TW201138715A - Optical coherence tomographic system for ophthalmic surgery - Google Patents

Description

201138715 六、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明係關於造影技術及系統，包括眼科手術之光學斷層 掃描造影系統。 【先前技術】 眼睛可產生許多問題，尤其是老年人，這些問題會減少眼 睛視覺的能力與精準度。眼科醫療追求改善惡化的眼睛功能， 其中一種嚴重的眼睛疾病就是白内障，白内障會導致水晶體起 霧、水晶體混濁不清並且導致視力喪失。白内障手術的主要目 的在於用人造水晶體替代功能有缺陷的天然水晶體，恢復眼睛 的視力。 【發明内容】 …本說明書p描述的光學造影技術與系統根據光學斷層掃 描造影，提供高傳真光學造影，並且在其他顧當巾，可用於 眼科手術以及造影導引手術内的光學造影。 學斷方法可包括下咐驟：械於—頻域光 Γη nrt! ri P 1 D〇main 〇ptical Coherence Tomographic ^ Ϊ 統定健眼睛，觀睛具有ϋ 一第二結 式使用該SD_0CT造影系統對該眼睛造 並且產生廡=月結構的直接影像和鏡射影像的其中之一， 、^生對應至轉—眼睛結構 嶋雜晴域== 分；以及抑構的所選影像之第二影像部 其中之-：n抑制未選取影像的步驟包括下列至少 像，但不顯示該CiU:影像;產生該等未選取影 該等未選取影像。、〜像，或執仃—計算步驟，避免產生 4 201138715 在某些實施當中，該產生第一和第_ 第-和第二影像部分的至少其中之; 一和第二影像部分的其中之-來產梅燦時，轉換該第 生物代表影像。八 q苐一和第二結構的一

造夺t眼睛造影步驟包括調整該SD-OCT 二眼睛結構之直接與鏡射影像，使得可分;上:亥Ϊ 一： J 結構的直接與鏡射影像。 辨》亥第-和第二眼目月 射影㈡一和第二眼輯 目PB主认邮士 Λ ,飞万居辨5亥專衫像的信號特性；運用關於 ΐ!ί1丄ί根據:診斷運用關於該眼睛的知識。 一和第ϋ ^複執行織該參考深度以及分辨該第 矛第叫結構的直接與鏡射影像之該等步驟。 並且ίί些::工’該第一結構為該眼睛水晶體的前囊層， ’ °亥第一、、，°構為该眼睛水晶體的後囊層。 中’該眼睛的造影步驟包括調整該SD-OCT 度’使得該第一影像部分、該第二影像部分 象的深度順序為下列其中之一：該角膜的直接影 旦二二ΐΐ的·^接影像-該後囊層的鏡射影像；該角膜的直接 後囊層的鏡射影像該前囊層的直接影像；以及該後囊 層的鏡射影該細的直接影像·該前囊層的直接影像。

