用于整合白内障手术与青光眼或散光手术的方法和装置

摘要

一种用于整合眼手术的方法可以包括：确定眼晶状体内的白内障靶区；施加白内障激光脉冲以光致破裂所确定的白内障靶区的一部分；确定眼外围区域内的青光眼靶区或散光靶区；以及施加手术激光脉冲以在所述青光眼或散光靶区内通过光致破裂创建一个或多个切口；其中所述方法的各步骤在一个整合的手术程序内执行。激光脉冲能够于在眼角膜上制造出切口之前施加。整合的手术程序可以涉及为如下三种功能使用相同的脉冲激光源：用于光致破裂靶区、用于在眼囊上制造切口、以及用于在眼角膜上制造切口。

说明书

技术领域

本申请文件涉及用于整合白内障手术与青光眼或散光手术的技术、装置和系统。

背景技术

白内障手术是最常进行的眼科程序之一。白内障手术的主要目的在于移除有缺陷的晶状体并植入人造晶状体或人工晶体（IOL）来恢复有缺陷晶状体的部分光学属性。一般而言，IOL能够改进光透射，并降低散射、吸收或前述两者。

白内障手术的广为实行的形式涉及基于超声的乳化白内障吸除术。在这类手术期间，使用晶状体探针通过切口进入眼晶状体。探针生成将晶状体打成小碎片的超声，由此导致其乳化。引人注目的是，这一程序在过去的二十年里始终没有大的变化。在基于晶状体乳化的白内障手术的过程中，需要进行一系列独立的手术操作，包括：(1)角膜切开和穿刺；(2)注射粘弹性物以保持整个前房结构并防止其萎陷；(3)进入前囊层；(4)创建晶状体前囊撕囊口；(5)晶状体核的水分离；(6)通过基于机械和超声的方法打碎晶状体核；(7)吸除晶状体核；(8)将粘弹性物注入囊袋；(9)吸除晶状体皮质物质；(10)插入人工晶体并定位；(11)移除粘弹性物；以及(12)检查角膜伤口完整性，并可能安排缝合。这些步骤中的一些之所以是必须的是鉴于如下事实：眼在眼手术期间被打开并通过仪器的物理进入来打碎和移除晶状体。

以此方式执行的晶状体手术需要外科医生的高度技巧以及专门化的设备和供应，而这其中又有许多是需要手术助理护士进行协助的。因为每一个步骤都与其他步骤分离，因此在该程序期间实现各步骤的彼此优化协调会很困难。

发明内容

简要而言，本发明的实现包括一种整合眼手术的方法，包括如下步骤：确定眼晶状体内的白内障靶区;施加白内障激光脉冲以光致破裂所确定的白内障靶区的一部分;确定眼外周区域内的青光眼靶区;以及施加青光眼激光脉冲以通过光致破裂在所述青光眼靶区内创建一个或多个切口;其中该方法的各步骤在一个整合的手术程序中执行。

在某些实现中，施加白内障激光脉冲的步骤在施加青光眼激光脉冲的步骤之前执行。

在某些实现中，施加白内障激光脉冲的步骤在施加青光眼激光脉冲的步骤之后执行。

在某些实现中，施加白内障激光脉冲的步骤与施加青光眼激光脉冲的步骤至少部分同时执行。

在某些实现中，施加青光眼激光脉冲的步骤可以包括将激光脉冲施加到巩膜、角膜缘区域、眦部分或虹膜根中的至少一个内。

在某些实现中,施加青光眼激光脉冲的步骤可以包括根据与小梁成形术、虹膜切开术和虹膜切除术中的至少一种相关的图案施加激光脉冲。

在某些实现中，施加青光眼激光脉冲的步骤可以包括施加激光脉冲以形成排液道和体液流出开口的至少一种。

在某些实现中，本方法包括将可植入设备插入到排液道或体液流出开口内。

在某些实现中，排液道或体液流出开口被配置为连接手术眼的前房至手术眼的表面，由此允许降低手术眼内房水的眼内压。

某些实现可以包括利用一个激光器施加白内障激光脉冲和青光眼激光脉冲两者。

在某些实现中，施加青光眼激光脉冲的步骤包括：将青光眼激光脉冲施加至优化的青光眼靶区，其中选择所述优化的青光眼靶区的位置以相比于眼巩膜散射更少的青光眼激光脉冲，并且通过形成排液道实现相比于中央形成的排液道对眼光路的更低程度的干扰。

在某些实现中，青光眼靶区是角膜缘-巩膜边界区域或角膜缘-角膜相交区域之一。

在某些实现中，施加青光眼激光脉冲的步骤包括：施加青光眼激光脉冲以在被选择用以优化竞争性要求的方向上形成排液道，所述竞争性要求是：相比于眼巩膜散射更少青光眼激光脉冲，以及相比于中央形成的排液道对眼光路的干扰更少。

在某些实施例中，能够以协调的方式执行对白内障激光脉冲的布局和对青光眼激光脉冲的布局。

在某些实现中，本方法可以包括成像由白内障激光脉冲实现的光致破裂；以及响应于成像的光致破裂确定至少部分的青光眼靶区。

在某些实现中，本方法可以包括成像由青光眼激光脉冲实现的光致破裂；以及响应于成像的光致破裂确定白内障靶区的至少部分。

在某些实现中，以白内障激光波长λ-c施加白内障激光脉冲；并且以青光眼激光波长λ-g施加青光眼激光脉冲。

在某些实现中，白内障激光脉冲被施加通过白内障患者接口；而青光眼激光脉冲被施加通过青光眼患者接口。

在某些实现中，一种多用途眼科手术系统可以包括多用途激光器，被配置为将白内障激光脉冲布置到白内障靶区内，并将青光眼激光脉冲布置到青光眼靶区内；以及成像系统，被配置为对由白内障激光脉冲和青光眼激光脉冲的至少一种导致的光致破裂进行成像。

在某些实现中，该多用途眼科手术系统被配置为以白内障激光波长λ-c施加白内障激光脉冲并以青光眼激光波长λ-g施加青光眼激光脉冲。

在某些实现中，该多用途眼科手术系统被配置为施加白内障激光脉冲通过白内障患者接口，以及施加青光眼激光脉冲通过青光眼患者接口。

在某些实现中，该多用途眼科手术系统被配置为由同一个激光器施加白内障激光脉冲和青光眼激光脉冲。

在某些实现中，一种用于整合眼手术的方法可以包括如下步骤：确定眼晶状体内的白内障靶区；施加白内障激光脉冲以光致破裂所确定的白内障靶区的一部分；确定眼中央、中部或外周区域内的散光靶区；以及施加散光矫正激光脉冲以通过光致破裂在所述散光靶区内创建一个或多个切口；其中该方法的各步骤在一个整合的手术程序中执行。

在某些实现中，本方法可以包括成像由白内障激光脉冲实现的光致破裂；以及响应于成像的光致破裂确定散光靶区的至少部分。

在某些实现中，一种多用途眼科手术系统可以包括多用途激光器，被配置为将白内障激光脉冲布置到白内障靶区内，并将散光激光脉冲布置到散光靶区内；以及成像系统，被配置为对由白内障激光脉冲和散光激光脉冲的至少一种所导致的光致破裂进行成像。

附图说明

图1示例了眼。

图2示例了眼核。

图3例示了一种光致破裂方法的各个步骤。

图4例示了步骤320a-b中的手术激光的施加。

图5A-G例示了角膜和囊切口的创建以及IOL的插入。

图6A-G例示了整合有青光眼或散光手术的白内障手术的若干实现。

图7示出了一种成像引导激光手术系统的示例，该系统设有成像模块以提供用于激光控制的靶成像。

图8-16示出了成像引导激光手术系统的示例，这些示例具有各种集成程度的激光手术系统和成像系统。

图17示出了一种通过使用成像引导激光手术系统来执行激光手术的方法的例子。

图18示出了来自光学相干断层摄影术（OCT）成像模块的眼图像的示例。

图19A-D示出了用于校准成像引导激光手术系统的校准样本的两个例子。

图20示出了将成像样本材料附至成像引导激光手术系统内的患者接口以校准该系统的示例。

图21示出了由手术激光束在玻璃表面创建的参考标记的例子。

图22示出了针对成像引导激光手术系统的校准过程以及校准后手术操作的例子。

图23A-B示出了示例性的成像引导激光手术系统捕捉激光诱发的光致破裂副产物和靶组织以引导激光对准的两种操作模式。

图24-25示出了成像引导激光手术系统中的激光对准操作的例子。

图26示出了基于使用光致破裂副产品的图像而进行激光对准的示例性激光手术系统。

具体实施方式

图1例示了眼1的总体结构。入射光传播通过的光路包括角膜140、由虹膜限定的瞳孔160、晶状体100和玻璃体液。这些光学器件将光引至视网膜170。

图2更详细地例示了晶状体200。晶状体200有时被称为晶状体(crystalline lens)，因为a、b和g结晶蛋白质占晶状体的约90%。晶状体在眼内具有多种光学功能，包括其动态聚焦能力。晶状体是人体所特有的组织，其在胎儿期、出生后并贯穿终生尺寸持续长大。晶状体的生长是通过起始于晶状体赤道外周上的生发中心的新晶状体纤维细胞的生长而实现的。晶状体纤维是长且薄的透明细胞，直径典型地在4-7微米之间且长度可达12mm。最早的晶状体纤维位于晶状体中央，形成核。核201可被进一步细分为胚胎核区、胎儿核区和成人核区。围绕核201的新长出部分被称为皮质203，并且发展出同心的椭圆层、区域或区带。因为核201和皮质203在不同的人类发展阶段形成，所以它们的光学属性是相异的。在晶状体的直径随时间增大的同时，其也可能变得紧实，使得核201和周围的皮质203的属性变得更为不同（Freel等人，BMC Ophthalmology 2003,vol.3,p.1）。

作为这一复杂的生成过程的结果，典型的晶状体200包括轴向跨度约2mm的较硬的核201，之外围绕着轴向宽度1-2mm的较软的皮质203，并由薄得多（典型宽度为约20微米）的囊膜205包含在内。这些值在相当程度上因人而异。

晶状体纤维细胞会随时间流逝遭遇胞质成分的进行性损失。由于没有血管或淋巴到达晶状体以供养其内部区域，因此晶状体的光学透明度、柔软性和其他功能属性有时会随着年龄而劣化。

图2例示了在某些环境下（包括长期紫外线暴露、暴露于一般性的辐射、晶状体蛋白质变性、诸如糖尿病、高血压等疾病的次生效应、以及高龄），核201的一部分区域会变为透明度下降区域207。透明度下降区域207通常是位于晶状体中央的区域（Sweeney等人，ExpEye res,1998,vol.67,p.587-95）。透明度的这一进行性损失通常与在同一区域内最为常见类型的白内障的发展以及晶状体硬度的增加相关。这一过程会随着年势渐高从晶状体外围到中央部分逐步发生（Heys等人，Molecular Vision 2004,vol.10,p.956-63）。这种改变的一个结果是老视眼和白内障发展的严重性和发生率随着年龄的增大而增加。

移除这一不透明的区域以及透明度下降的白内障区域是白内障手术的目的。在许多情况下，这需要移除晶状体的整个内部区域，而仅留下晶状体囊。

正如背景技术部分介绍的，基于乳化白内障吸除术的白内障手术会有若干限制。例如，这类基于超声的手术会产生无法良好控制其大小、形状和位置的角膜切口，由此导致创口自封闭不良。应对这些不受控制的切口可能需要缝合。晶状体乳化术还需要在囊上制造较大的切口，有时可达7mm。该程序可以导致大量无意识的更改：经治疗的眼会呈现相当量的散光以及残余或二次屈光或是其他差错。后者通常需要紧接的屈光或其他手术或设备。类似地，虹膜组织会被探针撕开，并且该程序可能导致虹膜组织脱垂到伤口内。打碎的晶状体组织可能难以接近，并使得IOL的植入成为挑战。基于超声的手术还可能由于残余粘弹性剂阻塞眼排液管而引起眼压的非期望的升高。此外，这些程序还可能导致非优化的居中、成形或大小的囊开口，而这又会对晶状体碎片的移除造成问题和/或限制IOL在眼内的精确定位和放置。

