CN1399529A - 均匀大面积消融的系统和方法 - Google Patents

Abstract

实施眼矫正外科手术用的方法和设备，总体上为使用具有非均匀能量分布图的激光束(114)将激光束导向患者眼睛(118)的目标区域。由于消融的速率局部性地随跨越光束的横截面(34)变化，所以此能量分布图被修整，以便利用准分子激光系统的每一激光脉冲实现均匀的消融深度(20)。

Description

均匀大面积消融的系统和方法

                      发明背景

本发明涉及实施眼矫正外科手术用的方法和系统。具体说，本发明涉及提供激光束的手术方法和系统，该激光束具有一种能量分布图，它被设计成能导致眼睛组织消融到总体上是均匀的深度。

当前在眼科中对角膜施行手术以矫正视力缺陷所使用的是基于紫外和红外激光器的系统。这些过程，通常称作为光致折光(photorefractive)角膜切除术，一般使用紫外或红外激光束从角膜上除去基质组织的显微层以改变它的折射率。在紫外激光消融过程中，辐射在光致分解过程中消融角膜组织，这并不对邻近或下层的组织造成热损伤。在照射表面上的分子被分裂成较小的挥发碎片而不会加热剩余的基质。消融的机理是光化学的，即分子间键的直接断裂。消融去掉了基质组织以便为各种目的而改变角膜的外形或形状，例如矫正近视、远视和散光。这样的系统和方法公开于下列的专利和专利申请中，这些公开在此引用供参考：1987年5月19日颁发的美国专利4,665,913“眼科手术用的方法”；1987年6月2日颁发的美国专利4,669,466“分析和矫正眼睛的不正常折光误差用的方法和设备”；1988年3月22日颁发的美国专利4,732,148“实施眼科激光手术用的方法”；1988年9月13日颁发的美国专利4,770,172“激光刻蚀角膜的光学使用部分的方法”；1988年9月27日颁发的美国专利4,773,414“激光刻蚀角膜的光学使用部分的方法”；1987年10月16日提交的美国专利申请序列号109,812“激光手术方法和设备”；1992年11月17日颁发的美国专利5，163,934“光致折光角膜切除术”；1995年1月4日提交的美国专利申请序列号08/368,799“时间和空间光束集成用的方法和设备”；1993年10月15日提交的美国专利申请序列号08/138,552“组合的圆柱形和球形的眼睛矫正用的方法和设备”，1993年5月7日提交的美国专利申请序列号08/058,599“使用偏置成像的折光误差激光处理用的方法和系统”；以及1999年4月30日提交的美国专利申请序列号09/303,810“消融具有部分重叠且曲率一致的凹坑的表面的方法和系统”(代理人文件号18158-011400)。

屈光外科手术通常利用激光消融以便有选择地去除角膜组织，从而重新刻蚀角膜以减轻近视、远视、散光或其它折光方面的缺陷。这种再刻蚀通常将不同量的激光能量跨越角膜照射。激光器经常是产生含有一系列激光脉冲的光束，而激光系统通常变更这些脉冲的尺寸、形状及/或位置以实现预定的再刻蚀。

在激光眼外科手术系统中所用的激光器经常产生具有高斯能量分布图的光束，如跨越激光束的横截面时所测量到的那样。这些系统经常包含光学元件(有时称为积分元件)，它们修改能量分布以形成更均匀的图形。遗憾的是，与本发明相关的工作已发现，当使用跨越其横截面具有均匀延伸的能量分布的图形的激光束以去除或刻蚀眼睛组织时，其结果是不均匀的消融深度。参见附图的图1，具有均匀能量分布图的激光束示于10，所得到的非均匀的切除深度示于20。这种不均匀的切除深度降低了再刻蚀过程的总体精度，从而限制了这些新系统的好处。

鉴于上面所述，希望能为激光眼科手术提供改进的设备、系统和方法。同样还希望这些改进不会增加激光系统的复杂性和成本，而且要利用在消融术中反映实际经验的激光消融算法或处理草案，而不是依靠简化的理论消融深度计算。如果这些改进并不延长总的处理时间并且减少单独消融的次数将更是有利的，这些单独的消融被用来实现所希望的再刻蚀，以避免外加的消融边缘所引起的表面粗糙性。

