CN108366876A - 用于修正眼组织和人工晶状体的系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供了用于眼科手术的系统，所述系统包括激光源，所述激光源被配置成递送包括激光脉冲的紫外激光束，所述激光脉冲具有介于320nm和370nm之间用以光分解所述眼睛内具有发色团吸光度的一个或多个眼内目标的波长。所述脉冲能量、所述脉冲持续时间和所述焦斑使得所述焦斑处的辐照度足以光分解所述一个或多个眼内目标而不超过形成等离子体和相关联的空化事件的阈值。光学系统操作地耦合到所述激光源并且被配置成将所述紫外激光束聚焦为焦斑并将所述焦斑以某种图案引导至所述一个或多个眼内目标中。所述光学系统将所述激光束聚焦在数值孔径处，所述数值孔径提供了将在6mm至10mm的扫描范围内扫描的所述焦斑。

Description

用于修正眼组织和人工晶状体的系统

相关申请的交叉引用

本申请为2011年1月7日提交的美国专利申请序列号12/987,069的部分继续申请，该美国专利申请根据35U.S.C.§119要求于2010年1月8日提交的美国临时专利申请序列号61/293,357的权益。上述申请据此全文以引用方式并入本申请，如同在此完全阐述一样。“巴黎公约”的全部优先权特此明确保留。

背景技术

白内障摘除术是世界上最常见的外科手术之一。白内障是眼睛的晶状体或其囊膜-晶状体囊-的浑浊化。浑浊化的程度不同，从轻微到完全不透明，这阻碍了光线的通过。在与年龄相关的白内障发展的早期，晶状体的屈光度可能增加，从而导致近视症(近视)，并且晶状体的逐渐黄变和浑浊化可减少对蓝色的感知，因为这些波长在晶状体内被吸收和散射。白内障通常进展缓慢导致视力下降，如果不治疗可能会致盲。

通过移除不透明的晶状体并代之以人工晶状体(IOL)来进行治疗。据估计，目前在美国每年有300万例病例，而全球有1500万例病例。这个市场由各个部分构成，包括用于植入的人工晶状体，便于外科手术操作的粘弹性聚合物，包括超声乳化尖端、管材以及各种刀具和夹钳的一次性器械。

现代白内障手术通常使用称之为超声乳化的技术来进行，其中使用具有相关联的冲洗和抽吸口的超声尖端使晶状体的相对坚硬的核变形以便于通过开口将其移除，该开口在晶状体前囊中形成，称之为前囊切开术或最近称之为连续环形撕囊术(CCC)。最后，通过小切口将合成的可折叠人工晶状体插入到眼睛余下的晶状体囊中。

该程序中最大的技术挑战和关键步骤之一是进行撕囊术。该步骤是从一种称之为开罐式截囊的早期技术发展而来的，其中使用尖锐的针以圆形方式刺穿晶状体前囊，然后移除直径通常为5至8mm范围内的晶状体囊的圆形片段。这有利于进行下一个步骤，即通过超声乳化使核变形。由于与最初的开罐式技术相关联的各种并发症，本领域的专家们尝试开发在乳化步骤之前移除晶状体前囊的更好的技术。

连续环形撕囊术的概念是提供平滑的连续圆形开口，通过该开口，不仅可以安全且容易地进行核的超声乳化，而且易于插入人工晶状体。它提供了用于插入的清晰的中央通路、用于将图像透射到患者视网膜的永久性孔，以及IOL在余下的囊内的将限制错位的可能性的支撑物。

由于缺乏红色反射，外科医生难以使囊充分可视化，难以足够牢靠地抓住它，难以在正确的位置撕开适当尺寸的平滑的圆形开口而不产生径向撕裂和延伸，这些都可能带来一些问题。还存在与初始打开之后维持前房深度，瞳孔尺寸小或由于晶状体不透明导致缺乏红色反射相关的技术难点。通过使用诸如亚甲蓝或吲哚菁绿等染料，可视化的一些问题已被最小化。具有非常柔软和弹性囊的悬韧带薄弱的患者(通常是老年患者)和非常年幼的儿童患有额外的并发症，他们的囊非常难以控制，并且难以使其可靠地破裂和撕裂。

许多白内障患者具有散光视觉错误。当角膜曲率在各个方向上都不相等时会发生散光。目前，IOL用于矫正散光，但是需要精确的旋转和中央放置。另外，即使许多患者有更严重的像差，IOL也不能用于超过5D的散光矫正。需要超过5D的更高的矫正才能重塑角膜使其变得更接近球形。已存在多种方法，包括角膜切除术、散光角膜切开术、角膜松解切口(CRI)和角膜缘松解切口(LRI)。除了角膜切除术之外，所有程序均通过以明确的方式和深度放置角膜切口以允许改变角膜的形状使其变得更接近球形来完成。目前，这些精细的破口手动放置，暗示其精确度有限。

但是，不仅需要用于眼科治疗的破口。还需要更加温和地修正眼组织，这导致组织机械性能减弱并且/或者处理组织的光学性质改变。在这种情况下，影响应该足够温和以允许眼组织的结构修正而不会导致机械破坏。Ding等人(IOVS，2008(49)，12，第5532-5539页)示出了利用亚破碎飞秒激光脉冲修正角膜组织，并且通过将衍射图案施加到角膜组织中可以论证约1％的折射率变化。但是，Ding的技术的实际应用由于每立方米微米的处理组织需要施加100,000,000个激光脉冲而受到限制。

Vogel等人(US 2010/0163540 A1)描述了利用时间光滑的激光束加工和切割透明材料以生成低密度等离子体而不形成等离子体发光的方法。在教导内容中，他们描述了特别要避免暴露材料的线性吸收，因为这会导致随机生成种子电子，这继而生成等离子体阈值的随机变化。另外，他们描述了低密度等离子体形成总是与空化气泡的形成相关联。

这与描述了两种工作方案的本发明形成了强烈的对比。据发现，使用在目标组织中具有一些线性吸收的激光波长能够产生极低的阈值效应。另外，在本发明中不需要时间平滑的脉冲波形。并且，在本发明的一个实施方案中，不希望形成空化气泡，因为该效应是由线性吸收增强的光分解引起的。并且，Vogel的数据显示，当比较IR飞秒激光和355亚纳秒激光时，实现等离子体形成仍存在不止一个阶差。在我们的实施方案中，与使用相同数值孔径的光学器件的飞秒激光脉冲相比，由于使用了组织固有发色团(或者通过添加外源发色团)的线性吸收，355nm亚纳秒激光的能量阈值甚至略低。

Braun等人(DE 198 55 623 C1)描述了使用波长在玻璃的透射平台之外的激光在玻璃内部进行精密加工的方法。然后使用这种激光在玻璃内部(不包括表面)专门产生材料缺损。这种方法允许他们将材料缺损更靠近表面放置，而不会损坏表面本身。没有描述表面效应。这也不会产生任何空化事件，因为它只在无空化气泡形成的玻璃上使用。

Koenig等人(WO 2007/057174)声明了通过使用UV光谱范围内的飞秒激光脉冲来对眼睛进行外科手术干预的系统。在他的教导内容中，他描述了他的发明使用0.8的更高数值孔径，其将阈值显著降低到纳焦耳方案。但是，他使得将该系统转换为可用产品非常困难，因为光学上难以将这些数值孔径与通常用于眼科应用的6至10mm的宽扫描范围进行组合。并且，飞秒UV激光脉冲的生成在技术上是具有挑战性的。

因此，需要提高眼科患者护理标准的方法、技术和设备。

发明内容

因此，本公开提供了适用于眼科激光手术系统的系统和方法，以便消除由相关领域的限制和缺点而导致的一个或多个问题。一个实施方案涉及用于眼科手术的系统，该系统包括激光源，该激光源被配置成递送包括多个激光脉冲的激光束，所述多个激光脉冲具有介于约320纳米和约430纳米之间的波长以及约1皮秒和约100纳秒之间的脉冲持续时间；以及光学系统，该光学系统操作地耦合到激光源并且被配置成将激光束聚焦并将其以某种图案(pattern)引导至患者眼睛内的一个或多个眼内目标中，使得一个或多个目标与激光脉冲之间的相互作用通过线性吸收增强的光分解而不形成等离子体或相关联的空化事件来表征。波长可以为约355nm。脉冲持续时间可以介于约400皮秒和约700皮秒之间。脉冲可具有约0.01微焦耳和约500微焦耳之间的脉冲能量。脉冲可具有约0.5微焦耳和约10微焦耳之间的脉冲能量。多个激光脉冲可具有约500赫兹和约500千赫兹之间的重复率。光学系统可被配置成聚焦激光束以在一个或多个眼内目标内产生介于约0.5微米和约10微米之间的光束直径。一个或多个眼内目标中的至少一个可选自由以下项组成的组：角膜、角膜缘、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成的人工晶状体植入物。该图案可被配置成以选自由以下项组成的组的配置在眼内目标中产生一个或多个物理修正，诸如破口(切口)和折射率改变：角膜松解切口、角膜缘松解切口、散光角膜切开术以及囊切开术。光学系统和激光源可被配置成在结构上改变一个或多个眼内目标中的至少一个，使得改变的组织结构目标的折射率改变。

