Оптическая система с регулируемыми каскадами для офтальмологического лазерного скальпеля

Оптическая система с регулируемыми каскадами для офтальмологического лазерного скальпеля

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники, к которой относится изобретение

Этот патентный документ относится к системам и технологиям для проведения лазерной хирургии для переднего сегмента глаза.

Уровень техники

При проведении лазерной хирургии через фотопробу, вызываемой посредством лазерных импульсов, могут быть использованы различные хирургические операции на хрусталике глаза для того, чтобы удалять хрусталик глаза. Эти операции могут разделять хрусталик глаза на небольшие фрагменты и удалять фрагменты из глаза через небольшие надрезы. Ручные инструменты, ультразвук, нагретые жидкости или лазеры могут быть использованы в таких операциях.

Сущность изобретения

Этот патентный документ описывает примеры и реализации систем и технологий для обеспечения регулируемого управления сканированием при доставке лазерного луча лазерных импульсов в хирургическую цель. Описанные системы и технологии могут использоваться для лазерной хирургии в переднем сегменте глаза и хрусталика глаза через фотопробу, вызываемый посредством лазерных импульсов из фемтосекундного лазера. Описанные системы и технологии могут быть реализованы способами, которые предоставляют оптическое сканирование лазерного луча, чтобы уменьшать или минимизировать оптические искажения лазерного луча во время сканирования и фокусировки лазерного луча в глаз.

Например, офтальмологическая лазерная система может быть реализована как включающая в себя лазерный источник, который формирует лазерный луч из лазерных импульсов; XY-сканер, который сканирует лазерный луч в направлениях, поперечных к оси Z; Z-сканер, который сканирует лазерный луч вдоль оси Z и включает в себя непрерывный Z-сканер, который предоставляет непрерывное сканирование лазерного луча вдоль оси Z; и инкрементный Z-сканер, который предоставляет инкрементное сканирование лазерного луча вдоль оси Z.

В вариантах осуществления, инкрементный Z-сканер выполнен с возможностью Z-сканирования глубины фокуса офтальмологической лазерной системы инкрементно посредством Z-шагов, и непрерывный Z-сканер выполнен с возможностью Z-сканирования глубины фокуса офтальмологической лазерной системы непрерывно в диапазонах непрерывного сканирования, соответствующих Z-шагам.

В вариантах осуществления, Z-сканер конфигурируется так, что диапазоны непрерывного сканирования превышают один или более Z-шагов, тем самым диапазоны непрерывного сканирования, в которых глубина фокуса может быть Z-сканирована с помощью непрерывного Z-сканера в соседних Z-шагах, перекрываются, и оператор офтальмологической лазерной системы допускает Z-сканирование глубины фокуса в диапазоне квазинепрерывного Z-сканирования.

В вариантах осуществления, общий диапазон Z-сканирования имеет длину в одном из диапазонов 0-5 мм, 5-10 мм, 10-30 мм и 0-15 мм.

В вариантах осуществления, инкрементный Z-сканер допускает перевод глубины фокуса на Z-уровень роговицы, позволяя хирургу выполнять операцию на роговице глаза в диапазоне непрерывного сканирования около Z-уровня роговицы, и на один или более Z-уровней хрусталика глаза, позволяя хирургу выполнять операцию на хрусталике глаза в диапазонах непрерывного сканирования вокруг одного или более Z-уровней хрусталика глаза.

В вариантах осуществления, Z-сканер выполнен с возможностью поддерживать аберрацию лазерного луча лучше порогового значения в целевой области.

В вариантах осуществления, аберрация офтальмологической лазерной системы может отличаться посредством коэффициента S Штреля, и коэффициент S Штреля выше порогового значения S(threshold) в целевой области, при этом S(threshold) имеет одно из значений 0,6, 0,7, 0,8 и 0,9.

В вариантах осуществления, коэффициент S Штреля соответствует лазерному лучу с длиной волны в пределах 0,4-1,1 микрона.

В вариантах осуществления, коэффициент S Штреля выше S(threshold) в одной или более из пяти опорных точек в целевой области, при этом пять опорных точек определяются посредством цилиндрических координат (z, r) в целевой области как Р1=(0,0), Р2=(2,6), Р3=(5,0), Р4=(8,0), Р5=(8,3), в миллиметрах, под любым азимутальным углом ϕ, относительно передней стороны и центра целевой области в (0,0).

