CN105530853B

CN105530853B - 对物质的折射率的原位确定

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Publication number: CN105530853B
Application number: CN201480037582.9A
Authority: CN
Inventors: J.冈萨雷斯
Original assignee: Optimedica Corp
Current assignee: AMO Development LLC
Priority date: 2013-07-25
Filing date: 2014-07-10
Publication date: 2018-12-04
Anticipated expiration: 2034-07-10
Also published as: JP2016533235A; CN105530853A; US11672419B2; AU2019203837B2; US10646116B2; AU2019203837A1; US20170189233A1; EP3024376A1; WO2015013044A1; US20210077300A1; US10849789B2; AU2014293542A1; AU2014293542B2; JP6434015B2; CA2935721A1; US20200268245A1; EP3024376B1; US20150032090A1; US11911104B2; EP3646774A1

Abstract

一种激光眼外科手术系统沿着射束路径将光聚焦到在眼睛的晶状体内具有位置的焦点。响应于该位置来确定晶状体的折射率。晶状体包括邻近于具有第二折射率的第二物质的表面。射束路径延伸从表面到焦点的距离。响应于从表面到目标焦点和从表面到实际焦点的距离来确定折射率，该实际焦点与晶状体内聚焦光的光学相干信号的峰值强度的位置相对应。确定的折射率可以被映射到晶状体中的区域，以及可以被用来生成晶状体的梯度折射率分布以更精确地放置用于切口的激光束脉冲。

Description

对物质的折射率的原位确定

交叉引用

本申请要求2013年6月25日提交的申请号为61/858,445的美国临时专利申请的优先权，其与下述专利申请有关：于2008年3月3日提交的序号为12/048,182的题目为“METHODAND APPARATUS FOR CREATING INCISIONS TO IMPROVE INTRAOCULAR LENS PLACEMENT”的美国专利申请，200年3月13日提交的序号为12/048,186的题目为“METHOD AND APPARATUSFOR CREATING OCULAR SURGICAL AND RELAXING INCISIONS”的美国专利申请以及2012年11月2日提交的序号为61/722,064的题目为“LASER EYE SURGERY SYSTEM CALIBRATION”的美国专利申请，这些专利申请的整体通过引用被结合于本文。据此明确地保留完整的巴黎公约优先权。

背景技术

本公开一般地涉及通过脉冲激光束诱发的光致破裂和对光致破裂的定位以便处置物质（诸如眼睛的组织）。尽管是对定位用于光致破裂的（多个）目标部位以及切削组织以用于外科手术（诸如眼外科手术）做出具体参考，但如本文中描述的实施例可以与许多物质一起按照许多方式被使用，以处置许多物质中的一种或多种，诸如切削光学透明物质。

可以利用凿子、小刀、手术刀和其他工具（诸如外科手术工具）机械地完成物质的切削。然而，现有的切削方法和装置至少在一些情形中可能是不太合意的以及提供不太理想的结果。例如，至少一些现有的用于切削物质（诸如组织）的方法和装置可以提供比将是理想的表面稍微更粗糙的表面。脉冲激光器可以用来切削许多物质中的一种或多种以及已经被用于激光外科手术来切削组织。

外科手术组织切削的示例包括切削眼睛的角膜和晶状体。可以切削眼睛的晶状体来纠正晶状体缺陷（例如去除白内障）以及可以切削眼睛组织来进入晶状体。例如可以切削角膜来进入白内障晶状体。可以切削角膜以便纠正眼睛的屈光不正，例如利用激光原位角膜磨镶术（keratomileusis）（以下称为“LASIK”）。

许多患者可能具有不太理想的眼部光学性能。至少一些患者可能具有眼部屈光不正，其例如可以用眼镜和隐形眼镜来纠正。然而，患者可能具有不规则的眼角膜（诸如来自示例的不规则散光或角膜瘢痕）。至少在一些情形中，可以用现有的方法和装置来容易地纠正眼睛的不规则性。处置患病角膜的现有方法已经包括角膜成形术，诸如例如穿透性角膜成形术（以下称为“PK”）。至少在一些情形中，现有的角膜成形术过程可以导致不太理想的患者成果。例如，患者在角膜成形术过程之后可能具有不太理想的视敏度。至少在一些情形中，除对组织切削的不太理想的定位和位置之外，可能导致这种不太理想的视敏度。

现有的短脉冲激光系统已经用于切削组织，以及已经用于处置许多患者。然而，至少在一些情形中现有的短脉冲系统可能提供不太理想的结果。例如，至少在一些情形中，眼睛与激光外科手术系统的对准可能是不太理想的，诸如当把眼角膜的屈光处置与眼睛的晶状体的处置（诸如从眼睛中去除皮质（cortex）和核（nucleus））相组合时。在另一个示例中，至少在一些情形中激光眼外科手术系统可能没有适当地考虑眼睛解剖学的不同的折射率，这至少在一些情形中可能影响组织切削的定位。

为了更精确的处置眼睛，现有的方法和装置已经组合光学测量系统（诸如层析照相系统。然而，至少在一些情形中这样的现有测量设备的精度可能是不太理想的。例如，为了确定结构的物理位置，现有的设备可以依赖假定的折射率，其可以根据正被处置的个体的特定眼睛的实际折射率而变化。进一步地，至少一些现有的设备可能依赖于针对组织的折射率的假定的平均值，该组织（诸如晶状体组织）具有变化的折射率。个体内的折射率的变化量可以比针对人群的标准值变多或变少，这样至少在一些情形中潜在地使假定值不够精确。至少在一些情形中，处置射束可以包括除测量射束外的不同波长，至少在一些情形中潜在地在测量中进一步混合了误差。

现有方法和装置的降低的精度至少在一些方面可能限制现有方法和装置的处置。例如，折射率的可变性可能导致组织被切入的深度的可变性，由此潜在地降低了现有外科手术过程的精度以及潜在地限制了将激光用来切割近敏感性的组织。

鉴于以上所述，将期望提供克服上述现有系统和方法的上述限制中的至少一些的改进的方法和装置。理想地，这些改进的系统和方法将提供对光学透射性物质的折射率的原位测量，提供对光学透射性物质内的结构位置的改进的测量，以及提供利用激光束在物质内的更精确聚焦的改进的处置。

发明内容

本公开提供用于确定物质折射率的系统、设备和方法，所述物质诸如是患者的眼睛的一个或多个解剖结构，例如眼睛的晶状体。在许多实施例中，测量一个或多个组织结构的折射率以便更精确地处置所述组织。可以确定折射率以便更精确地处置所述物质，以及可以沿着处置射束的光束路径来确定折射率以便更精确地处置所述物质。沿着射束路径的折射率可以包括平均折射率，或者映射到物质的位置的多个折射率。在许多实施例中，用具有一个或多个第一波长的第一光束原位确定折射率，以及使用第二光束（诸如具有与第一一个或多个波长不同的第二一个或多个光波长的激光束）来处置组织。光学系统的一个或多个部件可以沿着射束路径将光聚焦到在物质内具有位置的焦点。可以响应于物质内的焦点的位置来确定物质的折射率。尽管可以以许多方式中的一个或多个来确定焦点，但在许多实施例中，利用与光束的相干性有关的干涉信号的强度来确定焦点，使得焦点和对应的折射率可以被精确地测量。该物质可以包括邻近于具有第二折射率的第二物质的表面，以及射束路径可以延伸从表面到焦点的距离。可以响应于从表面到目标焦点和从表面到实际焦点的距离来确定折射率，该实际焦点可以与物质内聚焦光的光学相干信号的峰值强度的位置相对应。确定的折射率可以映射到物质中的区域。多个确定的折射率可以被用来生成物质的折射率分布，诸如物质的梯度折射率分布。激光系统可以利用梯度折射率分布来将激光束焦点定位在物质内以更精确地放置切口。

本文描述的实施例可以很好地适合于响应于测量的一个或多个折射率的白内障外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的视网膜外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的玻璃体-视网膜外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的青光眼外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的屈光眼外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的角膜外科手术、以及响应于测量的一个或多个折射率的许多其他眼外科手术过程。

本公开的一个方面提供了一种确定物质折射率的方法。光可以沿着射束路径被聚焦到在所述物质内具有位置的焦点，以及响应于焦点在所述物质内的位置来确定所述物质的折射率。所述物质可以包括邻近于具有第二折射率的第二物质的表面，其中第一折射率与第二折射率不同。射束路径可以延伸从所述表面到所述焦点的距离。可以响应于从所述表面到所述焦点的距离来确定折射率。所述物质可以包括目标物质。并且，可以例如响应于光学干涉信号的峰值强度的位置，来利用聚焦光的光学干涉信号确定射束路径的位置。

在许多实施例中，目标物质包括患者的眼睛的光学透射性组织结构。眼睛的光学透射性组织结构可以包括如下中的一个或多个：泪膜、角膜、房水、晶状体、前部晶状体囊、晶状体皮质、晶状体皮质的前部分、晶状体皮质的后部分、晶状体核、后部晶状体囊或玻璃体。第二组织结构可以包括第二物质，所述第二组织结构在光学透射性组织结构之前，在所述第二组织结构和所述光学透射性组织结构之间布置有表面。多个焦点沿着射束路径的多个位置可以被确定以便确定光学透射性组织结构的折射率。多个位置可以包括第一焦点的第一位置和第二焦点的第二位置。折射率可以与第一点和第二点之间的物质的平均折射率相对应。

在一些实施例中，第一位置包括眼睛的晶状体的前部分的前部位置以及第二位置包括眼睛的后部分的后部位置。折射率可以与晶状体的前部分和晶状体的后部分之间的平均折射率相对应。该平均折射率可以与折射率沿着前部位置和后部位置之间光学路径长度的积分相对应以便确定处置射束靠近晶状体后囊的定位。多个聚焦的激光束脉冲可以被引导到晶状体的后部分来切割晶状体的后部分。可以响应于平均折射率而将多个聚焦的激光束脉冲引导到晶状体的后囊来切割晶状体的后囊。聚焦射束可以包括不同于聚焦激光束的光的一个或多个波长。

在一些实施例中，响应于多个焦点沿着射束路径的多个位置来映射组织结构的折射率。可以针对多个焦点中的每个位置来重复聚焦和确定步骤以便针对所述多个位置中的每个位置来确定目标物质的折射率。多个位置可以包括眼睛的晶状体的位置。可以响应于多个焦点在眼睛的晶状体内的多个位置来确定眼睛的晶状体的梯度折射率分布。