上述困难和挑战的双重起因是晶状体破裂是如下执行的：(1)通过打开眼本身，以及(2)需要多个分开的步骤，每个步骤都需要插入或移除工具并且眼在这些步骤之间时打开的。

使用晶状体乳化术进行白内障手术的这些和其他限制及关联风险已使得发展出不需要在眼内制造切口以治疗白内障的程序。例如，美国专利6,726,679描述了一种通过引导超短激光脉冲至眼内不透明位置来移除晶状体不透明部分的方法。然而，这一早期方法并没有理解手术过程控制中的若干困难。此外，其可用性被限制在眼病是由晶状体不透明之外的其他问题所引起的情形，例如伴发屈光差错的情形，并且需要分开的程序。

本申请的各实现描述了用于执行克服上述双重问题的白内障手术的方法和装置。各实现执行晶状体破裂而(1)无需打开眼，并且(2)在单个整合程序中实现。此外，各实现提供对手术程序的良好控制，降低差错发生可能性，最小化附加技术辅助的需要，同时提升手术效率。在本申请中描述的用于白内障手术的方法和装置可被实现用以移除眼晶状体并将该晶状体移除与其他手术步骤相整合，从而以一种协调且有效的方式执行整个程序。

通过应用光致破裂（例如，利用短脉冲激光）能够避免物理进入眼内。眼手术激光器的操作人员能够将激光束高度精确地递送至被靶向以打碎的晶状体区域。基于光致破裂的晶状体破裂能够在若干配置中实现，诸如如下美国专利所描述的：4,538,608、5,246,435以及5,439,462。本文描述的方法和装置可被用于使得基于光致破裂的这些和其他晶状体破裂方法能够与白内障手术中需要的其他手术步骤相结合且整合，所述其他手术步骤包括打开眼和/或囊的步骤、移除破裂的晶状体材料的步骤以及将人工的晶状体插入移除碎裂的晶状体后所留下的空间的步骤。

图3-4例示了本发明的方法的实现300，其中包括如下涉及的用于移除白内障的各手术步骤。

步骤310可以涉及确定眼内的手术靶区。在所描述的若干实施例中，靶区可以是核，或是与核有关的发展出白内障的区域。其他实施例可以靶向其他区域。

图4A例示了在某些方面，确定手术靶区的步骤310涉及确定靶区边界，诸如核的边界402。这一确定可以涉及使用激光脉冲在晶状体内创建一组探针气泡404，并且观察这些气泡的生长或动态。这些探针气泡在较软的皮质区生长的较快，但在核内生长的较慢，因为核较硬。还可以使用观察探针气泡404之外的其他方法来推定核边界402，诸如超声振摇并测量对其的响应。从观察到的探针气泡404的生长或动态，可以推定出周围材料的硬度：这是一种良好地适用于将较硬的核与较软的皮质分开并由此识别核边界的方法。

步骤320a可以涉及破裂靶区而无需在眼上制造切口的步骤。这可以通过在整合程序中向靶区施加激光脉冲来实现。

其中步骤320a被提及作为整合程序的一个方面在于步骤320a实现了如上描述的基于超声的手术中的五个步骤的同等效果：

(1)角膜切口和穿刺；(3)前囊切口；(4)创建晶状体前囊撕囊口；(5)晶状体核的水分离；(6)通过基于机械和超声的方法打碎晶状体核。

步骤320a的各方面包括如下：(i)由于眼没有因为晶状体破裂而被打开，因此光路没有受到干扰并且能够高度精确地控制激光束以高度精确地撞击期望的靶区。(ii)同样地，因为没有物理对象被插入到眼切口内，因此切口不会因为物理对象以一种难以控制的方式被插入和抽出而进一步撕裂。(iii)因为眼在裂解过程期间没有打开，因此外科医生不需要管理打开的眼内的液体，而在基于超声的手术中（尤其是步骤(2)），这些液体本会漏出并需要补充，例如注射粘性液体。

在激光诱发的晶状体破裂过程中，激光脉冲使靶区内分子的一部分离子化。这会导致“等离子阈值”之上的次级离子化过程的大量发生。在许多手术程序中，大量能量以短脉冲串的形式被转换至靶区。这些集中的能量脉冲可以气化已被离子化的区域，从而导致空化气泡的形成。这些气泡可以形成具有几微米的直径，并且以超音速膨胀至50-100微米。随着气泡的膨胀速度减缓至亚音速，它们会在周围组织中引起冲击波，从而导致二次破裂。

这些气泡本身及其导致的冲击波实现了步骤320a的一个目标：核201的裂解、碎片化或乳化而无需在囊205上制造切口。

已经注意到光致破裂会降低其影响区域的透明度。如果激光脉冲的施加是从将脉冲聚焦在晶状体的前面或前部区域开始并在随后将焦点朝向后部区域更深地移动，则产生的空化气泡和伴随的透明度下降的组织会处于后续激光脉冲的光路上，阻碍、衰减或散射这些激光脉冲。这会劣化后续激光脉冲施加的精度和控制，并且还会使得实际递送至晶状体更深的后部区域的能量脉冲减小。因此，基于激光的眼手术程序的效率可以通过其中由早期激光脉冲生成的气泡不会阻碍后续激光脉冲的光路的方法来提高。

使得在前生成的气泡不会阻碍后续施加的激光脉冲的光路的一种可能的方式是首先向晶状体的最后区域施加脉冲，随后朝向晶状体的前部区域移动焦点。

美国专利5,246,435的技术并没有理解与相关过程相关联的各种不同。这些问题包括在皮质内生成的气泡通常会因为皮质硬度较低且更粘的特性而不受控制地传播。于是，如果激光被施加至晶状体的后侧（皮质的后部所在），那么外科医生将会创建快速且不可控地传播至大片区域的、很有可能阻碍光路的气泡。

步骤320b是执行步骤320a的一种改进方式的例示：通过将手术激光脉冲聚焦至核401的最后区域并在核401内朝前移动焦点。

图4B例示了利用在步骤310中确定的关于核401的边界402的近似知识的本发明方法的实施例。步骤320b通过首先在核401的最后区域420-1内施加脉冲412-1来避免在前生成的脉冲（例如，通过不可控地扩散至皮质403）阻碍后续施加的激光脉冲的光路。随后是将后续脉冲412-2施加至核401内的区域420-2，其中该区域420-2位于在前施加有激光脉冲412-1的区域420-1之前。

另一种方式是：将激光脉冲412的焦点从核401的后部区域移至前部区域。

步骤320a和320b的一个方面在于施加功率足够强的激光脉冲以实现晶状体的期望光致破裂，但其功率又没有强到足以引起其他区域（诸如，视网膜内的区域）内的破裂或其他损害。此外，气泡被布置地足够接近以引起期望的光致破裂，但又不会过于接近而使得创建的气泡合并且形成会不受控制地生长并扩散的更大的气泡。实现破裂的功率阈值可被称为“破裂阈值”，并且引起气泡非期望的传播的功率阈值则可被称为“传播阈值”。

上述上限和下限阈值对激光脉冲的参数（诸如其功率和分离度）加以限制。激光脉冲的持续时间也可以具有类似的光致破裂阈值和传播阈值。在某些实现中，持续时间可以在0.01皮秒到50皮秒的范围内变化。对于某些患者而言，可以使用范围在100飞秒到2皮秒的脉冲持续时间来实现特定结果。在某些实现中，每脉冲的激光能量可在1μJ至25μJ的阈值间变化。激光脉冲重复率则可在10kHz到100MHz的阈值之间变化。

激光脉冲的能量、靶分离度、持续时间和重复频率也可以基于对晶状体光学或机构属性的预操作测量结果来选择。作为替换，激光能量和靶分离度可以基于总体晶状体尺寸的预操作测量结果并且使用依赖于年龄的算法、计算、尸体测量或数据库来选择。

值得注意的是，为其他眼部区域（诸如，角膜）开发的激光破裂技术无法在不进行实质性修改的情况下施加至晶状体。造成这一状况的一个原因是角膜是高度分层的结构能够非常有效地抑制气泡的传播和移动。由此，气泡传播对角膜内操作带来的挑战要比对包括核本身的晶状体的更软层内的操作小得多。

图5A也例示了步骤320a-b。以类似的编号，激光束512可以通过形成气泡520导致晶状体500内的核501的破裂，其中激光束512以破裂阈值和传播阈值之间的激光参数施加，并且其焦点以从后向前的方向移动。

步骤330可以涉及在角膜和在囊上制造切口。这些切口至少用于两个目的：打开用于移除破裂的核和其他晶状体材料的路径以及打开用于IOL的后续插入的路径。

图5B-C例示了在晶状体500的囊505上切口的创建，有时被称为撕囊术。在步骤330，可以将激光束512聚焦在囊表面上，由此创建的“撕囊术气泡”550足以使得囊505破裂，实现穿透效果。图5B示出了眼侧视图，而图5C则是在创建了“撕囊术气泡”550的环以限定囊切口555之后的晶状体500的前视图。在某些实现中，形成这些气泡550的完整圆，并且简单地移除囊的碟形盖，即，囊切口555。在其他实现中，在囊505上形成不完整的圆，盖依然与囊连接，并且可以在该程序结束时将盖恢复到其原始位置。

由撕囊术气泡550的穿透所限定的碟状囊切口555随后可被抬起并在随后的步骤中由手术仪器克服来自穿透的囊组织505的小阻力来移除。

图5D-E例示了角膜540上切口的创建。可以施加激光束512以创建一串气泡，由此创建通过角膜540的切口。该切口可以不是一个完整的圆，而仅是可以在程序结束时被重新关闭的盖状或片状切口。

同样地，手术激光束的施加有效穿透角膜以限定角膜盖，从而在后续的步骤中，可轻易地将该角膜盖与角膜的其余部分分开并抬起，由此允许物理进入眼内。

在某些实现中，角膜切口可以是多平面或“阀门状”的切口，如图5E的侧视图（未按比例绘出）所示。这类切口可以是自封闭的,并且在手术程序结束之后包含要好得多的眼内液体.此外,倘若角膜组织重叠度较高,则这类切口的愈合良好结实,并且愈合不会因撕裂在而受阻。

这些附图5A-E良好例示了基于超声的手术与本文描述的光致破裂手术之间的差异。

基于超声的手术的切口通过使用钳状骨针机械撕裂靶组织（诸如角膜和晶状体囊）的所谓的曲线撕囊术来制造出。此外，在基于超声的手术中，这些切口的一侧反复受到各种机械设备移入移出的影响。出于这些理由，无法良好控制切口的轮廓，并且这些切口也无法以上述自封闭的方式做出。因此，基于超声的方法无法实现可由光致破裂治疗实现的良好控制尺寸和实现多平面切口自封闭的效果。

这已经在使用上述两种程序尝试创建标称的5mm开口的测试程序中得到了证明。由机械撕裂创建的切口具有5.88mm的直径和0.73mm的偏差。相比之下，使用本文描述的光致破裂方法则实现了直径5.02mm且偏差为0.04mm的开口。

这些测试结果证明了光致破裂方法高得多的定量精度。这一差异的重要性例如可以从如下事实得出：如果角膜的散光矫正切口仅偏差10-20%，也将否定甚至抵消其期望的大部分效果，甚至还需要一个继续的手术。

