CN110121321A - 使用偏振敏感性光学相干断层成像术来切割瓣的系统和方法 - Google Patents

使用偏振敏感性光学相干断层成像术来切割瓣的系统和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN110121321A
CN110121321A CN201880005727.5A CN201880005727A CN110121321A CN 110121321 A CN110121321 A CN 110121321A CN 201880005727 A CN201880005727 A CN 201880005727A CN 110121321 A CN110121321 A CN 110121321A
Authority
CN
China
Prior art keywords
oct
sample
polarization
detector
valve
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN201880005727.5A
Other languages
English (en)
Inventor
M·阿尔-贾兹
C·本德尔
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Novartis AG
Original Assignee
Novartis AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Novartis AG filed Critical Novartis AG
Publication of CN110121321A publication Critical patent/CN110121321A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F9/00825—Methods or devices for eye surgery using laser for photodisruption
    • A61F9/00836—Flap cutting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F9/00825—Methods or devices for eye surgery using laser for photodisruption
    • A61F9/0084—Laser features or special beam parameters therefor
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02001—Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties
    • G01B9/02011—Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties using temporal polarization variation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A61B2090/373—Surgical systems with images on a monitor during operation using light, e.g. by using optical scanners
    • A61B2090/3735—Optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00844—Feedback systems
    • A61F2009/00851—Optical coherence topography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00861—Methods or devices for eye surgery using laser adapted for treatment at a particular location
    • A61F2009/00872—Cornea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00878—Planning
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00897—Scanning mechanisms or algorithms

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)

Abstract

本披露提供了一种使用偏振敏感性光学相干断层成像术(PS‑OCT)在激光眼科手术中切割瓣的系统和方法。所述系统包括PS‑OCT系统、飞秒激光器、控制装置、以及处理器。所述PS‑OCT系统包括PS‑OCT源、偏振部件、参考反射器、分束器、波片、以及检测器。所述处理器接收在所述检测器处接收到的与PS‑OCT反射光束的干涉图样有关的数据、确定所述样本的相对纤维取向、基于所述相对纤维取向来确定是否应水平地或竖直地调节由所述飞秒激光器产生的用于切割所述瓣的光致破裂图案、并且可以生成由所述飞秒激光器产生的用于调节所述光致破裂图案的控制信号。本披露进一步提供了一种使用PS‑OCT来切割眼睛上的瓣的方法。