                     发明概要

按照本发明的一个方面，提供一种实施眼矫正外科手术用的方法，该方法包括：将一激光束导向患者眼睛的角膜区域，该激光束具有一横截面积；并修整跨越激光束横截面积延伸的能量分布图来提供具有非均匀能量分布图的最终的激光束，从而当该横截面积的激光束被导向患者眼睛的角膜区域时总体上将导致均匀的消融深度。

该修整步骤可以包括使激光束所具有的位于中心的较高能量的区域被周围的较低能量区所包围。

该方法还可包括产生跨越其横截面积延伸的大体上为高斯能量分布图的激光束，而且该修整步骤改变此高斯分布图以提供最终的能量分布图。

该修整步骤可包括将该激光束导向而通过一衍射光学元件。

该激光束的横截面积可以是圆形的。

该方法可包括让激光束通过一总体上为旋转对称的孔径。

该总体上为旋转对称的孔径可以由在离开角膜区域的距离上成象的可变光阑来限定，以便在该角膜区域形成该可变光阑的离焦的像。

作为替代，该总体上为旋转对称的孔径可以由在角膜区域上成像可变光阑来限定，该方法包括将此成像的可变光阑旋转。

该激光束可以包括在给定位置上的一系列脉冲，该方法包括在各激光束脉冲之间按角度移动可变光阑。

最终激光束的横截面积可以与跨越眼睛的整个手术位置延伸的上皮层的面积相对应，以便导致跨越此整个手术位置的上皮层被均匀地消融。

该方法可以包括使用最终的激光束以均匀地消融跨越整个手术位置的上皮层，然后有选择地屏蔽激光束的部分横截面积，以便在上皮层被均匀地消融后蚀刻眼睛的至少一部分基质表面到所需要的形状。

按照本发明的另一方面，提供一种眼矫正外科手术系统，包括一激光器以产生一具有横截面积和跨越该横截面积延伸的能量分布图的激光束；以及一设置在该激光束中的光学元件，其修整该激光束的能量分布图以提供具有非均匀的最终能量分布图的最终激光束，当该横截面积的激光束导向患者眼睛的角膜区时将产生总体上是均匀的消融深度。

