由角膜成像引导白内障程序的方法

专利名称：：由角膜成像引导白内障程序的方法由角膜成像引导白内障程序的方法
技术领域：
本专利文献涉及用于激光眼科手术的装置和方法，尤其涉及由角膜成像引导白内障程序的方法。
背景技术：
：许多不同类型的眼外科手术具有校准屈光误差以改善近距视力、远距视力或两者的目的。虽然这些手术的手术靶可以特定为角膜、晶状体或其他具体的眼组织，但是这类介入典型地会对眼内的光学成像产生额外的不利影响。因此，增加对主要外科介入的控制，同时降低该相同外科手术的非故意的副作用，是激发眼科手术领域发展的因素。
发明内容简要地，一种执行白内障程序的方法可以包括如下步骤对由角膜程序创建的一个或多个角膜标记进行成像；基于所成像的角膜标记，确定有关角膜程序的治疗区域的定位的角膜定位信息；以及使用该角膜定位信息布置用于白内障手术的激光脉冲。在某些实施例中，一个或多个角膜标记可以包括与角膜瓣(用飞秒激光器创建作为LASIK程序的一部分)有关的标记。在某些实现中，成像步骤可以包括使用眼科相干断层摄影(OCT)成像系统。在某些实现中，确定角膜定位信息的步骤可以包括确定如下至少之一角膜瓣的外周、角膜瓣的中心、角膜瓣相对于白内障手术系统的光轴的位置、或者角膜瓣相对于眼晶状体定位的位置。在某些实现中，布置激光脉冲的步骤可以包括将激光脉冲以近似圆布置在晶状体囊内以作为撕囊术程序的一部分，其中该圆与在确定角膜定位信息的步骤中确定的角膜瓣外周实质上同心。在某些实现中，布置激光脉冲的步骤可以包括使用所确定的角膜定位信息将激光脉冲布置在眼核内以创建白内障手术图案。在某些实现中，将激光脉冲布置在核内的步骤可以包括将激光脉冲布置在相对于所确定的角膜瓣中心而居中的白内障手术图案内，其中该白内障手术图案是圆形图案、螺旋形图案、福射形图案或断裂图案(choppattern)中的至少一种。在某些实现中，布置激光脉冲的步骤可以包括针对白内障手术布置激光脉冲以平衡在前角膜程序的非期望后果，其中该非期望后果是从由成像一个或多个角膜标记的步骤所提供的图像中确定的。在某些实现中，一种眼科激光系统可以包括被配置为成像眼角膜区域的成像系统；被配置为基于由成像系统提供的一个或多个图像促进对角膜定位信息的确定的图像分析器；以及被配置为使用该角膜定位信息将激光脉冲布置到眼晶状体内的手术激光系统。在某些实现中，成像系统可以包括眼科相干断层摄影(OCT)系统。在某些实现中，手术激光系统可以包括被配置为在晶状体内创建白内障手术图案的飞秒激光系统。在某些实现中，图像分析器可以包括被配置并编程为分析由成像系统生成的图像的处理器。在某些实现中，处理器可被配置为将一个圆适配至由成像系统成像的、角膜内的LASIK瓣的图像；确定该适配圆的中心的位置；生成定心在所确定的该适配圆的中心的白内障手术图案；以及引导手术激光系统以根据所生成的白内障手术图案将激光脉冲布置在晶状体内。在某些实现中，图像分析器可以包括被配置为辅助激光系统的操作人员确定角膜定位信息的视频显微镜。在某些实现中，图像分析器可以包括被配置为存储角膜定位信息的系统存储器。在某些实现中，一种执行白内障程序的方法可以包括如下步骤在角膜程序前后成像角膜的一部分；通过比较角膜程序治疗区域的程序前图像和程序后图像确定角膜形状改变信息；以及使用该角膜形状改变信息布置用于白内障手术的激光脉冲。在某些实现中，该方法可以包括基于角膜形状改变信息选择眼内透镜；以及将所选的眼内透镜插入眼囊袋中。在某些实现中，一种眼科激光系统可以包括被配置为角膜程序前后成像眼角膜区域的成像系统；被配置为基于由成像系统提供的角膜程序前后的一个或多个图像促进对角膜形状改变信息的确定的图像分析器；以及被配置为使用所确定的角膜形状改变信息将激光脉冲布置到眼晶状体内的手术激光系统。在某些实现中，图像分析器可以包括被配置为通过比较角膜程序的治疗区域的程序前图像和程序后图像来促进对角膜形状改变信息的确定的处理器。在某些实现中，眼科激光系统可以包括被配置为使用所确定的角膜形状改变信息将激光脉冲布置到眼角膜内的手术激光系统。在某些实现中，眼科激光系统可被配置为创建LASIK瓣和白内障手术切口。在某些实现中，一种执行整合眼科程序的方法可以包括如下步骤在角膜程序之前成像角膜的一部分；执行角膜LASIK程序；通过比较角膜LASIK程序的治疗区域的程序前图像和程序后图像确定角膜形状改变信息；使用该角膜形状改变信息布置用于白内障手术的激光脉冲；基于该角膜形状改变信息选择眼内透镜；以及将所选的眼内透镜插入眼囊袋中。图1例示了眼的主要光学元件。图2A-B例示了手术方法200和200’的步骤。图3例示了预备步骤220的子步骤。图4例示了视觉轴330的确定以及预备标记204和激光标记240的要素。图5例示了眼内透镜的插入作为手术步骤260的一部分。图6A-B从前视图例示了与图4-5相同的内容。图6C例示了使用角膜定位信息用于白内障手术的方法600。图6D例示了相应的系统700。图6E例示了使用角膜形状改变信息用于白内障手术的方法800。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弓I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器对准的示例性激光手术系统。具体实施方式图1示例了眼I。入射光传播通过的光路包括角膜110、前房、由虹膜130限定的瞳孔120、晶状体100、后房和玻璃体。这些光学元件将光引导至视网膜140。图2A例示了眼手术程序的实施例200。在步骤220，准备眼用于激光辅助手术。在步骤240，使用激光脉冲在眼区域内制造激光标记，并且在步骤260，执行手术程序以改进在与激光标记相关地选择的手术区域内的眼光学属性。图2B例示了眼手术程序的实施例200’。在步骤220’，通过确定眼的光学特性而准备眼用于激光辅助手术。