Внутрихирургическое изображение оптической когерентной томографии операции по удалению катаракты

Внутрихирургическое изображение оптической когерентной томографии операции по удалению катаракты

Иллюстрации

Показать все

Реферат

ПЕРЕКРЕСТНАЯ ССЫЛКА НА РОДСТВЕННУЮ ЗАЯВКУ

Эта заявка заявляет приоритет, согласно 35 U.S.C. § 119 к Заявке Патента США № 13/329,529, поданная 19 декабря 2011, полное содержание которой включено в данном документе путем ссылки.

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ

Этот патентный документ касается применения системы изображения Оптической Когерентной Томографии во время операции по удалению катаракты. Более конкретно, этот патентный документ касается внутрихирургической Спектральной Области изображения Оптической Когерентной Томографии операции по удалению катаракты.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Операция по удалению катаракты переживает революцию. Точность и скорость многих аспектов катарактальной операции кардинально улучшились за последние несколько лет. Системы импульсных лазерных скальпелей с фемтосекундным лазерным импульсом обеспечивают очень точно контролируемые функциональные возможности разрезания. Продвинутые оптические системы обеспечивают небывалый контроль над размещением и направлением лазерных импульсов. Кроме того, отображающие системы обеспечивают высококачественные изображения для того, чтобы помочь хирургам планировать и выполнять операции по удалению катаракты. Тем не менее, все еще имеется большое пространство для усовершенствования систем для операций по удалению катаракты, особенно в области отображения.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Одна область, где существенное усовершенствование возможно и необходимо, обеспечивает более обширную и действенную информация отображения для катарактального хирурга. Наиболее продвинутая из сегодняшних систем включает систему изображения Оптической Когерентной Томографии (ОКТ). До операции по удалению катаракты, эти системы могут производить и показывать тщательное нелинейное или контрольное изображение в резе переднего отрезка глаза, который включает роговую оболочку, переднюю камеру глаза и хрусталик. Хирург может планировать операцию, делая пометки на показанном контрольном изображении, чтобы задать характерные точки или конечные точки различных резов и областей, которые будут фоторазрушены или фотообработаны. Диалоговый интерфейс лазерного контроллера может понять эти пометки и перевести их на электронные сигналы управления, для наведения хирургического лазерного луча, чтобы выполнить соответствующие резы.

Чтобы погрузить изобретение в контекст, напоминают, что катарактальная операция, при помощи системы лазерной хирургии, может включать следующие шаги. (1) Во-первых, хрусталик может быть фоторазрушен в капсулярном мешке, сканируя хирургический лазерный луч согласно шаблону фоторазрушения. В зависимости от твердости катаракты, шаблона разрушения, степени разрушения и желательных результатов операции, этот процесс могут называть дробление, фрагментация, или лизис. (2) Во-вторых, капсулярное веко или покрытие могут быть отрезаны в капсулярном мешке или в переднем капсулярном слое циклической капсулотомией, передней капсулотомией или непрерывной нелинейной капсулотомией. Капсулярное веко или покрытие выполнены так, что при удалении, открывается отверстие в капсулярном мешке, через которое хирург может извлечь или аспирировать фоторазрушаемыйся хрусталик из капсулярного мешка. (3) Надрез доступа может быть затем сформирован в склере, лимбе или периферийной области роговицы глаза. Через этот надрез доступа хирургические приборы, такие как щипцы, или факоигла могут быть введены в глаз. (4) Затем капсулярное веко или покрытие могут быть удалены одним из введенных хирургических приборов, чтобы выполнить вышеупомянутое капсулярное отверстие. (5) Часто хирургический лазер не разрушает хрусталик полностью. В таких случаях, факоигла может быть введена в капсулярный мешок для того, чтобы закончить разрушение хрусталика, применяя ультразвук и дробление. (6) Впоследствии фрагменты хрусталика могут быть удалены или аспирированы через капсулярное отверстие. (7) В заключение, внутриглазной хрусталик (ВГЛ) может быть введена для того, чтобы восстановить зрение. Порядок шагов (1) и (2) может быть полностью изменен в некоторых операциях.

Катарактальные операции могут быть дополнены, формированием дополнительных резов, таких как лимбальные послабляющие резы или дугообразные резы в роговой оболочке, и различных дополнительных надрезов доступа.