最终的能量分布可以具有位于中心的较高能量区被周围的较低能量区所包围。

该激光束可以具有跨越其横截面积延伸的总体上是高斯的能量分布图。

该光学元件可以包括衍射光学元件，激光束通过该元件以产生最终的激光束。

该最终激光束的横截面积可以是圆形的。

该眼矫正外斜手术系统还可以包括限定一总体上为旋转对称孔径的装置。

该眼矫正外科手术系统还可以包括一将离焦的可变光阑象导向患者眼睛的成象系统。

该旋转对称孔径可以由成象的可变光阑限定，且该系统还包括与成象的可变光阑相关联的驱动装置，以使该成象的可变光阑围绕激光束的轴线按角度位移。

最终激光束的横截面积可以对应于跨越眼睛的整个手术位置延伸的上皮层的面积，以导致跨越整个手术位置的上皮层的均匀的消融。

该眼矫正外科手术系统还可以包括一用于有选择地屏蔽部分激光束的掩模装置，以便在上皮层被均匀地消融后刻蚀基质表面。

                    附图简介

现在将以举例方式参考附图说明本发明，在这些图中：

图1表示一激光束的原理侧视图，它具有跨越其横截面积均匀延伸的能量分布图，还表示在患者眼睛上得到的非均匀深度的消融面积；

图2表示按照本发明的激光束的原理侧视图，它具有跨越其横截面积的非均匀延伸的能量分布图，并表示在患者眼睛上得到的均匀深度的消融面积；

图3表示一指明按照本发明的眼矫正外科手术的原理图；

图3A和3B从原理上说明由激光器产生的激光束垂直横截面上的能量分布图；

图3C说明包括衍射光学元件和透镜的光束能量修整装置；

图4表示一激光束的原理侧视图，它具有跨越其横截面积均匀延伸的能量分布图，该激光束用于消融跨越整个手术位置延伸的上皮层的一个面积；

图5表示在上皮层被图4的激光束消融后所得到的消融的原理侧视图；以及

图6表示在实施对初始过多去除的矫正后，图5所得到的消融的原理侧视图。

图7和8从原理上说明了按照本发明的原理，在LASIK再刻蚀过程中使用不均匀的激光束形成均匀消融的方法。

                     特定实施例的说明

参阅附图中的图1，一个总体上由参考数字10所指明的激光束在跨越其横截面积14延伸时具有均匀的能量分布图，该图形原理上用参考数字12表示。该激光束10在眼矫正外科手术过程中被用来消融患者的眼睛。患者眼睛的一部分眼睛表面用参考数字22来指明。激光束10的横截面积典型地是圆的。已发现，当这样的激光束10被用在眼矫正手术过程中时，会形成一个非均匀深度的消融面积。参考数字20表明由激光束10在患者眼睛上所形成的典型的非均匀深度的消融面积。具体说，消融的深度在中心区域是最浅的而在围绕中心区域的周围区域是最深的。应该理解，为了说明的目的图1中的消融的非均匀深度是夸张的。

现在参考图2，按照本发明的激光束总体上由参考数字30表示。激光束30在跨越其横截面积34上具有非均匀延伸的能量分布图，原理上表示为32。激光束30的横截面积34典型地是圆的。跨越横截面积34的能量分布在位于中心的区域较高而在围绕其周围区域则较低。激光束30的能量分布图被安排成在眼睛手术过程中能产生对眼睛组织均匀深度的消融，如参考数字40所表示的那样。

参见附图中的图3，按照本发明的眼矫正外科手术系统总体上用参考数字110来表示。系统110被安排成产生激光束30。

系统110包括一激光束产生源112。源112典型地产生一个如114所表明的激光束，它在跨越光束的第一横截面3A-3A上延伸典型地具有高斯能量分布图，如图3A所示，激光束114的第二横截面3B-3B上典型地具有更均匀的能量分布图115x，如图3B所示。

合适的消融用激光束源包括发射紫外光的准分子、自由电子和固态激光器和脉冲红外激光器。合适的能量源发射被组织强力吸收的能量使得大多数能量被组织的约1μm深度中所吸收。合适的准分子激光器的例子是氩氟化物准分子激光器，它发射波长为193nm的紫外光。合适的固态激光器的例子是产生波长为213nm的紫外光的激光器，它是由具有基本波长为1064nm的钇铝柘榴石(YAG)激光器来的5次谐波所产生的。合适的红外激光器的例子是一种铒YAG激光器，它产生具有波长为2.9微米的光能。下面的专利说明合适的消融用的能量源，这些专利的全部说明在此引用作参考：美国专利5,782,822(Telfair)和美国专利5,520,679(Lin)。

系统110还包括总体上表示为116的修整器装置。修整器装置116修整激光束114跨越横截面积延伸的高斯能量分布图以提供一个最终的激光束，它是激光束30，它被安排成具有非均匀的能量分布图以便当该最终的激光束30的横截面积典型地用来部分地切除示于118的患者眼睛的角膜区域时，会导致总体上是均匀的消融深度。

如参考附图的图2所说的那样，激光束30在跨越其横截面积延伸中被修整成具有这样的能量分布图，它具有在中心位置的较高能量密度的区域并由周围较低能量密度的区域所包围。修整装置116典型地具有光学元件的形式。在激光束114具有高斯能量分布的情况下，该光学元件典型地具有衍射光学元件的形式，它修整高斯能量分布图以减少中心位置的能量密度而增加它周围的能量密度。