另一个实施方案涉及用于眼科手术的系统，该系统包括激光源，该激光源被配置成递送包括多个激光脉冲的激光束，所述多个激光脉冲具有介于约320纳米和约430纳米之间的波长以及约1皮秒和约100纳秒之间的脉冲持续时间；以及光学系统，该光学系统操作地耦合到激光源并且被配置成将激光束聚焦并将其以某种图案引导至患者眼睛内的一个或多个组织结构目标中，使得一个或多个目标与激光脉冲之间的相互作用通过由线性吸收促进的等离子体的局部形成来表征。波长可以为约355nm。脉冲持续时间可以介于约400皮秒和约700皮秒之间。脉冲可具有约0.01微焦耳和约500微焦耳之间的脉冲能量。脉冲可具有约0.5微焦耳和约10微焦耳之间的脉冲能量。多个激光脉冲可具有约500赫兹和约500千赫兹之间的重复率。光学系统可被配置成聚焦激光束以在一个或多个组织结构目标内产生介于约0.5微米和约10微米之间的光束直径。一个或多个组织结构目标中的至少一个可选自由以下项组成的组：角膜、角膜缘、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成的人工晶状体植入物。该图案可被配置成以选自由以下项组成的组的配置在为组织结构目标的眼内目标中产生一个或多个破口：角膜松解切口、角膜缘松解切口、散光角膜切开术以及囊切开术。

另一个实施方案涉及用于眼科手术的系统，该系统包括激光源，该激光源被配置成递送包括多个激光脉冲的激光束，所述多个激光脉冲具有介于约320纳米和约430纳米之间的波长以及约1皮秒和约100纳秒之间的脉冲持续时间；以及光学系统，该光学系统操作地耦合到激光源并且被配置成将激光束聚焦并将其以某种图案引导至患者眼睛内的一个或多个目标中，使得一个或多个目标与激光脉冲之间的相互作用通过线性吸收增强的光分解而不形成等离子体或相关联的空化事件来表征。该图案可被配置成使得光学系统和激光源的操作引起一个或多个目标的物理改变。物理改变可表现为一个或多个目标或一个或多个切口的折射率的改变。一个或多个目标中的至少一个可以是角膜或人工晶状体。物理改变可被配置成改变目标的折射分布。

另一个实施方案涉及用于眼科手术的系统，该系统包括激光源，该激光源被配置成递送包括多个激光脉冲的激光束，所述多个激光脉冲具有介于约320纳米和约430纳米之间的波长以及约1皮秒和约100纳秒之间的脉冲持续时间；光学系统，该光学系统操作地耦合到激光源并且被配置成将激光束聚焦并将其以某种图案引导至患者眼睛内的一个或多个组织结构目标中，使得一个或多个目标与激光脉冲之间的相互作用通过线性吸收增强的光分解而不形成等离子体或相关联的空化事件来表征；以及集成成像子系统，该集成成像子系统以共焦布置捕获来自由激光源提供的样品的背反射光。激光脉冲可引起由成像子系统收集的荧光。该系统可被配置成提供用于成像的交错低能量脉冲和用于治疗的高能量脉冲。成像子系统可包括光学相干断层扫描系统、Purkinje成像系统和/或Scheimpflug成像系统。该系统还可包括控制器，该控制器被配置成确定眼部结构的位置和形状，确定图案放置和/或激光参数，并将图案定位在限定的目标内。

另一个实施方案涉及用于眼科手术的系统，该系统包括激光源，该激光源被配置成递送包括多个激光脉冲的激光束，所述多个激光脉冲具有介于约320纳米和约430纳米之间的波长以及约1皮秒和约100纳秒之间的脉冲持续时间；光学系统，该光学系统操作地耦合到激光源并且被配置成将激光束聚焦并将其以某种图案引导至患者眼睛内的一个或多个组织结构目标中，使得一个或多个目标与激光脉冲之间的相互作用通过线性吸收增强的光分解而不形成等离子体或相关联的空化事件来表征；以及引入到目标结构以产生/增强线性吸收的外源发色团。外源发色团可以是台盼蓝。

另一个实施方案涉及用于眼科手术的系统，该系统包括激光源，该激光源被配置成递送包括多个激光脉冲的激光束，所述多个激光脉冲具有介于约320纳米和约430纳米之间的波长以及约1皮秒和约100纳秒之间的脉冲持续时间；以及光学系统，该光学系统操作地耦合到激光源并且被配置成将激光束聚焦并将其以某种图案引导至患者眼睛内的一个或多个眼内目标中，使得一个或多个目标与激光脉冲之间的相互作用通过线性吸收增强的光分解而不形成等离子体或相关联的空化事件来表征；其中增加了第二激光源，该第二激光源被配置成利用介于约800nm和约1100nm之间的波长使晶状体破裂。第二激光可以是脉冲红外激光。第二激光可具有约1皮秒和约100纳秒之间的脉冲持续时间。第二激光可以是Q开关Nd：YAG激光。

另一个实施方案涉及用于患者眼睛的眼科手术的系统，该系统包括：被配置成递送包括多个紫外激光脉冲的紫外激光束的激光源，所述多个紫外激光脉冲具有介于320纳米和370纳米之间用以光分解眼睛内具有发色团吸光度的一个或多个眼内目标的波长、介于1皮秒和100纳秒之间的脉冲持续时间以及0.01微焦耳和500微焦耳之间的脉冲能量；以及光学系统，该光学系统操作地耦合到激光源并且被配置成将紫外激光束聚焦为焦斑并且将该焦斑以某种图案引导至一个或多个眼内目标中，该一个或多个眼内目标可选自由以下项组成的组：角膜、角膜缘、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成的人工晶状体植入物；脉冲能量、脉冲持续时间和焦斑被配置成使得焦斑处的紫外激光束的辐照度足以光分解具有发色团吸光度的一个或多个眼内目标而不超过形成等离子体和相关联的空化事件的阈值，其中紫外激光束由光学系统在一个或多个眼内目标处以数值孔径聚焦，该数值孔径提供了将在与激光束对准的Z轴的横向方向上在6mm至10mm的扫描范围内扫描的激光束的焦斑。系统的数值孔径小于0.6，优选地在0.05至0.4之间。

另一个实施方案涉及用于患者眼睛的眼科手术的系统，该系统包括：被配置成递送包括多个紫外激光脉冲的紫外激光束的激光源，所述多个紫外激光脉冲具有波长、脉冲持续时间以及脉冲能量，其中多个紫外激光脉冲具有介于320和370纳米之间用以光分解眼睛内具有发色团吸光度的一个或多个眼内目标的波长；以及光学系统，该光学系统操作地耦合到激光源并且被配置成将紫外激光束聚焦为焦斑并且将该焦斑以某种图案引导至一个或多个眼内目标中，该一个或多个眼内目标可选自由以下项组成的组：角膜、角膜缘、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成的人工晶状体植入物；脉冲能量、脉冲持续时间和焦斑被配置成使得焦斑处的紫外激光束的辐照度足以光分解具有发色团吸光度的一个或多个眼内目标而不超过形成等离子体和相关联的空化事件的阈值，并且其中紫外激光束由光学系统在一个或多个眼内目标处以小于0.6的数值孔径聚焦。系统的数值孔径优选地为0.05至0.4。

本概要和下面的详细描述仅仅是示例性的、说明性的和解释性的，并非旨在加以限制，而是提供对受权利要求书保护的本发明的进一步解释。本发明的其他方面、特征、目的和优点将在下面的描述中阐述，并且部分将通过书面描述并结合附图变得显而易见，所述附图通过示例示出了本发明的原理或者可通过实践本发明来了解。