，某些實施當巾，該輯的綠步魏括破該SD_0CT =系統的參考深度’使得該第一影像部分、該第二影像部分 1 ^ Ί細影像的深度順料下列其中H細的鏡射影 二亥5*層的鏡射雜*層的直彡像；該角膜的鏡射 ^像-該後囊層的直接影像-該前囊層的鏡射影像；以及該後囊 曰的直接景該角膜的鏡射影像_該前囊層的鏡射影像。 在某些實/施當中，該調整參考深度的步驟包括調整該 -OCT造影系統的一參考鏡射之位置；以及調節該sD 〇CT 201138715 造影系統的一延遲元件。 在某些實施當中’該眼睛造影步驟包括内差式造旦, 度的‘考深 在某些實施合中/第構位於該造影範圍内。 ’該調整步驟包括調整該造影範圍位於 5]:=當中’該調整步驟包括調整該造影範圍位於該 些中’該眼睛造影步驟包括調整將近一隹點、菜 =R_gh絶圍’導致該造影範圍小於該吻喻範圍^ 深度深度的步驟包括調整該參考 在某些實施當巾’該定純睛 :，睛依靠到該瓜〇CT鍋統的至二= ‘低或將“眼睛相對於該SD_0CT造影系統的一移動範圍降^ (二譜儀型⑽ 立平眼睛的造影包括建立單一續描、建 立靖描的至少其中之!^線建立Z-掃描或在一光栅圖案内建 光學造影系統包括一頻域 系統定位騎睛，，練以其;相對二該SD-°CT造影 处構的吉，二if具有—第—和一第二結構；從該第一 第H構f像+選取來產衫—影像部分；從該 ° 、直接衫像與鏡射影像中選取來產生第二影像部 6 201138715 分·’以及抑制該第一和第二結構的未選取影像。 源，ίί些實施當中，該SD_〇CT造影系統包括：-造影光 出造影光；一或多個分光器，其將該造影光分成一ί ΙίΐΐΓ參考光束；以及將—返回的造影光部分與-返回的 I考先。卩分統一成干涉光；一參考裝置，其返回該夂 义’具有與一參考距離成比例的時間差；以及一 八。ρ 其接收該干涉光；以及產生眼睛的SD-OCT影像。"刀 ’ 5 ^SD"〇CTOCT(SB-OCT) 以及知描式OCT (SS-0CT)的其中之一。 ） ^某些實施當中’該參考裝置經過配置使得該返 先。卩刀相對於該返回的造影光部分為先到或後到的1 亏 -失im當中’該參考鏡射的參考距離關聯_眼睛内 敏=>讀，其巾軒涉分韻在齡考深度上具有最高造影 τ/ίΐ實施當中’該第"結構為眼睛的水晶體之前囊層· ίί體之後囊層；該參考距離可調整來 »又=忒參考冰度，使得該第一影像部分、該第二 囊:該彳_的鏡射影像 ^韻膜的直接影像；以及該前囊層的 接〜像-5亥角膜的直接影像_該後囊層的鏡射影像。 Μ在^實施當中’該第—結構躲睛的水晶體之前鮮. dC該眼睛的水晶體之後囊層；該參考距離可ί整曰來 =该參考深度，使得該第1像部分、該第二1 彡像部分以^ 其中之—··嶋層的直接影像 ’兄射r像___鋪景膝該難層的直接影像。 於I，該參考深度可調整來㈣該參考深度位 201138715 在某些實施當中’該SD-OCT造影系統控制將近該參考深 度的造影範圍進入0 mm - 15 mm與5 mm - 15 mm其中之一 的範圍内。 在某些實施當中，該SD-0CT造影系統利用下列至少其中 之一來抑制該等未選取影像：避免顯示所產生的未選取影/像； 產生該未選取影像’但不顯示該等未選取影像；或執行一計算 步驟，避免產生該等未選取影像。 ° 在某些實施當中，該方法包括下列步驟：相對於一頻域光 學斷層掃描(Spectral Domain Optical Coherence Tomographic， SD-OCT)造影系統定位該物體’其中該物體包括位於一低對比 媒介内的高對比結構；使用該SD-0CT造影系統，產生該高對 比結構的影像’该景彡像對應至該高對比結構的直接影像與^射 影像的其中之一；以及抑制該高對比結構的未選取影像'/、 在某些貫施當中，該產生高對比結構的影像之步驟 凋整遠SD-OCT造影系統的參考深度，以在一影像深度上 該高對比結構的影像’使得可分触該高對比結構的^ 一 第一結構的第一影像之差異。 ’、豕，、 在某些實施當巾，該織參考深度的步驟包括利 少其中之一分辨該高對比結構的影像與該第一影 識該高對比結構的影像與該第—影像之空間差異；圖、= 識方法；分辨該高對比結構的影像與該第一影像之:生· =關於該物體的既有知識；或根據—診斷運用關於該=的 差式些實施當中，該產生高對比結構的影像之步驟包括内 設驟包括： 度的造影棚，導_造影範圍涵魏高對^構近轉考深 在某些實施當中，該調整造影範圍的步驟。 SD-OCT造影系統的中央波長與波長解析度的^少以 8 201138715 一’導致該造影範圍涵蓋該高對比結構。 在某些實施當中，該調整造影範圍的步驟包括調整該造影 範圍至0 mm - 15 mm與5 mm - 15 mm的範圍其中之一内。 在某些實施當中，該調整造影範圍的步驟包括調整該參考 深度位於2 mm-15 mm的範圍内。 > 在某些實施當中’該調整造影範圍的步驟包括：調整該 SD-OCT造影系統的焦點深度，以及調整將近該SD_〇CT造景^ 系統的該焦點深度之Rayleigh範圍，導致該造影範圍小於^ Rayleigh範圍的 4倍。 、 在某些實施當中，一手術雷射系統包括：一手術雷射產生 系統；以及一頻域光學斷層掃描(SD_〇CT)造影系統，其耦合 至該手術雷射產生系統’其中該SIMX：T造影系統：在二低& 比媒介内將具有高對比結構的一物體造影；產生 士 該影像對應至該高對比結構的直接影像與;身= 八中之一，以及抑制該高對比結構的未選取影像。 .在某些實施當中’該SD_0CT造影系統包括： Ϊ光ίΓίΪΐ:—或多個分光器’其將該造影光分成二ί 干涉光束；以及赵㈣^⑽^^涉分析儀，其接收該 在某些實施當中，該SD-〇CT為光 以及-掃描式OCT(SS_〇CT)的JL中之_ (SB-〇CT) 在某些實施當中’該參考距離可 於2-15_的範_。 〜擔㈣參考深度位 在某些實施當中’該SD_〇CT造 參考深度的造影範圍進入〇 mm — 15= t置成控制將近該 5 mm - 15 rnm 其 201138715 申之一的範圍内。 f某些實施當巾，該SD-OCT造影滅_下列至少1 之-來抑制該未選取影像：避免顯示所產生？ 二，=影像，但不顯示該未選取影像；或執^^ 驟，避免產生該未選取影像。 於光說明以及申請專利範圍内詳顺 於先子:^衫的该4技術與系統之上述與其他態樣。 【實施方式】 一 ΪΓ ί圖例示一般人類的眼睛1。眼睛1的已知主要結構 ϊί i晶體5、角膜1G、瞳孔2G、虹膜3G、視網膜4〇、 液的眼睛中央房以及經由視神經通往大腦的視網 第-B圖例示放大的水晶體5之側視圖。從細部圖來 ^晶^係含於囊袋51中，該囊袋的厚度通常為2〇微米的等 ’’。違囊袋具有囊袋絲面51A和囊袋後絲5lp，以入射光 方向作為參考轴。水晶體由水晶體前表面MA與水晶體後表 界定。在水晶體5内部，硬核53呈現白内障 ’其被包埋於有時稱_54的較軟外殼内。水晶 體延伸程度取決於許多因素’包括病患的年紀。其Z軸 方^之延伸程度在6_8 mm的範圍内變動，並且其徑向（即Z軸 之橫向)〆延伸程度為5 mm的等級。白内障部分，典型為硬核 53，通常具有2-6mm的z軸長度，其取決於許多因素。 在白内障手術中，通常在借助於所謂的超音波乳化(phac〇) 技術下，藉由插入手術裝置來切除、割開 後藉由施行真空抽吸，經由水晶體前表面52二袋51上的、 圓形開口’從囊袋51中將硬核53的破片或碎屑以及較軟且較 :夜化的皮層54接續移除。此圓形開口由稱為囊袋切開術 (capsulotomy)或囊袋撕開術(capSui〇rhexys)的處理所。然 後藉由將人工水晶體(Intra Ocular Len，IOL)插入空囊袋51， 201138715 恢復見以及真正視力，而完成這項手術。 置及要在f助於超音波乳化装 ，感，所以=====手術目 在Γίΐ手術雷射系統取代傳:手:工^科: 微米或甚至幾毫米超曰波礼化技術通常所達到之幾百 藉由整合造影系統與手術雷射系 j術，精準度。這種造影系統可V高以 =與水晶體後表面52A砂之位置，以指引水 袋裂撕驗以及囊 鸹，因為IOL之偏心放置會導致接為丰 : 斤’、 其他視力偏差。相對來說，y㈣;產生散光或 水晶體被適當地碎g分J開的精準度對於確保整個 在οότ^別率的造影技術稱為光學斷層掃描，或〇CT。 3ίΐί影之物體以及參考鏡片而被送回造影系統，並且土 的干涉光束。此干涉光束可在時域或頻域中内分 夺域或頻域為0CT技術的二個主要實現區。 不過因為該0CT技術具有許多缺點，因°此 0CT技術，以提高雷射式白内障手術系統的要改善该 為糊」問題，因 二。/干"圖案關聯於干涉影像光束與參考光束總 厄米特(Hermitean)對稱，而產生^問題5句 及tilt時’只記錄幅度並且丢失相位資訊。如此， 波及其複雜共輛產生相同的干涉圖案。這樣在試圖重建原始 201138715 光波時’產生模糊。由於無法解決此模糊，0CT造影系統產 生目標物體的直接影像以及鏡射影像，複雜模糊的人為產物。 第二圖例示從oct内影像複製所產生的複雜模糊問題。 左窗格顯示當後囊層的鏡射影像與該後囊層的直接影像重疊 之情，，右窗格顯示當該後囊層的鏡射影像與前囊層的直接影 像重疊之情況。在這兩種情況下，這些重疊影像無法分辨並且 導致模糊，可能混淆外科醫師，危及到眼科手術的成功。這種 複雜巧糊的挑戰到今天都還困惑系統設計師，現有方法並無法 解^模糊並且隔離與產生目標物體的直接影像，因此迫切需要 將前囊，與後囊層造影，精確導引水晶體的囊袋切開與切碎。 ,本說明書^描述的光學造影技術與系統根據光學斷層掃 描造影，提供高傳真光學造影，並且在其他應用當中，可用於 眼科手彳5以及造影導引手術⑽辨造影。所描述的光學造影 統可用多種方式實施，減輕0CT内複雜模糊伴隨白ί 絲⑽技術複雜 眼睛造影的方法⑽之某些具體實施例包括下列步驟. (110) _相對於一頻域光學斷層掃描(SD 李 位該眼睛，該眼睛具有—第—和—苐二結構；以^^系統疋 造影⑽）· _下财式使_SMCT造料姻該眼睛 (13G) ·選取該第—眼翁構的直 並且產生對應至該第-眼睛結構的 其中之=且=;==影像與鏡射影像的 影像部分；以及 衫―眼睛結構的所選影像之第二 (150) _抑制該第一和第二 像。下面將詳細說明這些步驟。月、-構的该專未選取影 201138715 可枝專利申請書内所用的「影像」與「眼_構算1 出完整目標的部份影像，估月二f ’0CT掃描通常只造 呈現出該眼睛結構的一部八于^生^^像通常為部分影像， 像。 〜像、·且合在—起，就可建立眼睛的單一影 大量ί 二眼睛可相對於該0CT造影系統定位。有 芯ί 3前段接觸該眼睛。某些系統使用真空系統產生1ΐ: ΐ。其、^方月爪取力量’相對該造影系統有效固定該眼 ^造里/㈣=裳置’像是用皺指表面輕壓人該角膜。 ^ 用 =SD) 〇CT 技術，刚 OCT(ss ocn、」支f由光譜儀㉟0CT (SB_0CT)或掃描式 域⑽系統在域0⑺支術比時 、镑刀在乂驟12〇内’使用SD-OCT系統建立眼睛的影像。甚+ 接行該sd_c)ct，則產生該造影物體的直 該OCT、二，“如上述’此影像增生導致造影模糊’使得傷害 x 衫糸先用於眼科或其他任何應用之效用。 生前ii=iiSD-0CT所造影的囊袋51之範例，㈣產 射马U囊f這兩個囊袋最重要的結構單元之直接與鏡 J Γ 土二導致囊袋51的重疊與模糊造影。這種模糊不清並 與精準的結果會混淆外科购，減損白⑽手術的效率 、、i· ii°兒明書當中主要結合前囊層與後囊層51Α_Ρ來描述方 去為這些層具有高光學對比，使得在0CT造影處理 :生Ϊ具代表性的影像。不過，在該〇CT影像内也可看 7晶體則表面52A與水晶體後表面52P以及硬核的前與後 又面53A-P，不過對比較低。因此，水晶體表面52A_p或硬核 13 201138715 表面53A-P的直接或鏡射影像重疊囊層51A_p的直接或鏡射 影像，本身表現出這種複雜模糊的問題。這些重疊呈現出類似 於囊層的直接與鏡射影像彼此重叠的問題，所以只能在不用 細描^有重疊組合的情況下參照。這種簡化只用於 發 明的簡，描述與範嘴，其中包括這些造影的眼睛結構之所有可 能的重疊組合。 為了娜所有這些可能的組合，將以第一眼睛結構與 眼”述該方法。上述前囊層與後囊層51Α·ρ為這^ 結構的範例。其他眼睛結構包括水晶體·面與後表面52Α_ρ 後核表面53Α_Ρ，以及虹膜、瞳孔、角膜或其他任何眼 •吾人應該進一步注意，本申請書當中的「表面」一詞 僅代表幾何最外側表面，也表示有些厚度的生物層。、表 面，表面層的厚度可根據功能、生物性或機械條件 $圍^小於微米到大於毫米。另外，「層」這 ^ i 口 並楚定義邊界的内壁，更廣義來說’包括= 邊界疋義_ ’ «界姉於轉層來說適巾 可與相鄰結構區別。 &仍售梁其 為了消除這觀雜模糊，在步驟120_150内 =等造影眼睛結構的鏡射或直接影像的其中之—，來^該 細來說，在步驟130内，產生對應至第-ΐ目ίί 構(像疋讀層)的直接影像或鏡射影像之第—影像部分+ 像鴨結構(像是後囊層)的直接影^ 影像未選取 ^if?i20-140的範圍内，請注意到該造影系統的參考深 度為控制參射的-項’其設定料鏡射影像的深度或 fe。在其他實施當中，其他控制參數扮演該參考深度 造影步驟12〇的成分可調整該SD_〇CT造影系統的此參考 201138715 接與鏡射影像，使得可「和第二眼睛結構的直 造影系統的參考臂内移例如·在該SD-OCT 他實施當t，可在^ 雜_整够考深度。在其 變延遲。^ Τ錢的參针或棘㈣佈署可 =0 月智的參考深度選取讓分辨— 的直接與鏡射影像之步驟 =眼U冓 分別該第—和第：眼貫上為可月匕。一旦已經 的影像。迻此Gii和第一影像部分，並且抑制未選取 心保,些步驟可有朗除複賴_問題。 鏡射3有種方法可分辨第—和第二眼睛結構的直接與 目ί辨識影像的空間差異、應㈣案辨識方 ㈣運或雜訊特性、運用既有的關於該眼睛的知 硪或運用根據診斷時有關該眼睛的知識。 分财法可與輕該參相度的步驟重複結 二，^二f當中，影像的分辨步驟可嘗試使用特定參考深 ί要度。若可職高可錢來分辨鱗影像，就不 深度。不過若嘗試分辨該影像部分失敗，或未 j。斤if IIs度’則Γ艘該參妓度並且再次執行該分辨 二驟可反覆實行，直到該參考深度調整到達成高可 k度區分影像部分之程度。 μ二Γ*1"取轉考深度，就可分辨第—和第二眼睛結構的直 接”鏡射影像’然後在步驟丨5〇内可用許多方式抑制未選取的 影像，包括避免顯示所產生但未選取的影像、產生 而不顯示未選取影像，以及執行計算步驟避免產生核取的I 像。其他軟體與硬體實施也可抑制該等未選取影像。 總而言之’在某些實施當中分辨許多眼睛結構影像、選取 某些已分辨影像以及抑制該等未選取影像之方法100包括(a) 嘗試分辨一或多個眼睛結構的直接與鏡射影像；（b)若有需 要’調整像是參考深度這些控制參數，回應所嘗試的分辨步 15 201138715 構的像的案例中（兩個主要眼睛結 ，像’使用兩個選取影像當成影像部 ：』= 術部確與有用影像，其無複雜模糊的問題贼水a曰體手 少其包括：當該第—和第二影像部分的至 像部分的其執行該第一和第二影 7代表影像。此轉換可為例如相二合^ :像像鏡射，如此產生直接二 办像。卩:為直接影像時，可不需要這種轉換。 驟：第三B圖例示相關造影方法刚，。方法100,包括下列步 定位貝域光學斷層掃描(SD-0CT)造影系統 =土包括一低對比媒介内的高對比結構； 與傻，γ ϊ該sd_oct造影系統，產生該高對比結構的 ί之二n對應至該紐比結構的直接影像與鏡射影像的其 (130’）-抑制該高對比結構的未選取影像。 直接放在於步驟_分辨該紐比物體的 貞科些影像的其中之―，抑制其他未選取影像象綠 00=1,整SD_0CT造影系統的參考深度，在合適的影 對比結構的影像，讓該高對比結構的影像能夠 fi一結構的第—影像區別’來分辨鏡射影像、直接影像與任 何其他影像。 、 包=目_識該高對比結構的影像 ? ί ΐ像間差異，套用一圖案辨識方法；分辨該高對 比結構的影像與該第-影像之單—特性；以及運用關 201138715 的既診斷_齡㈣的知識。 步驟，讓效能最=麵整參考深度以及該分辨許多影像的 策& ί θ Α 0 Μ119 D圖例示當由SD_C)CT程序使用眼睛的 囊層對眼睛造影時，根據參恤Μ的

