修正眼睛组织和人工晶状体的系统的制作方法

专利名称：修正眼睛组织和人工晶状体的系统的制作方法
修正眼睛组织和人工晶状体的系统
背景技术：
白内障摘除是世界上最常进行的手术过程之一。白内障是眼睛的晶状体或其包膜一晶状体囊的乳化。它的变化程度从轻微不透明到阻止光线通路的完全不透明。在老年性白内障的发展初期，晶状体的度数增加，引起近视(near-sightedness)(近视(myopia))，以及晶状体的逐渐发黄和乳化会减少蓝光的感知，这是由于这些波长在晶状体内被吸收和散射。如果不治疗，白内障通常进展缓慢地引起视力衰退以及可能失明。通过移除不透明的晶状体并替换以人工晶状体(IOL)来进行治疗。在美国每年进行估计300万的案例，以及全球范围内1，500万的案例。这一市场由多个部分组成，包括用于植入的人工晶状体、促进手术操作的粘弹性聚合物、包括超声乳化晶状体尖端、管以及各种刀和钳子的一次性器械。
通常使用术语称为晶状体乳化法的技术执行现代的白内障手术，其中使用具相关冲洗和抽吸端口的超声尖端，用于对晶状体的相对硬核进行雕刻，以促进其通过术语称为晶状体前囊切开术或者更新近的连续环形撕囊术(CCC)的晶状体前囊中开口取出。最后，合成可折叠人工晶状体通过小切口插入眼睛的剩余晶状体囊。该手术中最大的技术挑战和关键步骤是进行撕囊。该步骤从早期术语为开罐式截囊发展而来，其中使用尖针以环形方式刺穿晶状体前囊，随后是移除通常直径5-8_范围的晶状体囊圆形碎片。这有助于实现下一步骤，即通过晶状体乳化法的核雕刻。由于与最初的开罐式截囊技术相关的各种并发症，本领域权威专家做出各种尝试以开发用于在乳化步骤前移除晶状体前囊的更好技术。连续环形撕囊术的原理是提供平滑连续的环形开口，通过该开口不仅可以安全和便利地进行核的晶状体乳化，而且能够用于方便地插入人工晶状体。它提供了针对插入的畅通中心通路、用于由患者将图像传输至视网膜的永久孔径，以及在剩余晶状体囊内提供了 IOL的支撑，从而将限制发生潜在的错位。可能会产生以下问题，涉及外科医生不能够由于缺少红光反射而充分地观察晶状体囊、不能够足够牢固地抓紧晶状体囊、不能够撕开合适尺寸并在合适位置的平滑圆形开口而不产生径向裂口和延伸。还存在以下技术难题，涉及在初始开口后的前囊深度的维持、瞳孔的尺寸较小、或由于晶状体不透明引起的红光发射的缺失。通过诸如亚甲蓝或靛青绿的染料的使用最小化了视觉的一些问题。由于脆弱小带(通常是具有非常柔软和弹性晶状体囊的老年患者和非常年幼儿童)，其非常难以可控制地和可信赖地破裂和撕裂，患者产生了其他并发症。许多白内障患者具有散光视觉误差。散光会在角膜曲率在所有方向上都不等时发生。现在使用IOL来校正散光，但需要精确的旋转和中央定位。另外，即使许多患者具有更严重的像差，也不使用IOL矫正超过的散光。对超过散光的更高矫正需要整形角膜以使其更加球形。现已存在大量的方法，包括角膜移植术、散光角膜切除术、角膜松弛切口(CRI)以及角膜缘松弛切口(LRI)。除了角膜移植术，所有的手术均通过以良好限定方式和深度定位角膜切口，从而允许角膜改变形状以变得更加球形。现在这些精密切口通过在其有限精度上的指示来手动地定位。但是针对眼科治疗来说不仅需要切口。还需要针对眼睛组织的更加柔性修正，其产生组织力学性能的弱化和/或所治疗组织的光学性能的变化。在该情形中，结果应该是足够的柔性以允许眼睛组织的结构性修正而没有机械破坏。Ding等人(I0VS, 2008(49), 12, PP 5532-5539)说明了通过次级断裂飞秒激光脉冲对角膜组织的改形，并能够表明通过施加衍射图进入角膜组织，折射率大约变化1%。然而Ding的技术的实际应用受限于每立方微米的所治疗组织上需要施加100，000, 000次激光脉冲。Vogel等人(US 2010/0163540A1)描述了一种通过时间平滑激光束加工和切割透明材料以产生低密度乳浆而不形成乳浆发光的方法。在该教导中，他们描述了尤其需要避免裸露材料的线性吸附，这是由于它导致了晶种电子的随意产生，其转而在乳浆阈值内产生随机变异。另外，他们描述了低密度乳浆的形成总是与空化气泡的形成相关联。 这与本发明形成了鲜明对比，其中描述了两种工作机制。其发现使用在目标组织中具有一些线性吸收的激光波长能够产生极其低的阈效应。另外，在当前发明中不需要时间平滑脉冲形状。同样在本发明的一个实施方式中，空化气泡的形成不期望作为线性吸附增强光解作用引起的效果。以及Vogel的数据说明了在对比IR飞秒激光和355亚纳秒激光时，获得的乳浆形成中依旧有超过一个数量级的差异。在我们的实施方式中，由于使用组织内源性发色团的线性吸附(或通过添加外源性发色团)，对比于使用相同数值孔径光学的飞秒激光时，用于355nm亚纳秒激光的能阈甚至略低。Braun等人(DE 198 55 623C1)描述了一种使用玻璃透射平稳状态之外波长的激光在玻璃内精确加工的方法。然后特别地使用该激光在玻璃内产生材料缺陷而不包括表面。该方法允许他们将材料缺陷更加靠近表面定位而不破坏表面本身。其没有描述表面效应。由于其仅在玻璃(其中不形成空化气泡)上使用，它同样没有产生任何空化事件。Koenig等人(W0 2007/057174)要求了一种通过使用UV光谱范围的飞秒激光脉冲用于眼睛外科手术的系统。在他的教导中，他描述了使用O. 8的更高数值孔径用于其发明，这将阈值显著地降低至纳焦等级。但是由于光学上难以使这些数值孔径与通常用在眼科应用的6-10_宽扫描范围结合，因此很难将他的系统移植至可用产品。同样飞秒UV激光脉冲的产生也是技术上具有挑战性的。所需要的是一种提升眼科患者护理标准的方法、技术和装置。

发明内容