Description

使用偏振敏感性光学相干断层成像术来切割瓣的系统和方法
技术领域
本披露涉及光学相干断层成像术(“OCT”)，更具体地涉及使用由偏振敏感性光学相干断层成像术(“PS-OCT”)生成的数据在眼科手术中切割瓣的系统和方法。
背景技术
在眼科学中，每年对数万名患者的眼睛和附属视觉结构进行眼科手术以拯救和改善视力。然而，考虑到视力对眼睛的甚至小变化的敏感度以及许多眼睛结构的微小而脆弱的性质，难以进行眼科手术，并且甚至小的或不寻常的手术错误的减少或手术技术的精度或准确度的小幅改进都可以对患者术后的视力产生巨大的不同。
一种类型的眼科手术——眼睛屈光手术——用于矫正各种视力问题。一种常见类型的屈光手术被称为LASIK(激光辅助原位角膜磨镶术)，并且用于矫正近视和远视、散光或更复杂的屈光不正。其他眼科手术可以矫正角膜缺陷或其他问题。例如，可以单独或与LASIK结合使用准分子激光治疗性角膜切割术(“PTK”)以去除患病的角膜组织或角膜不规则性。另一种常见的眼科手术是去除白内障。
在LASIK、PTK、白内障手术和其他眼科手术期间，通常在诸如角膜基质或晶状体之类的眼睛内部部分上而不是在眼睛表面上进行矫正性手术。这种做法倾向于通过使矫正性手术针对眼睛的最有效部分、通过保持角膜的外部保护部分大体上完整以及出于其他原因来改善手术结果。
可以以各种方式进入眼睛的内部部分，但是频繁的进入将牵涉到切割角膜中的瓣或以其他方式切割角膜。通常通过使用光致破裂来制造切口的飞秒激光器来进行角膜切割，消除了与较慢的激光器相关的对周围组织的附带损伤以及与诸如刀片之类的机械切割器械相关的并发症。飞秒激光器的脉冲性质将角膜组织以点缀图案进行汽化，所述点缀图案对应于当激光器被脉冲启动时光束焦点的位置，而在飞秒激光器在脉冲之间关掉时留下与光束焦点的位置相对应的完好角膜组织。通常，脉冲飞秒激光器仅开启非常短的脉冲时间。然后，在飞秒激光器被再次脉冲启动之前，光束焦点移动至角膜内的新位置。这产生一系列小的光致破裂点(典型地，平均大小为几微米)。典型地，小的光致破裂点也间隔开几微米。如此形成的点缀图案(“光致破裂”图案)使得角膜组织被有效切割，从而允许例如瓣被脱离并提起，同时减小飞秒激光器对角膜组织的损害。
因此，飞秒激光器可以用于在微观水平上切开组织。当切割瓣时，重要的是外科医师要具有关于待切割组织和仅使用手术显微镜无法有效看到的眼睛内部结构的额外信息。
发明内容
本披露提供了一种使用PS-OCT来切割眼睛角膜中的瓣的系统，所述系统包括：PS-OCT系统、处理器和飞秒激光器，所述飞秒激光器可操作来产生用于切割眼睛角膜中的样本中的瓣的光致破裂图案、并且连接至控制装置，所述控制装置可操作来调节由飞秒激光器产生的光致破裂图案。PS-OCT系统包括可操作来产生PS-OCT源光束的PS-OCT源、可操作来控制PS-OCT源光束的偏振的偏振部件、以及分束器。所述分束器可操作来将PS-OCT源光束分成沿样本臂行进直至被样本反射而形成样本反射光束的样本光束、以及沿参考臂行进直至被参考反射器反射而形成参考反射光束的参考光束；并且可操作来将样本反射光束和参考反射光束组合以形成PS-OCT反射光束。PS-OCT系统进一步包括在样本臂上的波片，所述波片可操作来将样本光束转换成具有已知偏振态的偏振光，使得偏振样本光束入射到样本上。PS-OCT系统进一步包括检测器，所述检测器可操作来接收PS-OCT反射光束、检测PS-OCT反射光束的干涉图样、并且生成与所述干涉图样有关的数据。所述处理器可操作来接收与PS-OCT反射光束的干涉图样有关的数据、基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维取向、基于所述样本部分的相对纤维取向和纤维密度来确定是否应水平地或竖直地调节所述光致破裂图案、当确定应调节所述光致破裂图案时，生成可操作来水平地或竖直地调节所述光致破裂图案的控制信号、并且将所述控制信号发送到连接至所述飞秒激光器的控制装置。
在除非明确排他、否则可以彼此组合的另外的实施例中：所述偏振器是竖直偏振器或水平偏振器；所述检测器是包括竖直偏振敏感性检测器和水平偏振敏感性检测器的双检测器系统，并且，所述系统进一步包括：偏振分束器，所述偏振分束器可操作来将所述PS-OCT反射光束分成竖直偏振分量和水平偏振分量，所述竖直偏振分量指向所述竖直偏振敏感性检测器，并且所述水平偏振分量指向所述水平偏振敏感性检测器；所述检测器是包括水平偏振敏感性且竖直偏振敏感性的组合式检测器的单检测器系统；所述处理器进一步可操作来确定所述样本的相对纤维取向是否小于用户指定阈值，并且当所述相对纤维取向小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号；所述处理器进一步可操作来：基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维密度；确定相对纤维密度是否小于用户指定阈值，并且当所述相对纤维密度小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号；所述用于调节所述光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度；并且所述处理器进一步可操作来：生成并发送反射所述偏振样本光束的样本部分的图形表示；并且其中，所述系统进一步包括可操作来呈现所述图形表示的显示器。
本披露进一步提供了一种使用偏振敏感性光学相干断层成像术(PS-OCT)来切割眼睛角膜中的瓣的方法。所述方法包括：在PS-OCT系统的检测器处接收PS-OCT反射光束的干涉图样，所述PS-OCT反射光束包括组合的样本反射光束与参考反射光束，所述样本反射光束由眼睛角膜中的样本部分反射，并且所述参考反射光束从参考反射器反射；基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维取向、基于所述相对纤维取向来确定是否应水平地或竖直地调节由飞秒激光器产生的用于切割所述样本中的瓣的光致破裂图案；当确定应调节所述光致破裂图案时，生成可操作来水平地或竖直地调节所述光致破裂图案的控制信号；并且将所述控制信号发送到连接至所述飞秒激光器的控制装置，所述控制装置可操作来调节所述光致破裂图案。
在除非明确排他、否则可以彼此组合的另外的实施例中：所述PS-OCT系统的检测器是包括竖直偏振敏感性检测器和水平偏振敏感性检测器的双检测器系统，并且，所述PS-OCT系统进一步包括：偏振分束器，所述偏振分束器可操作来将所述PS-OCT反射光束分成竖直偏振分量和水平偏振分量，所述竖直偏振分量指向所述竖直偏振敏感性检测器，并且所述水平偏振分量指向所述水平偏振敏感性检测器；所述PS-OCT系统的检测器是包括水平偏振敏感性且竖直偏振敏感性的组合式检测器的单检测器系统；所述方法进一步包括：确定所述相对纤维取向是否小于用户指定阈值；并且当所述相对纤维取向小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号；所述方法进一步包括：基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维密度；确定所述相对纤维密度是否小于用户指定阈值；并且当所述相对纤维密度小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号；所述用于调节所述光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度；并且所述方法进一步包括：生成反射所述样本光束的样本部分的图形表示；并且将所述图形表示发送到显示器。
以上系统可以与以上方法一起使用，反之亦然。此外，本文中描述的任何系统可以与本文中描述的任何方法一起使用，反之亦然。
附图说明
为了更加彻底地理解本发明及其特征和优点，现在参考结合附图的以下说明，这些附图并非成比例，相同的附图标记指示相同的特征，并且在这些附图中：
图1是PS-OCT系统的示意图；
图2A是由PS-OCT生成的猪虹膜的经数字处理的图像；
图2B是在图2A中成像的相同猪虹膜的组织学图像，所述组织学图像示出了前基质中血管的位置；
图3A是由非偏振敏感性OCT生成的鸡肌腱的经数字处理的图像；
图3B是在图3A中成像的相同鸡肌腱由PS-OCT生成的经数字处理的图像；
图4A是由非偏振敏感性OCT生成的鼠尾的经数字处理的图像；
图4B是在图4A中成像的相同鼠尾由PS-OCT生成的经数字处理的图像；
图5A是由非偏振敏感性OCT生成的暴露鼠足的经数字处理的图像；
图5B是在图5A中成像的相同暴露鼠足由PS-OCT生成的经数字处理的图像；
图6是使用PS-OCT在激光眼科手术中切割瓣的系统的示意图；并且
图7是使用PS-OCT在眼科手术期间切割眼睛角膜中的瓣的方法的流程图。
具体实施方式
在以下说明中，通过举例的方式阐述了细节以便于讨论所披露的主题。然而，本领域普通技术人员应了解的是，所披露的实施例是示例性的而不是所有可能的实施例的穷举。
所披露的系统和方法用于使用由PS-OCT生成的数据来切割眼睛角膜中的瓣。所述系统包括PS-OCT系统、产生光致破裂图案的飞秒激光器和可以调节由所述飞秒激光器产生的光致破裂图案的控制装置、以及处理器。所述PS-OCT系统包括：产生PS-OCT源光束的PS-OCT源、偏振部件、参考反射器、分束器、波片、以及检测器。所述处理器接收在所述检测器处接收到的与PS-OCT反射光束的干涉图样有关的数据、(基于样本部分的双折射特性)来确定所述样本部分的相对纤维取向、并且基于反射所述样本光束的样本部分的相对纤维取向来确定是否应水平地或竖直地调节由所述飞秒激光器产生的光致破裂图案。如本文关于眼睛所使用的，“水平”是指X-Y平面(被定义为大致垂直于角膜顶点的平面)内的X方向和Y方向，并且“竖直”是指Z平面(被定义为大致垂直于X-Y平面的平面)内的Z方向。所述处理器可以在确定应调节由所述飞秒激光器产生的光致破裂图案时，生成用于水平地或竖直地调节所述光致破裂图案的控制信号。所述控制信号可以被发送到连接至所述飞秒激光器的控制装置以调节所述光致破裂图案。
本披露进一步提供了一种使用PS-OCT来切割眼睛角膜中的瓣的方法。所述方法包括：首先在PS-OCT系统的检测器处接收PS-OCT反射光束的干涉图样，所述PS-OCT反射光束包括组合的样本反射光束与参考反射光束，所述样本反射光束由样本反射，并且所述参考反射光束从参考反射器反射。所述方法进一步包括：(基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性)来确定所述样本部分的相对纤维取向、基于所述相对纤维取向来确定是否应水平地或竖直地调节由飞秒激光器产生的用于切割所述样本上的瓣的光致破裂图案；当确定应调节所述光致破裂图案时，生成可操作来水平地或竖直地调节所述光致破裂图案的控制信号；并且将所述控制信号发送到连接至所述飞秒激光器的控制装置，所述控制装置可操作来调节所述光致破裂图案。