Χΐί ί ΐ 的影像順序。如上述，除了囊層以外，〇CT ::ί=現ίί曰體表面以及核表面。因此底下只用囊層來討 置的許多組合可產生許多其他順序。 励=；、=序、，不會產生品質上的新問題，實行方法 的自“λ擴充献肖除對應的複賴糊問題。 如第，A圖内所示，角膜的直接影像2〇1之深度z z = Z深料級_點，然後職層的直接影像 211可在咏度Zda上，並且後囊層的直接影像2〗3位於深度 上。 第四A圖也例示針對參考深度2〇3的特定深度選取z时， SD-OCT造影系統可以該參考深度Zref當成反射中心產生該 表面的鏡射影像。-般來說’鏡射影像的z深度位於ZmhT〇r = Zref — (Zmirror-Zref)。 然後上列表面的鏡射影像及其深度如下：深度Zmp上後 囊層的鏡射影像212以及深度Zma上前囊層的鏡射影像214， 使付影像殊度順序為：Zdc - Zda - Zmp - Zdp _ Zma。 第四B圖至第四C圖例示隨著參考深度203的z座標Zref 5周整，可改麦影像順序。因為在特定相關案例中，通常前囊層 214的鏡射影像在Zma上具有最深的z深度，接著在zdp ^ 後囊層的直接衫像之Z永度，為了間化起見，並不明確陳述這 兩者。如此，描述集中在後囊層212相對於其他影像深度zdc 和Zda的鏡射影像之Z深度Zmp上。 經過如此簡化後，典型影像深度順序包括： 第四A圖：Zdc-Zda-Zmp，即：該角膜的直接影像2〇1 -該前囊層的直接影像211 ·該後囊層的鏡射影像212 ; 201138715 第四B圖：Zdc - Zmp -Zda，即：該角膜的直接影像2〇1 -該後囊層的鏡射影像212-該前囊層的直接影像211 ;以及 第四C圖：Zmp - Zdc - Zda，即：該後囊層的鏡射影像 212-該角膜的直接影像2〇1 _該前囊層的直接影像211。 第四D圖例示相關方法100,的類似影像順序：該物體邊 界的直接影像20Γ -該高對比物體的鏡射影像212, _該高對 比物體的直接影像213,。 ° ° 在互補的具體實施例内，上列順序可採用完全互補的順 序，將每個直接影像改變為對應的鏡射影像，並且將每個鏡射 影像改變為對應的直接影像。 為了與文獻内的其他術語連結，請注意，上述造影方法有 時候稱為内差式造影(homodyne imaging)。 第四E圖至第四F圖例示關於造影物體三維性質的方法 100之貫施。在先前描述的實施當中，通常延著單一直線執行 z-掃描：此方式通常稱為A掃描。不過，若該造影物體未旋 對稱’則A掃描無法提供完㈣資訊。即是若眼科 水晶體遭到擠壓至非對稱位置，就會發生此情況。 .第四£圖例示當水晶體的中央從視軸位移並且傾斜 況.其z軸停止與該視軸平行。在此情況下，在平面位^ 上執行的A掃描可發現，在深度Zmp(xl)上後囊 了與前囊層Zda⑹嫩影像之區別。其中心 量以例如卡氏(Cartesian)座標或徑向座標來表示。 β

不過’若想要有更完整的水晶體0CT影像，以例如 眼科手術’則在平面位置χ1、η、··. xn上執行許多I引 如第四E圖内所示’若在χ2平面位置上執行A掃描，妙二 ZmP(X2)基本上等於Zda(x2)，因此無法分 ：J 與前囊層的直接影像。 U观射衫像 第四F圖例示方* 1〇〇”因此可包括修改步驟12〇”， 眼睛或其他任何造影物體都可造影：⑴沿著單_ /、肀

掃描」，左圖）、⑼在造影平面内利用一組z掃描（「^掃田么A 201138715 中間圖），或可在圓形B掃描内，以及(iii)在造影區域内利用 χ-y組Z掃描(右圖）。 然後在修改過的步驟130”和140”内，可分辨並選取第一 和第一眼睛結構的直接與鏡射影像的其中之一。這些步驟可包 括調整方法參數，像是參考深度Zref，直到鏡射影像與直接影 像在任何Z掃描位置上不重疊，如此就可分辨。最後在修改過 的步驟150”内，可抑制未選取的影像並且顯示選取的影像。 、 第五A圖例示在典型SD_0CT造影系統内敏感度如何取 決於深度，或造影物體相對於參考深度Zref的z座標。如所 示，在某些SD-OCT造影系統内，隨著物體的z座標移動遠 離參考深度Zref，敏感度迅速下降。第五a圖例示在某些範 例中’當影像Z座標遠離Zref4毫米時，敏感度可從接近1〇〇% 的數值下降到接近6%的數值。當(Z_Zref)進一步增加至6_7毫 米時，敏感度從接近1〇〇%的數值下降到1%左右的數值。這 些值只例示用於特定範例。一般來說，SD_〇CT敏感度根據高 斯(Gaussian)、指數或勞倫斯(Lorentzian)形式，取決於(z z_。 這敏感度減少具有許多來源，包括所供應光源的同調長度 有限性、雜訊、信號強度損失、分析大路徑差異上干涉圖案的 困難度以及許彡絲縣與触。這麵錢❾下降為該〇CT 造影技術應用範圍的關鍵限制因素中之一個。

、如巧五A _所示，具有不同方式來定義SD-QCT系統 的造影範圍L’max。一種簡單的規範為使用，苴中 SD-OCT祕驗感度下_低界值，例如最大值5:1〇% 2範圍内，造影範圍L’max的一半：L，max叫z_ 此 選；6%的臨界值。視覺上，此定義並未取決於所奴的Z深 度專級原點’ SD.QCT敏感度只取決於兩z深度的差 使用其他臨界值。 ^ J ί 結構的高品f SD-〇CT影像，實行方法 T〇,:::考珠度如以及將近參考深度Zref的造影 冰又max’仔方法1〇〇的第一和第二眼睛結構或方法· 201138715 參考深度加的Vmax/2附近。例如利用在 二可在該sd_oct系統的參考臂或造影 wiiiiL，max可例如利用調整SD_0CT造影系統的中 少其巾之—來峨。這麵念將在底 下描述SD-OCT系統時詳述。 丁甘& 从SD-0CT系統適合白内障手術，方法1〇〇和1〇〇’ 手ί ί造影範圍L，max位於5 mm範圍内。在白内障 中用在0-15 mm範圍内的造影範圍[，麵來 補充白内障手術^ 第五b g例示造影雷射光束的某些特性。該造影光 smut統内展開’然後用小數值孔徑na以及焦點深 又土的乍束腰(beam_wais〇」，重新聚焦在焦點深度Zf上。 极繞此束腰，Rayleigh範圍220的概念或其雙倍，z方向 =、，= 罙度」可導入’其中該光束仍舊夠窄來造成具有夠高解 析又的物彡像。麵後的系統餅描述當巾將提供這些數量 的公式表示，本說明書中陳述，該方法的實施可調整將近該隹 點深度Zf的此Rayleigh範圍，導致該造影範圍υπ^小於該

Rayleigh範®的4倍。在其他情況下，此數值目數可以不是四， 例如在1-10的範圍内。 其他可5周整的長度等級為參考深度Zref。在某些實施當 中^列如白内障手術應用，Zref參考深度2〇3可調整至2_15 mm 的範圍内。如上述’例如利用在該SD_〇CT造影系統的參考臂 ，移動參考，子，來調魏參考深度。在其他實施當中，可在 该SD-OCT系統的參考臂或造影臂内佈署可變延遲元件。 第六A圖至第六B圖例示SD-OCT造影系統3〇〇和300, 的兩個具體實施例，其上可實行方法1〇〇和1〇〇,。 第六A圖例示造影系統300可包括光源310,其產生具有 平均波長、以及相對寬有限頻寬w的光線。在某典型的範例 20 201138715 中’ 可在800-1100 nm範圍内，而w可在1〇_5〇 nm範圍内。 產生的光束到達分光器320，在此將產生的光束分成造影光束 361和參考光束362。造影光束361繼續朝向第二分光器330， 在此重新將造影光束導引進入手術光束(由手術雷射引擎3〇1 產生）。此共旱光束路徑的最後元件通常為物鏡3〇2，物鏡3〇2 可直接或間接接觸造影物體，像是眼睛丨，如方法1〇〇的步驟 ljO内所描述。此接觸功能為相對於物鏡3〇2定位與固定該眼 睛，以便進行高精準度造影與後續眼科手術。在某些情況下， f患介面附加至物鏡3〇2末端，以運用真空吸引有效幫助此 觸0 y虛線指示從像是眼睛1或方法100,的高對比物體這些造 =物，返回之造景々光束部分’此造影光束361的此返回部分從 /、路^、路返回，並且再度到達分光器32〇。 刀光态320可將光源31〇所產生光線的其他部分重新導引 ίΐί光束362朝向參考鏡子340。參考鏡子340可將部分參 考光束返回朝向分光器320。在此使用廣義的「返回」一詞取 巧得造影物體1和參考鏡子34阿以只返回入射光線 一部分。14在使用延遲元件取代或結合參考鏡子34〇的且 施例内尤其適用。 八貫