此外，一旦角膜在基于超声的方法中由切口打开，则“前房的眼房水”（即，眼的液体内容物）就开始外流，使得液体开始从眼部漏出。

液体的这一损失会导致不好的结果，因为眼房水在维持眼部结构完整性中起到实质性的作用，它的流出多少类似于水从装满水的球中流出的状况。

因此，已经做出了相当的努力以持续补充眼中流出的液体。在基于超声的手术中，一种复杂的计算机控制系统被用于监控这一液体管理。然而，这一任务要求外科医生本身具备相当的技巧。

相比之下，本发明的方法的各实现不需要打开眼部来实现光致破裂。鉴于这一理由，液体管理并不是晶状体光致破裂过程中的任务，于是对外科医生技巧的要求以及对复杂设备的要求也会降低。

再次参考图3，步骤330还包括移除碎片化的、破裂的、乳化的或以其他方式更改的核以及其他晶状体材料，诸如更多的液体皮质。这一移除典型地通过将抽吸探针插入角膜和囊切口并抽取上述材料来执行。

图5F例示了步骤340可以包括将眼内透镜（IOL）530插入晶状体囊505以代替破裂的原始晶状体。在前创建的角膜和囊切口可以用作IOL插入的入口。在本方法300中，切口并非被做出用以容纳晶状体探针。因此，可以针对IOL 530的插入优化各切口的位置、居中度以及角度。撕囊术气泡500以及角膜切口555可被完全部署用于优化IOL 530的插入。随后，可将IOL 530插入，并且重新关闭角膜上的开口或让其自封闭。晶状体囊505典型地包裹并容纳IOL 530且不做出过多的干涉。在囊切口较大的情况下，通常选择居中的位置用于切口。在囊切口较小的情况下（如下图6所示的情况），则可以使用偏心的切口。

图5G例示了眼内透镜530可以包括实质上可以是透镜的“光学器件”部530-1以及根据设备或布置广泛变化的“触件”部530-2，所述触件部的功能包括将光学器件部530-1在囊505内的期望位置处保持就位。在某些实现中，该光学器件部530-1会比囊505的直径小得多，使得有必要配有用于保持的这一“触件”部。图5G示出了其中触件部530-2包括两个螺旋臂的实施例。

在本系统的某些实施例中，光学器件-触件结合部通过在前囊内制造一个或多个切口来接合。

在某些实现中，晶状体囊505在IOL的插入过程中膨胀，由此最佳地放置触件部530-2。例如触件部530-2可被放置在囊505的最外围凹进内，以优化光学器件部530-1的中央及前-后定位。

在某些实现中，触件部530-2在IOL插入之后瘪下，从而以受控的方式将囊505的前后部相合，由此优化光学器件部530-1的中央及前-后定位。

在上述眼手术的某些实现中，晶状体的外围区域经由成角反射镜光学到达。

在某些情况下，可能出现晶状体600的外围区域无法光学到达的状况。在本发明方法的某些实现中，这些区域可以使用光致破裂之外的其他方式碎片化或分解，包括超声、热水或抽吸。

图6A例示了与图3-5F共享许多元素的实现，这些元素被类似地编号并且将不在此重复。此外，图6A的实现包括套管针680。该套管针680实质上是形状合适的圆柱体，并且能够通过角膜切口665插入，随后经由囊切口655到达晶状体囊605内。在某些情况下，该套管针的直径可以是约1mm，在其他情况下可以在0.1-2mm的范围内。

该套管针680可以在上述光致破裂过程中的各个阶段提供改进的控制。套管针680可以用于液体管理，因为其创建了用于液体流入和流出的受控管道。在某些实施例中，能够以一种实质上水密的方式将套管针680插入到角膜切口665和囊切口655内。在这些实施例中，套管针680外的泄漏最小，因此管理套管针680外的液体的需要也最小。

此外，各种仪器通过该套管针680能够以一种更为受控且更安全的方式移入和移出。同样地，光致破裂的核以及其他晶状体材料也能够以一种良好受控的方式被更为安全的移出。最后，由于某些IOL能被折叠至仅具有最大尺寸2mm或更小，因此IOL可通过套管针680插入。这些IOL能被移动通过其直径仅略大于这些经折叠IOL尺寸的套管针680。一旦就位，IOL能在晶状体600的囊605内展开或解包。IOL能够被恰当对准，使其将被居中定位，并且不会在晶状体600的囊605内不期望的倾斜。此外，基于套管针的手术程序在晶状体乳化术中需要创建的切口非常小，为2mm左右，而非典型的7mm类型的切口。

一般而言，套管针680为各操作保持部分或完全隔离且受控的空间。一旦完成操作，则可将套管针680移出，并且角膜的自封闭切口665能够有效且牢固地愈合。通过使用该方法，光致破裂过程能够在尽可能大的程度上恢复患者视力。

总之，所描述的光致破裂方法的各实施例能够并且被配置为以如下方式执行眼晶状体核或任何其他靶区的光致破裂的各步骤：(1)无需创建眼内开口；并且(2)在单个整合过程中实现，而非需要使用不同的设备执行多个步骤以及外科医生的高度技巧。

用于白内障手术的本发明装置的一个实现能够通过去除或降低对粘弹性物的需要来保持眼体积，并且能够提供IOL在膨胀的、破坏度最小的囊袋内的更容易地放置，从而最优地将IOL置于并保持在光学居中且没有倾斜的位置上。该过程能够提升介入后眼的光学和/或屈光可预见性和功能性。该过程还能够减少对手术辅助的需要，并且提供针对操作效率的机会，诸如将该程序分成能够在不同的灭菌级别下、在不同的房间内、甚至在不同的时间执行的两部分。

例如，激光程序可以首先在开销更低的非无菌环境下执行，晶状体移除和IOL放置则可以在传统的无菌环境中执行，诸如随后在手术室内执行。作为替换，由于晶状体移除和IOL放置所需的技巧和支持水平因使用光致破裂而降低，因此对操作场地的要求水平也降低，从而实现成本和时间的节省或者便利度的增加（诸如，能够在类似于LASIK手术的操作室内执行各程序）。

以上讨论的白内障眼疾通常与另一种眼病（青光眼）共存。青光眼是一种与视神经相关的疾病，会导致眼房水过高的眼内压（IOP）。排出合适量的眼房水能够降低过高的眼内压，并逆转视神经病况。通过施加手术激光在外围眼区域内创建切口可以一次性地降低IOP，或者可以创建永久性的排液道以将IOP稳定在一个较低的水平。于是，眼激光手术成为了一种有前途的治疗青光眼的方法。

对于同时患有白内障和青光眼的患者而言，同时对这两种病况进行治疗会是有益的。即使在程序不同时执行的情况下，协调用于各程序的切口也可以实现最小化可能的复杂度并最大化各程序的成功结果的益处。

图6B-D例示了同时或以一种整合或协调的方式执行白内障和青光眼过程的整合眼科手术程序的实现。

图6B例示了在一个整合的眼科程序中，可以使用手术激光器610将一组白内障程序激光脉冲612-c施加至晶状体600的核601以形成一组白内障程序激光气泡620-c。在该白内障过程之前、之后或同时，手术激光器610可以将一组青光眼程序激光脉冲612-g施加至眼外围区域，诸如巩膜、角膜缘区域、眦部或虹膜根。这些青光眼程序激光脉冲612-g可以是任何已知的青光眼程序的一部分，所述已知的青光眼程序尤其包括小梁成形术、虹膜切开术或虹膜切除术。在这些程序的任一程序中，一组青光眼程序激光气泡620-g在眼外围区域内生成，以根据各种图案创建一个或多个切口或开口。

图6C例示了在某些实现中，这些切口或开口最终能够形成排液道或体液流出开口693。在某些实施例中，可植入设备694能被插入到该排液道内以调整外流。该可植入设备694可以是简单的排液管，或者可以包括压力控制器或阀。其形状可以是直线型或者可以具有弯曲，转角或肘形弯。

在这些实现的任一实现中，排液道693或可植入设备694都能够连接眼前房和眼表面，由此帮助降低眼内压。

图6B例示了所述整合眼科过程的一个实现，其中手术激光器610具有患者接口690，该患者接口690包括可以是平坦扁平化板或弯曲透镜的接触透镜691，以及施加部分真空以至少部分固定眼以施加程序的真空密封边缘692。如果患者接口690的大小合适，那么将无需重新定位或调整手术激光器。在这些实施例中，x-y或x-y-z扫描系统可以偏转或引导足够的手术激光至青光眼程序的眼外围区域。

在整合的程序中，接触透镜691可以从针对白内障程序优化的接触透镜691-c改变为针对青光眼程序优化的另一接触透镜691-g。

巩膜强烈散射入射激光，这例如由其亮白的颜色所证实。因此，大部分波长上的激光对切割穿透巩膜并形成排液道693而言不是特别有效。换句话说，为了创建穿透巩膜的切口，激光束可能必须具有高到会导致眼组织过度破裂的能量。

为了解决这一挑战，在某些整合系统中，识别出特定的波长λ-g，其中巩膜的吸收和散射在此波长处下降、或者具有最小值或间隙。具有这些波长的激光可被用于在巩膜内形成排液道693。然而，这些专用于青光眼的波长λ-g可能不是特别适合于可以最佳地在不同的λ-c波长上工作的白内障程序。

因此，在某些实现中，手术激光器610的操作波长可以从白内障优化的λ-c至改变为青光眼优化的λ-g值。在其他实现中，可以利用分开的激光器：一种是在波长λ-c操作的针对白内障程序的激光器；而另一种是在波长λ-c操作的针对青光眼程序的激光器。

然而，改变手术激光器的操作波长可能会是有挑战性的，而具有两个激光器的系统则有可能难以优化光学性能并难以使得系统成本具有竞争力。

图6例示了某些实现通过包括单波长激光器并将激光引导至针对竞争性且部分矛盾的要求而优化的区域来解决上述问题，所述竞争性且部分矛盾的要求指的是保持靶区的低散射同时最小化对光路的干扰。

一个此类优化区域例如可以是巩膜695和角膜缘696之间的边界区域。该角膜缘/巩膜边界区域能够比巩膜本身散射更少的激光束，从而允许为青光眼和白内障程序两者使用单个激光器，并且该激光器的波长被选择为足以良好执行白内障程序而由无需最小化巩膜的散射和吸收。与此同时，该角膜缘/巩膜边界区域内的排液道693可以是足够外围的区域，因此其仅在最小程度上干扰光路，并由此实现对患者视力的最小程度的干扰。典型地，选择距离眼光轴最远的靶在此方面是有用的。其他靶区也可以代表青光眼和白内障手术要求之间的良好折中，诸如角膜和角膜缘的交界。

除了排液道693的位置，排液道693的方向也会影响其形成的有效性。例如，排液道693能够以如下方式被引导：即无需垂直于眼表面而是被选择通过巩膜的这些区域从而使得散射最小并由此仅需要有限能量的激光脉冲。

图6E例示了整合的眼科程序的实现，其中手术激光器610可以在白内障程序和青光眼程序之间被调整，或者事实上可以为这两个程序使用分开的激光器。

通过成像手术区域可以增强这些程序的精确性。对于一种整合的白内障-青光眼程序而言，可以如下所述将成像系统与激光手术系统整合在一起。成像系统可被配置为成像眼的晶状体600、角膜140、角膜缘、巩膜或眦部。可以对图像进行分析以协调用于白内障程序和青光眼程序的切口的形成，由此优化整合程序的性能。

在其中两个程序顺序执行的实现中，成像步骤可以在第一程序之后执行，以成像在该第一程序的过程中形成的气泡以及所实现的光致破裂。这种成像能够协助并引导第二程序的激光脉冲布局。