Тем не менее, с тех пор как фоторазрушение хирургическим лазерным лучом начало формировать запланированные резы, сегодняшние системы отображения не создают дополнительные изображения, которые могли бы обеспечить действенную информацию или обратную связь для катарактального хирурга. Это прежде всего, вследствие того, что с современные хирургические системы операций по удалению катаракты могут длиться довольно короткое время, например 10-20 с для капсулотомии или 30-40 с для фоторазрушения хрусталика. Существующие системы отображения неспособны отобразить фоторазрушаемую область с достаточным разрешением за такое короткое время операции. Даже меньше - они способны к анализу изображения фоторазрушаемой области, чтобы обеспечить действенную обратную связь, или активного изменения продолжающейся хирургической операции. Такие функциональные возможности требовали бы более быстрого показа изображения и дополнительных или различных электронных систем и систем изображения.

Пока отображение и анализ затронутых областей во время короткого времени операции является трудным, обратная связь, основанная на таком отображении, или анализ были бы очень кстати для улучшения точности операции и управления неожиданными осложнениями при операции. Например, капсулотомия не может прорезать весь капсулярный мешок в некоторых частях линии кольцевого реза так, чтобы круглое веко или покрытие оставались присоединенными к остальной части капсулы в этих "окончаниях". Когда впоследствии хирург пытается удалять круглое веко щипцами, капсулярный мешок может быть порван на окончаниях, приводя к заусенцам или существенным разрывам. Если бы хирург был вовремя обеспечен изображением неполной капсулотомии, он, возможно, выбрал бы для повторного сканирования капсулотомический круг с лазером, чтобы прорезать окончания вместо того, чтобы начать удаление частично отдельного века.

В других случаях, когда фоторазрушение хрусталика выполнено, хирургический лазер может быть отсканирован слишком близко к заднему капсулярному слою, возможно, прокалывая его. Такой прокол может требовать сложной экстренной процедуры витрэктомии, существенно повышая риск всей операции по удалению катаракты. В свою очередь, хирург должен быть своевременно обеспечен обратной связью изображения, он, возможно, изменит шаблон сканирования, чтобы увести хирургический лазерный луч подальше от заднего капсулярного слоя, предотвращая витрэктомию.

В иных случаях, хирургическая лазерная система может быть неправильно откалибрована: лазерный контроллер, возможно, неверно вычислил местоположение лазерного импульса по целому ряду причин, включая оптические отклонения, проблемы созданиинного допуска лазера, ложное толкование преломляющихся свойств хрусталика, дооперационной диагностической ошибки, движение или изменение формы глаза, и тепловой деформации компонентов. В примере, в то время как хирург, возможно, сделал пометки на контрольном изображении, чтобы сделать хирургический рез, например, 100 мкм от заднего капсулярного слоя, направляющая оптика, возможно, направила хирургический лазерный импульс к местоположению только 50 мкм от заднего капсулярного слоя, из-за неправильной калибровки, повышая риск и сокращая точность и безопасность операции по удалению катаракты. Как указано выше, хирург должен быть обеспечен изображением проходящей операции, он, возможно, обнаружит неправильную калибровку прежде, чем фоторазрушение доберется на опасное расстояние 50 мкм от заднего капсулярного слоя.

В еще одном примере, неправильная калибровка может быть вызвана тем, что весь хрусталик проходит вдоль оптической оси, из-за разницы давления в передней камере глаза и в задней камере, или стекловидного тела, расположенного позади хрусталика вдоль оптической траектории луча. Давление может измениться по целому ряду причин после того, как снимают контрольное изображение, например, из-за давления, проявленного интерфейсом пациента. Также, глаз, являющийся динамической системой, может своевременно изменять внутренние давления в передней и задней камерах, например, внутренние давления уравновешивают с внешними давлениями за расширенный период, такой как секунды или десятки секунд после того, как интерфейс пациента состыкован с глазом.