一种实施方式涉及眼科手术系统，包括激光源，其配置以传输包括多个激光脉冲的激光束，所述激光脉冲具有约320纳米和约430纳米之间的波长以及约I皮秒和约100纳秒之间的脉冲宽度；以及光学系统，其可操作地耦接至该激光源并配置以将该激光束以一种模式聚焦并导引至患者眼睛中的一个或多个眼内目标，以使得一个或多个目标和该激光脉冲之间交互的特征在于线性吸收增强光解作用而没有乳浆或相关空化事件的形成。该波长可以是约355nm。脉冲宽度可以介于约400皮秒和约700皮秒之间。该脉冲可具有约O. 01微焦和约500微焦之间的脉冲能量。该脉冲可具有约O. 5微焦和约10微焦之间的脉冲能量。该多个激光脉冲可以具有约500赫兹和约500千赫兹之间的重复频率。该光学系统可以配置以聚焦该激光束以在所述一个或多个眼内目标中产生约O. 5微米和约10微米之间的光束直径。所述一个或多个眼内目标中的至少一个可以从由角膜、囊边、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成人工晶状体植入物组成的群组中选择。所述模式可以配置以从角膜松弛切口、角膜缘松弛切口、散光角膜切除术、囊切开术组成的群组中选择的配置在眼内目标中产生一个或多个物理变性，诸如切割(切口)以及折射率变化。该光学系统和激光源还可以配置以结构地改变所述一个或多个眼内目标中的至少一个以使得所改变组织结构目标的折射率变化。另一种实施方式涉及眼科手术系统，包括激光源，其配置以传输包括多个激光脉冲的激光束，所述激光脉冲具有约320纳米和约430纳米之间的波长以及约I皮秒和约100纳秒之间的脉冲宽度；以及光学系统，其可操作地耦接至该激光源并配置以将该激光束以一种模式聚焦并导引至患者眼睛内的一个或多个组织结构目标，以使得一个或多个目标和该激光脉冲之间交互的特征在于乳浆的局部形成，其由线性吸收促进。该波长可以是约355nm。脉冲宽度可以介于约400皮秒和约700皮秒之间。该脉冲可具有约O. 01微焦和约500微焦之间的脉冲能量。该脉冲可具有约O. 5微焦和约10微焦之 间的脉冲能量。该多个激光脉冲可以具有约500赫兹和约500千赫兹之间的重复频率。该光学系统可以配置以聚焦该激光束以在所述一个或多个组织结构目标中产生约O. 5微米和约10微米之间的光束直径。所述一个或多个组织结构目标中的至少一个可以从由角膜、囊边、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成人工晶状体植入物组成的群组中选择。所述模式可以配置以从角膜松弛切口、角膜缘松弛切口、散光角膜切除术、囊切开术组成的群组中选择的配置在其为组织结构目标的眼内目标中产生一个或多个切口。另一种实施方式涉及眼科手术系统，包括激光源，其配置以传输包括多个激光脉冲的激光束，所述激光脉冲具有约320纳米和约430纳米之间的波长以及约I皮秒和约100纳秒之间的脉冲宽度；以及光学系统，其可操作地耦接至该激光源并配置以将该激光束以一种模式聚焦并导引至患者眼睛内的一个或多个目标，以使得一个或多个目标和该激光脉冲之间交互的特征在于线性吸收增强光解作用而没有乳浆或相关空化事件的形成。所述模式可以配置以使得光学系统和激光源的操作引起所述一个或多个目标的物理变化。所述物理变化可以表现为所述一个或多个目标或一个或多个切口的折射率的变化。所述一个或多个目标中至少一个可以是角膜或人工晶状体。所述物理变化可以配置以改变目标的折射分布。另一种实施方式涉及眼科手术系统，包括激光源，其配置以传输包括多个激光脉冲的激光束，所述激光脉冲具有约320纳米和约430纳米之间的波长以及约I皮秒和约100纳秒之间的脉冲宽度；以及光学系统，其可操作地耦接至该激光源并配置以将该激光束以一种模式聚焦并导引至患者眼睛内的一个或多个组织结构目标，以使得一个或多个目标和该激光脉冲之间交互的特征在于线性吸收增强光解作用而没有乳浆或相关空化事件的形成；以及集成成像子系统，其以共焦布置捕获由激光源提供的来自样本的背反射光。该激光脉冲可以诱发荧光，其由成像子系统收集。该系统可配置以提供交叉的用于成像的较低能量脉冲和用于治疗的较高能量脉冲。所述成像子系统还包括光学干涉断层成像系统、浦肯野(Purkinje)成像系统、和/或向甫鲁(Scheimpflug)成像系统。该系统还包括控制器,其配置以确定眼部结构的位置&形状，确定安置模式和/或激光参数，以及将该模式定位在限定目标中。
另一种实施方式涉及眼科手术系统，包括激光源，其配置以传输包括多个激光脉冲的激光束，所述激光脉冲具有约320纳米和约430纳米之间的波长以及约I皮秒和约100纳秒之间的脉冲宽度；以及光学系统，其可操作地耦接至该激光源并配置以将该激光束以一种模式聚焦并导引至患者眼睛内的一个或多个组织结构目标，以使得一个或多个目标和该激光脉冲之间交互的特征在于线性吸收增强光解作用而没有乳浆或相关空化事件的形成；以及外源性发色团，其引入至目标结构以产生/增强线性吸收。该外源性发色团可以是台盼蓝(trypan blue)。另一种实施方式涉及眼科手术系统，包括激光源，其配置以传输包括多个激光脉冲的激光束，所述激光脉冲具有约320纳米和约430纳米之间的波长以及约I皮秒和约100纳秒之间的脉冲宽度；以及光学系统，其可操作地耦接至该激光源并配置以将该激光束以一种模式聚焦并导引至患者眼睛内的一个或多个眼内目标，以使得一个或多个目标和该激光脉冲之间交互的特征在于线性吸收增强光解作用而没有乳浆或相关空化事件的形成；以及第二激光源，其配置以利用约SOOnm和约IlOOnm之间的波长来弄碎晶状体。该第二激光可以是脉冲红外线激光器。该第二激光可以具有约I皮秒和约100纳秒之间的脉冲宽度。该第二激光可以是Q开关Nd: YAG激光。