附图说明

本发明的新颖特征在所附权利要求书中具体示出。参考以下具体实施方式和附图，将更好地理解本发明的特征和优点，具体实施方式列出了使用本发明原理的例示性实施方案，附图中不同的视图中类似的数字表示类似的部件。然而，类似的部件并不总是具有类似的附图标记。另外，附图未按比例绘制，而是将重点放在示出本发明的原理上。所有图示都旨在传达概念，其中相对尺寸、形状和其他详细属性可以示意性地示出，而不是照字面地或精确地描绘。

图1示出了根据本发明的实施方案的高层流程图。

图2A和图2B是系统实施方案的图示。

图3示出了根据另选实施方案的方法的流程图。

图4是应用于整个晶状体上用于进行眼睛前房的轴向轮廓的深度范围测量(OCT、共焦反射、共焦自发荧光、超声)的线条图案的图示。

图5是旋转非对称撕囊切口的俯视图。

图6是互补的旋转非对称IOL的俯视图。

图7是定位在图5的晶状体囊中的图6的IOL的俯视图。

图8和图9是图6的旋转非对称IOL的侧视图。

图10示出了由本发明的一个实施方案产生的晶状体的破裂图案。

图11示出了应用于整个角膜504和晶状体上用于进行眼睛前房的轴向轮廓的深度范围测量(OCT、共焦反射、共焦自发荧光、超声)的线条图案501。它跨过虹膜502和晶状体402(未示出)。

图12示出了可通过OCT用于深度范围测量的角膜和晶状体的测量的扫描图案。

图13示出了可用于通过使用脉冲320NM TO 430Nm激光的共焦自发荧光进行深度测量的晶状体的测量的扫描图案。

图14是根据本发明的实施方案的系统的另一个图示。

图15示出了由本发明的一个实施方案产生的角膜破口的组织学横截面，其中未形成空化气泡但组织被修正。

图16示出了由本发明的一个实施方案产生的开放角膜破口的组织学横截面，其中未形成空化气泡，如图15所示。破口沿修正的组织结构轻松地打开。

图17示出了由本发明的一个实施方案产生的角膜破口的组织学横截面，其中形成了空化气泡。

图18示出了由本发明局部诱导到角膜组织504的折射率改变822的图示。如图15所示，在这种情况下，不会产生空化气泡。该效应将引起角膜组织的折射率分布的改变。

图19示出了利用本发明处理的切除的人类晶状体囊的高分辨率SEM图像。与图20相比，该样品具有更平滑的边缘质量并且没有显示出空化气泡的任何影响。

图20示出了利用飞秒激光处理的切除的人类晶状体囊的高分辨率SEM图像。由于空化的机械效应导致囊状组织破裂，所以每个以5微米的间距拍摄的单个激光的效果是可见的。

图21是重复率分别为70kHz和100kHz的作为具有355nm激光的NA的函数的激光的平均功率(W)的曲线图。修正组织即完成破口所需的时间也是系统NA的函数。

图22是重复率分别为70kHz和100kHz的作为具有355nm光的NA的函数的修正组织所需时间(即，每mm²的破口时间)的曲线图。

图23是重复率分别为70kHz和100kHz的作为具有355nm光的NA的函数的相对暴露比率的曲线图。

图24是组合了破口时间和虹膜暴露考虑的组合。

具体实施方式

本发明涉及用于在眼组织中形成切口以改变其机械或光学性质的方法和系统。给出以下描述以使得本领域的普通技术人员能够制作并使用本发明并且以下描述是在专利申请及其要求的上下文中提供的。对本文描述的实施方案和一般性原理以及特征的各种修正对本领域的技术人员来说将显而易见。因此，本发明并非旨在限于所示出的实施方案，而是被赋予符合本文所描述的原理和特征的最广范围。

如出于说明的目的在附图中所示，公开了用于在眼组织中形成切口或者改变其机械或光学性质的方法和系统。在不同的实施方案中，本文所公开的方法和系统提供了超出当前护理标准的许多优点。具体地讲，使用320nm至430nm的激光可在晶状体囊中实现快速且精确的开口以有利于人工晶状体的放置和稳定性。

通过本文所述的技术实现的其他程序包括散光的治疗。人工晶状体(IOL)通常用于矫正散光，但是需要精确的放置、取向和稳定性。使用IOL进行完整和持久的矫正是困难的。它通常涉及其他外科手术干预，以使得角膜形状更接近球形，或者至少不那么径向不对称。这可通过形成角膜或角膜缘松解切口来实现。其他程序包括LASIK程序的产生角膜瓣以及产生供体和受体角膜的匹配角膜移植形状。本发明可用来执行这些精细的切口。

图1是根据实施方案的方法的流程图。第一步骤101涉及从具有至少第一光脉冲的320nm至430nm激光系统生成光束。下一步骤102涉及使光束通过光学元件，使得光束聚焦在眼组织中的预先确定的深度处。通过实现该方法，可在晶状体囊中实现快速且精确的开口，从而有利于人工晶状体的放置和稳定性。

本发明可通过将光束投影或扫描到患者眼睛20中的系统200来实现，诸如图2A中所示的系统。系统200包括控制电子器件210、光源220、衰减器230、扩束器240、聚焦透镜250，260和反射装置270。控制电子器件210可以是计算机、微控制器等。扫描可通过使用一个或多个可移动光学元件(例如，透镜250，260、反射装置270)来实现，该可移动光学元件也可经由输入和输出设备(未示出)由控制电子器件210控制。另一种扫描装置可通过光路中的电光偏转器设备(单轴或双轴)实现。

在操作期间，光源220生成光束225，由此反射装置270可倾斜以使光束225偏转并将光束225引导至患者的眼睛20。聚焦透镜250，260可用于将光束225聚焦到患者的眼睛20中。光束225和/或其在眼睛20上形成的扫描图案的定位和特性可通过使用输入设备诸如操纵杆或任何其他合适的用户输入设备来进一步控制。

另选地，本发明可通过系统700来实现，该系统附加地进行患者眼睛20的测距，诸如图14所示的系统。系统700包括控制电子器件210、光源220、衰减器230、扩束器701、光学可变光束衰减器230、单独的聚焦透镜组合704以及光束反射和扫描装置270。光源220的光束225通过聚焦透镜260聚焦到其目标位置20。这将由连接到偏转单元270的电子器件210控制。另外，目标结构20的自动荧光725通过由二向色分束器703的优选装置共享激光225的类似光路解除扫描并由透镜720聚焦。孔径针孔721作为激光束(225)聚焦在目标结构20中的共轭而被放置在形成的光束725的焦斑中。穿过光束孔721的透射的自动荧光的强度被检测并且被转换为可由控制单元210读取的电信号。并且，处理区域的图像由图像捕获设备710上的透镜711成像，该图像捕获设备可以是CCD或CMOS相机。此信号也被传输到控制单元210。

在系统700的另一个变型中，检测组合单元703，720，721，722用于共焦检测来自样品20的光束225的背反射光。

不同实施方案的基本机制采用320nm至430nm的激光源。紫外光谱在技术上可细分为三个主要光谱区域：UVA(400nm至315nm)、UVB(315nm至280nm)、UVC(280nm至100nm)。由于其单个光子能量高，UVB和UVC光通常与致癌效应相关联，因为它们能够直接修正DNA。虽然水在降至200nm时仍然透明，但蛋白质的吸收强烈增加约240nm。UVC光谱区域中的这种强烈的蛋白质吸收(这也是角膜组织中的主要吸收)如今在临床上用于准分子激光原地角膜消除术(LASIK)程序以精确消融角膜组织。

UVC激光已被用于通过光离解来消融生物组织，吸收高能光子以破坏有机分子内的键。下表列出了这些常用键的列表以及它们按波长列出的离解能。波长越短，键合越强。

从该表中显而易见的是，生物材料的光离解需要高能量的光子，诸如由Blum等人在美国专利4,784,135中所讨论的。这种效应是许多光电医疗系统的基础，特别是在常规使用193nm准分子激光进行角膜修正的眼科中。本发明的实施方案利用完全不同的物理现象和不同的光谱区域(UVA到绿色)来修正并且/或者消融生物组织，这在现有技术中既不存在也未曾考虑。

在实施方案中，光源220是320nm至430nm的激光源，诸如在355nm的第三谐波波长下工作的Nd：YAG激光源。角膜在355nm处的透射率为约85％，并且在320nm(50％透射率)至300nm(透射率为约2％)处开始剧烈下降，而透镜吸收率为约99％。并且，对于老年人来说，角膜的光散射很小，而晶状体的光散射明显增加(白内障)。