中某些步驟之方式， 才的距離或長度為一種實行方法1〇〇 像是將Zref參考深度調整至2-15 的 分光器320可重組返回的造影光束部分與參考光束部 成，組合或干涉光束363。在某些實施内，分光器32〇 ^ 201138715 範圍内 般來说，光學通路的長度不僅取決於距離，也取決 於傳播光線的媒介之折射係數。一般來說，可調整至參考鏡子 340的距離，讓參考光束362可延遲或提早一段時間返回 組合器320。 一在SD-C^CT系統内，其他功能為使用具有有限頻寬w的 光源310，這些糸統可想像成有許多Micheis〇n_M〇riey (mm) f涉儀一起在不同波長上運作’因為在不同波長上運作的_ 系統在不同深度上造影物體i，組合光束363承載來自物體】 所有深度的干涉與影像資訊。 _為了恢復每一深度的影像資訊’組合光束363分解成其不 同，波長成分。同時分析每—波長成分的干料料，恢復對應 至母-深度的影像資料。然後’使用這些影像資料建構完整^ ΐ。實際上’柯波長成分所攜帶的干涉㈣可轉譯成造影Ϊ 的同時或基本上制Ζ掃描。軒涉資料轉譯為ζ掃 料由干涉分析儀350執行。 第六Α圖例示在〇CT系統300的某些實施當中，干涉八 ，儀35〇為光譜儀型(SB)系統。運用標準光學分析，SB ^ 系統300和SS-OCT系統300,的關鍵造影與效能參數可如 用架構與設計參數特性化。 卜和 SB干涉分析儀350可包括光譜分解器351，其、 稜鏡或同等品。分析儀可分解組合或干涉光束363，並且、 長^的窄近處往與角度也不同的方向傳送每一光成分。在波 干涉，儀35G可另包括感測器或像素陣列 二本上，時的分叉光束成分。每―像素都記錄窄 /圍 内，組合光束363 _波長成分所攜帶的干涉資料; 資料代表對應至物體1㈣定深度的影料料。 傅立葉轉換陶如細f_ation，FFT)，重新建 完整Z掃描的影像資料。FFT可由财處理$初^表物， 送其影像資料輸出至影像產生器359。影像產生器359 ^；從$ 22 201138715 些代表z掃描的影像資料中產生實際影像，並傳送i 示單元，幫助眼科醫師。 八主顯 越將個別像素包裝得更小並且更密，越窄的说波長 能解析。決定像素密度以外_其他數量為波長總範^ p 影光源310的「頻寬％」。在簡單的配置當中，说與頻 = 正比，並且與感測器陣列353的列内像素數量成反比。说^ 範圍越窄，z方向内造影範圍越寬，因為這兩種數 i j v δλ 立葉轉換的關係;。尤其是，理論上最大造影範圍為一有埂傅

Lmax 1 A 11 (1)

V 2Nf 2之值f 0CT光源310的平均或中央波長，並且聲 表不Nyqmst頻率。此Lmax為造影範圍的理論限制。 其他因素會限财效造影範圍低於紐論最 是τ: =二稍早導入的造影範圍U_通常小於或等= Δζ 方向内的解析度止也已知為「軸向解析度」，表示如下： 21η2〔Λ02) IF (2) 及或「，橫向解析度」」χ由數值孔徑熟以 及仏似先源310的波長調郎，並且可表示如 Δχ = ΐίΛ/1 d) (3) 其中/為焦距，並且d為物鏡3〇2的瞳。 最後’上面討論的Rayleigh範圍如下：

R Λ (4)