В вариантах осуществления, аберрация офтальмологической лазерной системы может отличаться посредством радиуса r_f фокального пятна, и радиус r_f фокального пятна меньше порогового значения r_f(threshold) в целевой области, при этом r_f(threshold) составляет одно из 2, 3, 4, 5 и 6 микрометров.

В вариантах осуществления, радиус r_f фокального пятна меньше r_f(threshold) в одной или более из пяти опорных точек в целевой области, при этом пять опорных точек определяются посредством цилиндрических координат (z, r) в целевой области как P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), в миллиметрах, под любым азимутальным углом ϕ, относительно передней стороны и центра целевой области в (0,0).

В вариантах осуществления, аберрация является одной из сферической аберрации, комы, астигматизма и хроматической аберрации.

В вариантах осуществления, Z-сканер выполнен с возможностью, по меньшей мере, частично компенсировать аберрацию, вызываемую посредством Z-сканирования посредством Z-сканера глубины фокуса офтальмологической системы в целевой области.

В вариантах осуществления, инкрементный Z-сканер имеет один или более регулируемых каскадов, при этом регулируемые каскады могут быть размещены в и вне пути лазерного луча.

В вариантах осуществления, регулируемые каскады могут быть размещены в последовательности конфигураций, которые перемещают глубину фокуса лазерного луча с предварительно определенными Z-шагами.

В вариантах осуществления, различные регулируемые каскады выполнены с возможностью перемещать глубину фокуса пропорционально длине базового Z-шага, умноженной на различные степени 2.

В вариантах осуществления, число регулируемых каскадов составляет одно из одного, двух, трех и четырех.

В вариантах осуществления, аберрация, вызываемая посредством регулируемого каскада, компенсируется, по меньшей мере, частично посредством регулируемого каскада, содержащего функциональную мультиплетную линзу.

В вариантах осуществления, аберрация, вызываемая посредством регулируемого каскада, компенсируется, по меньшей мере, частично посредством регулируемого каскада, содержащего синглетную линзу с параметром изгиба, отличающимся от нуля.

В вариантах осуществления, регулируемый каскад может перемещаться в пути лазерного луча посредством механического ползунка, механического актуатора, поворотного рычага и электромеханической аппаратной системы.

В вариантах осуществления, непрерывный Z-сканер выполнен с возможностью сканировать глубину фокуса лазерного луча в предварительно определенных диапазонах непрерывного сканирования, когда различные регулируемые каскады размещаются в пути лазерного луча, при этом предварительно определенные непрерывные диапазоны либо отличаются для различных регулируемых каскадов, либо являются идентичными для различных регулируемых каскадов.

В вариантах осуществления, непрерывный Z-сканер размещается между лазерным источником и XY-сканером, и инкрементный Z-сканер размещается после XY-сканера в пути лазерного луча.

В вариантах осуществления, непрерывный Z-сканер размещается после XY-сканера в пути лазерного луча.

В вариантах осуществления, непрерывный Z-сканер содержит первый блок, размещенный между лазерным источником и XY-сканером, и второй блок, размещенный после XY-сканера в пути лазерного луча.

В вариантах осуществления, Z-сканер выполнен с возможностью варьировать глубину Z-фокуса и числовую апертуру лазерного луча по существу независимо друг от друга.

В вариантах осуществления, Z-сканер размещается в отдельном корпусе от объектива и перед объективом в пути лазерного луча.

В вариантах осуществления, способ включает в себя этапы формирования лазерного луча посредством лазерного источника, Z-сканирования глубины фокуса лазерного луча посредством непрерывного Z-сканера и Z-сканирования глубины фокуса лазерного луча посредством инкрементного Z-сканера.

В вариантах осуществления, Z-сканирование посредством инкрементного Z-сканера включает в себя Z-сканирование глубины фокуса с инкрементными Z-шагами, и Z-сканирование посредством непрерывного Z-сканера содержит Z-сканирование глубины фокуса в диапазонах непрерывного сканирования, соответствующих инкрементным Z-шагам.

В вариантах осуществления, один или более диапазонов непрерывного сканирования превышают Z-шаги, тем самым диапазоны непрерывного сканирования, в которых глубина фокуса может быть Z-сканирована с помощью непрерывного Z-сканера в соседних Z-шагах, перекрываются, и оператор офтальмологической лазерной системы допускает Z-сканирование глубины фокуса в диапазоне квазинепрерывного Z-сканирования.