在许多实施例中，光源包括层析照相系统的光源。层析照相系统可以包括如下中的一个或多个：光学相干层析照相系统、光谱光学相干层析照相系统、时域光学相干层析照相系统、Scheimpflug成像层析照相系统、共焦层析照相系统或低相干反射测量系统。焦点的位置可以用层析照相系统来确定。

在许多实施例中，响应于预定的折射率来确定目标物质的折射率。预定的折射率可以包括如下中的一个或多个的折射率：患者接口光学器件、水、盐水、角膜或房水。可以通过用目标物质的表面和确定的射束路径位置之间的距离除以目标物质的表面和预期焦点之间的距离的商的平方根乘以预定的折射率来计算所述折射率。

本公开的另一个方面提供了一种处置眼睛结构的方法。向所述结构中将光源聚焦到具有位置的焦点上。响应于光学干涉信号来识别焦点的位置。响应于焦点的位置来确定物质的折射率。将折射率映射到所述结构。响应于所述映射来确定结构的分布。响应于所述结构的分布来切割所述结构。眼睛的结构可以包括如下中的一个或多个：泪膜、角膜、房水、晶状体、前部晶状体囊、后部晶状体囊、晶状体皮质、晶状体核或玻璃体。

本公开的又一个方面提供了一种用于确定物质的折射率的装置。所述装置包括层析照相系统和处理器。所述层析照相系统包括生成光束的光源。所述处理器包括耦合到成像系统并且配置为接收来自层析照相系统的数据的有形介质。所述有形介质体现了响应于射束焦点的位置来确定物质的折射率的指令。

在许多实施例中，所述有形介质进一步体现用以进行如下操作的指令：向所述物质中将光束聚焦到具有预期位置的预期焦点，识别聚焦光的干涉信号的位置，响应于预期焦点位置和确定的干涉图案位置来确定目标物质的折射率，以及将确定的折射率映射到所述物质的位置。

在许多实施例中，所述装置进一步包括脉冲激光器和光学传递系统。脉冲激光器可以生成脉冲激光束来切割所述物质。所述光学传递系统被耦合到激光束、层析照相系统和处理器。所述有形介质可以进一步包括用以响应于折射率来确定处置分布的指令。在一些实施例中，脉冲激光器包括第一一个或多个波长以及第二激光器包括与所述第一一个或多个波长不同的第二一个或多个波长。并且，所述处理器包括用以响应于第一一个或多个波长的折射率来确定包括第二一个或多个波长的脉冲激光束的多个聚焦位置的指令。在一些实施例中，所述有形介质进一步体现用以响应于映射来确定物质分布以及响应于所述物质分布来用激光器切割所述物质的指令。在一些实施例中，所述处理器体现下述指令，其用以响应于物质的折射率来确定在物质之后的第二结构的切口分布的指令。

在许多实施例中，所述有形介质体现用以确定眼睛的多个组织结构沿着到眼睛的目标组织结构的光学路径的多个折射率的指令。所述有形介质可以体现用以响应于沿着光学路径的多个折射率来确定脉冲激光束的聚焦位置以切割组织的指令。所述多个组织结构可以包括如下中一个或多个：眼睛的泪膜、角膜、房水、晶状体、前部晶状体囊、前部晶状体皮质、晶状体核、后部晶状体皮质、后部晶状体囊或玻璃体。

在许多实施例中，所述层析照相系统包括如下系统中的一个或多个：光学相干层析照相系统、光谱光学相干层析照相系统、时域光学相干层析照相系统、Scheimpflug成像层析照相系统、共焦层析照相系统或低相干反射测量系统，以及其中用层析照相系统来确定焦点的位置。

本文提供的权利要求根据实施例提供了附加的方面以及通过引用结合于本文中。

附图说明

图1示出了透视图，其示出了根据许多实施例的激光眼外科手术系统；

图2示出了简化框图，其示出了根据许多实施例的激光眼外科手术系统的配置的顶级视图；

图3A示出了简化框图，其图示了根据许多实施例的激光眼外科手术系统的光学组件的配置；

图3B示出了根据许多实施例的眼睛的映射的处置区域，该眼睛包括角膜、后囊和角膜缘；

图4A示出了根据许多实施例的激光传递系统的可移动部件和传感器部件之间的对应性；

图4B示出了根据许多实施例的从眼睛空间坐标参考系到机器坐标参考系的坐标参考的映射；

图5A示出了聚焦到眼睛的晶状体上以确定眼睛的折射率的光源；

图5B和5C示出了用于确定各种解剖结构的折射率的经过各种解剖结构的焦点；

图5D示出了根据许多实施例的眼睛的晶状体的折射率分布；

图6示出了根据许多实施例的描绘用于确定目标物质的折射率的方法的流程图；以及

图7示出了针对各种期望焦点的经过眼睛的各种解剖结构的各种射束路径的强度曲线。

具体实施方式

公开了与激光眼外科手术系统有关的方法和系统。在许多实施例中，激光被用来在角膜中、在晶状体囊中和/或在晶状体核中形成精确切口。尽管对用于激光眼外科手术的组织切除术做出具体参考，但本文描述的实施例可以被用于具有许多外科手术过程和设备（诸如矫形外科手术、机器人外科手术和微型角膜刀（microkeratome））的许多方式中的一个或多个方式中。

如本文所描述的实施例尤其很好地适合于用具有第一一个或多个光波长的第一射束来映射折射率。例如，映射的折射率可以用来响应于沿着延伸到组织结构的测量射束路径的映射的折射率来确定组织结构的物理位置。

例如，激光可以用来在角膜中、在晶状体囊中和/或在晶状体核中形成精确切口。如本文所描述的实施例尤其很好地适合于提高切削物质（诸如例如组织）的精度。例如，映射的折射率可以用来确定激光系统的一个或多个部件（诸如透镜和可移动反射镜）的位置以便更精确地放置激光束焦点和组织切口。在许多实施例中，用测量系统（诸如层析照相系统）的射束来映射组织结构以及用如本文所描述的聚焦测量射束来映射组织的折射率。用测量射束映射的组织结构可以响应于来自聚焦测量射束的映射的折射率来调整以便更精确地确定组织结构的物理位置。

眼睛的组织结构的物理位置和尺寸以及映射的折射率可以被用来更精确地确定激光系统部件的位置。例如，可以响应于组织结构的物理位置或来自层析照相图像的结构的位置以及它们的组合来确定眼睛组织的激光束切口分布。在许多实施例中，响应于具有第二一个或多个波长的激光处置射束的折射率来调整用具有第一一个或多个波长的聚焦测量射束确定的映射的折射率，以便提供针对处置射束的折射率的映射。第一一个或多个波长的范围可以与第二一个或多个波长的范围重叠以使得波长是相似的，或者具有非重叠的范围以使得第一一个或多个波长与第二一个或多个波长不同。处置射束的映射的折射率可以与如下各项中的一个或多个相组合：组织结构的物理位置和尺寸、目标切口分布或聚焦测量射束的映射的折射率，以便确定激光处置系统的反射镜和透镜的位置来在眼睛的目标位置处放置激光束切口。

在许多实施例中，可以通过调整测量射束的测量的折射率以纠正处置射束和测量射束的折射率上的差异来确定处置射束的折射率。替代地或组合地，响应于用测量射束测量的折射率来调整处置射束的基线折射率。在许多实施例中，响应于测量的折射率来调整基线折射率。基线折射率可以包括眼睛的结构的折射率。尽管如本文所描述的组织（诸如眼睛）的折射率可以随着波长而变化，近似的基线值包括：房水1.33；角膜1.38；玻璃体1.34；以及晶状体1.36至1.41，其中晶状体的折射率可以例如针对囊、皮质和核而不同。例如，水和盐水的基线相折射率对于1030nm下的超快激光可以是大约1.325，以及对于830nm下的OCT系统大约是1.328，并且这个成比例的差异可以被用来响应于用测量射束测量的折射率来确定处置射束的折射率。1.339的群折射率对于OCT射束波长和光谱带宽大约有1%的差别。本文中的许多实施例提供了用于针对如本文所描述的测量和处置系统的波长确定眼睛组织的折射率、相折射率、以及群折射率的方法和装置。

本文公开的实施例很好地适合于与现有的激光外科手术系统（诸如从Optimedica商业可得的CatalysTM以及类似系统）相组合。可以根据本文中公开的教导来修改这样的系统并且更精确地测量和处置眼睛。

如本文中所使用的，相同的字符（诸如参考数字和字母）描述相同的要素。

如本文中所使用的，术语前部和后部指的是关于患者的已知的取向。取决于针对外科手术的患者的取向，术语前部和后部可以分别与术语上部和下部是相似的，诸如当患者以仰卧位放置在床上时。术语远端和前部可以指的是从用户的角度看去的结构的取向，以使得例如当提到放置在眼睛上的结构时术语近端和远端可以与术语前部和后部相似。本领域普通技术人员将认识到如本文所描述的方法和装置的取向的许多变化，以及术语前部、后部、近端、远端、上部和下部仅作为示例来使用。

如本文中所使用的，术语第一和第二被用来描述结构和方法，而不关于结构和方法的顺序进行限制，所述结构和方法可以按照任意顺序，如基于本文提供的教导对本领域普通技术人员将显而易见。

处理器系统可以包括有形介质，其体现用以执行如本文所描述的方法步骤中的一个或多个的计算机程序指令。

图1示出了根据许多实施例的激光眼外科手术系统2，其可操作为在角膜中、在晶状体囊中和/或在晶状体核中形成精确切口。系统2包括主单元4、患者座椅6、双功能脚踏开关8和激光脚踏开关10。

主单元4包括系统2的许多主要子系统。例如，外部可见的子系统包括触摸屏控制面板12、患者接口组件14、患者接口真空连接16、对接（docking）控制小键盘18、患者接口射频识别（RFID）读取器20、外部连接22（例如网络、视频输出、脚踏开关、USB端口、门联锁装置和AC电源）、激光发射指示器24、紧急激光停止按钮26、按键开关28和USB数据端口30。

患者座椅6包括底座32、患者支撑床34、头靠36、定位机构和布置在头靠36上的患者座椅操纵杆控制38。定位控制机构被耦合在底座32和患者支撑床34和头靠36之间。患者座椅6被配置成使用患者座椅操纵杆控制38来在三个轴（x、y和z）上进行调整和定向。头靠36和约束系统（未示出，例如衔接患者前额的约束带）在该过程期间使患者头部稳固。头靠36包括可调颈部支撑来为患者提供舒适以及减少患者头部移动。头靠36被配置为垂直可调的，以能够调整患者头部位置来为患者提供舒适以及适应患者头部尺寸方面的变化。