Rayleigh範圍及通常定義為焦點深度鱼弁杏办# i _ 度上寬度的7½之深賴之 j束見度為焦點T 门此離如此，及將Z範圍特 23 201138715 =j 窄’讓高解析度造影受限域何光學與波動 "Γ „„max可看成將Z造影範圍特性化為受限於光源310 ^ 測353的解析度。系統設計原理通常_最好讓$ ，二貫&、田中，Lmax = 4i?。相同設計原理可運用在「焦點 度」上，通常定義為Rayleigh範圍兩倍。 亡财財絲綠的參數，祕Lmax、z 架構或系統參數來說，包括λ、δλ、w、£和 = 用調整系統參數來調整方法參數的具體辦法。 制疋出利 例如：方程式(1)指出利用調整〇CT光源31〇的中央 方ΛίΠ35騎度I就可罐造影範圍 步’细改變至參考鏡子獨系統參數 二方法參數。另外’例如利用改變分光器320 與330之間的距離，或在這兩分光器之間放入可變延遲元 就可修改造影光束361的路徑。 —第六Β _示0CT系統3GG，的其他具體實施例。此具體 ^例、俗稱的「掃描式」（SS)光源或掃描波長光源 。化種SS光源310’發出頻寬比光譜儀型SB光源31〇窄 的同調光。運用巧妙的調變技術，ss光源31〇，改變所發出光 ，的波長’「掃描」通過頻寬w的波長A。因此在這種ss_〇cr 系統300内’不僅擷取空間中的z掃描影像資料，也隨著掃 描波長;I時以時間順序擷取。在這種ss_〇CT系統3〇〇，内，利 用在組合光束363白勺光譜上執行快速傅立葉轉換，產生實際z 掃描影像。 為了執行此功能，SS-OCT系統300,的干涉分析儀350， 可運用偵測器351’來接收組合或干涉光束363，這可與掃描光 源則’同步。債測器351，可根據在相對短暫時間間隔内光源 310^出哪種波長的絲’軒料料的傳人藝放入資料收 納箱353’内。因為解決ss_〇CT系統内時序類似於解決 24 201138715 括快速 :產生影像資料並且傳送其輸出至 359，組合像是眼睛1這類造影物體的Z掃描影像。 影像產生器359的功能在架構上幫助分辨第一和 之處理。在某些實施當中，個別i理 IS 產生359 一起運作來達成此目標。如上面所对論， 觸綠、分辨高耻結構影像與第 運===有關該物體的既有知識以及根據診斷 免顯示所產卜影像處理器利用例如避 抑制未sti1·鼻步驟避免產生未選取的影像，來 雷射運用sd-〇ct造影子系統的眼科 如光精準控制瓣雷射先束，例 標機構的示而且通常手控。這種手動目苗準巨 制，手動束。外科醫師通常使用搖桿控 焦(位移或未或 25 201138715 標上。 —這種δ又什用於低重複率雷射手術系統的技術難以用於高 重複率雷射手術’因絲秒要射雜千次並且每魏衝的能= 都相當低。在使用高重複率雷射的手術當中，由於每單次雷射 脈衝的效果小，所以需要更高的精準度，並且由於要在新處理 區域上快速打出數千次脈衝，所以需要更快的定位速度。 雷射手術系統的高重複率脈衝雷射之範例包括每秒數 士或更高脈衝重複率’並且每次賴能量相當低的脈衝雷射。 II種雷射的每次脈衝都使用相當低的能量，以定位雷射光 組織效果’例如以微米或數十微米的等級來光分裂受S 擊的組織區域。此定位的組織效果可改善雷射手術的精準声， 用手術#巾’像是眼睛雷射手術。在這種手“ 裂可用來實現某些預期的手術效果，像是；=口 之手衝較短的高重複率光分裂雷射手術系統 =複率脈衝雷射系統上所使用的手動瞒準目標二g 組織上ί::並ί/以來將雷射脈衝射擊在 組織預定接觸矣Hi疋玻璃透明材料製成並且具有與 織完盖衫㈣级人扁平板，使縣平板的_表面形成與組 介面可幫助雷射光傳輸 ΐίίί) 為表面，所發生的特定眼睛光學性 、 在眼睛内就疋角臈的前表面。隱形眼鏡 26 201138715 與其他組織内部不同應用與目標來設計，從 ί i可f複使用型。經_整雷射輸出系統内的聚隹元件，^ 組織表面上的接觸玻璃或扁平板做為雷射脈:: 或扁平板更能夠控制組織表面的 貝’並允核些微雷射脈衝光學失真之下，相 雷繼躺速、鮮触於目標_内之所要位 考來供位置參 精準度的_叔❿所纽置，足夠 同時個別内部賴目標必須要在發射 ’ 夕，此方法要求在眼睛之間或同一眼内不同穩= ί ίϊΓ脈衝聚焦至所要位置。在實行的系統中，ίϊϊ 為位置參考，來將雷射脈衝精確定位在眼睛内使用扁+板做 腺太ΐ如-ίΐ晶體為手術目標，則由於可潰式結構，像是角 目虹膜，所以傾向改變從眼睛表面上參考平面至 f距離大量變化’相同眼睛内也可能有變化， =使^ 手術與扁平技術。此外，衝手 Ϊ泡❹卜，目咖‘ ㈣囊袋往前凸，所以需要調整:i: 化度相當 角膜刪.的r素=成科= 27 201138715 術 除了不成比例影響内部組織結構定位的扁平實際效果以 外在某些手術g中，要求目;準系統預測或負責使用短脈 衝週期雷射會發生的光分裂非線性特性。光分裂屬於組織材料 内的非線性光學處理，造成光束校準與光束目標瞄準内的複雜 度，例如：當光分裂期間與雷射脈衝互動時組織材料内非線性 光學效果的其中之一為：雷射脈衝所通過的組織材料之折射係 數不再恆等，而是隨著光線亮度改變。因為雷射脈衝内光線的 亮度在脈衝雷射光束内隨空間變化，沿著並通過脈衝雷射光束 的傳播方向而變化，而組織材料的折射係數也隨空間變化。此 非線性折射係數的一種後果為在组織材料内自我聚焦或自我 散焦，而改變其實際焦點，並且位移組織内脈衝 點=置。·，將脈衝雷射歧精準地校準至目標組織内每；： 2組織位置，也需要考量雷射光束上組織材料的非線性光學 ϊί ，由於不同的物理特性，像是硬度，或是由於光學 射脈衝光前進至特定區域時的吸收或散射，所以 撒母磁翻的能量’以在不同的目標區勒提供相同 在這種情況下，不同能量值的脈衝之間非線性聚 …效果差異也可影響手術脈衝的雷射校準以及雷射目標猫準。 所接目標為非表面結構的手術當中，根據扁平板 产內a二ί來使用表面扁平板’並不足以達成内部組織目 位。使關平板當成導引雷射施打的參 合直接轉平板的厚度與板位置，因為些微偏差都 “是用ίίϊ::高精準度扁平透鏡相當昂貴， 提供技術、設備及系統可用許多方式實施’ 確到達目7二&冓，提供短雷射脈衝通過爲平板，以高速並精 對位置，所要齡置，並且衫要知道參考板的相 雷射施打期間個別内部組織目標保持恆定。如 28 201138715 技術、設備及纽可祕衫外科手術，其巾接受手術 的】ίίί，實際情況傾向改變並且難以控制，並且扁平透鏡 丰τ t向?水晶體改變。本_、設備及系統也可用於其他 非中存在手術目標相對於、结構表面扭曲或移動，或 目導致精準目標目碑有問題。這種眼睛以外手術 目榇的乾例包括心臟、皮膚深層組織與其他。 ^技術、設備及系統可轉平板所提供域的許多方 ί 制表面形狀與水合侧，以*減少光扭 用整人光分肚扁平表_⑽結構。經由使 Ξγγγϊ對於施打系統的聚焦光學器件來定位目標 ΐί 達到此目的。確切的錄裝置類型與方法可改變， 並且取決於目標的特性以及所需的精準度。 ^平透鏡可用其他機構實施，來固定 憑;===== 術中k衫，來監控這種手術目標的扭曲與移動。 光興射手術技術、設備及系統的特定_，以使用 η予^Γ H取目標組織的影像，例如在手術程序之前盘期 ί曰i传目標組織的定位資訊。如此獲得的定位資訊可用來控 雷射光束的定位與聚焦，以精準地控制高重 複革_射糸統内手術雷射脈衝的施打。在一個實施含 驗賴制影像可时械㈣手術雷射 曲比㈣此外’較錄量以及短詩_對於光扭 固^ m /射手⑽、統可朗平面或_介面的扁平板 1 在目標組織與手術雷射系統之間提供受控 、’铋，的光予』1面，減緩並控制組織表面上的光學像差。 巧範例’第七圖顯示根據光學造影與扁平的雷射手術 、，先’此糸統包括脈衝雷射麵，用來產生雷射脈衝的手付^ 29 201138715 射光束1012,以及光學模組1020,用來接收手術雷射光束1〇12 並且聚焦並導引聚焦的手術雷射光束1〇22至目標組織1〇〇1 上，像是眼睛，導致目標組織1001内光分裂。此系統提供扁 平板與目標組織1001接觸，產生傳輸雷射脈衝至目標組織 1001的介面，並且來自目標組織1001的光線通過該介面。特 別疋’&供光學造影裝置1030’以擷取承載目標組織影像 的光線或來自目標組織1001的造影資訊，以建立目標組織 1001的影像。來自造影裝置1〇3〇的造影信號1〇32傳送至系 統控制模組1040，系統控制模組1〇4〇操作來處理來自造影褒 置1030的擷取影像，並且控制光學模組1〇2〇，以根據來 取景>像的資訊，調整目標組織1001上手術雷射光束1〇22的位 置與焦點。光學模組1020可包括一或多個鏡頭，並且可進一 步包括一或多個反射板。控制致動器可包括在光學模組1〇2〇 内，用來調整聚焦以及光束方向，回應來自系統控制模組1〇4〇 的光束控制信號1044。控制模組1〇4〇也可經由雷射控制作铁 1042控制脈衝雷射1〇10。 光學造影裝置1030可實施來產生光學造影光束，該光束 從手術雷射光束1022分離出來，用來探測目標組織1〇〇1，並 且光學造影裝置1030擷取光學造影光束的返回光線，以獲得 目標組織1001的影像。這種光學造影裝置1〇3〇的一個範例為 光學斷層掃描(OCT)造影模組，其使用兩條造影光束，一條探 測光束導引通過扁平板至目標組織丨〇〇1，另一條參考光束位 於參考光學路徑内，這兩條光束彼此光學干涉來獲得目標組織 1001的影像。在其他實施當中，光學造影裝置1030可使用來 自目標組織1001的散射或反射光擷取影像，而不用傳送指定 的，學造影光束至目標組織1001，例如：造影裝置可為 4象疋CCD或CMS感測器這類感測元件的感測陣列，例如： 光學造影裝置1030可擷取手術雷射光束1〇22所產生的光分裂 副產品之影像，用來控制手術雷射光束1〇22的聚焦與定位。 當光學造影裝置1030設計成使用光分裂副產品的影像來導引 201138715 校準時，光學造 光分裂副產品之影像。造影裝置_也可 為超^波㈣裝置，以根據聲音影像來擷取影像。 2，制模、组_處理來自造影農置腦的影像資料， 標組？1001内目標組織位置的光分裂副產品 #U 1044來控制光學模組刪調整 模組ι_内可包括數位虚理罝先束1022。糸統控制 行雷射校準。早7^，时執行許多資料處理進 和古統可用來以連續脈衝施打所需的精準度，施 用戶獻子表面目標’其視所切除或塊狀分裂應 標表面上的參考來源，並且將目標順 者扁平或，射脈衝施打躺的轉列人考量，就可達 租織ΐίί,ίΐ共•平板’以幫助與控制將雷射脈衝施打至 1,位m種扁平板刊具有至組織的預 料製成，像是玻璃，如此扁平板的接觸表 面形成元善界疋並與組織接觸的光學介面。此 聚焦在組織上’來控制或降°低在空氣:組 切重要的光學像差或變化(像是因絲面乾燥所發生 學性質或改變），而此介面在眼睛内就是角膜的 可針對眼睛與其他組織内部不同應用與 隹t式或可_使用型。經由調整雷射輸出 聚焦的參考平面。這種方式原=以 ΪΪί ΐ扁所產生之額外好處，包括組織表面光學品質 的控制。因此，雷射脈衝可高速精準施打於目標的 互動點)上，相對於具有雷射脈衝些微光學扭曲的扁平參 第七圖内的光學造影裝置咖經由 _的影像。控制模組_處理擷取的影像板== 201138715 當中取出位置資訊’並且使用取出的位晋 導引’來控制手術雷射光束1G22的^二^為=旦參= J射手術不用依賴扁平板做為位置參考就可實施 ϊΐϊϊί ί介面，讓手術11料束進人目標組織並ί取得目 —，「，八…Μ 丁饥1®c馮位置禾老 ^與控制手術#射光束的位置與焦點，以便精準施= ΐ°ΐ(^ίΐ光，位置與焦點之造影導引控制係根據i影^ 置030 ”控制杈組丨040，允許使用例如眼睛内部結構： ίίίϊ,’1 不過可能難以使用扁平板做為位置參考，來校 射脈 影裝 1001的影像做為位置參考“=2 除了不成比例景〉響内部組織結構定位的爲平 赠，在某些手術當中，要求目標目附統預測或負 脈衝週期詩會發生的光分裂雜性雛。光分料導致 校準與光束目標醇變得複雜，例如1於光分_間 脈衝互動時組織材料内非線性光學效果的其中之—為：雷射脈 衝所通過的組織材料之折射係數不再恆等，而是隨著光線亮度 改變。因+為雷射脈衝内光線的亮度在脈衝雷射光束内隨空^ 化’沿著並通過脈衝雷射光束的傳齡向而變化，而組織材料 的折射係數也隨空間變化。此非線性折射係數的一種後果為在 組織材料内自我聚钱自我散焦，敝«實際錢，並且位 移組織内脈衝雷射光束的焦點位置。因此，將脈衝雷射光束精 準校準至目標組織内每一目標組織位置，也需要考量雷射光束 上組織材料的非線性光學效果。由於不同的物理特性，像是硬 度，或疋由於光學考量，像是雷射脈衝光前進至特定區域時的 吸收或散射，雷射脈衝内的能量可經過調整，在不同的目標區 域内提供相同的物理效果。在這種情況下，不同能量值的脈衝 之間非線性聚焦效果差異也可影響手術脈衝的雷射校準以及 雷射目標瞄準。有關於此，由造影裝置1〇3〇從目標組織所獲 得的直接影像，用來監控手術雷射光束1〇22的實際位置，反 32 201138715 應出目標組織内非線性光學效果的組合效果， 制光束位·光絲_位置參考。 ^ 本說明書描述的技術、設備及系統可與扁平板結合，提供 表面形狀與水合作用的控制，減少光扭曲，並且提供用於經由 爲平表面鮮定錢分裂助·構。本制書贿的光束位 置與焦點之造影料㈣可套肢使用扁平板以外裝置來固 ^睛的^術系統與程序，包括使用會導致手術目標扭曲或移 動的吸引核。 下段先根據造影魏整合至祕雷射控卿分的變化程 料引雷射手術的技術、設備及系統之範… ίΐϋ 造影模組這類其他形式造影模組可用來指引 if ^\絲束，以娜例如眼睛_結構這類目標組織 匕。擷取影像内的位置資訊可導引像是飛秒(fe咖— 或皮秒(p1C〇SeCOnd)雷射脈衝這類雷射脈衝 術雷射光束的聚焦與定位。手術序 ，取的影像來控制手術雷射光束，以確保手_精準度與精^ 度。 因為光束控制係根據目標組織扁平或固定之後，在施打手 或幾乎同時的目標组織影像，這種造影導引雷射手 在ίΪί間，提供精準並且精確的手術雷射光 目標組織的特定參數，像是手術之前測量 = ί會因為許多因素而改變，像是目標組織準 替。因口此，扁平透鏡），以及目標組織因為手術的交 庙山$種因素及/或手術之前測量的目標組織參數可能 目標組織的實際情況。本造影導引雷射手 綠蚊财《肢料這種變 主十本广，導引雷射手術可有效用於目標組織内的精準外科 何歹’ 虽在目艮睛内執行雷射手術時，雷射光聚焦在眼睛 33 201138715 在，期間改變其位置 會奸完善界㈣方式改: ^變^變動。固定方式包翻吸引環固㈣ :ίί=:ϊ9Γ，變更量高達幾公釐。當執行眼睛内 固定像是賴異色邊緣 =間==置ι=:η前或實= / /λ」經财置，簡化結構並具備成本效 光束伴隨的部分光成分可與導引探測 以及造;和手5。:光用學造影’以簡化裝置結構 下面描述的造料引雷射手術系統使 ，儀器的範例’其他非〇CT造影裝置也可用來擷 ，手術雷射的影像。如底下範例内所例示，可用不同程以 =影與手術子系_整合。在未整合硬體的最簡單 雷射手術子纽分離，並料經由介面彼此通訊。這種 =十^供兩種子系⑽設計彈心兩種子祕之間湘某些硬 登二1^件像^==面’利用提供更好的手術區域 二、Γ、，、°更體組件’進—步擴充功能，更精準校正並且可改善工 隨著兩個子系統之間的整合程度提高’使得系統&提 2成本效益、縮小體積，並且系統校正進一步簡化同時更穩 疋。造影導引雷射系統的範例在第八圖至第十六圖内具有 不同的整合程度。 /、 ° 34 201138715 本造影導引雷射手術系統的—個實施例如包括—手術雷 射’其產生手術雷射脈衝的手術雷射光束，導致在手術之下目 fff因手術而改變；一病患介面固定器，將病患介面與目標 目標级織固定在位置内；以及—雷射光束傳遞 ϊίΐί 術雷射與病患介面之間，並設置成指引手術雷 患介面到目標組織。此雷射光束傳遞模組可操作 if圖案’掃描目標組織内的手術雷射光束。此系