在步骤240’，与所确定的光学特性相关地使用激光脉冲在眼区域内制造激光标记。在步骤260’，执行手术程序以改进在与激光标记相关地选择的手术区域内的眼光学属性。图3例示了预备步骤220可以包括确定眼光学特性的步骤202。该光学特性可以是眼的任何特定特征、点或标识物。这类特性的一个例子是眼轴。其他例子包括当患者处于直立位时其瞳孔的最上点，如下将概述。眼轴可以按各种不同的方式定义，并且在步骤202中可以利用任一的所述眼轴定义。眼轴例如可以根据GrandY.L.PhysiologicalOptics(Springer-Verlag,NewYork,1980)被如下分类光轴通过角膜和晶状体光学中心的线；视轴穿过注视点和被称为中央凹的视网膜中心上的像的线；视线从对象点穿过瞳孔入口中心的线；以及瞳孔轴正交地穿过角膜中心和瞳孔入口中心的线。这些轴被定义为理论轴、几何轴、功能轴、解剖学轴、或上述的任何结合。这些眼轴典型地彼此接近或彼此对准，但无需重叠。例如，角膜的光学中心和晶状体的中心(角膜和晶状体是眼的两个主要屈光元件)通常相对于眼的几何中心并不是天然对准的。晶状体的中心通常比角膜的中心略为近鼻。此外，瞳孔的中心一般地不与连接角膜中心、晶状体中心和中央凹中的任两点的轴对齐。这些光学元件的中心之间的失准程度可以达到500微米甚至更大。在步骤202-1，可以标识这些轴中的任一轴。作为替换，外科医生可以标识折中轴，其位于任两个或更多个选定轴之间。在某些实现中，可将各种手术设施(如下将详述)附接至要对其执行手术的眼。随后，要求患者用另一只眼集中在靶上。注视点的知识随后被用来标识将对其执行的手术的眼的视轴，尽管该眼并非必须要看到注视点。作为替换，可以在这类对准期间完成手术眼的固定以及直接标识的眼定向。预备步骤220还可以包括步骤204，其中制造预备标记以表示所确定的眼特性。一个例子是使用墨水标记物在眼表面上于步骤202-1选择的眼轴与该眼表面相交的位置处做出预备标志。其他例子包括在眼表面上使用角膜上皮标记物或压印(不使用墨水)，或者附接任何类型的物理标记物，诸如小片的粘合带。也可以使用这些标记物的各种组合。任何现有的设备都包括靶向器。外科医生可以将靶向器指向所述眼被合适选择的点，诸如眼中心，或将靶向器的圆与眼的圆形特征(例如，瞳孔)相对准。随后，形成作为靶向器的一个单元的施加器将墨水施加至由靶向的中心或圆形特征限定的中心。预备步骤220的另一实施例可以包括步骤202-2，其中眼光学特性表示该眼在第一患者位置下的定向。例如，虽然大多数眼科手术是在患者仰卧位且向上看的情况下执行的，但是它们通常涉及患者处于第一患者位置(例如，站立)的情况下的预备步骤。上述预备步骤202-204可以在这一站立位置执行以记录眼特征在此位置下的位置。随后，诸如步骤260的手术步骤在患者处于第二患者位置(诸如仰卧位且向上看)的情况下执行。极为常见的是患者的眼在患者从直立的第一位置移至平躺的第二位置时会转动。在某些情况下眼转动可达10-60度。这就是所谓的“环旋转”或“环扭转”。如果手术步骤没有相对预备步骤矫正这一旋转，则手术程序会在不同于最优位置的位置下执行，由此可能导致临床上手术效果的相对下降。在某些实施例中，预备步骤202-2可以包括用任何上述标记方法来制作预备标记，以指示眼球的定向。用表盘打比方，可以在第一患者位置下在例如三点钟位置处制作预备标记。随后，当通过采取第二患者位置(例如，平躺)让患者准备进行手术时，外科医生可以检查该预备标记并从预备标记距3点定位的偏移来推断出眼球的旋转程度。外科医生随后可以使用该旋转的知识进行所需的调节。这些调节可以包括对屈光误差的调节，涉及围绕瞳孔不对称的更高阶的非对称相差和散光两者。在一个简单的例子中，当要对角膜执行屈光手术时，可以要求病人注视合适的靶。瞳孔中心的像位置可以在角膜上使用墨水或压印进行标记，以估计视线。如果以直立位置执行，则还可以在外围角膜或角膜缘内制造标记，以记录眼的扭转状态或定向，以在患者在后续手术步骤中仰卧时用作参考。作为替换，瞳孔中心的像的位置可以如角膜对光反射(Purkingee像)所指示的用墨水或压印在角膜上做出与角膜中心重叠的标记，由此近似瞳孔轴。虽然以上方法业已在包括角膜缘松弛切口、散光角膜切除术和放射状角膜切除术的各种手术中使用，但是归因于角膜的光学效应以及晶状体/瞳孔隔膜定位的几毫秒的偏离，表面标记会潜在地引入误差。例如，在耗时多于几秒的程序(诸如像是PRK和LASIK的角膜激光屈光程序)期间，瞳孔会相对于角膜标记和瞳孔的感知像有显著的转动，从而潜在地将显著的倾斜误差引入任何外科介入中。克服这一问题的一种方式是使用所谓的瞳孔跟踪器来监视瞳孔的移动。这些跟踪器中的最精确的跟踪器现在利用复杂的图像处理来监视特定虹膜特征的位置。一个例子是在美国专利7，044，602中描述的虹膜配准方法。在眼内手术过程中各光学元件的最优对准提出了另一组挑战。在这类程序中，无法在不进入眼内的情况下对例如眼晶状体的程序的实际靶进行物理标记。如果外科医生依赖于表面标记，则这些表面标记可能会是误导的，因为晶状体和各表面之间的光传播会受到诸如角膜的光学元件的主动影响。此外，即使基于例如眼的软件模型引入对这些影响的一定程度的补偿，但考虑到眼本身的形状、位置和/或固定会有所变化的事实，该补偿会是非常有挑战性的。最后，瞳孔会在这类眼内程序期间扩大，导致基于配准地标的期望补偿更加困难。直到最近，上述限制在很大程度上仍然是理论性的，因为眼内手术对于定心和对准的精度没有如此高的要求。例如，直到最近，白内障或晶状体摘除手术仍主要用于移除老化的天然晶状体并用具有更佳光学透射率的人工晶体(眼内透镜，I0L)代替。直到最近，这些眼内透镜仍是单焦的，要求的精度是现有表面标记方法可以达到的。尽管如此，白内障手术已发展成世界范围内被最普遍进行的眼科程序之一，并且其目标也有所拓展。