面，x-y控制器24对焦点的横向位置进行控制。为了进行说明，在图1a和1b中给出代表眼部16的区域中的x-y-z方向的坐标系。在此背景下，术语“在此背指的是通常被称为z-方向的光束传播方向。类似地，“传播方指的是横断激光束14的传播方向的方向，并且通常被指定为x-y平面。
为了实现激光束14的横向偏转，x-y控制器24可以包括例如能够关于相互垂直的轴线倾斜的一对电流测定激励扫描仪反射镜(galvanometrically actuatedscanner mirrors)。z-控制器22可以包括例如纵向可调节透镜或者折射能力可变的透镜或者可变形反射镜，通过这些透镜或反射镜能够对激光束14的散度以及光束焦点进行控制。这样的可调节透镜或反射镜可以包括在对从激光源12发射的激光束14进行扩展的光束扩展器中。光束扩展器例如可以被配置为伽利略(Galilean)望远镜。
图1a和1b中所示的实施例的激光仪器包括设置在激光束14的光束路径中的调焦物镜26。调焦物镜26用于将激光束14聚焦在眼部16之上或之中的期望位置，例如，角膜之内。调焦物镜26可以是f-theta调焦物镜。
光学开关18、z-控制器22、x-y控制器24和调焦物镜26并不一定按照图1a和1b所展示的顺序进行设置。例如，光学开关18可以不失一般性地被设置在z-控制器22的下游的光束路径中。如果需要，x-y控制器24和z-控制器22可以结合形成单个的结构单元。图1a和1b中所示的组件的排序和分组不能被理解为限制性的。
在调焦物镜26的光束输出口侧，扁平元件20a构成用于眼部16的角膜的抵接界面。扁平元件30a对于激光辐射是可透的或半透的。在正对着眼部的下侧，扁平元件30a包括用于眼部16的角膜的抵接面32a。在所示的示例性情况中，抵接面32a被实现为平整表面。在某些实施例中，抵接面32是凸面或者凹面。当扁平元件30a以适当的压力压在眼部16上时或者当角膜借助于真空而被吸附到抵接面32a上时，抵接面32使角膜被压平。如图1a和1b中所示，眼部16靠压在扁平元件30a的平坦的抵接面32a上。
在的平行平面的情况下，通常被称为扁平板的扁平元件30a被安装到锥形渐宽的载送套筒34a的窄端。扁平元件30a与载送套筒34a之间的连接可以是永久的(例如凭借粘合剂进行连接)，或者该连接可以是可拆卸的(例如凭借螺钉联接)。还可以想到的是，使用起到载送套筒34a和扁平元件30a两者的作用的单个光学的注塑制件。通过并未详细展现的方式，载送套筒34a在图中被示为上端的较宽的套筒端具有联接结构。联接结构适于将载送套筒34a联接到调焦物镜26上。
激光系统10还包括至少一个适于对在焦点处形成为倍频的朝检测元件50反向散射的光进行检测的检测元件50，以产生与内部角膜组织有关的图像信息。检测元件50可以位于载送套筒34a的内部或外部。
在图1b中所示的实施例中，可为二向色分离器的分束器51被提供在光束路径中，并且检测元件50的位置使得分束器51所偏转的光被偏转到检测元件50上。换句话说，检测元件50可以被设置为：形成为倍频的反向散射光被直接反向散射到检测元件50(图1a)。替代性地，检测元件50可以被设置为：反向散射光被反向散射到设置在光束路径中的分束器51并且随后被偏转到检测元件50(图1b)。检测元件50是光检测器，例如，光电倍增管(PMT，photomultiplier tube)、雪崩光电二极管(APD，Avalanche Photo Diode)、大增益的硅光电倍增器(SPM，Silicon Photomultiplier)、或者其它类型的光放大器传感器。
控制计算机36对激光源12、光学开关18、检测元件50和两个扫描仪22、24进行控制，控制计算机36按照存储在存储器38中的控制程序40工作。控制程序40包含各种指令(例如，程序代码)，指令被控制计算机36执行以控制激光束14的光束焦点在角膜中、透镜中或者靠压在接触元件30a上的眼部16的其他位置处的位置。
激光系统10还可以包括连接到控制计算机36的界面模块(未示出)，以允许使用者输入命令到控制计算机36。界面模块可以包括屏幕或监视器以使得使用者能够观察到与激光系统的组件相关的状态信息和/或使用检测元件50中的至少一个所收集到的数据。