光散射效应对波长敏感。在散射中心比所使用的波长小的情况下，散射系数缩放为λ^-4。对于尺寸范围在波长尺寸内的较大散射体，米氏近似非常适合描述散射函数。对于尺寸介于350至700nm之间的颗粒，散射系数缩放为λ^-1。老化晶状体本身吸收短于420nm的所有波长，并且是强力的散射体。这意味着更短的波长可用于激光切割老化晶状体的前部，特别是晶状体囊，同时通过有效地衰减最终设置在那里的光来保护视网膜。

在IR光谱范围内(1064nm)具有几毫焦耳能量的Q开关红外激光通常用于治疗后部白内障浑浊化。他们通过在晶状体囊后部之后直接提供可靠的等离子体形成来达到这一目的。这些脉冲产生尺寸为若干毫米的空化气泡和千巴范围内的峰值压力。具有毫米范围内的尺寸的空化气泡的机械效应是在液体环境中高精度切割的限制因素。为了减小气泡尺寸和产生边缘质量差并由此机械强度差的切口的相应的机械副作用，激光脉冲能量必须显著降低。然而，这样的相互作用将非常适合晶状体调节应用。

能量为几毫焦耳和几纳秒脉冲持续时间的Q开关绿色激光通常用于治疗开角型青光眼。这种名为选择性激光小梁成形术(SLT)的疗法利用小梁网中自然存在的黑色素发色团的靶向性。激光本身使用相对较大的200微米光斑尺寸来覆盖大部分目标问题区域。激光在黑色素吸收剂周围也产生空化气泡，但这种效应是由于线性加热，而不是在利用Q开关IR激光脉冲治疗后部白内障中所使用的等离子体形成。

在本发明的实施方案中，UV波长的使用显著降低了等离子体形成以及相关联的空化气泡的形成的阈值，但也由于一些原因而降低了线性吸收增强的光分解而不形成空化气泡所需的阈值能量。首先，焦斑直径随着波长线性缩放，该波长与焦平面内的峰值辐射暴露一致。其次，材料本身的线性吸收允许甚至更低的等离子体形成阈值或低密度光分解，因为最初在目标结构中吸收了更多的激光能量。第三，在纳秒和亚纳秒方案内使用UV激光脉冲能够实现线性吸收增强的光分解和发色团引导的电离。

此外，这种发色团引导的电离在等离子体形成的情况下强烈降低了电离的阈值，并且即使在非常弱的吸收下也降低了用于材料修正或改变的低密度光分解的阈值并且没有空化。由于高通量密度，即使最小的线性吸收也强烈地降低了效应的阈值。已经证明(Colombelli等人，Rev.Sci.Instrum.2004年，第75卷，第472至478页)，如果仅从高纯度水改变为生理NADH浓度为38mMol的水，等离子体形成和空化气泡生成的阈值可以降低一个数量级。线性吸收还允许对局部晶状体结构(例如，晶状体囊)进行特定处理，因为激光束的光学穿透深度受到晶状体线性吸收的限制。老化晶状体尤其如此，与年轻晶状体相比，老化晶状体在UV-蓝色光谱区域的吸收强烈增加。

另外，在本发明的另一个实施方案中，通过应用外源发色团，甚至可以增强目标结构上的线性吸收效应。一种此类有用发色团是在手术中常用于在没有眼底红色反射的情况下染色晶状体囊的台盼蓝。台盼蓝在短于370nm的波长处也具有增强的线性吸收。该线性吸收进一步降低了在晶状体囊表面上产生所公开效应所需的能量。

这种方法也可用于改变人类眼睛的整体屈光力：

i.在角膜内产生破口(切口)以改变其形状从而改变其屈光力

ii修正角膜组织的折射率以引起其有效屈光力的改变。

iii.通过将菲涅耳透镜或此类其他类似物写入IOL材料以改变其有效屈光力来修正植入的合成IOL的折射率

iv.i、ii和iii的任意组合。

本发明的系统能够实现包括利用脉冲320nm至430nm激光对眼部目标进行高精度物理修正的外科手段，包括组织(诸如晶状体、晶状体囊、角膜等)和合成的人工晶状体植入物。这可以在两种不同的操作方案中完成；有或没有空化气泡形成。亚空化方案也可用于修正眼部目标的折射率。尽管在本发明中所使用的波长较之与视网膜蓝光毒性相关联的那些波长更短或在该范围内，但老化晶状体内320nm到400nm激光的吸收进一步使视网膜损伤的风险最小化，因为这些光线会被晶状体体积吸收。此外，损害角膜内皮或其他角膜结构的风险也被最小化。阈值脉冲能量为E_th＝Φ*d²/4，其中Φ是阈值辐射暴露量，并且d是焦斑直径。这里，焦斑直径d为d＝λF/D_b，其中λ是波长，F是最后一个聚焦元件的焦距，并且D_b是最后一个透镜的光束直径。为了稳定和可重复的操作，脉冲能量应超过阈值至少2倍，但是可以调整能量水平以避免损伤角膜内皮。

用于修正眼组织的激光的入射光通常具有介于320nm和430nm之间，优选地介于320和400nm之间，优选地介于320和370nm之间，并且更优选地介于340nm和360nm之间的波长。在许多实施方案中，激光具有355nm的波长。

激光脉冲的脉冲能量通常介于0.01μJ至500μJ之间。在许多实施方案中，脉冲能量将介于0.1μJ和100μJ之间，或者更精确地，介于0.1μJ和40μJ之间，或者介于0.1μJ和10μJ之间，或者介于0.5μJ和8μJ之间。

激光脉冲的脉冲重复率通常介于500Hz和500kHz之间。在许多实施方案中，脉冲重复率介于1kHz至200kHz之间，或者介于1kHz至100kHz之间。

激光脉冲的光斑尺寸通常小于10μm。在许多实施方案中，光斑尺寸优选地小于5μm，通常为0.5μm至3μm。在一些实施方案中，光斑尺寸在1μm至2μm的范围内。

激光脉冲的脉冲持续时间通常介于1ps和100ns之间。在许多实施方案中，脉冲持续时间介于100ps至10ns之间，或者介于100ps和1ns之间。在优选的实施方案中，脉冲持续时间介于300ps和700ps之间，优选地为400ps至700ps。

在一些实施方案中，光束质量(也称为M²因素)介于1和1.3之间。M²因素是激光束的光束质量的常用量度。简言之，M²因素被定义为光束的实际发散度与理想衍射极限高斯TEM₀₀光束的发散度之比，后者具有与ISO标准11146中所述相同的腰部尺寸和位置。

通过将激光脉冲的峰值功率除以焦斑的面积而获得的峰值功率密度(辐照度)通常以GW/cm²为单位表示。一般来讲，激光脉冲的峰值功率密度(辐照度)应该足够高以修正待治疗的眼部组织。如本领域的普通技术人员将理解的那样，峰值功率密度(辐照度)取决于许多因素，包括脉冲能量、脉冲持续时间和焦斑尺寸。请注意，波长间接影响辐照度，因为任何给定会聚角的最小焦斑尺寸都与波长成比例。这样做的实际效果是用较短的波长可以更容易地获得较小的焦斑。在一些实施方案中，通常在20GW/cm²至2000GW/cm²范围内的峰值功率密度将用于切割具有355nm光的眼部组织。请注意，高斯光束中的“峰值”功率密度(辐照度＝每单位面积的功率)通常使用在“峰值强度的1/e”宽度处指定的光束直径来计算。在这种情况下，平均脉冲功率由脉冲能量除以半高宽值点处的脉冲持续时间来计算。然后，在强度分布的几何峰值处(光束中心)的时间平均辐照度为功率除以“1/e”光束直径。这是在20GW/cm²至2000GW/cm²范围内表示的值。由于“高斯”类似于脉冲功率的时间形状，真正的峰值瞬时辐照度和光束的中心实际上更高。

激光手术系统的扫描范围优选地在6至10mm的范围内。

在用于修正眼组织的许多实施方案中，相邻激光脉冲之间的光斑间距通常在约0.20μm至10μm的范围内，优选地在0.2μm至6μm的范围内。

应当选择数值孔径，该数值孔径优选地提供了将在与所述激光束对准的Z轴的横向方向上在6mm至10mm的扫描范围内扫描的所述激光束的所述焦斑。系统的NA应当小于0.6，优选地小于0.5，并且更优选地在0.05至0.4的范围内，通常介于0.1和0.3之间。在一些具体实施方案中，NA为0.15。对于每个所选择的NA，为了在切割眼部组织所需的范围内实现峰值功率密度(辐照度)，需要合适的脉冲能量范围和光束质量(测量为M²值)。当选择NA时，其他注意事项包括可用的激光功率和脉冲重复率以及形成破口所需的时间。另外，在选择合适的NA时，优选的是确保虹膜和其他眼部组织的安全附带暴露，这些组织不是用作破口。