现今，白内障手术还被用于改进眼的屈光功能。实际上，晶状体摘除和替换当前普遍地在呈现很少甚至没有白内障的情况下执行，并且屈光或光学矫正是其主要目的。当前的晶状体手术目标包括减轻个体对眼镜的依赖性以及针对远距视力和近距视力两者的光学辅助。特定的晶状体替换程序包括为眼引入提供两种工作距离的多焦I0L。例子包括由Alcon研发的Restore产品，以及由AMOInc.研发的Rezoom产品。另一类的IOL能在眼内移动或改变形状。这类适应性IOL的例子包括由Eyeonics研发的Crystalens。现在还在研发带有增加视野深度的孔径的I0L，其由Acufocus研发的AC1-7000所证实。此外，同样已经研发出能够矫正更高阶相差的IOL(诸如由CalhounVision研发的LightAdjustableLens(光可调节透镜))以及能够矫正散光的I0L。最后,还引入了专用的低视力眼内透镜，从而为视网膜患病的眼提供放大。在与使用单焦IOL的标准白内障手术相比时，当前的晶状体手术已经变为能够解决多种视力矫正目标的复杂程序。与标准的单焦IOL相反，这些新设备的光学器件对定心和倾斜中的误差更为敏感。现有的用于恰当定心这些设备的方法使用必须被物理插入眼内且没有累加优势的难以使用的模板。刚刚描述的现代白内障手术的各个方面表明了在这些程序的过程中要求比传统眼科手术更高质量的精度。在某些情况下，在布置IOL时会要求小于500微米的定向精度。超过该值的误差会导致很大的相差并从质量上降低例如IOL的多焦特征的有效性。这些手术提出的另一挑战是通过沿着角膜的外围的一部分和晶状体创建切割或切口来将IOL放入晶状体内。这些切口会导致角膜的非故意的变形。在一例中，使用上述表盘来标识定向，如果引入IOL的切口在12点区域做出，则角膜会在12点到6点方向(“子午线”)变得更平坦，而在3点到9点方向变得凸出。这种非故意的副作用可以通过在一具体子午线上布置切口来校准先前存在的散光误差。作为替换，手前散光可以通过在不同的子午线位置上制造额外的且具有不同弧长的切口而补偿。这些切割有时被称为“角膜缘松弛切口”或“散光角膜切除术”。这只是在单个手术程序中改进眼的一个以上光学方面的整合眼手术程序的一个例子。虽然这些结合的程序提供了增强所得后果的潜力，但是它们也有可能因为预料之外的组合光学效应而引入不想要的副作用。例如，与执行散光角膜切除术结合的放置多焦眼内透镜可以通过同时解决远视眼、球性和散光屈光误差而向患者提供良好的远距和近距视力。然而，如果多焦透镜的光学中心没有关于角膜矫正而被良好对准，或者如果任一矫正没有关于眼主轴而被良好对准，则会出现光学相差。类似地，旨在进行远距屈光矫正的LASIK程序可以包括插入角膜嵌体以改善近距视力。这类LASIK程序可以增强眼光学性能。然而，如果LASIK程序的中心没有关于该角膜嵌体良好对准，或者任一操作没有关于眼轴之一良好对准，则可能出现会导致各种视力症状的光学相差。虽然目前已经描述了两个例子，但是可以预想多个其他的可能程序组合以建设性地或是破坏性地进行介入，包括完全包含在角膜或晶状体内的组合程序。这些组合可以包括晶状体嵌体(诸如AdditionTechnology研发的Intacs产品)或是远视眼嵌体(诸如RevisionOptics研发的嵌体以及由Acufocus研发的AC1-7000),以及布置在天然或人工晶状体之前或之后的人工瞳孔。虽然每个独立程序可以在被分别执行时对准，但是需要进行多次对准会是耗时的，并且在被组合时不会得到最优的性能。以上讨论已经关注了在屈光和白内障手术中更为先进的发展。然而，更高精度的对准即使在用于白内障和晶状体移除的最为普遍的技术中，在基于超声的晶状体乳化术中也是有利的。在晶状体乳化术中制造相对较小的角膜切口。通过该切口，将凝胶状物质注入眼内以维持眼内压及前房形状。在被称为撕囊术的程序中，使用各种机械技术或等效手段在前囊内形成开口。接下来，将超声探针通过这一开口引入眼内。该超声探针被用于碎化天然晶状体，碎化的天然晶状体则经由通过该角膜切口的抽吸而被实质移除。随后通过同一角膜切口插入眼内透镜。由于该技术使用角膜内相对较小的切口，因此手术诱发的散光是有限的。然而，晶状体乳化术的基本限制由其如下分步协议所引起该程序的多个独立的外科操作。包括角膜切口、撕囊术、晶状体碎化和移除、以及眼内透镜引入的这些操作在每个操作都关于眼轴和解剖结构被恰当对准时能够得到最优的结果。在任何上述程序中，相续手术步骤的对准精度的增加能够增大该程序最终得到期望的眼光学功能改善同时减小负面效果的可能性。针对眼屈光程序的改进的对准方法包括跟踪环扭转以及会在预备标记和手术程序之间或在各独立手术步骤之间出现的其他眼移动，跟踪并矫正视差和其他光学效应，以及方便有效地协调多个分开的介入以优化术后的总光学性能。方法200和200’的实施例通过执行结合了预备标记步骤204的激光标记步骤240而提供了这类技术。执行两个标记步骤可以通过无论在哪个眼部位执行屈光程序都更紧密地链接对准、标记和手术步骤来增加后续手术程序260的精度和准度。在使用合适的强度、重复率和每脉冲能量施加时，激光脉冲能够在眼组织内创建小气泡。这些气泡可被用于在组织内形成激光标记。与在步骤204中被典型施加在眼表面的预备标记不同，这些由激光生成的气泡能够直接在靶区域内进行靶内生成。由此，它们能够以不受手术程序开始时眼球的光学扭曲或后续形状改变妨碍的精度来标记靶区域。这种直接的或深入的光学标记因此能够在质量上优于预备表面标记。如上所述，各种现代眼科手术方法都能够从激光标记步骤240的这一改进精度中大为获益。在眼科手术方法200和200’的一个实现中，手术系统可以包括在步骤202_1中标识至少一个眼轴(诸如，眼视轴)的机构。该系统还可以包括在定向标记步骤202-2中相对于解剖学地标(例如，角膜缘、角膜、晶状体囊和晶状体)校正被标识的轴的位置的机构。