一示范性的修整器装置116更详细地图示于图3C中。激光束114最初通常包括基本上是矩形的横截面光束114a。如上所述，沿着光束114a的第一横截面的强度大体上是均匀的，而沿着较短的垂直横截面的强度则基本上是高斯型的。光束114a被导向具有大体上是平面体316的衍射元件312，它包括一个透明部分318，该透明部分接收并衍射传送该激光束。从衍射元件312发出的经衍射的光束114b沿着光束轴线行进经过一个正的或会聚的透镜322，它将衍射的光束会聚。会聚的光束114c再沿着光束轴线继续前述以产生所需要的能量分布32和横截面积34。

在此示范的实施例中，透明部分318具有总体上是矩形的形状，其尺寸能接受整个矩形光束114a。对于不是矩形的光束，透明部分318可以改成圆形、正方形、或其它合适的形状。衍射元件312的透明部分318具有蚀刻在透明介质上的衍射图案。该透明介质可以是类似于玻璃的石英材料。透明介质希望是对光束114基本上不吸收和不反射的。示范性的透明介质包括石英玻璃，水晶、氟化镁、氟化钙、氟化锂、蓝宝石，或类似材料。

在透明介质318上的衍射图形被设计成将高斯分布的激光束转化成经修整的能量分布，这种分布在跨越光束的横截面积上仍然是非均匀的，但它从角膜组织上消融掉一均匀的消融深度。对所需能量分布的计算可以通过测量由均匀能量分布所实现的跨越消融的消融深度来实现，并按照局部的消融速度来局部地调整能量分布以便提供一个均匀的消融深度。

会聚光束114c的横截面形状可以是圆形的、矩形的，或其类似形状。对于激光眼科手术，通常希望的是圆形的横截面积。

衍射图案的结构可以在很大程度上取决于激光器所产生的光束114a的形状、空间强度分布以及波长。衍射图案可以包括许多合适地隔开的蚀刻区，例如线、点或其类似形状。对于具有在约193纳米附近的短波长的准分子激光器而言，在衍射图案中的蚀刻区域的间隔最好要小而精确，并且可以用已知的蚀刻技术来形成，例如透明部分118材料的干蚀刻法。

用于空间及/或时间积分以提供均匀的能量分布的示范性相关衍射光学元件，在共同未决的1998年1月29日提交的美国专利申请序列号09/015,841中(其详细公开在此引用作参考)中有全面说明。可替代的光束能量修整元件116可包括这样的系统，它含有透镜、棱镜、包括聚合物、液体、或胶体及其类似物在内的能量吸收材料。用于空间积分以提供基本上均匀的能量分布的示范性二元光学元件，是由北卡罗来纳州Charlotte的数字光学元件公司设计的，不过其它精于衍射光学设计技术的公司也能生产类似的光栅。这样的光栅可以通过，例如，改变在衍射元件312或其类似元件上的衍射图案来改变在会聚透镜322、衍射元件312、和空间积分平面之间的间距而被修改，以产生本发明的均匀的消融深度。另外的可提供所希望的能量分布图的光束能量修整器装置，也可以在结构上类似于在1999年4月30日提交的共同未决的美国专利申请09/303,810中更详细说明的，其详细说明在此引用作参考。还有另外的光束能量分布修整元件可以具有类似于在美国专利5,610,733中所说明的那些结构，其全部说明也在此引作参考。

系统110还包括一在121处限定一旋转对称孔径的装置120。此旋转对称孔径121可以由成象的光阑来限定。然后提供一与成象的光阑相联系的驱动装置122，以驱动成象光阑使其围绕激光处理的轴线130移动。驱动装置122被安排成驱动成象的光阑以顺序的方式在激光束30的各脉冲之间移动，从而在对眼睛进行手术过程中防止形成非对称约不规则性。系统110还可以包括成象透镜124以便在眼睛118附近形成孔径121的象。

作为替代，旋转对称孔径121可以由将一离焦的光阑象导向患者眼睛上的成象系统限定。在一种应用中，眼矫正外科手术系统110可以有利地用于均匀地消融延伸跨越患者眼睛的整个手术位置的上皮层面积。