В еще одном примере, неправильная калибровка может быть вызвана искривлением хрусталика, изменявшейся из-за аккомодации. Аккомодация может возникать по вине пациента до и во время операции. Хирурги обычно применяют наркотики, чтобы остановить или подавить аккомодацию, фактически расширяя зрачок. Тем не менее, эти наркотики производят различные эффекты на различных пациентов, и даже эти различные эффекты сопровождаются различной продолжительностью. В свою очередь, в последних двух примерах, как прежде, хирург должен быть обеспечен обновленными или своевременными изображениями во время операции, он, возможно, обнаружит неправильную калибровку и, возможно, предпримет профилактические или корректирующие действия.

Общая особенность этого и многих других возможных хирургических осложнений - это то, что они становятся обнаружимыми только после того, как начнется фоторазрушение заданной ткани. Как описано выше, формирование изображения во время томографирования короче, чем время операции 10, 20, 40 или 60 с, может быть большим вызовом для сегодняшних систем отображения, особенно, если изображение с высоким разрешением необходимо для обеспечения действенной информации отображения. И оно может чрезмерно стимулировать существующие системы дополнительно анализировать изображение, чтобы показать обратную связь или предложенное корректирующее действие, или чтобы активно изменить сканирование хирургического фоторазрушаемого луча лазера.

Существующий патентный документ описывает варианты реализации хирургических систем для удаления катаракты с продвинутыми системами отображения, которые формируются для отображения, а в некоторых исполнениях, чтобы анализировать области, фоторазрушенные хирургическим лазерным лучом во время томографирования, короче, чем обычное операционное время. Вследствие этого, эти варианты реализации позволяют модифицировать операцию по удалению катаракты в режиме реального времени, или хирургом или непосредственно хирургической системой, предвещая качественное усовершенствование эффективности и безопасности современной операция по удалению катаракты.

Так, в частности, в варианте реализации хирургическая система для удаления катаракты может включать лазерный источник, настроенный производить первую группу лазерного импульса; направляющая оптика, присоединенная к лазерному источнику, настроенному, чтобы направить первую группу лазерного импульса к заданной области катаракты в глазу; лазерный контроллер, формируемый для того, чтобы производить электронное изображение заданного сканирования шаблона и управлять направлением оптики, чтобы отсканировать первую группу лазерного импульса, согласно части заданного сканирования шаблона для создания первой фоторазрушаемой области в заданной области катаракты; и система изображения Спектральной Области Оптической Когерентной Томографии (СО-ОКТ), выполненная с возможностью для создания изображения части первой фоторазрушаемой области; где лазерный контроллер выполнен с возможностью производить электронное изображение измененного шаблона сканирования относительно изображения, произведенного системой изображений СО-ОКТ, и управлять направляемой оптикой, чтобы отсканировать вторую группу лазерного импульса, согласно измененному шаблону сканирования для создания второй фоторазрушаемой области. В некоторых вариантах реализации система изображений может быть систему изображения Охватывающего Источника Оптической Когерентной Томографии (ОИ-ОКТ).

В некоторых вариантах реализации хирургическая система для удаления катаракты может включать хирургическую лазерную систему, выполненную с возможностью для создания хирургического лазерного луча и направления произведенного хирургического лазерного луча в целевой области катаракты; лазерный контроллер, выполненный с возможностью сканирования хирургического лазерного луча в целевой области катаракты для создания фоторазрушаемой области; система изображения Спектральной Области Оптической Когерентной Томографии (СО-ОКТ), выполненной с возможностью для создания изображения фоторазрушаемой области для оператора системы во время операции после начала сканирования хирургического лазерного луча; где лазерный контроллер выполнен с возможностью остановки или приостановки сканирование хирургического луча в ответ на получение сигнала управления остановом от оператора системы в ответ на произведенное изображение.

В некоторых вариантах реализации, глазной хирургический метод может включать создание электронного изображения заданного шаблона сканирования для хрусталика глаза лазерным контроллером; создание и сканирование лазерного луча в хрусталике глаза, согласно заданному шаблону сканирования хирургической лазерной системой, создавая рез в хрусталике; производя изображение части глаза и реза с системой изображения Спектральной Области Оптической Когерентной Томографии после того, как начинается сканирование лазерного луча; создание электронного изображения измененного шаблона сканирования лазерным контроллером относительно произведенного изображения; и производство, и сканирование лазерного луча в хрусталике глаза, согласно измененному шаблону сканирования хирургической лазерной системой, создание измененного реза.