更具体地，如果首先执行白内障程序，则随后可以执行成像步骤以对由白内障程序激光脉冲612-c所导致的光致破裂进行成像。该成像可被用于选择要将青光眼程序激光脉冲612-g引导至此的靶区。反过来，如果首先执行青光眼程序，则随后可以执行成像步骤以对由青光眼程序激光脉冲612-g所导致的光致破裂进行成像。该成像可被用于选择要将白内障程序激光脉冲612-c引导至此的靶区。

在一个相似的实施例中，对于同时患有白内障和散光的患者而言，同时对这两种病况进行治疗会是有益的。即使在程序不同时执行的情况下，协调用于各程序的切口也可以实现最小化可能的复杂度并最大化各程序的成功结果的益处。

图6F-G例示了同时或以一种整合或协调的方式执行白内障和散光过程的整合的眼科手术程序的实现。

图6F例示了在一个整合的眼科程序中，可以使用手术激光器610将一组白内障程序激光脉冲612-c施加至晶状体600的核601以形成一组白内障程序激光气泡620-c。在白内障程序之前、之后或同时，手术激光器610可以将一组散光程序激光脉冲612-a施加至角膜的中央、中部或外围，或施加至角膜缘区域。这些散光程序激光脉冲612-a可以是任何已知的散光程序的一部分，所述已知的散光程序尤其包括散光的角膜切开术、角膜缘松弛切口或角膜楔形节除术。在这些程序的任一程序中，可以生成一组散光程序激光气泡620-a以根据各种图案创建一个或多个切口或开口，由此减轻一种类型的角膜散光。

图6G例示了带有眼前视图的整合眼科程序的实现。作为散光程序的一部分，可以在外围的角膜缘区域内创建角膜缘松弛切口699-1和699-2。当被设计使用诊断性光学测量结果时，这些角膜缘松弛区域能够帮助减轻眼散光。

在其他方面，刚描述的整合的散光-白内障程序可以具有类似于更早描述的青光眼-白内障程序的若干特征。

这些特征包括(a)使用带有接触透镜的患者接口至少部分固定眼用以进行程序；(b)使用x-y或x-y-z扫描系统根据散光图案引导激光束；(c)在各程序之间改变接触透镜；(d)在各程序之间改变激光的波长，或者使用不同的激光器用于不同的程序；(e)通过优化最小化巩膜散光同时以对光路干扰程度最小的方式布置散光相关切口的要求来选择散光程序的位置；以及(f)在各程序之间调整激光的位置和方向。

更进一步地，该整合的白内障-散光程序的精确性可以通过将成像系统并入激光手术系统以对手术区域进行成像而得到提升。成像系统可被配置为成像眼的晶状体600、角膜140、角膜缘、巩膜或眦部。可以对图像进行分析以协调用于白内障程序和散光程序的切口的形成，由此优化整合程序的性能。

在其中两个程序顺序执行的实现中，成像步骤可以在第一程序之后执行，以成像在该第一程序的过程中形成的气泡以及所实现的光致破裂。这种成像能够协助并引导第二程序的激光脉冲布置。

更具体地，如果首先执行白内障程序，则随后可以执行成像步骤以对由白内障程序激光脉冲612-c所导致的光致破裂进行成像。该成像可被用于选择要将散光程序激光脉冲612-a引导至此的靶区。反过来，如果首先执行散光程序，则随后可以执行成像步骤以对由散光程序激光脉冲612-a所导致的光致破裂进行成像。该成像可被用于选择要将白内障程序激光脉冲612-c引导至此的靶区。

图7-26例示了与上述光致破裂激光治疗相关的激光手术系统的若干实施例。

激光手术程序的一个重要方面是激光束的精确控制和瞄准，例如束定位和束聚焦。激光手术系统可被设计为包括用于将靶激光脉冲精确送至组织内的特定靶的激光控制和瞄准工具。在各种纳秒光致破裂激光手术系统（诸如，Nd:YAG激光系统）中，所需的靶向精度水平相对较低。这部分因为使用的激光能量相对较高，于是受影响的组织面积也相对较大，通常覆盖了几百微米大小的作用面积。这类系统中各激光脉冲之间的时间趋向于较长，并且手动控制靶向是可行且常被使用的。这类手动靶向机构的一个示例是连同用作瞄准束的次级激光源来可视化所述靶组织的活组织显微镜。外科医生手动移动激光聚焦透镜的焦点（通常使用操作杆控制实现），所述焦点与激光束通过显微镜所成的像是等焦面的（带有或不带有偏移），由此使得手术束或瞄准束最佳地聚焦在期望的靶上。

被设计为结合低重复率激光手术系统使用的这些技术可能难以与以每秒几千次射击且单脉冲能量相对较低的高重复率激光操作结合使用。在使用高重复率激光的手术操作中，会由于每个单激光脉冲的效果较小而需要高得多的精度，并且会由于需要非常快速地将几千次脉冲递送至新的处理区域而需要快得多的定位速度。

用于激光手术系统的高重复率脉冲激光的示例包括具有每秒几千次或更多次射击的脉冲重复率且单脉冲能量相对较低的脉冲激光。这些激光使用相对较低的单脉冲能量来局部化由激光诱发的光致破裂引起的组织效应，例如经由光致破裂而被影响的几微米或几十微米量级的组织面积。这一局部化组织效应可以改善激光手术的精度，并且在某些手术程序（诸如，激光眼部手术）中是期望的。在这类手术的一个示例中，对几百、几千或百万连续的、接近连续的或以已知距离分隔开的脉冲的激光的布置可被用于实现特定的期望手术效果，诸如组织切开、分割或碎片化。

使用具有更短激光脉冲持续时间的高重复率光致破裂激光器手术系统的各种手术程序可能需要对手术的靶组织进行高精度的每脉冲定位，所述高精度定位涉及相对于靶组织上的靶定位的绝对位置和相对于行进脉冲的相对位置两者。例如，在某些情况下，可能需要以几微米的精度在脉冲间隔时间（可以是微秒量级）内一个接一个地递送激光脉冲。因为两个相续脉冲之间的间隔时间很短并且该脉冲对准的精度要求很高，所以在低重复率脉冲激光系统中使用的手动靶向将不再是足够或是可行的。

一种用于促进和控制将激光脉冲递送至组织的精确、高速定位要求的技术是将由诸如玻璃的透明材料制成的带有预定义接触表面的扁平化板附至所述组织以使得所述扁平化板的接触表面相对于所述组织形成被良好限定的光学界面。这一被良好限定的界面可以促进激光传输并聚焦至所述组织，由此控制或减小在空气-组织界面（位于眼内角膜前表面处）中最为关键的光学像差或变异（诸如，由于伴随表面干燥出现的特定眼部光学属性或变化）。接触透镜可被设计用于各种应用以及眼部或其他组织内的靶，并且可以包括一次性或可再使用透镜。靶组织表面上的该接触玻璃或扁平化板可被用作通过激光递送系统内的聚焦元件调整而聚焦至的基准板。接触玻璃或扁平化板的这一使用提供了对组织表面光学品质的更好控制，并且由此能够将高速激光脉冲相对于所述扁平基准板以极低的光学失真置于靶组织内的期望位置（交互点）处。

在眼部上实施扁平化板的一种方式是使用该扁平化板提供用以将激光脉冲递送至眼内靶组织的位置基准。将扁平化板作为位置基准的这一使用可以基于在发射所述激光脉冲之前以足够精度知晓所述靶内激光脉冲焦点的期望位置，并且该基准板和各独立内部组织靶之间的相对位置必须在激光发射期间保持恒定。此外，该方法会需要在各眼间或在同一眼的不同区域内激光脉冲至期望位置的可预测和可重复聚焦。在实际系统中，由于上述条件可能无法在实际系统中实现，因此使用扁平化板作为位置基准以在眼内精确局部化激光脉冲会是困难的。

例如，如果晶状体是手术靶，则从眼表面上的基准板到所述靶的精确距离会由于可萎陷结构（例如，角膜本身、前房和虹膜）的存在而趋向于变化。不仅是在各独立眼之间存在扁平角膜和晶状体之间距离的可变性，即便是在同一眼内，也存在取决于外科医生所使用的特定手术和扁平化技术的变动。此外，在发射实现手术效果所需的几千次激光脉冲期间还可能存在靶向的晶状体组织相对于扁平表面的移动，这使得脉冲的精确递送更为复杂。此外，眼内结构也会由于光致破裂副产品（诸如，空气泡）的堆积而移动。例如，递送至晶状体的激光脉冲可以引起晶状体囊向前膨胀，这就要求调整激光脉冲靶向该组织的后续放置。此外，使用计算机模型和仿真以足够精度预测扁平化板移除之后的靶组织的实际位置并且调整激光脉冲的放置以实现期望的局部化而没有部分扁平将会是困难的，这是因为扁平化效应具有高度可变的性质，该性质可以取决于具体至各独立角膜或眼部的因素，以及外科医生所使用的特定手术和扁平化技术。

除了不成比例地影响内部组织结构的局部扁平化的物理效应之外，在某些手术过程中，可能期望靶向系统预期或计及光致破裂的非线性特征，其中所述光致破裂会在使用短脉冲持续时间激光时出现。光致破裂是组织材料中的非线性光学过程，并且会导致束对准和束靶向的复杂化。例如，当在光致破裂期间与激光脉冲相互作用时，该组织材料内的非线性光学效应之一在于由激光脉冲经历的组织材料的折射率不再是常数，而是随着光强变化。因为激光脉冲内的光强在脉冲激光束中沿着并跨该脉冲激光束的传播方向随空间变化，所以所述组织材料的折射率也随空间变化。这一非线性折射率的一个后果是所述组织材料内的自聚焦或自散焦，这会改变脉冲激光束在组织内的实际焦点或移位焦点的位置。因此，将脉冲激光束精确对准靶组织内的每个靶组织位置还需要计及组织材料对激光束的非线性光学效应。此外，归因于不同的物理特征（诸如，硬度），或是归因于光学考虑（例如，行进至特定区域的激光脉冲光的吸收或散射），调整每个脉冲的能量以在靶的不同区域内递送相同的物理效应可能是必须的。在这些情况下，不同能量值的脉冲之间的非线性聚焦效应的差异还会影响手术脉冲的激光对准和激光靶向。

于是，在其中靶向非浅表结构的手术程序中，基于由浅表扁平化板提供的位置基准来使用该扁平化板可能不足以实现内部组织靶中的精确激光脉冲局部化。使用扁平化板作为引导激光递送的基准可能需要以高精度测量扁平化板的厚度和板位置，这是因为距标称的偏差被直接转换成深度精度误差。高精度扁平化透镜是耗费成本的，尤其对于单次使用的用后即弃扁平化板而言更是如此。

在此文献中描述的技术、装置和系统能够被以提供靶向机制从而将短激光脉冲通过扁平化板递送至眼部期望局部的方式实现，其中所述激光脉冲被高精度地高速递送，而无需在发射激光脉冲之前以足够精确度知晓激光脉冲在靶内聚焦的期望位置，并且还无需基准板和各独立内部组织靶之间的相对位置在激光发射期间保持恒定。由此，本发明的技术、装置和系统可被用于其中靶组织的物理条件在手术下趋向于变化且难以控制，以及扁平化透镜的尺寸趋向于逐透镜变化的各种手术程序。本发明的技术、装置和系统还可被用于其中存在手术靶相对于结构表面的失真或移动或者非线性光学效应导致难以实现精确靶向的其他手术靶。不同于眼部的这些手术靶的示例包括心脏、皮肤或其他器官内的更深的组织。

