用于眼科手术激光器的可变级光学系统
阅读：58发布：2021-05-24
专利汇可以提供用于眼科手术激光器的可变级光学系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 涉及用于眼科手术 激光器 的可变级光学系统。提供了用于提供在将激光脉冲的 激光束 输送到手术目标方面的可变扫描控制的系统和技术。所述系统和技术可用于眼前段和晶状体内的、借助于由来自飞秒激光的激光脉冲引起的光致破裂的激光手术。，下面是用于眼科手术激光器的可变级光学系统专利的具体信息内容。
1.一种眼科激光系统，包括：
激光源，其产生激光脉冲的激光束；
XY扫描仪，其在横跨于Z轴的方向上扫描所述激光束；
Z扫描仪，其沿着Z轴扫描所述激光束，并且包括
连续式Z扫描仪，其提供所述激光束沿着Z轴的连续式扫描；和
增量式Z扫描仪，其提供所述激光束沿着Z轴的增量式扫描，
所述增量式Z扫描仪具有一个或多个可变级，其中，所述可变级可被定位在所述激光束的路径内和外。
2.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述增量式Z扫描仪被构造为以增量的方式按Z步长对所述眼科激光系统的焦深进行Z扫描；并且
所述连续式Z扫描仪被构造为以连续的方式在与所述Z步长对应的连续扫描范围内对所述眼科激光系统的焦深进行Z扫描。
3.根据权利要求2所述的眼科激光系统，其中：
所述Z扫描仪被构造为使得所述连续扫描范围大于一个或多个Z步长，从而其中所述焦深可被所述连续式Z扫描仪在相邻的Z步长进行Z扫描的连续扫描范围重叠；并且
所述眼科激光系统的操作者能够在准连续的Z扫描范围内对所述焦深进行Z扫描。
4.根据权利要求3所述的眼科激光系统，其中：
整个Z扫描范围具有0-5mm、5-10mm、10-30mm和0-15mm的范围之一内的长度。
5.根据权利要求2所述的眼科激光系统，其中：
所述增量式Z扫描仪能够将焦深设置到
角膜Z高度，使得外科医生可在围绕角膜Z高度的连续扫描范围内进行角膜眼科手术；
以及
一个或多个晶状体Z高度，使得外科医生可在围绕所述一个或多个晶状体Z高度的连续扫描范围内进行晶状体眼科手术。
6.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述Z扫描仪被构造为保持所述激光束的像差好于目标区域中的阈值。
7.根据权利要求6所述的眼科激光系统，其中：
所述眼科激光系统的像差可用斯特列尔比S表征；并且
所述斯特列尔比S高于所述目标区域中的阈值S(threshold)；其中，
S(threshold)是值0.6、0.7、0.8和0.9之一。
8.根据权利要求7所述的眼科激光系统，其中：
所述斯特列尔比S对应于具有在0.4微米至1.1微米的范围内的波长的激光束。
9.根据权利要求7所述的眼科激光系统，其中：
所述斯特列尔比S高于所述目标区域中的五个参考点中的一个或多个处的S(threshold)，其中，
所述五个参考点根据它们在所述目标区域中的柱坐标(Z，r)被确定为P1＝(0，0)、P2＝(2，6)、P3＝(5，0)、P4＝(8，0)、P5＝(8，3)，这些坐标全都是以毫米为单位，并且所述五个参考点相对于所述目标区域的、在(0，0)处的前中心成任何方位角φ。
10.根据权利要求6所述的眼科激光系统，其中：
所述眼科激光系统的像差可用焦斑半径rf表征；并且
所述焦斑半径rf小于所述目标区域中的阈值rf(threshold)；其中，
rf(threshold)是2、3、4、5和6微米之一。
11.根据权利要求10所述的眼科激光系统，其中：
所述焦斑半径rf小于所述目标区域中的五个参考点中的一个或多个处的
rf(threshold)，其中，
所述五个参考点根据它们在目标区域中的柱坐标(Z，r)被确定为P1＝(0，0)、P2＝(2，6)、P3＝(5，0)、P4＝(8，0)、P5＝(8，3)，这些坐标全都是以毫米为单位，并且所述五个参考点相对于所述目标区域的、在(0，0)处的前中心成任何方位角φ。
12.根据权利要求6所述的眼科激光系统，其中：
所述像差是球面像差、彗形像差、散光和色差之一。
13.根据权利要求6所述的眼科激光系统，其中：
所述Z扫描仪被构造为至少部分补偿由所述Z扫描仪对所述眼科系统在所述目标区域中的焦深进行Z扫描而引起的像差。
14.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述可变级可被定位在按预定的Z步长移动所述激光束的焦深的一系列构造中。
15.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
不同的可变级被构造为与基本Z步长长度乘以2的不同次幂成比例地移动所述激光束的焦深。
16.根据权利要求15所述的眼科激光系统，其中：
可变级的数量为一、二、三和四之一。
17.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
由可变级引起的像差至少部分被包括功能多重态透镜的可变级补偿。
18.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
由可变级引起的像差至少部分被包括具有不同于零的配曲调整参数的单态透镜的可变级补偿。
19.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
可通过机械滑块、机械致动器、旋转臂和机电装置中的至少一个使可变级在所述激光束的路径内移动。
20.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述连续式Z扫描仪被构造为当不同的可变级被定位在所述激光束的路径内时在预定的连续扫描范围内扫描所述激光束的焦深，其中，所述预定的连续范围是以下情况之一：
对于不同的可变级是不同的；并且
对于不同的可变级是相同的。
21.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述连续式Z扫描仪被定位在所述激光源与所述XY扫描仪之间；并且
所述增量式Z扫描仪被定位在所述激光束的路径内的所述XY扫描仪之后。
22.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述连续式Z扫描仪被定位在所述激光束的路径内的所述XY扫描仪之后。
23.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述连续式Z扫描仪包括：第一块，其被定位在所述光源与所述XY扫描仪之间；和第二块，其被定位在所述激光束的路径内的所述XY扫描仪之后。
24.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述Z扫描仪被构造为基本上彼此无关地改变所述激光束的Z焦深和数值孔径。
25.根据权利要求1所述的眼科激光系统，其中：
所述Z扫描仪被定位在
与物镜分离的壳体中；以及
所述激光束的路径内的所述物镜之前。
26.一种扫描激光束的方法，所述方法包括以下步骤：
光源产生激光束；
连续式Z扫描仪对所述激光束的焦深进行Z扫描；和
通过将增量式Z扫描仪的一个或多个可变级定位在所述激光束的路径内，来由所述增量式Z扫描仪对所述激光束的焦深进行Z扫描。
27.根据权利要求26所述的扫描激光束的方法，其中：
所述增量式Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括按增加的Z步长对所述焦深进行Z扫描；
并且
所述连续式Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括在与所述增加的Z步长对应的连续扫描范围内对所述焦深进行Z扫描。
28.根据权利要求27所述的方法，包括：
保持像差好于目标区域中的阈值的步骤；其中，
所述像差是球面像差、彗形像差、散光和色差之一。
29.根据权利要求26所述的方法，其中，所述增量式Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括：
将所述可变级定位在按预定的Z增量对所述焦深进行Z扫描的一系列构造中。
30.根据权利要求26所述的方法，其中，所述增量Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括：
通过在所述激光束的路径内和外移动不同的可变级来与基本Z步长乘以2的不同次幂成比例地移动所述焦深。
31.根据权利要求27所述的方法，其中，对所述焦深进行Z扫描的步骤包括：
所述连续式Z扫描仪对所述焦深进行Z扫描，到达第一连续扫描范围的最大值附近的焦深；
所述增量式Z扫描仪将所述焦深增加一个增加的Z步长；
将所述连续式Z扫描仪重置到第二连续扫描范围的最小值附近；和
在所述第二连续扫描范围内对所述焦深进行Z扫描。
32.根据权利要求31所述的方法，其中：
所述第一连续扫描范围和所述第二连续扫描范围基本上相等。
33.根据权利要求26所述的方法，其中，所述对所述焦深进行Z扫描的步骤包括：
基本上与调整所述激光束的数值孔径无关地对所述焦深进行Z扫描。
34.一种扫描激光系统，包括：
激光源，其产生脉冲激光束；
XY扫描仪，
其在横跨于Z轴的方向上扫描所述激光束；
连续式Z扫描仪；和
可变级Z扫描仪，所述可变级Z扫描仪包括可变级，其被构造为定位在所述激光束的路径内和外，
其沿着Z轴扫描所述激光束。
用于眼科手术激光器的可变级光学系统
技术领域
背景技术
[0002] 在进行借助于由激光脉冲引起的光致破裂的激光手术时，可使用各种晶状体手术操作来摘除晶状体。这些操作可将晶状体分裂成小碎片，并且通过小切口将这些碎片从眼睛摘除。在这样的操作中，可使用手动器械、超声、加热流体或激光器。发明内容
[0003] 本专利文件描述了用于提供在将激光脉冲的激光束输送到手术目标方面的可变扫描控制的系统和技术的例子和实现。所述系统和技术可用于眼前段和晶状体内的、借助于由来自飞秒激光器的激光脉冲引起的光致破裂的激光手术。所述系统和技术可以以下述方式实现，即，提供激光束的光学扫描，以使在扫描激光束并且将激光束聚焦到眼睛中期间激光束的光学畸变减小或最小。
[0004] 例如，眼科激光系统可被实现为包括：激光源，其产生激光脉冲的激光束；XY扫描仪，其在横跨于Z轴的方向上扫描激光束；Z扫描仪，其沿着Z轴扫描激光束，并且包括连续式Z扫描仪和增量式Z扫描仪，所述连续式Z扫描仪提供激光束沿着Z轴的连续式扫描，所述增量式Z扫描仪提供激光束沿着Z轴的增量式扫描。
[0005] 在实施例中，增量式Z扫描仪被构造为以增量的方式按Z步长对眼科激光系统的焦深进行Z扫描，连续式Z扫描仪被构造为以连续的方式在与所述Z步长对应的连续扫描范围内对眼科激光系统的焦深进行Z扫描。
[0006] 在实施例中，Z扫描仪被构造为使得连续扫描范围大于一个或多个Z步长，从而其中焦深可被连续式Z扫描仪在相邻的Z步长进行Z扫描的连续扫描范围重叠，并且眼科激光系统的操作者能够在准连续的Z扫描范围内对焦深进行Z扫描。
[0007] 在实施例中，整个Z扫描范围具有在0-5mm、5-10mm、10-30mm和0-15mm的范围之一内的长度。
[0008] 在实施例中，增量式Z扫描仪能够将焦深设置到角膜Z高度（level），使得外科医生可在围绕所述角膜Z高度的连续扫描范围内进行角膜眼科操作，并且能够将焦深设置到一个或多个晶状体Z高度，使得外科医生可在围绕所述一个或多个晶状体Z高度的连续扫描范围内进行晶状体眼科操作。
[0009] 在实施例中，Z扫描仪被构造为保持激光束的像差好于目标区域中的阈值。
[0010] 在实施例中，眼科激光系统的像差可用斯特列尔比（Strehl ratio）S表征，斯特列尔比S高于目标区域中的阈值S(threshold)，其中，S(threshold)是0.6、0.7、0.8和0.9的值之一。
[0011] 在实施例中，斯特列尔比S对应于具有在0.4微米至1.1微米的范围内的波长的激光束。
[0012] 在实施例中，斯特列尔比S高于目标区域中的五个参考点中的一个或多个处的S(threshold)，其中，所述五个参考点根据它们在目标区域中的柱坐标(z,r)被确定为P1=(0,0)、P2=(2,6)、P3=(5,0)、P4=(8,0)、P5=(8,3)，这些坐标全都是以毫米为单位，并且所述五个参考点相对于目标区域的、在(0,0)处的前中心成任何方位角φ。
[0013] 在实施例中，眼科激光系统的像差可用焦斑半径rf表征，焦斑半径rf小于目标区域中的阈值rf(threshold)，其中，rf(threshold)是2、3、4、5和6微米之一。
[0014] 在实施例中，焦斑半径rf小于目标区域中的五个参考点中的一个或多个处的rf(threshold)，其中，所述五个参考点根据它们在目标区域中的柱坐标(z,r)被确定为P1=(0,0)、P2=(2,6)、P3=(5,0)、P4=(8,0)、P5=(8,3)，这些坐标全都是以毫米为单位，并且所述五个参考点相对于目标区域的、在(0,0)处的前中心成任何方位角φ。
[0015] 在实施例中，所述像差是球面像差、彗形像差、散光和色差之一。
[0016] 在实施例中，Z扫描仪被构造为至少部分补偿由Z扫描仪对眼科系统在目标区域中的焦深进行Z扫描而引起的像差。
[0017] 在实施例中，增量式Z扫描仪具有一个或多个可变级，其中，所述可变级可被定位在激光束的路径内和外。
[0018] 在实施例中，所述可变级可被定位在按预定的Z步长移动激光束的焦深的一系列构造中。
[0019] 在实施例中，不同的可变级被构造为与基本Z步长长度乘以2的不同次幂成比例地移动焦深。
[0020] 在实施例中，可变级的数量为一、二、三和四之一。
[0021] 在实施例中，由可变级引起的像差至少部分被包括功能多重态透镜（functional multiplet lens）的可变级补偿。
[0022] 在实施例中，由可变级引起的像差至少部分被包括具有不同于零的配曲调整（bending）参数的单态透镜（singlet lens）的可变级补偿。
[0024] 在实施例中，连续式Z扫描仪被构造为当不同的可变级被定位在激光束的路径内时在预定的连续扫描范围内扫描激光束的焦深，其中，所述预定的连续范围对于不同的可变级是不同的，或者对于不同的可变级是相同的。
[0025] 在实施例中，连续式Z扫描仪被定位在激光源与XY扫描仪之间，增量式Z扫描仪被定位在激光束的路径内的XY扫描仪之后。