В некоторых вариантах реализации, метод катарактальной хирургии может включать управление сканированием лазерного луча в хрусталике глаза лазерным контроллером; создание изображений части хрусталика в количестве, по меньшей мере, 5 кадров в секунду системой изображения Спектральной Области Оптической Когерентной Томографии; и изменение сканирования лазерного луча лазерным контроллером вследствие анализа произведенных изображений.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг. 1A иллюстрирует вариант реализации лазерной хирургические системы для удаления катаракты.

Фиг. 1B иллюстрирует изображение, способствующее фоторазрушению в заданной области хрусталика.

Фиг. 1C-D иллюстрирует вариант реализации лазерной хирургические системы для удаления катаракты.

Фиг. 2A-C иллюстрируют формирование первой и измененной второй фоторазрушаемой области.

Фиг. 3A-E иллюстрируют изменение сканируемых шаблонов после того, как был обнаружен побочный продукт операции.

Фиг. 4A-B иллюстрируют изменение сканируемых шаблонов после того, как был обнаружен побочный продукт операции.

Фиг. 4C-D иллюстрируют изменение сканируемого шаблона капсулотомии после расширения капсулы хрусталика.

Фиг. 5A-D иллюстрируют повторное сканирование неэффективной капсулотомии.

Фиг. 6 иллюстрирует вариант реализации системы изображения Спектральной Области Оптической Когерентной Томографии.

Фиг. 7 иллюстрирует вариант реализации системы изображения Спектральной Области Оптической Когерентной Томографии с заданной платой ввода-вывода.

Фиг. 8 иллюстрирует заданную плату ввода-вывода.

Фиг. 9 иллюстрирует вариант реализации системы изображения Спектральной Области Оптической Когерентной Томографии Стреловидного Источника.

Фиг. 10 иллюстрирует вспомогательное изображение метода операции по удалению катаракты.

Фиг. 11 иллюстрирует вспомогательное изображение метода операции по удалению катаракты.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Исполнения и варианты реализации в этом патентном документе описывают системы операций по удалению катаракты, которые производят своевременную обратную связь изображения, и для того, чтобы помогать хирургу корректировать операцию, основанную на обратной связи, и для того, чтобы определять и выполнять такую корректировку самостоятельно.

Фиг. 1A иллюстрирует хирургическую систему для удаления катаракты 100, включая лазерный источник 110 для создания лазерного луча первой группы лазерных импульсов. Эти лазерные импульсы могут иметь продолжительность или длительность импульса в диапазоне 1-1,000 фс или 1-1,000 пс. Энергия и мощность лазерного луча могут быть выбраны для того, чтобы эффективно достигнуть хорошо управляемого фоторазрушения в выбранной заданной области, не принося вред в других глазных тканях, таких как фоточувствительная сетчатка. Хирургическая система для удаления катаракты 100 может также включать направляющую оптику 120, присоединенную к лазерному источнику 110, чтобы направить первую группу лазерных импульсов через роговую оболочку 3 и переднюю камеру глаза 4, к хрусталику 5 глаза 1. Хрусталик 5 окутан капсулярным слоем или мешком 6. Направляющая оптика 120 может настраиваться для направления лазерного луча в заданную область катаракты через объектив 122 и стыковочный узел или интерфейс пациента (ИП) 124, который можно стыковать с глазом 1 и делать неподвижным, относительно хирургические системы для удаления катаракты 100, применяя вакуумный захват. В некоторых вариантах реализации, не может быть прямого или неподвижного соединения между объективом 122 и глазом 1. Эти варианты реализации могут использоваться вместо устройства отслеживания направления взгляда, чтобы коррелировать процесс изображения с возможными движениями глаза, например.

Заданная область катаракты может быть расположена в переднем отрезке глаза 1, который включает роговую оболочку 3, переднюю камеру глаза 4, хрусталик 5 и капсулярный мешок 6 глаза 1. Заданная область катаракты может быть, например, кругом, цилиндром, или наклонным цилиндром в переднем капсулярном слое или капсулярном мешке хрусталика 5, когда выполняется капсулотомия. заданная область катаракты может также быть большой объемной концентрацией хрусталика 5 для достижения фоторазрушения, дробления или лизиса хрусталика 5 или, по меньшей мере, его ядра. Заданная область катаракты может также быть в роговой оболочке 3, такой как надрез доступа для создания канала для ввода приборов операции по удалению катаракты. В более всесторонних катарактальных операциях, таких как рефракционная операция по удалению катаракты, дополнительные лимбальные послабляющие надрезы или резы (ЛПР) или дугообразные резы могут также быть выполнены.