PS-OCT是功能成像方法，这是OCT的扩展。PS-OCT通过另外使用样本的光偏振特性来提供额外的对比度与组织辨别(相对于仅测量反射率的传统OCT方法)以辨别与所述样本有关的进一步信息。样本可以是生物样本、比如人眼。PS-OCT是基于以下概念：一些组织可以改变入射光的偏振态。PS-OCT可以用于可视化眼睛的某些偏振特性，例如双折射、衰减和去偏振。由于眼睛的若干结构或层(包括角膜、视网膜上皮和视网膜神经纤维层)改变入射光的偏振态，因此PS-OCT图像(本文还称为图形表示)可以呈现组织特异性对比度，以允许用户确定偏振特性，比如纤维对齐和纤维密度。
PS-OCT可以用于测量与组织中的纤维取向直接相关的组织双折射。角膜组织的纤维取向与角膜的生物力学完整性和稳定性直接相关。通常，组织双折射是具有折射率(光传播速度)的材料的光学性质，所述折射率取决于光的偏振与传播方向。在PS-OCT中，组织双折射可以通过测量入射在样本上和从样本反射的光的相位延迟随组织深度的变化来确定。在样本中，组织双折射通常是由不能被常规OCT系统解决的狭窄纤维结构引起。这样的OCT系统仅考虑反射光或反向散射光的强度。
如本文描述的将PS-OCT整合在激光眼科手术中是有利的，因为在许多外科手术中，例如LASIK中，保持角膜的生物力学完整性和稳定性是重要的，因为这样的手术依赖于角膜组织以最小的术后干预或没有术后干预进行愈合。因此，优选的是在角膜组织具有强的纤维对齐的地方作出切口，因为纤维对齐对于角膜的生物力学完整性和稳定性是必不可少的。虽然可能期望在具有强纤维对齐和密度的组织中切割瓣，但最优选的可能是避开纤维对齐较弱的部分，即使这些纤维是致密的，因为纤维对齐较弱或受损的那些部分将具有弱的生物力学稳定性。
例如，在LASIK手术中，外科医生首先用飞秒激光器来切割角膜前表面中的瓣以允许进入眼睛内部、然后可以用准分子激光器对眼睛进行消融。瓣通常尽可能薄地被切割，以保持角膜的生物力学完整性和稳定性。在大多数角膜瓣中，飞秒激光器将在上皮和鲍曼氏膜下方切割并且在切口中包括至少一些角膜薄片。角膜薄片包括构成角膜基质的胶原纤维层。因此，优选的是将瓣切割成包括仍为了创建功能瓣而需要的最小量的致密的角膜基质交联胶原纤维。因为用户必须能够剥落瓣以允许准分子激光器充分进入，因此功能瓣必须能够被剥落而不会撕裂或对眼睛造成额外的创伤。此外，创建功能瓣之后的术后愈合受限于上皮组织的再生，同时维持后角膜形态。眼睛的前房受压。因此，当瓣切割损害角膜基质的机械完整性时，后角膜上的压力将使角膜组织变形，从而导致不良且不可预测的手术结果。
在切割瓣时保持角膜的生物力学完整性和稳定性是项挑战，因为角膜薄片的密度朝着角膜的前表面增大。因此，用于切割瓣的飞秒激光器必须穿透角膜的致密前表面，其深度足以使外科医生可以在不撕裂瓣的情况下将其剥落，而且，其深度仅是为了产生功能瓣同时保持患者快速愈合的能力所必须的。通过实施PS-OCT，所披露的系统和方法可视化角膜基质的纤维对齐以通过确定和调节瓣被切割的深度来控制角膜瓣厚度。
目前的飞秒激光器只能被编程为在用户输入的或者由系统和对接配置所确定的恒定预定深度处切割瓣。由于瓣在几秒钟内被切割，并且眼睛有时对接到系统，因此这样的系统在进行切割时通常不能进行调节。典型地，在所编程的深度处切割整个瓣，并且仅提供关于切割深度的结构反馈。因此，这样的系统不能区分具有不同纤维对齐或密度水平的基质结构。
相比之下，所披露的系统和方法提供了对角膜层的实时可视化，以确定具有最高胶原纤维交联和密度的那些角膜层。实时可以指在少于半秒内、在少于一秒内、或以其他方式在少于用户对可视信息或声学信息的正常反应时间内。例如，可以使用由此类系统和方法产生的数据来在切割瓣时调节飞秒激光器。由于PS-OCT扫描可以非常快速地执行，例如每秒产生至少数万个轴向扫描，因此这样的系统和方法可以生成数据以在创建瓣时将其优化。在这个实例中，PS-OCT可以揭示，鉴于角膜基质的纤维取向或密度，先前的关于切割瓣的测量和计划不准确或不是最佳。另外，在手术期间可能出现严重不准确，例如眼球转动和患者定位变化。当出现任何这些情况时，鉴于保持角膜组织的生物力学稳定性，所披露的系统和方法可以调节瓣的切割形状、瓣的切割深度、或者可以改变瓣的多个部分的厚度。
通过调节飞秒激光器所产生的光致破裂图案以例如通过在角膜基质的纤维缺乏对齐或密度的位置处将瓣的深度最小化来调节瓣切割，所披露的系统和方法可以降低患者术后并发症的风险、并且改善手术结果。所生成的PS-OCT数据可以由外科医生(1)在术前使用、(2)在外科手术期间使用、以及(3)在术后分析中使用。在术前，与纤维对齐和密度有关的数据可以用于评估患者是否是激光治疗的良好候选者。所述数据还可以用于确定为了产生功能瓣而需要的切割深度、并且用于确定可以或应改变瓣的深度的位置，以补偿增大的术后并发症风险和由于对角膜组织的物理创伤而导致难以愈合的风险。在手术开始时，可以使用所述数据来确认自术前分析以来眼睛的重要参数未发生变化而使得患者不再是激光治疗的良好候选者。在手术期间，可以使用所述数据来总体改变或仅在某些地方改变切割深度，以补偿例如术前测量中的误差、或与飞秒激光器对接期间患者移动或未对齐相关的误差。在术后，可以将术前PS-OCT图像与随后生成的PS-OCT图像进行比较，以评估角膜是否恰当地愈合。
OCT是用于对至少部分地可反射光的样本(比如，生物组织)进行结构检查的干涉分析技术。OCT系统可以用于基于由来自参考反射器的反射光束与来自样本的反射光束之间的相互作用所产生的干涉图样，来确定距离和深度曲线以及其他信息。
在OCT系统中，单一OCT源光束被分束器分成两个分量光束：传播到样本并至少部分地被其反射的样本光束、以及传播到参考反射器并被其反射的参考光束。每个分量光束典型地被反射回到分束器并被组合，但是某些OCT系统可能不需要每个反射光束返回到分束器来进行组合。当样本反射光束和参考反射光束组合时，产生干涉图样，这可以用于测量样本的距离和深度曲线以及其他信息并且用于对样本光束所透过的内部靶结构进行成像。在眼科手术中，OCT系统可以用于例如提供高分辨率的视网膜截面视图。
OCT系统通常依赖于反向散射的反射光的强度。这些OCT系统不能直接区分不同组织类型、并且难以区分组织层。当眼部疾病导致视网膜层受损、扭曲、移位或破坏时，这尤其成问题。因此，由PS-OCT提供的任何额外的组织辨别在眼部疾病的诊断、手术治疗的规划、以及此类治疗的执行中具有重要价值。
除了由反射光携带的信息之外，还通过利用偏振光携带的信息，PS-OCT提供增强的组织辨别和样本特性的定量测量。为了通过使用PS-OCT来测量样本的偏振特性，典型地用已知偏振态的光来照射样本、或者用处于多个具有已知关系的偏振态的光来照射样本。例如，可以用庞大的光学系统来照射样本，或者由PS-OCT源产生的光可以经由光纤传播到样本，所述光纤可以是保偏(PM)光纤。当使用PS-OCT光源时，它产生PS-OCT源光束，所述源光束首先经过具有已知偏振的偏振纤维传播。PS-OCT偏振源光束接着被分束器分成两个分量光束：传播到样本(样本臂)并至少部分地被其反射的样本光束、以及传播到参考反射器(参考臂)并被其反射的参考光束。由于PS-OCT是偏振敏感的，因此每个分量光束可以穿透或接触某些波片、滤光器、反射镜、或透镜，取决于特定的PS-OCT配置。在每个分量光束分别被样本和参考反射器反射之后，它们可以在分束器处重新组合以形成PS-OCT反射光束。当样本反射光束和参考反射光束重新组合时，形成干涉图样。PS-OCT反射光束指向偏振敏感性检测器，所述偏振敏感性检测器检测PS-OCT反射光束的反射偏振光并且生成与之有关的数据。所述数据可以被发送至处理器并且被其用于确定反射所述样本光束的组织的某些偏振特性、比如纤维取向。
现在参照附图，图1是PS-OCT系统100的示意图。如图所示，PS-OCT系统100包括PS-OCT光源105、偏振部件110、分束器115、参考反射器120、偏振分束器125、竖直偏振敏感性检测器130、水平偏振敏感性检测器135、以及波片145。在图1中，系统100还包括偏振系统150。
PS-OCT源105产生PS-OCT源光束，所述源光束经过竖直偏振器110传播至分束器115。偏振部件110可以控制PS-OCT源光束的偏振。如图所示，偏振部件110是竖直偏振器(下文中称为竖直偏振器110，在图1中)，并且偏振系统150是位于22.5度的四分之一波片(“QWP”)(下面详细描述的)。PS-OCT光源可以是例如超发光二极管、超连续谱激光器、或扫描源激光器。虽然被标记为PS-OCT光源，但是PS-OCT源105可以是适合于OCT成像的任何光源。在系统100中，所描述的任何光束可以由光纤传播。例如，光可以由传统的(非PM)单模光纤传播，并且可以实施调制器来区分组织与系统中的偏振变化。替代性地，光可以由保偏(PM)光纤传播，这允许光在两个线性正交通道(快速和慢速)中传播。正交光的每个线性通道通常垂直于另一个线性通道(即，快通道垂直于慢通道)。
在离开PS-OCT源105时，PS-OCT源光束典型地是偏振光，这意味着偏振光是通常在单个平面中振荡的光。相比之下，非偏振光是在多于一个平面内振荡的光。当PS-OCT源光束穿透竖直偏振器110时，到达分束器115的透射光被竖直偏振，这意味着所述光仅在竖直方向上振荡。竖直偏振器110是一种线性偏振器，其另一个实例是水平偏振器，其中透射光仅在水平方向上振荡。当应用于线性偏振光时，术语“竖直”和“水平”分别指代波在其传播的光轴中振荡的方向。线性偏振器可以是吸收性偏振器，用于吸收不希望的偏振态并发射所选择的偏振态。例如，竖直偏振器吸收不希望的偏振态，包括水平偏振态，并且仅发射竖直偏振态。替代性地，线性偏振器可以是分束偏振器，用于将非偏振光分成两个分量光束，每个分量光束具有相反的偏振态(即，一个分量光束将具有竖直偏振态，而另一个分量光束具有水平偏振态)。
虽然在图1中偏振部件110被描述为竖直偏振器，但是偏振部件110可以替代性地是水平偏振器、或具有已知偏振态的其他偏振器，尽管使用竖直或水平偏振器可以促进分析所生成的与PS-OCT反射光束有关的数据。偏振部件110的重要性在于接收入射的PS-OCT源光束并且发射具有已知偏振的PS-OCT偏振源光束。类似地，波片145和偏振系统150的重要性在于接收入射光束并发射具有已知偏振的光束，如下面将详细描述的。因此，一些PS-OCT系统可以不包括偏振系统150，这取决于系统的配置。例如，当在参考臂上离开分束器的光束是正交的(例如，离开分束器115的光处于45度角并且波片145相对于在样本光束上传播的光的竖直或水平偏振成0度定向)时，可以不使用偏振系统150。