当跨越其横截面积为均匀延伸的能量分布的激光束用于消融跨越手术位置上延伸的暴露面积时，经常会发生过多地去除了周围部分，典型地是导致过多的去除了基质组织。参阅附图的图4至6，当在210产生的激光束穿过孔径212而使消融用的辐照214被导向位于角膜C上的基质层S的上皮层E时，已经发现。如照射上皮层E的时间足以去除在中心线CL处的该层的全部厚度时，将导致过多地去除在周围区域P的角膜材质，如图5所示。可以看到，在周围区域P的上皮层E被完全去除掉。另外，在周围区域P的一部分基质层S也被去除掉。在矫正处理之前的这种对暴露的基质表面的重新成形能对此后的处理起有害的作用。虽然基质表面这种初始的、不是有意的重新成形可以补偿，例如在近视的情况下，通过增加后继的激光处理来增加其屈光度(使平坦)，但是这种组合的最初去除基质材料和然后的对初始去除的矫正导致在基质层中形成凹陷或凹坑W，如图6所示。虽然这样的结果还没有发现在临床上有重要意义，但去除比实现所需的角膜重新成形所需数量更多的角膜材料是不希望的。

利用本发明的激光束30，可以更加均匀地去除上皮层。如此前所叙述的，这是通过修整跨越激光束的横截面积能量分布图以提供一最终激光束而实现的，当将该最终激光束导向跨越整个手术位置延伸的跨过上皮层的面积时，就会均匀地消融上皮层以使基质暴露而不会过分地去除周围的基质组织。

在上皮层被这样去除后，该同一个激光束可以通过按照已知方法有选择地屏蔽部分的激光束30以用来刻蚀基质层。这可以典型地通过有选择地屏蔽光束的环形周围区域以生成一个可变直径的光束来实现。应该指出，激光束的提高了能量的中心区域可能会导致总体的消融的深度随着直径的减少而以可控的方式增加。这典型地可以在例如折光角膜切除术的消融中利用系统110的切除脉冲导向算法来补偿，它在较小的切除直径时提供相对较少的激光束脉冲。在这种情况下，系统110典型地是通过一个处理器来控制的，该算法是编程到处理器中的以便在激光束脉冲的数量和导向眼睛以实现给定的消融深度的光束直径之间产生一个合适的操作关系。

由非均匀的激光束所提供的均匀消融深度可以提供多种激光眼科疗法，包括激光原地角膜切除术(LASIK)，光致折光角膜切除术(PRK)，光治疗角膜切除术(PTK)，及类似疗法。LASIK的过程原理性地示于图7和8中，一般涉及用显微角膜切除法切开角膜C并移走角膜组织的一个瓣F，以暴露基质。如上所述，具有非均匀能量分布32的激光束30(通常包括一或多个脉冲)在跨越激光束横截面积的基质组织中形成均匀深度的消融40。通过改变照射在基质表面上光束30的尺寸、形状及/或位置，就可以实现对角膜的灵活的再刻蚀。当瓣F重新定位时，此瓣重新附着在处理过的表面上，使得组合的总体消融术将改变治疗过的眼睛的折光特性以改善视力。

虽然本发明是特别参照跨越整个手术位置的均匀消融作了说明，但应该理解，将激光束修整成对应于均匀深度的消融的非均匀能量图案的同样原理，也可以用于涉及到跨越手术位置的使激光顺序扫描的再刻蚀过程中。在这种情况下，手术位置的局部化部分是按照预定的顺序处理的以再刻蚀整个位置。这样，将激光束修整到具有相应于均匀的消融深度的非均匀能量分布图也可以用于仅对应于部分手术位置的激光束直径。

虽然本发明已经具体地参照其优选实施例进行表示及说明，但熟悉本技术的人们应理解，可以对其作出各种形式和细节的改变而不会背离在所附权利要求中所限定的本发明的精神和范围。

Claims (21)