Капсулотомия может иметь диаметр в диапазоне 3-6 мм, что продиктовано конструкцией внутриглазного хрусталика, или ВГХ, введенного в сохраненную капсулу хрусталика на z-глубину в диапазоне 2-4 мм, где z-глубина измерена по оптической оси хирургические системы для удаления катаракты 100, используя поверхность контакта роговой оболочки 3 и ИП 124 в качестве нулевого контрольного уровня для z-глубины. заданная область фоторазрушения хрусталика может простираться от z-глубины 2-4 мм до z-глубины 7-10 мм, с диаметром 4-8 мм. В результате роговица ЛПР, дугообразный надрез и надрез доступа могут формироваться на z-глубине 0-2 мм большого диаметра 6-14 мм, чтобы минимизировать или в целом избежать непосредственного воздействия на поле зрения. Эти числовые диапазоны показывают, что трудности катарактальных операций существенно превышают просто роговичные операции - такие как ЛАСИК - или сетчаточные операции. И роговичные/ЛАСИК и сетчаточные операции выполняют в намного более узком диапазоне z-глубины и в намного меньшем полном хирургическом объеме, чем катарактальные операции. Роговичные операции обычно ограничиваются диапазоном z-глубины 0,1-0,5 мм, поскольку толщина роговой оболочки редко превышает 1 мм, а фоторазрушение обычно не перерезает всю роговую оболочку, чтобы держать переднюю камеру глаза неповрежденной. Обычные диаметры роговичных надрезов могут быть в диапазоне 2-3 мм. В то время, как сетчаточные операции выполняются глубоко в задней камере глаза 1 на большой z-глубине, диапазон z-глубин, где формируются надрезы, обычно меньше 2 мм, важна полная толщина сетчаточных слоев.

В то же время, катарактальные операции обычно включают фоторазрушение в большинстве или всех, выше описанных, заданных областях катаракты, и в роговой оболочке 3, и в хрусталике 5. Вследствие этого, катарактальные операции могут включать надрез в диапазоне z-глубины 4 мм или больше, иногда 6 мм или больше. Эти диапазоны z-глубины катаракты существенно больше, чем вышеупомянутые описанные диапазоны z-глубины роговичных или сетчаточных операций. К тому же, диаметр, связанных с катарактой, надрезов, также существенно превышает роговичные надрезы. Вследствие этого, формирование катарактальных надрезов бросает существенно более сильные вызовы конструкции хирургические системы для удаления катаракты, включая ее систему отображения, чем формирование роговичных надрезов бросает вызовы конструкции системы ЛАСИК, или формирование сетчаточных надрезов бросает вызовы конструкции системы операции по удалению сетчатки.

Хирургическая система для удаления катаракты 100 может также включать лазерный контроллер 130, чтобы производить электронное изображение сканирования заданного шаблона и управлять направляющей оптикой 120, чтобы сканировать первую группу лазерных импульсов, согласно части сканирования заданного шаблона, чтобы создать первую фоторазрушаемую область в заданной области катаракты.

Как описано выше, заданная область катаракты может быть микрозазором переднего капсулярного слоя, а сканирование заданного шаблона может быть набором заданных точек на круге или цилиндре в переднем капсулярном слое хрусталика 5 для циклической капсулотомии, передней капсулотомии, или нелинейной капсулотомии.

Или, заданная область катаракты может быть частью хрусталика 5, а сканирование заданного шаблона может быть набором заданных точек на радиальных плоскостях дробления, цилиндрами, спиральным шаблоном, или ажурным шаблоном для того, чтобы вызвать самостоятельное фоторазрушение хрусталика 5. Точки сканирования заданного шаблона могут быть определены, например, по их радиальным или (x, y, z) координатам. Эти координаты могут быть представлены с помощью электроники в процессоре, базирующемся на исполнимых файлах, храненных в соответствующей памяти лазерного контроллера 130.