Некоторые варианты осуществления включают в себя этапы перевода инкрементного Z-сканера на Z-уровень роговицы, выполнения хирургической операции на роговице посредством Z-сканирования глубины фокуса с помощью непрерывного Z-сканера, перевода инкрементного Z-сканера на один или более уровней хрусталика глаза и выполнения хирургической операции на хрусталике глаза посредством Z-сканирования глубины фокуса с помощью непрерывного Z-сканера.

В вариантах осуществления, способ включает в себя этап поддержания аберрации лучше порогового значения в целевой области, при этом аберрация является одной из сферической аберрации, комы, астигматизма и хроматической аберрации.

В вариантах осуществления, этап Z-сканирования посредством инкрементного Z-сканера включает в себя размещение одного или более регулируемых каскадов инкрементного Z-сканера в пути лазерного луча.

В вариантах осуществления, этап Z-сканирования посредством инкрементного Z-сканера включает в себя размещение регулируемых каскадов в последовательности конфигураций, которые Z-сканируют глубину фокуса при предварительно определенных Z-приращениях.

В вариантах осуществления, этап Z-сканирования посредством инкрементного Z-сканера включает в себя перемещение глубины фокуса пропорционально базовому Z-шагу, умноженному на различные степени 2, посредством перемещения различных регулируемых каскадов в и за пределы пути лазерного луча.

В вариантах осуществления, Z-сканирование глубины фокуса включает в себя Z-сканирование глубины фокуса с помощью непрерывного Z-сканера до глубины фокуса почти в максимум первого диапазона непрерывного сканирования, увеличение глубины фокуса с инкрементным Z-шагом посредством инкрементного Z-сканера, сброс непрерывного Z-сканера почти до минимума второго диапазона непрерывного сканирования и Z-сканирование глубины фокуса во втором диапазоне непрерывного сканирования.

В вариантах осуществления, первый диапазон непрерывного сканирования и второй диапазон непрерывного сканирования по существу равны.

В вариантах осуществления, этап Z-сканирования глубины фокуса включает в себя Z-сканирование глубины фокуса по существу независимо от регулирования числовой апертуры лазерного луча.

Некоторые варианты осуществления включают в себя лазерный источник, чтобы формировать луч импульсного лазера, XY-сканер, чтобы сканировать лазерный луч в направлениях, поперечных к оси Z, непрерывный Z-сканер и Z-сканер с регулируемыми каскадами, чтобы сканировать лазерный луч вдоль оси Z.

В вариантах осуществления, Z-сканер с регулируемыми каскадами включает в себя регулируемые каскады, выполненные с возможностью размещения в и вне пути лазерного луча.

Краткое описание чертежей

Фиг. 1 иллюстрирует пример хирургической системы доставки лазерного излучения.

Фиг. 2 иллюстрирует гауссов волновой фронт G и аберрационный волновой фронт W.

Фиг. 3A-B иллюстрируют оптические лучи в оптимальной и сканированной фокальной плоскости.

Фиг. 3C иллюстрирует пример радиуса фокального пятна.

Фиг. 4 иллюстрирует пример взаимосвязи между коэффициентом S Штреля и RMS-ошибкой ω волнового фронта.

Фиг. 5 иллюстрирует опорные точки для офтальмологической хирургии.

Фиг. 6A-B иллюстрируют примерный режим работы модуля предкомпенсации в системе на фиг. 1.

Фиг. 7A-B иллюстрируют различные варианты использования эффективной функциональности Z-сканирования.

Фиг. 8A-D иллюстрируют примерные реализации модуля предкомпенсации в системе на фиг. 1.

Фиг. 9 иллюстрирует примерную реализацию системы доставки лазерного излучения на фиг. 1 с двумя Z-сканерами.

Фиг. 10 иллюстрирует таблицу конфигураций, содержащих 0, 1 или 2 сканера Z-глубины и 0, 1 или 2 NA-модификатора.

Фиг. 11A-C иллюстрируют примерные реализации XY-сканера в системе на фиг. 9.

Фиг. 12A-D иллюстрируют аберрацию в качестве функции от числовой апертуры и соответствующую оптическую числовую апертуру NA_opt(z) в качестве функции от глубины Z-фокуса.

Фиг. 13A-B иллюстрируют две примерных настройки блока первого расширителя луча и блока подвижного расширителя луча.