当竖直偏振的PS-OCT源光束到达分束器时，所述源光束被分成两个分量光束：传播到样本并至少部分地被其反射的偏振样本光束、以及传播到参考反射器并被其反射的偏振参考光束。样本光束可以被称为在样本臂160上传播，并且参考光束可以被称为在参考臂170上传播。如下面详细描述的，参考光束的偏振态是已知的，因为参考反射器的光学特性是已知的，并且因为参考光束的偏振态是已知的。在图1中，参考光束的偏振态是已知的，因为参考光束在到达参考反射器之前借助于偏振系统150被转换，以在重新进入分束器时产生具有相等强度的两个正交的偏振分量。偏振系统150可以是QWP，例如处于22.5度的QWP。每个分量光束典型地被反射回到分束器115并被组合，但是某些PS-OCT系统可能不需要每个反射光束返回到分束器来进行组合。
当样本光束沿着样本臂160透射时，它穿透波片145然后到达样本101。如图所示，波片145是QWP，并且样本101是人眼。波片145将样本光束的线性竖直偏振光转换为具有已知偏振态的圆偏振光。虽然系统100被描述为使用QWP，但是其他系统可以实现其他类型的波片，例如半波片(“HWP”)或全波片(“FWP”)。波片、也称为延迟器，是改变穿透其的光波的偏振态的光学装置。具体地，波片是光学透明材料，其将偏振光束分解成两个正交分量(即，彼此成直角)；延迟一个分量相对于另一个分量的相位；并且将这些分量重新组合成具有改变的偏振特性的单一光束。例如，HWP使线性偏振光的偏振方向偏移，并且QWP可以将线性偏振光转换为圆偏振光，反之亦然，或者可以将线性偏振光转换为椭圆偏振光，反之亦然。波片由双折射材料、例如石英或云母构成，以致使折射率基于穿透其的光的不同取向而不同。波片的光学行为取决于许多因素而变化，例如波片的厚度、入射光的波长、以及折射率的变化。例如，取决于波片的厚度，沿着两条轴线具有偏振分量的光以不同的偏振态发射。通过改变这些参数，此类波片可以通过在光波的两个偏振分量之间引入受控的相移来改变入射光的偏振。
如图1所示，波片145位于45度处，这意味着偏振部件(在此是竖直偏振器110)的透射轴线被选择成使得入射在波片上的线性偏振光在波片145的快轴与慢轴之间的中间(45度角处)。因此，波片145将线性竖直偏振光转换为圆偏振光。类似地，当参考光束沿着参考臂170透射时，所述光穿透偏振系统150然后到达参考反射器120。在图1中，偏振系统150是位于22.5度处的QWP，这意味着线性偏振光的透射轴线被定位成使得波片的快轴和慢轴不同，从而使得偏振系统150所透射的光是椭圆形的。替代性地，偏振系统150可以是法拉第旋转器，这是基于法拉第效应的偏振旋转器。通常，法拉第旋转器能够旋转入射光的偏振态，因为入射光的一种偏振与法拉第旋转器材料处于铁磁共振，这导致其相速度高于另一个的相速度。
当每个反射分量光束在分束器处组合时，它们形成PS-OCT反射光束，并且产生干涉图样。PS-OCT反射光束指向偏振分束器(“PBS”)125。如图所示，PBS 125将PS-OCT反射光束分成被竖直偏振且指向竖直偏振敏感性检测器130的分量、以及被水平偏振且指向水平偏振敏感性检测器135的分量。在其他实例中，系统100可以实施单检测器，所述单检测器可以检测被竖直偏振和水平偏振的PS-OCT反射光两者。单检测器系统可以包括水平偏振敏感性且竖直偏振敏感性的组合式检测器。单检测器系统和双检测器系统分别产生相对相似的反射率(OCT)图像和双折射(PS-OCT)图像。
如图1所示，每个检测器可以检测干涉图样、以及相应地PS-OCT反射光束、并且生成与之有关的数据。此数据可以被发送至处理器(未示出)并且可以被处理以生成关于样本的信息，包括组织的纤维取向和密度。由于组织的纤维取向和密度至少经由双折射而影响入射光(这里是样本光束)的偏振，因此可以确定样本反射光束的相位延迟随组织深度的变化。与样本反射光束的相位延迟有关、与参考反射光束的相位延迟有关的此数据提供了与样本光束所透过的组织的纤维取向和密度直接有关的信息。通常，组织双折射随纤维对齐、取向和密度的增大而增大，因此与参考反射光束相比，样本反射光束的相位延迟不同。
在系统100的每个检测器130和135处生成的数据可以被发送到处理器(未示出)、并且例如用于生成在反射所述样本光束的眼睛101部分处的角膜组织的图形表示。例如，可以在显示器上呈现图形表示，所述显示器可以是显示屏或平视显示器。基于反射所述样本光束的样本部分处的角膜组织的双折射特性，此类图形表示可以指示角膜组织的相对纤维取向和纤维密度。这样的图形表示可以提供用户反馈，以用于手动控制或调节瓣切割、用于规划瓣切割程序、或用于确定患者是否是此类飞秒激光器手术的合适候选者。
在自由空间PS-OCT系统和基于PM光纤的PS-OCT系统中，维持干涉仪中的偏振态。因此，通常实施波片，因为在波片中发生的偏振变换是已知的。相比之下，对于单模光纤系统，系统本身中存在未知的偏振变换，并且因此波片典型地不是高效的。在此类单模光纤系统中，替代性的途径是调制光的偏振态、并且用不同的偏振对组织的同一地方多次轮询、并且重构以在组织双折射与系统双折射之间区分的方式生成的数据。
虽然未在图1中示出，但是可以对系统100实施具有额外部件。例如，可以使用各种圆偏振器来创建圆偏振光、或者替代性地来可选择地吸收或透射顺时针或逆时针圆偏振光。在另一个实例中，可以实施额外的波片、滤光器、偏振部件、偏振系统、反射镜或透镜，取决于所选择的PS-OCT配置。并且，在单模光纤系统中，通常可以实施偏振调制器来在组织与系统中的偏振变化之间进行区分。
图1的PS-OCT系统100是PS-OCT系统的示例性配置。另一个示例性PS-OCT配置可以包括PS-OCT光源，所述光源产生PS-OCT源光束，所述源光束经过偏振调制器传播至干涉仪，在所述干涉仪处，所述源光束被分成指向参考物的参考光束以及指向样本的样本光束，并且当样本反射光束和参考反射光束组合时，它们指向检测器。另一个示例性PS-OCT配置可以包括PS-OCT光源，所述光源产生PS-OCT源光束，所述源光束传播至干涉仪，在所述干涉仪处，所述源光束被分成指向参考物的参考光束和指向样本的样本光束。参考光束从参考物反射并且穿透偏振部件，所述偏振部件将返回的参考光束的偏振态转换成具有两个相等的正交偏振分量(即，相等的竖直分量和水平分量)的偏振态。样本光束在接触样本并被其反射之前穿透偏振调制器。样本反射光束和参考反射光束两者相组合，它们指向检测器。
图2A是由PS-OCT生成的猪虹膜的经数字处理的图像205，并且图2B是相同的猪虹膜的组织学图像255，示出了前基质中血管的位置。通过比较图2A和图2B，这些图像例示了高纤维对齐导致高的局部延迟，并且低纤维对齐导致低的局部延迟。确切地，在图2中的位置260处，由于血管的存在，前基质的胶原纤维具有高纤维对齐，这导致胶原纤维在其中对齐。当与图1的对应位置210比较时，PS-OCT图像示出了前基质处的高局部延迟，因为与位置205相比，图像205在位置210处的阴影显著更浅。与位置210相比，位置205显示后基质处的低局部延迟，因为图像205的阴影显著更深。图1的位置205对应于图2的位置265，这指示在没有血管的情况下胶原纤维在后基质中未对齐。图2A和图2B一起例示了，例如如图1所述的PS-OCT可以用于确定与样本(在此是猪虹膜)的双折射特性有关的某些偏振特性。
图3A是由非偏振敏感性OCT产生的鸡肌腱的经数字处理的图像305，并且图3B是在图3A中成像的相同鸡肌腱由PS-OCT生成的经数字处理的图像355。PS-OCT图像355例示了，具有高纤维对齐的组织(比如，位置360处的肌腱)与具有低纤维对齐的组织(比如，在位置365处的肌腱上方且在位置370处下方的结缔组织)之间的显著对比。相比之下，由于OCT图像305仅考虑反射强度而不考虑偏振，因此它在具有高纤维对齐的组织与具有低纤维对齐的组织之间呈现显著较小的对比。
图4A是由非偏振敏感性OCT生成的鼠尾的经数字处理的图像405，并且图4B是相同鼠尾由PS-OCT生成的经数字处理的图像455。与OCT图像405相比，PS-OCT图像455清楚地示出了由组织双折射引起的条纹图案。确切地，位置460处的肌腱具有高纤维对齐、并且因此具有高双折射性。位置460处的肌腱显示为在位置465处的中间动脉旁边的明亮结构。OCT图像405与PS-OCT图像455的比较例示了，与非偏振敏感性OCT相比，PS-OCT提供了更大的组织辨别力和关于组织的额外信息。
图5A是由非偏振敏感性OCT生成的暴露鼠足的经数字处理的图像505，并且图5B是相同暴露鼠足由PS-OCT生成的经数字处理的图像555。与OCT图像505相比，PS-OCT图像555清楚地示出了由于鼠足的伸肌腱的组织双折射引起的条纹图案。确切地，伸肌腱560具有高纤维对齐、并且因此具有高双折射性。在OCT图像505中不容易辨别这些伸肌腱。因此，OCT图像505和PS-OCT图像555的比较还例示了，与非偏振敏感性OCT相比，PS-OCT提供了更大的组织辨别力和关于组织的额外信息。
图6是使用PS-OCT在激光眼科手术中切割瓣的系统600的示意图。系统600包括连接至处理器650和存储器655的PS-OCT系统605。处理器650还经由控制装置625连接至飞秒激光器620，所述控制装置可以调节由飞秒激光器产生的光致破裂图案。飞秒激光器620可以产生用于切割样本上的瓣的光致破裂图案。如图所示，处理器650也连接至显示器630。PS-OCT系统605可以与图1所描述的PS-OCT系统100相同、或者可以是具有额外的、更少的或替代的部件的类似PS-OCT系统。在图6中，虽然未示出，但是PS-OCT系统605包括PS-OCT光源、偏振部件、分束器、偏振系统(在此是处于22.5度的QWP)、参考反射器、波片(在此是处于45度的QWP)、以及PBS。所述偏振部件控制PS-OCT源光束的偏振。PS-OCT系统605还包括竖直偏振敏感性检测器610和水平偏振敏感性检测器615，这两者均连接至处理器650。
如图1所描述的，PS-OCT光源产生PS-OCT源光束，所述源光束经过偏振部件传播至分束器。偏振部件接收入射的PS-OCT源光束、并且发射具有已知偏振的PS-OCT偏振源光束。在分束器处，PS-OCT偏振源光束被分成两个分量光束：传播到样本并至少部分地被其反射的偏振样本光束、以及传播到参考反射器并被其反射的偏振参考光束。样本光束可以被称为在样本臂上传播，并且参考光束可以被称为在参考臂上传播。
