在此披露的实施例可以与眼科照明系统有关。更确切地，在此描述的实施例可以涉及使用具有渐缩近端部的光纤在眼科手术期间照亮术野，如患者的眼睛。渐缩近端部可以允许光纤有效地接收未对准的光束。
背景技术：
眼科显微外科手术需要精确切割和/或去除患者眼睛的不同身体组织。在手术期间，眼科照明设备可以为术野提供光。使用者(如外科医生或其他医学专业人士)可以将设备插入眼睛中以照亮眼睛内部。光源和其他照明光学器件(如准直器和聚光器)将光束引导朝向照明设备的光纤。
在照明光学器件的组装期间，生产商可以尝试优化光束的与将光束耦合进光纤中相关联的各个参数。例如，耦合效率可以是将光束耦合进光纤中的描述。高耦合效率可以使得相对较大量的来自光源的未失真光经由光纤传输到术野。低耦合效率可以导致较少的光被传输到术野，并且光以不希望的角度轮廓被传输。一种在生产期间改进耦合效率的方式包括精确地对准照明光学器件部件(例如，准直器、聚光器、光纤等)并且然后将部件固定，这样使得它们随后不会变为未对准的。例如，在将聚光器和光纤对准后，会聚光束的束斑可以在光纤近端处居于中心。然而，任何成角度的或侧向的未对准都可以造成光耦合效率损失。
耦合进光纤的效率对甚至很小的进入聚光器和/或其他部件的光束未对准都可以是敏感的。未对准可以由不同来源产生。在使用期间的温度变化可以导致进入聚光器的准直光束未对准。例如，照明光学器件周围的环境非典型地暖或冷，导致部件出现热致膨胀或压缩。在使用照明光学器件期间的振动也可以导致未对准。照明光学器件易受机械冲击的影响，如在运输期间掉落或接触到重型设备。这些误差来源可以通过纳入其他光学部件(如折叠镜和分束器)而恶化。温度变化、振动、和/或冲击可以使得照明光学器件和它们反射的光束变为未对准的。此外，在照明光学器件的寿命期间，基于粘合剂的或基于机械的安装的缓慢潜变可以使得照明光学器件和它们反射的光束变为未对准的。
在一些照明光学器件组件中，即使小至大约0.01°的角度未对准都可以使得通过光纤传输的光的量显著下降。由于对未对准的敏感度相对较高，在所有温度和操作条件下维持高的光纤耦合效率持续照明光学器件组件的寿命可以是重要的。包括通过移动聚光器和/或其他光学部件而感测并主动校正光纤耦合效率损失的装置的组件可以解决一些问题。然而，由于其高复杂性和成本，这样的耦合效率传感器和主动反馈光学对准系统难以按成本有效方式来设计和实施。
因此，仍需要通过解决上文讨论的需求中的一者或多者来适应光束的未对准同时维持高耦合效率的改进的设备、系统和方法。
技术实现要素：
所提出的解决方案通过降低眼科照明系统对光束未对准的敏感度的独特解决方案而填补了未满足的医疗需求。眼科照明系统可以包括具有渐缩近端部的光纤。渐缩近端部可以具有比光纤的更远端部大的芯直径。渐缩近端部可以通过将甚至未对准的光有效地耦合进光纤中而充当漏斗。其结果是，眼科照明系统可以对未对准较不敏感。眼科照明系统还可以包括聚光器，所述聚光器被配置成基于渐缩近端部的较大的芯直径引导会聚光束朝向光纤。
与一些实施例一致，可以提供眼科照明装置。装置可以包括光纤，所述光纤被配置成传输由光源输出且由聚光器聚焦的光束。光纤可以包括近端部、远端部、以及中心部，所述近端部被配置成接收由聚光器聚焦的光束，所述远端部被配置成发射光束以照亮术野，所述中心部在近端部与远端部之间延伸。近端部的芯直径可以大于中心部的芯直径和远端部的芯直径。
与一些实施例一致，可以提供眼科照明方法。方法可以包括使用聚光器将由光源发射的光束聚焦到光纤的近端部上。光纤可以包括近端部、远端部、以及在近端部与远端部之间延伸的中心部。近端部的芯直径可以大于中心部的芯直径和远端部的芯直径。该方法还可以包括使用该光纤将该光束传输到术野。
本披露的另外的方面、特征、和优点将从以下详细说明中变得清楚。
附图说明
图1是图示了眼科照明系统的图。
图2a是图示了眼科照明系统的一部分(包括照明子系统和光纤)的图。
图2b是图示了眼科照明系统的一部分(包括照明子系统和光纤)的图。
图2c是图示了眼科照明系统的一部分(包括照明子系统和光纤)的图。
图3是图示了聚光器和光纤的安排的图。
图4是图示了束斑、当耦合到壳体上时光纤芯的不同位置、以及在光纤芯的不同位置中对准的容许芯直径的正面视图的图。
图5是图示了聚光器的安排的图。
图6是图示了品质因数rn的图表，所述品质因数比较在维持高耦合效率的同时相对于具有类似尺寸的近端部和中心部的光纤可以由包括渐缩近端部的光纤容许多么大的光学未对准。
图7是图示了图6的品质因数的曲线图。
在附图中，具有相同标号的元件具有相同或类似的功能。
具体实施方式