巧模ΐ，其控制手術雷射的操作，並且控制 ^束傳遞核組以產生預定手術圖案，以及包括-OCT 、相1於ΐ患介面定位，具有相對於病患介面的已知空 ’亚且目標組織固定至病患介面。0CT觀設 ί 測i先束至目標組織’並且接收從目標組織返回的光ί 與光1時存在於目標_内。〇ct模組 控軌’以傳送賴取0ct影像的資訊給雷射 織内杨雷射光束㈣域掃描。 服目心 標組ί 需要獲取目 間内具有六個自由度'體在犯空 確切尺寸’則需要其 ===考若 相Γ點可用來決定前表面與後表面 據術編根 略看待成祕歡目的之水晶體：其===== 35 201138715 影像的資訊可與其他來源資訊結合，像是事 制器的水晶體厚度。 “里並輸入、.、5才工 第八圖顯示擁有分離式雷射手術系統2刚 =〇〇的造料㈣射手術祕之範例。騎手 射5丨擎213G，其產生手術雷射脈衝的Ϊ 到達目产㈣inm、’㈣射先束2 6G通過病患介面2150 J 2丨20 ’以經由通訊通道212丨控制雷射引擎 2田uim，並且經由通訊通道2122㈣雷射光束傳遞模组 八來產生預定手術圖案。本系統提供病患介面固定器，讓 與目標_ _接觸’以將目標組織臟固 疋在位置内。病患介面⑽可實施來包括具有平坦 ==眼鏡或扁平透鏡，以順應接合眼睛的前表面並且^ 曰月回疋在位置内。 第八圖内的造影系統2200可為相對於手術系統21⑻的病 = 21:0定位之0CT模組，具有相對於病患介面⑽和 or)ij心介面犯0的目標組織1001之已知空間關係。此 杈.、且2200可設置成具有自己的病患介面224〇，用來盥目 =織1〇〇1互動。造影系統2200包括造影控制模組222〇以 子系統2230。子系統2230包括產生造影絲225〇來 ^標、1〇01造影的光源’以及造影光束傳遞模組，用來指引 “予探測光束或造影光束2250至目標組織1〇〇1，並且接收從 ^標組織1〇〇1返回的光學造影光束225〇之探測光線226〇， 來擷取目標組織1〇〇1的oct影像。光學造影光束225〇盥手 術光束2160可同時指引至目標組織1〇〇1，以允許依序或同時 造影與外科手術操作。 θ如第八圖内所示，雷射手術系統21 〇〇與造影系統2200内 提供通訊介面2110和2210，以幫助雷射控制模組212〇的雷 36 201138715 射控制與造影系統2200的造影間之通訊，使得〇cr模組22〇〇 可將所擷取OCT影像的資訊傳送給雷射控制模組2120。此系 統内的雷射控制模組2120回應所擷取OCT影像的資訊，以在 手術雷射光束2160的聚焦與掃描内操作雷射光束傳遞模組 2140 ’並且根據所擷取〇CT影像内的定位資訊，動態調整目 標組織1001内手術雷射光束2160的聚焦與掃描。雷&手術系 統2100與造影系統2200之間的整合’主要經由軟體階層上^ 訊介面2110與2210之間的通訊。 曰 ^在此與其他範例中，也可整合許多子系統或裝置。例如： 系統内可提供像是前導波像差分析儀、角膜地形圖測量裝置這 類特定診斷儀器’或是可運用來自這些裝置的術前資訊，增加 術内造影。 ' θ —第九圖顯示具有其他整合特徵的造影導引雷射手術系統 之範例。造影與手術系統共享共用的病患介面3300，其固定 目標組織1001 (例如眼睛），而不用第八圖内必須用兩j固別病 患介面。手術光束3210和造影光束3220在病患介面3300上 =合，並且由共用的病患介面33〇〇導引至目標1〇〇1。此外， 提供共用控制模組3100，以控制造影子系統223〇以及手術零 件(雷射f丨擎2130以及光束傳遞系統214〇)兩者。這提高造^ ，手術零件的整合度’允許精確校正兩個子祕，並且提高病 w與手術器具的位置穩定性。此系統提供共用外殼3400，以 封閉手術與造影子系統。當兩系統未整合入共用外殼時，共用 病患介面3300同時屬於造影或手術子系統的一部分。、 、f十圖顯示其中雷射手術系統與造影系統分享共用光束 傳，模組_和共用病患介面侧的造影導引雷射/手術系統 之軏例。此整合進一步簡化系統結構以及系統控制操作。 在個貫知當中，上面與其他範例内的造影系為 術系統。在0ct内，光線來自低同調、寬頻光源， 疋刀成個別參考與信號光束的超高亮度二極體。信號光束為 37 201138715

傳送至手術目標的造影光束，並且收集造影光束的返回光線， 與參考光束同調重組來形成干涉儀。掃描與光學鍊的光學軸或 光線傳播方向垂直的信號光束，提供χ-y方向内的空間解析 度’而深度解析度來自於參考臂的路徑長度與干涉儀的信號臂 内返回信號光束間之擷取差異。雖然不同〇CT實施的x_y掃 描器基本上相同’不過比較路徑長度以及取得z掃描資訊就可 發現不同。在已知為時域OCT的一個實施當中，例如參考臂 連續變化來改變其路徑長度，而感光器偵測重組光束亮度内的 干涉調變。在不同的實施當中，參考臂基本上靜止，並且分析 組合光的光譜用於干涉。組合光束的光譜之傅立葉轉換提供從 樣本内部散射之空間資訊。此方法已知為頻域法或傅立葉OCT 法。在已知，掃頻 OCT (S. R. Chinn, et. al.，Opt· Lett. 22, 1997) j不同實施當中，使用窄頻光源，讓其頻率掃描迅速通過光譜 範圍。快速偵測器以及動態信號分析儀偵測到參考與信號臂之 ，的干涉。在這些範例當中可使用針對此目的所開發的外腔調 5白一極體雷射或頻域鎖模(frequency d〇main m〇(je-i〇cked ’ FDML)雷射之δ周頻(r Huber et八丨_^啊挪，η，2〇〇5) (s H. Yun，IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) p. 1087-1096, 1997)，當成光 ，。在OCT系統内用來當成光源的飛秒雷射可具有足 寬，並且可提供提高訊噪比的其他好處。 本》兒明書内系統中的〇CT造影裝置可用來執行許多造 如〇CT可抑制來自系統光學域或扁平板存. 導致=複雜共軛、擷取目標組織内所選位置的鱟像， 位資訊來控制目標組織内手術雷射光束之H ^田’或擷取目標_表面上或扁平板上所選位置的0CT, t以提供定位登錄來㈣目標位置 ί是根據-個目標位置方位内標= 二 置方㈣處理來校正〇ct，然後當目標位於其他{ 站ίίΓ杨⑽模組偵測。在其他實施當t，oct造影| 統可用來產生探測縣，該㈣紐叫學方狀集== 38 201138715 ϊ結雷射光束與探測光束可在不同偏振當中偏 έ偏振控制機構，其控__光學__ 睛時在n f崎别進時在—個偏振㈣振，並且在遠離眼 趣振。該偏振控制機構可包括例如波板或法 弟足光益(Faraday rotator)。 享手示為光譜⑽域，並且可設置成共 的主要+ 統之間光束傳遞模組的聚絲學部分。該光學 ^丰3 ΐ 操，長、影像品質、解析度、扭曲等。雷 决、查!^、ί可為具有高數值孔徑系統的飛秒雷射系統，其設計 限焦點尺寸’例如大約2至3微米。許多飛秒眼 Γ阿在許纽長上操作，像是大約1.G5微米的波 ^ ^衫政置的刼作波長可選取接近雷射波長，使得該光學裝 =色社補償兩波長。這種祕可包括第三光通道、像 ΐΐί鏡，視觀察通道，提供額外造影裝置以擷取目標組織 。訊帛三光通道㈣料彳續手《射絲和0CT =ίϊϋί共享光學裝置，則共享的光學裝置可妓成使用 雷上H第三光通道’並且技譜_償手術

第十一圖顯示第九圖内設計的特定範例，其中用於掃描手 術雷射光束的掃描器5100,以及用於調節(準直盥 射光束的縣調節^，與驗㈣〇CT =模組530()狀光學裝置分離。料術與造料統共享物 1 兄5600模組以及病患介面3300。物鏡5600指引並聚焦兩手 術雷射光束與造影光束至病患介面3300，並且由控制模組 3100控制其聚焦。此系統提供兩分光器541〇和542〇，來指引 手術與造影光束。分光H 5420也絲指引返帥造影光束回 =〇CT造影模組5300。兩分光器5410和5420也指引來自目 標1001的光線至目視觀察光學單元5500，以提供目標1〇〇1 的直接晝面或影像。單元55〇〇可為透鏡造影系統，讓外科醫 師觀看目標1001或讓攝影機拍攝目標1001的影像或影片。此 39 201138715 ί合像是二色與偏振分光器、光柵、全像攝 實施當中’光學組件可適當塗抹防反射塗佈，用於 波長^從光束路徑的多個表面射㊉。藉由增 降ϋ Λ衫早凡内的背景光’反射另會減少系統產出，並且 =低《比。-種減少OCT _杨方式為放在 近的法拉第隔離體之波板，旋轉來自樣本的返回光線^偏 ^回的將偏振板放在0CT侧器前面，優絲測從樣本 返回的先線，並且抑制從光學組件散射的光線。 f雷射手H納’每—手術雷賴Qcr彡騎 =描器’以涵蓋目標組織内相同的手術區域。因此，^術带 SSi束掃描以及造影光束的光束掃描可整合為共享： 备Μ第十一圖詳細顯示這種系統的範例。在此實施當中，兩子 掃描器6410和2掃描器6420。此系統提供共用 61GG ’喻斜術與造影操作兩者的系統操作。〇CT =統包括產生造影光線的0CT光源6·，該光線由分光器 H成造縣絲及參考絲。該造影絲在分光器侧 ΐ；：ί術光束組合，以沿著共用光學路徑傳播至目標1001。 平拖态6410和6420以及光束調節器單元643〇從分光 ί ΙΪ。分光器6440用來指引造影與手術光束至物鏡5°_與 夕丙；丨面3300。 與在OCT子系統内’參考光束傳輸通過分光器咖到達光 =延遲裝置6220’並且由返回鏡子623〇反射。導引從目標腿 =的造影光束酬分絲631G，該分光器反射至少部分返 二沾W衫光束到分光器6210，在此重疊反射的參考光束與返 二的造影光束並彼此干擾。光譜儀偵測器624〇用來偵測干 =f且產生目標1001的0CT影像。0CT影像資訊傳送至 =系統6100，用於控制手術雷射引擎213〇、掃描器641〇和 〇和物鏡5600來控制手術雷射光束。在一個實施當中，光 201138715 置6220彳變化來改變光學延遲，以便_目標組織 1001内許多深度。 系統鱗域系統’則兩個子祕使用兩個不同的 y:器，因為兩個掃描器以不同的方式運作。在此範例中， =糸_ '掃描器改變光束調節料元内手術光束的 一L ’而不改變手術光束路徑喊束的路徑長絲操作。在另 ογτ面可舰魏移動參考光束返回鏡子的位置，時域 帝4·^由貫際變更絲路絲掃描ζ方向。校正之後，利用 組將兩個“帚描器同步。兩移動之間的關係可簡化 —羞，或夕項式依存，如此控制模組可處理，或另外校正點可 22查找表，以提供適當縮放。頻域/傅立葉域以及掃頻 降二士Τ裝置並^有2掃描器，參考臂的長度為靜態。除了 償变隹t兩系統的交叉校正將相對直觀。因此不需要補 ϋ、、、$干裝置内影像失真所導致的差異，或兩系統的掃描器 /、子之後的差異所導致之差異。 她統的實際實施#中，聚焦物鏡5_可滑動或可 目主卜旦土座上’並且平衡物鏡的重量來限制施加於病患眼 。病患介面3·包括附加至病患介面固定器的爲 病ΐΐ面固定器附加至固定單元，該固定器固定聚 二:二二111定τ70設計來在病患無法避免會移賴情況下’ 系統之間的穩固連接，並允許病患介面輕柔地 ，觸眼h。此處可使用、物鏡的錄實施，並且—個範例描 提出的第5,336,215號美國專利申請案。這種可調 r可變技學_杭_光學路徑長度，成為OCT Γ干涉儀内一部分。物鏡5600和病患介面3300的 朵文㈣的方式’改變0CT❾參考光束與造影信號 十束間之路役長度差異，這會惡化0CT所偵測的0CT深度資 發生在時域内，也發生在頻域/傅立葉域以及掃頻 第十一圖至第十四圖顯示示範造影導引雷射手術系統其 41 201138715 解決可調式聚焦物鏡伴隨的技術問題。 第,ΐί圖内的系統提供编合至可移動聚焦物鏡7100的位 ΐ t i,7i1G，來測量可滑動_裝置上物鏡7100的位 批㈣ί ^里的位置通訊給〇CT系統内的控制模組7200。 =系'‘先6100可控制並移動物鏡7刚的位 光束行進之光學路徑長度，並且由位置編^ 測置並監控透鏡7100的位置，並導 聊：當在處理OCT資料中組合3D影像時，〇CT系;;= 組7200套用演算法，以補償由於聚焦物鏡7100相對於 ί S面i3,動所導致0CT内干涉儀的參考臂與信號臂間 ΐί=由^控制模組7·所計算之透鏡7励的位置内 l虽k化罝傳送至控制器6100，來控制透鏡改變其位 M. ° 八 老劈其他示範系統，其中0CT系統干涉儀的參 2 3 或0CT系、統的光學路徑長度延遲組合 ‘ ί剛^附加至可移動聚焦物鏡7100，使得當物 二#旦。士 虎臂與參考臂*光學路徑長度内有相同的 二二二’由物鏡7100在滑桿上的移動會自動補償0CT系 統内的路徑長度差異，不需另外計算補償。 ㈣if造影導引雷射手術系統、雷射手術系統以及OCT系