在图6中，在样本臂上，在到达样本之前，样本光束穿透波片(在此为处于45度的QWP)，所述波片将样本光束转换成具有已知偏振态的偏振光，使得偏振样本光束入射到样本上。类似地，在参考臂上，在到达参考反射器之前，参考光束透过偏振系统(在此为处于22.5度的QWP)，所述偏振系统将返回的参考光束的偏振态转换为具有两个相等的正交偏振分量的偏振态。在其他实例中，取决于PS-OCT系统的配置，可以不实施偏振系统。这些分量光束中的每一个光束(样本光束和参数光束)典型地被反射回到分束器并被组合，但是某些PS-OCT系统可能不需要每个反射光束返回到分束器来进行组合。
当样本反射光束和参考反射光束在分束器处组合时，它们形成指向PBS的PS-OCT反射光束。在PBS处，PS-OCT反射光束被分成被竖直偏振且指向竖直偏振敏感性检测器610的分量、以及被水平偏振且指向水平偏振敏感性检测器615的分量。虽然被描述为双检测器系统，但是系统600可以被配置为单检测器系统，其中的单检测器检测被竖直偏振和水平偏振的PS-OCT反射光两者。单检测器系统可以包括水平偏振敏感性且竖直偏振敏感性的组合式检测器。如图6所示，检测器410和415各自生成与PS-OCT反射光束的干涉图样有关的数据并且将所述数据发送至处理器650。
处理器650可以处理所述数据以基于反射所述样本光束的样本(眼睛601)部分的双折射特性来确定所述样本部分的某些偏振特性、比如相对纤维取向。处理器650可以进一步基于反射所述样本光束的样本部分的相对纤维取向来确定是否应水平地或竖直地调节由飞秒激光器620产生的光致破裂图案。如本文关于眼睛所使用的，“水平”是指X-Y平面(被定义为大致垂直于角膜顶点的平面)内的X方向和Y方向，并且“竖直”是指Z平面(被定义为大致垂直于X-Y平面的平面)内的Z方向。处理器650可以在确定应调节由飞秒激光器620产生的光致破裂图案时，生成用于水平地或竖直地调节光致破裂图案的控制信号。所述控制信号可以被发送至控制装置625以调节所述光致破裂图案。
如上所述，当切割角膜上的瓣时，重要的是保持角膜的生物力学完整性和稳定性，以最小化对组织的创伤并且在很少或没有干预的情况下促进术后愈合。系统600可以通过调节使用由PS-OCT系统605生成的数据而用以切割瓣的光致破裂图案来控制或调节瓣的深度或形状。处理器650可以在确定应调节由飞秒激光器产生的光致破裂图案时生成用于通过调节所述光致破裂图案来调节瓣的深度或形状的控制信号、并且将所述控制信号发送至飞秒激光器620的控制装置625。在一个实例中，所述处理器可以进一步被配置用于确定相对纤维取向是否小于用户指定阈值，并且当所述相对纤维取向小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号。在另一个实例中，所述处理器可以进一步被配置用于：基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维密度；确定相对纤维密度是否小于用户指定阈值，并且当所述相对纤维密度小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号。在这两个实例中，所述用于调节所述光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度。
通过调节瓣切割的深度或调节瓣切割的形状，通过调节纤维对齐小于测量、计算或预期值的位置处的光致破裂图案，方法700可以优化瓣切割，由此保持角膜组织的生物力学完整性和稳定性。在另一个实例中，系统600还可以优化瓣切割以考虑在手术期间可能出现的严重不准确性，例如眼球转动或患者定位变化。
在系统600中，处理器650可以进一步被配置用于使用所述数据来生成在反射所述样本光束的眼睛部分处的组织的图形表示。可以在显示器630呈现图形表示，所述显示器可以是显示屏或平视显示器。这样的图形表示基于角膜组织的双折射指示了角膜组织的纤维取向。由于角膜组织的纤维取向至少经由双折射而影响入射光(样本光束)的偏振，因此可以确定样本反射光束的相位延迟随组织深度的变化。通常，组织的双折射随着纤维取向的增大而增大，并且因此与参考反射光束相比，样本反射光束的相位延迟不同。
可以在术前使用由系统600的PS-OCT系统生成的数据，以评估患者是否是激光治疗的良好候选者。此类数据可以进一步用于检查角膜的特征，以确定为了产生功能瓣而需要的切割深度、并且用于确定可以或应改变瓣的深度的位置，以补偿增大的术后并发症风险和由于对角膜组织的物理创伤而导致难以愈合的风险。可以在手术期间使用术前生成的数据来确认自术前分析以来眼睛的重要参数未发生变化而使得患者不再是激光治疗的良好候选者。在术后，可以将先前的PS-OCT图像(术前以及手术期间生成的图像)与随后生成的PS-OCT图像进行比较，以评估角膜是否恰当地愈合。
处理器650可以包括例如微处理器、微控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、或被配置为解释和/或执行程序指令和/或处理数据的任何其他数字或模拟电路系统。在一些实施例中，处理器650可以解释和/或执行存储在存储器中的程序指令和/或处理存储在存储器655中的数据。存储器655可以被部分地或整体地配置成应用存储器、系统存储器、或两者。存储器655可以包括被配置成保持和/或容纳一个或多个存储器模块的任何系统、装置、或设备。每个存储器模块可以包括被配置用于将程序指令和/或数据保留一段时间的任何系统、装置、或设备(例如，计算机可读介质)。所描述的各种服务器、电子装置、或其他机器可以包括一个或多个相似的这种处理器或存储器，用于存储和执行实施相关联的机器的功能的程序指令。
图7是使用PS-OCT在激光眼科手术中切割瓣的方法700的流程图。在步骤705，在PS-OCT系统的检测器处接收PS-OCT反射光束的干涉图样。PS-OCT反射光束包括组合的样本反射光束与参考反射光束。样本反射光束被样本部分所反射，并且参考反射光束从PS-OCT系统的参考反射器反射。样本可以是生物组织。如图7所描述的，样本是人眼。步骤705中的检测器可以是单或双检测器系统。双检测器系统包括竖直偏振敏感性检测器和水平偏振敏感性检测器，并且PS-OCT系统可以进一步包括偏振分束器，所述偏振分束器将PS-OCT反射光束分成竖直偏振分量和水平偏振分量，所述竖直偏振分量指向竖直偏振敏感性检测器，并且所述水平偏振分量指向水平偏振敏感性检测器。单检测器系统可以包括水平偏振敏感性且竖直偏振敏感性的组合式检测器。
在步骤710，基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性，来确定反射所述样本光束的样本部分的相对纤维取向。由于反射所述样本光束的眼组织的纤维是双折射的，因此在接触样本之后样本光束的任何偏振变化提供关于此组织的偏振特性的信息，例如，纤维取向和纤维。通常，组织双折射随着纤维取向的增大而增大，并且因此与参考反射光束相比，样本反射光束的相位延迟不同。
在步骤715，基于反射所述样本光束的样本部分的相对纤维取向，来确定是否应水平地或竖直地调节由飞秒激光器产生的用于切割所述样本上的瓣的光致破裂图案。通过调节飞秒激光器所产生的光致破裂图案，方法700可以基于在步骤710确定的相对纤维取向来调节瓣切割的深度或瓣切割的形状。例如，如果确定眼睛的特定部分的纤维取向较弱或以其他方式受损，则可以确定应调节光致破裂图案以总体减小或仅在一个部分中减小瓣的深度、或调节瓣的形状以围绕这个弱的或受损部分进行切割。
当在步骤715确定应调节由飞秒激光器产生的光致破裂图案时，在步骤720，生成用于调节光致破裂图案的控制信号，所述调节通过经由连接至飞秒激光器的控制装置来调节飞秒激光器来实现，所述控制装置能够调节所述光致破裂图案。在这个实例中，所述用于调节光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度，与光致破裂图案是否调节瓣切割的深度或形状无关。在步骤725，控制信号可以被发送到连接至飞秒激光器的控制装置以调节光致破裂图案。
例如，如果在步骤710确定组织的纤维取向与某些用户限定参数不同，并且在步骤715确定应调节光致破裂图案，则连接至飞秒激光器的控制装置可以被配置用于实时调节光致破裂图案。在这个实例中，在瓣切割手术过程中可以确定组织具有相对低的纤维对齐，使得对角膜组织的生物力学稳定性存在显著风险。在这些情形下，可以将瓣的深度调节到仍能产生功能瓣而需要的最小深度。在另一个实例中，可以优化瓣的深度以考虑在手术期间可能出现的严重不准确性，例如眼球转动或患者定位变化。另外，例如，如果在步骤710确定组织的纤维取向与某些用户限定参数不同，则替代性地或除了调节瓣的深度之外，飞秒激光器还可以被配置用于实时调节光致破裂图案，这可以致使瓣的深度或形状被实时调节。通过调节瓣的深度或形状，通过调节光致破裂图案，飞秒激光器可以避开检测到对角膜组织的生物力学稳定性具有显著风险的组织部分，从而在产生瓣时将其优化。
在一个实例中，方法700可以进一步包括确定相对纤维取向是否小于用户指定阈值，并且当相对纤维取向小于用户指定阈值时，生成用于调节光致破裂图案的控制信号。在另一个实例中，方法700还可以包括确定相对纤维取向或纤维密度是否小于用户指定阈值，并且当相对纤维取向或纤维密度小于用户指定阈值时，生成用于调节光致破裂图案的控制信号。在这两个实例中，所述用于调节所述光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度。
方法700可以进一步包括生成反射所述样本光束的样本部分的图形表示、并且将所述图形表示发送到显示器。这样的图形表示可以是经数字处理的PS-OCT图像，例如如图2A、图3B、图4B或图5B所示。
可以在图1或图6的系统或任何其他合适的系统中实施方法700。此类方法的优选初始化点以及其步骤的顺序可以取决于选择的实施方式。在一些实施例中，一些步骤可以任选地省略、重复、或组合。在一些实施例中，此类方法的一些步骤可以与其他步骤并列执行。在某些实施例中，方法可以部分地或全部地在实施在计算机可读介质中的软件上执行。
以上披露的主题应认为是说明性而非限制性的，并且所附权利要求旨在覆盖所有此类修改、增强、以及落入本披露的真实精神和范围内的其他实施例。因此，在法律允许的最大程度上，本披露的范围将由对以下权利要求及其等效物的最宽允许解释来确定并且不应受限于或局限于上述详细说明。