在以下描述中，可以阐明具体细节以便描述某些实施例。然而，本领域普通技术人员应清楚的是可以在不具有这些具体细节中的一些或全部的情况下实践所披露的实施例。可以在此呈现具体的和/或说明性的而非限制性的实施例。本领域普通技术人员应认识到，尽管在此未明确描述，但是其他材料也可以在本披露的范围和精神内。
本披露描述了以容许光束非故意的成角度的或侧向的未对准的方式将光束光学地耦合进光纤中的设备、系统、和方法。光源可以产生用于照亮术野(如患者的眼睛)的光束。聚光器可以使光束聚焦并将其引导朝向光纤。在一些情况下，会聚光束可以是未对准的。光纤包括渐缩近端部，所述渐缩近端部被配置成接收会聚光束同时维持相对较高的耦合效率。光纤的近端部具有可以大于中心部和远端部的芯直径的芯直径。聚光器可以被配置成基于渐缩近端部的相对较大的芯直径将会聚光束引导至光纤。
本披露的设备、系统、和方法提供了大量优点，包括：
(1)本披露的眼科照明系统可以更好地容许光束与眼科照明系统的光源、准直器、聚光器、和/或其他部件之间的对准误差。仅具有直线近端部的光纤不能接收未对准的光。在此背景下，具有直径增大的近端部的光纤可以有效地传输甚至未对准的光。
(2)尽管存在对准误差，仍可以维持高耦合效率。光纤的直径增大的近端部可以有利地耦合否则会由于对准误差而被损失的光。
(3)可以将温度有关的、振动有关的、和/或冲击有关的误差考虑在内。未对准可以起因于这些误差中的任何一个或多个。通过有效地耦合甚至未对准的光，包括直径增大的近端部的光纤可以将多个误差来源考虑在内。
(4)可以改进眼科照明系统对温度变化、振动、和/或冲击的稳健性。即使眼科照明系统经历了这些对准误差来源，眼科照明系统也可以将光有效地耦合进光纤中，因为直径增大的近端部将未对准考虑在内。
(5)可以增加眼科照明系统的使用期限。光学未对准可以随眼科照明系统的寿命而发生，包括作为粘合剂或机械降解、以及普通操作期间的振动的结果。因为光纤接收相对较大量的未对准的光，即使当未对准误差出现时仍可以使用眼科照明系统。
眼科照明系统100可以是在图1中图示的。眼科照明系统100可以包括光源122。光源122可以被配置成输出光束以照亮术野180。眼科照明系统100还可以包括具有多个透镜的聚光器126。聚光器126可以被配置成使由光源122输出的光束聚焦。眼科照明系统100还可以包括光纤170，所述光纤被配置成传输由聚光器126聚焦的光束。光纤170可以包括近端部172、远端部174、以及中心部176，所述近端部被配置成接收由聚光器126聚焦的光束，所述远端部被配置成在术野180内发射光束，所述中心部在近端部172与远端部174之间延伸。近端部172的芯直径可以大于中心部176的芯直径和远端部174的芯直径。眼科照明系统100还可以包括外科仪器160，所述外科仪器被配置成定位在术野180内。光纤170可以耦合到外科仪器160上。
可以在各种眼科外科手术期间在术野180(如患者的眼睛)内使用眼科照明系统100。示例性眼科外科手术可以包括诊断手术、治疗手术、眼前段手术、眼后段手术、玻璃体视网膜手术、玻璃体切除手术、白内障手术、和/或其他适合的手术。术野180可以包括患者眼睛的任何适合的生理学，包括眼前段、眼后段、角膜、晶状体、玻璃体房、视网膜、和/或黄斑。
当被来自光源122的光照亮时，外科医生可以观察术野180。光源122可以是任何适合的可操作地输出光学地耦合进光纤170中的光束的光源，如在此讨论的。例如，光源可以包括激光源(如超连续谱激光源)、白炽灯泡、卤素灯泡、金属卤化物灯泡、氙灯泡、汞蒸汽灯泡、发光二极管(led)、其他适合的光源、和/或其组合。光源122可以输出诊断光束、治疗光束、和/或照明光束。光束可以包括任何适合的一个或多个波长的光，如可见光、红外光、紫外(uv)光等。例如，光束可以传输亮光、宽带光和/或白光以照亮术野180。
光束可以穿过在光源122与术野180之间延伸的光路，包括通过准直器124、聚光器126、和光纤170。准直器124可以定位在光源122与术野180之间的光路中，以接收由光源122输出的光束。准直器124可以包括被配置成对准由光源122输出的光束的一个或多个透镜和/或其他适合的光学部件。促进光束传输的光纤123可以机械地和/或光学地与光源122和准直器124耦合并在它们之间延伸。准直器124可以校准由光源122输出的光束以产生准直光束125。准直光束125可以是发散、平行、或收敛光束。