本发明的技术、装置和系统能够以保有由扁平化板提供的益处（包括例如控制表面形状和水合，以及减少光学失真）同时提供对扁平化表面的内部结构光致破裂的精确局部化的方式实现。这可以通过使用集成的成像设备相对于递送设备的聚焦光学器件局部化所述靶组织来达成。成像设备和方法的确切类型能够变化，并且可以取决于所述靶的具体性质以及所要求的精度水平。

扁平化透镜可用另一机构实现以固定眼部,从而防止眼部的平移和运动.这类固定设备的示例包括使用吸环。这类固定机构也可能导致手术靶的非期望的失真或移动。可以实现本发明的技术、装置和系统，从而为针对非表面手术靶利用扁平化板和/或固定装置的高重复率激光手术系统提供一种靶向机制，该机制可以在手术进行时成像手术靶以对靶的这些失真和移动进行监测。

如下将描述激光手术技术、装置和系统的特定示例，其使用光学成像模块捕捉靶组织的图像，从而在例如手术程序之前和期间获取靶组织的位置信息。这些获取的位置信息可被用于控制手术激光束在靶组织内的定位和聚焦，从而在高重复率激光系统中提供对手术激光脉冲布局的精确控制。在一个实现中，在手术程序期间，由光学成像模块获取的图像可被用于动态控制手术激光束的定位和聚焦。此外，低能量连续激光脉冲趋向于对光学失真敏感，这类激光手术系统可以实施带有平坦或弯曲界面的扁平化板以附至靶组织，从而在靶组织和手术激光系统之间提供受控且稳定的光学界面，同时减轻并控制组织表面处的光学像差。

例如，图7示出了基于光学成像和扁平化的激光手术系统。该系统包括用于生成激光脉冲的手术激光束1012的脉冲激光器1010，以及用于接收该手术激光束1012，聚焦并将经聚焦的手术激光束1022引至靶组织1001（诸如，眼部）上由此引起靶组织1001内的光致破裂的光学器件模块1020。扁平化板可被提供为与靶组织1001相接触，以产生用于将激光脉冲传送至靶组织1001的接口，该接口还用于传送通过其来自靶组织1001的光。显然，光学成像设备1030被提供用来捕捉携带靶组织图像1050的光1050或是来自靶组织1001的成像信息，由此创建靶组织1001的图像。来自成像设备1030的成像信号1032被发送至系统控制模块1040。系统控制模块1040操作用于处理来自成像设备1030的图像，并且基于来自捕捉图像的信息控制光学器件模块1020调整手术激光束1022在靶组织1001处的定位和聚焦。光学器件模块1020可以包括一个或多个透镜并且还可以包括一个或多个反射器。控制致动器可被包括在该光学器件模块1020内，以响应于来自系统控制模块1040的束控制信号1044来调整聚焦和束方向。控制模块1040还可以经由激光器控制信号1042来控制所述脉冲激光器1010。

光学成像设备1030可被实现以产生与手术激光束1022分开的光学成像束，用于探查靶组织1001，并且该光学成像束的返回光由光学成像设备1030捕捉以获得靶组织1001的图像。这类光学成像设备1030的一个例子是使用两个成像束的光学相干断层摄影术（OCT）成像模块，通过扁平化板被引至靶组织1001的一个探查束与位于基准光学路径中的另一基准束彼此光学干扰以获取靶组织1001的图像。在其他实现中，光学成像设备1030可以使用来自靶组织1001的散射或反射光来捕捉图像，而不向靶组织1001发送经指定的光学成像束。例如，成像设备1030可以是感测元件（诸如CCD或CMS传感器）的感测阵列。例如，由手术激光束1022产生的光致破裂副产品的图像可由该光学成像设备1030捕捉，用以控制手术激光束1022的聚焦和定位。当光学成像设备1030被设计为使用光致破裂副产品的图像来引导关系激光束的对准时，该光学成像设备1030捕捉该光致破裂副产品（诸如，激光诱发的气泡或空穴）的图像。成像设备1030还可以是超声成像设备，以基于声学图像来捕捉图像。

系统控制模块1040处理来自成像设备1030的、包括针对来自靶组织1001内的靶组织位置的光致破裂副产品的位置偏移信息的图像数据。基于来自所述图像的信息，生成束控制信号1044，用于控制调整激光束1022的光学器件模块1020。系统控制模块1040中可以包括数字处理单元，以执行用于激光对准的各种数据处理。

上述技术和系统可被用于将高重复率激光脉冲以连续脉冲放置所要求的精确度（如切割或者提供破裂应用所需）递送至表面下的靶。这可以使用或者无需使用靶表面上的基准源来实现，并且可以计及靶随着扁平化或在激光放置期间的移动。

本发明的系统中的扁平化板被提供用于帮助和控制将激光脉冲递送至所述组织的精确、高速定位要求。这类扁平化板可由带有与组织的预定义接触表面的透明材料（诸如，玻璃）制成，使得所述扁平化板的接触表面形成与所述组织的良好限定的光学界面。这一被良好限定的界面可以促进激光传输并聚焦至所述组织，由此控制或减小在空气-组织界面（位于眼内角膜前表面处）中最为关键的光学像差或变异（诸如，由于伴随表面干燥出现的特定眼部光学属性或变化）。各种接触透镜已被设计用于各种应用以及眼部或其他组织内的靶，并且可以包括一次性或可再使用透镜。靶组织表面上的接触玻璃或扁平化板被用作通过激光递送系统内的聚焦元件调整而聚焦至的基准板。这一方法的固有特性是前述接触玻璃或扁平化板给予的附加益处，包括对组织表面光学品质的控制。因此，能够以激光脉冲的极低光学失真相对于所述扁平化基准板将所述激光脉冲精确高速地置于靶组织内的期望位置（交互点）。

图7中的光学成像设备1030经由扁平化板捕捉靶组织1001的图像。控制模块1040处理捕捉的图像以从所述捕捉的图像中提取位置信息，并且使用该提取的位置信息作为控制手术激光束1022的位置和聚焦的位置基准或者指导。这一成像引导的激光手术可以在不依赖于扁平化板作为位置参考的情况下实现，因为扁平化板的位置趋向于由以上讨论的各种因素而改变。因此，虽然扁平化板提供了用于手术激光束进入靶组织和捕捉靶组织图像的期望光学界面，但却可能难以使用扁平化板作为位置基准来对准并控制用于精确递送激光脉冲的手术激光束的定位和聚焦。基于成像设备1030和控制模块1040的手术激光束的定位和聚焦的成像引导控制允许将靶组织1001的图像（例如，眼内部结构的图像）用作位置基准，而无需使用扁平化板来提供位置基准。

除了不成比例地影响内部组织结构的局部化的扁平化的物理效应之外，在某些手术过程中，可能期望靶向系统预期或计及光致破裂的非线性特征，其中所述光致破裂会在使用短脉冲持续时间激光时出现。光致破裂可能导致对准和束靶向的复杂化。例如，当在光致破裂期间与激光脉冲相互作用时，该组织材料内的非线性光学效应之一在于由激光脉冲经历的组织材料的折射率不再是常数，而是随着光强变化。因为激光脉冲内的光强在脉冲激光束中沿着并跨该脉冲激光束的传播方向随空间变化，所以所述组织材料的折射率也随空间变化。这一非线性折射率的一个后果是所述组织材料内的自聚焦或自散焦，这会改变脉冲激光束在组织内的实际焦点或移位所述焦点的位置。因此，将脉冲激光束精确对准靶组织内的每个靶组织位置还需要计及组织材料对激光束的非线性光学效应。归因于不同的物理特征（诸如，硬度），或是归因于光学考虑（例如，行进至特定区域的激光脉冲光的吸收或散射），可以调整激光脉冲的能量以在靶的不同区域内递送相同的物理效应。在这些情况下，不同能量值的脉冲之间的非线性聚焦效应的差异还会影响手术脉冲的激光对准和激光靶向。在此方面，由成像设备1030从靶组织获取的直接图像可被用于监测手术激光束1022的实际位置，该实际位置反映了靶组织内各非线性光学效应的组合效应，并且提供用于控制束位置和束聚焦的位置基准。

在此描述的技术、装置和系统可以结合扁平化板使用以提供对表面形状和水化的控制，减小光学失真，并且通过扁平化的表面提供对内部结构的光致破裂的精确局部化。在此描述的束定位和聚焦的成像引导控制可被应用于使用扁平化板之外的其他装置来固定眼部的手术系统和程序，其他装置的使用包括使用会导致手术靶失真或移动的吸环。

随后的章节首先描述基于成像功能并入系统的激光控制部分的变化程度而用于自动化成像引导激光手术的技术、装置和系统的示例。光学或其他模态的成像模块（例如，OCT成像模块）可被用于引导探查光或其他类型的射束以捕捉靶组织（例如，眼内结构）的图像。激光脉冲（诸如，飞秒或皮秒激光脉冲）的手术激光束可由被捕捉图像中的位置信息指导以在手术期间控制手术激光的聚焦和定位。手术期间，手术激光束和探查光束两者可被相续或同时引至靶组织，由此可以基于捕捉的图像控制手术激光束，从而确保手术的准度和精度。

这类成像引导的激光手术可被用于在手术期间提供对手术激光束的精准聚焦和定位，因为该射束控制是基于靶组织扁平化或固定之后的、恰好在手术脉冲的递送之前或与其接近同时的靶组织的图像。显见地，在手术之前测量的靶组织（诸如，眼部）的某些参数会在手术期间归因于诸如靶组织的准备（例如，将眼部固定至扁平化透镜）以及由手术操作引起的靶组织的变化的各种因素而发生改变。因此，在这些因素和/或手术之前测量的靶组织参数在手术期间可能不再反映靶组织的物理状况。本发明的成像引导激光手术能够减轻在手术之前和期间用于手术激光束聚焦和控制的这些改变有关的技术问题。

本发明的成像引导激光手术可被有效用于靶组织内的精确手术操作。例如，当执行眼内激光手术时，激光被聚焦至眼内以实现靶向组织的光学分解，并且该光学交互能够改变眼内部结构。例如，晶状体会在顺应期间（不仅在之前测量和手术之间同时还在手术期间）改变其位置、形状、厚度和直径。使用机械装置将眼部附至手术器械会以一种未良好定义的方式改变眼部形状，并且这一改变本身在手术期间也会归因于各种因素（例如，患者移动）而变化。附连手段包括用吸环固定眼部以及用平坦或弯曲的透镜扁平化眼部。这些改变的量可达几毫米。当在眼内执行精确激光显微手术时，眼部表面（诸如，角膜或角膜缘的前表面）的机械基准和固定并不能很好地工作。

在本发明的成像引导激光手术中的准备后成像或接近同时的成像可被用于在改变在手术之前和期间出现的环境下建立眼内部特征和手术仪器之间的三维位置基准。在眼部扁平化和/或固定之前，或在实际手术期间由成像提供位置基准信息反映了眼部改变的效果并由此提供对手术激光束聚焦和定位的精确指导。基于本成像引导激光手术的系统可被配置为结构简单且成本有效的系统。例如，与手术激光的指导相关联的光学部件的一部分还可用作将引导探查光束以成像靶组织的光学部件，由此简化设备结构以及成像和手术光束的光学对准和校准。

以下描述的成像引导激光手术系统使用OCT成像作为成像仪器的示例，并且其他非OCT成像设备也可用以捕捉图像，从而在手术期间控制手术激光。如在以下示例中说明的，能够以各种程度实现成像和手术子系统的集成。在没有集成硬件的最简单形式中，成像子系统和激光手术子系统是分开的，并且通过接口彼此通信。这类设计可以提供两个子系统的设计上的灵活性。以某些硬件部件（诸如，患者接口）实现的两个子系统之间的集成，通过向硬件部件提供更好的手术面积配准以及更为精确的校准而进一步扩展了功能性，并且能够改善工作流程。随着两个子系统之间的集成程度的增加，这类系统将变得更为成本有效和紧凑，并且系统校准将随时间进一步简化且更为稳定。在图8-16中关于成像引导激光系统的示例以各种集成程度而被整合。