[0026] 在实施例中，连续式Z扫描仪被定位在激光束的路径内的XY扫描仪之后。
[0027] 在实施例中，连续式Z扫描仪包括第一块和第二块，第一块被定位在光源与XY扫描仪之间，第二块被定位在激光束的路径内的XY扫描仪之后。
[0028] 在实施例中，Z扫描仪被构造为基本上彼此无关地改变激光束的Z焦深和数值孔径。
[0029] 在实施例中，Z扫描仪被定位在与物镜分离的壳体中以及在激光束的路径内的该物镜之前。
[0030] 在实施例中，一种方法包括以下步骤：光源产生激光束；连续式Z扫描仪对激光束的焦深进行Z扫描；并且增量式Z扫描仪对激光束的焦深进行Z扫描。
[0031] 在实施例中，增量式Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括按增加的Z步长对焦深进行Z扫描，连续式Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括在与所述增加的Z步长对应的连续扫描范围内对焦深进行Z扫描。
[0032] 在实施例中，所述连续扫描范围中的一个或多个大于Z步长，从而其中焦深可被连续式Z扫描仪在相邻的Z步长进行Z扫描的连续扫描范围重叠，并且眼科激光系统的操作者能够在准连续的Z扫描范围内对焦深进行Z扫描。
[0033] 一些实施例包括以下步骤：将增量式Z扫描仪设置到角膜Z高度，通过连续式Z扫描仪对焦深进行Z扫描来执行角膜手术操作；将增量式Z扫描仪设置到一个或多个晶状体高度，并且通过连续式Z扫描仪对焦深进行Z扫描来执行晶状体手术操作。
[0034] 在实施例中，所述方法包括保持像差好于目标区域中的阈值的步骤，其中，所述像差是球面像差、彗形像差、散光和色差之一。
[0035] 在实施例中，增量式Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括将增量式Z扫描仪的一个或多个可变级定位在激光束的路径内。
[0036] 在实施例中，增量式Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括将所述可变级定位在按预定的Z增量对焦深进行Z扫描的一系列构造中。
[0037] 在实施例中，增量Z扫描仪进行Z扫描的步骤包括通过在激光束的路径内和外移动不同的可变级来与基本Z步长乘以2的不同次幂成比例地移动焦深。
[0038] 在实施例中，对焦深进行Z扫描的步骤包括：连续式Z扫描仪对焦深进行Z扫描，到达第一连续扫描范围的最大值附近的焦深；增量式Z扫描仪将所述焦深增大一个增加的Z步长；将连续式Z扫描仪重置到第二连续扫描范围的最小值附近；并且在第二连续扫描范围内对焦深进行Z扫描。
[0039] 在实施例中，第一连续扫描范围和第二连续扫描范围基本上相等。
[0040] 在实施例中，对焦深进行Z扫描的步骤包括基本上与调整激光束的数值孔径无关地对焦深进行Z扫描。
[0041] 一些实施例包括：激光源，其产生脉冲激光束；XY扫描仪，其在横跨于Z轴的方向上扫描所述激光束；连续式Z扫描仪和可变级Z扫描仪，其沿着Z轴扫描所述激光束。
[0043] 图1示出手术激光输送系统的例子。
[0044] 图2示出高斯波前G和有像差波前W。
[0045] 图3A至图3B示出最佳焦平面和被扫描焦平面处的光线。
[0046] 图3C示出焦斑半径的例子。
[0047] 图4示出斯特列尔比S与RMS波前误差ω之间的关系的例子。
[0048] 图5示出用于眼科手术的参考点。
[0049] 图6A至图6B示出图1中的系统中的预补偿器的示例性操作。
[0050] 图7A至图7B示出高效率Z扫描功能的不同使用。
[0051] 图8A至图8D示出图1中的系统中的预补偿器的示例性实现。
[0052] 图9示出图1中的激光输送系统使用两个Z扫描仪的示例性实现。
[0054] 图11A至图11C示出图9中的系统中的XY扫描仪的示例性实现。
[0055] 图12A至图12D示出作为数值孔径的函数的像差和作为Z焦深的函数的对应光学数值孔径NAopt(z)。
[0056] 图13A至图13B示出第一扩束器块和可移动扩束器块的两种示例性设置。
[0057] 图14示出中间焦平面的例子。
[0058] 图15示出具有增量式Z扫描仪的激光输送系统的例子。
[0059] 图16A至图16B示出用于图15中的系统中的增量式Z扫描仪的、目标区域中的Z高度、步长和范围。
[0060] 图17A至图17B示出用于图15中的系统中的增量式Z扫描仪的可变级Z扫描仪的操作。
[0061] 图18示出图15中的系统中的增量式Z扫描仪的实现。
[0062] 图19示出用于图15中的系统的物镜的实现。
[0063] 图20示出目标区域中的弯曲焦平面。
[0064] 图21示出XY扫描仪倾斜角的列线图。
[0065] 图22示出可移动扩束器位置的列线图。
[0066] 图23示出光束扫描控制方法的例子的步骤。
具体实施方式
[0067] 本文件中所述的系统和技术的例子和实现提供在将激光脉冲的激光束从飞秒脉冲激光器输送到手术目标方面的可变扫描控制。本文件中所述的系统和技术的实现可用于执行角膜手术操作和晶状体手术操作这两种手术操作。在眼睛的晶状体中进行眼科手术与本质上与角膜操作不同的要求相关联。就这点而论，涉及比如手动器械、超声和加热流体的传统技术在用于晶状体手术操作时趋向于具有显著的缺点。这样的缺陷的例子包括需要用探针进入眼睛以便完成分裂以及精度有限。
[0068] 本文件中所述的系统和技术的例子和实现使用光致破裂激光技术来将激光脉冲输送到晶状体中以光学地分裂晶状体，而不插入探针，因此可提供改进晶状体摘除的可能性。激光诱导的光致破裂已广泛用于激光眼科手术，并且Nd:YAG激光器常用作用于借助于激光诱导的光致破裂进行晶状体分裂的激光源。一些现有的系统利用具有脉冲能量为几mJ的纳秒脉冲的激光束（E.H.Ryan等人，American Journal of Ophthalmology104:382-386,1987年10月;R.R.Kruger等人，Ophthalmology 108:2122-2129,2001年）以及具有其中每个脉冲几十μJ的皮秒脉冲的激光束（A.Gwon等人，J.Cataract Refract Surg.21，282-286,1995年）。这些相对长的脉冲使相对大量的能量沉积到手术斑点中，从而导致对操作的精度和控制的相当大的限制，同时形成相对高水平的有害结果风险。同时，在角膜手术的相关领域中，已认识到，较短的脉冲持续时间和更好的聚焦可通过使用数百飞秒持续时间的脉冲、而不是纳秒和皮秒脉冲来实现。飞秒脉冲沉积少得多的每脉冲能量，从而显著地提高操作的精度和安全性。各种飞秒激光系统被设计为满足角膜手术的要求，并且趋向于具有小于大约1mm（角膜的厚度）的激光焦点的深度范围。因为晶状体通常位于
3-10mm的深度处，所以针对角膜操作设计的激光系统对于对眼睛的晶状体进行手术的相当大的挑战不提供解决方案。
3-10mm的深度处，所以针对角膜操作设计的激光系统对于对眼睛的晶状体进行手术的相当大的挑战不提供解决方案。
[0069] 本文件中所述的眼科激光系统的一个例子包括：激光源，其产生激光脉冲的激光束；XY扫描仪，其在横跨于Z轴的方向上扫描所述激光束；Z扫描仪，其沿着Z轴扫描所述激光束，并且包括连续式Z扫描仪和增量式Z扫描仪，所述连续式Z扫描仪提供所述激光束沿着Z轴的连续式扫描，所述增量式Z扫描仪提供所述激光束沿着Z轴的增量式扫描。可针对晶状体手术和角膜手术实现并改装该系统。以下提供实现该系统的一些细节。
[0070] 1、要可靠地产生飞秒激光脉冲。高重复率飞秒脉冲使得可使用小得多的每脉冲能量，从而为该系统的操作者提供高得多的控制和精度。然而，与产生一些现有的系统所使用的纳秒或皮秒脉冲相比，可靠地产生飞秒脉冲是大得多的挑战。
[0071] 2、手术激光束在传播到5毫米的折射介质（包括角膜和前水房）时被相当大地折射，正好到达手术目标（晶状体）。相反，用于角膜手术的激光束聚焦在不到一毫米的深度处，因此当它从激光系统进入角膜目标时基本上不被折射。
[0072] 3、手术激光输送系统被构造为扫描整个手术区域，例如从晶状体的在5mm的典型深度处的前部/前面到晶状体的在10mm的典型深度处的后部/后面。该5mm或更深深度扫描范围或者“Z扫描范围”远大于角膜手术的1mm深度扫描范围。通常，对手术光学器件（尤其是这里所使用的高数值孔径光学器件）进行优化，以使激光束聚焦到特定工作深度。在角膜操作期间，1mm深度扫描仅引起与优化的工作深度的适度偏离。相反，在晶状体手术期间从5mm扫描到10mm期间，所述系统被驱动远离固定的优化的工作深度。因此，晶状体手术激光输送系统利用大幅度改良的适应性光学器件来使得能够扫描晶状体手术所需的广泛深度扫描范围。
[0073] 4、从一些实施例被构造为既对角膜、又对晶状体进行手术的意义上来讲，这些实施例被整合。在这些整合的实施例中，深度扫描范围可高达10mm，而不是5mm，从而提出了甚至更具难度的挑战。
[0074] 5、在角膜手术操作（诸如LASIK的许多变型）期间，激光束被与光轴垂直地（“在XY平面中”）扫描。在典型的操作中，XY扫描范围仅覆盖角膜的直径为10mm的中心部分。然而，在整合的手术系统中，还可形成另外的切口。一种类型的切口是进入切口，其为抽吸针和常规的手术工具提供进入到眼睛内部的通道。另一种类型的切口是角膜缘松解（limbus relaxing）切口（LRI），其涉及在血管弓（vascular arcade）正前方的角膜缘处切开一对切口。通过调整这些弓状切口的长度、深度和位置，可引起角膜性散光的改变。进入切口和LRI可设置在角膜的直径通常为12mm的周边。虽然与LASIK角膜瓣（flap）的常见直径相比，将XY扫描直径从10mm直径增大到12mm直径仅增大了20%，但是在这样的直径下保持激光输送系统的离轴像差受到控制是一个重大的挑战，因为离轴像差与焦平面处的视野（field）直径的较高次幂成比例地扩大。
[0075] 6、晶状体激光手术操作可能要求来自精密成像系统的指导。在一些成像系统中，识别角膜缘血管用作眼睛上的参考标记，以校准手术时眼睛的环状旋转对齐（cyclo-rotational alignment），在一些情况下，相对于在眼睛的术前诊断期间识别的参考坐标来进行校准。在手术区域周边上选定的血管可能是最不受手术干扰的，因此是最可靠的。然而，针对这样的周边血管的成像系统要求成像光学器件对半径大于10mm（诸如12mm）的区域进行成像。
[0076] 7、激光束在沿着眼睛内的光路传播的同时显现出各种像差。激光输送系统可通过补偿这些像差来改进精度。这些像差的另一方面是它们依赖于光的频率，称为“色差”的事实。补偿这些频率相关像差增大了对系统的挑战。补偿这些色差的难度随着激光系统的激光束的带宽而增大。回想起，光束的光谱带宽与脉冲长度成反比。因此，飞秒脉冲的带宽通常大于皮秒脉冲的带宽一个数量级或更大，从而使得有必要在飞秒激光系统中进行好得多的颜色补偿。
[0077] 8、使用高重复率飞秒激光手术系统的手术操作既要求在绝对意义上相对于目标组织中的目标位置定位每个脉冲的精度高，又要求在相对意义上相对于前面的脉冲定位每个脉冲的精度高。例如，可能要求激光系统在脉冲之间的时间内将光束重定向仅几微米，所述时间的数量级可以是微秒。因为随后的两个脉冲之间的时间短并且对于脉冲放置的精度要求高，所以如现有的低重复率晶状体手术系统中所使用的手动目标瞄准不再足够或可行。
[0078] 9、激光输送系统被构造为通过折射介质将飞秒激光脉冲输送到眼睛的晶状体的整个手术区（surgical volume）中，这些飞秒激光脉冲的时间、光谱和空间完整性维持原状。
[0079] 10、为了确保只有手术区域中的组织接收到具有足够高的能量密度的激光束以引起手术效果（诸如组织消融（ablation）），激光输送系统具有异乎寻常地高的数值孔径（NA）。该高NA导致小的斑点大小，并且为手术操作提供必要的控制和精度。数值孔径的典型范围可包括大于0.3的NA值，从而导致3微米或更小的斑点大小。
[0080] 11、考虑到用于晶状体手术的激光的光路的复杂性，激光输送系统通过并入高性能计算机管理成像系统来实现高精度和控制，而角膜手术系统可在不具有这样的成像系统或者具有低成像水平的情况下实现满意的控制。值得注意的是，所述系统的手术功能和成像功能以及惯常的观测光束通常全都在不同的光谱带中工作。作为例子，手术激光可在1.0-1.1微米的带中的波长下工作，观测光束可在0.4-0.7微米的可见带中的波长下工作，成像光束可在0.8-0.9微米的带中的波长下工作。将光束路径组合在共同的或共享的光学组件中对激光手术系统的光学器件提出了苛刻的色彩要求。
[0081] 以上实现细节通过几个例子示出了使用飞秒脉冲对晶状体(ii)进行的眼科激光手术(i)引入了与角膜手术的要求（甚至与仅使用纳秒或皮秒激光脉冲的晶状体手术的要求）有着本质区别的要求。
[0082] 图1示出了激光输送系统1。在详细描述它之前，我们提到，一些实施例将图1的激光输送系统与成像或观测系统组合。在一些角膜操作（诸如LASIK治疗）中，眼动仪通过视觉线索（通常是在眼睛的表面上的视觉线索）来建立眼睛的位置参考，所述视觉线索诸如通过成像和图像处理算法对于虹膜中心的标识。然而，现存的眼动仪识别并分析两维空间中的特征，缺乏深度信息，因为手术操作在角膜（眼睛的最外层）上进行。通常，甚至将角膜弄平，以使得表面真正地变为两维。
[0083] 当将激光束聚焦在晶状体（眼睛内部深处）时，情况完全不同。晶状体不仅可在术前测量与手术之间，而且还可在手术期间改变其在眼调节期间的位置、形状、厚度和直径。通过机械部件将眼睛附连到手术器械也可以以不明确的方式改变眼睛的形状。这样的附连设备可包括用吸引环（suction ring）固定眼睛、或者用平面或曲面透镜使眼睛消除球差（aplanat）。此外，患者在手术期间的移动可引入另外的改变。这些改变累加后可多达眼睛内的视觉线索的几毫米位移。因此，当对眼睛的晶状体或其它内部部分进行精密激光手术时，机械地参考并固定眼睛的表面（诸如角膜的前面或角膜缘）是不能令人满意的。
[0084] 为了解决这个问题，激光输送系统1可如R.M.Kurtz、F.Raksi和M.Karavitis的共同未决申请序号美国专利申请12/205,844中所述那样与成像系统组合，该美国专利申请的全部内容特此通过引用并入。成像系统被构造为对手术区域的部分进行成像以基于眼睛的内部特征建立三维位置参考。这些图像可在手术之前创建，并且可与手术操作并行地进行更新，以将个体差异和改变考虑在内。这些图像可用于以高精度和控制将光束安全地引向所期望的位置。