聚光器126可以定位在光源122与术野180之间的、或准直器124与术野180之间的光路中，以接收准直光束125。准直光束125可以通过空气或自由空间从准直器124传输到聚光器126。聚光器126可以被配置成使准直光束125弯曲和/或以另外的方式与其相互作用，以产生会聚光束127。会聚光束127可以具有比准直光束125小的空间横截面和/或光束直径。在这方面，会聚光束127可以是收敛光束。例如，聚光器126可以被配置成使会聚光束127聚焦成束斑129。聚光器126可以包括一个、两个、三个、四个、五个、或更多个透镜和/或其他适合的光学部件。示例性透镜可以包括双凹透镜、双凸透镜、凸凹透镜、平凹透镜、平凸透镜、正/负弯月形透镜、非球面透镜、会聚透镜、发散透镜、和/或其组合。聚光器126可以具有任何适合的透镜安排，包括一个或多个单体和一个或多个双联体。
从聚光器126，会聚光束127可以通过空气/自由空间或另一个光纤传输到光纤170。图2a、2b、和2c可以图示光纤170的另外的细节。光纤170可以被配置成将来自光源122的光传输到术野180。通常，如在图1中图示的，光纤170可以包括近端部172、远端部174、和中心部176。近端部172可以接收来自聚光器126的会聚光束127。一旦被接收在近端部172处，光便沿着光纤170朝向术野180向远端传播。中心部176可以在近端部172与远端部174之间延伸并在它们之间传输光。远端部174可以将发射的光162递送到术野180中。光纤170的至少一部分(如远端部174)可以定位在术野180内。在这方面，光纤170可以是被配置用于单次使用的一次性部件。例如，远端部174可以耦合到定位在术野180内的外科仪器160上。远端部174可以被布置在外科仪器160内或耦合到其外部。中心部176和/或近端部172也可以耦合到外科仪器160上。外科仪器160可以是外科医生在眼科外科手术期间使用的任何适合的工具，包括例如点照明器、吊灯照明器、内照明器、输注套管、切割探针、玻璃体切除术探针、抽吸探针、剪刀、以及镊子。外科仪器160可以是在下文更加详细描述的输注设备132或探针152。
光源122、准直器124、和聚光器126可以是照明子系统120的一部分。光纤170可以与照明子系统120处于光通信。照明子系统120可以包括与递送光到术野180相关的光学部件的全部或一部分。照明子系统120可以包括各种促进将光传输到术野180的其他光学部件，如境子(包括热或冷二向色镜和折叠镜)、分束器、透镜、光栅、滤光器、和/或其组合。光源122、准直器124、和聚光器126可以被布置在照明子系统120的壳体121内。壳体121可以是任何适合的将光源122、准直器124、和聚光器126相对于彼此维持为固定安排的外壳。例如，在对准光源122、准直器124、聚光器126、和/或光纤170后，可以有效地传输光。壳体121可以包括底板。光源122、准直器124、聚光器126可以被安装、附着、和/或以另外的方式机械地耦合到底板上，以便防止部件的非故意移动。如在此讨论的，这样的移动可以不利地影响光耦合效率。图1、2a、和2b图示了光源122与术野180之间的展开的光路。光路可以包括折叠镜、分束器、和/或其他用于在壳体121的物理结构内引导光束的光学部件。折叠镜可以允许照明光学器件适合紧凑体积。分束器可以促进光向多个光纤端口的递送。
再次参考图1，光纤170可以在端口128处机械地耦合到照明子系统120的壳体121上。端口128可以是壳体121的部件。端口128可以相对于照明子系统120的光源122、准直器124、聚光器126、和/或其他部件刚性地定位。例如，端口128可以包括机械特征，如螺纹、突起、凹槽，以促进光纤170的近端部172与壳体121之间的可移动的机械耦合。会聚光束127的束斑129可以在端口128内居于中心。光纤170的近端部172可以在端口128处耦合到壳体121上。光源122、准直器124、聚光器126、和/或光纤170的恰当对准可以保证使束斑129在端口128内恰当地居于中心并且将会聚光束127有效地耦合进光纤170中。如在此描述的，眼科外科系统100可以不易受作为光源122、准直器124、聚光器126、和/或光纤170未对准的结果的光耦合效率下降的影响。
照明子系统120可以是单独的部件或整合在外科控制台110中。外科医生可以利用外科控制台110来控制与眼科外科手术相关的一个或多个参数。外科控制台110可以包括照明子系统120、流体子系统130、计算设备140、以及探针子系统150。外科控制台110的一个或多个部件可以耦合到基座壳体112上和/或被布置在其内。基座壳体112可以是可移动的，这样使得它可以在眼科外科手术期间被定位成邻近患者。基座壳体112可以包括促进眼科照明系统100的部件之间的通信的气动、光学、流体、和/或电补给线。