患者座椅6允许使用手动调整来倾斜患者的腿部、躯干和头部的关节。患者座椅6适应患者负载位置、负压吸引环捕获位置和患者处置位置。在患者负载位置上，随着患者座椅回到直立位置以及患者脚踏板处于降低的位置，座椅6从主单元4下面旋转出来。在负压吸引环捕获位置上，随着患者座椅回到斜倚的位置以及患者脚踏板处于升起位置，座椅从主单元4下面旋转出来。在患者处置位置上，随着患者座椅回到斜倚的位置以及患者脚踏板处于升起位置，座椅在主单元4下面旋转。

患者座椅6配备有“座椅启用”特征以免于非预期的座椅运动。可以按照两种方式中的任一个来启用患者座椅操纵杆38。第一，患者座椅操纵杆38结合了位于操纵杆顶部的“座椅启用”按钮。可以通过连续按下“座椅启用”按钮来启用经由操纵杆38对患者座椅6的位置的控制。替代地，可以连续压下双功能脚踏开关8的左脚踏开关40来启用经由操纵杆38对患者座椅6的位置控制。

在许多实施例中，患者控制操纵杆38是比例控制器。例如，小幅度移动操纵杆可以用来引起座椅缓慢移动。大幅度移动移动操纵杆可以用来引起座椅更快地移动。保持操纵杆在它的最大行进限度可以用来引起座椅以最大座椅速度移动。当患者接近患者接口组件14时可以降低可用的座椅速度。

可以按紧急停止按钮26来停止发射所有激光输出，释放将患者耦合到系统2的真空，以及禁用患者座椅6。停止按钮26位于系统前面板上，紧挨着按键开关28。

按键开关28可以用来启用系统2。当处于待机位置时，按键可以被去除以及系统被禁用。当处于预备位置时，按键向系统2启用电源。

双功能脚踏开关8是双脚踏开关组件，其包括左脚踏开关40和右脚踏开关42。左脚踏开关40是“座椅启用”脚踏开关。右脚踏开关42是“真空开启”脚踏开关，其能够实现真空来将液体光学接口负压吸引环固定到患者的眼睛。激光脚踏开关10是被遮盖的脚踏开关，其当被压下时激活处置激光器同时启用系统。

在许多实施例中，系统2包括外部通信连接。例如，系统2可以包括用于将系统2连接到网络的网络连接（例如，RJ45网络连接）。网络连接可以用来启用对处置报告的网络打印、启用远程访问以查看系统性能日志、以及启用远程访问以执行系统诊断。系统2可以包括视频输出端口（例如HDMI），其可以用来输出由系统2执行的处置的视频。输出视频可以被显示在外部监视器上，以用于例如由家庭成员观看和/或用于训练。为了例如档案的目的，也可以记录输出视频。系统2可以包括一个或多个数据输出端口（例如USB），以例如使能处置报告向数据储存设备的导出。储存在数据储存设备上的处置报告然后可以在后来的时间被访问以用于任何合适的目的，诸如例如在用户没有对基于网络的打印的访问的情况下从外部计算机进行打印。

图2示出了与患者眼睛43耦合的系统2的简化框图。患者眼睛43包括角膜43C、晶状体43L和虹膜43I。虹膜43I限定了眼睛43的瞳孔，其可以用于将眼睛43与系统2对准。系统2包括切削激光子系统44、测距子系统46、对准导向系统48、共享光学器件50、患者接口52、控制电子器件54、控制面板/GUI 56、用户接口设备58和通信路径60。控制电子器件54经由通信路径60与切削激光子系统44、测距子系统46、对准导向子系统48、共享光学器件50、患者接口52、控制面板/GUI 56和用户接口设备58操作地耦合。

在许多实施例中，切削激光子系统44结合了飞秒（FS）激光技术。通过使用飞秒激光技术，短持续时间（例如在持续时间上近似为10^-13秒）的激光脉冲（具有微焦尔范围内的能量水平）可以被传递到紧密聚焦的点来使组织破裂，由此大幅降低了与对于晶状体核的超声破碎所需要的水平相比以及与具有更长持续时间的激光脉冲相比所需要的能量水平。

切削激光子系统44可以产生具有适合于系统2的配置的波长的激光脉冲。根据非限制性示例，系统2可以被配置成使用产生具有从1020nm到1050nm的波长的激光脉冲的切削激光子系统44。例如，切削激光子系统44可以具有二极管泵浦的固态配置，该二极管泵浦的固态配置具有1030（+/-5） nm的中心波长。

切削激光子系统44可以包括控制和调节部件。例如，这样的控制部件可以包括诸如以下的部件：控制激光脉冲的能量和脉冲串的平均功率的射束衰减器、控制包含激光脉冲的射束的横截面空间范围的固定孔径、监控射束串的通量和重复率并且因此监控激光脉冲的能量的一个或多个功率监测器，以及允许/阻挡激光脉冲的传输的遮光器。这样的调节部件可以包括可调缩放组件和固定的光学中继器，该可调缩放组件使包含激光脉冲的射束适应于系统2的特性以及该固定的光学中继器将激光脉冲在一定距离上传送，同时适应激光脉冲束位置和/或方向可变性，从而提供针对部件变化的增加的容限。

测距子系统46被配置成在三个维度上测量眼睛结构的空间布置。测量的眼睛结构可以包括角膜的前表面和后表面、晶状体囊的前部分和后部分、虹膜和角膜缘。在许多实施例中，测距子系统46利用光学相干层析照相（OCT）成像。作为非限制性示例，系统2可以被配置为使用采用从780nm到970nm的波长的OCT成像系统。例如，测距子系统46可以包括利用从810nm到850nm的宽波长光谱的OCT成像系统。这样的OCT成像系统可以采用可调整的参考路径长度来调整OCT测量的在眼睛中的有效深度，由此允许系统部件的测量包括如下：存在于眼睛的角膜之前的患者接口的特征和在深度上从角膜的前表面到晶状体囊的后部分并且超过其进行范围变动的眼睛的结构。

对准导向子系统48可以包括激光二极管或气体激光器，其产生用于对准系统2的光学部件的激光束。对准导向子系统48可以包括LED或激光器，其在对接和处置期间产生固定光来帮助对准和稳固患者的眼睛。对准导向子系统48可以包括激光器或LED光源和监控用于在X、Y和Z方向上定位射束的致动器的对准和稳固性的检测器。对准导向子系统48可以包括视频系统，其可以用于提供患者眼睛的成像来促进患者的眼睛43与患者接口52的对接。由视频系统提供的成像系统也可以用来经由GUI引导切削的位置。在激光眼外科手术过程期间可以额外地使用由视频系统提供的成像来监控该步骤的进展，以在该过程期间追踪患者的眼睛43的移动，以及测量眼睛的结构（诸如瞳孔和/或角膜缘）的位置和尺寸。

共享光学器件50提供了布置在患者接口52和切削激光子系统44、测距子系统46和对准导向子系统48中的每个之间的公共传播路径。在许多实施例中，共享光学器件50包括射束组合器，其接收来自相应子系统（例如切削激光子系统44和对准导向子系统48）的发射并且沿着公共传播路径将发射重新引导到患者接口。在许多实施例中，共享光学器件50包括将每个激光脉冲聚焦到焦点中的物镜组件。在许多实施例中，共享光学器件50包括可操作为在三个维度上扫描相应发射的扫描机构。例如，共享光学器件可以包括（多个）XY扫描机构和Z扫描机构。（多个）XY扫描机构可以用来在与相应发射的传播方向横切的两个维度上扫描相应发射。Z扫描机构可以用来改变焦点在眼睛43内的深度。在许多实施例中，扫描机构被布置在激光二极管和物镜之间，使得扫描机构被用来扫描由激光二极管产生的对准激光束。与此相对照，在许多实施例中，视频系统被布置在扫描机构和物镜之间以使得扫描机构并不影响由视频系统所获得的图像。

患者接口52被用来约束患者的眼睛43相对于系统2的位置。在许多实施例中，患者接口52采用真空附着到患者的眼睛43的负压吸引环。负压吸引环然后与患者接口52相耦合，例如使用真空来将负压吸引环固定到患者接口52。在许多实施例中，患者接口52包括具有后表面的光学透射性结构，该后表面从患者的角膜的前表面垂直地移置，以及合适的液体（例如无菌缓冲盐水溶液（BSS），诸如Alcon BSS（Alcon产品型号351-55005-1）或等价物）区域被布置在患者接口晶状体后表面和患者的角膜之间以及与患者接口晶状体后表面和患者的角膜相接触并且形成共享光学器件50和患者的眼睛43之间的传输路径的部分。光学透射性结构可以包括透镜96，其具有一个或多个弯曲表面。替代地，患者接口52可以包括光学透射性结构，其具有一个或多个基本上平整的表面，诸如平行板或楔形物。在许多实施例中，患者接口透镜是可置换的并且可以以任意合适的间隔（诸如在每次眼睛处置之前）被替换。

控制电子器件54经由通信路径60来控制切削激光子系统44、测距子系统46、对准导向子系统48、患者接口52、控制面板/GUI 56和用户接口设备58的操作以及可以接收来自它们的输入。通信路径60可以以任意合适的配置来实现，包括控制电子器件54和相应的系统部件之间的任意合适的共享或专用通信路径。控制电子器件54可以包括任意合适的部件，诸如一个或多个处理器、一个或多个现场可编程门阵列（FPGA）以及一个或多个存储器储存设备。在许多实施例中，控制电子器件54控制控制面板/GUI 56以根据用户指定的处置参数来提供前置过程规划以及提供对激光眼外科手术过程的用户控制。

用户接口设备58可以包括适合于提供用户输入给控制电子器件54的任意合适的用户输入设备。例如，用户接口设备58可以包括诸如例如以下各项的设备：双功能脚踏开关8、激光脚踏开关10、对接控制小键盘18、患者接口射频识别（RFID）读取器20、紧急激光停止按钮26、按键开关28和患者座椅操纵杆控制38。