最后，该系统可以包括在步骤204在解剖学结构上创建预备标记的机构，由此引导后续激光标记步骤240和手术介入步骤260的施加以改进眼的光学功能。在上述系统的操作中，可在步骤202-1标识眼轴。例如，可以通过包括使用注视靶在内的多种方法来标识视轴。在一个实施例中，这类轴标识可以在体内的眼常规工作期间执行，诸如在头部处于直立位置时让眼看向远距或近距注视靶。在替换的实施例中，可以指示患者采取替换的定向(诸如像阅读一样略向下凝视)或者采取替换的位置(诸如眼向上看的仰卧位)。作为替换，可标识另一轴，或者可以使用轴和解剖学信息的组合来确定计划手术程序所要对准的折中轴。在确定了选定的眼轴或折中轴之后，可以在步骤204进行预备标记以记录眼标识轴和解剖结构之间的关系。上述记录可以通过在眼表面上做出预备标记来进行。或者，可以在成像设备中于眼的恰当定位期间(例如注视期间)经由超声、光学或其他途径产生并捕捉的三维图像中记录确定轴的位置。在后续步骤240，可以在诸如角膜缘、角膜、晶状体囊和/或晶状体的眼内靶区域中生成激光气泡，以创建激光标记。激光标记的生成尤其可由预备标记进行辅助。生成的激光标记可以为后续的手术程序260高精度地指示靶区域的位置。在某些实施例中，可以激光标记一个以上的靶区域。例如，可以激光标记主靶用于IOL的插入，并且可以激光标记次靶用于角膜缘松弛切口，由此抵消由主切口不利导致的散光。在不同的实施例中，激光标记可以具有不同的范围。在某些实施例中，激光可被用于高密度地生成标记气泡。足够高密度的气泡可以使组织穿孔，从而使得外科医生能够随后在手术步骤260中经由撕扯、切割、抽吸或某些其他介入来分离穿孔的组织。恰当布置的穿孔能够确保对准和手术介入的其他方面(包括被移除或分离组织的大小、形状和位置)对于手术目的而言是合适的。手术步骤260可以使用激光器或任何其他类型的手术工具，包括机械和其他设备。在其他实施例中，激光标记可以用作诸如引导眼内透镜(IOL)或角膜嵌体之类的后续手术操作的辅助。在这类情况下，激光标记可以包括线痕、部分或完全深度的切割或孔或者能够引导IOL或角膜嵌体的手术放置的其他物理效果。激光标记还可用作其他的附加功能，诸如辅助IOL或角膜嵌体的固定、稳定或定向。此外，激光标记可以引导被执行用以增强光学性能的术后程序，诸如经由沿激光标记延伸角膜缘松弛切口来减轻残余的术后散光。最后，激光脉冲本身可以起到双重作用作为标记步骤240的标记，以及在步骤260本身引入期望的手术效果，诸如碎片化、切割或汽化诸如晶状体囊或晶状体的任何部分的特定结构。针对深入标记和手术本身两者而使用激光能够确保高精度地实现手术过程以及靶区域相对于眼轴的对准、形状、大小、定位和的其他特性。激光的施加可以包括(可以是非对称或是对称的)晶状体囊环钻术，以实现到达晶状体组织以及IOL相对于视轴或其他轴最优定向的双重目的。在此例中，撕囊术以及随后IOL的定心和定向可以在整合的程序中实现，而无需额外的手动操作，这与诸如在Maskett的美国申请公开No.20040106929中描述的某些技术形成对比。在另一例中，可以在步骤240在角膜/角膜缘中施加激光脉冲，以创建部分或完全深度的角膜穿孔。通过在合适的区域内分离组织，可以步骤260中的各类介入创建恰当对准、大小和定位的角膜切口，所述的各类介入包括创建用于晶状体移除和替换的自密封进入切割，创建治疗在前存在的或手术诱发的散光的横切角膜切口或角膜缘松弛切口，或是为后续的LASIK或角膜嵌体程序创建角膜瓣或床。附加的步骤也是可能的，包括晶状体、晶状体囊、角膜和角膜缘中的激光程序的组合。在一个实现中，可以首先在角膜上创建标记或配准，随后将其用于眼内的后续操作，诸如撕囊术程序位置的定向或IOL的放置。在另一实现中，激光标记或配准可以首先在晶状体囊上生成，随后执行其定向由这些眼内标记引导的角膜手术程序260。这些角膜程序可以包括不需要额外角膜操作的程序，诸如矫正屈光不正或远视的基质内程序。本发明的方法和装置的上述和其他实现允许眼内的眼科激光手术程序相对于该眼的功能和解剖特征的增强的精度(某些情况下为最优的精度)，由此优化眼的光学功能。这一改进可以使用一个设备在一整合方法中实现，由此简化整体程序。替换的实施例可以在分开的步骤中实践该方法。在步骤202-1中的最优轴确定和成像可能需要具体位置中的眼稳定或固定，例如在视觉注视期间或在眼被成像时。此外，激光脉冲在眼内的布置可能需要眼的固定或扁平化。所确定的眼轴和该眼解剖学部位的相对位置于是可能与眼未被固定和/或扁平化时它们的中性或自然位置存在移位。在这些情况下，可以比较中性状态以及固定后和/或扁平后状态下眼轴位置和眼解剖学部位之间的关系，由此能够以当眼回到中性状态时被手术改变的特征具有矫正的定向的方式来执行步骤260中的手术介入。在某些实施例中，在第一患者位置下创建眼图像，同时也记录预备标记。随后，在第二患者位置下，再次记录所述标记并且确定眼形状和定向的扭曲或其他改变。这些数据随后可由软件使用以计算第二位置下手术介入的最优定位，使得手术改变的光学元件能够在患者返回第一患者位置时获得它们期望的形状。图4例示了在步骤202-1的一个实施例中，视轴330可以通过将注视靶310与视网膜中心的像330相对准来确定。在步骤204，可以在角膜外侧上视轴与角膜相交的位置处做出预备标记340(未按比例绘出)。在步骤240，激光脉冲可被施加至晶状体和角膜以创建相对于视轴且彼此对齐的激光标记穿孔(角膜标记350-1和囊标记350-2)。激光标记/穿孔250可以是一组气泡或是线状排列的气泡。可以通过利用步骤204的预备标记340引导激光脉冲。在步骤260，外科医生可以使用角膜穿孔350-1作为进入眼内的切口的指导，由此实现对切口形状、定位、尺寸和定向的精确激光引导控制，从而优化其结构和功能。