计算设备140可以被配置为向眼科照明系统100的一个或多个部件传输控制信号和/或接收来自所述一个或多个部件的输入或状态信号，所述一个或多个部件是如输注设备132、探针152、和/或外科仪器160。例如，计算设备140可以控制光源122的激活和失活，以及由光源122输出的光的强度、波长、和/或其他特征。在这方面，光源122和/或照明子系统120可以与计算设备140处于电通信。计算设备140可以包括具有处理器142和存储器144的处理电路。处理器142可以执行计算机指令，如存储在存储器144上的那些，以控制各个子系统及其相关外科工具。处理器142可以是目标设备控制器和/或微处理器。存储器144(如半导体存储器、ram、fram、或闪存)可以与处理器142接合。因此，处理器142可以向存储器144写入和读取，并且执行与管理存储器144相关的其他常用功能。计算设备140的处理电路可以是具有电源引脚、能够执行逻辑功能的输入和输出引脚的集成电路。计算设备140可以与显示设备146处于通信，从而显示与眼科外科手术期间的系统操作和性能有关的数据。
流体子系统130可以与计算设备140处于电通信。流体子系统130可以包括促进输注设备132的操作的各种部件，如启动/停止、速率、压力、流体体积。输注设备132可以将流体递送进患者的眼睛中，以在眼科外科手术期间维持眼内压。输注设备132可以与流体子系统130处于流体和/或电通信。
探针子系统150可以与计算设备140处于电通信。探针子系统150可以包括促进探针152的操作的各种部件。外科医生可以利用术野180内的探针152执行一种或多种外科操纵。例如，探针152可以是切割探针、玻璃体切除术探针、超声乳化白内障吸除术探针、激光探针、消融探针、真空探针、冲洗探针、剪刀、钳子、抽吸设备、和/或其他适合的外科设备。探针152可以与探针子系统150处于机械、电、气动、流体、和/或其他适合的通信。
眼科照明系统100的部分(包括照明子系统120和光纤170)可以是在图2a、2b、和2c中图示的。图2a、2b、和2c可以图示光纤170的横截面视图。光纤170可以包括芯202、包层204、和涂层206。芯202可以是玻璃、塑料、二氧化硅、硼硅酸盐、和/或其他适合的光通过其传播的材料的圆柱。包层204可以包围芯202并将光限制在芯202内。包层204可以包括具有小于芯202的折射率的折射率的介电材料。涂层206可以包围包层204并保护光纤170免于物理损坏。
聚光器126可以将聚焦光束127引导到光纤170的近端部172上。光纤170的近端部172内的芯202可以包括渐缩区段210。例如，聚光器126可以将聚焦光束127引导到渐缩区段210上，如在图2a和2b中图示的。在这方面，芯202在渐缩区段210内的横截面的直径可以沿着光纤170向远端减小。芯202可以包括位于光纤170最近端的入口孔212。入口孔212可以是芯220的一部分。例如，入口孔212可以是芯202的与会聚光束127接合的近端面。入口孔212可以是渐缩区段210的一部分。入口孔212可以具有直径214，如在图2a和2c中图示的。入口孔212的直径214和/或区段211的直径215沿着光纤170的长度208可以是芯202的最大的直径。会聚光束127可以在入口孔212处被光学地耦合进光纤170中。例如，束斑129可以理想地在入口孔212内居于中心。渐缩区段210可以类似于具有增大的直径的漏斗，以接收会聚光束127。有利地，渐缩区段210的尺寸和形状可以被设计成通过适应束斑129和/或会聚光束127的未对准而允许高耦合效率。
如在图2c中图示的，光纤170的近端部172内的芯202可以包括具有恒定尺寸和形状的区段211。例如，区段211可以是直的非渐缩区段。聚光器126可以将聚焦光束127引导到区段211上。区段211可以定位在渐缩区段210的近端。入口孔212可以是区段211的一部分。区段211可以具有直径215和长度217。区段211的直径215可以基本上等于入口孔212的直径214。区段211的直径215和横截面可以沿着光纤170的长度217保持恒定。长度217可以与直径215有数学关系。例如，长度217和直径215之比可以大于一千。当长度217和直径215满足这个关系时，随着光侧向地充满芯202，光纤170内的光可以侧向地传播开。因此，在光遇到渐缩区210之前，光在区段211内可以变得空间均化。即使束斑129和/或照明子系统120的部件未对准，这也可以是真实的，因为长度217足够大以允许光侧向地传播开并在区段211内变得空间均化。因此，有利地，光透射通过渐缩区段210可以不受束斑129和/或照明子系统120的部件未对准的影响，因为光在遇到渐缩区段210之前穿过了区段211。