Claims (17)

1.一种使用偏振敏感性光学相干断层成像术PS-OCT来切割眼睛角膜中的瓣的系统，所述系统包括：
PS-OCT系统，所述系统包括：
可操作来产生PS-OCT源光束的PS-OCT源；
可操作来控制所述PS-OCT源光束的偏振的偏振部件；
参考反射器；
分束器，所述分束器可操作来将所述PS-OCT源光束分成沿样本臂行进直至被所述眼睛角膜中的样本反射而形成样本反射光束的样本光束、以及沿参考臂行进直至被所述参考反射器反射而形成参考反射光束的参考光束，并且可操作来将所述样本反射光束和所述参考反射光束组合以形成PS-OCT反射光束；
波片，所述波片可操作来将所述样本光束转换成具有已知偏振态的偏振光，使得偏振样本光束入射到所述样本上；
检测器，所述检测器可操作来接收所述PS-OCT反射光束、检测所述PS-OCT反射光束的干涉图样、并且生成与所述干涉图样有关的数据；以及
飞秒激光器，所述飞秒激光器可操作来产生用于切割所述样本中的瓣的光致破裂图案、并且连接至控制装置，所述控制装置可操作来调节由所述飞秒激光器产生的光致破裂图案；以及
处理器，所述处理器可操作来：
接收与所述PS-OCT反射光束的干涉图样有关的数据；
基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维取向；
基于所述样本部分的相对纤维取向来确定是否应水平地或竖直地调节所述光致破裂图案；
当确定应调节所述光致破裂图案时，生成可操作来水平地或竖直地调节所述光致破裂图案的控制信号；并且
将所述控制信号发送到连接至所述飞秒激光器的控制装置。
2.如权利要求1所述的系统，其中，所述偏振部件是竖直偏振器或水平偏振器。
3.如权利要求1所述的系统，其中，所述检测器是包括竖直偏振敏感性检测器和水平偏振敏感性检测器的双检测器系统，并且其中，所述系统进一步包括
偏振分束器，所述偏振分束器可操作来将所述PS-OCT反射光束分成竖直偏振分量和水平偏振分量，所述竖直偏振分量指向所述竖直偏振敏感性检测器，并且所述水平偏振分量指向所述水平偏振敏感性检测器。
4.如权利要求1所述的系统，其中，所述检测器是包括水平偏振敏感性且竖直偏振敏感性的组合式检测器的单检测器系统。
5.如权利要求1所述的系统，其中，所述处理器进一步可操作来确定所述相对纤维取向是否小于用户指定阈值，并且当所述相对纤维取向小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号。
6.如权利要求5所述的系统，其中，所述用于调节所述光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度。
7.如权利要求1所述的系统，其中，所述处理器进一步可操作来：
基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维密度；
确定所述相对纤维密度是否小于用户指定阈值；并且
当所述相对纤维密度小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号。
8.如权利要求7所述的系统，其中，所述用于调节所述光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度。
9.如权利要求1所述的系统，其中，所述处理器进一步可操作来：生成并发送反射所述样本光束的样本部分的图形表示；并且
其中，所述系统进一步包括可操作来呈现所述图形表示的显示器。
10.一种使用偏振敏感性光学相干断层成像术PS-OCT来切割眼睛上的瓣的方法，所述方法包括：
在PS-OCT系统的检测器处接收PS-OCT反射光束的干涉图样，所述PS-OCT反射光束包括组合的样本反射光束与参考反射光束，所述样本反射光束由眼睛角膜中的样本部分反射，并且所述参考反射光束由参考反射器反射；
基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维取向；
基于所述样本部分的偏振特性确定是否应水平地或竖直地调节由飞秒激光器产生的用于切割所述样本中的瓣的光致破裂图案；
当确定应调节所述光致破裂图案时，生成可操作来水平地或竖直地调节所述光致破裂图案的控制信号；并且
将所述控制信号发送到连接至所述飞秒激光器的控制装置，所述控制装置可操作来调节所述光致破裂图案。
11.如权利要求10所述的方法，其中，所述PS-OCT系统的检测器是包括竖直偏振敏感性检测器和水平偏振敏感性检测器的双检测器系统，并且其中，所述PS-OCT系统进一步包括：
偏振分束器，所述偏振分束器可操作来将所述PS-OCT反射光束分成竖直偏振分量和水平偏振分量，所述竖直偏振分量指向所述竖直偏振敏感性检测器，并且所述水平偏振分量指向所述水平偏振敏感性检测器。
12.如权利要求10所述的方法，其中，所述PS-OCT系统的检测器是包括水平偏振敏感性且竖直偏振敏感性的组合式检测器的单检测器系统。
13.如权利要求10所述的方法，进一步包括：
确定所述相对纤维取向是否小于用户指定阈值；并且
当所述相对纤维取向小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号。
14.如权利要求13所述的方法，其中，所述用于调节所述光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度。
15.如权利要求9所述的方法，进一步包括：
基于反射所述样本光束的样本部分的双折射特性来确定所述样本部分的相对纤维密度；
确定所述相对纤维密度是否小于用户指定阈值；并且
当所述相对纤维密度小于所述用户指定阈值时，生成用于调节所述光致破裂图案的控制信号。
16.如权利要求15所述的方法，其中，所述用于调节所述光致破裂图案的控制信号不致使所述瓣的深度小于为了产生功能瓣而需要的用户指定最小深度。
17.如权利要求10所述的方法，进一步包括：
生成反射所述样本光束的样本部分的图形表示；并且
将所述图形表示发送到显示器。
CN201880005727.5A 2017-01-30 2018-01-11 使用偏振敏感性光学相干断层成像术来切割瓣的系统和方法 Pending CN110121321A (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201762452101P 2017-01-30 2017-01-30
US62/452,101 2017-01-30
PCT/IB2018/050183 WO2018138593A1 (en) 2017-01-30 2018-01-11 System and method for cutting a flap using polarization sensitive optical coherence tomography