Хирургическая система для удаления катаракты может также включать систему изображения Спектральной Области Оптической Когерентной Томографии (СО-ОКТ) 200 для создания изображения части первой фоторазрушаемой области, созданной сканированием хирургического лазерного луча. Система изображения СО-ОКТ 200 может настраиваться для внесения луча изображения в направляющую оптику 120, которая направляется в глаз 1, и получать отраженный луч изображения от направляющей оптики 120. Система изображения СО-ОКТ 200 может настраиваться для создания изображения или изображений первой фоторазрушаемой области во время операции, чтобы обеспечить своевременную или действенную обратную связь для хирурга или для лазерного контроллера 130, как подробно описано ниже.

Фиг. 1В иллюстрирует работу хирургические системы для удаления катаракты. Из приведенного примера видно, что лазерный контроллер 130 может производить электронное изображение сканирования заданного шаблона 302 в заданной области катаракты, дугу вблизи заднего капсулярного слоя. Направляющая оптика 120 может сосредоточить и отсканировать первую группу лазерных импульсов хирургического лазерного луча 304, произведенную лазерным источником 110, через точки сканирования заданного шаблона 302, чтобы создать первую фоторазрушаемую область 306. Первая фоторазрушаемая область 306 в этом примере может состоять из группы вздутий, или кавитационных вздутий, сформированных в точках сканирования заданного шаблона 302. После начала фоторазрушения, система изображения СО-ОКТ 200 может отсканировать луч изображения 308 через заданную область катаракты для того, чтобы производить изображение первой фоторазрушаемой области 306. В некоторых исполнениях, луч изображения 308 и хирургический лазерный луч 304 могут быть отсканированы или направлены той же разделенной направляющей оптикой 120. В других исполнениях, только часть длины оптического пути может быть разделена, а луч изображения 308 может быть частично отсканирован дополнительной неразделенной оптикой, направляющей изображение. Все эти конструкции являются вариантами реализации направляющей оптики 120.

Если изображение, произведенное системой изображения СО-ОКТ 200 указывает, что процедура прогрессирует, как запланировано, например фоторазрушаемые вздутия 306, выполнены, согласно шаблону целевого сканирования 302 и без неожиданных последствий, лазерный контроллер 130 может продолжить сканирование хирургического лазерного луча 304 вдоль первоначального шаблона целевого сканирования 302. Тем не менее, если изображение указывает, что есть отклонение от запланированной процедуры, лазерный контроллер 130 может ответить, производя электронное изображение измененного шаблона сканирования и управлять направляющей оптикой 120, чтобы просканировать вторую группу лазерных импульсов, согласно измененному шаблону сканирования, чтобы создать вторую фоторазрушаемую область, что будет иллюстрировано на последующих фигурах.

В некоторых вариантах реализации, не может быть никакого прямого соединения между системой изображения СО-ОКТ 200 и лазерным контроллером 130. В этих вариантах реализации система изображения СО-ОКТ 200 может показать изображение первой фоторазрушаемой области 306, и оператор системы, такой как хирург, может ввести измененные параметры сканирования, чтобы заставить лазерный контроллер 130 производить электронное изображение измененного шаблона сканирования.

Фиг. 1A иллюстрирует, что в некоторых вариантах реализации система изображения СО-ОКТ 200 может включать процессор изображения ОКТ 201, который может анализировать произведенное изображение после начатого фоторазрушения. В некоторых вариантах реализации, процессор изображения ОКТ 201 может показать результаты анализа для хирурга, чтобы обеспечить своевременную и действенную обратную связь во время операции, так, чтобы хирург мог ввести измененный шаблон сканирования в лазерный контроллер 130. В примере Фиг. 1B, процессор изображения ОКТ 201 может настраиваться для измерения расстояния первой фоторазрушаемой области 306 от заднего капсулярного слоя и если расстояние становится меньшим, чем установленный уровень безопасности, то он покажет предупреждающие сигналы хирургу.