光纤170的中心部176内的芯202可以包括具有恒定尺寸和形状的区段220。例如，区段220可以是直的非渐缩区段。区段220可以具有直径224。区段220的直径224和横截面可以沿着光纤170的中心部176保持恒定。
光纤170的远端部174内的芯202可以包括渐缩区段230。在这方面，芯202在渐缩区段230内的横截面的直径可以沿着光纤170向远端减小。渐缩区段230可以在光纤170的最远端终止在尖端232处。发射的光162可以经由尖端232递送进术野180中。尖端232可以具有直径234。例如，渐缩区段230可以包括硼硅酸盐渐缩部。渐缩区段230可以被配置成以相对较大的或相对较小的角展度输出发射的光162，以照亮术野180。在一些实例中，渐缩区段230中的包层204可以从光纤170上剥离。在一些实例中，光纤170的远端部174内的芯202可以具有恒定尺寸和形状。例如，远端部174内的芯202可以是直的非渐缩区段。在一些实例中，远端部174内的芯202可以具有沿着光纤170向远端增加的直径。例如，芯202可以是具有渐增的直径的渐缩区段。在一些实例中，代替或除渐缩区段230之外，光纤170的远端部174内的芯202可以包括散射区段。尖端232的尺寸和形状可以不同地来设计，包括成形为圆锥形的、成形为球形的、和/或以另外的方式适当地成形，以促进发射的光162以希望的角展度在术野180内输出。
芯202的直径可以在光纤170的近端部172、中心部176、与远端部174之间变化。区段220内的直径224通常可以被描述为d光纤。例如，d光纤的值可以在大约10μm与大约100μm之间、大约10μm与大约50μm之间、大约20μm与大约30μm之间，包括如20μm、22μm、25μm、27μm、30μm的值、和/或其他适合的更大的和更小的值。入口孔212的直径214可以是直径224的多倍并且通常被描述为n·d光纤。参数n可以因此描述相对于中心部176的直径224而言入口孔212的更大尺寸。参数n的值可以在1与10之间、1与5之间、2与4之间，包括如2、2.5、3、3.1、3.3、4的值、和/或其他适合的更大的和更小的值。参数n的值可以被选择为实现改进的未对准光的传输同时有利地保留光纤170的相对较小的直径(例如，直径214)。光纤170的相对较小的直径可以允许光纤170有利地整合在各种外科仪器(例如，外科仪器160)中。区段211的直径215(图2c)可以基本上等于入口孔212的直径214。近端部172内的渐缩区段210的直径可以向远端从入口孔212或区段211处的n·d光纤减小至中心部176处的d光纤。尖端232的直径234可以是任何适合的等于或小于直径224的d光纤的尺寸。在一些实例中，尖端232的直径234也可以大于直径224的d光纤。尖端232的直径234的值可以在大约1μm与直径224的大约d光纤之间、和/或其他适合的更大的和更小的值。远端部174内的渐缩区段230的直径可以向远端从中心部176处的d光纤减小至尖端232处的直径234。因此，芯202在近端部172内的直径可以大于芯202在中心部176和远端部174中的直径。芯202在中心部176内的直径可以大于芯202在远端部174中的直径。
光纤170可以具有任何适合的长度208。例如，长度208可以在大约0.1m与大约3m之间、大约1m与3m之间、大约2.5m与2.6m之间，包括如2.5m、2.55m、2.6m的值、和/或其他适合的更大的和更小的值。近端部172的渐缩区段210可以具有长度216。长度216可以是任何适合的长度。为了使光通过渐缩区段210最大地透射进区段220中，渐缩可以是逐渐的。例如，渐缩区段210的形状、渐缩的角度、和/或长度216可以被选择为提供逐渐的渐缩。例如，近端部172的渐缩区段210的长度216可以是任何等于或大于大约一百倍的直径214与直径224之差的值。例如，直径224可以是25微米，并且直径214可以是75微米(例如，参数n乘以直径224，其中n＝3，或3·25μm)。用于最大通过量，长度216可以是任何长于5mm的长度(例如，100·(75μm-25μm))。中心部176内的具有恒定形状的区段220可以具有任何适合的长度226。例如，长度226可以在大约10mm与大约1000mm之间、大约50mm与大约500mm之间、大约100mm与大约200mm之间，包括如100mm、125mm、145mm、150mm、166mm、200mm的值、和/或其他适合的更大的和更小的值。远端部174的渐缩区段230可以具有任何适合的长度236。例如，长度236可以在大约5微米与大约1000微米之间、大约5微米与500微米之间、大约10微米与100微米之间，包括如10微米、25微米、50微米、66微米、100微米的值、和/或其他适合的更大的和更小的值。芯/包层直径比可以保持恒定或沿着渐缩区段210的长度216和/或渐缩区段230的长度236改变。