放大的入口示出了例如角膜进入切口360可被设计成多级的，以提供自密封切口。作为替换，进入切口可被定位以影响角膜散光。图5例示了囊标记350-2可以辅助外科医生创建合适大小、位置和定向的撕囊口。角膜标记350-2随后可被用于高精度地引导I0L420放置到囊袋410内以及相对于视轴330和角膜标记/穿孔250-1的对准。图6A-B例示了由嵌入箭头所指示的类似实施例的前视图中的标记和切口。图6A例示了与图5A中的激光标记350类似的激光标记510可被例如同心地放置在角膜110、晶状体100或囊410上。在手术步骤620，例如IOL放置切口510可以在例如角膜110和囊410的12点钟位置处做出。IOL布置切口520的定位可由在前布置的激光标记350(未示出)所引导。如前提及的，在某些实施例中，可以首先操作激光器以生成激光标记，随后再生成手术激光脉冲。在某些整合的实施例中，同一激光器可以首先使用较低能量密度的脉冲生成激光标记，随后使用更高密度的脉冲生成手术切口。图6B例示了在手术步骤260期间，可以通过该IOL放置切口520将眼内透镜540插入晶状体囊410内。使用在激光标记步骤240期间放置的激光标记510，I0L540能够以高精度与眼视轴对准并定心。返回到图6A，外科医生可能希望通过制作角膜缘松弛切口来额外补偿不想要的或先前存在的散光的生成。在此实施例中，可以在例如3点钟和9点钟的位置处布置额外的激光标记(未示出)。这些激光标记随后可以在手术步骤中使用，从而以恰当的对准和较高的精度来布置角膜缘松弛切口530-1和530-2。取决于额外的考虑因素，该角膜缘松弛切口可以是直线形、曲线形或弧形的。图6B例示了在此实施例中再次使用激光标记510对准并定心I0L540的插入。与上述手术方法200和200’有关的激光眼科手术系统将在图7-26的上下文中详细描述。在外科系统的操作过程中，眼可以相对于光学器件模块和固定模块对齐。眼的图像可由成像模块捕捉。在步骤220，眼轴或折中轴可由手术系统控制模块确定。在步骤240，可以相对于所确定的轴在眼或眼图像的至少一部分上进行激光标记。该标识可以是在眼上的实际物理标记，也可以是在图像或眼上的虚拟标记。在前一种情况下，激光标记可通过由手术系统控制模块引导到眼上的一个或多个激光脉冲形成。作为这一标记的替换或与其结合，可以相对于所确定的轴物理固定眼的定向。这一固定可以通过包括使用角膜缘吸环或固定齿在内的各种途径完成。在另一替换中，可以完全使用激光系统来确定并标记所选眼轴。眼角膜或某些其他外部部分上的物理标记可由手术系统的一种或多种成像模态来标识，并且可被表示在用于引导激光治疗的图像上。在步骤260，外科医生可由激光标记的位置引导，以确保眼轴的恰当标识。针对手术程序的靶向，外科医生可以根据额外的信息来接受、修改或覆盖激光标记。一旦外科医生确定最终的靶位置，就可将激光脉冲引导到眼内的靶上，例如用于切割或创建切口或穿孔。因为眼已相对于所选轴而被标记或定向，所以这类切口或穿孔同样与所选轴对准。在其中切口或穿孔本身具有光学效应(可以是单独的，也可以是与额外的手术操作相结合的，所述额外的手术操作诸如沿着激光穿孔的手动撕扯)的情况下，由切口引起的该光学效应随后也与所选轴对准。如果操作可对一个以上的光学表面或元件做出，例如对晶状体和角膜做出，则可以将每一个所述操作与所选轴对准并由此形成相互对准。除了引导激光脉冲引起的效应之外，还可以随激光标记、切口或穿孔之后将额外的光学元件(诸如角膜或晶状体植入物)与所选轴或折中轴对准。在某些实施例中，手术程序260可以在眼处于与其正常或中性定向或物理状态不同的状态下时执行。例如，对于大多数任务，患者的通常位置是直立的，而对于大多数手术程序，则要求或优选仰卧位。此外，角膜在一般情况下不会被扁平化，但某些激光程序则优选在角膜扁平化的情况下执行。虽然患者和眼布置在这些其他的定向或状态时，布置的标记可能会相对于期望的轴或旋转定向移动。于是为了优化术后光学性能，还需要在实际手术程序期间将一个状态下做出的标记与此眼状态下的进行相关。在一个实施例中，外科医生会在患者直立且角膜未被扁平化时在角膜上标记或指示一个或多个位置。在患者随后处于仰卧位且角膜被扁平化的情况下，这些标记的位置可由外科医生或通过手术系统的成像系统标识。在任一情况下，都可以在治疗图像上显示标记的位置以帮助引导激光脉冲的布置，其中这些激光脉冲本身会影响眼的光学性能，或者这些激光脉冲所引导的手术步骤会影响眼的光学性能。在另一个实施例中，可以术内成像所布置的手术激光脉冲或由这些手术脉冲做出的切口或标记，从而帮助引导将要布置在眼内的光学植入物的选择。例如，可以成像晶状体的标记或切割，从而为恰当的眼内透镜选择标识前房深度以及关键输入。在又一个实施例中，患者可以在预备步骤220期间以直立位置就座。外科医生可以在步骤202-1期间标识眼内的轴，并且在步骤204中用墨水在所标识的轴与角膜相交的位置处做出预备标记，并且在角膜缘区域(即，角膜的外围)上的3点钟位置做出预备标记，以标记眼定向。接下来，在步骤240，患者被送入手术室，在那里指令患者以仰卧位平躺。外科医生可以在待治疗的眼上放置固定环，以在手术程序期间抑制患者眼的移动。外科医生还可以出于扁平化的目的在眼上放置接触透镜。使得眼表面更为平坦可以增加外科医生将手术激光脉冲高度精确地祀向至最优部位的能力。接下来，可由计算机控制器系统拍摄包括角膜和晶状体的眼图像。该图像例如可以指示3点钟处的预备标记在患者采取仰卧位时旋转至约4点钟的定向(即，旋转约30度)。接下来，控制器系统的软件可以计算最后的手术介入所应靶向的位置，从而在患者回复到其正常的直立位时，治疗区域将旋转回到其应在的位置。例如，基于预备标记和刚拍摄的图像两者，控制器系统可能已经从存储图案的数据库中选择了合适的切口图案，或者可能针对患者修正了图案。