Фиг. 14 иллюстрирует пример промежуточной фокальной плоскости.

Фиг. 15 иллюстрирует пример системы доставки лазерного излучения с инкрементным Z-сканером.

Фиг. 16A-B иллюстрируют Z-уровни, шаги и диапазоны в целевых областях для инкрементного Z-сканера в системе на фиг. 15.

Фиг. 17A-B иллюстрируют работу Z-сканера с регулируемыми каскадами для инкрементного Z-сканера в системе на фиг. 15.

Фиг. 18 иллюстрирует реализацию инкрементного Z-сканера в системе на фиг. 15.

Фиг. 19 иллюстрирует реализацию объектива для системы на фиг. 15.

Фиг. 20 иллюстрирует искривленную фокальную плоскость в целевой области.

Фиг. 21 иллюстрирует номограмму угла наклона XY-сканера.

Фиг. 22 иллюстрирует номограмму положения подвижного расширителя луча (пучка).

Фиг. 23 иллюстрирует этапы примера способа управления сканированием луча.

Подробное описание изобретения

Примеры и реализации систем и технологий, описанных в этом документе, предоставляют регулируемое управление сканированием при доставке лазерного луча из лазерных импульсов из фемтосекундного импульсного лазера в хирургическую цель. Реализации систем и технологий, описанных в этом документе, могут использоваться для выполнения хирургических операций на роговице и хрусталике глаза. Проведение офтальмологической хирургии на хрусталике глаза ассоциировано с требованиями, качественно отличающимися от требований операций на роговице. Также, традиционные технологии, например, заключающие в себе ручные инструменты, ультразвук и нагретые жидкости, зачастую имеют существенные недостатки при использовании в хирургических операциях на хрусталике глаза. Примеры таких недостатков включают в себя необходимость входить в глаз с зондами для того, чтобы выполнять фрагментацию, и ограниченная точность.

Примеры и реализации систем и технологий, описанных в этом документе, используют фотопробойную лазерную технологию, чтобы доставлять лазерные импульсы в хрусталик глаза, чтобы оптически фрагментировать хрусталик глаза без вставки зонда, и тем самым могут предлагать потенциал для улучшенного удаления хрусталика глаза. Лазерно-индуцированный фотопробой широко используется в лазерной офтальмологической хирургии, и лазеры Nd:YAG часто используются в качестве лазерных источников для фрагментации хрусталика глаза через лазерно-индуцированный фотопробой. Некоторые существующие системы используют лазерные лучи с наносекундными импульсами с энергиями импульса в несколько мДж (E. H. Ryan и др., "American Journal of Ophthalmology", 104: 382-386, октябрь 1987 года; R. R. Kruger и др., "Ophthalmology", 108: 2122-2129, 2001 год) и пикосекундными импульсами с несколькими десятками мкДж в расчете на импульс (A. Gwon et al., "J. Cataract Refract Surg.", 21, 282-286, 1995 год). Эти относительно длинные импульсы выделяют относительно большие величины энергии в хирургические пятна, приводя к значительным ограничениям в точности и управлении операцией при возникновении относительно высокого уровня риска нежелательных результатов. Параллельно, в смежной области техники хирургии роговицы следует признать, что меньшие длительности импульса и лучшая фокусировка могут достигаться посредством использования импульсов длительности в сотни фемтосекунд вместо наносекундных и пикосекундных импульсов. Фемтосекундные импульсы выделяют намного меньше энергии в расчете на импульс, значительно повышая точность и безопасность операции. Различные фемтосекундные лазерные системы выполнены с возможностью удовлетворять требованиям хирургии роговицы и зачастую имеют диапазон глубин фокуса лазера меньше приблизительно 1 мм, толщины роговицы. Поскольку хрусталик глаза типично находится на глубине 3-10 мм, лазерные системы, выполненные с возможностью операций на роговице, не предлагают решений относительно существенных сложностей проведения операции на хрусталике глаза.

Один пример офтальмологической лазерной системы, описанной в этом документе, включает в себя лазерный источник, который формирует лазерный луч лазерных импульсов; XY-сканер, который сканирует лазерный луч в направлениях, поперечных к оси Z; Z-сканер, который сканирует лазерный луч вдоль оси Z и включает в себя непрерывный Z-сканер, который предоставляет непрерывное сканирование лазерного луча вдоль оси Z; и инкрементный Z-сканер, который предоставляет инкрементное сканирование лазерного луча вдоль оси Z. Эта система может быть реализована и выполнена с возможностью использования в хирургии хрусталика глаза и хирургии роговицы. Некоторые подробности по реализации этой системы предоставляются ниже.