° 〇cT 成〇ct°系^的術雷射先束光源的飛秒手術雷射也可當 榭J十示一範例’其中使用光線模組9100内飛秒脈 、止二〆、目m用於T術操作的手術雷射光束以及用於0CT 束。此系統提供分光11 9300，以將雷射光束分 t做為0CT的手術雷射光束和信號光束，以及第 _為的參考光束。此時導引第一光束通過x-y :::掃描x與y方向内與第-光束傳播方向垂直 的先束’以及通過第二掃描器(z掃描器）6420，其改變光束的 42 201138715 離散’以調整目標組織1001上第一光束的聚焦。此第一光束 在目標組織1001上執行外科手術，並且部分第一光束往回散 ，至病患介面’並由物鏡收集做為QCT系統的絲干涉儀信 號臂=信號光束。此返回光線與由參考臂内返回鏡子6230反 射的第二光束結合，並且由時域0CT的可調式光學延遲元件 6220延遲，來控制目標組織1〇〇1的造影差異深度内信號與參 考光束間之路徑差異。控制系統9200控制系統操作。 、、角膜上進行的手術已經顯示，數百飛秒的脈衝持續時間足 以達到良好的手術效果，而用於足夠深解析度的〇CT時，則 需要由較麵衝，例如餘數十飛秒，所產生的寬光譜頻寬。 内，oct裝置的設計規定來自飛秒手術雷射的脈衝 待續時間。 第十六圖顯示使用單一脈衝雷射9100產生手術光盥造影 光的其他造影導引系統。在飛秒脈衝雷射的輸出光學路^内g 置非線性光譜加寬媒體9400來使用光學非線性處理，像是白 ，產生或光譜加寬，以加寬來自相對較長脈衝雷㈣的脈衝光 譜頻寬，/手術内通常使用數百飛秒。媒體94〇〇可例如為光 材料。兩系統所需的光線亮度不同，並且實施調整光束亮度的 ，制，以符合兩系統内的要求。例如：當拍攝〇CT影像^執 行手術時，兩系統的光學路徑内可提供光束轉向鏡、摭 1^=咸||，以適#控制光束的存在與亮度，以便保護病J 敏感的儀器免於過強的光線亮度。 影導=:八圖至第十六圖内的上述範例可用來執行造 ，第十七0顯示藉由使用造料引雷射手術祕執行 ，手術的方法之-錄例。此方法使用魏_病患介面 術的目標組織固定在位置上，同時導引來自系統内f ，衝之手術雷射光束以及來自系統内町模組的光學探： 束’到達病患介面進人目標組織。手術雷射光束受控制 目標組織内執行f射手術，並且操作QCT模組，從由目標組 43 201138715 .術之前或期間調整目標_中的手術雷: 所# mm _ 不賴構成對於本發明或 圍的限制’^是屬於攸具體實施例的特徵i 具體實施例組合内實施。相反的，在單一具體實 當 =許多特徵也可分散地在多重組合或在任何合適的次= 内貫施。再者’雖然上面以特定組合來說明特徵並依此主°， =來自所錄組合的-或多樣特徵在某些情況下可從組、合 示，並且所主張組合可指向次組合或次組合的變化。 到此已經揭示用於眼睛造影及其應㈣許多技術 的貫施’該描述的實施之變化與強化以及其他實施都可用 明書所揭示内容為基礎。 不％ 【圖式簡單說明】 第一 A圖至第一 B圖例示眼睛的主要結構單元。 第二圖例示0CT造影複雜的模糊問題。 第三A圖例示示範造影方法的步驟。 第三B圖例示示範造影方法的步驟。 第四A圖至第四F圖例示影像部分順序的範例。 第五A圖例示該SB-0CT系統隨該造影深度的敏减度。 第五6_示造影難、參考深度、焦點深度以及 Rayleigh範圍之間的關係。 第六A圖至第六B圖例示0CT造影系統的兩個範例。 第七圖顯示造影導引雷射手㈣統的範例，其巾提供造影 模組來提供目標的造影給雷射控制器。 第八圖至第十六醜示造影導引雷射手術系統當中雷射 手術系統與造影系統各種整合程度之範例。 201138715 第十七圖顯示藉由使用造影導引雷射手術系統執行雷射 手術的方法範例。 【主要元件符號說明】 1 眼睛 5 水晶體 10 角膜 20 瞳孔 30 虹膜 40 視網膜 51 囊袋 51A 囊袋前表面 51P 囊袋後表面 52A 水晶體前表面 52P 水晶體後表面 53 硬核 54 皮層 53A 硬核的前表面 53P 硬核的後表面 201 角膜的直接影像 201' 物體邊界的直接影像 202 焦點深度 203 參考深度 211 前囊層的直接影像 212 深度Zmp上後囊層的鏡射影像 212’ 高對比物體的鏡射影像 213 後囊層的直接影像 213’ 高對比物體的直接影像 45 201138715 214 220 300 300' 301 302 310 310' 320 330 340 350 350' 351 351' 353 353' 357 359 361 362 363 1010 1012 1020 1001 1022 1050 深度Zma上前囊層的鏡射影像 Rayleigh 範圍 SD-OCT造影系統 SD-OCT造影系統 手術雷射引擎 物鏡 光源 掃描波長光源 分光器 分光器 參考鏡子 干涉分析儀 干涉分析儀 光譜分解器 偵測器 感測器或像素陣列 資料收納箱 FFT處理器 影像產生器 造影光束 參考光束 干涉光束 脈衝雷射 手術雷射光束 光學模組 目標組織 聚焦的手術雷射光束 目標組織影像 46 201138715 1030 光學造影裝置 1032 造影信號 1040 系統控制模組 1042 雷射控制信號 1044 光束控制信號 2100 雷射手術系統 2200 造影糸統 2110 通訊介面 2130 雷射引擎 2160 手術雷射光束 2140 雷射光束傳遞模組 2150 病患介面 2120 雷射控制模組 2121 通訊通道 2122 . 通訊通道 2210 通訊介面 2220 造影控制模組 2230 造影子系統 2240 病患介面 2250 造影光束 2260 探測光線 3300 病患介面 3210 手術光束 3220 造影光束 3100 共用控制模組 3400 共用外殼 4100 共用光束傳遞模組 4200 共用病患介面 47 201138715 5100 掃描器 5200 光束調節器 5300 OCT造影模組 5600 物鏡 5410 分光器 5420 分光器 5500 目視觀察光學單元 6410 x-y掃描器 6420 z掃描器 6100 共用控制器 6200 OCT光源 6210 分光器 6310 分光器 6430 光束調節器單元 6440 分光器. 6220 光學延遲裝置 6230 返回鏡子 6240 光譜儀偵測器 7100 可移動式物鏡 7110 位置感測裝置 7200 控制模組 7200 OCT控制器 9100 光線模組 9200 控制糸統 9300 分光器 9400 非線性光譜加寬媒體 48

Claims (1)