图21是重复率分别为70kHz和100kHz的作为具有355nm激光的NA的函数的激光的平均功率(W)的曲线图。作为NA的函数的修正组织所需的激光功率随着NA减小而增加。因此，较小的NA值通常导致对更大(更高的平均功率)激光的潜在不希望的需求。如图21所示，平均功率优选地小于约4W。

修正组织即完成破口所需的时间也是系统NA的函数。图22是重复率分别为70kHz和100kHz的作为具有355nm激光的NA的函数的修正组织所需时间(即，每mm²的“破口时间”)的曲线图。由于阈值能量较低，切割单位面积(1mm²)所需的时间随着NA的增加而增加，并且随之产生的脉冲数量的增加。如图22所示，增加的NA往往导致更长的切割时间，从这一点有利于降低NA系统。

此外，这些所谓的“切割时间”影响在眼组织中进行激光切割时附带暴露的非目标组织的暴露。例如，治疗角膜时虹膜安全暴露的极值可以根据以下公式表示：

L(J/cm²)＝C×T^0.75，

其中L是安全暴露的安全极值，C是常数，并且T是修正组织的总暴露时间。图23是重复率分别为70kHz和100kHz的作为具有355nm激光的NA的函数的相对暴露比率的曲线图。在图23中，相对暴露比率被定义为实际递送的暴露量除以暴露安全极值L的比率。在图23的相对暴露比率中，为了说明不同NA对相对暴露的影响，C的值被归一化以匹配0.15NA处的暴露量。如图22所示，相对暴露比率随着NA的减小而增加。

图24是组合了图22和图23的曲线图，即，图24组合了切割时间和虹膜暴露的考虑。从图24可以看出，在0.05至0.40并且优选地为0.1至0.3范围内的中间NA处存在最佳值。

下面的表1和表2示出了根据本发明的许多实施方案的典型代表性激光束参数。

表1：

表2：

在表1和表2中，θ是发散半角，BP是光束参数乘积，SS是光斑尺寸，并且面积是激光光斑的面积。这里，1/e²宽度等于边缘分布上两个点之间的距离，即1/e²＝最大值的0.135倍。

这种系统在实际人类晶状体上的结果的示例示于图10中。使用每平方厘米约120千兆瓦的辐照度，将来自在355nm波长下工作的激光器以0.5kHz的脉冲重复率递送的4μJ、400ps脉冲的光束聚焦在NA＝0.15。这产生了图10所示的人类晶状体中的囊切开术图案。在这种情况下，没有形成空化气泡来引起破口。这在显微镜下视觉地确认，但也通过使用水听器来检测由空化气泡发出的声学声波来确认。对于激光白内障手术，晶状体本身的唯一高精度破口是囊切开术。对于晶状体核的软化或破裂，图案不需要高的空间限制。因此，对于该应用，即使脉冲较长，更高的通量和/或辐照度阈值也是可以接受的。

图3示出了根据另选实施方案的方法的流程图。第一步骤301涉及从320nm至430nm激光系统生成光束。接下来的步骤302涉及以受控方式平移眼组织内的聚焦光束，从而形成切口。在一个实施方案中，在进行撕囊术时，该切口形成在眼组织的晶状体前囊中。或者，为了散光矫正或创建手术入口，该切口可位于角膜中。例如，可使用透明的角膜白内障器械和穿刺切口来提供手术入口。

可设置控制电子器件210和光源220以瞄准眼睛20中的目标结构的表面，并且确保在适当的情况下光束225将被聚焦，并且不会意外地损伤非目标组织。可使用本文所述的成像形式和技术例如光学相干断层成像术(OCT)、Purkinje成像、Scheimpflug成像、自发荧光成像、共焦自发荧光、共焦反射成像或超声波来确定位置，并测量晶状体和晶状体囊的厚度以向包括2D和3D图案化的激光聚焦方法提供更高的精确性。使用下列的一种或多种方法，还可实现激光聚焦，包括直接观察瞄准光束、OCT、Purkinje成像、Scheimpflug成像、结构化光照、超声或其他已知的眼科或医学成像形式和/或其组合。应该指出的是，成像深度只需要包括眼内目标的最前部分，而不一定是整个眼睛或甚至前房。

另外，共焦反射测量术可用于在治疗过程中调整递送的激光能量，因为它将能够检测在激光脉冲之后是否形成空化气泡，并且调整后续激光脉冲的能量或监控激光引起的所述组织的折射率变化。

因此，激光能量的三维应用可以多种方式沿由激光诱导效应产生的图案施加在囊上。例如，可采用激光器以不同的深度连续地产生几个圆形或其他图案扫描，其阶跃等于效应区的轴向长度。因此，随着每次连续扫描，组织中焦点(腰部)的深度逐渐增大或减小。使用例如聚焦元件的轴向扫描或者调整聚焦元件的光功率，在任选地同时或依次扫描横向图案的情况下，将激光脉冲依次施加到不同组织深度处相同的横向图案上。

在到达焦点之前激光束散射到气泡、裂缝和/或组织碎片上的不利结果可通过以下方式避免：首先产生图案/聚焦在组织中最大所需深度上，然后在稍后的通路中聚焦在较浅的组织空间上。这种“自下而上”的治疗技术不仅可减少目标组织层上方组织中不期望的光束衰减，而且还有助于保护目标组织层下面的组织。通过将传输到焦点之外的激光照射散射到由先前扫描产生的气泡、裂缝和/或组织碎片上，这些缺陷有助于保护下层视网膜。同样，在分割晶状体时，激光可聚焦在晶状体的最后部分，然后随着手术的继续向前移动。

本发明可通过将光束投射或扫描到患者眼睛68中的系统来实现，诸如图2B中所示的包括治疗光源4(例如，短脉冲355nm激光器)的系统2。使用该系统，可在患者的眼睛中以三个维度扫描光束：X、Y、Z。有关非目标组织的非预期损伤的安全限制限制了重复率和脉冲能量的上限；同时，完成手术过程的阈值能量、时间以及稳定性受脉冲能量和重复率的下限限制。

激光器4由控制电子器件300通过输入和输出设备302控制以产生光束6。控制电子器件300可以是计算机、微控制器等。在该示例中，整个系统受控于控制器300和移动通过输入/输出设备IO 302的数据。图形用户界面GUI 304可用于设置系统操作参数、处理在GUI304上的用户输入(UI)306，以及显示收集到的信息诸如眼睛结构的图像。

所生成的治疗光束6朝向患者眼睛68行进，穿过半波片8和线性偏振片10。可调整该光束的偏振状态，使得期望的光量通过半波片8和线性偏振片10，该半波片和线性偏振片共同用作治疗光束6的可变衰减器。另外，线性偏振片10的取向确定入射在光束组合器34上的入射偏振态，由此最优化光束组合器的通量。

治疗光束行进通过快门12、光圈14和拾取设备16。出于过程和安全的原因，系统受控的快门12确保对激光器的开/关控制。光圈设置了对激光束有用的外径，并且拾取监控有用光束的输出。拾取设备16包括部分反射镜20和检测器18。可使用检测器18测量脉冲能量、平均功率或其组合。可使用该信息以反馈至用于衰减的半波片8，并且验证快门12是打开还是关闭。另外，快门12可具有位置传感器，以提供冗余状态检测。

光束穿过光束调节级22，其中可修改光束参数诸如光束直径、发散度、圆形度和散光。在该说明性示例中，光束调节级22包括由球面光学元件24和26组成的2元件扩束望远镜，以实现预期的光束尺寸和准直。尽管这里未示出，但可使用变形或其他光学系统来实现期望的光束参数。用于确定这些光束参数的因素包括激光器的输出光束参数、系统的整体放大倍数以及在治疗位置处所期望的数值孔径(NA)。另外，可使用光学系统22以使光圈14成像到期望的位置(例如，下文所述的2-轴的扫描设备50之间的中心位置)。这样，确保通过光圈14的光量能够通过扫描系统。然后，拾取设备16进行对可用光的可靠测量。

在离开调节级22之后，光束6反射离开折叠镜28，30和32。可调整这些镜以便对准。然后光束6入射到光束组合器34上。光束组合器34反射治疗光束6(并传输下文所述的OCT114和目标202光束)。为了使光束组合器有效操作，入射角优选保持在45度以下，并且固定光束可能处的偏振。对于治疗光束6，线性偏振片10的取向提供固定的偏振。