1. Фемтосекундные лазерные импульсы должны формироваться надежно. Фемтосекундный импульс с высокой частотой повторения дает возможность использования намного меньшей энергии в расчете на импульс, предоставляя гораздо более высокую степень управления и точности для оператора системы. Тем не менее, надежное формирование фемтосекундных импульсов представляет намного большую сложность, чем формирование наносекундных или пикосекундных импульсов, используемых посредством некоторых существующих систем.

2. Луч лазерного скальпеля значительно преломляется при распространении через вплоть 5 миллиметров преломляющей среды, включающей в себя роговицу и переднюю камеру глаза, чтобы достигать только хирургической цели, хрусталика глаза. Напротив, лазерный луч, используемый для хирургии роговицы, фокусируется на глубине в долю миллиметра и тем самым по существу не преломляется, когда он входит в цель на роговице из лазерной системы.

3. Хирургическая система доставки лазерного излучения выполнена с возможностью сканировать всю хирургическую область, например, от передней части хрусталика глаза при типичной глубине в 5 мм до задней части хрусталика глаза при типичной глубине в 10 мм. Этот диапазон сканирования с глубиной 5 мм или более или "диапазон Z-сканирования" является значительно более обширным, чем диапазон сканирования с глубиной 1 мм, используемый для хирургии на роговице. Типично, хирургическая оптика, в частности, используемая в данном документе оптика с высокой числовой апертурой, оптимизируется, чтобы фокусировать лазерный луч к конкретной функциональной глубине. Во время процедур на роговице сканирование с глубиной 1 мм приводит только к умеренному отклонению от оптимизированной функциональной глубины. Напротив, во время сканирования от 5 до 10 мм во время хирургии хрусталика глаза система приводится в действие на большом расстоянии от фиксированной оптимизированной функциональной глубины. Следовательно, хирургическая система доставки лазерного излучения для хрусталика глаза использует высокоточную адаптивную оптику, чтобы иметь возможность сканировать обширный диапазон сканирования с определенной глубиной, требуемый посредством хирургии хрусталика глаза.

4. Некоторые варианты осуществления интегрируются в том смысле, что они выполнены с возможностью проводить операцию как на роговице, так и на хрусталике глаза. В этих интегрированных вариантах осуществления диапазон сканирования с определенной глубиной может быть до 10 мм вместо 5 мм, приводя к еще более сложным проблемам.

5. Во время хирургических операций на роговице, таких как множество разновидностей лазерной коррекции зрения по методу LASIK, лазерный луч сканируется перпендикулярно оптической оси ("в плоскости XY"). В типичных операциях диапазон XY-сканирования охватывает только центральную часть роговицы с диаметром 10 мм. Тем не менее, в интегрированных хирургических системах дополнительные разрезы также могут формироваться. Одним типом разрезов являются входные разрезы, предоставляющие доступ к внутренней части глаза для аспирационных игл и традиционных хирургических инструментов. Другим типом разрезов являются лимбальные ослабляющие надрезы (LRI), которые заключают в себе формирование пары надрезов в лимбе роговицы непосредственно перед сосудистой аркадой. Посредством регулирования длины, глубины и местоположения этих дугообразных надрезов, можно принудительно вызывать изменения в астигматизме роговицы. Входные разрезы и LRI могут быть размещены на внешней границе роговицы, типично с диаметром 12 мм. Хотя увеличение диаметра XY-сканирования с 10 до 12 мм является только 20%-ым увеличением по сравнению с обычным диаметром клапанов для лазерной коррекции зрения по методу LASIK, очень сложно поддерживать управление внеосевыми аберрациями системы доставки лазерного излучения при таких диаметрах, поскольку внеосевые аберрации растут пропорционально более высоким индексам диаметра поля в фокальной плоскости.