[0085] 在一些实现中，成像系统可以是光学相关断层扫描（OCT）系统。成像系统的成像光束可具有分离的成像光路、或者部分或完全与手术光束共享的光路。具有部分或完全共享的光路的成像系统降低了成本，并且简化了成像和手术系统的校准。成像系统还可使用与激光输送系统1的激光相同或不同的光源。成像系统还可具有它自己的光束扫描子系统，或者可利用激光输送系统1的扫描子系统。在援引的共同未决申请中描述了这样的OCT系统的几种不同架构。
[0086] 激光输送系统1还可与视觉观测光学器件组合来实现。观测光学器件可帮助手术激光的操作者观测手术激光束的效果并且响应于观测结果控制该光束。
[0087] 最后，在使用红外（因此，不可见）手术激光束的一些实现中，可利用在可见频率工作的附加的跟踪激光器。可见跟踪激光器可被实现为跟踪红外手术激光的路径。可使跟踪激光器在低得足以不引起目标组织的任何破裂的能量下工作。观测光学器件可被构造为将从目标组织反射的跟踪激光引向激光输送系统1的操作者。
[0088] 在图1中，与成像系统和视觉观测光学器件相关联的光束可以比如通过分束器/二向色反射镜600耦合到激光输送系统1中。本申请将不全面地讨论激光输送系统1与成像系统、观测系统和跟踪系统的各种组合。在并入的美国专利申请12/205,844中全面讨论的大量这样的组合全都在本申请的整个范围内。
[0089] 图1中的激光输送系统1包括激光引擎100、预补偿器200、XY扫描仪300、第一扩束器块400、可移动扩束器块500、分束器/二向色反射镜600、物镜700和患者界面800，其中，第一扩束器块400和可移动扩束器块500将被共同称为Z扫描仪450。
[0090] 在以下许多实现中，使用下述惯例，即，Z方向是基本上沿着激光束的光路的方向、或者沿着光学元件或手术目标的光轴的方向。横跨于Z方向的方向被称为XY方向。术语横跨在更广泛的意义上被用于包括在一些实现中横跨方向和Z方向可能不是严格地彼此垂直。在一些实现中，可用径向坐标更好地描述横跨方向。因此，术语横跨方向、XY方向或径向方向表示所述实现中的相似方向，这些方向全都大致（但不必精确地）垂直于Z轴。
[0091] 1、激光引擎100
[0092] 激光引擎100可包括发射具有预定激光参数的激光脉冲的激光器。这些激光参数可包括1飞秒至100皮秒范围内的脉冲持续时间，或者10飞秒至10皮秒范围内的脉冲持续时间，或者在一些实施例中，100飞秒至1皮秒范围内的脉冲持续时间。激光脉冲可具有0.1微焦耳至1000微焦耳范围内的每脉冲能量，在其它实施例中，1微焦耳至100微焦耳范围内的每脉冲能量。脉冲可具有10kHz至100MHz范围内的重复频率，在其它实施例中，100kHz至1MHz范围内的重复频率。其它实施例可具有落在这些范围限值的组合（诸如1-1000飞秒的脉冲持续时间的范围）内的激光参数。用于特定操作的激光参数可以比如在术前操作期间或者基于基于患者的某个数据（诸如他/她的年龄）的计算在这些宽范围内选择。
[0093] 激光引擎100的例子可包括钕玻璃激光器和Nd:Yag激光器以及多种其它激光器。激光引擎100的工作波长可以在红外范围内或可见范围内。在一些实施例中，工作波长可以在700nm-2微米范围内。在一些情况下，比如，在基于Yb或Nd的红外激光器中，工作波长可以在1.0-1.1微米范围内。
[0094] 在一些实现中，激光脉冲的激光参数可以是可调整的且可变的。激光参数可以在短的切换时间内进行调整，从而使得手术激光输送系统1的操作者能够在复杂手术期间改变激光参数。这样的参数改变可响应于激光输送系统1的感测或成像子系统的读取来启动。
[0095] 其它参数改变可作为多步骤操作的一部分来被执行，在所述多步骤操作期间，激光输送系统可以首先用于第一手术操作，之后用于不同的第二手术操作。例子包括：首先在眼睛的晶状体的区域中执行一个或多个手术步骤，诸如囊切开术步骤，之后在该眼睛的角膜区域中执行第二手术操作。这些操作可按各种顺序执行。
[0096] 以每秒数万到数十万个触发的脉冲重复率或更高脉冲重复率工作、并且每脉冲能量相对低的高重复率脉冲激光可用于手术应用，以实现某些优点。这样的激光器使用相对低的每脉冲能量来使由激光诱导的光致破裂引起的组织效应局部化。在一些实现中，例如，破裂组织的范围可限于几微米或几十微米。该局部化的组织效应可改进激光手术的精度，并且在某些手术操作中可以是令人满意的。在这样的手术的各种实现中，上百个、上千个或上百万个脉冲可被输送到一系列邻近的、近乎邻近的或者相隔受控距离的斑点。这些实现可实现某些期望的手术效果，诸如组织切开、分离或分裂。
[0097] 脉冲和扫描模式的参数可通过各种方法来选择。例如，它们可以基于晶状体的光学性质或结构性质的术前测量。激光能量和斑点分离也可以基于晶状体的光学性质或结构性质的术前测量或者年龄相关算法来选择。
[0098] 2、预补偿器200
[0099] 图2示出了激光束的波前可出于几种不同的原因而以几种不同的方式偏离理想行为。一大批这些偏离被称为像差。像差（以及其它波前畸变）使实际的图像点从理想的旁轴高斯图像点移位。图2示出了通过出射光瞳ExP出射的光的波前。未畸变的球面波前G从光瞳散发，并且会聚到在波前G的曲率中心处的点P1。G也被称为高斯参考球。有像差波前W偏离G，并且会聚到不同的点P2。有像差波前W在点Q1处的像差ΔW可用相对于未畸变的参考球G的通路的光程来表征： 其中，ni是介质在图像空间中的折射率， 是点Q1和Q2的距离。
[0100] 总的来讲，像差ΔW依赖于出射光瞳处的坐标和焦平面处的坐标这二者。因此，该像差ΔW也可被认为是相关函数：它表示其图像会聚到P2（在光轴上从P1移动r’）的点的集合位于表面W上，表面W在出射光瞳ExP处的径向距离r处与参考球G偏离ΔW的量。对于旋转对称系统，可根据r和r’的二重幂级数展开将ΔW写为：
[0101]
[0102] 这里，r’是焦平面中的图像点P2的径向坐标，r是光瞳处的点Q1的径向坐标。角相关性用Θ（球面角）表示。n=2p+m是正整数，2l+manm是有像差波前W的展开系数。作为参考，参见比如：Virendra N.Mahajan在SPIE Optical Engineering Press上发表的Optical Imaging and Aberrations,Part I.Ray Geometrical Optics。像差项的阶次i由i=2l+m+n给出。
[0103] 直到i=4的项与初级像差（primary aberration）相关：球面像差、彗形像差、散光、像场弯曲和畸变。这些初级像差与2l+m a nm像差系数之间的实际关系在所述文献中有记载。对于对点对象进行成像的系统，像差项对图像半径r’的明确相关性可通过引入无量纲变量ρ＝r/a来隐去，其中，a是出射光瞳的横向线性范围，诸如其半径:
[0104]
[0105] 其中，
[0106]
[0107] 这种记数法的益处是像差系数anm全都具有长度维度，并且表示出射光瞳处的对应像差的最大值。在这种记数法中，例如，球面像差用像差系数a40来表征。
[0108] 虽然根据像差系数anm对像差的描述在数学上被很好地定义，但是它不总是实验上最容易获得的方法。因此，接下来描述三种可供选择的像差度量。
[0109] 基于同样的实验可达性和可测试性，注意到光束在生物组织（诸如眼睛）中的行为可能最不容易测量。有用的是，研究表明光线在眼睛中的行为可能与光线在具有生理上合适的含盐浓度的盐水中的行为非常相似，在该盐水中，它们可被定量地测量和描述。因此，在整个申请中，当激光输送系统在眼睛中的行为被描述时，理解该描述适用于所述眼组织中的行为或者对应的盐水中的行为。
[0110] 图3A至图3C示出了像差的第二度量。如果原被构造为将光束聚焦在深度A处的焦平面210处的激光输送系统1改为被操作为将光束聚焦在深度B处的工作焦平面211处，则该激光输送系统1可引起球面像差。当激光束的焦点从焦平面210移到焦平面211时，这样的情况可以例如在三维扫描操作期间发生。
[0111] 图3A示出了当激光输送系统1将光线聚焦到它们的最佳焦平面210时的情况。光线通过最佳焦平面210处的、非常窄的半径范围或多个半径rf(A)的斑点（“焦斑”）。由于各种原因，诸如光束的衍射，该径向范围rf(A)可大于零。焦斑的半径可以以多于一种的方式来定义。rf(A)的常见定义是光斑随着屏幕的位置沿着轴向或Z方向变化在屏幕上的最小半径。该Z深度通常被称为“最少模糊点”。该定义参照图3C被进一步改善。
[0112] 图3B示出了当激光输送系统1从最佳焦平面210到工作焦平面211扫描焦点一段距离（诸如几毫米）时的情况。显然，光线通过大于rf(A)的半径rf(B)的焦斑，从而引起球面像差。制定了联系像差系数anm与焦斑半径rf的各种精度的数学公式。在一些情况下，焦斑半径rf是比anm像差系数在实验上更容易获得的量化像差的度量。
[0113] 图3C示出了焦斑半径rf的更加定量化的定义。图3C示出了从光束的质心测量的半径r的斑点中所包含的能量。焦斑半径rf的广泛接受的定义是在其内包含光束能量的50%的半径。标示为“A”的曲线显示，在衍射有限光束中，当该光束如图3A所示那样聚焦到最佳焦平面210时，光束能量的50%可包含或包封在半径r=0.8微米的斑点中，从而提供rf(A)的有用定义。
[0114] 如果激光束的能量沉积在明确或清晰定义的焦斑中，则基于激光诱导光学击穿（LIOB）的手术操作可具有较高的精度和效率以及较小的不良效果。LIOB是具有强度（等离子体）阈值的高度非线性处理：通常，曝光到具有高于等离子体阈值的强度的光束的组织变为等离子体，而曝光到具有低于等离子体阈值的强度的光束的组织不经历等离子体转变。因此，由像差引起的焦斑的扩宽减小了光束的实现焦平面处的强度高于等离子体阈值的部分，并且增大了该光束的其强度保持低于阈值的部分。光束的该后一部分没有被目标组织有效地吸收，并且继续传播通过眼组织，在大多数情况下到达视网膜，可能引起不良的视网膜曝光。
[0115] 对于旨在校正角膜的手术操作，焦平面通常在Z方向上（沿着光轴）从其最佳深度或标称深度被扫描或移动仅大约0.6mm，因为角膜的厚度基本上为0.6mm，在罕见情况下更厚，但是仍不超过1mm。标示为“B”的曲线示出，当光束的焦平面从其最佳焦平面210移动1mm（用于角膜操作的上界估计）到达工作焦平面211时，光束能量的50%包含在rf(A)=1.8微米的焦斑半径内。虽然该移动引入了像差，但是其度量有限。相应地，一些现存的角膜激光系统根本不补偿该像差，而其它的现存角膜激光系统仅引入某一有限水平的补偿。
[0116] 除了像差系统anm和焦斑半径rf之外，像差的第三度量是所谓的斯特列尔比S。系统的斯特列尔比S可参照从点光源散发的光束被定义为光束在系统的焦平面处的峰值强度除以在衍射极限处工作的等效的完美成像系统的理论最大峰值强度。等价定义在所述文献中也是已知的，并且在斯特列尔比S的定义范围内。
[0117] 与该定义对应地，S的值越小，像差越大。无像差光束具有S＝1，并且照惯例，当S＞0.8时，成像系统据说是衍射受限的。
[0118] 像差的第四定义是ω，即，均方根或RMS波前误差，其表达有像差波长W与图2的无畸变波长G的偏差ΔW，该偏差ΔW在出射光瞳ExP处的整个波前上取平均值。ω是以光束的波长为单位来表达的，从而使得它是无量纲的量。
[0119] 图4示出了无论像差的类型如何，相对小的像差ω和S都通过以下经验公式相关：
[0120]
[0121] 其中，e是自然对数的底数。
[0122] 以上所有四种像差度量对于诊断问题和优化激光输送系统1的设计是有用的。因此，以下，通用术语“像差度量”可以指这些度量或者它们的等同形式中的任何一个。显然，增大像差通过像差系数anm、焦斑半径rf和RMS波前误差ω的增大来捕获，而通过斯特列尔比S的减小来捕获。
[0123] 在具体的例子中，这些像差度量之间的关系通过显示球面像差系数a40和对应的斯特列尔比S来表明。在该例子中，手术激光系统将激光束聚焦在其表面下不同深度处的眼组织中。该激光束在1微米波长以及NA=0.3数值孔径时处于衍射极限，并且以正入射角聚焦在组织的表面。这个例子的数值可与下述效果相似，即，将厚度等于扫描深度的平面平行板添加到系统的焦平面附近并且对于盐水执行所述计算。
[0124] 组织的表面在光束中引入了像差，该像差用等式(2)和(3)表征。用像差系数a40表征的球面像差在表面处为零，用其极限构造表征的斯特列尔比为S＝1。
[0125] LASIK手术通常在0.1mm的深度中形成角膜瓣。在这些深度处，斯特列尔比S减小到大约0.996，仅仅是一个很小的减小量。即使在0.6mm深度处，大致在角膜的后面，S也为大约0.85。虽然这是峰值强度的不可忽略的减小，但是这仍可通过调整激光束强度来补偿。
[0126] 另一方面，在表征眼睛中的晶状体的前面的5mm深度处，斯特列尔比可减小到S=0.054。在这个深度和斯特列尔比，光束强度降至远低于等离子体阈值，因此，该光束不能产生LIOB。峰值强度的这个巨大损失不能无不良影响（诸如视网膜的严重过度曝光或者过度增大的气泡大小）地通过增大激光功率来补偿。
[0127] 表1示出了与刚才描述的斯特列尔比对应的球面像差a40。显然，球面像差大致与组织深度成线性地增大，而斯特列尔比S表现出非线性方式：
[0128]
[0129] 表1
[0130] 在旨在对晶状体执行晶状体分离术（lens lysis）、囊切开术或其它手术操作的手术操作中，通常在晶状体的整个深度（其可以差不多有5mm）上扫描焦平面。而且，在整合的角膜-晶状体系统中，总扫描深度可从角膜延伸到晶状体的后面，大约10mm。图3C中标示为“C”的曲线指示，在这样的情况下，焦斑半径增大到高达rf(C)=18微米，该值太大以致于甚至不能出现在与rf(A)和rf(B)相同的绘图上。在一些实施例中，最佳焦平面可被选择为位于深度扫描范围的中间，并且激光束可在+/-5mm深度范围内被扫描。在这种情况下，rf(C)可减小到10微米。
[0131] 这些大的rf(C)值转化为用其它三种像差度量a40、S和ω度量的大量像差。显然，与仅扫描几十毫米的角膜操作相反，晶状体手术的这些大的像差对于激光输送系统1补偿或管理它们的不良后果的设计提出了许多挑战。
[0132] 为了解决与晶状体手术相关联的大的像差度量的问题，一些实施例包括补偿球面像差并且改进像差度量的预补偿器200。这些像差可在目标组织中、或者沿着激光输送系统1内的光路的一部分、或者沿着整个光路显现。