现在参考图2b，聚光器126可以被配置成使会聚光束127聚焦在束斑129处。束斑129可以理想地在光纤170的端口129内和/或在入口孔212内居于中心。如在此描述的，入口孔212的尺寸和形状可以被设计成适应束斑129的成角度的或侧向的未对准，以便保留会聚光束127进入光纤170的有效光耦合。束斑129可以是衍射置限的。束斑129可以具有直径244。直径244的值可以在大约1μm与大约30μm之间、1μm与大约20μm之间、2μm与大约15μm之间，包括如2μm、8μm、12μm、15μm的值、和/或其他适合的更大的和更小的值。
源自光源122的光束可以由其在光源122与术野180之间的光路内在各个位置处的角展度或发散表征(图1)。角展度的度量可以是数值孔径(“na”)。在形式上，na＝sin(锥半角)。眼科照明系统100内的光束可以因此由数值孔径na光束表征。参考图2b，在下文更加详细地讨论的数学描述270(图2b)描述了在眼科照明系统100内的各个位置处的na光束。光纤170还可以由描述可以由光纤170接收和传输的光的角度的角展度或数值孔径na光纤表征。na光纤可以是给定光纤170的固定特征。不同的光纤可以具有不同的na。光纤170可以具有任何适合的数值孔径na光纤，包括在大约0.1与大约0.9之间、大约0.1与大约0.8之间、大约0.1与大约0.7之间的na光纤，包括如0.12、0.22、0.26、0.30、0.37、0.44、0.48、0.50、0.63、0.66的值、和/或其他适合的更大的和更小的值。可以这样选择na光纤，使得光纤170以希望的角展度传输光。当光束具有小于或等于数值孔径na光纤的数值孔径na光束时，光束可以由光纤170在具有很少至没有光学损失的情况下传输。参考图2b，当光纤170内的光束具有大于数值孔径na光纤的数值孔径na光束时，光束的一部分(例如，较高角度的射线)在包层204中可以被损失。具有小于或等于数值孔径na光纤的数值孔径na光束的光束的另一部分(例如，较小角度的射线)可以由光纤170传输。在这方面，在光源122与术野180之间的光路内的na光束可以与na光纤有关。在眼科照明系统100内的各个点处的光束还可以由光束直径表征。通常，在光纤170内，光束的光束直径可以等于光纤的直径。光束直径和数值孔径na光束可以被选择为用光充满光纤170，用于有效地传输到术野180。
数学关系可以描述由光纤170传输的光的角展度和光束直径。例如，角展度(如na光束)和光束直径的乘积可以是恒定的。也就是说，角展度和光束直径可以具有倒数关系。因此，随着光束直径减小，角展度增加，反之亦然。例如，在渐缩区210内，随着光束直径减小(因为芯202的直径减小)，光的角展度可以对应地增加。类似地，在渐缩区230内，随着光束直径和芯202的直径减小，光的角展度可以增加。
在眼科照明系统100内的各个点254、256、和258处的角展度或na光束的数学描述270可以是在图2b中图示的。聚光器126可以被配置成将会聚光束127引导至光纤170，这样使得光纤127内的na光束不会超过na光纤。在这方面，会聚光束127的na光束可以基于入口孔212的直径214。例如，会聚光束127的na光束可以基于参数n。如上文描述的，入口孔212的直径214还可以与参数n有关。聚光器126可以被配置成使会聚光束127聚焦为使得会聚光束127具有基于入口孔212的直径214的角展度。点254可以位于束斑129处，在此处会聚光束127与入口孔212接合。如通过点254处的数学关系270示出的，聚光器126被配置成使会聚光束127聚焦为使得
聚光器126可以具有有效焦距246。有效焦距246可以是会聚光束127在聚光器126与束斑129之间行进的距离的描述。一个或多个折叠镜、分束器、和/或其他光学部件可以被布置在光源122与光纤170之间(包括聚光器126与光纤170之间)的光路中。有效焦距246的值可以在大约5mm或更小与150mm或更大之间，包括8mm与50mm之间的值。聚光器126可以被定位为使得它具有基于光纤170的近端部172的入口孔212的直径214的有效焦距246。