图3A是图示了根据许多实施例的组件62的简化框图，该组件62可以被包括在系统2中。组件62是切削激光子系统44、测距子系统46、对准导向子系统48、共享光学器件50、患者接口52的合适配置和集成的非限制性示例。切削激光子系统44、测距子系统46、对准导向子系统48、共享光学器件50、患者接口52的其他配置和集成可以是可能的以及对本领域技术人员可以是显而易见的。

组件62可操作为将光束投射和扫描到患者的眼睛43中。切削激光子系统44包括超快（UF）激光器64（例如飞秒激光器）。使用组件62，可以在三个维度：X、Y、Z上在患者的眼睛43中扫描光束。例如，由UF激光器64生成的短脉冲激光可以被聚焦到眼睛组织中以产生介质击穿，以便引起焦点（焦点区域）周围的光致破裂，从而在光诱发等离子体的附近使组织裂开。在组件62中，激光的波长可以在800nm到1200nm之间变化以及激光的脉宽可以从10fs到10000fs变化。脉冲重复频率也可以从10kHz到500kHz变化。关于对非目标组织的无意损害的安全限定限定了关于重复率和脉冲能量的上限。阈值能量、完成该过程的时间和稳定性可以限定针对脉冲能量和重复率的下限。焦点在眼睛43中以及特别是在眼睛的晶状体和晶状体囊内的峰值功率足以产生光学击穿并且发起等离子体作为媒介的消融过程。近红外波长对于激光是优选的，因为对于近红外波长而言，生物组织内的线性光学吸收和散射被减少。作为示例，激光器64可以是重复脉冲的1031nm设备，其产生具有在120kHz（+/-5%）的重复率下小于600fs持续时间和在1至20毫焦尔范围内的单个脉冲能量的脉冲。

切削激光子系统44由控制电子器件54和用户经由控制面板/GUI 56和用户接口设备58来控制以创建激光脉冲束66。控制面板/GUI 56用来设置系统操作参数、处理用户输入、显示收集的信息（诸如眼睛结构的图像）以及显示要在患者的眼睛43中形成的切口的表示。

生成的激光脉冲束66继续行进经过缩放组件68。激光脉冲束66可以因单元而不同，特别是在可以从不同的激光器制造商获得UF激光器64时。例如，激光脉冲束66的射束直径可以因单元而不同（例如变化+/-20%）。射束也可以关于射束质量、射束发散度、射束空间圆度和像散度而变化。在许多实施例中，缩放组件68是可调整的，使得离开缩放组件68的激光脉冲束66因单元而具有一致的射束直径和发散度。

在离开缩放组件68后，激光脉冲束66继续行进经过衰减器70。衰减器70被用来调整激光束的传输以及从而调整激光脉冲在激光脉冲束66中的能量水平。经由控制电子器件54来控制衰减器70。

在离开衰减器70后，激光脉冲束66继续行进经过孔径72。孔径72设置激光脉冲束66的外部有用直径。进而，缩放组件确定射束在孔径位置处的尺寸以及因此确定被传输的光的量。传输的光的量被限定为高和低两者。通过实现眼睛中可实现的最高数值孔径的要求来限定上限。高NA提升了低阈值能量和针对非目标组织的更大的安全裕度。通过对于高光吞吐量的要求来限定下限。由于激光输出和系统随着时间过去而衰减，系统中的过多传输损耗缩短了系统的寿命。此外，通过这个孔径的传输中的一致性提升了针对每个过程确定最优设置（以及对其进行共享）方面的稳定性。典型地，为了实现最佳性能，通过这个孔径的传输设置为在88%至92%之间。

在离开孔径72后，激光脉冲束66继续行进经过两个输出拾取器（pickoff）74。每个输出拾取器74可以包括使每个激光脉冲的一部分转向到相应的输出监测器76的部分反射镜。两个输出拾取器74（例如主和辅）和相应的主和辅输出监测器76被用来在主输出监测器76出故障的情况下提供冗余。

在离开输出拾取器74后，激光脉冲束66继续行进经过系统控制的遮光器78。出于程序原因和安全性原因，系统控制的遮光器78确保激光脉冲束66的开/关控制。两个输出拾取器在遮光器之前，从而允许将射束功率、能量和重复率作为用于打开遮光器的先决条件而监控。

在离开系统控制的遮光器78后，光束继续行进经过光学中继套筒80。该光学中继套筒80在一定距离上传播激光脉冲束66，同时适应激光脉冲束66的位置和/或方向可变性，从而提供针对部件变化的增加的容限。作为示例，光学中继可以是开普勒无焦套筒，其将孔径位置的图像中继到xy检流计（galvo）反射镜位置附近的共轭位置。以这种方式，射束在XY检流计位置处的位置是不变的，以在孔径位置处的射束角度方面进行改变。类似地，遮光器并不必须在中继之前，以及可以跟随在该中继之后或者被包括在该中继内。

在离开光学中继套筒80后，激光脉冲束66被传输到共享光学器件50，其将激光脉冲束传播到患者接口52。激光脉冲束66入射在射束组合器82上，该射束组合器82反射激光脉冲束66，同时透射来自测距子系统46和对准导向子系统48（AIM 48）的光束。

在光束组合器82之后，激光脉冲束66继续经过Z套筒84，其可操作为沿着Z轴在患者的眼睛43中扫描激光脉冲束66的聚焦位置。例如，Z套筒84可以包括具有两个透镜组（每个透镜组包括一个或多个透镜）的伽利略套筒。透镜组中的一个在Z套筒84的准直位置附近沿着Z轴移动。以这种方式，光点在患者的眼睛43中的聚焦位置沿着Z轴移动。一般而言，透镜组的运动和焦点的运动之间存在一定关系。例如，Z套筒可以具有近似2x射束扩展比以及透镜组的移动与焦点的移动的接近于1:1的关系。透镜的运动和焦点的运动在眼睛坐标系的Z轴上的确切关系并不一定是固定的线性关系。该运动可以是非线性的以及经由模型或来自测量的校准或其两者的组合来引导。替代地，其他透镜组可以沿着Z轴进行移动以沿着Z轴调整焦点的位置。Z套筒84起到z扫描设备的作用，该z扫描设备用于在患者的眼睛43中扫描激光脉冲束66的焦点。可以由控制电子器件54来自动地和动态地控制Z套筒84以及将Z套筒84选择为与接下来描述的X和Y扫描设备独立或与接下来描述的X扫描设备和Y扫描设备互相影响。

在穿过Z套筒84后，激光脉冲束66入射在X扫描设备86上，该X扫描设备86可操作为在X方向上扫描激光脉冲束66，该X方向显著地与Z轴横切以及与激光脉冲束66的传播方向横切。由控制电子器件54来控制X扫描设备86，以及X扫描设备86可以包括合适的部件，诸如电机、检流计或任意其他众所周知的光学移动设备。射束运动作为X致动器的运动的函数的关系并不一定是固定的或线性的。关系的建模或校准测量或两者的组合可以被确定以及用于引导射束的定位。

在由X扫描设备86引导后，激光脉冲束66入射在Y扫描设备88上，该Y扫描设备88可操作为在Ｙ方向上扫描激光脉冲束66，该Ｙ方向显著地与Ｘ轴和Z轴横切。由控制电子器件54来控制Ｙ扫描设备88，以及Y扫描设备88可以包括合适的部件，诸如电机、检流计或任意其他众所周知的光学移动设备。射束的运动作为Y致动器的运动的函数的关系并不一定是固定的或线性的。关系的建模或校准测量或两者的组合可以被确定以及用于引导射束的定位。替代地，X扫描设备86和Y扫描设备88的功能可以由配置成在与Z轴和激光脉冲束66的传播方向横切的两个维度上扫描激光脉冲束66的XY扫描设备提供。X扫描设备86和Y扫描设备88改变激光脉冲束66的结果得到的方向，引起位于患者的眼睛43中的UF焦点的横向位移。

在通由扫描设备88引导后，激光脉冲束66穿过射束组合器90。射束组合器90被配置成透射激光脉冲束66同时向对准导向子系统48的视频子系统92以及对准导向子系统48的视频子系统92反射光束。

在穿过射束组合器90后，激光脉冲束66穿过物镜组件94。物镜组件94可以包括一个或多个透镜。在许多实施例中，物镜组件94包括多个透镜。物镜组件94的复杂度可以由扫描场尺寸、聚焦的点尺寸、远心度的程度、在物镜组件94的近端侧和远端侧两者上的可用工作距离以及像差控制的量所驱使。

在穿过物镜组件94后，激光脉冲束66穿过患者接口52。如上文所描述的，在许多实施例中，患者接口52包括具有后表面的患者接口透镜96，该后表面从患者的角膜的前表面被垂直地移置，以及合适的液体（例如无菌缓冲盐水溶液（BSS），诸如Alcon BSS（Alcon产品型号351-55005-1）或等价物）的区域被布置在患者接口透镜96的后表面和患者的角膜之间以及与患者接口透镜96的后表面和患者的角膜相接触并且形成共享光学器件50和患者的眼睛43之间的光学传输路径的部分。

在控制电子器件54的控制下的共享光学器件50可以自动地生成瞄准、测距和处置扫描图案。这样的图案可以包括单个光点、多个光点、光的连续图案、光的多个连续图案和/或这些的任意组合。此外，瞄准图案（使用下文描述的瞄准射束108）不需要与处置图案（使用激光脉冲束66）相同，但可以可选地用于指明处置图案的边界以提供为了患者安全而将在期望的目标区域内传递激光脉冲束66的确认。这可以例如通过让瞄准图案提供预期的处置图案的略图（outline）来完成。如果不是各个点自身的确切位置，以这个方式，可以使处置图案的空间范围对于用户是已知的，以及扫描因此针对速度、效率和/或精度而被优化。也可以使瞄准图案被感知为闪光（blinking），以便进一步提高它对用户的可见度。类似地，测距射束102不需要与处置射束或图案相同。仅需要测距射束足够充分以识别目标表面。这些表面可以包括角膜以及晶状体的前表面和后表面以及可以被认为是具有单一曲率半径的球体。同样，由对准引导（视频子系统）所共享的光学器件并不一定与由处置射束所共享的那些光学器件相同。激光脉冲束66的定位和特点和/或激光脉冲束66在眼睛43上形成的扫描图案可以进一步通过使用输入设备（诸如操纵杆）或任意其他合适的用户输入设备（例如控制面板/GUI 56）来控制以对患者和/或光学系统进行定位。