于是，控制器可以标识患者处于仰卧位时手术程序需要靶向在眼上的位置，从而在眼旋转回其正常定向时，切口将处于期望的位置。外科医生于是可以施加激光脉冲以在角膜和晶状体上创建激光标记，以辅助例如IOL的插入。外科医生可以直接遵循控制器的推荐，或者可以基于例如个人判断而在限定的程度上对其进行修改或者在相当程度上否决所述推荐。在某些实施例中，激光标记仅被用于将后续手术步骤260相对于视轴和眼的自然选择状态对准和定向。手术步骤260可以包括施加更大功率的激光脉冲(可能带有更高的重复率)，或是任何不基于激光的手术程序，包括晶状体乳化术的任何变体。在其他实施例中，激光标记可以在手术步骤260中扮演更为突出的角色。激光标记可被用于在恰当对准和旋转的靶位置处对角膜和晶状体组织进行穿孔。在这些实现中，后续的手术步骤260可以包括外科医生经由激光标记沿着穿孔移除不想要的组织。这一移除步骤之后可以跟随各种额外的手术步骤。例如，受限的移除步骤可能不是该手术程序的最终目的这一首先的移除可以是随后在角膜或晶状体中形成分层切割的一部分。经历白内障手术的患者通常会在更早的时间接受角膜手术。在某些情况下，角膜程序可能早于白内障程序几年，而其他情况则可能只是早几分钟。在任一情况下，这种顺序的程序由于若干原因而提出了挑战。首先，将白内障手术的光学操作与在前的角膜消融位置相对准以优化眼光学性能可能是有用的。例如，在使得角膜手术的瓣与插入晶状体内的IOL的光学中心呈直线排列能够最小化患者的光学失真。然而，这一对准可能会是难以实现的，这是因为在角膜程序之后并没有留下指示角膜修改的位置的标记或疤痕，诸如像是在典型的PRK或LASIK程序中发生的那样。PRK和LASIK程序在角膜组织上产生可忽略的结疤在很大程度上归因于该程序典型地使用受激准分子激光器和机械微型角膜曲率计的事实。然而，值得注意的是，在某些系统中，作为LASIK手术一部分的瓣创建是用不同的飞秒激光器执行的。飞秒激光器可被编程为在角膜组织上留下外围标记或疤痕，这是因为它们创建的是与角膜表面垂直的被清晰限定的侧切口。包括脉冲能量在内的其他因素也是导致这一效果的原因。图6C例示了这些瓣相关的标记可被用于将白内障程序的治疗区域与在前LASIK手术的治疗部位相对准。于是，一种成像辅助的手术方法600的实现可以包括如下步骤步骤610-对由在前角膜程序创建的一个或多个角膜标记进行成像；步骤620-基于所成像的角膜标记，确定有关在前角膜程序的治疗区域定位的角膜定位信息；以及步骤630-使用该角膜定位信息布置用于白内障手术的激光脉冲。在成像步骤610，如上所述，角膜标记可以是瓣相关的标记。角膜标记可以由瓣切割飞秒激光器创建。成像可以使用眼科相干断层摄影(OCT)成像系统而被高度精确地执行。在确定角膜位置的步骤620，角膜定位信息例如可以是角膜瓣的外周、角膜瓣的中心、角膜瓣相对于白内障手术系统的光轴的位置、或者角膜瓣相对于眼晶状体定位的位置。在布置脉冲的步骤630，将白内障脉冲以一圆布置到晶状体囊内作为撕囊术程序的一部分，其中该圆与在确定步骤620中所确定的角膜瓣的外周实质上同心。在另一实现中，可将一组脉冲布置到眼核内以使用所确定的角膜定位信息创建白内障手术图案。例如，能够以与角膜瓣外周同心的方式将圆形的白内障手术图案布置到核内。或者，可将螺旋形白内障手术图案定心至角膜瓣的中心。一般而言，以白内障手术图案布置激光脉冲的步骤620可以相对于所确定的角膜瓣中心而定心，其中该白内障手术图案是圆形图案、螺旋形图案、放射形图案或断裂图案中的至少一种。在某些实现中，可以布置白内障脉冲以平衡角膜瓣的非期望定位。在这类实现中，能够以非对称的方式使用角膜定位信息。例如，如果角膜瓣在第一方向上被布置为相对于角膜的光轴偏心并且这一偏心被认为是非期望的，则在第二方向上的撕囊术圆形切割可被偏心布置以平衡错位的角膜瓣。在某些实现中，角膜程序和白内障程序能够以整合的方式执行。例如，成像步骤610可以作为LASIK程序的一部分执行，其后跟随的是确定步骤620以确定角膜定位信息。该定位信息可以被至少临时地存储在系统存储器内。这些步骤之后可以跟随为白内障手术布置激光脉冲的步骤630，其中将存储的定位信息从系统存储器读取至处理器，以被用于确定激光脉冲的布置。所有这些通过方法600在后续的白内障手术中实现改进的光学性能的方式为使用飞秒激光器的LASIK瓣提供了相比于使用机械设备的附加益处。图6D例示了与方法600相对应的眼科激光系统700可以包括配置为成像眼角膜区域的成像系统710;配置为使用该角膜定位信息将激光脉冲布置到眼晶状体内的手术激光系统720;以及基于由成像系统710提供的图像促进对角膜定位信息的确定的图像分析器730。该成像系统710可以包括眼科相干断层摄影(OCT)系统。手术激光系统720可以包括被配置为在晶状体内创建手术图案的飞秒激光系统。在某些情况下，图像分析器730可以包括被配置并编程为分析由成像系统710生成的图像的处理器730-1。例如，处理器730-1可将一个圆适配至由成像系统710成像的、角膜内的LASIK瓣的图像。随后处理器730-1可以确定适配的所述圆的中心的位置。处理器730-1可以在系统存储器中存储中心的位置。处理器730-1或相关的处理器730-1’可以生成定心在所确定的该适配圆的中心的白内障手术图案。这一步骤可以与在前对角膜定位信息的确定结合执行，或者可以通过从系统存储器调回所存储的信息来执行。这些处理器730-1或730-1’中的任一处理器于是可以引导手术激光系统720根据生成的手术图案将激光脉冲布置到晶状体内。在其他例子中，图像分析器730可以是简单的视频界面，例如视频显微镜的显示器，从而为植入眼外科医生的激光系统700的操作人员提供图像。在这类实现中，外科医生可以例如通过移动并调整电子生成的靶向图像圆以将其与图像的结构(诸如瞳孔)对准来确定角膜定位信息。