图3图示了包括光纤310和聚光器320的安排。与图1、2a、和2b的光纤170不同，图3的光纤310不包括渐缩近端区段。而是，光纤310的近端部和中心部具有恒定直径312。准直光束330可以由聚光器320聚焦。点384标识了图3的安排内的位置，在此处会聚光束340遇到光纤310。如通过点384处的数学关系370示出的，会聚光束340可以具有na光束＝na光纤。当会聚光束与光纤接合时，与图3(点384)相比，na光束在图2b(点254)中可以小参数n的倍数。图3的光纤310内的光也具有na光束＝na光纤。点386处的数学关系370图示到发射的光350可以具有na光束＞＞na光纤。聚光器320具有有效焦距380。
再次参考图2b，对于准直光束125(图2b)和准直光束330(图3)的相等直径而言，聚光器126的有效焦距246可以比有效焦距380(图3)相对长。例如，有效焦距246可以比有效焦距380大参数n的倍数。在这方面，有效焦距246可以基于也与入口孔212的直径129相关的参数n。相对较长的有效焦距246可以允许na光束在点254处减小参数n的倍数。会聚光束127可以在点254处被耦合进光纤170中。聚光器126的有效焦距246可以被配置成具有相对较长的有效焦距246，因为光纤170包括渐缩区段210。
参考图2b，光束在点252、254、256、和258处的形状可以是在曲线图260中图示的。在这方面，曲线图260包括y轴上的光束辐照度的横截面分布和x轴上的远离光束中心的径向位置。图示的光束在所有点252、254、256、和258处通常可以是高斯的。光束可以被配置成具有任何适合的光束形状，如通过使用定位在光源122与术野180之间的光路内任何点的波束成形器。例如，光束可以具有平顶光束轮廓或其他希望的形状。相对较窄的、较小的直径束斑129可以通过点254处的曲线图260的相对较窄的高斯分布图示。图3的曲线图360类似地图示了在聚光器320和光纤310的安排中光束在点382、384、386处的形状。与相对较窄的、较小的直径束斑129(图2b)相比，点254处的曲线图360的高斯分布可以相对较宽，指示相对较大的直径束斑。
再次参考图2a和2b，本披露可以改进眼科照明系统100的性能，如降低光纤170对在组装眼科照明系统100之后出现的光源122、准直器124、聚光器126、和/或光纤170未对准的敏感度。影响角敏感度的因素可以包括：(1)进入聚光器126中的准直光束125的直径；(2)光纤170的容许芯直径；以及(3)光通过光纤170有效传播的数学关系na光束＝na光纤。这三个因素有时可能难以改变，这使得光学未对准敏感度仍较高。例如，在一些情况下，准直光束330的直径可以通过光源和准直器的设计来固定。
参考图2a和2b，本披露描述了将芯202的直径(例如，在渐缩区段210内)增加参数n的倍数并且将会聚光束127的na光束减小所述倍数。此类改变可以通过降低对光学未对准的敏感度而对眼科照明系统100具有积极影响。因此，有利地，作为成角度的或侧向的未对准的结果，耦合效率可以不太可能减小和/或减小较小的量。角敏感度参数θn可以被表征为在显著的光纤耦合效率损失开始出现之前进入聚光器126中的准直光束125的最大离轴角。较高的θn对应于对光学未对准更宽容的系统，因为较大的离轴角可以被有效地耦合进光纤170中。通常，在此的描述使用一些具体的示例量，这样使得可以更加容易地理解一些计算结果。具体的量可以仅是示例性的。任何适合的值都可以用于不同实例中。
作为近似，θn可以由给出：
其中dn指示针对n的容许芯直径，dn指示会聚光束127的束斑129的直径244，并且fn指示针对n的有效焦距246。这些变量中的一些可以在图4中生动地图示。在这方面，图4可以图示光纤的束斑129、容许芯410、以及入口孔的不同位置432、434、436和438的正面视图。束斑129可以具有直径244。不同位置432、434、436、和438可以表示光纤的近端面或入口孔相对于壳体或会聚光束的对准。不同位置432、434、436、和438可以起因于光纤、壳体、和/或促进光纤与壳体之间的耦合的端口的制造公差。鉴于光纤、壳体、和/或端口的制造公差，重复光纤的精确定位可以是困难的。如所示的，入口孔在不同位置432、434、436、和438处的一些部分可以重叠，但是其他部分不会。容许芯410的直径420可以表示在位置432、434、436、438中的每者处入口孔的一部分相对于会聚光束的一致对准。在这方面，在位置432、434、436、和438中的每者处入口孔都可以具有直径430。位置432、434、436、和438中的每者还可以具有与它相关的由长度440指示的不确定性或误差。通常，容许芯410的直径420可以是入口孔的直径430与表示光纤的位置不确定性的长度440之差。尽管入口孔的直径430相对较大，容许芯410的直径420可以相对较小。例如，容许芯410的直径420对于具有25μm的实际芯直径的光纤而言可以是7μm。