В некоторых вариантах реализации система изображения СО-ОКТ 200 может быть присоединена к лазерному контроллеру 130, как на Фиг. 1A, или процессор изображения ОКТ 201 может быть самостоятельной единицей, непосредственно соединенной с системой изображения СО-ОКТ 200 и лазерным контроллером 130, как на Фиг. 1C. В этих вариантах реализации процессор изображения СО-ОКТ 201 может производить сигналы управления относительно изображения первой фоторазрушаемой области 306 и может применить произведенные сигналы управления к лазерному контроллеру 130, чтобы заставить лазерный контроллер 130 производить электронное изображение измененного шаблона сканирования. Процессор изображения ОКТ 201 может быть полностью или частично объединен с системой изображения СО-ОКТ 200, как на Фиг. 1A.

Фиг. 1D иллюстрирует, что в некоторых вариантах реализации процессор изображения ОКТ 201 может также накладываться или даже объединяться с лазерным контроллером 130. Варианты реализации Фиг. 1A, 1C и 1D иллюстрируют, что функции, связанные с программным обеспечением обработки изображения ОКТ и созданием измененного шаблона сканирования могут частично или полностью выполнять многоцелевым процессором, который может быть размещен или в системе изображения СО-ОКТ 200, или в лазерном контроллере 130, или в блоке, объединяющем оба, или может быть самостоятельным блоком, отдельным от обоих.

Как упомянуто выше, необычно большой диапазон z-глубины операции по удалению катаракты, который может быть больше, чем 4 мм или в некоторых вариантах реализации больше чем 6 мм, может требовать использования существенно более сложной системы изображения СО-ОКТ 200, чем та, которая используется в роговичных или сетчаточных системах. Соответственно в некоторых вариантах реализации система изображения СО-ОКТ 200 могут настраивать для того, чтобы иметь изображение или диапазон z-глубины Lмакс больше 4 мм, например в диапазоне 4-20 мм. В других вариантах реализации изображение или диапазон z-глубины Lмакс может быть больше 6 мм, например в диапазоне 6-10 мм.

Lмакс, изображение или диапазон z-глубины системы изображения СО-ОКТ 200 может зависеть от длины волны λ лазерного луча изображения 308, разрешения длины волны δλ, частоты Найквиста Nf, фокусной длины f и зрачка d системы изображения СО-ОКТ 200, как описано подробнее ниже. Соответственно варианты реализации системы изображения СО-ОКТ 200 могут быть разработаны с параметрами λ, δλ, Nf, f и d такими, что изображение или диапазон z-глубины больше 4 мм, или в некоторых вариантах реализации больше 6 мм.

Трудность увеличения диапазона глубины изображения системы от 1-2 мм до 4 мм, или больше может быть также связана с фактом, что некоторые существующие системы, которые требуют диапазон изображения больше 2 мм, достигают этого без привлечения более продвинутой оптики, такой, которая будет предельно тверда. Вместо этого, эти системы используют обычную систему изображения с диапазоном изображения меньше 2 мм и повышают диапазон изображения этой обычной системы, беря несколько изображений в смежных z-глубинах, отделенных примерно на 2 мм, и производят единственное изображение с большим диапазоном, объединяя изображения смежной глубины, используя сложное распознание изображения и обрабатывая схему. Такие системы могут быть сложной электроникой, а объединение изображений значительно замедляет скорость их работы. Чтобы избежать существенного замедления работы изображения и потребности в сложной электронике, выполнение системы изображения СО-ОКТ 200 достигает диапазона глубины отображения больше 4 или 6 мм, не объединяя два или больше изображения.

Для ясности отмечают, что принято различать между двумя типами изображения сканирований: A-сканирования и B-сканирования. A-сканирование относят к изображению цели в диапазоне z-глубин, соответствующих единственной поперечной (x, y) координате, в ссылающемся кадре, ось Z которой, объединяют с оптической осью направляющей оптики 120. A-сканирование может быть получено, направлением луч изображения системы изображения к единственной (x, y) целевой точке и сбором информации изображения, передающейся различным z-глубинам.

Некоторые системы изображения производят A-сканирование, действительным сканированием диапазона z-глубины изображение и последовательной регистрацией данных изображения для различных z-глубин. Тем не менее, пока системы изображения СО-ОКТ, как объяснено ниже, одновременно собирают данные изображения для различных z-глубин, то есть без сканирования в z-направлении, их изображения все чаще относят к A-сканированиям.