控制电子器件54可以被配置为在眼睛43中对目标结构进行定标以及确保激光脉冲束66将被聚焦在合适的地方并且不会无意损害非目标组织。本文所描述的成像模态和技术（诸如上文提到的那些）或超声可以用来确定位置并且测量晶状体和晶状体囊的厚度，以便向激光聚焦方法（包括2D和3D图案化）提供更高精度。激光聚焦也可以通过使用一个或多个方法来完成，该一个或多个方法包括对瞄准射束的直接观察或其他已知的眼科或医学成像模态，诸如上文提到的那些方法和/或其组合。此外，测距子系统（诸如OCT）可以用来检测由患者接口所涉及到的特征或方面。特征可以包括放置在对接结构和可置换透镜的光学结构（诸如前表面和后表面的位置）上的基准点。

在图3A 的实施例中，测距子系统46包括OCT成像设备。此外或替代地，可以使用除了OCT成像之外的成像模态。眼睛的OCT扫描可以用来测量患者的眼睛43中的感兴趣结构的空间布置（例如三维坐标，诸如边界上的点的X、Y和Z）。这样的感兴趣结构可以包括例如角膜的前表面、角膜的后表面、晶状体囊的前部分、晶状体囊的后部分、晶状体的前表面、晶状体的后表面、虹膜、瞳孔和/或角膜缘。感兴趣结构和/或合适的匹配几何模型（诸如表面和曲线）的空间布置可以由控制电子器件54生成和/或使用来编程和控制随后的激光辅助外科手术过程。感兴趣结构和/或合适的匹配几何模型的空间布置也可以被用来确定与过程有关的多种多样的参数，诸如例如用于切削晶状体囊和分割晶状体皮质和核的焦平面的轴向上限和轴向下限，以及晶状体囊的厚度，除了别的以外。

图3A 中的测距子系统46包括OCT光源和检测设备98。OCT光源和检测设备98包括生成和发射具有合适宽光谱的光的光源。例如，在许多实施例中，OCT光源和检测设备98生成和发射具有从810nm到850nm波长的宽光谱的光。生成和发射的光通过单模光纤连接耦合到设备98。

从OCT光源和检测设备98发射出的光穿过射束组合器100，其将光分成样本部分102和参考部分104。样本部分102的很大一部分透射经过共享光学器件50。样本部分的相对小的部分从患者接口52和/或患者的眼睛43反射以及向后行进经过共享光学器件50，向后行进经过射束组合器100以及行进到OCT光源和检测设备98中。参考部分104沿着具有可调路径长度的参考路径106传输。参考路径106被配置成接收来自射束组合器100的参考部分104，在可调路径长度上传播参考部分104，以及然后将参考部分106返回到射束组合器100，该射束组合器100然后引导返回的参考部分104回到OCT光源和检测设备98。OCT光源和检测设备98然后将返回的参考部分104和样本部分102的返回的小部分引导到检测组件中，该检测组件采用时域检测技术、频率检测技术或单点检测技术。例如，频域技术可以与830nm波长和10nm带宽的OCT一起使用。

一旦在射束组合器82之后与UF激光脉冲束66相组合，OCT样本部分射束102遵循与UF激光脉冲束66共享的路径而经过共享光学器件50和患者接口52。以这种方式，OCT样本部分射束102一般地指示了UF激光脉冲束66的位置。类似于UF激光束，OCT样本部分射束102穿过Z套筒84、由X扫描设备86以及由Y扫描设备88重新引导、穿过物镜组件94和患者接口52、以及进入到眼睛43中。眼睛内的结构的反射和散射提供了返回射束，其折回向后经过患者接口52、向后经过共享光学器件50、向后经过射束组合器100、以及向后进入到OCT光源和检测设备98中。样本部分102的返回的向后反射与返回的参考部分104相组合以及被引导到OCT光源和检测设备98的检测器部分中，该检测部分响应于组合的返回射束生成OCT信号。生成的OCT信号进而由控制电子器件来解译以确定患者的眼睛43中的感兴趣结构的空间布置。生成的OCT信号也可以由控制电子器件来解译以测量患者接口52的位置和取向，以及确定患者接口透镜96的后表面和患者的眼睛43之间是否布置有液体。

OCT光源和检测设备98根据测量参考路径106和样本路径之间光学路径长度上的差异的原理来工作。因此，改变UF激光束的聚焦的Z套筒84的不同设置对于患者接口体积的眼睛中的轴向固定的表面而言并不影响样本路径的长度，因为光学路径长度并不作为Z套筒84的不同设置的函数而变化。测距子系统46具有与光源和检测方案有关的固有Z范围，以及在频域检测的情况下，Z范围具体地与光谱仪、波长、带宽和参考路径106的长度有关。在图3A 中使用的测距子系统46的情况下，Z范围在水相环境中近似为4-5mm。将这个范围延伸到至少20-25mm涉及到经由测距子系统46内的台式ZED来调整参考路径106的路径长度。在不影响样本路径长度的同时，使OCT样本部分射束102穿过Z套筒84，从而允许对OCT信号强度的优化。这通过将OCT样本部分射束102聚焦到目标结构上来完成。聚焦的射束既增加了可以通过单模光纤传输的返回的经反射或散射的信号，又由于聚焦射束的减小的程度而增加了空间分辨率。样本OCT射束的聚焦的改变可以独立于改变参考路径106的路径长度来完成。

因为样本部分102（例如810nm到850nm波长）和UF激光脉冲束66（例如1020nm到1050nm波长）如何传播经过共享光学器件50和患者接口52方面的基本差别是由于诸如浸没指数（immersion index）、折射和像差（彩色和单色两者）之类的影响，必须在分析关于UF激光脉冲束66焦点位置的OCT信号方面加以留意。可以进行作为X、Y和Z的函数的校准或配准过程，以便将OCT信号信息与UF激光脉冲束聚焦位置匹配以及也与绝对量纲量匹配。

对于OCT干涉仪的配置存在许多合适的可能性。例如，替代的合适配置包括时域方法和频域方法、单射束方法和双射束方法、扫频源等，其在专利号为5,748,898、5,748,352、5,459,570、6,111,645和6,053,613的美国专利中进行了描述。

系统2可以被设置为定位晶状体囊和角膜的前表面和后表面以及确保UF激光脉冲束66将在期望打开的所有点处聚焦在晶状体囊和角膜上。本文描述的成像模态和技术，诸如例如光学相干层析照相（OCT），以及诸如Purkinje成像、Scheimpflug成像、共焦或非线性光学显微术、荧光成像、超声、结构光、立体成像或其他已知的眼科或医学成像模态和/或其组合，可以用来确定晶状体和晶状体囊和角膜的形状、几何结构、周界、边界和/或3维位置，以便为激光聚焦方法（包括2D和3D图案化）提供更高精度。也可以使用一个或多个方法来完成激光聚焦，该一个或多个方法包括对瞄准射束的直接观察或其他已知的眼科或医学成像模态以及其组合，诸如但不限于上文定义的那些方法。

可以使用用于产生用于切削的图案的相同的激光器和/或相同的扫描仪来执行对角膜、前房和晶状体的光学成像。光学成像可以用于提供关于前部和后部晶状体囊的轴向位置和形状（以及甚至厚度）、白内障核的边界以及前房的深度和角膜的特征的信息。这个信息然后可以被加载到激光3D扫描系统中或者用来生成眼睛的角膜、前房和晶状体的三维模型/表示/图像，以及用于定义外科手术过程中使用的切削图案。

对瞄准射束的观察也可以用来帮助定位UF激光脉冲束66的焦点。此外，假如瞄准射束精确地表示红外射束参数，则肉眼可见的瞄准射束代替红外OCT样本部分射束102和UF激光脉冲束66可以有助于对准。对准导向子系统48被包括在图3A 中示出的组件62中。由瞄准射束光源110来生成描述射束108，该瞄准射束光源110诸如是630-650nm范围内的激光二极管。

一旦瞄准射束光源110生成瞄准射束108，瞄准射束108就沿着瞄准路径112传输到共享光学器件50，在那里由射束组合器114对瞄准射束重新引导。在由射束组合器114重新引导后，瞄准射束108遵循与UF激光脉冲束66共享的路径而经过共享光学器件50和患者接口52。以这种方式，瞄准射束108指示了UF激光脉冲束66的位置。瞄准射束108穿过Z套筒84、由X扫描设备86以及由Y扫描设备88重新引导、穿过射束组合器90、穿过物镜组件94和患者接口52，以及进入到患者的眼睛43中。

视频子系统92可操作为获得患者接口和患者眼睛的图像。视频子系统92包括相机116、照明光源118和射束组合器120。视频子系统92收集可以由控制电子器件54使用的图像以用于提供以预定义结构为中心或在预定义结构内的图案。照明光源118通常可以是宽波段的且不连贯的。例如，光源118可以包括多个LED。照明光源118的波长优选地在700nm到750nm的范围内，但可以是由射束组合器90所适应的任意范围，该射束组合器90将来自照明光源118的光与用于UF激光脉冲束66、OCT采样射束102和瞄准射束108的射束路径相组合（射束组合器90反射视频波长，同时透射OCT和UF波长）。射束组合器90可以部分地透射瞄准射束108波长以使得瞄准射束108可以对相机116可见。可选的偏振元件可以被布置在照明光源118的前面以及用于优化信号。可选的偏振元件可以是例如线性偏振器、四分之一波片、半波片或任意组合。附加的可选检偏器可以放置在相机前面。偏振器检偏器组合可以跨越线性偏振器从而消除来自不希望的表面（诸如物镜表面）的镜面反射，同时允许来自目标表面（诸如眼睛的预期结构）的散射光的通过。照明也可以按照暗场配置，使得照明源被引导向视频系统的图像部分的捕获数值孔径外侧的独立表面。替代地，照明也可以按照亮场配置。在暗场配置和亮场配置两者中，照明光源可以用作针对患者的固定射束。照明也可以用来照亮患者的瞳孔以增强瞳孔虹膜边界来促进虹膜检测和眼睛追踪。通过近红外波长或其带宽生成的伪彩色图像因此可以是可接受的。