图I说明了根据本发明实施方式的高级流程图。图2A和B是系统实施方式的示意。图3示出了根据可替代实施方式的方法的流程图。图4是施加穿过晶状体的线状光谱的示意，用于眼睛前囊的轴向剖面的深度范围测量(0CT、共焦反射、共焦自发荧光、超声)。图5是旋转不对称撕囊切口的顶视图。图6是互补旋转不对称IOL的顶视图。图7是图6的IOL定位于图5的晶状体囊中的顶视图。图8和9是图6的旋转不对称IOL的侧视图。图10说明了由本发明的一个实施方式产生的眼镜晶状体的碎裂图式。图11是施加穿过角膜504和晶状体的线状光谱501的示意，用于眼睛前囊的轴向剖面的深度范围测量(0CT、共焦反射、共焦自发荧光、超声)。它经过虹膜502和晶状体402(未示出)。图12说明了穿过角膜和晶状体的测量扫描模式，其可用于通过OCT的深度范围。图13说明了穿过晶状体的测量扫描模式，其可用于使用320匪至430匪激光通过共焦自发荧光的深度范围。图14是根据本发明实施方式的系统的另一示意。图15示出了通过本发明的一个实施方式产生的角膜切口的组织横截面，其中没有形成空化气泡但修正了组织。图16示出了通过本发明的一个实施方式产生的开口角膜切口的组织横截面，同图15所示一样其中没有形成空化气泡。该切口沿修正的组织结构不费力地展开。图17示出了通过本发明的一个实施方式产生的角膜切口的组织横截面，其中形成了空化气泡。图18示出了通过所述发明局部诱发至角膜组织504的折射率变化822的示意。从图15看出在该情形中将不产生空话气泡。该结果将产生角膜组织的折射率分布的变化。图19示出了通过本发明处理的离体人体晶状体囊的高分辨率SEM图像。对比于图20，该样本具有更加平滑的边缘质量并没有显示出任何空化气泡效果。图20示出了通过飞秒激光处理的离体人体晶状体囊的高分辨率SEM图像。由于空化机械效应导致囊组织的破裂，以5毫米间隔发射的每单个激光的效应是可见的。
具体实施例方式本发明涉及在眼睛组织中做出切口或改变其机械性能或光学性能的方法和系统。如处于说明目的的附图所示，描述了一种在眼睛组织中做出切口或改变其机械性 能或光学性能的方法和系统。在变化的实施方式中，该方法和系统提供了超过当前护理标准的许多优势。具体而言，能够使用320nm至430nm激光在晶状体囊上进行快速和精确的开口，以促进人工晶状体的定位和稳定。通过这里描述的技术能够允许的其他过程包括散光治疗。人工晶状体(IOL)通常用于校正散光但需要精确的定位、定向和稳定性。使用IOL完全以及长期校正是困难的。它通常涉及其他外科手术以使得角膜形状更加球形，或至少更少地径向不对称。这将通过做出角膜松弛切口或角膜缘松弛来实现。其他过程包括针对LASIK过程产生角膜瓣、以及产生匹配捐赠者和接受者角膜的角膜移植形状。该发明还用于执行这些精密切口。图I是根据实施方式的方法的流程图。第一步骤101包括产生320nm-430nm光束的激光系统，该系统具有至少第一光脉冲。下一步骤102包括将该光束穿过光学元件从而该光束聚焦在眼睛组织中的预定深度。通过实施该方法，能够允许晶状体囊中的快速和精确开口，进而促进了人工晶状体的定位和稳定。本发明能够通过系统200执行，其投射或扫描光束进入患者眼睛20，诸如图2所示的系统。该系统200包括电子控制器210、光源220、衰减器230、光束扩展器240、聚焦透镜250、260和反射装置270。电子控制器210可以是计算机、微控制器等。可以通过使用一个或多个可动光学元件(例如透镜250、260、反射装置270)来实现扫描，所述可动光学元件也可由电子控制器210通过输入和输出装置(未示出)控制。可通过光路中的电子光学偏转装置(单轴或双轴)来允许另一种扫描手段。在操作中，光源200产生光束225而反射装置270可以倾斜以偏离光束225并引导光束225朝向患者眼睛20。聚焦透镜250、260可用于将光束225聚焦至患者眼睛20。光束225的定位和特性和/或形成在眼睛20上的扫描模式可通过使用诸如操纵杆的输入装置或其他任意合适的用户输入装置来进一步控制。本发明能够可替代地通过系统700执行，其另外地做出患者眼睛20的测距，诸如图14所示的系统。系统700包括电子控制器210、光源220、衰减器230、光束扩展器701、可变光束衰减器230、独立聚焦透镜组合704以及光束反射和扫描装置270。光源220的光束225穿过聚焦透镜260聚焦至其目标位置20。这将由电子控制器210控制，其连接至偏转单元270。另外的，目标结构20的自发荧光725由分色光束分离器703的优选装置通过与激光225共用的相同光路来二次扫描(de-scan),并由透镜720聚焦。孔径光阑721置于成形光束725的焦点，作为激光束225聚焦在目标结构20上的共轭。探测通过光束孔径721传输的自发荧光的强度，并将其转换为能够由控制单元210读出的电信号。以及通过透镜711将治疗区域的图像成像在成像采集装置710上，所述成像采集装置710能够是CXD或CMOS相机。该信号也被传输至控制单元210。在系统700的另一变体中，使用探测组合单元703、720、721、722来共焦地探测来自样本20的背反射光束225。不同实施方式的基本机制是利用320nm至430nm的激光源。紫外光谱在技术上被再分为三个主要光谱区，它们是UVA (400nm-315nm), UVB (315nm-280nm)、UVC(280nm-100nm)。由于它们的高单光子能量，UVB和UVC通常与致癌效果相关，这是由于它们直接变性DNA的能力。虽然水分在低至200nm仍然是透明的，而在240nm左右蛋白质吸收强烈增加。UVC光谱区的强蛋白质吸收(其同样是角膜组织的主要吸收)现在在临床上用于激光角膜内层重塑术(LASIK)以精确地消融角膜组织。 UVC激光能够通过光解作用、吸收高能量光子以破坏有机分子内的键来消融生物组织。下表中给出了这些通常键连同它们的离解能根据波长的列表。波长越短，键越强。