本发明的成像引导激光手术系统的一个实现例如包括产生手术激光脉冲的手术激光束的手术激光器，所述手术激光引起手术中的靶组织内的外科改变；患者接口底座，接合与靶组织接触的患者接口以将靶组织保持就位；以及位于手术激光器和患者接口之间的激光束递送模块，被配置为将手术激光束通过患者接口引至靶组织。该激光束递送模块可操作用于按预定义的手术图案在靶组织内扫描手术激光束。该系统还包括激光控制模块以及OCT模块，其中激光控制模块控制手术激光器的操作并且控制激光束递送模块产生预定义的手术图案，而OCT模块相对于患者接口定位以具有相对于患者接口以及固定至该患者接口的靶组织的已知的空间关系。OCT模块被配置成将光学探查束引至靶组织并且接收来自靶组织的光学探查束的返回的探查光以捕捉靶组织的OCT图像，同时手术激光束则被引至靶组织以执行手术操作，由此光学探查束和手术激光束同时存在于所述靶组织内。OCT模块与激光控制模块通信以将捕捉的OCT图像的信息发送给激光控制模块。

此外，在该特定系统中的激光控制模块响应于捕捉的OCT图像的信息，操作激光束递送模块以聚焦和扫描所述手术激光束，并且基于捕捉的OCT图像内的定位信息调整手术激光束在靶组织内的聚焦和扫描。

在某些实现中，可以不必获取靶组织的完整图像用以将靶配准至手术器械，而是获取靶组织的一部分（例如，像是天然或人工界标的手术区域的几个点）就以足够。例如，刚性体在3D空间内具有六个自由度，因而六个独立点将足以限定该刚性体。当手术区域的确切大小不是已知的时，需要附加的点来提供位置基准。在此方面，若干点可被用于确定人眼晶状体的（通常是不相同的）前表面和后表面曲率，及其厚度和直径。基于这些数据，由带有给定参数的椭球体的两个半体组成的主体能够近似并可视化晶状体以用于实践目的。在另一实现中，来自捕捉图像的信息可以与来自其他源的信息（诸如，用作控制器输入的晶体厚度的预先测量）相结合。

图8示出了带有分开的激光手术系统2100和成像系统2200的成像引导激光手术系统的一个例子。激光手术系统2100包括带有产生手术激光脉冲的手术激光束2160的激光引擎2130。激光束递送模块被提供用于将来自激光引擎2130的手术激光束2160通过患者接口2150引至靶组织1001，并且可操作用于按照预定义的手术图案在靶组织1001内扫描该手术激光束2160。激光控制模块2120被提供用于经由通信通道2121控制激光引擎2130内的手术激光器的操作，以及经由通信通道2122控制激光束递送模块2140以生成预定义的手术图案。患者接口底座被提供用于接合与靶组织1001接触的患者接口2150，从而将所述靶组织1001保持就位。患者接口2150可被实现为包括带有平坦或弯曲表面的接触透镜或扁平化透镜，以保形接合眼部的前表面并将眼部保持就位。

图8中的成像系统2200可以是相对于手术系统2100的患者接口2150定位的OCT模块，以相对于患者接口2150以及固定至该患者接口2150的靶组织1001具有已知的空间关系。该OCT模块2200可被配置为具有其自己的患者接口2240以便与靶组织1001相互作用。成像系统2200包括成像控制模块2220和成像子系统2230。子系统2230包括用于生成成像靶1001的成像束2250的光源以及将光学探查束或成像束2250引至靶组织1001并接收来自靶组织1001的所述光学成像束2250的返回的探查光2260以捕捉所述靶组织1001的OCT图像的成像束递送模块。光学成像束2250和手术束2160两者可被同时引至靶组织1001以允许相续或同时进行成像和手术操作。

如图8所示，在激光手术系统2100和成像系统2200两者中设有通信接口2110和2210以促进激光控制模块2120的激光控制和成像系统2200的成像之间的通信，由此OCT模块2200能够将捕捉的OCT图像的信息发送至激光控制模块2120。该系统中的激光控制模块2120响应于捕捉的OCT图像的信息，操作激光束递送模块2140以聚焦和扫描所述手术激光束2160，并且基于捕捉的OCT图像内的定位信息动态调整手术激光束2160在靶组织1001内的聚焦和扫描。激光手术系统2100和成像系统2200之间的集成主要是通过软件水平的通信接口2110和2210之间的通信。

在此例和其他例子中，还可以集成各种子系统和设备。例如，可以在系统内提供诸如波前象差计、角膜拓扑测量设备之类的特定诊断仪器，或者可以利用来自这些设备的操作前信息以提高手术内成像。

图9示出了带有额外集成构造的成像引导的激光手术系统的例子。该成像和手术系统共享一个用于使靶组织1001（例如，眼部）固定不动的公共患者接口3300，而无需如图8所述具有两个分开的患者接口。手术束3210和成像束3220在患者接口3300处组合并由该公共患者接口3300引至靶1001。此外，设有公共控制模块3100用于控制成像子系统2230和手术部分（激光引擎2130和束递送系统2140）。成像和手术部分之间的这一增加的集成度能够实现两个子系统的精确校准，以及患者和手术体积位置的稳定性。设有公共外壳3400以封入手术和成像子系统两者。当两系统未被并入一共用外壳中时，该共用患者接口3300可以是成像或手术子系统中任一系统的一部分。

图10示出了成像引导激光手术系统的一个示例，其中手术系统和成像系统具有共用的束递送模块4100和共用的患者接口4200两者。该集成进一步简化了系统结构以及系统控制操作。

在一个实现中，在以上和其他示例中的成像系统可以是光学相干断层摄影术（OCT）系统，并且激光手术系统是基于飞秒或皮秒激光的眼科手术系统。在OCT中，来自低相干宽带光源（例如，超发光二级管）的光被分割成彼此分开的基准束和信号束。信号束是发送至手术靶的成像束，并且该成像束的返回光被收集并与基准束相干地重新组合以形成干涉。以垂直于光链的光轴或光传播方向扫描信号束提供x-y方向内的空间分辨率，而深度分辨率则来自于干涉计参比臂与信号臂内返回信号束的路径长度之间的提取差异。虽然不同的OCT实现的x-y扫描仪基本相同，但是路径长度的比较以及获取z扫描信息会以不同方式发生。在一个已知为时域OCT的实现中，例如参比臂持续变化以改变其路径长度，同时光检测器监测重新组合束强度的干涉调制。在一个不同的实现中，参比臂基本静止，并且分析用于干涉的组合光的光谱。组合束光谱的傅立叶变换提供了关于来自样本内部的散射的空间信息。该方法已知为谱域或傅立叶OCT法。在已知为扫频OCT（S.R.Chinn et.Al.,Opt.Lett.22,1997）的另一实现中，使用窄带光源以使其频率快速扫过频谱范围。参比臂和信号臂之间的干涉由快速检测器和动态信号分析仪检测。在这类例子中可以使用为此目的开发的外部空腔调谐二极管激光器或频率调谐的频域锁模（FDML）激光器（R.Huber et.Al.Opt.Express,13,2005)(S.H.Yun,IEEE J.of Sel.Q.El.3(4)p.1087-1096,1997）。用作OCT系统内的光源的飞秒激光器可以具有充足的带宽，并且能够提供提升的信噪比的额外益处。

本文献中各系统内的OCT成像设备可被用于执行各种成像功能。例如，OCT可被用于抑制由系统的光学配置或扁平化板的存在而导致的复共轭，捕捉靶组织内所选位置的OCT图像以提供用于控制手术激光束在靶组织内的聚焦和扫描的三维定位信息，或者捕捉靶组织表面上或扁平化板上所选位置的OCT图像以提供定位配准，由此控制连同靶位置改变（例如，从笔直向后旋）而出现的定向改变。OCT可以基于在靶的一个位置定向中的标志或标志物放置而由定位配准过程校准，随后当该靶处于另一个位置定向中时，则可由该OCT模块检测。在其他实现中，OCT成像系统可被用于产生探查光束，该光束被极化以光学收集关于眼内部结构的信息。可以用不同的极化强度来对激光束和探查光束进行极化。OCT可以包括控制用于所述光学拓扑的探查光的极化控制机构，以在探查光向眼部行进时用一个极化强度对其进行极化并在其行进远离眼部时用一个不同的极化强度对其进行极化。该极化控制机构例如可以包括波片或法拉第旋转器。

图10中的系统被示出为频谱OCT配置并且可被配置为共享手术和成像系统之间的束递送模块的成像光学器件部分。针对这些光学器件的主要要求涉及操作波长、图像质量、分辨率、失真等。该激光手术系统可以是带有设计用于实现衍射限制焦斑大小（例如，约2至3微米）的高数值孔径系统的飞秒激光系统。各种飞秒眼科手术激光器可以在各种波长下操作，诸如约1.05微米的波长。成像设备的操作波长可被选择为接近激光波长，使得该光学器件在两个波长上得到色彩补偿。这一系统可以包括第三光学通道（可由诸如手术显微镜视觉观察的通道）以提供捕捉靶组织图像的附加成像设备。如果用于该第三光学通道的光学路径与手术激光束和OCT成像设备的光共用光学器件，则该被共用的光学器件可被配置为带有用于第三光学通道的可见频带以及用于手术激光束和OCT成像束的频带的色彩补偿。

图11示出了图9设计的一个特定实施例，其中用于扫描手术激光束的扫描仪5100和用于调节（准直和聚焦）手术激光束的束调节器5200与用于控制OCT的成像束的OCT成像模块5300中的光学器件相分离。手术系统和成像系统共用物镜5600模块和患者接口3300。物镜5600将手术激光束和成像束两者引导并聚焦至患者接口3300，并且其聚焦受控于控制模块3100。设有两个分束器5410和5420用于引导手术束和成像束。分束器5420被用于将返回的成像束引回OCT成像模块5300。两个分束器5410和5420还将来自靶1001的光引至视觉观察光学器件单元5500，以提供靶1001的直接视图或像。单元5500可以是外科医生用来观察靶1001的透镜成像系统，或是捕捉靶1001的图像或视频的相机。可以使用各种分束器，诸如二色和极化分束器、光栅、直方图分束器、或这些分束器的组合。

在某些实现中，光学部件可被恰当涂覆有针对手术波长和OCT波长两者的抗反射图层，用以减小来自光束路径的多个表面的眩光。若非如此，反射会通过增加OCT成像单元内的背景光而降低系统的吞吐量同时降低信噪比。一种用于减轻OCT内的眩光的方式是通过接近靶组织放置的法拉第隔离器的波片旋转从样本返回的光的极性，并且旋转OCT检测器前的极化器以优先检测从样本返回的光并且抑制由光学部件散射的光。

在一个激光手术系统中，手术激光器和OCT系统可以各自具有束扫描仪以覆盖靶组织内的同一手术区域。由此，可将用于手术激光束的束扫描和用于成像束的束扫描并入共享的共用扫描设备。

图12详细示出了这类系统的一个示例。在此实现中，x-y扫描仪6410和z扫描仪6420由两子系统共用。设有公共控制6100以控制手术和成像操作两者的系统操作。OCT子系统包括OCT光源6200，后者产生的成像光被分束器6210分割为成像束和基准束。成像束与手术束在分束器630处结合以沿着通往靶1001的一公共光学路径传播。扫描仪6410和6420以及束调节器单元6430位于分束器6310的下游。分束器6440用于将成像和手术束引至物镜5600和患者接口3300。