B-сканирование относят к группе A-сканирований, которые соответствуют группе или линии (x, y) точек, собранных, поскольку луч изображения сканируют вдоль поперечной линии или в поперечном шаблоне сканирования. Типичное B-сканирование с постоянным (x, y) разрешением может включать 500-2000 A-сканирований. B-сканирование с высоким (x, y) разрешением может включать 1000-2000 A-сканирований. Особенно высокое (x,y) разрешение В-сканирований может включать 2000-5000 или 2000-16000 А-сканирований. Как правило, B-сканирование может включать эти A-просмотры, объединенные в поперечное, круглое или цилиндрическое изображение цели. Также B-сканирование может обеспечить существенно более детальную, и таким образом существенно больше действенную информацию изображения обратной связи для хирурга, чем индивидуальное A-сканирование. Соответственно в вариантах реализации хирургические системы для удаления катаракты 100 изображение первой фоторазрушаемой области и второй фоторазрушаемой области могут относить к B-сканированию, которое может включать 500-2000, 1000-3000, 2.000-5000, или 2000-16000 A-сканирований.

Системы изображения ОКТ могут быть разделены на два класса: Временная Область, или системы изображения ВО-ОКТ, и Спектральная Область, или системы изображения СО-ОКТ. Системы изображения ВО-ОКТ используют луч света изображения с полосой пропускания, подходящей для определения длины коротких импульсов и последовательно собирают информацию изображения с различных z-глубин, в глубоком сканировании по оси Z. В тоже время системы изображения СО-ОКТ используют луч света изображения с полосой пропускания, где спектральные компоненты с различной длиной волны захватывают и несут информацию изображения, представляя параллельно различные z-глубины, в одно и то же время. Это позволяет системам изображения СО-ОКТ одновременно собирать информацию изображения с различных z-глубин, параллельно. Параллельное понимание информации z-глубины изображения ускоряет работу систем изображения СО-ОКТ фактором 10-1000, относительно системы изображения ВО-ОКТ. Эту более быструю работу систем изображения СО-ОКТ могут использовать в нескольких вариантах реализации, как описано дальше.

В сроках времени изображения, эта ускоренная работа приводит к вариантам реализации системы изображения СО-ОКТ 200, способной производить изображение B-сканирования после начатого фоторазрушения, во время изображения меньшего, чем время операции. Время изображения может быть меньше 1 с, например, в диапазоне от 0,1 мс до 1 с. В некоторых вариантах реализации время изображения может быть меньше 0,1 с, например в диапазоне от 1 мс до 0,1 с. Это короткое время изображения означает, что система изображения СО-ОКТ 200 может производить изображения, которые могут обеспечить своевременную, и таким образом полезную обратную связь о прохождении операции по удалению катаракты для хирурга так, что хирург может изменить операцию вследствие обратной связи. Это изменение может включать введение в измененный шаблон целевого сканирования.

Следующий уровень использования, который предлагается некоторыми вариантами реализации системы изображения СО-ОКТ 200, может обеспечить изображения обратной связи не только один раз, но и неоднократно во время операции по удалению катаракты. Такие системы могут обеспечить ценную своевременную обратную связь, относительно развития, местоположения и роста первой фоторазрушаемой области 306, таким образом, предлагая качественное усовершенствование точности, работы и безопасности хирургические системы для удаления катаракты 100.

Некоторые варианты реализации СО-ОКТ 200 могут предложить дальнейшие качественные усовершенствования. Они могут обеспечить не только несколькими обновленными изображениями во время операции по удалению катаракты, но и практически реальными изображениями проходящей операции. Практически реальная обратная связь может доставить очень ценную, своевременную, и действенную информацию для хирурга, чтобы контролировать проходящую операцию, улучшать хирургическую точность, рано обнаруживать нежелательные результаты и реагировать на них в режиме реального времени.

Часто используемая скорость обновления видео в реальном времени 24 кадра в секунду. Поэтому системы изображения, которые могут предоставить изображения со скоростью обновления или скорость передачи кадра 20-25 кадров в секунду или больше, могут предоставить изображения, которые будут казаться весьма реальными для хирурга. Принимая во внимание, что системы, со скоростью передачи кадра или скоростью обновления значительно меньше, чем 20-25 кадров в секунду, не могут быть восприняты, как изображения видео в реальном времени, а скорее как прерывистые, вздрагивающие изображения, возможно даже отвлекая хирурга от операции по удалению катаракты.

В