系统700还可以包括主光路，其中成像系统710的激光在分束器711_1处被耦合入主光路，而手术激光器720的激光则在分束器711-2处被耦合入主光路。这两束光都经由物镜714并可能经由对接单元716而被耦接入眼I内。作为附加，观察光源可以是靶眼I上的照射光。由眼从这三束光反射的所有的光可通过同一物镜714收集并返回到成像系统710以及视觉成像块，诸如眼科立体显微镜，或视频显微镜718。另一挑战与在角膜程序(诸如，LASIK程序)期间由施加受激准分子激光器而引起的角膜曲率改变有关。曲率的改变会让后续白内障程序确定合适眼内透镜(I0L)变得困难。某些方法可以通过确定LASIK前的角膜曲率并保持该测量数据可在将来用于IOL计算中而解决这一问题。然而，这些方法会需要多种设备，诸如角膜地形图仪，创建切口的飞秒激光器，以及执行消融的受激准分子激光器。相比之下，基于飞秒激光器的、能够成像LASIK前的角膜形状(并且可能地包括曲率)的、并且能够将这些数据与LASIK后的曲率相比较的系统可以降低所需的设备数量，并且能够直接比较LASIK前后的图像以促进高精度的IOL计算。这些计算不仅可以计及曲率的变化幅度，还会考虑到这些变化相对于IOL定位的区域性位置。图6E例示了在某些实施例中，一种执行白内障程序的方法800可以包括如下步骤810-在角膜程序前后成像角膜的一部分；820-通过比较角膜程序治疗区域的程序前图像和程序后图像确定角膜形状改变信息；830-使用该角膜形状改变信息布置用于白内障手术的激光脉冲；840-基于该角膜形状改变信息选择眼内透镜；以及850-将所选的眼内透镜插入眼囊袋中。成像步骤810可以包括在该程序前成像角膜的一部分，该成像相对于眼内结构完成。确定步骤820可以包括将该图像保存在系统存储器中以供与术后程序相比较。在某些实现中，单个设备可以执行方法800的大部分或全部步骤。这类眼科激光系统900可以包括被配置为角膜程序前后成像眼角膜区域的成像系统910;被配置为基于由成像系统提供的角膜程序前后的图像促进对角膜形状改变信息的确定的图像分析器920;以及被配置为使用该角膜定位信息将激光脉冲布置到眼晶状体内的手术激光系统930。在某些实现中，图像分析器920可以包括被配置为通过比较角膜程序治疗区域的程序前图像和程序后图像来促进对角膜形状改变信息的确定的处理器940。在某些情况下，处理器940可以涉及为后续白内障手术确定最优的I0L。在某些实施例中，眼科激光系统可以包括被配置为使用所确定的角膜形状改变信息将激光脉冲布置到眼角膜内的手术激光系统。该眼科激光系统可被配置为创建LASIK瓣和白内障手术切口。执行整合的眼科程序950的相应方法可以包括如下步骤951-在角膜程序前成像角膜的一部分；952-执行角膜LASIK程序；953-通过比较LASIK程序治疗区域的程序前图像和程序后图像确定角膜形状改变信息；954-使用该角膜形状改变信息布置用于白内障手术的激光脉冲；955-基于该角膜形状改变信息选择眼内透镜；以及956-将所选的眼内透镜插入眼囊袋中。接下来，将用执行本申请中描述的各过程的不同特征来描述激光手术系统的技术细节。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)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接口，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物理效应之外，在某些手术过程中，可能期望靶向系统考虑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)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。使用机械装置将眼附至手术器械会以一种未良好定义的方式改变眼形状，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以及用平坦或弯曲的透镜扁平化眼。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预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区域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，像是天然或人工地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，以保形接合眼前表面并将眼保持就位。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)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计算机断层摄影术(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.Chinnet.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-Huberet.Al.Opt.Express,13,2005)(S.H.Yun,IEEEJ.ofSel.