图2和3示意性地示出了人眼的角膜。为了对人的角膜的各个层进行说明，在图3中放大示出眼部16的各个角膜层，正如介绍部分所述。
图4示意性地示出了激光仪器的组件。如图4中所示，激光仪器包括光学器件42，光学器件42适于将激光束14聚焦在眼部16的角膜组织内。光学器件42至少包括图1a和1b的激光系统10的z-控制器22和调焦物镜26，但是还可包括图1a和1b中所示的激光源12、脉冲宽度调制器18和/或x-y控制器24。
激光仪器还包括至少一个适于对在焦点处形成为倍频的朝检测元件反向散射或正向发射的光进行检测的检测元件50，以产生与内部角膜组织有关的图像信息。
当激光仪器被用于治疗目的时，在位于深度82的焦点80处生成具有足够的光束能量的光束14以切削出切口图案。在角膜的切削过程中，作为角膜微透镜取出术或者角膜移植术的一部分，所述切割图案从周围的角膜组织中完全分离出一角膜组织块。如果需要，该切口图案可以再将分离出的组织块细分为彼此单独分开的多个分割块。
当激光仪器被用于诊断或扫描目的时，激光束14的焦点80处的高强度激光使高度极化且非中心对称的组织(例如胶原质)产生输入频率的倍数频率的光。
更高频率的光以二次谐波发生(SHG，Second Harmonic Generated)信号的形式局部地出现，二次谐波发生信号在两个近红外光子与高度极化且非中心对称的材料相互作用以生成具有两倍能量和半波长的单一可见光子时产生。
更高频率的光还能够以三次谐波发生(THG，Third Harmonic Generated)信号的形式产生，三次谐波发生信号在三个近红外光子与高度极化且非中心对称的材料相互作用以生成具有三倍能量和三分之一波长的单一可见光子时产生。应当注意的是，尽管在此仅详细说明了SHG和THG信号，但是更高次谐波信号也是可能的。
激光束14内的光使得位于焦点80处的角膜胶原结构发射频率为形成激光束14的光的频率的倍频的光子。在一个示例中，如果激光束14内的光具有波长λ＝1030nm，则SHG信号产生在频率λSHG＝515nm处，并且THG信号产生在λTHG＝343nm处。
当使用激光束14进行激发时，从角膜的胶原结构发射出SHG和THG信号形式的更高频率的光。所述更高频率的光沿所有方向散射，从而产生反向散射光束86形式的信号。检测元件50对这些信号进行检测并且使用这些信号来产生与内部角膜组织相关的图像信息。
激光束14的焦点80的直径可以在大约1μm到10μm之间。对激光束14的焦点80的直径加以选择以使其超过所要检查的结构或者细胞的大小，例如，焦点80的直径可以被设定为1.5μm。
激光系统10的z-控制器22适于改变焦点80在眼部16内的深度82。此外，激光系统10的激光源12适于改变激光束14中的光的波长。
在诊断应用期间，根据焦距80在眼部16内的深度的不同，激光束14中光的波长能够在700nm到1050nm之间变化。具有更长波长的光更容易穿过眼部16的物质，并且因而更长的波长能够被用于对更加远离眼部16的外表面处的物质进行检查。
而且，激光系统10的脉冲调制器18适于改变激光束14中的脉冲能量。例如，激光束14的脉冲能量可以在0.5μJ到0.05μJ的范围内变化。
在工作中，可以通过改变激光束14的脉冲能量来执行诊断扫描，以使得激光束14的焦点80中的光束能量低于角膜组织的光剥离所需的能量。激光束14随后被聚焦到眼部16的角膜内的焦点80处，并且使用检测元件50将在焦点80处形成为倍频的反向散射光86作为图像产生信号进行检测，以产生与内部角膜组织相关的图像信息。
为了编译出三维图像信息，激光束14被相继地聚焦到在角膜内具有不同深度82的多个焦点80处。当执行诊断扫描时，激光束工作在700nm和1050nm之间的波长范围内。在相继的深度82处，形成激光束14的光的波长随着焦点80到眼部16的外表面的距离的增加而增加。替代性地，700nm-1050nm内的单一波长可以被用于多个深度82或者眼部16内的全部深度82。
在角膜组织的诊断扫描完成之后，激光束14的脉冲能量增加，以使得激光束14的焦点80中的光束能量超过角膜组织的光剥离所需的能量。这时候，手术能够开始或者继续，并且激光系统10被用于角膜组织的切削和/或矫形。