[0133] 图5示出了（不按比例），因为像差度量rf(C)、a40、S和ω取决于焦斑的深度z及其离光轴的径向距离r，所以在下文中，当描述像差度量取某一值时，这将是指该像差度量取一些选定的参考点处的所述值。一组相关的参考点可用它们的柱坐标(z,r)来描述：P1=(0,0),P2=(2,6),P3=(5,0),P4=(8,0),P5=(8,3)，这些坐标全都是以毫米为单位。因为眼睛的主要结构表现出大致圆柱对称性，所以这些P参考点可位于任何方位角φ。因此，这些P点将仅用它们的三个柱坐标中的两个来提及，方位角φ隐去。P1是用于中心定位的角膜手术的典型点，P2是用于周边角膜手术的典型点，P3与晶状体的前区相关，P4与晶状体的后区相关，P5是周边晶状体参考点。其它参考点也可用于表征激光输送系统的像差。在一些情况下，像差度量可以是指在工作波前或照明区上取平均值的像差度量。
[0134] 像差度量可以以几种不同的方式来确定。可在计算机辅助设计（CAD）处理中通过光路的选定部分（诸如目标组织的模型或激光输送系统1的一部分）来跟踪激光束的波前。或者，可在实际的激光输送系统中或者用这两个操作的组合来测量激光束的像差。
[0135] 因此，在一些实现中，由预补偿器200引入的预补偿可通过下述方式来选择，即，沿着光路的可包括目标组织本身的选定部分确定、计算或测量像差度量，然后确定补偿所确定的/所计算的/所测量的像差的预选定部分所需的预补偿量。
[0136] 预补偿器200可高效率地校正或预补偿球面像差，因为球面像差主要影响轴向光线。其它类型的像差，诸如横向像差、散光和彗形像差，影响非零角度光线以及视野光线（field ray），包括偏离光轴的光线。虽然激光引擎100所产生的激光束是基本轴向光束，但是光路中的各种块（最明显地，XY扫描仪300）将该轴向光束变换为具有视野光线的非零角度光束。
[0137] 因此，在其中预补偿器被放置在XY扫描仪300之后的设计中，光束的视野射线可显现出几种不同的像差。不同像差的这种出现提出了巨大的设计挑战，因为(i)光束的优化可能需要补偿这些像差中的几种，并且(ii)不同类型的像差彼此相关。因此，补偿一种类型的像差通常引入有害的其它类型的像差。
[0138] 因此，在其中补偿器被放置在XY扫描仪之后的架构中，球面像差通常仅被补偿到有限程度，并且是以引入其它类型的有害像差为代价。
[0139] 相反，所提出的激光输送系统1的实施例可使预补偿器200在XY扫描仪300之前。该设计使得预补偿器200可预先补偿球面像差，而不引入其它类型的有害像差。
[0140] 一些实现甚至可通过预补偿器200引入轴上预补偿来利用轴上像差和离轴像差的上述互相关性，以补偿由激光输送系统的后一段或目标组织引起的离轴像差。
[0141] 图6A至图6B示意性地示出了预补偿器200的理想化操作。
[0142] 图6A示出了不具有预补偿器的激光输送系统1。通常，光路段301可引入某种程度的球面像差。这通过进入光路段310的未畸变波前和离开光路段301的、具有像差的波前显示出来。该段可以是光路的任何段，诸如目标组织的一部分、或者整个目标组织、或者该光路在激光输送系统1内的一部分。
[0143] 图6B示出了预补偿器200可引入波前的补偿（或互补）畸变。这个被预补偿的波前然后进入光路段301，使得它输出畸变减小的波前或者甚至没有畸变的波前。
[0144] 一些现有的系统根本不具有专用的补偿器。其它系统仅可通过透镜组的透镜以分布式的方式补偿球面像差，所述透镜组还具有其它功能，并且被定位在XY扫描仪之后。在这些现有的系统中，透镜的参数是作为在不同功能之间进行折衷的结果而被选择的，从而导致对它们的性能的限制。
[0145] 相反，激光输送系统1的实施例可使专用预补偿器200设置在XY扫描仪300之前。在一些实施例中，预补偿器200是从激光引擎100接收激光束的第一光学单元或透镜组。因为由于其位置，激光束到达预补偿器200，而不显现出非零角度光线或视野光线（其可由XY扫描仪300引起），所以这些实施例可实现高水平的预补偿。所述预补偿还是高效率的，因为它是预补偿器200的主要功能，因此，与用可作其它功能之用的透镜进行补偿的现有系统相反，设计折衷可保持非常有限。
[0146] 由于这些原因，在这样的实现中，可高程度地校正球面像差，而不影响或引入其它类型的像差。
[0147] 在像差理论中已知，复合透镜系统的球面像差大致上是各个组件的球面像差的总和。因此，在激光输送系统1的一些实现中，有害量的球面像差可通过将预补偿器200设计为引入相等量、但是具有异号的像差来进行补偿。
[0148] 作为例子，当焦斑在眼组织内部的深度从其最佳焦平面移动5mm时，球面像差a40（根据表1）是-2.0微米。因此，在一些实现中，预补偿器200可引入a40=+2.0微米的像差度量。采用一级近似，该预补偿可基本上消除由焦斑的5mm偏移引起的球面像差，并且相应地使斯特列尔比从S=0.054增大回到S＝1（这个简单的例子忽视其它来源的像差）。
[0149] 以下一些实现将通过以下方式来表征，即，将“未预补偿”激光输送系统1（即，其中移除了预补偿器200的激光输送系统）的像差度量与“预补偿”激光输送系统（即，其中没有移除预补偿器200的系统）的像差度量进行比较。
[0150] 在一些实现中，安装预补偿器200可使斯特列尔比从非预补偿激光输送系统1的值SS(precomp)。在一些实现中，S(precomp)可以是例如0.6、0.7、0.8或0.9。
[0151] 如上所述，这里和以下的该斯特利尔比S可以是指以上五个参考点P1-P5处的斯特列尔比S(P1)、…、S(P5)中的任何一个、或者一些其它预定参考点处的斯特列尔比、或者这五个参考点上的斯特列尔比的平均值、或者工作波前上的斯特列尔比的平均值。
[0152] 此外，斯特列尔比可适用于整个激光输送系统1，其从激光引擎100接收激光束，以物镜700结束，并且在眼科目标组织中形成焦斑。在一些其它情况下，该术语可适用于其它目标，包括空气。在一些实现中，该术语可适用于激光输送系统1的子系统。
[0153] 在一些实现中，对于具有相关联的带宽（至少数量级大于具有皮秒或更长的持续时间的激光脉冲的变换有限的带宽）的脉冲，将预补偿器200添加到非预补偿激光输送系统1可使斯特列尔比从低于S=S(precomp)的非预补偿值增大到高于S=S(precomp)的补偿值。
如上，S(precomp)可以是例如0.6、0.7、0.8或0.9。
如上，S(precomp)可以是例如0.6、0.7、0.8或0.9。
[0154] 在一些实现中，将预补偿器200添加到激光输送系统1可在0.4微米至1.1微米的波长范围上使斯特列尔比从低于S=S(precomp)的未预补偿值增大到高于S=S(precomp)的补偿值。如上，S(precomp)可以是例如0.6、0.7、0.8或0.9。
[0155] 在一些实现中，添加预补偿器200可使系统数值孔径从低于NA＝NA(precomp)的未预补偿值（对应于不具有预补偿器200的激光输送系统1）增大到高于NA＝NA(precomp)的预补偿值（对应于具有预补偿器200的激光输送系统1）。在一些实现中，NA(precomp)的值可以是例如0.2、0.25、0.3或0.35。
[0156] 在一些实现中，将预补偿器200添加到不具有预补偿器200的激光输送系统1可使目标组织中的焦斑半径rf从高于rf(precomp)的未预补偿值减小到低于rf(precomp)的预补偿值（对应于具有预补偿器200的激光输送系统1）。在一些实现中，rf(precomp)可以是2、3、或4微米。
[0157] 在一些实现中，安装预补偿器200可使RMS波前误差从未预补偿激光输送系统1的值ω＞ω(precomp)增大到预补偿激光输送系统1的值ω＜ω(precomp)。在一些实现中，ω(precomp)可以是0.06、0.07、0.08或0.09，所有值都是以例如激光束的波长为单位。
[0158] 在一些实现中，安装预补偿器200可使球面像差系数从未预补偿激光输送系统1的值a40>a40(precomp)增大到预补偿激光输送系统1的值a40>a40(precomp)。在一些实现中，a40(precomp)可以是例如2、3或4微米。
[0159] 在一些实现中，将预补偿器200安装到未预补偿激光输送系统1中可使以下像差度量中的至少一个从未预补偿值至少减小一个预补偿百分比P(precomp)：RMS波前误差ω、球面像差度量a40和焦斑半径rf，或者使斯特利尔比S至少增大预补偿百分比P(precomp)。在一些实现中，P(precomp)可以是例如10%或20%或30%或40%。
[0160] 如上所述，这些像差度量中的任何一个可属于参考点P1、…、P5中的任何一个、或者一些其它的预定参考点、或者参考点处的值的平均值，或者可以是波前上的平均值。
[0161] 在一些实施例中，预补偿器200也可补偿非球面像差，诸如一阶或更高阶像差。在一些情况下，它也可执行离轴光线的预补偿。
[0162] 在一些实现中，预补偿器200补偿其它类型的像差，而不使RMS波前误差增大多于0.075，或者保持高于S(precomp)的斯特列尔比具有比如0.8的值。
[0163] 在一些实现中，预补偿器200可使出射预补偿器200的光束rb的半径增大到高于rb=rb(precomp)的值，其中，rb(precomp)可以是比如5mm或8mm。
[0164] 这些功能中的一些可通过将一个或多个可移动透镜包括到预补偿器200中来达到。位置致动器可移动一个可移动透镜或多个可移动透镜，从而改变预补偿器200的一些透镜之间的距离。
[0165] 在具有一个可移动透镜的实现中，预补偿器200的可移动透镜可使激光输送系统1的焦平面或焦斑沿着光轴移动0.3-4.0mm。在一些其它实现中，移动0.5-2.0mm。
[0166] 在一些实现中，当在可移动透镜处于中间位置时上述五个参考点P1、…P5处的斯特列尔比S(low)中的至少一个低于S=S(movable)时，可移动这些可移动透镜，以使斯特列尔比S(low)增大到高于S=S(movable)的值。S(movable)可以是0.6、0.7、0.8或0.9。
[0167] 在一些实现中，可移动可移动透镜，以使斯特列尔比S在范围0.6-0.9内变化。在其它实现中，在范围0.70-0.85内变化。
[0168] 因为预补偿器200位于XY扫描仪300或其它扩束器之前，所以光束半径仍然小。因此，可移动透镜可以是很小的。并且因为可移动透镜小，所以位置致动器可非常快地移动它，从而使得可非常快地改变焦深。这个特征使这些实施例中的深度扫描或Z扫描加速，并且可使Z扫描速度与通常更快的XY扫描速度相当。
[0169] 在一些典型的现有系统中，像差主要通过光学部件（诸如透镜）来补偿。目前描述的可移动透镜预补偿器200也可利用一个可快速移动透镜或多个可快速移动透镜来实现该功能。具体地讲，当XY扫描仪300扫描激光束时，可使一个可移动透镜或多个可移动透镜以足够高的速度移动，以使得与XY扫描相关联的像差得到所需程度的补偿。
[0170] 图7A示出了，当通过基本上跟踪平面的或曲面的患者界面208来执行横向手术切割206时，该方面可以是有用的。小型可移动透镜的速度使得以XY扫描所需的速度执行Z扫描成为可能，从而形成所需的弯曲切口。
[0171] 在一些实现中，弯曲切口或弯曲目标线的曲率或半径可小于1mm、10mm和100mm。
[0172] 图7B示出了高Z扫描速度的另一有用方面。大多数光学系统的焦平面都有点弯曲。如果期望创建基本上笔直的横向切口（其因此不跟踪焦平面的曲率），则需要连续地、与快速横向XY扫描同步地重新调整焦深，以补偿焦平面的曲率。例如，对于具有光栅扫描模式的径向切口或平面切口，径向或XY坐标的改变可以非常快。在这些操作中，快速Z扫描速度可帮助形成所需的笔直切口。
[0173] 最后，高Z扫描速度对于快速地执行一些手术操作（诸如角膜操作）也可以是有用的。
[0174] 在一些实现中，可移动透镜预补偿器200可以以至少为焦斑的最大横向扫描速度的5%的轴向速度改变激光输送系统的焦斑的深度。在一些实现中，以至少为焦斑的最大横向扫描速度的10%的轴向速度。在其它实施例中，以至少为焦斑的最大横向扫描速度的20%的轴向速度。
[0175] 在一些实现中，可移动透镜预补偿器200可在Z扫描时间内使焦斑的Z坐标改变0.5-1毫米。
[0176] 在一些实现中，该Z扫描时间可以在10-100纳秒、100纳秒-1毫秒、1毫秒-10毫秒以及10毫秒-100毫秒的范围内。
[0177] 在一些实现中，透镜组的可移动透镜可在Z移动范围内移动，以使第一像差度量至少减小可移动百分比P(movable)。这里，第一像差度量可以是球面像差系数a40、RMS波前误差ω和焦斑半径rf，并且可移动百分比P(movable)可以是10%、20%、30%和40%。
[0178] 在一些实现中，透镜组的可移动透镜可在Z移动范围内移动，以使斯特利尔比S至少增大可移动百分比P(movable)，P(movable)可以是10%、20%、30%和40%。
[0179] 在一些实现中，可移动透镜预补偿器200能够通过移动可移动透镜来基本上独立地改变激光输送系统1的数值孔径NA、焦斑的Z深度、所述像差度量中的任何一个以及光束直径。换句话讲，移动可移动透镜能够改变激光输送系统1的这四个特性中的任何一个，而不改变其它两个特性。这些实施例为实施例的操作者提供了相当大的控制。
[0180] 预补偿器200的一些功能有时被称为光束调理或光束扩展。相应地，在一些现存的系统中，具有相似功能的块被称为光束调理器或扩束器。
[0181] 在一些实施例中，预补偿器200仅包括实现以上功能的一个透镜。
[0182] 在一些实施例中，预补偿器200包括实现以上功能的两个到五个透镜。
[0183] 图8A示出包括透镜221、透镜222和透镜223的预补偿器200的三透镜实施例。
[0184] 图8B示出包括透镜221’、透镜222’和透镜223’的可移动透镜预补偿器200’的三透镜实施例。
[0185] 图8C示出包括透镜231-234的预补偿器200”的四透镜实施例。
[0186] 图8D示出包括透镜231’、透镜232’、透镜233’和透镜234’的可移动透镜预补偿器200”’的四透镜实施例。
[0187] 表2至表4示出了图8A至图8B的预补偿器200和200’的各种三透镜实现。预补偿器200的实施例可使用薄透镜来实现。因此，可根据各个透镜的折光力及其离下一透镜的距离来描述它们。
[0188] 表2示出了预补偿器200的三固定透镜实施例，该实施例也显示在图8A中。在表2中，列1显示透镜编号，列2显示按屈光度Di（i=1,2,3）测量的折光力，列3显示透镜i与i+1之间的距离di（i=1,2）。