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现，几百飞秒的脉冲持续时间就足以实现良好的手术性能，而对于0CT，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，边缘或团迹检测)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(或达递送系统的扫描范围)至少IOmm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I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I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己O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8μπι(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I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(眼内透镜)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。权利要求1.一种执行白内障程序的方法，所述方法包括如下步骤对由角膜程序创建的一个或多个角膜标记进行成像；基于所成像的角膜标记，确定有关角膜程序的治疗区域定位的角膜定位信息；以及使用该角膜定位信息布置用于白内障手术的激光脉冲。2.如权利要求1所述的方法，一个或多个角膜标记包括与使用飞秒激光器创建作为LASIK程序的一部分的角膜瓣相关的标记。3.如权利要求1所述的方法，成像步骤包括使用眼科相干断层摄影(OCT)成像系统。4.如权利要求1所述的方法，确定角膜定位信息的步骤包括确定如下至少之一角膜瓣的外周、角膜瓣的中心、角膜瓣相对于白内障手术系统的光轴的位置、或者角膜瓣相对于眼晶状体定位的位置。5.如权利要求1所述的方法，布置激光脉冲的步骤包括将激光脉冲以一合适的圆布置到晶状体囊内作为撕囊术程序的一部分，其中该圆与在确定角膜定位信息的步骤中所确定的角膜瓣的外周实质上同心。6.如权利要求1所述的方法，布置激光脉冲的步骤包括使用所确定的角膜定位信息将激光脉冲布置到眼核内以创建白内障手术图案。7.如权利要求6所述的方法，将激光脉冲布置到核内的步骤包括以相对于所确定的角膜瓣的中心而定心的白内障手术图案来布置激光脉冲，其中白内障手术图案是圆形图案、螺旋形图案、放射状图案或断裂图案中的至少一种。8.如权利要求1所述的方法，布置激光脉冲的步骤包括为白内障手术布置激光脉冲以平衡在前角膜程序的非期望后果，其中所述非期望后果从由成像一个或多个角膜标记的步骤所提供的图像中确定。9.一种眼科激光系统,包括被配置为成像眼角膜区域的成像系统；被配置为基于由成像系统提供的一个或多个图像促进对角膜定位信息的确定的图像分析器；以及被配置为使用该角膜定位信息将激光脉冲布置到眼晶状体内的手术激光系统。10.如权利要求9所述的激光系统，成像系统包括眼科相干断层摄影(OCT)成像系统。11.如权利要求9所述的激光系统,手术激光系统包括被配置为在晶状体内创建白内障手术图案的飞秒激光系统。12.如权利要求9所述的激光系统，图像分析器包括被配置并编程为分析由成像系统生成的图像的处理器。13.如权利要求12所述的激光系统，其中处理器被配置为将一圆与由成像系统成像的角膜内的LASIK瓣的图像相适配；确定适配圆的中心的位置；生成定心在所确定的该适配圆的中心的白内障手术图案；以及引导手术激光系统以根据所生成的白内障手术图案将激光脉冲布置在晶状体内。14.如权利要求9所述的激光系统，图像分析器包括被配置为辅助激光系统的操作人员确定角膜定位信息的视频显微镜。15.如权利要求9所述的激光系统，图像分析器包括被配置为存储角膜定位信息的系统存储器。16.一种执行白内障程序的方法，所述方法包括如下步骤在角膜程序前后成像角膜的一部分；通过比较角膜程序治疗区域的程序前图像和程序后图像确定角膜形状改变信息；以及使用该角膜形状改变信息布置用于白内障手术的激光脉冲。17.如权利要求16所述的方法，包括基于该角膜形状改变信息选择眼内透镜；以及将所选的眼内透镜插入眼囊袋中。18.—种眼科激光系统,包括被配置为在角膜程序前后成像眼角膜区域的成像系统；被配置为基于由成像系统提供的角膜程序前后的一个或多个图像促进对角膜形状改变信息的确定的图像分析器；以及被配置为使用所确定的角膜形状改变信息将激光脉冲布置到眼晶状体内的手术激光系统。19.如权利要求18所述的眼科激光系统，图像分析器包括处理器，被配置为通过比较角膜程序的治疗区域的程序前图像和程序后图像促进对角膜形状改变信息的确定。20.如权利要求18所述的眼科激光系统，包括被配置为使用所确定的角膜形状改变信息将激光脉冲布置到眼角膜内的手术激光系统。21.如权利要求20所述的眼科激光系统，其中所述眼科激光系统被配置为创建LASIK瓣和白内障手术切口。22.—种执行整合眼科程序的方法，所述方法包括如下步骤在角膜程序之前成像角膜的一部分；执行角膜LASIK程序；通过比较角膜LASIK程序的治疗区域的程序前图像和程序后图像确定角膜形状改变信息；使用该角膜形状改变信息布置用于白内障手术的激光脉冲；基于该角膜形状改变信息选择眼内透镜；以及将所选的眼内透镜插入眼囊袋中。全文摘要一种执行白内障程序的方法，可以包括如下步骤对由角膜程序创建的一个或多个角膜标记进行成像；基于所成像的角膜标记，确定有关角膜程序的治疗区域定位的角膜定位信息；以及使用该角膜定位信息布置用于白内障手术的激光脉冲。一种相应的眼科激光系统可以包括成像眼角膜区域的成像系统；基于由成像系统提供的一个或多个图像促进对角膜定位信息的确定的图像分析器；以及使用该角膜定位信息将激光脉冲布置到眼晶状体内的手术激光系统。该成像系统可以包括眼科相干断层摄影(OCT)系统。文档编号A61N5/067GK103025283SQ201180036362公开日2013年4月3日申请日期2011年6月23日优先权日2010年6月24日发明者R·M·克兹申请人:爱尔康手术激光股份有限公司