键能量(nm )
C-Hsp3292
C-HC=C199从该表中明显的是生物材料的光解需要高能光子，诸如Blum等人的美国专利No. 4，784，135中所论述的。该效果是众多成像医疗系统的基础，尤其是眼科中，其中常规地使用193nm准分子激光器用于角膜修正。本发明的实施方式利用完全不同的物理现象和不同的光谱区(UVA至绿光)来变性和/或消融生物组织，这在现有技术中是不存在且没有被考虑过的。在实施方式中，光源220是320nm至430nm的激光源，诸如Nd: YAG激光源，其在355nm的第三谐波波长上操作。角膜在355nm的透射为约85%，且在320nm处(50%透射)开始急剧下降至300nm处的约2%的透射，而透镜吸收为约99%。以及，对于老年人，角膜的光散射最小，而晶状体的光散射相当大地增加(白内障)。光散射效应是对波长敏感的。在散射中心小于所有波长的情形中，散射系数等级为λ-4。对于具有波长大小内尺寸范围的较大散射物质，Mie近似很好的适用于描述该散射函数。对于尺寸上具有350至700nm大小的颗粒，散射系数等级为λ'老年人晶状体本身吸收短于420nm的所有波长，并且为强散射物质。这意味着较短波长能够用于老年人晶状体前部、特别是晶状体囊的激光切割，而通过有效地衰减最终布置到那儿的光来保护视网膜。常规地利用具有数毫焦能量并处于IR光谱范围(1064nm)的Q开关红外激光来治疗后囊白内障混浊。它们通过在晶状体后囊后方直接提供可靠乳浆形成来实现。这些脉冲产生数毫米大小及千巴量级峰压的空化气泡。毫米量级尺寸的空化气泡的机械效应是在液体环境中用于高精度切割的限制因素。为了减小气泡尺寸和匹配的机械副作用，所述机械副作用产生具有劣质边缘质量以及进而劣质机械强度的切口，需要极大地减少激光脉冲能量。然而该交互将很好地适于晶状体调节的应用。常规地利用具有数毫焦能量以及数纳秒脉冲长度的Q开关绿色激光来治疗开角型青光眼。该名为选择性激光小梁成形术(SLT)的治疗利用在小梁网中自然存在的黑色素发色团的特定目标。该激光本身使用相对大的200微米的光点直径来覆盖大部分目标组织区域。该激光还在黑色素吸收物周围产生空化气泡，但该效果是由线性加热所产生，而不是如通过Q开关IR激光脉冲的后囊白内障治疗中所使用的乳浆形成所产生。在本发明的实施方式中，UV波长的使用极大地降低了针对乳浆形成的阈值以及相关的空化气泡的形成，而且还减少了无空化气泡形成的线性吸收增强光解所需的阈值能量，这有以下几个原因。第一，聚焦光点直径随波长线性扩展，其与焦平面内的辐射暴露峰值一致。第二，材料本身的线性吸收允许用于乳浆形成更低的阈值或低密度光解，这是由于在组织结构中最初吸收了更多激光能量。第三，纳秒和亚纳秒量级的UV激光脉冲的使用允许了线性吸收增强光解和发色团引导电离。·此外，该发色团引导电离强烈地降低了乳浆形成情形中电离阈值，以及降低了即使在很弱吸收时用于材料变性或变化而没有空化的低密度光解的阈值。由于高通量密度，即使最低的线性吸收也强烈地降低针对某一效应的阈值。已经表明(Colombelli等人，Rev. Sci. Instrum, 2004, Vol 75，pp. 472-478)在仅从高纯度水变化至具有 38mMol 生理NADH浓度的水时，针对乳浆形成和空化气泡产生的阈值能够降低一定的数量级。由于激光束的光穿刺深度由晶状体的线性吸收限制，线性吸收还允许局部晶状体结构(例如晶状体囊)的特定治疗。这尤其适用于老年人晶状体，其对比于年轻人晶状体在UV-蓝色光谱范围的吸收强烈增加。另外的，在本发明的另一个实施方式中，目标结构上的线性吸收效果还能够通过施加外源性发色团来增强。一种这类有用的发色团是台盼蓝，其通常用于手术中在没有眼底红光反射时用以染色晶状体囊。台盼蓝在小于370nm的波长时具有增加的线性吸收。该线性吸收还减少了在晶状体囊表面上产生影响所需的能量。该方法还能够用于人体眼睛的整体反射能量的变化，其通过i、在角膜内产生切割(切口)以改变其形状，从而改变其屈光力；ii、修正角膜组织的折射率以引起其有效屈光力的变化；iii、通过将菲涅耳透镜或其他类似的透镜写入IOL材料中，修正植入的合成IOL的折射率，从而改变其有效屈光力；iv、i、ii和iii的任意组合。本发明系统允许如下的外科技术，其包括利用320nm至430nm的脉冲激光来执行眼睛目标高精度物理变性，所述眼睛目标包括组织(诸如晶状体、晶状体囊、角膜等)和合成人工晶状体植入物。这能够通过两种不同手术方案来实现，即具有或不具有空化气泡形成。还能够使用次空化方案来修正眼睛目标的折射率。虽然本发明中使用的波长比视网膜蓝光毒性相关的波长短或相当，老年人晶状体内的320nm至400nm激光的吸收还最小化了视网膜损伤的风险。因为该光将由晶状体体积吸收。此外，还最小化了损伤角膜内皮或其他角膜结构的风险。阈值脉冲能量将是Eth=(D*d2/4，其中Φ是阈值辐射曝露量，以及d是焦点直径。这里，焦点直径d是d=AF/Db，其中λ是波长，F是最后聚焦元件的焦距，以及Db是最后透镜的光束直径。为了稳定和可重复操作，脉冲能量应该超过阈值至少2个因数，然而，可以调节该能级以避免对角膜内皮的损伤。在变化的实施方式中，320nm至430nm的激光提供O. 01 μ J和500 μ J之间的脉冲能量，优选地O. I μ J和10 μ J之间的脉冲能，500Hz至500kHz的重叠频率，Ips和IOOns之间的脉冲宽度，优选地为400ps的脉冲宽度。