在光束组合器34之后，光束6继续行进在z调整或Z扫描设备40上。在该说明性示例中，z调整包括具有两个透镜组42和44(每个透镜组包括一个或多个透镜)的伽利略望远镜。透镜组42沿z轴围绕望远镜的准直位置移动。这样，患者的眼睛68中光斑的聚焦位置沿z轴移动，如图所示。通常，在透镜42的运动与焦点的运动之间存在固定的线性关系。在这种情况下，z调整望远镜具有约2×光束扩展率，以及透镜42的移动与焦点的移动的1∶1关系。或者，透镜组44可沿z轴移动以促使z调整和扫描。z调整是用于在眼睛68中进行治疗的z扫描设备。其可受系统的自动和动态控制，并且被选择为独立地或与下文所述的X-Y扫描设备相互影响。镜36和38可用于将光轴与z调整设备40的轴对准。

在通过z调整设备40之后，由镜46和48将光束6引导至x-y扫描设备。出于对准目的，镜46和48可被调整。优选地在控制电子器件300的控制下使用两个镜52和54，通过扫描设备50实现X-Y扫描，其使用马达、检流计或任何其他公知的光学移动设备在正交方向上旋转。镜52和54位于靠近下述的物镜58和接触透镜66组合的焦阑位置。倾斜这些镜52/54，使得它们偏转光束6，引起在位于患者的眼睛68中的治疗焦点的平面中侧向位移。如图所示，物镜58可以是复杂的多元件透镜元件，并且由透镜60，62和64表示。透镜58的复杂性将由扫描区域尺寸、焦斑尺寸、物镜58的近侧和远侧上可用的工作距离以及像差控制量来指示。一个示例是在7mm的区域上工作的焦距60mm的物镜58，其具有20mm直径的输入光束尺寸。或者，由扫描仪50进行的X-Y扫描可通过使用一个或多个可移动光学元件(例如，透镜、光栅)来实现，该可移动光学元件通过输入和输出设备302而被控制电子器件300控制。

扫描仪50在控制器300的控制下，可自动生成瞄准和治疗扫描图案。这种图案可包括单点光、多点光、连续的光图案、多个连续的光图案和/或其任意组合。另外，瞄准图案(使用下述的瞄准光束202)不必与治疗图案(使用光束6)相同，但优选地，至少限定其边界以便出于患者安全性考虑而确保仅在所期望的目标区域中递送治疗光。例如，这可通过使瞄准图案提供预期治疗图案的轮廓来实现。这样，可使得用户即使不知道各个焦斑本身的准确位置，也可知晓治疗图案的空间范围，并且因而最优化扫描的速度、效率和精确性。还可使瞄准图案闪烁而被感知，以便进一步增强其对用户的可见性。

可使用光学接触透镜66以帮助进一步将光束6聚焦到患者的眼睛68中，同时帮助稳定眼睛位置，该光学接触透镜可以是任何合适的眼用透镜。光束6的位置和特征和/或光束6在眼睛68上形成的扫描图案还可通过使用输入设备(诸如操纵杆)或任何其他适当的定位患者和/或光学系统的用户输入设备(例如，GUI 304)来控制。

可设置治疗激光器4和控制器300以瞄准眼睛68中的目标结构的表面，并且确保光束6将聚焦在合适的位置，并且不会意外地损伤非目标组织。可使用本文所述的成像模态和技术例如光学相干断层成像术(OCT)、Purkinje成像、Scheimpflug成像、结构光照明、共焦背反射成像、荧光成像或超声来确定位置，并测量晶状体和晶状体囊的厚度以向包括2D和3D图案化的激光聚焦方法或其他已知的眼科或医学成像形式和/或其组合提供更高的精确性。在图2A的实施方案中，描述了OCT设备100，但其他形式也在本发明的范围内。眼睛的OCT扫描将提供关于晶状体囊前部和后部的轴位置、白内障核的边界以及前房的深度的信息。然后将该信息加载到控制电子器件300中，并且用于编程和控制随后的激光协助外科规程。该信息还可以用于确定与该程序相关的各种各样的参数，例如用于修正晶状体囊、角膜和合成的人工晶状体植入物的焦点平面的上轴限和下轴限等。

图2A中的OCT设备100包括宽带或扫频光源102，其由光纤耦合器104分成参考臂106和采样臂110。参考臂106包括模块108，其包含参考反射以及合适的分散和路径长度补偿。OCT设备100的采样臂110具有输出连接器112，其用作至治疗激光系统的其余部分的接口。随后，由耦合器104将来自参考臂和采样臂106，110的返回信号导向至检测设备128，其采用以下技术中的一者：时域、频域或单点检测技术。在图2A中，使用频域技术，其具有920nm的OCT波长和100nm的带宽。

退出连接器112，使用透镜116准直OCT光束114。经准直的光束114的尺寸由透镜116的焦距确定。光束114的尺寸由在眼睛中的焦点处的期望的NA和通向眼睛68的光束系的放大率指示。一般来讲，OCT光束114不需要与焦平面中的治疗光束6一样高的NA，因此OCT光束114在光束组合器34位置处的直径小于治疗光束6的直径。在准直透镜116之后是孔118，其进一步修正眼睛上的OCT光束114的所得NA。选择孔118的直径以优化入射到目标组织上的OCT光以及返回信号的强度。例如，可以是有源或动态的偏振控制元件120用于补偿偏振态改变，该偏振态改变可能由角膜双折射的个体差异引起。然后使用镜122和124将OCT光束114引导至光束组合器126和34。出于对准的目的，镜122和124可以是可调整的，并且尤其是用于在光束组合器34之后将OCT光束114覆盖到治疗光束6上。相似地，光束组合器126用于组合OCT光束114与下文所述的瞄准光束202。

一旦在光束组合器34之后与治疗光束6组合，OCT光束114沿与治疗光束6相同的路径通过系统的其余部分。这样，OCT光束114指示治疗光束6的位置。OCT光束114穿过z扫描40和x-y扫描50设备，然后穿过物镜58、接触镜片66并进入眼睛68。眼睛内的结构的反射和散射提供了返回光束，该返回光束通过光学系统回溯到连接器112中，穿过耦合器104并且到OCT检测器128。这些返回背反射提供了OCT信号，这些信号继而由系统解释为治疗光束6焦点位置在X，Y Z中的位置。

OCT设备100根据测量其参考臂和样品臂之间的光路长度中的差值的原理工作。因此，通过z调整40传递OCT不会扩展OCT系统100的z范围，因为光路长度不会随着42的移动而改变。OCT系统100具有与检测方案相关的固有z范围，并且在频域检测的情况下，其特别与光谱仪和参考臂106的位置相关。在图2A中所使用的OCT系统100的情况下，z范围在含水环境中为约1至2mm。将该范围延伸到至少4mm涉及调整OCT系统100内的参考臂的路径长度。通过z调整40的z扫描传递样品臂中的OCT光束114允许优化OCT信号强度。这通过在通过相应地增加OCT系统100的参考臂106内的路径来适应延伸的光路长度时，将OCT光束114聚焦到目标结构上来实现。

由于OCT测量与治疗对焦设备的本质区别以及由于诸如浸没指数、折射和像差的影响，无论是彩色还是单色，在分析关于治疗光束焦点位置的OCT信号时必须小心。作为X，YZ的函数的校正或对准程序应当被执行，以便将OCT信号信息与治疗焦点位置相匹配，并且也与绝对量纲相关。

瞄准光束的观察也可用于帮助用户引导治疗激光焦点。另外，只要瞄准光束准确地表示红外光束参数，肉眼可见的瞄准光束替代红外OCT和治疗光束可有助于对准。在图2A所示的配置中采用瞄准子系统200。瞄准光束202由瞄准光束光源201生成，诸如在633nm波长工作的氦氖激光器。另选地，可以使用630至650nm范围内的激光二极管。例如，使用氦氖633nm光束的优点是其具有较长的相干长度，这将使得能够使用瞄准路径作为不等光路激光干涉仪(LUPI)来测量光束系的光学质量。