总而言之，能够对激光束14的脉冲能量加以选择，以使得激光束14的焦点80中的光束能量高于或者低于胶原质的光剥离能量。如此，激光仪器可以交替地用于手术期间角膜组织的切削/矫形或者生成SHG/THG信号，生成的SHG/THG信号被检测元件50收集并产生与角膜有关的诊断信息。以此方式，单一的激光系统10能够被交替地提供诊断或治疗功能。

Claims (20)

1.一种眼部手术激光仪器，包括：
光学器件，适于将具有一波长和一脉冲长度的激光束聚焦在一位于眼部的角膜组织内的焦点处，以及
检测元件，适于将在所述焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测，其中，所述光被检测以产生与内部角膜组织有关的图像信息。
2.根据权利要求1所述的激光仪器，其中，所述光学器件适于将所述激光束相继地聚焦到所述眼部的所述角膜组织内不同深度处的多个焦点处，其中，所述检测元件适于将在所述焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测，其中，所述光被检测以收集与所述内部角膜组织有关的三维图像信息。
3.根据权利要求2所述的激光仪器，其中，所述多个焦点在所述眼部的基质层中。
4.根据前述权利要求中任一项所述的激光仪器，其中，所述激光仪器包括用于产生具有可变波长的激光束的激光源。
5.根据权利要求4所述的激光仪器，其中，所述可变波长根据所述焦点在所述眼部的所述角膜组织内的深度来变化。
6.根据前述权利要求中任一项所述的激光仪器，其中，所述波长可在700nm到1050nm之间变化。
7.根据前述权利要求中任一项所述的激光仪器，其中，飞秒脉冲长度介于10fs到400fs之间。
8.根据前述权利要求中任一项所述的激光仪器，其中，所述倍频是二次谐波发生(SHG)信号或者三次谐波发生(THG)信号。
9.用于对眼部的内部角膜组织进行扫描的眼部手术激光仪器的应用，其中，所述激光仪器包括：
光学器件，适于将具有一波长和一脉冲长度的激光束聚焦在一位于所述眼部的所述角膜组织内的焦点处，以及
检测元件，适于将所述焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测，其中，所述光被检测以产生与内部角膜组织有关的图像信息。
10.根据权利要求9所述的眼部手术激光仪器的应用，其中，介于700nm到1050nm之间的可变波长被设定用于一个或多个诊断目的。
11.根据权利要求9所述的眼部手术激光仪器的应用，其中，一固定波长被设定用于一个或更多的治疗目的，例如使用1030nm的波长。
12.根据权利要求9至11中任一项所述的眼部手术激光仪器的应用，其中，所述倍频是二次谐波发生(SHG)信号或者三次谐波发生(THG)信号。
13.一种眼部的角膜组织的扫描方法，其中
将具有一波长和一脉冲长度的激光束聚焦在一位于眼部的角膜组织内的焦点处，以及
将在所述焦点处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测，以产生与内部角膜组织有关的图像信息。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，
所述激光束被相继地聚焦在位于所述眼部的所述角膜组织内的多个不同深度处的多个焦点处，以及
将在所述焦点中的每一个处形成为倍频的反向散射或者正向发射的光作为图像产生信号进行检测，以产生与内部角膜组织有关的三维图像信息。
15.根据权利要求14所述的方法，其中，所述多个焦点在所述眼部的基质层中。
16.根据权利要求13至15中任一项所述的方法，其中，所述激光束的波长在所述扫描程序期间是变化的。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，所述可变波长是根据所述焦点在所述眼部的所述角膜组织内的深度来变化的。
18.根据权利要求13至17中任一项所述的方法，其中，所述波长在700nm到1050nm之间变化。
19.根据权利要求13至18中任一项所述的方法，其中，飞秒脉冲长度介于10fs到400fs之间。
20.根据权利要求13至19中任一项所述的方法，其中，所述倍频是二次谐波发生(SHG)信号或者三次谐波发生(THG)信号。
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