1. 201138715 七 申清專利範圍·· 1. 種眼睛造影之方法，包含以下步驟： 相對於一頻域光學斷層掃描(Spectrai Domain Optical f〇herence T0m0graphic，SD-OCT)造影系統定位該眼睛， 5亥眼睛具有一第一和一第二結構；以及 利用下列方式使用該SD-0CT造影系統對該眼睛造 影： —選取該第一眼睛結構的直接影像或鏡射影像的其中 之―，並且產生對應至該第一眼睛結構的所選影像之第一 影像部分； —選取該第二眼睛結構的直接影像或鏡射影像的其中 ，並且產生對應至該第二眼睛結構的所選影像之第二 影像部分；以及 2. 3. 4. 抑制該第一和第二結構的該等未選取影像。 叫專利範㈣丨項之方法’其巾抑制 的步驟.包含下列至少其中之一： 〜 避免顯示所產生的未選取影像； f5該選取影像’但不顯示該等未選取影像；或 執行一计算步驟，避免產生該等未選取影像，或 該等列舉步驟的組合。 SC第1項之方法’其中產生該第-和第二影 產生第二影像部分的其中之-上執行轉換，以 1^八1°第—結構的—生物代表影像，當該第一或第 像部分的至少其中之一為鏡射影像時。 如第丨項之方法，眼睛的造影步驟包含： 像深度:;so第深度，以在對應的影 如申以s二眼睛結_妾與鏡射影像。 &圍第4項之方法’分辨第—和第二眼睛結構 49 5. 201138715 的直接與鏡射影像之步驟包含下列至少其中之一： 辨識該等影像的空間差異； 套用圖案辨識方法； 分辨該等影像的信號特性； 運用關於眼睛的既有知識；或 根據一診斷運用關於眼睛的知識，或 該等列舉步驟的組合。 6_如申請專利範圍第4項之方法，其中： 重複執行δ周整s亥參考深度以及分辨該第一和第二眼睛 結構的直接與鏡射影像之該等步驟。 7_如申請專利範圍第4項之方法，其中： 該第一結構為眼睛的水晶體之前囊層；以及 該第二結構為該眼睛的水晶體之後囊層。 8.如申請專利範圍第7項之方法，眼睛的造影步驟包含： 调整δ玄SD-OCT造影系統的參考深度，使得該第一影 像部分、該第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為$ 列其中之一： ' ’ 該角膜的直接影像-該前囊層的直接影像_ 囊層的鏡射影像； ° 該角膜的直接影像-該後囊層的鏡射影像_ 囊層的直接影像；或 該後囊層的鏡射影像-該角膜的直接影 囊層的直接影像。 9. 如申請專利範圍第4項之方法，調整參考深度 下列其中之一： 調整該SD-OCT造影系統的-參考鏡射之位置 调郎該SD-OCT造影系統的一延遲元件， 該等列舉步驟的組合。 S 10.如申請專利範圍第4項之方法，眼睛的造影步驟包含： 内差式造影。 50 201138715 11. 12. 13. 14. 15. 16. 17. 18. 如申請專利範圍第4項之方法，其中眼睛的造影步驟包含： 調整將近參考深度的—造影範圍，導致該第一和第二 結構位於該造影範圍内。 =請專·_ η項之方法，其中造影範圍的步驟 調整該SD_〇CT造影系統的中央波長或波長解析度的 至少其中之一。 如申味專利範圍第丨丨項之方法，其中調整步驟包含： 調整該造影範圍至0_15 mm範圍内。 如申π專利範圍第11項之方法，其中調整步驟包含： 調整該造影範圍至5-15 mm範圍内。 如申請專纖m第丨〗項之方法，其中眼睛的造影步驟包含·· 將近—焦點深度的一瑞利(Rayleigh)範圍，導致該 化衫範圍小於該Rayleigh範圍的4倍。 如申請專纖圍第4項之方法，調整參考深度的步驟包含： 調整該參考深度至2-15 mm範圍内。 專利範’丨項之方法，定位眼睛的步驟包含下列 至少其中之一： 將眼睛依靠到該SD_〇CT造影系統的一介面； 固定該眼睛；或 ，該眼睛相對於該SD_〇CT造影系統的一移動範圍降 至攻低，或 该等列舉步驟的組合。 如申。月專利範圍第1項之方法，其中： ^-vipST^CT OCT (SB-〇CT)^# = 〇CT(SS_OCT)造影系統其中之一。 圍第1項之方法，其中眼睛的造影包含下列 建立單一 z掃描； 建立平面Z掃描； 19. 201138715 20. 一 光:iid描;或 錄該等列舉步驟掃描，或 ϊγ造影之造《統，包含. -第-⑼r;造其 ^ 一、，吉構； 该眼睛具有 i曰:掃描(SD_〇CT始 &OCT造影系 構； 第-影像^分；〜構的直接影像與鏡射麟+選取來產生 第二影像部分 =第二結構的直接影像與 以及 鏡射影像中選取來產生 21, 如申請的未選取影像。 包含： 貝4系統’該SD-OCT造影系統 一造影光源，其輸出造影光； 一或多個分光器，其 =該造影光分成-造影光束和 將—返回的造影光m =束，以及 成干涉光； 一返回的參考光部分統一 具有與一參考距 離成比例的時間差；以及 一參考裝置，其返回該參考光部分， •干涉分析儀，其 接收該干涉光；以及 產生眼睛的一 SD-OCT影像。 2.如申，專利範圍第21項之造影系統，其中： 該SD-OCT為光譜儀型0CT (SB:〇 · (SS-OCT)其中之一。 LT)或％描式OCT 23.如申，專利範圍第21項之造影系統，其中： έ玄參考襄置係配置使得該返回的泉 返回的造影光部分為先到或後到的其中部分相對於該 52 201138715 24. 如^專利範圍第21項之造影系統，其中： 苴产參考鏡子的參考距離係相對於眼睛内的參考深度， _ ；；、:該干涉分析儀在該參考深度上具有最大造影敏感度。 25. 如中請專利顧第24項之造料統，其中： ，第—結構為眼睛的水晶體之前囊層； 二亥第—結構為眼睛的水晶體之後囊層； 邻八該ί考距離可調整來設定參考深度，使得該第一影像 ^之ί第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為下列 該後囊層的鏡射影像_該前囊層的直接影像·該 角Μ的直接影像； 个^ &时刖囊層的直接影像_該後囊層的鏡射影像-今 角膜的直接影像；或 豕"亥 该别囊層的直接影像-該角膜的直接影像-兮徭 囊層的鏡射影像。 °哀後 26·如申利範圍第24項之造影系統，其中： ，，一結構為眼睛的水晶體之前囊層； 邊第二結構為眼睛的水晶體之後囊層； 侩部^參考距離可調整來設定該參考深度，使得該第〜 =之，二影像部分以及一角膜影像的深度4“ 角膜的的直接影像-該前囊層的鏡射影像1 角膜的Si ：T影像·該後囊層的直接影像1 囊層的SIT鏡射影像-該角膜的鏡射影像1後 27·如申請專利範圍第24項之造影系統，其中： =參考距離可触來控繼參考深度位於μ 範圍内。 mm的 53 201138715 28.如申請專利範圍第24項之造影系統，其中： 忒SD-OCT造影系統控制將近參考深度的一造影範圍 進入下列其中之一的範圍内： 0 mm- 15 mm 和 5 mm- 15 mm。 29·如申請專利範圍第20項之造影系統，其中： 5亥SD-OCT造影系統利用下列至少其中之一來抑綱 4未選取影像： 避免顯示所產生的未選取影像； 產生该荨未選取影像，但不顯示該等未選取影像； 或 執行一計算步驟，避免產生該等未選取影像，或 該等列舉功能的組合。 30. -種物體造影之方法’該方法包含下列步驟： 相對於一頻域光學斷層掃描(Spectral ^irr^mGgraphie ’SD_0CT)造料統定位該物體， "χ物體匕3位於一低對比媒介内的高對比結構； ，用該SD-OCT造影系.统，產生該高對比結構的 1由^〜像對應至δ玄向對比結構的直接影像與鏡射影像的 ，、〒之一：以及 抑制該高對比結構的未選取影像。 利範圍第如項之方法，產生高對比結構的影像之 、、果SMCT造影系'统的一參考深度’以在一影像 Itt產生该南對比結構的影像，使得可分辨出該S董+!：卜 結構的影像與-第-結構的第-影像之差異。円對比 32.如申，專利範圍第3!項之方法，調整參考深度的步· 第-其中之一分辨該高對比結構的影像與； 異辨識該高對比結構的影像與該第一影像之空間差 54 201138715 33. 34. 35. 36. 37. 38. 套用圖案辨識方法； 性；分辨該高對比結構的影像與該第一影像之單一特 運用關於該物體的既有知識；或 根據一診斷運用關於該物體的知識。 利範圍第3G項之方法，產生高對比結構的影像之 内差式造影。 圍第30項之方法，其中產生高對比結構的影 =犯術造影系統的參考深度；以及 涵蓋對考深度的—造影範圍，導致該造影範圍 =請翻範，4項之方法，射赃造影範圍的步驟 至少^" 波長與_析度的 如由往* _導㈣ 圍涵錢高對比結構。 包含了彳乾圍第34項之方法’其中調整造影範圍的步驟 調整該造影範圍至 範圍的其中之一内。 _和51^-15_的 青專利範圍第％項之方法，其中調整造影範圍的步驟 «周正5亥參考深度至2rnm-IS mm範圍内。U請專利範圍第％項之方法’其中調整造影範圍的步驟 調整該SD-OCT造影系統的一焦點深度；以及 巧該SD-OCT造影系統的將近該焦點深度之 (=elgh)範圍’導致該造影細小於該㈣娜範圍= 55 201138715 39. —種手術雷射系統，包含： 一手術雷射產生系統；以及 -頻，光學斷層掃描(SD_〇CT 手術雷射產生系統，其中. /、稱口至5亥 該SD-OCT造影系統 影；在-低對比媒介内將具有_高對比結構的—物體造 該高對比 抑制該咼對比結構的未選取影像。 .利範圍第39項之手術雷射系統，該sd_〇ct造影 一造影光源，其輸出造影光； 一或多個分光器，其 =該造影光分成一造影光束和-參考光束；以及 統-成!造影縣部分與—返_參考光束部分 距離上參ίί子’其返回該參考光束部分，定位在一參考 一干涉分析儀，其 接收該干涉光束；以及 Δ1 ,,產生眼睛的一 SD-OCT影俊。 .如申^利範圍第4〇項之造影系統，且令. (心:〇中2，#儀型町($峨丁)和掃描式町 4Ζ 影系統，針： 中該干涉離相對於眼睛内-參考深度，其 〜考距離可調整來控制該參考深度位於W咖的 56 43· 201138715 範圍内。 44. 如申請專利範圍第42項之造影系統，其中： 該SD-OCT造影系統設置成控制將近參考深度的一造 影範圍進入下列其中之一的範圍内： 0 mm - 15 mm 和 5 mm - 15 mm。 45. 如申請專利範圍第39項之造影系統，其中： 該SD-OCT造影系統利用下列至少其中之一來抑制該 未選取影像： 避免顯示所產生的未選取影像； 產生該未選取影像，但不顯示該未選取影像；或 執行一計算步驟，避免產生該未選取影像。 57