还应当指出的是，治疗光束也可被衰减到纳焦耳级，并用来替代上述OCT系统。这样的配置提供了用于成像和治疗的焦点位置的位置之间最直接的相关性-它们是相同的光束。

在该实施方案中，使用相同的激光组件用于目标组织的治疗(即修正)和成像。例如，目标组织可通过沿目标组织光栅扫描脉冲激光束来成像以提供多个数据点，每个数据点具有与其相关联的位置和强度以用于目标组织的成像。在一些实施方案中，选择光栅扫描递送稀疏图案以便限制患者的暴露，同时仍然辨识眼内目标的合理标测图。在这些实施方案中，在目标组织的成像光栅扫描期间，至少两个相邻激光光斑之间的间距大于相同目标组织的治疗扫描期间相邻激光光斑的光斑间距。为了对目标组织进行成像，治疗激光束(即，具有如上所述用于修正组织而适当选择的参数的激光束)优选地衰减至纳焦耳级，以用于成像待治疗的结构。当用于成像时，衰减的激光束可称为成像光束。在许多实施方案中，治疗光束和成像光束可以是相同的光束，不同的是当激光束用于成像时，激光源的脉冲能量低于治疗光束。在许多实施方案中，当用于成像时，激光束的脉冲能量优选地为约0.1nJ至10nJ，优选地小于2nJ，并且更优选地小于1.8nJ。针对治疗和成像使用相同的激光束提供了用于成像和治疗的焦点位置的位置之间最直接的相关性-它们是相同的光束。该衰减的成像光束可直接用于背反射测量配置，但是另选地，可间接用于荧光检测方案。由于组织结构中的反向散射和荧光增加将是明显的，这两种方法有可取之处。

在优选的实施方案中，在移动到第二不同的目标区域之前，在修正第一目标区域中的组织时依次执行待修正的第一目标区域的成像，即，成像是与治疗在预先确定的目标区域内依次执行的。因此，例如，在其他任何结构(诸如角膜或虹膜)上进行成像之前，优选地在晶状体囊的成像之后进行晶状体囊的治疗。在另一个实施方案中，在移动到执行第二切口的第二目标区域上之前，第一切口将放置的第一目标区域的成像与扫描治疗光束以在第一目标区域中执行切口依次执行，即待切割的区域的成像与扫描治疗光束以在预先确定的目标区域中执行依次执行。

在另一个实施方案中，白内障手术包括囊切开术，以及白内障切口和角膜缘松解切口中的至少一者。在一个实施方案中，待执行囊切开术的目标组织的成像在扫描治疗以进行囊切开术之前执行，然后扫描治疗光束以执行囊切开术。随后，对进行了白内障切口(CI)和角膜缘松解切口(LRI)中的至少一者的目标组织进行成像，然后扫描治疗光束以执行LRI和CI中的至少一者。当选择LRI时，这最大限度地减少了患者在LRI成像和治疗之间移动的机会，这对于成像和治疗之间的眼睛移动是最关键/敏感的。此外，由于与角膜和晶状体囊切口相比，所需的精度和内含物尺寸对于晶状体调节而言更为宽松，本发明考虑向上述用于晶状体治疗的系统中添加短脉冲IR激光源，如在使用来自Q开关Nd：YAG激光的毫焦耳脉冲用于治疗后部混浊化的讨论中所提到的。这种脉冲能量将导致更大的内含物，这不适用于囊和角膜切口但是可以提供白内障晶状体的强力分离。与较短的波长相反，NIR波长不会被晶状体强烈吸收或散射。该第二治疗源可以通过另一分束器将其光束与第一治疗光束组合。波长的巨大差异使得这是一个相当直接的设计。然而，相同的光谱差异将需要对成像和/或测距模态进行不同的对准，如上文关于图2B所讨论的。

图4是应用于整个晶状体上用于进行眼睛20前房的轴向轮廓的OCT测量的线条图案的图示。眼睛20的前房的OCT成像可使用相同的激光器和/或用于产生切割图案的相同扫描仪沿晶状体进行简单的线性扫描来执行。该扫描将提供关于晶状体囊前部和后部的轴位置、白内障核的边界以及前房的深度的信息。然后将该信息加载到激光扫描系统中，并且用于编程和控制随后的激光协助外科规程。该信息还可用于确定与该程序相关的各种各样的参数，诸如例如用于切割晶状体囊的焦平面的上轴限和下轴限以及晶状体皮质和核的分割、晶状体囊的厚度等。

图5至图9示出了本发明的实施方案的不同方面，其可以使用上述系统200来实现。如图5所示，撕囊切口400(其可以使用系统200产生)适用于散光矫正人工晶状体(IOL)。这种散光矫正IOL不仅需要被放置在眼睛20的囊402内的正确位置处，而且还被取向在正确的旋转/计时角度处。因此，它们具有固有的旋转不对称性，与球形IOL不同。该示例中所示的切口400为椭圆形；然而，其他形状也是有用的。切口400可连续地或分段地形成，以极大地保持患者眼睛20的晶状体囊设备的结构完整性。

这种不完整的切口400可以被看作穿孔切口，并且可以被制作成轻轻将其取出，以尽量减少其无意中延长撕囊的可能性。无论哪种方式，切口400都是封闭的切口，出于本公开的目的，该切口意味着它在相同的位置开始和结束并且在其中包围一定量的组织。封闭切口最简单的示例是圆形切口，其中一块圆形的组织被切口包围。因此，封闭的治疗图案(即，由系统200生成以形成封闭切口)也是在相同位置开始和结束并且限定由其包围的空间的图案。

封闭切口400的一个关键特征是其包括对准特征部以取向将放置在其中的IOL。对于所示的椭圆形切口400，其椭圆形状是其对准特征部，由于其固有的旋转不对称性而允许准确放置IOL，这与手动CCC期望的圆形结果不同。示出了切口400的椭圆形长轴404和短轴406。长轴404和短轴406不相等。切口400可以相对于患者的眼睛20以任何旋转角度进行制作，尽管在该示例中其被示出在虹膜的平面中，其长轴404沿水平方向放置。切口400旨在与IOL上的一个或多个互补对准特征部配合。系统200可用于精确地限定待切割的囊402的表面。这可以用于名义上将激光脉冲隔离到目标囊402本身的附近，从而使所需的能量和治疗时间最小化并相应地增加患者安全性和整体效率。

如图6所示，IOL 408包括用于聚焦光的光学部分410和用于定位IOL408的触觉元件416。光学件410为旋转非对称透镜(围绕其光轴)，其包括椭圆形的外围侧壁或边缘412，该互补对准特征部与椭圆形切口400配合。在该示例中，椭圆形边缘412包括长轴418和短轴420。长轴418和短轴420不相等。IOL 408还包含表面414，其用于保持触觉元件416并且提供用于囊402的安放位置以将人工晶状体408的光学件410固定在患者眼睛20的囊402内的适当取向和位置中。表面414被示出为椭圆形，但也可以是其他形状。

触觉元件416提供稳定性并且可用于通过向囊402的前部施加保持力来将人工晶状体408的边缘412安置在切口400中。触觉元件416可部署在任何取向上。可以使人工晶状体408的光学件410的圆柱形矫正取向与其长轴418或其短轴420重合。这样，人工晶状体IOL408和光学件410可以以标准化方式制造，并且可以使切口400的旋转取向和光学件410的球面和柱面光焦度改变以适应患者眼睛20的个体光学处方。

图7示出了一旦安装到具有配合的对准特征部边缘412和接合的切口400以及放置在表面414上的囊402中的人工晶状体408的正确立即设置。长轴404和长轴418的长度不相等。短轴406和短轴420的长度也不相等。这样做是为了适应囊402在撕囊切口后可能稍微收缩的事实。这些轴的长度之间的差值旨在允许囊402收缩并且仍然通过切口400更好地将人工晶状体408安置在囊402中。应该限制这些差值以允许合理的收缩，但不能太大以允许人工晶状体408显著旋转。例如，这些长度差值的典型值可以在100μm至500μm的范围内。

图8示出了图6和图7所描绘的同一人工晶状体408的侧视图。在该示意图中，边缘412被示出在光学件410的与人工晶状体408的表面424相同的一侧上。人工晶状体408上的表面422用于保持边缘412和切口400之间的配合完整性。边缘412被视为图6和图7中所描绘的另选视图中的表面422的投影。示出了光学件410的光轴411。在该视图中，触觉元件416位于视线上。

图9是图8的晶状体构型的侧视图，但是旋转了90度以示出显示表面426在两个方向上不弯曲(即，成形为柱面晶状体)。光学件410的这种柱面或复曲面光学系统为患者的散光提供了圆柱形矫正。在该视图中，触觉元件416垂直于视线。

如图15所示，该系统还可用于改变例如角膜组织的结构，而不会生成如图16所示的空化气泡。如图18所示，角膜组织的这些改变可用于形成角膜504本身的折射率分布。可以在角膜内引起多个小的局部修正822，其将通过改变折射率本身而改变折射分布，但也会改变角膜组织的机械强度。因此，不仅可以使用折射率的变化，而且可以使用角膜结构的变化。这是通过聚焦单元260利用光束偏转单元270和聚焦偏移单元704来严格控制激光效应的横向间距来实现的。