[0189]
[0190] 关于图8A的表2
[0191] 表3示出了如图8B中那样具有两个可移动透镜222’和223’的预补偿器200’的可能实现，在列3和列4中显示了两种构造A和B中的透镜间隔diA和diB。透镜间隔di可在diA与diB之间连续地变化。
[0192]
[0193] 关于图8B的表3
[0194] 表4示出了在各种实现中，以上参数Di和di可根据大量设计考虑因素（诸如不同的光束大小和可用空间）来取宽区间中的值。这些实现的一些参数可通过下述方式结合到表2至表3的实施例：用比例因子a缩放折光力，并且用对应的比例因子1/a缩放距离。此外，折光力另外可通过容许因子t1至t3来进行修改，以将容限和设计实现的差异考虑在内。表4中总结了这些关系：
[0195]
[0196] 关于图8A至图8B的表4
[0197] 在一些实现中，比例因子a可以在0.3至3的范围内，容许因子t1、t2和t3可以在0.8至1.2的范围内。
[0198] 相似地，表5示出了如图8C所示的预补偿器200”的各种四透镜实现，其中透镜231、232、233和234是固定的。
[0199]
[0200] 关于图8C的表5
[0201] 表6示出了图8D的具有一个可移动透镜232’的预补偿器200”’的四透镜实现。
[0202]
[0203] 关于图8D的表6
[0204] 如三透镜实现中那样，四透镜补偿器200”和200”’的参数可取宽范围内的值。与表4相似，这些实现中的一些的参数再次可通过比例因子a、1/a、t1、t2、t3和t4彼此相关。比例因子a可以在0.2至5的范围内，容许因子t1、…t4可以在0.7至1.3的范围内。
[0205] 在其它实施例中，利用其它组合和范围。在这些范围内，激光输送系统1的许多实施例是可能的，因为可针对许多不同的功能对该系统进行优化，从而导致不同的选择。设计折衷和优化约束可导致大量实现，每种实现具有它自己的优点。大量可能性由以上表2至表6中的参数范围示出。
[0206] 在预补偿器200’的一个可移动透镜的实现中，移动透镜可基本上独立地改变激光系统的特性之一。这些参数包括Z焦深、数值孔径NA、所述像差度量中的任何一个以及出射光束的直径。例如，这些实现使得操作者可改变比如激光输送系统1的数值孔径，而不改变比如Z焦深。
[0207] 在一些实现中，预补偿器200具有两个独立移动的元件。这样的实现使得操作者可在保持像差固定的同时独立地控制激光束的两个特性，诸如，光束直径和数值孔径NA。
[0208] 图9示出了另一激光输送系统1’的例子，其中，各个光学块的Z扫描功能被突出。具体地讲，激光引擎100产生被第一Z扫描仪250接收的激光束。第一Z扫描仪250从激光引擎100接收激光束，并且沿着激光输送系统1’的光轴在第一Z区间上扫描激光输送系统1’的焦点。第一Z扫描仪250输出的光束被XY扫描仪300接收，XY扫描仪300在基本上横跨激光系统的光轴的方向上扫描激光束。输出的XY扫描激光束然后被第二Z扫描仪
450接收，第二Z扫描仪450沿着激光系统的光轴在第二Z区间上扫描激光系统的焦点。
450接收，第二Z扫描仪450沿着激光系统的光轴在第二Z区间上扫描激光系统的焦点。
[0209] 在一些实现中，第一Z扫描仪250被构造为使得第一Z区间适合于角膜手术操作，第二Z扫描仪450被构造为使得第二Z区间适合于前段手术操作。
[0210] 在一些实现中，第一Z区间在0.05-1mm的范围内，第二Z区间在1-5mm的范围内。
[0211] 在一些实现中，第一Z区间在1-5mm的范围内，第二Z区间在5-10mm的范围内。
[0212] 在一些实现中，第一Z扫描仪250被构造为在第一Z扫描时间内在0.05mm-1mm的第一Z区间上扫描焦点。第一Z扫描时间可以在10-100纳秒、100纳秒-1毫秒、1毫秒-10毫秒和10毫秒-100毫秒的范围之一内。
[0213] 在一些实现中，第二Z扫描仪450被构造为在第二Z扫描时间内在1mm-5mm的第二Z区间上扫描焦点。第二Z扫描时间可以在10-100毫秒和100毫秒-1秒的范围之一内。
[0214] 在一些实现中，第一Z扫描仪250被构造为使激光束的数值孔径改变大于10%。
[0215] 在一些实现中，第二Z扫描仪450被构造为使激光束的数值孔径改变大于10%。
[0216] 在一些实现中，第一Z扫描仪250被构造为使激光束的数值孔径改变大于25%。
[0217] 在一些实现中，第二Z扫描仪450被构造为使激光束的数值孔径改变大于25%。
[0218] 图10显示了上述元件的许多变型的汇总表。如所示，一些实现可具有0个Z深度扫描仪、在XY扫描仪300之前的1个Z深度扫描仪、在XY扫描仪300之后的1个Z深度扫描仪和2个Z深度扫描仪（一个在XY扫描仪300之前，一个在XY扫描仪300之后）。
[0219] 此外，一些实现可具有0个NA控制器、在XY扫描仪300之前的1个NA控制器、在XY扫描仪300之后的1个NA控制器和2个NA控制器（一个在XY扫描仪300之前，一个在XY扫描仪300之后）。
[0220] 这里，Z扫描仪和NA控制器很普遍地是指可分别修改Z深度和数值孔径NA的单个透镜或透镜组。在一些情况下，这些修改器可由单个电致动器启动或控制，该单个电致动器使得修改器的透镜同步移动以修改光束的NA或Z深度。
[0221] Z扫描仪和NA控制器都可容纳在图9的第一Z扫描仪250和第二Z扫描仪450中。在一些情况下，对应的光学元件是完全不同的，在其它实现中，容纳在同一Z扫描仪块250或450中的Z扫描仪和NA控制器可共享一个或多个透镜、可移动透镜或电致动器。
[0222] 如图10所示，0个Z扫描仪和1个或2个NA控制器在固定的Z深度处工作，但是可在XY扫描期间控制NA。
[0223] 1个Z扫描仪和0个NA控制器可执行Z扫描。
[0224] 1个Z扫描仪和1个或2个NA控制器除了Z扫描之外还可执行NA的控制。
[0225] 2个Z扫描仪可以以两种速度执行Z扫描，并且当与1个或2个NA控制器组合时还可控制NA。
[0226] 在一些实现中还使用非透镜光学元件，诸如可变光圈和光瞳。
[0227] 另外，所示的16种组合中的大多数可被进一步构造为预补偿选定的像差，诸如球面像差。
[0228] 图10示出了各种系统特性（诸如光束的Z深度、其数值孔径NA及其用其像差度量（诸如斯特列尔比S）表示的像差）可被彼此独立地控制或调整。这样的实施例为激光输送系统1的操作者提供了大的控制和精度。
[0229] 在相似的实施例中，可对光束特性的其它配对执行这样的双光束调理。例如，可关于像差控制器和光束直径控制器创建具有4×4=16个配对的类似表格。这里，0个、1个或2个像差控制器可按所有可能的组合与0个、1个或2个光束直径控制器配对。
[0230] 光束特性列表包括：焦斑的Z深度、数值孔径NA、光束半径和任何像差度量（诸如斯特列尔S、焦斑半径rf、RMS波前误差ω和球面像差度量a40）。
[0231] 3、XY扫描仪300
[0232] XY扫描仪300可直接或间接地从预补偿器200接收被预补偿的、已通过一些中间光学元件的光束。XY扫描仪300的功能可以是在基本上横跨于激光输送系统1的光轴的方向上扫描从预补偿器200接收的光束。在各种实施例中，“横跨”方向不必垂直于光轴，而是可包括与光轴成相当大角度的任何方向。
[0233] 在一些实施例中，XY扫描仪300输出扫描激光束，已传播通过激光输送系统1并且已到达手术区域的该扫描激光束在横跨方向上从零扫描到5-14mm的XY扫描范围的最大值。在一些实现中，XY扫描范围的最大值在8mm与12mm之间。
[0234] 图11A示出了XY扫描仪300可包括X扫描仪和Y扫描仪。在一些现存的设计中，X扫描仪和Y扫描仪均包括一个反射镜：单个X扫描反射镜310和单个Y扫描反射镜320。在这样的设计中，被X扫描反射镜310偏转的光束根据X扫描反射镜310的方位在不同的点处照射Y扫描反射镜320。具体地讲，当X扫描反射镜310处于位置310a上时，入射光束331被反射为光束332a，而当X扫描反射镜旋转到位置310b时，入射光束被反射为光束
332b。
332b。
[0235] 这两个光束332a和332b在不同的位置照射Y扫描反射镜320，因此，即使对于处于位置320a上的固定Y扫描反射镜320，它们也将分别引起两个不同的反射光束333aa和333ba。更为糟糕的是，当Y扫描反射镜320本身从位置320a旋转到320b时，两个入射光束
332a和332b引起两个另外的反射光束333ab和333bb，所有四个光束333aa、333ab、333ba和333bb都在不同的方向上传播。
332a和332b引起两个另外的反射光束333ab和333bb，所有四个光束333aa、333ab、333ba和333bb都在不同的方向上传播。
[0236] 所述问题可用枢轴点的概念来表征。扫描光学元件的枢轴点的一种定义可以是从该光学扫描元件出射的基本上所有光线都通过的点。该概念类似于如用于移动光学元件（诸如扫描仪）的非移动折射元件的焦点。
[0237] 使用该术语，以上问题在图11A中可追溯到固定在X扫描反射镜310自身上的X扫描仪枢轴点315X。输出的扫描光束对于后面的光学元件将表现为从X扫描反射镜310上的单个枢轴点315X散发，从而传播到宽范围的角度中。两反射镜设计的这种发散可导致几种不同类型的不良像差。
[0238] 图11B示出了现有的三反射镜XY扫描仪300’，其中，X扫描仪310包括解决这个问题的两个反射镜311和312。为了清晰起见，从侧面显示反射镜。在该设计中，X扫描反射镜311和312以协调的方式执行X扫描功能。如图11B所示，随着第一X扫描反射镜311将其方位从311a变为311b，第二X扫描反射镜312可以以协调的方式从312a旋转到312b。这些协调的扫描旋转使得两种旋转状态下的偏转光束332a和332b通过枢轴点315X成为可能，枢轴点315X升离X扫描反射镜。
[0239] 因为X扫描仪枢轴点315X升离X扫描反射镜本身，所以可调整其位置。在图11B的设计中，X扫描反射镜被设计为将枢轴点315X基本上放置到Y扫描反射镜320上。在这样的设计中，基本上解决了图11A中的X扫描仪310的问题，并且相应的像差减小了很多。
[0240] 然而，即使这种设计具有与图11A的问题相似的问题，也仅仅是在Y扫描反射镜320的情况下。在图11B的设计中，Y扫描仪枢轴点315Y仍固定到Y扫描反射镜。
[0241] 光学系统的入射光瞳是当从该系统的前面观看时孔径光阑的图像。出射光瞳是孔径光阑在图像空间中的图像。在具有多组透镜的光学系统中，入射光瞳和出射光瞳的位置通常被小心地调整。在许多设计中，一个透镜组的出射光瞳与后面的透镜组的入射光瞳匹配。
[0242] 对于XY扫描仪310，枢轴点可被认为是出射光瞳。在一些实施例中，该出射光瞳与后面的透镜组（诸如Z扫描仪450）的入射光瞳匹配。然而，该透镜组的入射光瞳可以在该透镜组的物理边界的内部，在该内部，不能放置扫描仪块。在这种情况下，在可任意选择的某一位置处，下述扫描仪块是可取的，关于该扫描仪块的枢轴点在该扫描仪块的物理边界的外部。
[0243] 图11C示出了解决该问题的四反射镜设计。在XY扫描仪300”中，X扫描仪310再次包括两个X扫描反射镜311和312。然而，Y扫描仪也包括两个Y扫描反射镜321和322。
[0244] XY扫描仪300”将Y扫描仪枢轴点315Y从Y扫描反射镜移除。因此，XY扫描仪300”可将Y扫描仪或输出枢轴点315Y控制到预定位置。一个例子是将Y扫描输出枢轴点
315Y移到后一透镜组的入射光瞳340上。在一些实现中，X枢轴点315X还可以也被移到同一位置。
315Y移到后一透镜组的入射光瞳340上。在一些实现中，X枢轴点315X还可以也被移到同一位置。
[0245] 这种设计的其它方面包括，XY扫描仪300”可基本上独立地控制(i)输出的被扫描光束与激光输送系统1的光轴之间的角度α、以及(ii)其中扫描光束射入后一光学元件的入射光瞳的位置，该位置用离光轴的距离d来表征。因为这些控制近似独立，所以XY扫描仪300”可提供像差最小化的扫描光束，并且还可控制周边区域中的散光和彗形像差，所述周边区域包括手术区域的周边区域。
[0246] XY扫描仪300”的一些实现仅包括一个X扫描反射镜310和一个Y扫描反射镜320，它们均是“快速控制”型。单个快速控制反射镜能够围绕两个旋转轴进行角运动。一对这些快速控制反射镜还可控制横跨于光轴的平面中的光束角度和光束位置。
[0247] 在一些实现中，XY扫描仪300”被构造为在激光系统的焦平面上在下述XY扫描范围上扫描激光束，所述XY扫描范围的最大值长于5毫米，并且短于15毫米。
[0248] 在一些实现中，由第一XY快速控制反射镜和第二XY快速控制反射镜产生的X枢轴点和由第一XY快速控制反射镜和第二XY快速控制反射镜产生的Y枢轴点一致。
[0249] 4、Z扫描仪450
[0250] 如上所述，眼科手术系统通过具有下述设计而被构造为执行前段手术或晶状体手术，所述设计使得可在比角膜操作中的扫描区间大得多的区间上扫描焦点。在一些实现中，在5mm至10mm或者0mm至15mm的Z扫描范围内的Z扫描路径上执行Z扫描。（在整个本申请中，术语“在x mm至y mm范围内扫描”是指其初始值为x mm或更大并且结束值为y mm或更小的扫描路径，包括不在整个扫描范围上延伸的所有扫描路径。
[0251] 这里，回想起，“X、Y、Z”分配在整个实现中的意义是广义上的。Z通常表示可接近于几何轴的光轴。但是，目标组织（诸如眼睛）内部的Z方向可能不是完全平行于激光输送系统1的光轴。这两个轴之间的任何折衷轴都也可被称为Z方向。此外，X方向、Y方向不必垂直于Z轴。它们可以指与Z方向成相当大角度的任何方向。此外，在一些实施例中，径向坐标系可能更适合描述激光输送系统1的扫描。在这些实现中，XY扫描是指不平行于Z轴的、用合适的径向坐标参数化表示的任何扫描。
[0252] 图1示出了激光输送系统1的一些实现通过将第一扩束块400和可移动扩束块500包括在Z扫描仪450中来实现这些具有挑战性的大的Z扫描范围。在各种实现中，第一扩束器块400可以是可移动块或固定块。第一扩束器块400与可移动扩束器块500之间的距离可以比如由位置致动器来调整。
[0253] 如图2A至图2B中已经所示的，随着焦点从其在目标组织中的最佳位置移走，像差增大。这些像差通常被称为“几何像差”，因为它们可从跟踪几何光线获得理解，并且来自于晶状体的有限范围。这些几何像差可通过使Z扫描仪450的数值孔径更小来进行限制。就这点而论，几何像差取决于Z焦深和数值孔径NA这二者。