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN110121321A true CN110121321A (zh) 2019-08-13

Family

ID=61028125

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880005727.5A Pending CN110121321A (zh) 2017-01-30 2018-01-11 使用偏振敏感性光学相干断层成像术来切割瓣的系统和方法

Country Status (8)

Country Link
US (1) US11007080B2 (zh)
EP (1) EP3573585B1 (zh)
JP (1) JP7050787B2 (zh)
CN (1) CN110121321A (zh)
AU (1) AU2018211563A1 (zh)
CA (1) CA3044169A1 (zh)
ES (1) ES2933898T3 (zh)
WO (1) WO2018138593A1 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111281651A (zh) * 2020-04-02 2020-06-16 华中科技大学 一种产生回转对称面的扫描方法及装置
CN113670827A (zh) * 2021-08-20 2021-11-19 华南师范大学 偏振敏感型光学相干-高光谱显微成像装置及其检测方法

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20210307830A1 (en) * 2018-01-31 2021-10-07 Transenterix Surgical, Inc. Method and Apparatus for Providing Procedural Information Using Surface Mapping
US11000413B2 (en) 2019-02-15 2021-05-11 Amo Development, Llc Ophthalmic laser surgical system and method implementing simultaneous laser treatment and OCT measurement
CN112450873A (zh) * 2020-11-20 2021-03-09 爱博图湃(北京)医疗科技有限公司 用于角膜塑形镜验配的光学相干层析系统
CN114705630B (zh) * 2022-03-24 2024-10-11 华南师范大学 一种基于偏振态层析的光学成像系统和方法

Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030100893A1 (en) * 2001-11-28 2003-05-29 Josef Bille Method for creating a corneal flap
US20050171438A1 (en) * 2003-12-09 2005-08-04 Zhongping Chen High speed spectral domain functional optical coherence tomography and optical doppler tomography for in vivo blood flow dynamics and tissue structure
US20080180683A1 (en) * 2007-01-23 2008-07-31 Volcano Corporation Optical coherence tomography implementation
US20080291463A1 (en) * 2006-06-05 2008-11-27 Board Of Regents, The University Of Texas System Polarization-sensitive spectral interferometry
CN101329162A (zh) * 2007-06-14 2008-12-24 周晟 差分相位解调干涉系统
US20090073387A1 (en) * 2007-09-18 2009-03-19 Meyer Scott A Rnfl measurement analysis
US20100324542A1 (en) * 2007-11-02 2010-12-23 Kurtz Ronald M Method to Guide a Cataract Procedure by Corneal Imaging
US20120327423A1 (en) * 2011-06-23 2012-12-27 Nidek Co., Ltd. Optical coherence tomography apparatus
US20130100456A1 (en) * 2011-04-15 2013-04-25 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for swept-source optical coherence tomography
US20130188135A1 (en) * 2012-01-20 2013-07-25 Canon Kabushiki Kaisha Image processing apparatus and image processing method
US20140171926A1 (en) * 2012-12-18 2014-06-19 Telesto GmbH Laser therapy system and method for treatment of a collagen structure and of varicose blood vessels in an eye
US20150230701A1 (en) * 2012-08-27 2015-08-20 Canon Kabushiki Kaisha Image processing apparatus and image processing method