来自照明光源118的照明光透射经过射束组合器120到达射束组合器90。从射束组合器90开始，照明光被引导朝向患者的眼睛43、经过物镜组件94以及经过患者接口94。从眼睛43的各种结构和患者接口反射和散射的照明光向后行进经过患者接口94、向后行进经过物镜组件94以及向后行进到射束组合器90。在射束组合器90处，返回的光被向后引导到射束组合器120，在那里返回光被重新引导朝向相机116。射束组合器可以是立方体、平板或薄膜元件。它也可以按照蜘蛛镜（spider mirror）的形式，由此在图像路径从该镜的内反射表面反射的同时，照明传输过该镜的外部范围。替代地，射束组合器可以按照刮刀镜（scrapermirror）的形式，其中图像路径从位于孔洞外侧的镜反射表面反射的同时，照明透射经过该孔洞。相机116可以是合适的成像设备，例如但不限于具有适当确定尺寸的格式的任意基于硅的检测器阵列。视频透镜向相机的检测器阵列上形成图像，同时光学器件分别提供偏振控制和波长过滤。孔径或虹膜提供对成像NA的控制以及因此提供对焦深和景深以及分辨率的控制。小孔径提供了大景深的优点，该大景深有助于患者对接过程。替代地，照明和相机路径可以被切换。进一步地，可以使瞄准光源110发射红外光，其将不是直接可见的，但可以使用视频子系统92来捕获和显示。

图3B示出了眼睛的映射的处置区域，其包括角膜、前部囊、和角膜缘。该处置区域可以利用计算机建模（例如基于射线追踪和定相的光学建模）来映射，以结合诸如激光束质量、脉冲宽度、系统传输、数值孔径、偏振、像差纠正和对准之类的因素。处置体积被示为沿着Z轴从患者接口的光学透射性结构的后表面延伸超过15mm的距离，使得处置体积包括角膜和晶状体，在晶状体中晶状体的处置体积包括前部囊、后部囊、核和皮质。处置体积从角膜中心横向延伸超过角膜缘。该体积的横向尺寸由在角膜缘之前的Ｙ周线（contour）和在角膜缘之后的Ｘ周线来限定。所示出的处置体积可以由本领域普通技术人员基于本文描述的教导来确定。示出了针对固定为30mm的ZL和固定为20mm的ZL的预测光学击穿的横向位置。沿着Z维度与轴99横切延伸的这些表面对应于X和Y检流计的光学扫描的位置，以在远离轴99的横向位置处提供光学击穿。用如文本中所描述的映射和查找表可以纠正针对ZL-30mm和ZL-20mm的光学击穿的扫描路径的弯曲的非平面形状。焦点的弯曲形状可以被称为光学击穿深度的翘曲（warping）以及例如查找表可以相反地翘曲或另外被调整以便补偿处置深度的翘曲。此外，来自模型的预测中固有的翘曲可以被结合在一般查找表中以及如由测量结果所指示的来自这种预测形式的任何进一步的误差以及为抵消此误差而对校正因子的应用也可以被称为查找表的翘曲。

处置区域被示为用于将激光束能量设置为针对系统的角膜缘附近的射束按经验确定的光学击穿的阈值量的大约四倍。上文的增加的能量或裕度确保了射束系统将能够处置在贡献因素中给定的可变性。这些贡献因素可以包括遍及激光器生命期的关于能量、射束质量、系统传输和对准的退化。

患者接口的光学透射性结构的后表面远离角膜表面的放置可以提供如所示出的延伸的处置范围，以及在许多实施例中光学透射性结构包括透镜。在替代实施例中，光学透射性结构的后表面例如可以被放置在角膜上，以及如本文所描述的映射和查找表可以用于提供具有改进精度的患者处置。

患者接口的光学透射性结构可以包括用于制造透镜、平板和楔形物的许多已知的光学透射性材料中的一种或多种，例如玻璃、BK-7、塑料、丙烯酸、硅石、熔凝石英中的一种或多种，举例来说。

处置体积的计算机映射可以可选地利用基于如本文所描述的构造系统的测量结果的映射来调整。

图4A示出了在激光传递系统2的可移动部件和传感器部件之间的对应性。可移动部件可以包括如本文所描述的激光传递系统2的一个或多个部件。激光传递系统的可移动部件可以包括能够移动距离ZL的缩放透镜，能够移动角度量Xm的X检流计镜96，以及能够移动角度量Ym的Y检流计镜88。OCT系统的可移动部件可以包括配置成将参考路径106移动距离ZED的可移动OCT参考臂。激光系统的传感器部件可以包括具有分别为Pix X和Pix Y的X和Y像素的视频相机，以及诸如本文所描述的谱域检测的OCT系统的传感器部件。可以包括床的患者支撑是在三个维度上可移动的，以便将患者P的眼睛43与激光系统2和系统的轴99对准。患者接口组件包括光学透射性结构，该光学透射性结构可以包括例如配置为与系统2和眼睛43的轴对准的接口透镜96。患者接口透镜可以被放置在患者眼睛43上以用于外科手术，以及光学透射性结构可以被放置在距物镜94的距离162处。在许多实施例中，光学透射性结构包括放置在隐形眼镜光学距离162（以下称为“CLopt”）处的透镜96。光学透射性结构包括厚度164，以及厚度164例如可以包括隐形眼镜96的厚度。尽管光学透射性结构包括可以接触眼睛2的隐形眼镜96，但在许多实施例中，隐形眼镜168与角膜以在晶状体和角膜顶点之间延伸的间隔168分开，使得隐形眼镜168的后表面接触例如包括盐水或黏弹性溶液的溶液。

图4B示出了从眼睛空间坐标参考系150到机器坐标参考系151的坐标参考的映射以便将机器部件与眼睛的物理位置相协调。激光系统2可以将眼睛43的物理坐标映射到本文所描述的部件的机器坐标。眼睛空间坐标参考系150包括第一X维度152（例如X轴）、第二Y维度154（例如Y轴）和第三Z维度156（例如Z轴），以及眼睛的坐标参考系可以包括许多已知坐标系（诸如例如极坐标、柱坐标和笛卡尔坐标）中的一个或多个。在许多实施例中，参考系统150包括右手三坐标（right handed triple），其具有在患者上在鼻颞（nasal temporal）方向上取向的X轴、在患者上向上取向的Y轴，以及在患者上向后的取向Z轴。在许多实施例中，对应的机器坐标参考系151包括第一X'维度153、第二Y'维度155和第三Z'维度157，其通常与机器致动器相对应，以及机器的坐标参考系可以包括许多已知坐标系（诸如例如极坐标、柱坐标或笛卡尔坐标以及其组合）中的一个或多个。

机器坐标参考151可以对应于系统2的一个或多个部件的位置。机器坐标参考系151可以包括多个机器坐标参考系。多个机器坐标参考系可以包括例如用于每个子系统的坐标参考系。例如，维度157可以与能够移动距离ZL的z套筒透镜的移动相对应。维度153可以与能够移动角度量Xm的X检流计镜86的移动相对应，以及维度153可以与能够移动角度量Ym的Y检流计镜88的移动相对应。替代地或组合地，维度157可以与配置成将参考路径106移动距离ZED的可移动OCT参考臂相对应，伴随有维度157与用于OCT射束的Z套筒的移动的相对应，以及维度153和维度155可以分别与用于OCT射束的X检流计镜86和Y检流计镜88的移动相对应。维度151可以与视频相机的Ｘ像素相对应以及维度153可以与视频相机的Y像素相对应。机器坐标参考系的轴可以以许多方式中的一种或多种进行组合，例如OCT参考臂将参考路径106移动距离ZED可以与能够移动距离ZL的Z套筒透镜的移动相组合，举例来说。在许多实施例中，激光系统2的部件的位置被组合，这时以便将多个机器坐标参考系映射到眼睛43的坐标参考系150。

在许多实施例中，基于眼睛组织的折射率将眼睛坐标参考系从光学路径长度坐标系映射到眼睛的物理坐标。一个示例是OCT测距系统，其中测量结果是基于光学厚度。可以通过用光学路径长度除以光束所穿过的物质的折射率来获得物理距离。可以使用群折射率以及可以考虑具有射束串的中心波长和带宽和色散特性的光的群速度。当射束已经穿过一种以上的物质时，例如可以基于经过每种物质的光学路径长度来确定物理距离。眼睛的组织结构和对应的折射率可以被识别以及基于光学路径长度和折射率确定组织结构沿着光学路径的物理位置。当光学路径长度沿着一种以上的组织延伸时，对于每种组织的光学路径长度可以被确定以及除以对应的折射率以便确定经过每种组织的物理距离，以及沿着光学路径的距离可以被组合（例如利用加法），以便确定组织结构沿着光学路径长度的物理位置。此外，可以考虑光学串特性。由于OCT射束在X和Y方向上被扫描以及由于检流计镜的轴向位置而发生与远心条件的背离，实现了光学路径长度的失真。这通常被称为风扇错误（fan error）以及可以通过建模或测量来校正。

由于如本文所描述的一个或多个光学部件和光源可以具有不同的光学路径、波长和谱带宽，在许多实施例中，所使用的群折射率取决于物质和光束的波长和谱宽度。在许多实施例中，沿着光学路径的折射率可以随物质而改变。例如，盐溶液可以包括第一折射率，角膜可以包括第二折射率，眼睛的前房可以包括第三折射率，以及眼睛可以包括具有多个折射率的梯度折射率晶状体。虽然经过这些物质的光学路径长度由群折射率所支配，但射束的折射或弯曲由物质的相折射率来支配。可以考虑相折射率和群折射率两者来精确地确定结构的X、Y和Z位置。虽然组织（诸如眼睛43）的折射率可以如本文所描述的随着波长而改变，但近似值包括：房水1.33；角膜1.38；玻璃体1.34；以及晶状体1.36至1.41，其中晶状体的折射率可以例如针对囊、皮质和核而不同。水和盐水的相折射率对于1030nm下的超快激光可以是大约1.325，以及对于830nm下的OCT系统大约是1.328。1.339的群折射率对于OCT射束波长和谱带宽大约有1%的差别。本文中许多实施例提供了用于确定针对如本文所描述的测量和处置系统的波长的眼睛组织的折射率和群折射率的方法。基于本文所描述的教导，系统的其他部件的折射率可以被本领域普通技术人员容易地确定。

图5A示出了来自共享光学器件50的光，其由测距子系统46引导聚焦到眼睛43的晶状体LE上。来自共享光学器件50的射束500可以被聚焦到晶状体LE内的目标焦点510上。然而，射束500可以改为被聚焦到眼睛43中其他解剖位置（诸如泪膜、角膜CO、房水AH、前部晶状体囊、晶状体皮质、晶状体皮质的前部、晶状体皮质的后部、晶状体核、后部晶状体囊或玻璃体VH）内的不同的目标焦点上。图5A也示出了眼睛43的虹膜IR和睫状肌CI。