[0254] 另外，随着减小数值孔径NA，第二像差来源起因于光的波动性。这些像差引起所谓的“衍射像差”。该第二类型的像差随着减小数值孔径而增大焦斑半径。
[0255] 图12A至图12B示出了作为Z扫描仪450的孔径大小的函数的、眼前段中的几何像差和衍射像差，这些像差用以上像差度量之一：焦斑半径rf表征。因为几何像差随着孔径大小增大，而衍射像差随着孔径大小减小，所以被定义为这两种像差的总和的总像差表现出最佳像差时的最佳最小值以及对应的最佳数值孔径NAopt。
[0256] 这里，常见定义联系数值孔径NA与孔径大小：NA=n*Sin ArTan(aperture size/(2*focal length))，其中，n是其中形成图像的材料的折射率。
[0257] 这些曲线是关于特定的Z焦深的，在图12A中是关于1mm Z焦深的，在图12B中是关于8mm Z焦深的。因为几何像差在不同的Z焦深处是不同的，所以总像差曲线的最小值（因此，整个系统的最佳孔径大小和最佳数值孔径NAopt）取决于Z焦深：NAopt＝NAopt(z)。具体地讲，在该特定实例中，当Z焦深从1mm增大到8mm时，最佳孔径大小和NAopt减小，以便使Z焦深从32mm增大到25mm。因此，意图用于角膜手术和晶状体手术这二者的激光输送系统需要覆盖更广的孔径范围和对应的NA范围。该要求提出了相当大的设计挑战。
[0258] 如以下进一步讨论的，图12A至图12B还示出了，对于1mm的典型角膜Z焦深，像差表现出宽而平的最佳值，而对于典型用于晶状体手术的Z焦深，它表现出较窄的、较尖锐的最小值。
[0259] 像差还可用其它三种像差度量S、ω或a40来表征，所有这些像差度量产生表现出最佳值的曲线。以上四种像差度量中的任何一个可对应于上述五个参考点P(1)、…P(5)中的任何一个，或者可以是在这些参考点中的一些或全部上获得的平均值，或者可对应于其它参考点。
[0260] 在一些实现中，在广范围的Z焦深中，孔径大小和对应的NA可被基本上调整到最佳数值孔径NAopt(z)，该最佳数值孔径NAopt(z)使用像差度量测量的总像差最小。这种功能使得可大大地减小总像差。这里，如前，像差可用以上五个参考点P1、…P5中的任何一个处的四个像差度量rf、S、ω或a40之一来测量。最佳像差对应于像差度量rf、ω或a40的最小值或者斯特列尔比S的最大值。
[0261] 在其中可能不能达到最佳像差或者设计考虑因素决定了应该使用远离最佳值的像差的一些其它实现中，与其中Z扫描仪450的第二块不可移动、因此数值孔径不可调整的基本上相同的激光系统的像差度量相比，可移动扩束器块500仍可使像差度量rf、ω或a40的值至少减小P(MovableExpander)百分比，或者相应地使斯特列尔比S的值至少增大P(MovableExpander)。在一些实现中，P(MovableExpandeer)可以是20%、30%、40%或50%。这里，如前，可在五个参考点P1、…P5中的任何一个处测量像差度量rf、S、ω或a40。
[0262] 在一些实现中，相对于其中Z扫描仪不具有可调整数值孔径并且具有低于0.8的斯特列尔比S的基本上相同的激光系统，具有数值孔径NA可调整的Z扫描仪450的激光系统可使斯特列尔比S增大到高于0.8。
[0263] 另外的设计挑战不仅要通过将激光输送系统调整到其最佳孔径大小和对应的数值孔径NAopt(z)来使固定Z焦深处的总像差最小，而且还要随着Z焦深被扫描，保持该系统至少接近于Z相关的最佳数值孔径NAopt(z)。在典型的实现中，最佳数值孔径随着焦深增大而减小。
[0264] 为了解决最佳孔径随着Z焦深在Z扫描范围内被扫描的这种变化，激光输送系统1的实现具有下述能力，即，基本上与改变Z焦深本身无关地，改变作为Z扫描仪450的独立参数的数值孔径NA(z)。
[0265] 其中两个量（目前为Z焦深和数值孔径NA）基本上被独立地控制的实现通常具有实现这种模态的一对控制参数。例子包括第一扩束器块400与可移动扩束器块500之间的可控距离和这些块中的任何一个中的可移动透镜的位置的配对，所述位置可由二级光学控制器调整。另一个例子包括Z扫描仪450的两个块中的按任何组合的两个可移动透镜。回想起，第一扩束器块400可被实现为固定块或可移动块。
[0266] 在一些实现中，数值孔径NA可被调整到一系列最佳数值孔径值NAopt(z)，随着Z焦深被扫描，这一系列最佳数值孔径值NAopt(z)产生一系列Z焦深处的一系列最佳总像差值。
[0267] 如前，最佳总像差可通过以上像差度量rf、ω或a40中的任何一个的最小值或者斯特列尔比S的最大值来捕获。Z扫描范围可以为比如5-10mm或0-15mm。Z焦深可在半径r1=0mm或r2=3mm、或者在某个其它半径r、或者在比如以r<3mm为边界的可变半径r(z)处被扫描。
[0268] 表7示出了下述例子，在该例子中，第二列描述眼目标组织中的(-0.14mm,11.65mm)的Z扫描范围内的Z焦深的扫描，第三列显示对应的NAopt(z)值。Z扫描仪450的实现能够在该范围内调整Z焦深，并且能够将数值孔径NA调整到其在这些焦深处的最佳值NAopt(z)。
[0269]
[0270] 表7
[0271] 在一些其它实施例中，Z焦深可在0mm至10mm的Z扫描范围内被扫描。在扫描过程中，数值孔径可在0.4至0.1的范围内变化，在一些其它实施例中，从0.35变到0.15。
[0272] 图12C示出了与8mm、4mm、2mm和0mm的一系列Z焦深对应的像差曲线的相似系列，该相似系列陈列出一系列对应的最佳数值孔径Nopt(z)。
[0273] 图12D明确地示出了作为对应Z焦深的函数的最佳数值孔径Nopt(z)。
[0274] 如上所述，Z焦深和数值孔径NA的分开的可调整性通常需要两个可独立调整的控制参数。然而，一些实现可能没有提供Z和NA的分开的且独立的可调整性。相反，对于每个Z焦深，这些实现自动地将数值孔径调整到其最佳值NAopt(z)或者至少调整到NAopt(z)附近，而没有操作者分开调整NA的步骤。例如，NA可跟踪P(track)百分比内的NAopt(z)，其中，P(track)可以是10%、20%或30%。
[0275] 这些实现可仅具有单个集成可调整控制器。在刚才描述的例子中，该集成控制器可仅向系统的用户显示它控制目标区域中的Z焦深。然而，该控制器可包含耦合的孔径调整器，其在激光输送系统1的用户不执行分开的调谐步骤的情况下同时地调整数值孔径NA以跟踪NAopt(z)。
[0276] 在一些实现中，调整第一扩束器400与可移动扩束器500之间的距离可足以执行这种功能。在其它实现中，单个可移动透镜可提供这种模态。在还有的其它实现中，可利用两个调整器的组合。
[0277] 这些实现为激光输送系统1的操作者提供了简化的控制功能。因为实现这样的单个集成控制功能是设计挑战，所以一些实现与其它块（诸如预补偿器200、XY扫描仪300和物镜700）组合执行这些集成控制功能。
[0278] 在其中出于各种设计考虑因素而不能实现或没有实现最佳总像差值的一些实现中，可将数值孔径NA调整到沿着Z扫描范围内的Z扫描路径的一系列Z焦深处的一系列数值孔径值，以使总像差相对于其Z扫描仪450不具有可调整数值孔径NA的激光系统至少减小P(scan)百分比。在一些实现中，P(scan)可以是20、30、40或50百分比。
[0279] 如前，总像差可用前面介绍的像差度量rf、ω或a40中的任何一个来表征。等同地，像差的减小可用斯特列尔比S的对应增大来表征。Z扫描路径可以是以激光系统的光轴或Z轴为圆心的半径R处的、平行于Z轴的路径。在一些实现中，Z扫描路径可位于以光轴为圆心的半径r1=0mm与r2=3mm之间。
[0280] 总像差可以以几种不同的方式来测量。总像差可以是指在Z扫描路径上取平均值的总像差、或者沿着扫描路径的总像差的最大值或最小值。总像差的减小可以是指这些可能性中的任何一个。
[0281] 在一些实现中，可将数值孔径NA从当执行角膜操作时的第一值调整到当执行前段手术时的第二值。在一些实现中，第一值在0.2-0.5的范围内，第二值在0.1-0.3的范围内。在一些其它实现中，第一值可以在0.25-0.35的范围内，第二值可以在0.15-0.25的范围内。
[0282] 所提出的Z扫描仪450的实现在包括以下方面的几个其它方面区别于现存的角膜激光输送系统。
[0283] 1、在角膜激光输送系统中，通常要求数值孔径在焦深的Z扫描期间不改变，以确保设计的简单性。这种设计对于角膜手术是满意的，因为由典型的1mm Z扫描引起的总像差不是角膜激光输送系统的精度的严重限制因素。相反，激光输送系统1的实现具有可变数值孔径NA，以在比如5-10mm的长的手术Z区间上保持将孔径调整到其最佳孔径。当然，这通过可基本上与Z焦深无关地调整的数值孔径NA的模态来实现。
[0284] 2、此外，典型的现有角膜系统使它们的Z扫描仪在物镜700中或者作为物镜700的复杂实现的一部分，而所提出的Z扫描仪450设置在物镜700之前。这里，物镜700表示激光输送系统1的最后的透镜组，其设置在与XY扫描仪和Z扫描仪的功能机械壳体分离的功能机械壳体中。术语功能机械壳体不是指其设计可根据工效学或外观考虑因素来决定的输送系统的整体壳体，而是指与透镜固定在一起以执行它们的实际光学功能的壳体。所提出的实现的物镜700通常被定位在Z扫描仪450输出的XYZ扫描光束被反射镜600偏转之后的光路中。
[0285] 3、图12A至图12B示出了晶状体手术光学系统的设计中的另一挑战。显然，对于1mm的典型角膜Z焦深，总像差表现出宽而平的最佳区域，因此，(i)可针对其它考虑因素对系统参数进行优化，(ii)可使用宽的Z扫描范围，(iii)需要系统参数的精度较低的调谐，所有这些都不会过多地劣化焦斑大小。相反，对于晶状体手术系统，在以下时候焦斑大小迅速劣化：(i)针对其它考虑因素对系统参数进行优化时，(ii)执行更宽的Z扫描范围时，以及(iii)不太精确地调谐系统参数时。
[0286] 在Z扫描仪450的实施例的另一方面，回想起，包括成像子系统或视觉观测光学子系统的激光输送系统具有与通过反射镜600耦合到激光输送系统1中的这些子系统中的任何一个相关联的光束。反射镜600可以是例如二向色反射镜。在典型的手术系统中，物镜700是指被定位在光路中、反射镜600之后的透镜组。
[0287] 实现在反射镜600之前并且与物镜700分离的Z扫描仪450也是重要的设计考虑因素，因为由于物镜700使得与目标组织（诸如患者的眼睛）基本上直接接触，所以物镜700的重量是关键因素。因此，使物镜700的重量或质量最小使得激光输送系统1的实现对眼睛施加减小的压力。并且因为该压力使眼睛本身变形，因而降低手术操作的精度，所以减小眼睛上的压力的设计相当大地提高了眼科手术的精度。
[0288] 表8至表9示出了用于第一扩束器块400和可移动扩束器块500的各种实施例的一些相关参数的范围。扩束器块均可具有被构造为实现以上功能的2-10个透镜，在一些实施例中，3-5个这样的透镜。
[0289] 表8使用根据各个表面描述厚透镜组的行业标准惯例示出了第一扩束器块400的五透镜实施例。第一扩束器块400可包括具有在（括号所指示的）以下范围内的参数的透镜411、412、413、414和415。
[0290]表面 曲率[1/m] 距离[mm] 折射率n
1 (0,1.5) (5,25) (1.6,1.93)
2 (22,28) (12,22) (1.6,1.7)
3 (-17,-14) (0.5,12) 1
4 (7.0,8.5) (15,29) (1.65,1.8)
5 (-19,-13) (3,14) 1
6 (14,18) (8,12) (1.6,1.7)
7 (0,9.3) (6,12) 1
8 (-28,-21) (1,5) (1.65,1.75)
9 (-15,-6)
1 (0,1.5) (5,25) (1.6,1.93)
2 (22,28) (12,22) (1.6,1.7)
3 (-17,-14) (0.5,12) 1
4 (7.0,8.5) (15,29) (1.65,1.8)
5 (-19,-13) (3,14) 1
6 (14,18) (8,12) (1.6,1.7)
7 (0,9.3) (6,12) 1
8 (-28,-21) (1,5) (1.65,1.75)
9 (-15,-6)
[0291] 表8
[0292] 在一些实施例中，第一扩束器块400从面对XY扫描仪300的输入侧起依次包括：具有正折光力的第一透镜组、具有面对输入侧的凸面的弯月透镜以及具有面对输入侧的凹面的第二透镜。
[0293] 其它实现通过比例因子a与表8的实现相关，所述其它实现具有五个缩放透镜，使第二列的曲率乘以a，使第三列的距离乘以1/a，并且具有不变的折射率n。比例因子可取0.3与3之间的值。
[0294] 表9示出了移动扩束器块500的四透镜实施例，移动扩束器块500包括具有在以下范围内的参数的透镜511、512、513和514：
[0295]
[0296] 表9
[0297] 可移动扩束器块500的一些实现从面对第一扩束器块400的输入侧起包括：具有面对输入侧的凹面的弯月透镜、具有负折光力的负透镜和具有正折光力的正透镜组。
[0298] 其它实现通过比例因子a与表9的实现相关，所述其它实现具有四个缩放透镜，使第二列的曲率乘以a，使第三列的距离乘以1/a，并且具有不变的折射率n。比例因子可取0.3与3之间的值。
[0299] 图13A至图13B示出了表8至表9的具有两种构造的实施例，这两种构造具有第一扩束器块400与移动扩束器块500之间的不同距离。在一些实现中，移动扩束器块500可相对于第一扩束器块400移动d=5-50mm范围内的距离。
[0300] 这些图示出了Z扫描仪450在工作时的设计考虑因素。
[0301] 图13A示出了当可移动扩束器块500位于离第一扩束器块400相对远的位置上时的情况。在这种情况下，出射组合组装件的光束具有(i)会聚光线、(ii)出射光瞳ExP处的相对大的直径、(iii)当固定焦距物镜被放置在Z扫描仪450的出射光瞳附近时的焦斑的较浅Z深度，因而，(iv)焦斑由具有较高数值孔径NA的光束形成。
[0302] 图13B示出了当可移动扩束器块500比图13A的情况接近第一扩束器400时的情况。这里，光束具有(i)发散光线、(ii)出射光瞳ExP处的较小直径、(iii)当固定焦距物镜被放置在Z扫描仪450的出射光瞳附近时的焦斑的较深Z深度，因而，(iv)焦斑由具有较小数值孔径NA的光束形成。