作为近似，针对一般n的有效焦距fn可以按fn＝n·f1与针对n＝1的有效焦距f1有关。在这方面，n＝1可以对应于图3的安排，在这种安排中光纤不包括渐缩近端部。
作为近似，针对一般n的束斑直径dn可以按dn＝n·d1与针对n＝1的束斑尺寸d1有关。在这方面，衍射置限的(以及通常，非衍射置限的)束斑直径可以与聚光器的有效焦距fn成比例并且因此与参数n成比例。随着有效焦距fn以渐增的n增加，束斑直径dn也增加。对于n＝1的在光学上设计良好的聚光器而言，束斑的直径在最坏的情况下可以仅稍微大于衍射置限的斑尺寸。
如在此描述的，容许芯直径dn(以微米或μm计)的实例可以是dn＝25n-18。示例项“25n”表示光纤的入口孔的实际芯直径，在图4中由直径430表示。示例18μm对应于光纤芯的位置和/或对准的不确定性，在图4中由长度440表示。光纤170可以具有任何适合的芯直径，其中25μm是实例。如通过dn的数学描述指示的，入口孔的实际芯直径增加n的倍数而位置不确定性保持恒定。因此，表示被一致地定位成接收会聚光束的光纤芯部分的容许芯直径随n显著增加。例如，当n＝1时dn＝7μm，并且当n＝3时dn＝57μm。如通过这个实例示出的，容许芯直径dn增加大约八倍而参数n增加三倍。容许芯直径dn随参数n的这种快速增加促成眼科照明系统100中的光学未对准的更大容许。在这方面，容许芯直径dn以渐增的n比束斑直径dn和有效焦距fn增加快地增加。如在下文的计算中示出的，因为容许芯直径dn增加地比束斑直径dn和有效焦距fn快，维持有效耦合的角敏感度参数θn或最大离轴角也增加。
将fn、dn、和dn的值代入θn的公式中得到：
对于指示类似于在图3中图示的安排的n＝1，
将d1和f1的示例值插入上文的方程中得到
品质因数
rn的第一项可以与n保持恒定并且仅取决于d1。第二项可以是n依赖性的并且对于d1＜7μm而言随n增加而减小。在n＝∞的极限情况下，rn渐近地接近第一项。
针对不同n和d1的rn的值可以列于图6的图表600中。图表600的值指示了眼科照明系统100的对准后角敏感度的有利减小。在这方面，rn可以描述一个倍数，维持有效光耦合的最大离轴角(其中n＞1)相对于图3的安排(其中n＝1)以所述倍数增加。例如，给定等于2.58μm的rms束斑直径d1，然后假设d1等于3μm，针对n＝2的rn＝3.25。也就是说，当n＝2时，维持有效光耦合的最大离轴角可以增加3.25倍。这样的系统可以更容许光学未对准。因为较高离轴角的光有效地耦合进光纤中。品质因数rn在极限n＝∞处增加至5.5。
图7包括标绘了针对不同的d1、针对变化的n，rn的值的曲线图700。x轴可以包括参数n的值。y轴可以包括品质因数rn的值。曲线710、720、和730对应于等于1μm、2μm、和3μm的d1通过2、3、4和5的参数n值和大约1.95μm的聚焦束斑尺寸d1得到的实际聚光器/光纤系统的模拟结果740也还可以被包括在曲线图700中。模拟结果740与曲线720之间的对应可以是数学关系rn的有效性的指示。
生产商可以使用品质因数rn和/或角敏感度参数θn的计算结果来确定与眼科照明系统110相关的一个或多个量。例如，计算结果可以是用于对参数n进行选择的算法的一部分。参数n可以用于确定入口孔212的直径214、聚光器126的有效焦距246、会聚光束127的角展度或na光束、和/或其他适合的量。光纤170可以基于所选直径214进行生产或选择。基于所选有效焦距246和/或na光束，聚光器126可以相对于光源122、准直器124、和/或光纤170定位在壳体121内。
如在此描述的实施例可以提供促进对光束未对准的更大容许并且尽管存在对准误差仍保留耦合进光纤的高效率的设备、系统、和方法。上文提供的实例在本质上可以是示例性的而非限制性的。本领域普通技术人员可以容易地想到符合所披露的实施例的其他系统，所述其他系统旨在处于本披露的范围内。因此，本申请可以仅受所附权利要求书的限制。