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6325792B1 (en) * 1991-11-06 2001-12-04 Casimir A. Swinger Ophthalmic surgical laser and method
US5303709A (en) * 1991-12-16 1994-04-19 Dreher Andreas W Retinal eye disease diagnostic system
US5411511A (en) * 1993-11-12 1995-05-02 Hall; Gary W. Method and device for determining placement of keratotomy incisions
US5822035A (en) * 1996-08-30 1998-10-13 Heidelberg Engineering Optische Messysteme Gmbh Ellipsometer
US6208415B1 (en) * 1997-06-12 2001-03-27 The Regents Of The University Of California Birefringence imaging in biological tissue using polarization sensitive optical coherent tomography
US6451006B1 (en) * 2001-02-14 2002-09-17 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh Method for separating lamellae
EP1494575B1 (de) 2002-04-18 2007-09-19 Haag-Streit AG Messung optischer eigenschaften
EP2270447A1 (en) * 2003-10-27 2011-01-05 The General Hospital Corporation Method and apparatus for performing optical imaging using frequency-domain interferometry
WO2006050320A2 (en) * 2004-10-29 2006-05-11 The General Hospital Corporation Polarization-sensitive optical coherence tomography
WO2007149601A2 (en) * 2006-02-01 2007-12-27 The General Hospital Corporation Apparatus for controlling at least one of at least two sections of at least one fiber
EP1986545A2 (en) * 2006-02-01 2008-11-05 The General Hospital Corporation Apparatus for applying a plurality of electro-magnetic radiations to a sample
JP5135324B2 (ja) * 2006-04-05 2013-02-06 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション サンプルの偏光感応性光周波数領域画像形成のための方法、構成およびシステム
EP2129345B8 (en) * 2007-03-13 2014-07-09 Optimedica Corporation Apparatus for creating ocular surgical and relaxing incisions
US9456925B2 (en) * 2007-09-06 2016-10-04 Alcon Lensx, Inc. Photodisruptive laser treatment of the crystalline lens
US20120203215A1 (en) * 2009-10-05 2012-08-09 Peter Riedel Device for ophthalmological laser surgery
DK2542154T3 (da) * 2010-03-05 2020-11-23 Massachusetts Gen Hospital Apparat til tilvejebringelse af elektromagnetisk stråling til en prøve
US20130110095A1 (en) * 2011-10-26 2013-05-02 Brian S. Boxer Wachler Method of correcting vision problems using only a photodisruption laser
US10092189B2 (en) * 2013-05-17 2018-10-09 Ninepoint Medical, Inc. Determining angular orientation for imaging
JP6184232B2 (ja) * 2013-07-31 2017-08-23 キヤノン株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
US9618325B2 (en) * 2013-08-26 2017-04-11 Lumedica Inc. Optical coherence tomography imaging systems and methods
US9689661B2 (en) * 2013-12-03 2017-06-27 The General Hospital Corporation Apparatus and method to compensate for input polarization mode variation
US10568687B2 (en) * 2015-01-16 2020-02-25 The Regents Of The University Of California Integrated intraoperative diagnosis and thermal therapy system
JP6690390B2 (ja) * 2015-04-30 2020-04-28 株式会社ニデック 光コヒーレンストモグラフィー装置

Patent Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030100893A1 (en) * 2001-11-28 2003-05-29 Josef Bille Method for creating a corneal flap
US20050171438A1 (en) * 2003-12-09 2005-08-04 Zhongping Chen High speed spectral domain functional optical coherence tomography and optical doppler tomography for in vivo blood flow dynamics and tissue structure
US20080291463A1 (en) * 2006-06-05 2008-11-27 Board Of Regents, The University Of Texas System Polarization-sensitive spectral interferometry
US20080180683A1 (en) * 2007-01-23 2008-07-31 Volcano Corporation Optical coherence tomography implementation
CN101329162A (zh) * 2007-06-14 2008-12-24 周晟 差分相位解调干涉系统
US20090073387A1 (en) * 2007-09-18 2009-03-19 Meyer Scott A Rnfl measurement analysis
US20100324542A1 (en) * 2007-11-02 2010-12-23 Kurtz Ronald M Method to Guide a Cataract Procedure by Corneal Imaging
US20130100456A1 (en) * 2011-04-15 2013-04-25 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for swept-source optical coherence tomography
US20120327423A1 (en) * 2011-06-23 2012-12-27 Nidek Co., Ltd. Optical coherence tomography apparatus
US20130188135A1 (en) * 2012-01-20 2013-07-25 Canon Kabushiki Kaisha Image processing apparatus and image processing method
US20150230701A1 (en) * 2012-08-27 2015-08-20 Canon Kabushiki Kaisha Image processing apparatus and image processing method
US20140171926A1 (en) * 2012-12-18 2014-06-19 Telesto GmbH Laser therapy system and method for treatment of a collagen structure and of varicose blood vessels in an eye

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111281651A (zh) * 2020-04-02 2020-06-16 华中科技大学 一种产生回转对称面的扫描方法及装置
CN113670827A (zh) * 2021-08-20 2021-11-19 华南师范大学 偏振敏感型光学相干-高光谱显微成像装置及其检测方法

Also Published As

Publication number Publication date
ES2933898T3 (es) 2023-02-14
JP7050787B2 (ja) 2022-04-08
WO2018138593A1 (en) 2018-08-02
EP3573585B1 (en) 2022-10-26
US11007080B2 (en) 2021-05-18
EP3573585A1 (en) 2019-12-04
JP2020505085A (ja) 2020-02-20
CA3044169A1 (en) 2018-08-02
US20180214309A1 (en) 2018-08-02
AU2018211563A1 (en) 2019-05-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN110121321A (zh) 使用偏振敏感性光学相干断层成像术来切割瓣的系统和方法
JP6046774B2 (ja) 術後の眼の光学的性能を改善するための方法および装置
TWI583348B (zh) 眼睛造影之方法及造影系統
KR101735573B1 (ko) 비선형 스캐닝에 의해 수술 타겟 조직을 이미지화하는 방법
RU2580749C2 (ru) Способ и устройство для объединения хирургического лечения катаракты с хирургическим лечением глаукомы или астигматизма
Ducros et al. Polarization sensitive optical coherence tomography of the rabbit eye
JP3554663B2 (ja) 複屈折材の光学的特性の生体内測定システム
US8740889B2 (en) Ophthalmological laser system and operating method
US8246610B2 (en) Apparatus, method and control program for ophthalmological, in particular, refractive laser surgery
US8801184B2 (en) System for the improved imaging of eye structures
US8597283B2 (en) Ophthalmologic laser system and operating method
KR20130122614A (ko) 각막 영상화에 의해 백내장 수술을 유도하는 방법
JP2010538699A (ja) 水晶体の光破壊治療
JP2014012201A (ja) 統合された白内障手術のための方法及び装置
JP2013529977A5 (zh)
JP2010537794A (ja) レーザ手術におけるレーザ誘起保護シールド
TW201010685A (en) Laser device for ophthalmological surgery
JPS6228965Y2 (zh)
加治 et al. Birefringence measurement of cornea and anterior segment by office-based polarizationsensitive optical coherence tomography

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication

Application publication date: 20190813