1.一种实施眼矫正外科手术的方法，该方法包括：

将一激光束导向患者眼睛的角膜区域，该激光束具有一横截面积；以及

修整跨越激光束横截面积延伸的能量分布图来提供具有非均匀能量分布图的最终激光束，以便当该横截面积的激光束导向患者眼睛的角膜区域时总体上将导致均匀的消融深度。

2.如权利要求1所述的实施眼矫正外科手术的方法，其中该修整步骤包括使激光束所具有的位于中心的较高能量的区域被周围的较低能量区域所包围。

3.如权利要求2所述的实施眼矫正外科手术的方法，还包括产生跨越其横截面积延伸的大体上为高斯能量分布图的激光束，该修整步骤改变此高斯分布图以提供最终的能量分布图。

4.如权利要求3所述的实施眼矫正外科手术的方法，其中该修整步骤包括将该激光束导向而通过一衍射光学元件。

5.如权利要求1所述的实施眼矫正外科手术的方法，其中该激光束的横截面积是圆形的。

6.如权利要求1所述的实施眼矫正外科手术的方法，还包括让该激光束通过一总体上为旋转对称的孔径。

7.如权利要求6所述的实施眼矫正外科手术的方法，其中该总体上为旋转对称的孔径是由在离开角膜区域的距离上成像的可变光阑限定的，以便在该角膜区域形成该可变光阑的离焦的象。

8.如权利要求7所述的实施眼矫正外科手术的方法，其中该总体上为旋转对称的孔径是由在角膜区域上成象的可变光阑所限定的，该方法包括旋转此成象的可变光阑。

9.如权利要求8所述的实施眼矫正外科手术的方法，其中该激光束包括在给定位置上的一系列脉冲，该方法包括在各激光束脉冲之间按角度移动可变光阑。

10.如权利要求2所述的实施眼矫正外科手术的方法，其中最终激光束的横截面积与跨越眼睛的整个处理目标位置延伸的上皮层面积相对应，以便导致跨越此整个位置的上皮层被均匀地消融。

11.如权利要求10所述的实施眼矫正外科手术的方法，包括使用最终的激光束以均匀地消融跨越整个处理目标位置的上皮层，然后有选择地屏蔽激光束的部分横截面积，以便在上皮层被均匀地消融之后蚀刻眼睛的至少一部分基质表面到所需的形状。

12.一种眼矫正外科手术系统，包括一激光器以产生一具有横截面积和跨越该横截面积延伸的能量分布图的激光束；以及一设置在该激光束中的光学元件，其修整该激光束的能量分布图以提供具有非均匀的最终能量分布图的最终激光束，当该横截面积的激光束导向患者眼睛的角膜区时将产生总体上是均匀的消融深度。

13.如权利要求12所述的眼矫正外科手术系统，其中最终的能量分布具有位于中心的较高能量区被周围的较低能量区所包围。

14.如权利要求12所述的眼矫正外科手术系统，其中该激光束具有在跨越其横截面积延伸的总体上是高斯的能量分布图。

15.如权利要求12所述的眼矫正外科手术系统，其中该光学元件包括衍射光学元件，激光束通过它以产生最终的激光束。

16.如权利要求12所述的眼矫正外科手术系统，其中最终激光束的横截面积是圆形的。

17.如权利要求12所述的眼矫正外科手术系统，它还包括限定一总体上为旋转对称孔径的装置。

18.如权利要求17所述的眼矫正外科手术系统，还包括一将离焦的可变光阑象导向患者眼睛的成象系统。

19.如权利要求17所述的眼矫正外科手术系统，其中该旋转对称孔径是由成象的可变光阑限定的，且该系统还包括与该成象的可变光阑相关联的驱动装置，以使该成象的光阑围绕激光束的轴线按角度移动。

20.如权利要求12所述的眼矫正外科手术系统，其中最终激光束的横截面积对应于跨越眼睛的整个手术位置延伸的上皮层的面积，以导致跨越整个手术位置的上皮层的均匀的消融。

21.如权利要求20所述的眼矫正外科手术系统，还包括一用于有选择地屏蔽部分激光束的掩模装置，以便在上皮层被均匀地消融之后刻蚀基质表面。

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