[0303] 总之，在较浅的Z焦深处，焦斑由大的NA光束创建，而对于渐增的Z焦深，数值孔径NA减小。数值孔径NA的相对变化可通过下述方式优化，即，优化扩束器块400和500的出射光瞳ExP的位置和聚焦物镜700的入射光瞳的位置。这些实现是用于在甚至不利用预补偿器200的功能的情况下优化不同焦深处的数值孔径的替代方式。
[0304] 如以上所讨论的，数值孔径NA可在具有或不具有预补偿器200的情况下被大范围地调整。在整个激光输送系统1中，数值孔径NA可通过下述方式调整，即，控制预补偿器200、第一扩束器块400或可移动扩束器块500，或者组合地控制这些块。实际上的实现的实际选择依赖于其它较高级别的系统级要求，诸如扫描范围、扫描速度和复杂性。具有其它数值范围的实现也可被构造为执行上述功能中的一些或全部。
[0305] 图14示出了Z扫描仪450的另一方面。显示这些不同特性光束从XY扫描仪300的出射枢轴点PP(XY)散发。明显地，所有三个特性光束被Z扫描仪450聚焦到物镜700的入射枢轴点PP(O)。PP(O)的位置可以比如通过移动可移动扩束器500来调整。
[0306] 如以下所讨论的，产生位于XY扫描仪300外部的枢轴点PP(O)的激光输送系统具有比如在其中PP(O)枢轴点落在物镜700内部的实施例中有用的特征。
[0307] 在其它实施例中，XY扫描仪300具有比到Z扫描仪450的距离远的出射枢轴点PP(XY)。在这些实施例中，Z扫描仪450仅将XY扫描仪300的出射枢轴点PP(XY)修改成物镜700的入射枢轴点PP(O)。
[0308] 在任一情况下，这些实现都利用中间焦平面451的存在，中间焦平面451位于第一扩束器块400与可移动扩束器块500之间。该中间焦平面451的存在是通过三个特性光束的基本上与同一z坐标横向对齐的焦点来指示的。相反，不具备这样的中间焦平面的实现不太适合具有可调整枢轴点PP(O)。
[0309] 图15示出了包括与图1和图9中的系统相似的块的眼科激光系统1”的例子，所述块包括激光引擎100、XY扫描仪300、分束器600、物镜700和患者界面800。另外，激光系统1”可包括沿着Z轴扫描激光束的Z扫描仪，其中，Z扫描仪可包括连续式Z扫描仪250b和增量式Z扫描仪450b。
[0310] 在相似的实施例中，可将两个Z扫描仪250b和450b集成到单个壳体中。在其它实施例中，两个Z扫描仪的顺序可互换，增量式Z扫描仪450b在XY扫描仪300之前，连续式Z扫描仪250b在XY扫描仪300之后。在还有的其它实现中，物镜700可以部分或全部与相邻的Z扫描仪（450b或250b）集成。在所述实现中的一些中，物镜不必是固定物镜。
[0311] 图16A示出了增量式Z扫描仪450b可被构造以增量的方式按Z步长463(i)对眼科激光系统1”在目标区域461内部的焦深进行Z扫描，连续式Z扫描仪250b可被构造为以连续的方式在与所述Z步长463(i)对应的连续扫描范围464(i)内对眼科激光系统1”的焦深进行Z扫描。如以下所讨论的，许多不同实施例可实现这些功能。
[0312] 在一些实施例中，增量式Z扫描仪450b可将激光系统1”的Z焦深移到Z高度465(i)。连续式Z扫描仪250b可在连续范围464(i)内围绕这些Z高度465(i)进行扫描。
连续范围464(i)可以以Z高度465(i)为中心，或者它们可以以Z高度465(i)为起点，在Z高度465(i)处开始扫描，或者可实现任何中间的解决方案。在其中连续范围464(i)以Z高度465(i)为中心的实施例中，连续式扫描仪250b可从值Z(i)-Δ(i)扫描到Z(i)+Δ(i)，其中，Z(i)是Z高度465(i)处的焦深，连续范围464(i)是2Δ(i)。在其中连续式扫描仪
250b以Z高度465(i)为起点的实施例中，连续式扫描可从Z(i)到Z(i)+Δ(i)发生，其中连续扫描范围为Δ(i)。
连续范围464(i)可以以Z高度465(i)为中心，或者它们可以以Z高度465(i)为起点，在Z高度465(i)处开始扫描，或者可实现任何中间的解决方案。在其中连续范围464(i)以Z高度465(i)为中心的实施例中，连续式扫描仪250b可从值Z(i)-Δ(i)扫描到Z(i)+Δ(i)，其中，Z(i)是Z高度465(i)处的焦深，连续范围464(i)是2Δ(i)。在其中连续式扫描仪
250b以Z高度465(i)为起点的实施例中，连续式扫描可从Z(i)到Z(i)+Δ(i)发生，其中连续扫描范围为Δ(i)。
[0313] 在一些实现中，对于不同的Z高度465(i)或Z步长463(i)，连续范围464(i)可以是不同的，在其它实现中，它们可以是相同的。连续范围464(i)还可依赖于围绕对应的Z高度465(i)的目标区域461的折射率、或者焦深Z(i)处、焦斑离激光系统1”的光轴的径向距离。
[0314] 在一些实现中，当Z高度465(i)的Z扫描到达对应的连续扫描范围464(i)的最大值或者接近该最大值时，可将增量式Z扫描仪450b的设置移动Z步长463(i+1)，或者可将增量式Z扫描仪450b的设置移到下一Z高度465(i+1)。相应地，可将连续式Z扫描仪250b从连续扫描范围464(i)的近似最大值重置到扫描范围464(i+1)的近似最小值。
[0315] 相应地，如果连续扫描以Z高度为中心，则连续扫描可到达Z(i)+Δ(i)的焦深，之后执行将增量式Z扫描仪450b设置到Z高度Z(i+1)的增量扫描步骤，并且将连续式扫描仪重置到-Δ(i+1)，即，重置步骤可被总结为如下移动的焦深：
Z(i)+Δ(i)->Z(i+1)-Δ(i+1)。
Z(i)+Δ(i)->Z(i+1)-Δ(i+1)。
[0316] 在其中连续扫描以Z高度465(i)为起点的这些实施例中，该重置步骤通过如下移动的焦深来捕获：Z(i)+Δ(i)->Z(i+1)。
[0317] 最后，在步进式实施例中，当连续式Z扫描仪250b到达第i连续扫描范围Δ(i)的最大值附近、同时增量式Z扫描仪450b已经执行i个Z步长时，增量式扫描仪450b可将焦深增大Z步长463(i+1)，之后连续式Z扫描仪250b被重置到连续扫描范围Δ(i+1)的近似最小值。在以上所有实现中，扫描范围Δ(i)可取决于焦深Z(i)、Z高度465(i)和Z步长463(i)。在其它实施例中，Δ(i)可与i无关：Δ(i)=Δ。
[0318] 在一些实现中，连续扫描范围464(i)中的一些或全部可大于对应的Z步长463(i)或者Z高度之间的差值：465(i+1)-465(i)。通过这样的实现，激光系统1”的操作者可到达目标区域461内的所有Z深度，因为Z步长463(i)之后的连续扫描范围464(i+1)与Z步长463(i)之前的连续扫描范围464(i)重叠。在一些实现中，连续Z扫描范围仅仅毗连，而不重叠。
[0319] 在其中连续扫描范围[-Δ(i),…Δ(i)]以Z高度Z(i)为中心的以上例子中，重叠条件转化为：
[0320] |Z(i)+Δ(i)|>|Z(i+1)-Δ(i+1)|
[0321] 在其中连续扫描范围Δ(i)以Z高度Z(i)为起点的以上例子中，该条件转化为：
[0322] |Z(i)+Δ(i)|>|Z(i+1)|
[0323] 最后，在Z步长例子中，该条件转化为Z步长463(i)之后的连续扫描范围464(i+1)的最小值与Z步长463(i)之前的连续式扫描仪250b到达的连续扫描范围464(i)的最大值重叠。
[0324] 具有这样的重叠范围的激光系统可以使得能够对目标区域461进行准连续式Z扫描。这可通过比如下述方式来实现，即，使用精细调谐或校正激光系统1”的软件解决方案来使重叠最小或者甚至消除重叠。在这样的例子中，外科医生可随着增量式Z扫描仪450b和连续式Z扫描仪250b的同时改变准连续式地改变Z焦深Z(i)。
[0325] 根据操作的类型，总Z扫描范围可具有在0-5mm、5-10mm、10-30mm和0-15mm的范围之一内的长度。这些范围均可用于本质不同的手术目标，并且提出它们特有的技术挑战。比如，0-5mm内（诸如1mm）的Z扫描范围可主要用于角膜手术，因为角膜的厚度可以接近于
1mm，因而，在围绕0.5mm的Z高度465的(-0.5mm…0.5mm)的1mm连续扫描范围464内进行扫描可覆盖目标角膜手术区域。5-10mm范围内（诸如7mm）的Z扫描范围可用于白内障手术，因为人眼中的晶状体通常在Z方向上从3mm延伸到10mm。因而，在围绕6.5mm的Z高度的(-3.5mm…3.5mm)的7mm连续扫描范围内进行扫描可覆盖晶状体的整个目标手术区域。
1mm，因而，在围绕0.5mm的Z高度465的(-0.5mm…0.5mm)的1mm连续扫描范围464内进行扫描可覆盖目标角膜手术区域。5-10mm范围内（诸如7mm）的Z扫描范围可用于白内障手术，因为人眼中的晶状体通常在Z方向上从3mm延伸到10mm。因而，在围绕6.5mm的Z高度的(-3.5mm…3.5mm)的7mm连续扫描范围内进行扫描可覆盖晶状体的整个目标手术区域。
[0326] 在0-15mm范围内（诸如11mm）的Z扫描范围可用于下述整合操作，在所述整合操作中，在同一整体手术计划内既执行角膜手术，也执行白内障手术。在这样的实现中，增量式Z扫描仪450b可首先将焦深设置到角膜Z高度465(c)，使得外科医生可在围绕角膜Z高度465(c)的连续扫描范围464(c)内进行角膜眼科手术，并且将焦深设置到一个或多个晶状体Z高度465(i)，使得外科医生可在围绕晶状体Z高度465(i)的连续扫描范围464(i)内进行另外的晶状体眼科手术。
[0327] 图16B示出了与眼科手术相关的特定实施例。在这样的面向白内障的实施例中，手术区域461可以是晶状体470内的核的硬化部分。重叠-或毗连-连续Z扫描范围464(i)可以在该手术区域461内。如提供背景的图16B中定性地勾画的，晶状体470位于眼睛内，眼睛还包括角膜472、前房474和虹膜476，虹膜476通常被扩张以改进精度和进入。激光系统1、1’或1”通常通过患者界面800与眼睛接触。
[0328] 激光系统1”的实现不仅可控制Z焦深，而且还可保持激光束的一种或多种像差好于目标区域461中的阈值。这里，术语“好于”反映了下述事实，即，像差可用不同度量来表征，并且对于这些度量中的一些，如果度量保持低于阈值，则像差较小，而对于一些其它度量，如果度量保持高于阈值，则像差较小。
[0329] 如以上所讨论的，像差可以比如根据斯特列尔比S、焦斑半径rf、RMS波前误差ω和球面像差展开系数a40来捕获。虽然以下描述集中于斯特列尔比S和焦斑半径rf，但是就a40和ω而论的相似描述同样具有代表性。
[0330] 回想起，S的最佳值为1。通过连续式Z扫描仪250b和增量式Z扫描仪450b的架构，激光系统1”的实现可保持斯特列尔比S高于目标区域461中的阈值S(threshold)，其中，S(threshold)可以是0.6、0.7、0.8和0.9。
[0332] 还回想起，像差可在手术目标区域461内相当大地变化。控制这样的扩展的目标区上的像差是非常具有挑战性的。为了控制扩展的手术目标区域461内的像差，实现可保持斯特列尔比S高于以上定义的五个参考点处的S(threshold)，所述五个参考点根据它们在目标区域中的柱坐标(z,r)被确定为P1=(0,0)、P2=(2,6)、P3=(5,0)、P4=(8,0)、P5=(8,3)，这些坐标全都是以毫米为单位，并且这五个参考点相对于目标区域的、在(0,0)处的前中心成任何方位角φ。
[0333] 相似地，激光系统1”的实施例可通过保持焦斑半径rf小于目标区域中的阈值rf(threshold)来控制像差，其中，rf(threshold)可以是2、3、4、5和6毫米。
[0334] 如前，这些焦斑半径rf值可小于目标区域中的五个参考点P1=(0,0)、P2=(2,6)、P3=(5,0)、P4=(8,0)、P5=(8,3)（全部都以毫米为单位）中的一个或多个处的rf(threshold)，这五个参考点相对于目标区域的、在(0,0)处的前中心成任何方位角φ。
[0335] 虽然仅详细讨论了两种特定像差度量，但是激光系统1”可控制多种像差，包括球面像差、彗形像差、散光和色差。
[0336] 激光系统1”的实现还可补偿——至少部分——由Z扫描仪250b和450b对激光系统1”在目标区域461中的焦深进行Z扫描而引起的像差。
[0337] 图17A至图17B示出了在增量式Z扫描仪450b的一些实现中，该目标和其它目标通过利用可被定位在激光束路径中和外的可变级或焦点扩展级481(i)来实现。这些可变级可被构造为按预定的Z增量对焦深进行Z扫描。
[0338] 可变级481(i)可包含对应的透镜491(i)，其安装在能够在激光束的光路中和外移动透镜491(i)的机械滑块、机械致动器、旋转臂和机电设备上。比如，这些实现中的一些的滑轨可横跨于光轴。
[0339] 图17A至图17B示出了三级实现。在其它实现中，级数可以是1、2、4或更多。与以上描述类似地，连续式Z扫描仪250b和使用多个可变级与焦点扩展透镜490(i)的增量式Z扫描仪450b使得可以以准连续的方式改变焦斑的Z扫描。为了使可变级481(i)的数量最少，透镜491(i)的焦移492(i)可以与2的整数次幂成比例。在这些实施例中，焦点扩0 1 n
展透镜491(i)的焦移492(i)可取值2、2、…2 乘以基本焦移。按所有可能的组合插入n
n个焦点扩展透镜491(i)创建2 种透镜在内/透镜在外构造。这些构造使得激光系统1”n
的操作者可按2 个基本上相等间隔的Z高度465(i)扫描目标区域。
展透镜491(i)的焦移492(i)可取值2、2、…2 乘以基本焦移。按所有可能的组合插入n
n个焦点扩展透镜491(i)创建2 种透镜在内/透镜在外构造。这些构造使得激光系统1”n
的操作者可按2 个基本上相等间隔的Z高度465(i)扫描目标区域。
[0340] 这些实现的概念将在三级增量式Z扫描仪450b上进行说明。如表10所示，三个焦点扩展透镜491(1)、491(2)、491(3)的焦移492(1)、492(2)、492(3)近似等于比如1mm的0 1 2
基本焦移乘以2的幂（如2=1、2=2和2=4）：
基本焦移乘以2的幂（如2=1、2=2和2=4）：
[0341]可变级数量 焦移[mm]
1 1
2 2
3 4
1 1
2 2
3 4
[0342] 表10
[0343] 这三个级481(1)、481(2)、481(3)的23=8种在内/在外组合提供8个相等间隔的Z高度465(1)、…465(8)，如果这8个Z高度按以下构造序列实现，则每个相隔相同的1mm的Z步长463：