根据许多实施例，系统2的测距子系统46可以用来确定眼睛43的组织的折射率。如图5A中所示，眼睛43与患者接口52耦合，该患者接口52包括合适的液体52a（例如无菌缓冲盐水溶液（BSS），诸如Alcon BSS（Alcon产品型号351-55005-1）或等价物），其被布置在患者接口晶状体后表面和患者的角膜CO之间以及与患者接口晶状体后表面和患者的角膜CO相接触并且形成共享光学器件50和患者的眼睛43之间的传输路径的部分。

在许多实施例中，测距子系统46响应于眼睛的解剖结构的预定折射率而确定目标焦点510的位置。测距子系统46或共享光学器件50中的一个或多个可以计及共享光学器件50和目标焦点510之间的结构的折射率来确定共享光学器件50的配置，以便正确地将射束500定位和聚焦到目标焦点510上。例如，共享光学器件50的XY扫描机构和Z扫描机构中的一个或多个可以响应于共享光学器件60和目标焦点510之间的结构的折射率来调整。如图5A中所示，为了将射束500聚焦到晶状体LE内的焦点510上，需要考虑的解剖结构和物质包括合适的液体52a、角膜CO、房水AH和晶状体LE。合适液体52a的折射率可以是已知的或者可以是预定的。角膜CO和房水AH的折射率典型地跨个体而不会显著变化。然而，晶状体LE的折射率可以跨个体而显著变化。进一步地，甚至在晶状体LE内折射率可能变化。测距子系统46可以首先例如响应于针对患者人群的平均晶状体折射率而假定针对晶状体LE的折射率。如图5A中所示，目标焦点510可以实际上与实际焦点520不同。因此，通过晶状体LE的折射率可以被确定以及测距子系统46可以进一步被配置成考虑确定的折射率。如本文所描述的，目标焦点510和实际焦点520之间的位置差别可以用来确定晶状体LE的至少一部分处的折射率。

图5B示出了用于确定各种解剖结构的折射率的经过眼睛EY的解剖结构的各种目标焦点510A、510B、510C、510D、510E、510F、510G、510H、510I、510J、510K和510L。如本文所描述的，测距子系统46和共享光学器件50中的一个或多个可以用来确定这些目标焦点中的每个和它们的对应实际焦点之间的位置差别来确定眼睛的对应组织结构的折射率。如图5B中所示，目标焦点510A和510B可以处于角膜CO内；目标焦点510C和510D可以处于房水AH内或在其边沿处，目标焦点510E、510F和510G可以处于晶状体LE内或在其边沿处，以及目标焦点510H、510I、510J、510K和510L可以处于玻璃体VH内。

图5B示出了例如通过调整共享光学器件50而沿着垂直方向或Z轴156一直变化的目标焦点。如图5C中所示，目标焦点511也可以沿着水平轴（诸如X轴152和Y轴154）而变化。例如，通过在多达三个维度上（即跨越X轴152、Y轴154或Z轴156中的一个或多个）改变目标焦点，可以生成眼睛EY的解剖结构（诸如晶状体LE）的多达三维的梯度折射率分布。本文所描述的激光眼外科手术系统2可以应用晶状体LE的折射率分布来更精确地在眼睛的解剖结构内放置目标焦点，这可以导致更精确的激光切口。

图5D示出了眼睛43的示范性折射率分布550。图5D将分布550示为二维的，即包括响应于在Y轴154和Z轴156上的位置的晶状体LE的折射率信息。在许多实施例中，分布550可以是三维的以及包括进一步响应于在X轴152上的位置的晶状体LE的折射率信息。在至少一些情况下，晶状体LE中的折射率在晶状体LE内变化。如图5D中所示，第一晶状体区域561、第二晶状体区域563、第三晶状体区域565、第四晶状体区域567和第五晶状体区域569中的折射率可以是彼此不同的。

图6示出了描绘根据许多实施例的用于确定目标物质的折射率的方法600的流程图。

在步骤610中，将光聚焦到目标物质中的第一目标位置。如本文所描述的，聚焦光可以包括射束500，第一目标位置可以包括目标焦点510以及目标物质可以包括患者的眼睛43的解剖结构，诸如晶状体LE。

在步骤620中，确定目标物质的表面和第一目标位置之间的距离。例如，目标物质可以包括晶状体LE以及目标物质的表面可以包括晶状体LE的前表面。用户可以引导激光眼外科手术系统2来将射束500聚焦到目标焦点510上。作为响应，激光眼外科手术系统2可以响应于预定的折射率数据来定位目标焦点510，如本文所描述的。

在许多实施例中，由激光眼外科手术系统2用来计算目标焦点510的位置的假定的折射率可以被称为n_assumed。目标物质的表面（例如晶状体LE的前表面）和第一目标位置（例如目标焦点510）之间的距离可以被称为D_COMMAND。如本文所描述的，由于激光眼外科手术系统2和测距子系统46可能未计及的折射，目标焦点510可能并不位于与实际焦点520相同的位置中。目标物质的表面（例如晶状体LE的前表面）和实际焦点520之间的距离可以被称为D_ACTUAL。表面（例如晶状体LE的前表面）和第一目标位置（例如目标焦点510）之间的目标物质的实际折射率可以被称为n_actual。在许多实施例中，根据如下等式来使D_ACTUAL与D_COMMAND有关：D_ACTUAL = D_COMMAND * (n_actual/ n_assumed)。

在步骤630中，用光学干涉信号来定位射束路径的峰值强度位置。例如，测距子系统46可以测量射束路径沿着经过目标焦点510的轴（诸如垂直轴或Z轴）的强度，以及可以确定峰值强度沿着这个路径的位置。这个峰值强度位置可以与实际焦点520的位置相对应。

在步骤640中，确定目标物质的表面和定位的射束路径峰值强度位置之间的距离。在许多实施例中，光学相干层析照相（OCT）系统被用来确定经过射束路径的强度。目标物质的表面（例如晶状体LE的前表面）和定位的射束路径峰值强度位置之间的距离可以被称为D_OCT。由于当光传播经过将由OCT系统读取的目标物质时光可能折射，OCT系统可以使用假定的折射率（其可以被称为n_assumed）来计及这个折射。在许多实施例中，根据下述等式来使D_OCT与D_ACTUAL有关：D_OCT = D_ACTUAL * (n_actual/ n_assumed)。

在步骤650中，响应于根据步骤620到640确定的距离来确定目标物质的表面和第一目标位置之间的目标物质的折射率。在许多实施例中，这个折射率包括目标物质表面和第一目标位置之间的物质的平均折射率。为了确定这个折射率，应用了以上的关系或等式：D_ACTUAL = D_COMMAND * (n_actual/ n_assumed) 和D_OCT = D_ACTUAL * (n_actual/ n_assumed)。利用前一个等式中的等价量在后一个等式中代替D_ACTUAL来达成下述等式：D_OCT = D_COMMAND * (n_actual/n_assumed)²。n_actual或目标物质表面和第一目标位置之间的目标物质的折射率然后可以使用重新整理的等式：n_actual = n_assumed * sqrt(D_OCT/D_COMMAND)来计算出。确定的折射率可以被映射到眼睛的晶状体区域。

在步骤660中，针对第二目标位置可以重复上文的步骤610至650。第二目标位置可以处于相同目标物质中或不同目标物质中。同样，代替使用目标物质的表面作为针对步骤620至640的参考点，第一目标位置可以被用作针对步骤620-640的参考点。如本文所公开的，可以测量针对目标物质（诸如晶状体LE）内的多个位置的折射率来确定目标物质的折射率分布，例如如图5D中示出的。

本领域技术人员将领会的是，方法600的上述步骤是作为示例的。在不脱离本发明范围的情况下，步骤的顺序可以变化以及一个或多个步骤可以被修改、增加或省略。激光眼外科手术系统2的处理器系统可以包括有形介质，其体现了用于执行方法600的一个或多个步骤的指令。遵循方法600，可以对眼睛执行各种外科手术过程中的一个或多个。这样的眼外科手术过程可以包括响应于测量的一个或多个折射率的白内障外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的视网膜外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的玻璃体-视网膜外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的青光眼外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的屈光眼外科手术、响应于测量的一个或多个折射率的角膜外科手术、以及响应于测量的一个或多个折射率的许多其他眼外科手术过程。

现在提供了眼睛的解剖结构的折射率测量的示例。

图7示出了针对各种期望焦点的经过眼睛的各种解剖结构的各种射束路径的强度曲线700。可以从测距子系统46测量射束路径强度分布，该测距子系统46可以包括光学相干层析照相（OCT）系统。强度图表700示出了第一射束路径强度分布701、第二射束路径强度分布702、第三射束路径强度分布703、第四射束路径强度分布704、第五射束路径强度分布705、第六射束路径强度分布706、第七射束路径强度分布707、第八射束路径强度分布708、第九射束路径强度分布709以及第十射束路径强度分布710。每个射束路径强度分布可以对应于眼睛的晶状体中的目标焦点，其中更高编号的射束路径分布对应于眼睛的晶状体中的更深的目标焦点。例如，对应于第十射束分布710的目标焦点可以比对应于第九射束分布709的目标焦点更深，对应于第九射束分布709的目标焦点可以比对应于第八射束分布708的目标焦点更深，对应于第八射束分布708的目标焦点可以比对应于第七射束分布707的目标焦点更深，对应于第七射束分布707的目标焦点可以比对应于第六射束分布706的目标焦点更深，对应于第六射束分布706的目标焦点可以比对应于第五射束分布705的目标焦点更深，对应于第五射束分布705的目标焦点可以比对应于第四射束分布704的目标焦点更深，对应于第四射束分布704的目标焦点可以比对应于第三射束分布703的目标焦点更深，对应于第三射束分布703的目标焦点可以比对应于第二射束分布702的目标焦点更深，对应于第二射束分布702的目标焦点可以比对应于第一射束分布701的目标焦点更深。这些射束路径强度分布中的每个可以包括第一高强度带750和第二高强度带755。在许多实施例中，第一高强度带750和第二高强度带755包括来自眼睛的一个或多个解剖结构的表面的反射。例如，第一高强度带750可以包括来自角膜的前表面的反射以及第二高强度带755可以包括来自角膜的后表面的反射。