6. Лазерные хирургические операции на хрусталике глаза могут требовать инструкций от сложных систем визуализации. В некоторых системах визуализации лимбальные кровеносные сосуды идентифицируются как выступающие в качестве контрольных отметок на глазу, чтобы калибровать цикловращательное совмещение глаза в течение времени хирургического вмешательства, в некоторых случаях относительно эталонных координат, идентифицированных в ходе предоперационной диагностики глаза. Кровеносные сосуды, выбираемые на периферии хирургической области, могут быть наименее затрагиваемыми при хирургии и тем самым самыми надежными. Системы визуализации, направленные на такие периферические кровеносные сосуды, тем не менее, требуют оптики для визуализации, чтобы визуализировать область с радиусом, превышающим 10 мм, к примеру, 12 мм.

7. Лазерный луч формирует различные аберрации при распространении вдоль оптического пути внутри глаза. Системы доставки лазерного излучения могут повышать точность посредством компенсации этих аберраций. Дополнительный аспект этих аберраций заключается в том, что они зависят от частоты света (факт, упоминаемый как "хроматическая аберрация"). Компенсация таких частотно-зависимых аберраций повышает сложность системы. Трудность компенсации этих хроматических аберраций увеличивается с полосой пропускания лазерного луча, лазерной системы. Следует напомнить, что спектральная полоса пропускания луча является обратно пропорциональной длительности импульса. Соответственно, полоса пропускания для фемтосекундных импульсов зачастую превышает полосу пропускания пикосекундных импульсов на порядок величины или более, требуя намного лучшей хроматической компенсации в фемтосекундных лазерных системах.

8. Хирургические операции с использованием фемтосекундных лазерных хирургических систем с высокой частотой повторения требуют высокой точности при размещении каждого импульса как в абсолютном смысле относительно целевых местоположений в ткани-мишени, так и в относительном смысле относительно предыдущих импульсов. Например, лазерная система, возможно, должна перенаправлять луч посредством только нескольких микронов в пределах времени между импульсами, которые могут иметь порядок микросекунд. Поскольку время между двумя последующими импульсами является коротким, и прецизионное требование для размещения импульса является высоким, определение целей вручную, используемое в существующих хирургических системах для хрусталиков глаза с низкой частотой повторения, больше не подходит или не допустимо.

9. Система доставки лазерного излучения выполнена с возможностью доставлять фемтосекундные лазерные импульсы в весь хирургический объем хрусталика глаза через преломляющую среду, с сохранением их временной, спектральной и пространственной целостности.

10. Чтобы обеспечивать, что только ткань в хирургической области принимает лазерный луч с достаточно высокой плотностью энергии, чтобы вызывать такие хирургические эффекты, как абляция ткани, система доставки лазерного излучения имеет необычно высокую числовую апертуру (NA). Эта высокая NA приводит к небольшим размерам пятен и предоставляет необходимую степень управления и точность для хирургической операции. Типичные диапазоны для числовой апертуры могут включать в себя значения NA, превышающие 0,3, приводя к размерам пятен в 3 микрона или меньше.

11. С учетом сложности оптического пути лазера для хирургии хрусталика глаза, система доставки лазерного излучения достигает высокой точности и степени управления посредством включения высокопроизводительной автоматизированной системы визуализации, тогда как хирургические системы для операций на роговице позволяют достигать удовлетворительного управления без таких систем визуализации или с низким уровнем визуализации. А именно, хирургические и визуализирующие функции системы, а также обычные наблюдаемые лучи, в общем, работают в различных полосах спектра. В качестве примера, лазерные скальпели могут работать при длинах волн в полосе частот 1,0-1,1 микрона, наблюдаемых лучах в видимой полосе частот 0,4-0,7 микронов и визуализирующих лучах в полосе частот 0,8-0,9 микронов. Комбинирование траектории луча в общих или совместно используемых оптических компонентах накладывает серьезные хроматические требования на оптику лазерной хирургической системы.

Вышеуказанные подробности реализации иллюстрируют посредством нескольких примеров, что офтальмологическая лазерная хирургия (i) на хрусталике глаза (ii) с фемтосекундными импульсами вводит требования, которые качественно отличаются от требований хирургии роговицы и даже требований хирургии хрусталика глаза с использованием только наносекундных или пикосекундных лазерных импульсов.