使用小于10 μ m的激光光点直径，优选为3 μ m至O. 5μπι。图10中示出了该系统在真实人体晶状体上的结果实例。以O. 5kHz脉冲重复频率从以355nm波长操作的激光器输出4μ J、400ps的脉冲束聚焦在NA=O. 15处，其使用大约120千兆瓦每平方厘米的辐照度。这产生了图10所示的人体晶状体的囊切模式。在该情形中，没有形成空化气泡以诱发切割。这在显微镜下被可视确认，以及通过使用用于由空化气泡发出声学声波检测的水听器确认。对于激光白内障手术，在晶状体本身上的唯一高精度切割是囊切开术。对于软化或弄碎晶状体核，该模式不需要高的空间限制。因此对于该引用，即使有较长脉冲，较高能流和/或辐射阈值也是可接受的。图3是根据替代实施方式的方法的流程图。第一步骤301包括产生320nm-430nm光束的激光系统。下一步骤302包括在眼睛组织中以可控方式变换该光束进而形成切口。在实施方式中，在进行撕囊束中，该切口形成在眼睛组织的晶状体前囊中。可替代的，该切口可以在角膜中，用于散光校正或产生手术通道。例如，透明的角膜白内障仪器和穿刺切口可用于提供手术通道。电子控制器210和光源220能够设定以瞄准眼睛20中目标结构的表面，并且确保光束225将聚焦在合适的位置，并且不会意外地损伤非目标组织。可以使用这里所述的成像模态和技术，诸如举例而言，光学相干断层成像(OCT)、浦肯野(Purkinje)成像、向甫鲁(Scheimpflug)成像、自发荧光成像、共焦自发荧光、共焦反射成像或超声，用于确定位置并测量晶状体和晶状体囊的厚度，从而向激光聚焦方法提供更好的精确性，包括2D和3D构图。激光聚焦还可以通过使用包括下列的一种或多种方法来实现，所述方法包括直接观察瞄准光束、0CT、浦肯野成像、向甫鲁成像、结构光照射、超声或其他已知的眼科或医学成像模态和/或其组合。应该指出的是，成像深度仅包括眼内目标的最前部，并无需包括整个眼睛或甚至前囊。另外的，能够使用共焦反射器来用于在治疗过程中所传输的激光能量的调节，这是由于其能够用于在激光脉冲后探测是否有空化气泡生成以及调节随后激光脉冲的能量或监控所述组织的折射率的激光诱发变化。因此，激光能量的三维应用能够沿激光诱发效果产生的模式以各种方式应用至晶状体囊。例如，能够利用该激光以连续地在不同深度上以等于效应区轴向长度的步进产生数个循环或其他模式扫描。因此，随着每次顺序扫描，组织中焦点(收敛)的深度逐渐增加或降低。例如使用聚焦元件的轴向扫描或调节聚焦元件的光强度而可选地同时或随后扫描横移模式，将激光脉冲顺序地施加至组织不同深度处的相同横移模式。在到达焦点之前，气泡、裂缝和/或组织碎片上的激光束散射的不利后果能够通过首先在组织最大所需深度上产生图式/聚焦，以及随后在后来的传递中聚焦在更加浅的组织空间来避免。该“倒置”治疗技术不仅减少了目标组织层上的组织中不期望的光束衰、减，而且还帮助保护了目标组织层下的组织。通过散射超过气泡、裂缝和/或组织碎片上焦点透射的激光辐射(其由先前扫描产生)，这些缺陷帮助保护了底层视网膜。类似的，在分割晶状体时，激光能够聚焦在晶状体的最后部，并随着手术继续而更向前移动。 本发明可通过如下系统执行，其投射或扫描光束进入患者眼睛68中，诸如图2B所示的系统2，其包括治疗光源4 (例如，355nm短脉冲激光)。使用该系统，可在三个维度X、Y、Z中扫描患者眼中的光束。关于对非目标组织的无意损伤的安全限制限定关于重复率和脉冲能量的上限限制；而完成手术过程的阈值能量、时间和稳定性限定脉冲能量和重复率的下限限制。激光器4通过输入和输出设备302受控于电子控制器300以产生光束6。电子控 制器300可以是计算机、微控制器等。在该实例中，整个系统受控于控制器300，以及数据通过输入/输出设备IO 302移动。可以使用图形用户界面⑶I 304，以设置系统操作参数、处理在⑶I 304上的用户输入(UI) 306、以及显示收集到的诸如眼睛结构的图像的信息。所产生的治疗光束6朝向患者眼睛68行进，其通过半波片8和线性偏光器10。可以调整光束的偏光态以使得所期望量的光通过半波片8和线性偏振器10，它们一起用作为治疗光束6的可变衰减器。另外，线性偏振器10的方向确定入射在光束组合器34上的入射光偏振态，由此最优化光束组合器的通量。治疗光束行进通过遮光器12、光圈14和拾取设备16。出于程序上和安全上的原因，系统受控的遮光器12确保对激光器的打开/关闭控制。光圈设置了针对激光束有用的外径，而拾取设备监控该有用光束的输出。拾取设备16包括部分反射镜20和检测器18。可以使用检测器18测量脉冲能量、平均功率或其组合。可以使用该信息以反馈至用于衰减的半波片8，并且核实遮光器12是否打开或关闭。此外，遮光器12可以具有位置传感器，以提供冗余状态检测。光束通过光束调节级22，其中可以修改诸如光束直径、发散度、圆形度和散光的光束参数。在该示意的实例中，光束调节级22包括2元件光束扩展望远镜，其包括球面光学器件24和26，以便于实现所需的光束尺寸和准直。虽然这里未示出，但是可以使用变形或其它光学系统以实现所期望的光束参数。用于确定这些光束参数的因素包括激光的输出光束参数、系统的整体放大倍率、以及在治疗位置处的所期望的数值孔径(NA)。此外，可以使用光学系统22以使光圈14成像至所期望的位置(例如，下文所述的2-轴的扫描设备50之间的中心位置)。这样，确保通过光圈14的光量能够通过扫描系统。随后，拾取设备16进行对可用光的可靠测量。从调节级22出射之后，光束6反射离开折叠镜28、30和32。这些镜可以调节以用于对准目的。