第一射束路径强度分布701可以包括峰值强度带711，其可以对应于聚焦到第一目标焦点上的射束的焦点。第二射束路径强度分布702可以包括峰值强度带712，其可以对应于聚焦到第二目标焦点上的射束的焦点。第三射束路径强度分布703可以包括峰值强度带713，其可以对应于聚焦到第三目标焦点上的射束的焦点。第四射束路径强度分布704可以包括峰值强度带714，其可以对应于聚焦到第四目标焦点上的射束的焦点。第五射束路径强度分布705可以包括峰值强度带715，其可以对应于聚焦到第五目标焦点上的射束的焦点。第六射束路径强度分布706可以包括峰值强度带716，其可以对应于聚焦到第六目标焦点上的射束的焦点。第七射束路径强度分布707可以包括峰值强度带717，其可以对应于聚焦到第七目标焦点上的射束的焦点。第八射束路径强度分布708可以包括峰值强度带718，其可以对应于聚焦到第八目标焦点上的射束的焦点。第九射束路径强度分布709可以包括峰值强度带（未示出），其可以对应于聚焦到第九目标焦点上的射束的焦点。第十射束路径强度分布710可以包括峰值强度带，其可以对应于聚焦到第十目标焦点上的射束的焦点。

在下述示例中，可以响应于强度图表700来计算眼睛的晶状体LE中的在两点之间的平均折射率。第二射束路径强度分布702的峰值强度带712位于8.8mm的距离处。第八射束分布708的峰值强度带718位于12.25mm的距离处。两个峰值强度带712和718之间的距离或差值因此是3.45mm。如本文所描述的，3.45mm的这个距离被认为是D_OCT。针对第二射束路径强度分布702的目标焦点和针对第八射束路径强度分布708的目标焦点之间的距离（或D_COMMAND）是3mm。也就是说，在激光眼外科手术系统2被命令来将两个焦点改变3mm的情况下，激光眼外科手术系统2的测距子系统46检测该距离为3.45mm。如本文所描述的，可以假定眼睛的晶状体的折射率。在这个示例中，假定的折射率或n_assumed被认为是1.3388。如本文所描述的，可以响应于前述变量使用等式n_actual = n_assumed * sqrt(D_OCT/D_COMMAND)计算出实际平均折射率。在这个示例中，n_actual，或针对第二射束路径强度分布702和第三射束路径强度分布708的目标焦点之间的平均折射率将因此是1.3388 * sqrt(3.45/3)或1.4357。如本文所描述的，眼睛的晶状体LE和眼睛的其他结构的折射率可以不同，以及通过生成眼睛的晶状体LE和眼睛的其他结构的折射率分布，激光眼外科手术系统2可以更精确地在眼睛内放置激光束焦点以便更精确地放置切口。

虽然本文已经示出和描述了本公开的优选实施例，对本领域技术人员将明显的是，这样的实施例仅是作为示例而提供的。在不脱离本公开范围的情况下，许多变化、改变和替换对本领域技术人员将是显而易见的。应该理解的是，在不脱离本发明范围的情况下，可以采用对本文所描述的本公开实施例的各种替代方式。因此，本发明的范围将仅由所附权利要求及其等价方式的范围来限定。

Claims

1.一种确定物质的折射率的方法，所述方法包括：

将沿着射束路径的用于确定折射率的光聚焦到所述物质内一位置处的预期焦点；

响应于聚焦光的光学干涉信号的沿着所述射束路径的峰值强度来确定峰值强度位置；

响应于所述预期焦点在所述物质内的位置和所述峰值强度位置来确定所述物质的折射率。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述物质包括邻近于具有第二折射率的第二物质的表面，所述折射率不同于所述第二折射率，并且其中所述射束路径从所述表面到所述预期焦点延伸一距离，并且其中所述射束路径从所述表面到所述峰值强度位置延伸另一距离，并且其中响应于所述一距离和所述另一距离来确定所述折射率。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述物质包括目标物质。

4.根据权利要求3所述的方法，其中所述目标物质包括患者眼睛的光学透射性组织结构。

5.根据权利要求4所述的方法，其中所述眼睛的光学透射性组织结构包括如下中的一个或多个：泪膜、角膜、房水、晶状体、前部晶状体囊、晶状体皮质、晶状体皮质的前部分、晶状体皮质的后部分、晶状体核、后部晶状体囊或玻璃体，以及其中第二组织结构包括第二物质，所述第二组织结构在所述光学透射性组织结构之前，在所述第二组织结构和所述光学透射性组织结构之间布置有所述表面。

6.根据权利要求4所述的方法，进一步包括确定对应于沿着所述射束路径的多个预期焦点的多个位置的多个峰值强度位置，以便确定所述光学透射性组织结构的折射率。

7.根据权利要求6所述的方法，其中所述多个预期焦点的多个位置包括第一预期焦点的第一位置和第二预期焦点的第二位置，并且其中折射率与第一预期焦点和第二预期焦点之间的物质的平均折射率相对应。

8.根据权利要求7所述的方法，其中所述第一位置包括眼睛的晶状体的前部分的前部位置并且第二位置包括眼睛的晶状体的后部分的后部位置，并且其中所述折射率与晶状体的前部分和晶状体的后部分之间的平均折射率相对应。

9.根据权利要求8所述的方法，其中所述平均折射率与所述折射率沿着所述前部位置和所述后部位置之间的光学路径长度的积分相对应，以便确定用于处置眼睛的处置射束靠近晶状体后囊的定位。

10.根据权利要求8所述的方法，进一步包括将用于处置眼睛的多个聚焦激光束脉冲引导到晶状体的后部分以切割晶状体的后部分。

11.根据权利要求8所述的方法，进一步包括响应于所述平均折射率来将用于处置眼睛的多个聚焦激光束脉冲引导到晶状体的后囊以切割晶状体的后囊，并且其中用于处置眼睛的所述聚焦激光束脉冲包括不同于用于确定折射率的聚焦光的一个或多个波长。

12.根据权利要求6所述的方法，进一步包括响应于所述多个峰值强度位置来映射组织结构的折射率，所述方法进一步包括针对所述多个预期焦点中的每个预期焦点来重复聚焦和确定步骤以便针对所述多个预期焦点的多个位置中的每个位置来确定目标物质的折射率。

13.根据权利要求12所述的方法，其中所述多个预期位置包括眼睛的晶状体的位置，并且其中响应于对应于眼睛的晶状体内的所述多个预期焦点的所述多个峰值强度位置来确定眼睛的晶状体的梯度折射率分布。

14.根据权利要求3所述的方法，其中所述光的光源包括层析照相系统的光源，所述层析照相系统包括如下中的一个或多个：光学相干层析照相系统、Scheimpflug成像层析照相系统、共焦层析照相系统或低相干反射测量系统，并且其中用所述层析照相系统来确定所述峰值强度位置。

15.根据权利要求3所述的方法，其中所述光的光源包括层析照相系统的光源，所述层析照相系统包括如下中的一个或多个：光谱光学相干层析照相系统、时域光学相干层析照相系统、Scheimpflug成像层析照相系统、共焦层析照相系统或低相干反射测量系统，并且其中用层析照相系统来确定所述峰值强度位置。

16.根据权利要求3所述的方法，其中响应于预定的折射率来确定所述目标物质的折射率。

17.根据权利要求16所述的方法，其中所述预定的折射率包括如下中的一个或多个的折射率：患者接口光学器件、水、盐水、角膜或房水。

18.根据权利要求16所述的方法，其中计算所述折射率包括用目标物质的表面和确定的峰值强度位置之间的距离除以目标物质的表面和预期焦点之间的距离的商的平方根乘以所述预定的折射率。

19.一种用于确定物质的折射率的装置，所述装置包括：

层析照相系统，其包括生成光束的光源；以及

处理器，其包括耦合到所述层析照相系统并且配置为接收来自所述层析照相系统的数据的有形介质，

其中所述有形介质体现进行如下操作的指令：

将所述光束聚焦到所述物质中具有预期位置的预期焦点；

识别聚焦光的干涉信号的峰值强度位置；

响应于预期焦点位置和确定的干涉信号的峰值强度位置来确定目标物质的折射率；以及

将确定的折射率映射到所述物质的位置。

20.根据权利要求19所述的装置，进一步包括：

脉冲激光器，其生成脉冲激光束来切割所述物质；以及

光学传递系统，其耦合到激光束、层析照相系统和处理器，其中所述有形介质包括响应于所述折射率来确定处置分布的指令。

21.根据权利要求20所述的装置，其中所述脉冲激光器包括第一一个或多个波长以及第二激光器包括与所述第一一个或多个波长不同的第二一个或多个波长，并且其中所述处理器包括进行下述操作的指令：响应于所述第一一个或多个波长的折射率来确定包括所述第二一个或多个波长的脉冲激光束的多个焦点位置。

22.根据权利要求20所述的装置，其中所述有形介质进一步体现进行下述操作的指令：响应于所述映射来确定物质的分布以及响应于所述物质的分布来用脉冲激光器切割所述物质。

23.根据权利要求20所述的装置，其中处理器体现进行下述操作的指令：响应于所述物质的折射率来确定在所述物质之后的第二结构的切口分布的指令。

24.根据权利要求19所述的装置，其中所述有形介质体现进行下述操作的指令：确定沿着到眼睛的目标组织结构的光学路径的眼睛的多个组织结构的多个折射率，以及其中所述有形介质体现进行下述操作的指令：响应于沿着光学路径的所述多个折射率来确定脉冲激光束的焦点位置以切割组织，所述多个组织结构包括如下中一个或多个：眼睛的泪膜、角膜、房水、晶状体、前部晶状体囊、前部晶状体皮质、晶状体核、后部晶状体皮质、后部晶状体囊或玻璃体。

25.根据权利要求19所述的装置，其中所述有形介质体现用以执行权利要求1-18中的任意一项的方法的步骤中的任意一个或多个步骤的指令。

26.根据权利要求19所述的装置，其中所述层析照相系统包括如下系统中的一个或多个：光学相干层析照相系统、Scheimpflug成像层析照相系统、共焦层析照相系统或低相干反射测量系统，并且其中用所述层析照相系统来确定所述峰值强度位置。

27.根据权利要求19所述的装置，其中所述层析照相系统包括如下系统中的一个或多个：光谱光学相干层析照相系统、时域光学相干层析照相系统、Scheimpflug成像层析照相系统、共焦层析照相系统或低相干反射测量系统，并且其中用所述层析照相系统来确定所述峰值强度位置。