如出于说明的目的在附图中所示，已经公开了用于在眼组织中进行物理修正(结构改变)或切口的方法和系统。在不同的实施方案中，本文所公开的方法和系统提供了超出当前护理标准的许多优点。具体地讲，使用320nm至430nm的激光可在晶状体囊中实现快速且精确的开口以有利于人工晶状体的放置和稳定性。而且还通过局部改变折射率并重塑角膜结构来改变角膜组织的屈光力。

无需进一步分析，上述内容如此充分地揭示了本发明构思的要旨，其他人可以通过应用现有的知识，容易地将其应用于各种应用，而不遗漏从现有技术的观点来看相当构成本发明的一般或特定方面的基本特征的特征。因此，此类应用应当并且旨在被理解为在以下权利要求书的等同物的含义和范围内。尽管已经根据某些实施方案描述了本发明，但是对于本领域的普通技术人员显而易见的其他实施方案也在本发明的范围内。

本文引用的所有专利和专利申请均据此全文以引用方式并入。

在描述本发明的上下文中(特别是在下面的权利要求书的上下文中)所使用的术语“一”、“一个”和“所述”以及类似的指示物应理解为覆盖单数形式和复数形式两者，除非在此另外指明或明显与上下文矛盾。除非另有说明，否则术语“包含”、“具有”、“包括”和“含有”应被理解为开放式术语(即，意味着“包括，但不限于”)。即使有一些干预，术语“连接”应理解为部分或全部包含在内、附接到或接合在一起。除非本文另外指明，否则本文列举的数值范围仅旨在充当个别地指代落在所述范围内的每个独立值的简便方法，并且每个独立值就像在本文中个别地引用那样并入本说明书。除非本文另外指明或者与上下文明显矛盾，否则本文所述的所有方法都可以按照任何合适的顺序进行。除非另外提出权利要求，否则本文所提供的任何和全部示例或示例性语言(如“例如”)仅仅旨在更好地举例说明本发明的实施方案，而并不用来限制本发明的范围。说明书中的任何语言都不应理解为表示任何不受权利要求书保护的要素是实施本发明所必需的。

尽管已经以具有一定程度的特定性的示例性形式示出和描述了本公开的某些图示实施方案，但是本领域的技术人员将理解，这些实施方案仅作为示例提供，并且在不脱离本发明的实质或范围的情况下可以做出各种改变。因此，本公开旨在覆盖落入本发明的实质和范围内的所有修改、另选构造、改变、替换、变型形式以及部件、结构和步骤的组合和布置，如通常由所附权利要求及其等同物所表达的。

Claims (20)

1.一种用于患者眼睛的眼科手术的系统，包括：

激光源，所述激光源被配置成递送包括多个紫外激光脉冲的紫外激光束，所述多个紫外激光脉冲具有介于320纳米和370纳米之间用以光分解所述眼睛内具有发色团吸光度的一个或多个眼内目标的波长、介于1皮秒和100纳秒之间的脉冲持续时间以及介于0.01微焦耳和500微焦耳之间的脉冲能量；和

光学系统，所述光学系统操作地耦合到所述激光源并且被配置成将所述紫外激光束聚焦为焦斑并将所述焦斑以某种图案引导至所述一个或多个眼内目标中，所述一个或多个眼内目标选自由以下项组成的组：角膜、角膜缘、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成的人工晶状体植入物；所述脉冲能量、所述脉冲持续时间和所述焦斑被配置成使得所述焦斑处的所述紫外激光束的辐照度足以光分解具有发色团吸光度的所述一个或多个眼内目标而不超过形成等离子体和相关联的空化事件的阈值，

其中所述紫外激光束由所述光学系统在所述一个或多个眼内目标处以数值孔径聚焦，所述数值孔径提供了将在与所述激光束对准的Z轴的横向方向上在6mm至10mm的扫描范围内扫描的所述激光束的所述焦斑。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述波长为355nm。

3.根据权利要求1所述的系统，其中所述脉冲持续时间介于400皮秒和700皮秒之间。

4.根据权利要求1所述的系统，其中所述系统的所述数值孔径为0.05至0.4。

5.根据权利要求1所述的系统，其中所述脉冲能量介于0.5微焦耳和10微焦耳之间。

6.根据权利要求1所述的系统，其中所述多个激光脉冲具有介于500赫兹和500千赫兹之间的重复率。

7.根据权利要求1所述的系统，其中所述焦斑的所述直径在所述一个或多个眼内目标内介于0.5微米和10微米之间。

8.根据权利要求1所述的系统，其中所述图案被配置成以选自由以下项组成的组的配置在所述一个或多个眼内目标中产生一个或多个破口：一个或多个角膜松解切口、一个或多个角膜缘松解切口、一个或多个散光角膜切开术、一个或多个角膜瓣、一个或多个角膜移植形状以及一个或多个囊切开术。

9.根据权利要求1所述的系统，其中修正的目标的折射率改变。

10.根据权利要求1所述的系统，其中所述辐照度小于或等于每平方厘米120千兆瓦。

11.根据权利要求1所述的系统，还包括成像系统，所述成像系统通过控制器耦合到所述激光源和光学系统，并且被配置成共焦检测来自所述至少一个或多个眼内目标的背反射光，并且被进一步配置成(1)定位目标结构以及(2)监控与等离子体的形成相关联的空化事件的发生，

其中空化事件的检测导致后续激光脉冲的脉冲能量的减小以避免空化。

12.根据权利要求1所述的系统，其中所述图案包括与所述激光束对准的所述Z轴中的片段，并且所述光学系统包括X-Y扫描设备和Z扫描设备，所述Z扫描设备能够操作以自动沿与所述激光束对准的所述Z轴中的所述片段移动所述焦斑，所述X-Y扫描设备能够操作以将所述焦斑横向移动到所述z轴，并且其中所述激光束在传播到所述X-Y扫描设备之前传播通过所述Z扫描设备。

13.根据权利要求1所述的系统，其中所述数值孔径为0.15。

14.根据权利要求1所述的系统，还包括成像系统，所述成像系统通过控制器耦合到所述激光源和光学系统，并且被配置成共焦检测来自所述至少一个或多个眼内目标的背反射光，从而获得与所述一个或多个眼内目标对应的图像数据，并且

其中所述控制器被配置成至少部分地基于所述图像数据自动生成治疗扫描图案。

15.一种用于患者眼睛的眼科手术的系统，包括：

激光源，所述激光源被配置成递送包括多个紫外激光脉冲的紫外激光束，所述多个紫外激光脉冲具有波长、脉冲持续时间和脉冲能量，其中所述多个紫外激光脉冲具有介于320和370纳米之间用以光分解所述眼睛内具有发色团吸光度的一个或多个眼内目标的波长；和

光学系统，所述光学系统操作地耦合到所述激光源并且被配置成将所述紫外激光束聚焦为焦斑并将所述焦斑以某种图案引导至所述一个或多个眼内目标中，所述一个或多个眼内目标选自由以下项组成的组：角膜、角膜缘、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成的人工晶状体植入物；所述脉冲能量、所述脉冲持续时间和所述焦斑被配置成使得所述焦斑处的所述紫外激光束的辐照度足以光分解具有发色团吸光度的所述一个或多个眼内目标而不超过形成等离子体和相关联的空化事件的阈值，并且

其中所述紫外激光束由所述光学系统在所述一个或多个眼内目标处以小于0.6的数值孔径聚焦。

16.根据权利要求15所述的系统，其中所述系统的所述数值孔径为0.05至0.4。

17.根据权利要求15所述的系统，还包括第二激光源，所述第二激光源被配置成利用介于800纳米和1100纳米之间的波长使所述晶状体破裂。

18.根据权利要求15所述的系统，还包括成像系统，所述成像系统通过控制器耦合到所述激光源和光学系统，并且被配置成共焦检测来自所述至少一个或多个眼内目标的背反射光，并且被进一步配置成定位所述目标结构。

19.根据权利要求15所述的系统，其中所述数值孔径为0.15。

20.根据权利要求15所述的系统，还包括成像系统，所述成像系统通过控制器耦合到所述激光源和光学系统，并且被配置成共焦检测来自所述至少一个或多个眼内目标的背反射光，从而获得与所述一个或多个眼内目标对应的图像数据，并且

其中所述控制器被配置成至少部分地基于所述图像数据自动生成治疗扫描图案。