随后，光束6入射在光束组合器34上。光束组合器34反射治疗光束6 (并且透射下文描述的OCT光束114和瞄准光束202)。为了光束组合器的有效操作，入射角优选保持在45度以下，并且固定光束可能处的偏振。对于治疗光束6，线性偏光器10的方向提供了固定偏振。在光束组合器34之后，光束6继续行进在Z-调节或Z扫描设备40上。在该示意性实例中，Z-调节包括具有两个透镜组42和44 (每个透镜组包括一个或多个透镜)的伽利略望远镜。透镜组42沿着Z-轴绕望远镜的准直位置移动。这样，患者的眼睛68中光斑的聚焦位置沿着ζ轴移动，如图所示。一般地，在透镜42的运动和焦点的运动之间存在固定的线性关系。在该情况下，Z-调节望远镜具有近似2x光束扩展率，以及透镜42的移动与焦点的移动呈I :1关系。可替代地，透镜组44可以沿着Z-轴移动以促使Z-调节和扫描。Z-调节是用于在眼睛68中进行治疗的Z-扫描设备。其可以受到系统的自动和动态控制，并且被选择为独立的或与下文所述的X-Y扫描设备相互影响。可以使用镜36和38，用于将光轴对准Z-调节设备40的轴。在通过Z-调节设备40之后，由镜46和48将光束6引导至χ-y扫描设备。镜46和48能够被调节以用于对准目的。通过扫描设备50实现X-Y扫描，该扫描设备50在电子控制器300的控制下优选使用两个镜52和54，它们使用电动机、检流计或任何其他公知的光学移动设备在垂直方向上旋转。镜52和54靠近物镜58和接触透镜66组合的焦阑位置定位，如下所述。倾斜这些镜52/54，使得它们偏转光束6，引起在位于患者的眼睛68中的治疗焦点的平面中侧向位移。物镜58可以是复杂的多元件透镜元件，如图所示，并且由透镜60、62和64所表示。透镜58的复杂性将由扫描区域尺寸、聚焦焦点尺寸、物镜58的近侧和远侧上可获得的工作距离、以及像差控制量所规定。一个实例是焦距60mm、在7mm的视 野上操作具有20mm直径输入光束尺寸的物镜58。可替代地，由扫描仪50进行的X-Y扫描可以通过使用一个或多个可移动光学元件(例如，透镜，光栅)来实现，所述可移动光学元件经由输入和输出设备302而被电子控制器300控制。扫描仪50在控制器300的控制下能够自动产生瞄准和治疗扫描模式。这种模式可以包括单点光、多点光、连续光图像、多个连续光图像、和/或其任意组合。此外，瞄准模式(使用下述的瞄准光束202)不必与治疗模式(使用光束6)相同，但是优选的，至少限定其边界以便于出于患者安全性考虑而确保仅在所期望的目标区域中传送治疗光。例如，这可以通过使得瞄准模式提供预期治疗模式的轮廓而实现。这样，可以使得用户即使不知道各个焦点自身的准确位置，也可以知晓治疗模式的空间范围，并且因而最优化扫描的速度、效率和精确性。还可以使瞄准模式闪烁地被感知，以便于进一步增强其对用户的可视性。可以使用光学接触透镜66以帮助进一步将光束6聚焦到患者的眼睛68中，而同时帮助稳定眼睛位置，所述光学接触透镜66可以是任何合适的眼用透镜。光束6的定位和特性和/或光束6形成在眼睛68上的扫描模式可以进一步通过使用诸如操纵杆的输入设备或其他任何适合的用户输入设备(例如，GUI 304)而被控制，以定位患者和/或光学系统。可以设置治疗激光器4和控制器300以瞄准眼睛68中目标结构的表面，并且确保光束6聚焦在合适的位置，且不会意外地损伤非目标组织。可以使用这里所述的成像模态和技术，诸如举例而言，光学相干断层成像术(OCT)、浦肯野成像、向普鲁成像、结构性光照射、共焦背反射成像、荧光成像或超声，以用于确定位置，并且测量晶状体和晶状体囊的厚度，从而为激光聚焦方法提供更好的精确性，包括2D和3D构图、或其他已知眼科或医疗成像模态和/或它们的组合。在图I的实施方式中，描述了一种OCT设备100。眼睛的OCT扫描将提供关于晶状体囊前部和后部的轴位置、白内障核的边界以及前房的深度的信息。随后，将该信息装载入电子控制器300中，并且用于编程和控制随后的激光辅助外科手术过程。还可以使用该信息以确定涉及手术过程的大量参数，诸如举例而言，用于修正晶状体囊、角膜以及合成人工晶状体植入物等的焦平面的上轴限和下轴限。图I中的OCT设备100包括宽带或扫频光源102，其由光纤耦合器104分成参考臂106和采样臂110。参考臂106包括模块108，其包含参考反射以及合适的分散和路径长度补偿。OCT设备100的采样臂110具有输出连接器112，其作为至治疗激光系统的其余部分的接口。随后，由耦合器104将从参考臂106和采样臂110返回的信号导向检测设备128，其采用时域、频域或单点检测技术。在图I中，使用频域技术，其具有920nm的OCT波长和IOOnm的带宽。从连接器112出射之后，使用透镜116准直OCT光束114。由透镜116的焦距确定已准直的光束114的尺寸。由眼睛中的焦点处所期望的NA以及导向眼睛68的光束串的放大倍率来确定光束114的尺寸。一般地，在焦平面中，OCT光束114不需要具有与治疗光束6相同高的NA，因而在光束组合器34的位置，OCT光束114的直径小于治疗光束6。在准直透镜116之后是光圈118，其进一步修正眼睛处的OCT光束114的合成NA。选择光圈118的直径以最优化入射在目标组织上的OCT光以及返回信号的强度。使用可以是主动或动态的偏振控制元件120以补偿例如可能由角膜双折射中的个体差异所引起的偏振态变化。随后使用镜122和124以将OCT光束114导向光束组合器126和34。可以调节镜122和124 以用于对准目的，并且尤其用于将OCT光束114覆盖在光束组合器34之后的治疗光束6之上。类似的，使用光束组合器126以将OCT光束114与下述的瞄准光束202组合在一起。