Фиг. 1 иллюстрирует систему 1 доставки лазерного излучения. Перед ее подробным описанием следует упомянуть, что некоторые варианты осуществления комбинируют систему доставки лазерного излучения по фиг. 1 с системой визуализации или наблюдательной системой. В некоторых процедурах на роговице, к примеру, при лечении на основе лазерной коррекции зрения по методу LASIK, устройства слежения за глазом устанавливают опорные положения глаза посредством визуальных ориентиров, к примеру, идентификации центра радужной оболочки глаз посредством алгоритмов визуализации и обработки изображений, типично на поверхности глаза. Тем не менее, существующие устройства слежения за глазом распознают и анализируют признаки в двумерном пространстве, не имея информации глубины, поскольку хирургические операции выполняются для роговицы, крайнего внешнего слоя глаза. Зачастую, роговица даже выравнивается, чтобы делать поверхность действительно двумерной.

Ситуация существенно отличается при фокусировке лазерного луча в хрусталике глаза, глубоко внутри глаза. Хрусталик глаза может изменять свое положение, форму, толщину и диаметр во время размещения, не только между предшествующим измерением и хирургической операцией, но также и во время хирургической операции. Присоединение глаза к хирургическому инструменту посредством механического средства также может не очень четко изменять форму глаза. Такие устройства для присоединения могут включать в себя фиксацию глаза с помощью подсасывающего кольца или апланатирование глаз с плоским или искривленным хрусталиком глаза. Дополнительно, перемещение пациента во время хирургии может вводить дополнительные изменения. Эти изменения могут составлять в целом вплоть до нескольких миллиметров смещения визуальных ориентиров внутри глаза. Следовательно, механическое базирование и фиксация поверхности глаза, к примеру, передней поверхности роговицы или лимба является неудовлетворительным при выполнении прецизионной лазерной хирургии на хрусталике глаза или других внутренних частях глаза.

Чтобы разрешать эту проблему, система 1 доставки лазерного излучения может быть комбинирована с системой визуализации, как описано в находящейся одновременно на рассмотрении заявке на патент (США) порядковый номер 12/205844 авторов R.M. Kurtz, F. Raksi и M. Karavitis, которая настоящим полностью содержится в данном документе по ссылке. Система визуализации выполнена с возможностью визуализировать части хирургической области, чтобы устанавливать трехмерные опорные положения на основе внутренних признаков глаза. Эти изображения могут создаваться до хирургического вмешательства и обновляться параллельно с хирургической операцией, чтобы учитывать отдельные вариации и изменения. Изображения могут быть использованы для того, чтобы безопасно направлять лазерный луч на требуемое местоположение с высокой точностью и степенью управления.

В некоторых реализациях, система визуализации может быть системой оптической когерентной томографии (OCT). Визуализирующий луч системы визуализации может иметь отдельный оптический путь визуализации либо оптический путь, частично или полностью совместно используемый с хирургическим лучом. Системы визуализации с частично или полностью совместно используемым оптическим путем уменьшают затраты и упрощают калибровку систем визуализации и хирургических систем. Система визуализации также может использовать источник света, совпадающий или отличный от источника света лазера системы 1 доставки лазерного излучения. Система визуализации также может иметь собственные подсистемы сканирования луча или может использовать подсистемы сканирования системы 1 доставки лазерного излучения. Несколько различных архитектур таких OCT-систем описываются в противопоставленной находящейся одновременно на рассмотрении заявке.

Система 1 доставки лазерного излучения также может быть реализована в комбинации с оптикой для визуальных наблюдений. Оптика для наблюдений может помогать оператору лазерного скальпеля наблюдать эффекты луча лазерного скальпеля и управлять лучом в ответ на наблюдения.

В завершение, в некоторых реализациях, которые используют инфракрасное излучение и тем самым невидимый луч лазерного скальпеля, дополнительный следящий лазер может использоваться при работе на видимых частотах. Видимый следящий лазер может быть реализован с тем, чтобы отслеживать путь инфракрасного лазерного скальпеля. Следящий лазер может управляться при достаточно низкой энергии, чтобы не вызывать пробои ткани-мишени. Оптика для наблюдений может быть выполнена с возможностью направлять следящий лазер, отражаемый от ткани-мишени, оператору системы 1 доставки лазерного излучения.

На фиг. 1, лучи, ассоциированные с системой визуализации и оптикой для визуальных наблюдений, могут включаться в систему 1 доставки лазерного излучения, например, через расщепитель луча/дихроическое зеркало 600. Настоящая заявка не содержит широкого пояснения различных комбинаций системы 1 доставки лазерного излучения с системами визуализации, наблюдательными системами и системами отслеживания. Большое число таких комбинаций, широко поясненных во включенной заявке на патент (США) 12/205844, находятся в рамках объема настоящей заявки.