在OCT子系统中，基准束通过分束器6210传送至光学延迟设备6220并由返回镜6230反射。从靶1001返回的成像束被引导回分束器6310，后者将返回的成像束的至少一部分反射至分束器6210，在该分束器6210，反射的基准束和返回的成像束彼此重叠并干涉。光谱仪检测器6240用于检测所述干涉并生成靶1001的OCT图像。OCT图像信息被发送至控制系统6100以控制手术激光引擎2130、扫描仪6410和6420、以及物镜5600，由此控制手术激光束。在一个实现中，光学延迟设备6220可被调整以改变光学延迟，由此检测靶组织1001内的各种深度。

如果OCT系统是时域系统，则两个子系统使用两个不同的z扫描仪（因为这两个扫描仪以不同方式操作）。在此例中，手术系统的z扫描仪通过在束调节器单元中改变手术束的分散性来操作，而无需改变该手术束在手术束路径中的路径长度。另一方面，时域OCT通过可变延迟或移动基准束返回镜的位置来物理改变所述束路径，由此扫描z方向。在校准之后，这两个z扫描仪可由激光控制模块同步。两移动之间的关系可被简化成线性或多项式依赖，其中，控制模块能够处理或者替换地，校准点能够定义查找表以提供合适定标。频谱/傅立叶域和扫频源OCT设备不具有z扫描仪，参比臂的长度是固定的。除了降低成本之外，两个系统的交叉校准将会是相对直接的。不需要补偿由聚焦光学器件的图像失真引起的差异或是由两系统的扫描仪不同而引起的差异,因为这些部件是共用的。

在手术系统的实际实现中，聚焦物镜5600可滑动或可移动地安装在基座上，并且物镜的重量被平衡以限制对患者眼施加的力。患者接口330可以包括附至患者接口底座的扁平化透镜。患者接口底座附至安装单元，后者保持所述聚焦物镜。该安装单元被设计为确保在不可避免的患者运动的情况下患者接口和系统之间的稳定连接，并且能将患者接口更柔和地对接至眼上。可以使用用于聚焦物镜的各种实现，一个示例在Hsueh的美国专利5,336,215中有所描述。这一可调聚焦物镜的存在可以改变光学探查光的光学路径长度作为用于OCT子系统的光学干涉计的一部分。物镜5600和患者接口3300的移动能够以一种不受控制的方式改变OCT的基准束和成像信号束之间的路径长度差，并且这会劣化由OCT检测到的OCT深度信息。这不仅会在时域发生，还会发生在频谱/傅立叶域和扫频OCT系统中。

图13-14示出了解决与可调聚焦物镜相关联的技术问题的示例性成像引导激光手术系统。

图13中的系统提供了耦合至可移动聚焦物镜7100的位置感测设备7110，该设备测量物镜7100在可滑动底座上的位置并且将测得的位置发送给OCT系统中的控制模块7200。控制系统6100可以控制并移动物镜7100的位置，以调整由用于OCT操作的成像信号束行进的光学路径长度，并且透镜7100的位置由位置编码器7110测量并监测，并被直接馈送至OCT系统7200。OCT系统中的控制模块7200在处理OCT数据以组装3D图像时应用算法来补偿OCT内部干涉计的参比臂和信号臂之间的、由聚焦物镜7100相对于患者接口3300的移动而引起的差异。由OCT控制模块7200计算透镜7100位置的合适改变量被发送给控制6100以控制透镜7100改变其位置。

图14示出了其中在OCT系统的干涉计的参比臂中的反射镜6230或者OCT系统的光学路径长度延迟组件中的至少一部分被刚性附至可移动聚焦物镜7100从而信号臂和参比臂在物镜7199移动时经历光学路径长度的相同改变量的另一示例。由此，物镜7100在滑板上的移动为OCT系统中的路径长度差异而被自动补偿，而无需额外计算的补偿。

成像引导激光手术系统、激光手术系统和OCT系统的上述示例使用不同的光源。在激光手术系统和OCT系统的一个更为完全的集成中，用作手术激光束光源的飞秒手术激光器还可被用作OCT系统的光源。

图15示出了其中使用光模块9100中的飞秒脉冲激光器产生用于手术操作的手术激光束和用于OCT成像的探查光束两者的示例。设有分束器9300以将所述激光束分成作为手术激光束和用于OCT的信号束两者的第一束，以及作为用于OCT的基准束的第二束。第一束被引导通过x-y扫描仪6410以及第二扫描器（z扫描器）6420，其中x-y扫描仪在垂直于所述第一束传播方向的x和y方向内扫描所述束，而第二扫描器改变所述束的分散性以调整所述第一束在靶组织1001处的聚焦。该第一束执行靶组织1001处的手术操作，该第一束的一部分被散射回患者接口并由物镜收集作为PCT系统的光学干涉计的信号臂的信号束。该返回光与由用于时域OCT的参比臂中的返回镜6230反射并由可调光学延迟元件6220延迟的第二束结合，用以控制靶组织1001的不同的成像深度中的信号束和基准束之间的路径差异。控制系统9200控制该系统操作。

已知对于角膜的手术实践，几百飞秒的脉冲持续时间就足以实现良好的手术性能，同时对于OCT，则需要由更短的脉冲（例如，几十皮秒以下）生成的更宽的频谱带宽来实现充足的深度分辨率。在此情境中，OCT设备的设计指定来自皮秒手术激光器的脉冲的持续时间。

图16示出了使用单个脉冲激光器9100产生手术光和成像光的另一成像引导系统。非线性频谱增宽介质9400被放置在皮秒脉冲激光器的输出光路中，以使用光学非线性过程（诸如白光生成或频谱增宽）来增宽从相对更长（通常在手术中使用的几百皮秒）的脉冲的激光源的脉冲的频谱带宽。介质9400例如可以是光纤光学材料。两系统的光强要求不同，并且可以实现用于调整束强度的机构以达到两系统内的这类要求。例如，可以在两系统的光学路径中设有束转向镜、分束器或衰减器，以在获取OCT图像或执行手术时恰当控制束的存在和强度，由此保护患者和敏感设备免于过强光照。

操作中，图8-16中的上述示例可用于执行成像引导激光手术。图17示出了一种通过使用成像引导的激光手术系统来执行激光手术的方法的一个示例。该方法使用系统中的患者接口接合要手术的靶组织并将其保持就位，并且将来自系统内的激光器的激光脉冲的手术激光束以及来自系统内的OCT模块的光学探查束同时引导至患者接口以进入靶组织。手术激光束被控制以在靶组织内执行激光手术，并且OCT模块被操作用于从返回自靶组织的光学探查束的光来获取靶组织内的OCT图像。所获取的OCT图像中的位置信息被应用于手术激光束的聚焦和扫描，以在手术之前或期间调整手术激光束在靶组织内的聚焦和扫描。

图18示出了眼OCT图像的一个例子。患者接口内的扁平化透镜的接触表面可被配置为具有弯曲以最小化由在扁平化期间施加到眼上的压力所导致的角膜内的变形或折叠。在眼于患者接口处被成功扁平化之后，可以获取OCT图像。如图18中所例示，晶状体(Lens)和角膜(Cornea)的曲率以及晶状体和角膜之间的距离在该OCT图像中是可识别的。诸如上皮(epithelium)-角膜交界面之类的更为细微的特征也是可检测到的。这些可识别特征中的每一个都可被用作激光相对于眼的坐标的内部基准。角膜和晶状体的坐标可以使用良好建立的计算机视觉算法（诸如，Edge或Blob检测）而被数字化。一旦建立起晶状体的坐标，就可以使用该坐标来控制手术激光束的聚焦和定位以进行手术。

作为替换，可以使用校准样本材料在位置坐标已知的位置处形成基准标记的3D阵列。可以获取校准样本材料的OCT图像以建立基准标记的已知位置坐标和这些基准标记在所获取的OCT图像的位置坐标之间的映射关系。这些映射关系被存储作为数字校准数据，并被应用以基于在手术期间获取的靶组织的OCT图像来控制手术期间手术激光束在靶组织内的聚焦和扫描。OCT成像系统在此用作示例，并且这一校准过程可被施加至经由其他成像技术获取的图像。

在本文描述的成像引导激光手术系统中，手术激光器能够产生在高数值孔径聚焦下足以驱动眼内（即，在角膜和晶状体内部）强场/多光子离子化的相对较高的峰值功率。在这些条件下，来自手术激光器的一个脉冲在聚焦体积内生成等离子体。该等离子体的冷却得到良好限定的、可被用作基准点的损伤区带或“气泡”。后续部分将描述使用由手术激光器创建的损伤区带相对于基于OCT的成像系统来校准该手术激光器的校准程序。

在执行手术之前，相对于手术激光器校准OCT以建立相对定位关系，由此能够相对于与由OCT获取的靶组织的OCT图像中的图像相关联的位置控制手术激光在靶组织处的就位。执行这一校准的一种方法是使用能由激光损伤并由OCT成像的预校准靶或“仿真模型”。该仿真模型可由诸如玻璃或硬塑料（例如，PMMA）的各种材料制成，使得该材料能够永久性地记录由手术激光创建的光损伤。可以选择该仿真模型以具有与手术靶相类似的光学或其他属性（例如，含水）。

该仿真模型例如可以是直径至少10mm（或达递送系统的扫描范围）的圆柱形材料，并且圆柱体长度在眼上皮至眼晶状体距离上的跨度至少10mm，或者与手术系统的扫描长度一样长。该仿真模型的上表面可以弯曲以无缝配合患者接口，或者该仿真模型的材料可以是可压缩的以允许被完全扁平化。该仿真模型可以具有三维栅格，使得激光位置（x和y方向）和焦点（z）以及OCT图像能够参考该仿真模型。

图19A-19D例示了该仿真模型的两个示例性配置。图19A例示了被分段为薄片的仿真模型。图19B示出了被图案化为具有基准标记的栅格作为确定激光在该仿真模型上的位置（即，x坐标和y坐标）的基准的单片。z坐标（深度）则能够通过从堆中移出独立的片并在共焦显微镜下成像该片来确定。

图19C例示了被分成两半的仿真模型。类似于图19A中的分段的仿真模型，该仿真模型被构造为包含基准标记的栅格作为用于确定激光的x坐标和y坐标位置的基准。深度信息则可以通过将该仿真模型分成两半并测量损伤区带之间的距离来提取。组合的信息能够提供用于成像引导手术的参数。

图20示出了成像引导激光手术系统的手术系统。该系统包括可由诸如电流计或音圈之类的致动器致动的转向镜、物镜以及一次性患者接口。手术激光束由转向镜反射通过物镜。物镜将该激光束聚焦至刚好位于患者接口之后。x坐标和y坐标扫描通过改变激光束相对于物镜的角度来执行。z平面扫描则通过使用位于转向镜上游的透镜系统改变引入束的发散度来实现。

在该例中，该一次性患者接口的锥形部分可以是间隔有空气的或是固体的，并且与患者相接的该部分包括弯曲的接触透镜。弯曲的接触透镜可由熔融石英或在由致电离辐射照射时抗色心形成的其他材料制成。曲率半径的上限可以与眼相适应，例如约10mm。

该校准程序的第一步是对接患者接口与仿真模型。该仿真模型的曲率与患者接口的曲率相匹配。在对接之后，该程序的下一步涉及在仿真模型内创建光学损伤以产生基准标记。

图21示出了由飞秒激光在玻璃中产生的实际损伤区带的例子。损伤区带之间的间隔平均为8μm（脉冲能量为2.2μJ，全宽半最大值且持续时间为580fs）。图21中描绘的光学损伤示出了由飞秒激光创建的损伤区带被良好地限定和分离。在示出的例子中，损伤区带具有约2.5μm的直径。在仿真模型中创建各种深度的类似于图20中示出的光学损伤区带以形成基准标记的3D阵列。通过提取合适的片并在共焦显微镜下成像该片（图19A）或者通过将仿真模型分为两半并使用测微计测量深度（图19C），从而相对于经校准的仿真模型定位这些损伤区带。x坐标和y坐标则可从预校准的栅格中建立。