一旦与在光束组合器34之后的治疗光束6组合，OCT光束114沿着与治疗光束6相同的路径，通过系统的其余部分。这样，OCT光束114指示了治疗光束6的位置。OCT光束114穿过Z-扫描40和x-y扫描50设备，随后穿过物镜58、接触透镜66并且进入眼睛68。从眼睛内部的结构出来的反射和散射提供了返回光束，其通过光学系统折回进入连接器112，通过耦合器104，并且至OCT检测器128。这些返回的背反射提供了 OCT信号，它们接着由系统解释为治疗光束6焦点位置在X、Y、Z中的位置。OCT设备100的工作原理是测量其参考臂和采样臂之间的光路长度中的差别。因而，将OCT通过Z-调节40并未延伸OCT系统100的Z-范围，这是因为光路长度不随42的移动而变化。OCT系统100具有固有的与检测方案相关的Z-范围，并且在频域检测的情况下，其尤其与分光计和参考臂106的位置相关。在图I中使用的OCT系统100的情况下，Z-范围在液相环境中近似为l-2mm。将该范围延伸到至少4mm涉及了 OCT系统100中参考臂的路径长度的调整。在采样臂中将OCT光束114穿过Z-调节40的Z-扫描允许了最优化OCT信号强度。通过将OCT光束114聚焦在目标结构上，同时通过匹配地增加OCT系统100的参考臂106中的路径而适应已延伸的光路长度，而实现上述操作。因为由于诸如沉浸指数、折射以及彩色和单色的像差而在OCT测量中关于治疗聚焦设备的基本差异，必须考虑用治疗光束焦点位置来分析OCT信号。应当实施作为X、Y、Z的函数的校准或配准程序，以便于将OCT信号信息匹配至治疗焦点位置以及匹配至涉及绝对尺寸量。还可以使用对瞄准光束的观察以协助用户指导治疗激光聚焦。此外，假设瞄准光束精确地表示了红外光束参数，那么代替红外OCT和治疗光束，肉眼可见的瞄准光束可能有助于对准。在图I所示的结构中采用了瞄准子系统200。由瞄准光束光源201产生瞄准光束202，诸如运行在633nm波长的氦-氖激光器。可替代地，可以使用630_650nm范围中的激光二极管。使用氦氖633nm光束的优点在于其长相干长度，其将允许使用瞄准路径作为激光不相等路径干涉仪(LUPI)，从而以例如测量光束串的光学质量。
应该指出的是，治疗光束可以衰减至纳焦水平并替代上述的OCT系统而使用。该结构提供了用于成像和治疗(它们是相同光束)的焦点位置的定位之间的最直接关系。该衰减探测光束可直接用于背反射测量配置，乃至间接地用于荧光检测方案。由于人们将看到组织结构中反向散射和荧光的增加，两种方法都具有优点。它们还可以用于传输稀疏模式以限制患者曝光，而依旧识别眼内目标的合理绘图。此外，由于对比于角膜切口和晶状体囊，晶状体调节所需的精度和内含(inclusion)尺寸更加的不严格，本发明设想添加短脉冲IR激光源至上述系统用于晶状体治疗，如上所述的使用来自Q开关Nd: YAG激光器的毫焦脉冲用于后期乳化的治疗。该脉冲能量将引起更大的内含，这不适于囊和角膜切口能够提供的白内障晶状体的鲁棒性隔离。NIR波长不能由晶状体强烈吸收或散射，这与短波长相反。第二治疗源可以通过另一光束分裂器使得其光束与第一治疗光束结合。波长中的大的差异使得这是相当简单的设计。然而，相同的光谱差将需要针对成像和/或测距模态的不同配准，如上述关于图2B所论述。图4是横跨晶状体用于眼睛20的前囊的轴向剖面的OCT测量的线状光谱的说明。可以使用与产生切割的光谱相同的激光和/或相同的扫描器横跨晶状体沿简单的线性扫 描执行眼睛20的前囊的OCT成像。这能够提供关于晶状体前囊和后囊的轴向位置、白内障核的边界、以及前囊深度的信息。该信息然后加载至激光扫描系统，并用于编程和控制随后的激光辅助外科手术。该信息可以用于确定关于手术的各种参数，诸如举例的，用于切割晶状体囊以及分割晶状体皮质和晶状体核的焦平面的上轴向极限和下轴向极限、晶状体囊的厚度等。图5至图9说明了本发明实施例的不同方面，其可以使用上述的扫描系统200来实施。如图5中所示，撕囊切口 400 (其可以使用系统200创建)被改变用于散光矫正人工晶状体(IOL)。这种散光矫正IOL不仅需要定位于眼睛20的晶状体囊402中的正确位置，还需要定向在正确的旋转/时序角度。因而，它们具有固有的旋转非对称性，与球形IOL不同。该实例中所示的切口 400是椭圆形的；然而其他形状也是有用的。可以连续或分段地形成切口 400，以便从很大程度上维持患者眼睛20的晶状体囊装置的结构整体性。这种不完整的切口 400可以考虑作为穿孔切口，并且使得它们轻轻地移除以便于最小化它们的非故意延伸撕囊术的可能性。无论怎样，切口 400是封闭的切口，出于本公开的目的，这意味着其在同一位置开始和结束，并且在其中环绕一定量的组织。封闭切口的最简单实例是圆形切口，其中切口环绕组织圆片。因而接下来封闭的治疗模式(即，由系统200产生的用于形成封闭切口的治疗模式)也是在同一位置开始和结束并且限定由此环绕的限定空间。封闭切口 400的一个关键特征是其包括配准特征以定向将被置于其中的I0L。对于所示意的椭圆形切口 400，其椭圆形形状是其配准特征，这允许借助于其固有的旋转非对称性而精确安置I0L，这与手动CCC的所期望的圆形结果不同。示出了切口 400的椭圆长轴404和短轴406。长轴404和短轴406不相等。可以相对于患者眼睛20以任意旋转角形成切口 400，尽管其在本实例中示出为在虹膜的平面中以其长轴404沿着水平方向。切口 400趋于与IOL上的一个或多个互补配准特征匹配。可以使用系统200精确地限定将切开的晶状体囊402的表面。这可以名义上用于将激光脉冲与目标晶状体囊402自身的附近隔离，因而最小化所需的能量和治疗时间，并且与之相应地增加患者的安全性和总效率。