Система 1 доставки лазерного излучения на фиг. 1 включает в себя лазерный механизм 100, модуль 200 предкомпенсации, XY-сканер 300, блок 400 первого расширителя луча, блок 500 подвижного расширителя луча, расщепитель луча/дихроическое зеркало 600, объектив 700 и интерфейс 800 пациента, при этом блок 400 первого расширителя луча и блок 500 подвижного расширителя луча совместно упоминаются как Z-сканер 450.

Во многих нижеприведенных реализациях используются такие условные обозначения, что направление по оси Z является направлением по существу вдоль оптического пути лазерного луча либо вдоль оптической оси оптического элемента или хирургической цели. Направления, поперечные к направлению по оси Z, упоминаются как направления по осям XY. Термин "поперечный" используется в более широком смысле как включающий в себя то, что в некоторых реализациях поперечные направления и направления по оси Z могут не быть строго перпендикулярными друг другу. В некоторых реализациях, поперечные направления могут быть лучше описаны с точки зрения радиальных координат. Таким образом, термины "поперечное направление, направление по осям XY или радиальное направление" обозначают аналогичные направления в описанных реализациях, все приблизительно (но не обязательно точно) перпендикулярные направлению по оси Z.

1. Лазерный механизм 100

Лазерный механизм 100 может включать в себя лазер, чтобы испускать лазерные импульсы с предварительно определенными параметрами лазера. Эти параметры лазера могут включать в себя длительность импульса в диапазоне 1 фемтосекунда - 100 пикосекунд или в диапазоне 10 фемтосекунд - 10 пикосекунд, или, в некоторых вариантах осуществления, диапазоне 100 фемтосекунд - 1 пикосекунда. Лазерные импульсы могут иметь энергию в расчете на импульс в диапазоне 0,1-1000 микроДжоулей, в других вариантах осуществления в диапазоне 1-100 микроДжоулей. Импульсы могут иметь частоту повторений в диапазоне 10-100 МГц, в других вариантах осуществления в диапазоне 100-1 МГц. Другие варианты осуществления могут иметь параметры лазера, которые попадают в комбинацию этих пределов диапазона, к примеру, в диапазон длительности импульса 1-1000 фемтосекунд. Параметры лазера для конкретной операции могут быть выбраны в этих широких диапазонах, например, во время предоперационной процедуры или на основе вычисления, которое основано на определенных данных пациента, таких как возраст.

Примеры лазерного механизма 100 могут включать в себя лазеры Nd:glass и Nd:Yag, а также множество других лазеров. Рабочая длина волны лазерного механизма может быть в инфракрасном или в видимом диапазоне. В некоторых вариантах осуществления, рабочая длина волны может быть в диапазоне 700 нм - 2 микрона. В некоторых случаях, рабочая длина волны может быть в диапазоне 1,0-1,1 микрона, например, в инфракрасных лазерах на основе иттербия или неодима.

В некоторых реализациях, параметры лазера лазерных импульсов могут быть регулируемыми и переменными. Параметры лазера могут быть регулируемыми с малым временем переключения, тем самым предоставляя возможность оператору хирургической системы 1 доставки лазерного излучения изменять параметры лазера во время сложной хирургии. Такое изменение параметров может быть инициировано в ответ на считывание посредством подсистемы считывания или визуализации системы 1 доставки лазерного излучения.

Другие изменения параметров могут быть выполнены как часть многоэтапной операции, во время которой система доставки лазерного излучения может быть сначала использована для первой хирургической операции, после чего выполняется вторая отличная хирургическая операция. Примеры включают в себя выполнение сначала одного или более хирургических этапов в области хрусталика глаза, к примеру, этапа капсулотомии, после чего выполняется вторая хирургическая операция в области роговицы глаза. Эти операции могут быть выполнены в различных последовательностях.

Импульсные лазеры с высокой частотой повторения, работающие на частоте повторения импульсов в десятки сотен тысяч импульсов в секунду или выше с относительно низкой энергией в расчете на импульс, могут использоваться для хирургических вариантов применения, чтобы достигать определенных преимуществ. Такие лазеры используют относительно низкую энергию в расчете на импульс, чтобы локализовать воздействие на ткань, вызываемое посредством лазерно-индуцированного фотопробоя. В некоторых реализациях, например, протяженность разрушенной ткани может быть ограничена несколькими мик