在使用手术激光损伤了仿真模型之后，对该仿真模型执行OCT。OCT成像系统提供仿真模型的3D渲染，建立OCT坐标系和仿真模型之间的关系。损伤区带是使用成像系统可检测到的。OCT和激光器可以是使用仿真模型的内部标准而互校准的。在相对于彼此定位了OCT和激光器之后，则可以丢弃该仿真模型。

在手术之前，可以对校准进行验证。该验证步骤涉及在第二仿真模型的各个位置处创建光学损伤。该光学损伤应该足够密以使得创建圆形图案的多个损伤区带能被OCT成像。在创建了图案之后，可以使用OCT成像第二仿真模型。OCT图像与激光坐标的比较提供了手术之前系统校准的最后检查。

一旦将坐标馈入激光器，就可在眼内执行激光手术。这涉及使用激光对晶状体进行光乳化，以及对眼进行的其他激光治疗。该手术可以在任意时刻停止，并且可以对眼前段（图17）进行重新成像以监视手术进程；此外，在插入了IOL之后，对IOL的成像（用光或无扁平化）提供了关于IOL在眼内位置的系统。该信息可被医师用于精调IOL的位置。

图22示出了校准过程和校准后手术操作的示例。这些例子例示了一种通过使用成像引导激光手术系统执行激光手术的方法可以包括使用系统中的患者接口，其中该患者接口被接合以将手术的靶组织保持就位，在手术执行前的校准过程期间保持校准样本材料；将来自系统内激光器的激光脉冲的手术激光束引导通过患者接口以进入校准样本材料，从而在所选的三维基准位置处烧灼出基准标记；将来自系统内光学相干断层摄影术（OCT）模块的光学探查束引导通过患者接口以进入校准样本材料，从而捕捉被烧灼基准标记的OCT图像；以及建立OCT模块和被烧灼基准标记的定位坐标之间的关系。在建立了所述关系之后，系统内的患者接口被用于接合手术的靶组织并将其保持就位。激光脉冲手术激光束以及光学探查束被引导通过患者接口以进入靶组织。手术激光束被控制以在靶组织内执行激光手术。OCT模块被操作以根据光学探查束从靶组织返回的光获得靶组织内的OCT图像，并且在手术激光束的聚焦和扫描过程中应用所获得的OCT图像中的位置信息以及建立的关系，由此在手术期间调整手术激光束在靶组织内的聚焦和扫描。虽然激光手术可以在执行此类校准之后立刻进行，但是此类校准也可以在程序之前相隔各种时间间隔执行，前提是使用证明在这类时间间隔期间校准没有出现漂移或改变的校准有效性。

随后的例子描述使用激光诱发光致破裂的副产品的图像来对准手术激光束的成像引导激光手术技术和系统。

图23A-B例示了其中靶组织内的实际光致破裂副产品被用于进一步引导激光布置的本发明技术的另一个实现。诸如飞秒或皮秒激光器的脉动激光器1710用于产生具有激光脉冲的激光束1712，以引起靶组织1001中的光致破裂。靶组织1001可以是对象身体部位1700的一部分，例如单眼晶状体的一部分。激光束1712被激光器1710的光学器件模块聚焦并引导到靶组织1001内的靶组织位置，以实现某种手术效果。靶表面通过传输激光波长以及来自靶组织的图像波长的扁平化板1730而光学耦合至激光器的光学器件模块。扁平化板1730可以是扁平化透镜。成像设备1720被提供用于收集来自靶组织1001的反射或散射光或声音，以在施加扁平化板之前或之后（或两者）捕捉靶组织1001的图像。被捕捉的成像数据于是由激光系统控制模块处理以确定期望的靶组织位置。该激光系统控制模块基于标准光学模型移动或调整光学或激光元件以确保光致破裂副产品1702的中心与靶组织位置相重叠。这可以是一个其中光致破裂副产品1702和靶组织1001的图像在手术过程中被持续监视以确保激光束在每个靶组织位置处都被恰当定位的动态对准过程。

在一个实现中，激光系统可以在如下两种模式中操作：首先是其中最初使用对准激光脉冲来对准激光束1712以创建用于对准的光致破裂副产品1702的诊断模式，并且随后是其中生成手术激光脉冲以执行实际手术操作的手术模式。在这两种模式下，光致破裂副产品1702和靶组织1001的图像都被监视以控制束对准。图23A示出了其中激光束1712内的对准激光脉冲相比于手术激光脉冲的能量水平被设定在一个不同的能量水平的诊断模式。例如，对准激光脉冲的能量可以比手术激光脉冲要小，但足够导致组织内的显著光致破裂以在成像设备1720处捕捉光致破裂副产品1702的图像。这一粗略靶向的分辨率可能不足以提供期望的手术效果。基于捕捉到的图像，能够恰当地对准激光束1712。在这一初始对准之后，就能够控制激光器1710以更高的能量水平产生手术激光脉冲来进行手术。因为手术激光脉冲的能量水平与对准激光脉冲的不同，所以光致破裂中组织材料的非线性效应能够使得激光脉冲1712在诊断模式期间被聚焦在不同于束位置的位置处。因此，在诊断模式期间完成的对准是粗略对准，并且可以在其中手术激光脉冲执行实际手术的手术模式期间执行附加对准以精确定位每个手术激光脉冲。参见图23A，成像设备1720在手术模式期间捕捉来自靶组织1001的图像，并且激光控制模块调整激光束1712以将激光束1712的焦点位置1714置于靶组织1001内的期望靶组织位置上。为每个靶组织位置执行这一过程。

图24示出了其中激光束首先大致瞄准靶组织随后光致破裂副产品的图像被捕捉并被用于对准激光束的一个激光对准的实现。监视作为靶组织的身体部位的靶组织图像以及该身体部位的基准的图像以将脉冲的激光束瞄准靶组织。光致破裂副产品和靶组织的图像被用于调整脉冲的激光束以使得光致破裂副产品和靶组织的位置相重叠。

图25示出了基于激光手术中靶组织内的成像光致破裂副产品的激光对准方法的一个实现。在此方法中，脉冲的激光束瞄准靶组织内的靶组织位置以将初始对准激光脉冲序列递送至靶组织位置。监视靶组织位置以及由该初始对准激光脉冲导致的光致破裂副产品的图像，以获取光致破裂副产品相对于靶组织位置的位置。由处于与初始对准激光脉冲不同的手术脉冲能量水平的手术激光脉冲导致的光致破裂副产品的位置在将手术激光脉冲的脉冲激光束置于靶组织位置处时确定。脉冲的激光束被控制以携带处于手术脉冲能量水平的手术激光脉冲。在该手术脉冲能量水平下调整脉冲激光束的位置，以定位光致破裂副产品处于所确定的位置处。在监视靶组织和光致破裂副产品的图像的同时，调整手术脉冲能量水平下的脉冲激光束的位置，从而在将脉冲激光束移至靶组织内的新靶组织位置时将光致破裂副产品置于对应确定的位置处。

图26示出了基于使用光解副产品的图像而进行激光器对准的示例性激光手术系统。光学器件模块2010被提供用于将激光束聚焦并引导至靶组织1700。光学器件模块2010可以包括一个或多个透镜并且还可以包括一个或多个反射器。控制致动器被包括在光学器件模块2010内以响应于束控制信号调整聚焦和束方向。系统控制模块2020被提供用于经由激光器控制信号控制脉冲激光器1010，以及经由束控制信号控制光学器件模块2010。系统控制模块2020处理来自成像设备2030的、包括针对来自靶组织1700内的靶组织位置的光致破裂副产品1702的位置偏移信息的图像数据。基于来自所述图像的信息，生成束控制信号，用于控制调整激光束的光学器件模块2010。系统控制模块2020中包括数字处理单元，以执行用于激光对准的各种数据处理。

成像设备2030可被实现为各种形式，包括光学相干断层摄影术（OCT）设备。此外，还可以使用超声成像设备。移动激光聚焦的位置以在成像设备的分辨率下将其大略定位在靶处。激光聚焦至靶的参考过程中的误差以及诸如自聚焦的可能的非线性光学效应会使得难以精确预测激光焦点以及后续光致破裂时间的位置。可以使用各种校准方法（包括使用模型系统或软件程序来预测激光在材料内的聚焦）来实现激光在成像组织内的粗略靶向。靶的成像可以在光致破裂之前以及之后执行。光致破裂副产品相对于靶的位置被用来移位激光的焦点，以在靶处或相对于靶更好地局部化激光聚焦和光致破裂过程。于是，实际的光致破裂事件被用来向后续手术脉冲的放置提供精确靶向。

用于在诊断模式期间靶向的光致破裂能够在相比于随后的系统手术模式中下的手术过程中所需的能量水平更低、更高或相同的水平下执行。校准可被用于将在诊断模式下不同能量处执行的光致破裂事件的局部化与手术能量下的预测的局部化相关，因为光脉冲能量水平能够影响光致破裂事件的确切定位。一旦执行该初始局部化和对准，就能够相对于其定位递送一定容量或图案的激光脉冲（或单脉冲）。可以在递送附加激光脉冲的过程中获取附加的采样图像，由此确保激光的恰当局部化（采样图像可以使用更低、更高或相同能量的脉冲而获得）。在一个实现中，使用超声设备检测空化气泡或冲击波或其他光致破裂副产品。这一局部化随后能够与经由超声或其他模态获得的靶的成像相关。在另一个实施例中，成像设备是简单的活组织显微镜或是由操作人员进行的光致破裂事件的其他光学可视化操作，诸如光学相干断层摄影术。通过初始观察，在相对于激光焦点的初始位置递送了一定图案或容量的脉冲之后，将该激光焦点移至期望的靶位置。

作为一个具体的例子，一种用于表面下精确光致破裂的激光系统可以包括在100-1000百万脉冲/秒的重复率下生成能够产生光致破裂的激光脉冲的装置；使用表面下的靶的图像以及激光聚焦相对于该图像的校准而在无需创建手术效应的情况下将激光脉冲粗略聚焦至所述靶的装置；对表面以下进行检测或可视化以提供靶、靶周围的相邻空间或材料、以及在靶附近被粗略局部化的至少一个光致破裂事件的副产品的图像或可视化；将光致破裂副产品的位置与所述表面下的靶至少相关一次并将激光脉冲的聚焦移至所述表面下的靶处或相对于所述靶的相对位置处的光致破裂副产品位置的装置；相对于由前述的光致破裂副产品与表面下靶的精细相关所指示的位置，递送图案化的至少一个附加激光脉冲的后续序列的装置；以及在该脉冲的后续序列施加期间继续监视光致破裂事件以进一步精调该后续激光脉冲相对于正被成像的相同或经修正靶的位置。

上述技术和系统可被用于将高重复率激光脉冲以连续脉冲放置所要求的精确度（如切割或者体积破裂应用所需）递送至表面下的靶。这可以使用或者无需使用靶表面上的基准源来实现，并且可以计及靶随着扁平化或在激光布置期间的移动。

虽然本说明书包含各种特例，但是这些例子不应被解释为对本发明的范围或其声明范围的限制，而只是对具体实施例的特定特征的描述。在本说明书中分开实施例的上下文中描述的某些特征也可以在单个实施例中组合实现。相反地，在单个实施例的上下文中描述的各个特征可以在多个单独的实施例中或在任何合适的子组合中实现。此外，虽然以上描述的各特征以特定组合其作用，并且最初是这么声明的，但是所声明组合中的一个或多个特征正在某些情况下可从该组合中去除，并且所声明的组合可以得到子组合或子组合的变体。