如图6所示，IOL 408包括用于聚焦光的光学部分410和用于定位IOL 408的触片(haptic) 416。光学部分410是(关于其光轴)旋转非对称透镜，其包括椭圆形的外周侧壁或边缘412、与椭圆形切口 400匹配的互补配准特征。在该实例中，椭圆形边缘412包括长轴418和短轴420。长轴418和短轴420不相等。IOL 408还包括表面414，用于保持触片元件416，并提供用于晶状体囊402的支撑平台，以将人工晶状体408的光学器件410固定在患者的眼睛20的晶状体囊402中合适的方向和位置。表面414示出为椭圆形，但并非需要如此。触片416提供了稳定性，并且可以用于通过向晶状体囊402的前部施加保持力而将人工晶状体408的边缘412设置在切口 400中。触片416可以在任意方向上布置。可以使得人工晶状体408的光学器件410的圆柱形矫正的方向符合其长轴418或其短轴420。这样，人工晶状体I0L408和光学器件410可以以标准方式制造，并且可以使得切口 400的旋转方向和光学器件410的球形和圆柱形的光强度改变以符合患者的眼睛20的个体光学规定。
图7示出了一旦将人工晶状体408安装在晶状体囊402中、匹配所接合的配准特征边缘412和切口 400并且位于表面414上，则人工晶状体408合适地即刻配置。长轴404和长轴418长度不等。短轴406和短轴420长度也不等。这样设置是为了适应在撕囊术切口之后晶状体囊402可能稍微收缩的事实。这些轴的长度之间的差趋于允许晶状体囊402的收缩，并且仍然经由切口 400较好地将人工晶状体408置于晶状体囊402中。这些差应当被限制于允许合理的缩短，但是不能多至允许人工晶状体408显著的旋转。例如，这些长度差的典型值的范围可以从IOOym至500 μ m。图8示出了图6和7中所示的同一人工晶状体408的侧视图。在该示意性示图中，示出边缘412位于光学器件410的与人工晶状体408的表面424相同的侧上。人工晶状体408上的表面422用于维持边缘412和切口 400之间匹配的整体性。在图6和7中所示的可选视图中可见边缘412作为表面422的突出部分。示出了镜片410的光轴411。该示图中,触片416位于视线上。图9是图8的透镜结构的侧视图，但是旋转90度以示出显示表面426在两个方向上不弯曲(即，成形为圆柱形透镜)。光学器件410的该圆柱形或环面光学系统提供了对患者的散光的圆柱形矫正。该示图中，触片416定位垂直于视线。如图15所示，该系统能够用于改变例如角膜组织的结构而不生成如图16所示的空化气泡，角膜组织的这些改变能够用于定形如图18所示意的角膜504自身的折射率分布图。可以将多个小的局部变化822引入角膜中，这将通过改变折射率本身以及角膜组织的机械强度来改变折射分布。因此不仅能够使用折射率的变化还能够使用角膜地形图的变化。这通过紧密地控制激光效应的横向间距来实现，其通过聚焦单元260利用光束偏转单元270和焦点位移单元704。如附图中所示的用于说明目的，描述了一种用于在眼睛组织中做出物理变性(结构变化)或切口的方法和系统。在各种实施方式中，该方法和系统提供了超越现有护理标准的许多优势。具体而言，使用320nm至430nm激光以促进人工晶状体的定位和稳定性使得晶状体囊中的快速和精准开口。而且通过局部的改变折射率和重塑角膜地形图实现了角膜组织的屈光力的变化。
权利要求
1.一种眼科手术系统，其包括 a、激光源，其配置以传输包括多个激光脉冲的激光束，所述激光脉冲具有约320纳米和约430纳米之间的波长以及约I皮秒和约100纳秒之间的脉冲宽度；以及 b、光学系统，其可操作地耦接至该激光源并配置以将该激光束以一种模式聚焦并导引至患者眼睛中的一个或多个眼内目标，以使得一个或多个目标和该激光脉冲之间交互的特征在于线性吸收增强光解作用而没有乳浆或相关空化事件的形成。
2.根据权利要求I所述的系统，其中所述波长是约355nm。
3.根据权利要求I所述的系统，其中所述脉冲宽度介于约400皮秒和约700皮秒之间。
4.根据权利要求I所述的系统，其中所述脉冲具有约O.01微焦和约500微焦之间的脉冲能量。
5.根据权利要求I所述的系统，其中所述脉冲具有约O.5微焦和约10微焦之间的脉冲倉tfi。
6.根据权利要求I所述的系统，其中所述多个激光脉冲具有约500赫兹和约500千赫兹之间的重复频率。
7.根据权利要求I所述的系统，其中配置所述光学系统以聚焦该激光束，从而在所述一个或多个眼内目标中产生约O. 5微米和约10微米之间的光束直径。
8.根据权利要求I所述的系统，其中所述一个或多个眼内目标中的至少一个从由角膜、囊边、巩膜、晶状体囊、晶状体以及合成人工晶状体植入物组成的群组中选择。
9.根据权利要求8所述的系统，其中配置所述模式以按照从角膜松弛切口术、角膜缘松弛切口术、散光角膜切除术以及囊切开术组成的群组中选择的方式在眼内目标中产生一个或多个切口。
10.根据权利要求I所述的系统，其中配置所述光学系统和激光源以从结构上改变所述一个或多个眼内目标中的至少一个，以使得所改变目标的折射率变化。
全文摘要
如附图中所示的用于说明目的，描述了一种用于对眼内目标做出物理变性的方法和系统。在各种实施方式中，这里描述的方法和系统提供了超越现有护理标准的许多优势。具体而言，线性吸收促进的光解作用以及线性吸收促进的乳浆生成以修正眼内组织和合成人工晶状体。
文档编号A61F9/008GK102791228SQ201180013276
公开日2012年11月21日 申请日期2011年1月7日 优先权日2010年1月8日
发明者D·安德森, G·舒尔 申请人:眼科医疗公司