[0344]
[0345] 表11
[0346] 值得注意的是，表11的在内/在外构造与对应焦移的二进制表示具有一一对应关系，“在内”对应于1，“在外”对应于零。例如，图17B所示的构造5是可变级1、2和3的（在内，在外，在内）构造，其正好是数字5的二进制表示：101。
[0347] 一些实施例使连续Z扫描范围464()i超过1mm一个很小的量，从而创建重叠的扫描范围。这些系统提供校准激光系统1”以避免在相邻Z扫描范围之间具有间隙的可能性，这些间隙可由于多种原因而出现，包括范围不准确和物理系统中的边界位置。这样的实现可以使得激光系统1”的操作者能够准连续地对基本上为8mm的总Z扫描范围进行Z扫描，而不遗漏任何焦深。因此，这样的实现可使得外科医生可进行白内障操作，或者甚至还可以以高精度进行整合的晶状体操作和角膜操作。
[0348] 当由于各个焦点扩展透镜491(i)的插入而导致的焦移与激光系统1”的焦距相比小时，总焦移将是来自各个焦点扩展部件的焦移的总和。另外，根据Aldis定理（Handbook of Optical Systems,Volume 3:Aberration Theory ad Correction of Optical Systems,Ed：Herbert Gross,Wiley-VCH Verlag GmbH&Co.KGaA,Weinheim，2007），可将光学系统的像差表达为与各个光学元件的表面对应的像差的总和。
[0349] 根据Aldis定理，整个可变级Z扫描仪450b的像差可被补偿为各个可变级481(i)及其焦点扩展透镜491(i)的补偿的总和。在其中透镜491(i)均补偿——至少部分——它们自己的像差的实现中，激光系统1”的总像差在整个Z扫描或大部分Z扫描期间可保持基本上被补偿。
[0350] 可变级481(i)可通过在这些可变级内利用一个或多个适当选择的多重态透镜来至少部分补偿由可变级481(i)本身的Z扫描引起的像差。
[0351] 多重态透镜的例子包括功能多重态：包含具有比如不同折射率、厚度或半径的多个透镜的光学元件。在最简单的实现中，这些透镜紧紧地附连在一起，在其它实现中，它们不直接接触。通常，这些功能多重态的透镜一起移动，有时在专用的透镜壳体中一起移动。
[0352] 多重态透镜可实现与单态透镜相同的光束的整体光学聚焦。除此之外，因为它们具有另外的可调谐参数（诸如每个透镜的半径、曲率和折射率），所以可通过调谐这些另外的参数来补偿更多类型的像差，包括散光、慧形像差、更高阶球面像差或色误差。
[0353] 自补偿透镜的其它实施例通过具有合适的形状因子或者通过透镜配曲调整来补偿像差。透镜配曲调整是控制球面像差的有效工具。配曲调整量用配曲调整参数X=(c1+c2)/(c1-c2)来表征，其中，c1和c2是透镜的表面的曲率。球面像差以二次方的方式依赖于配曲调整参数X，彗形像差线性地依赖于X（Handbook of Optical Systems,Volume 3:Aberration Theory ad Correction of Optical Systems,Ed：Herbert Gross,Wiley-VCHVerlagGmbH&Co.KGaA,Weinheim，2007）。适当选择的透镜配曲调整可补偿由将激光束聚焦在不同深度处而导致的球面像差或慧形像差以及当透镜没有被插入到位时所存在的其它像差。
[0354] 图18示出了增量式Z扫描仪450b的实施例。该三级实现包括单态透镜491a(1)、第一多重态透镜491a(2)和第二多重态透镜491a(3)。这些491a透镜可以在分离的Z扫描仪450b中，或者可以与物镜700集成。附加透镜组可设置在物镜700与增量式Z扫描仪450b之间。物镜700可以在与增量式Z扫描仪450b分离的壳体中，相对于该壳体固定或可移动。
[0355] 表12.1至表12.3中就激光经过的表面这个方面描述了增量式Z扫描仪450b的具体实施例的参数范围。
[0356]
[0357] 表12.1单态透镜491a(1)
[0358]
[0359] 表12.2多重态透镜491a(2)
[0360]
[0361] 表12.3多重态透镜491a(3)
[0362] 不同实现可使Z扫描仪不同地设置在激光系统1”内。在一些情况下，连续式Z扫描仪250b可被定位在激光源100与XY扫描仪300之间，增量式Z扫描仪450b可被定位在激光束路径内、XY扫描仪300之后。
[0363] 在其它实施例中，连续式Z扫描仪250b可被定位在激光束路径内、XY扫描仪300之后。在还有的其它实现中，连续式Z扫描仪250b可包括第一块和第二块，该第一块被定位在激光源100与XY扫描仪300之间，该第二块被定位在激光束路径中、XY扫描仪300之后。
[0364] 激光系统1”的实施例可被构造为基本上彼此无关地变化激光束的焦深和数值孔径NA。
[0365] 一些实施例使被定位在激光束路径内的物镜700之前的Z扫描仪450b在与它分离的壳体中。
[0366] 激光系统1”的实现可通过方法493按以下步骤来操作：
[0367] 493(a)——激光源100产生激光束，
[0368] 493(b)——增量式Z扫描仪450b对所述激光束的焦深进行Z扫描，和
[0369] 493(c)——连续式Z扫描仪450b对所述激光束的焦深进行Z扫描。
[0370] 增量式Z扫描仪450b进行Z扫描的493(b)步骤可包括按增加的Z步长463(i)对焦深进行Z扫描。连续式Z扫描仪250b进行Z扫描的493(c)步骤可包括在与所述Z步长463(i)对应的连续扫描范围464(i)内对焦深进行Z扫描。
[0371] 在一些实现中，连续扫描范围464(i)中的一个或多个可大于Z步长463(i)。在这些实现中，连续扫描范围464(i)和464(i+1)重叠，从而使得眼科激光系统1”的操作者可在准连续的Z扫描范围内对焦深进行Z扫描，其中，在连续扫描范围464(i)和464(i+1)内，焦深被连续式Z扫描仪250b在Z步长463(i)之前和之后扫描，或者连续扫描范围464(i)和464(i+1)以相邻的Z高度465(i)和465(i+1)为中心。
[0372] 方法493的一些实施例可包括：将增量式Z扫描仪450b设置到角膜Z高度465(c)，通过连续式Z扫描仪250b围绕角膜Z高度465(c)对焦深进行Z扫描来执行角膜手术操作；将增量式Z扫描仪450b设置到一个或多个晶状体水平465(i)，并且通过连续式Z扫描仪250b围绕晶状体Z高度465(i)进行Z扫描来执行晶状体手术操作。
[0373] 方法493可保持像差好于目标区域461中的阈值。这里，像差可以是球面像差、彗形像差、散光和色差、或者这些的任何组合。
[0374] 增量式Z扫描仪进行Z扫描的步骤493(b)可包括将增量式Z扫描仪450b的可变级481(i)定位在激光束的路径内和外。
[0375] 在这些实现中，步骤493(b)还可包括将可变级481(i)定位一系列按预定的Z增量对焦深进行Z扫描的构造。在一些情况下，通过在激光束的路径内移动不同的可变级481(i)来与基本Z增量长度乘以2的不同次幂成比例地移动焦深。
[0376] 焦深的Z扫描还可包括：(a)连续式Z扫描仪对焦深进行Z扫描，到达第一连续扫描范围的最大值附近的焦深；(b)增量式Z扫描仪将焦深增大一个增加的Z步长；(c)将连续式Z扫描仪重置到第二连续扫描范围的最小值附近；以及(d)在第二连续扫描范围内对焦深进行Z扫描。
[0377] 方法493可以使得可基本上与调整激光束的数值孔径无关地对焦深进行Z扫描。
[0378] 5、物镜700
[0379] 在一些实现中，Z扫描仪450输出的激光束被分束器/二向色反射镜600偏转到物镜700上。通过该反射镜600，各种辅助光也可耦合到激光输送系统1中。辅助光源可包括与光学相关断层扫描（OCT）系统、照明系统和视觉观测块相关联的光。
[0380] 物镜700可为从激光引擎100传播通过XY扫描仪300和Z扫描仪450进入到手术目标区域的XYZ扫描激光束和进入到手术目标区域的辅助光提供共享光路。在各种实现中，物镜700可包括物镜透镜组。在几种实现中，物镜透镜组的透镜不相对于彼此移动。就这点而论，虽然物镜700是Z扫描功能的组成部分，但是它并不有助于可变或动态方式的Z扫描。在这些实现中，在物镜700中不调整透镜位置来移动焦斑的Z焦深。
[0381] 物镜700的实现可控制手术脉冲激光束的球面像差、彗形像差和更高阶像差中的至少一个。
[0382] 因为物镜700引导不同波长的光，所以物镜700的实现使用已消色差的透镜组。辅助光的波长可以比如在0.4微米至0.9微米的范围内，手术光的波长可以在1.0-1.1微米范围内。物镜700的实现保持色差在所用光的整个波长范围（诸如在以上例子中为0.4微米至1.1微米）内低于预定值。
[0383] 物镜700的重量或质量是重要的考虑因素。在一些实现中，物镜与患者的眼睛机械接触。就这点而论，它对眼睛施加压力。该压力可使眼睛从其松弛构型变形，从而使得选择目标和准确地指引手术激光束变得更困难。
[0384] 此外，如果患者在手术操作期间移动，则可以优选的是，物镜可响应于患者的移动在最小的阻力下移动。虽然可通过弹簧系统或平衡力使物镜的重量达到静平衡，但是这些措施可能不能减小动力或惯性力。事实上，这些力可由于这样的措施而增大。所有这些考虑因素都针对减小物镜700的重量或质量的有用性。
[0385] 存在识别与眼手术操作相关的临界力和对应的物镜质量的许多方式。对眼睛的各种撞击的评论发表在比如Determination of Significant Parameters for Eye Injury Risk from Projectiles;Duma SM，Ng TP，Kennedy EA,Stitzel JD,Herring IP，Kuhn F.J Trauma.2005 Oct；59(4):960-4中。该论文评论了撞击眼睛的对象，并且提供了与(i)对眼睛的不同类型的损害对应的撞击对象的临界能量值，所述损害包括轻伤（像角膜擦伤）、中度伤（像晶状体脱位）和重伤（像视网膜损害）。该论文还从(ii)低（表示几个百分比机率）到中（表示大约50%机率）、到高（表示几乎肯定受伤）分配受伤概率。该论文还根据撞击对象的形状对撞击情况进行了分类(iii)，根据总撞击能量和通过撞击面积进行规范化的撞击能量进行归类。
[0386] 这些结果可通过调查由物镜700的机械支承系统的完全倒塌引起的可能最高的撞击伤来应用于眼手术的具体案例。这样的倒塌可导致整个物镜700在20-25mm的典型垂直路径上的自由落体，从而将物镜的全部能量传送到眼睛本身。临界质量可根据已公布的、根据已知的物理原理对物镜的自由落体进行建模的临界能量值计算。
[0387] 该长度的垂直路径可源于以下设计原理。物镜700可安装在垂直滑动台上，以向眼睛提供激光输送系统通过台架的安全可靠的停靠。这样的设计降低了对台架的精度要求和力要求，因为垂直台架容纳将被定位在垂直行程范围内的物镜700。此外，一旦眼睛被停靠，这些设计使得眼睛可相对于激光源100垂直移动，而不切断眼睛与激光输送系统1的附接。由于患者的移动或手术床的移动，这些移动可发生。物镜700的20至25mm的垂直行程范围有效地、安全地减轻了该范围内的台架力和患者运动。
[0388] 最后，(iv)从下述意义上来讲，设计考虑因素还影响临界质量，即，物镜700的光学元件（诸如只有物镜透镜组中的玻璃透镜）的（“光学”）质量限定整个物镜的质量，因为存在减轻物镜的壳体和控制系统的质量的许多方式，但是减轻透镜的质量困难得多。在所提出的系统中，物镜的总质量可以是单单透镜的“光学”质量的两至三倍。
[0389] 这些标准中的一些产生临界质量的更清晰的定义，其它标准则仅具有平滑的交叉相关性，不支持清晰定义。
[0390] 从以上(i)-(iv)分类的所有可能的组合，临界质量MC的四种相对清晰的、有意义的定义可被如下确定：
[0391] (1)MC1~400克：具有质量M
[0392] (2)MC2~750克：MC1
[0393] (3)MC3~1,300-1，400克：MC2
[0394] (4)MC4~3,300克：在一些撞击情况下MC3
[0395] 当然，所有这些概率要乘以实际发生的物镜的机械支承系统的完全倒塌的小概率。然而，在眼科应用中，需要采取极端措施来防范所有可想到的、使以上临界质量密切相关的受伤情况，虽然不太可能。
[0396] 因此，以上考虑因素根据关于物镜700的总质量和光学质量的明确标准来识别四个临界质量。因此，物镜700的下述实施例在质量上提供安全手术操作的更大的机率，在所述实施例中，设计过程设法将物镜质量减轻到低于以上临界质量MC4、…、MC1中的任何一个。
[0397] 用于飞秒眼科激光器的现有物镜具有大于5000克的质量，甚至远高于这四个临界质量中的最大临界质量。例外是Manzi的美国专利申请20030053219，其描述了这样的透镜系统，在该透镜系统中，单单透镜的光学质量为大约1000克，可能导致2,000-3,000克的总质量。虽然Manzi的设计比其它现有物镜轻，但是它仍相当大。这主要是由于Z扫描仪是物镜的组成部分，因为物镜内部的透镜元件用于Z聚焦控制。Manzi需要精密机加工壳体、用于透镜的精密直线导轨和伺服电机的附加质量，所有这些附加质量都使总质量又增大到高于5000克的值。
[0398] 相反，物镜700的各种实施例的质量可落在以上四个质量范围中的任何一个内：0-400克、400-750克、750-1,350克和1,350-3,300克。所述质量可以是光学质量或总质量。比如，物镜700的实现中的透镜可具有小于130克的质量。可行的是，将这些透镜安装在精密金属壳体中，以使得总组装件质量为400克。
[0399] 物镜700的实施例通过将Z扫描功能移到分离的Z扫描仪450（将该Z扫描仪450容纳在分离的功能或机械壳体）来实现了这样的质量显著减轻到低于400克、750克、1,350克和3,300克。这里，术语“功能或机械壳体”是指下述事实，即，总的来说，非功能设计考虑因素可导致将分离的Z扫描仪450设置到与物镜700相同的通用容器中，但是这样的通用容器不用于光学功能或机械目的。
[0400] 在一些实施例中，与通过调整物镜700的光学特性来执行动态Z扫描功能中的至少一些的相似物镜相比，物镜700的质量可减轻P(mass)百分比。这样的特性可以是集成到物镜700中的整个Z扫描仪450、或者集成到物镜700中的可移动扩束器块500、或者集成到物镜700中的一个或多个可移动扫描透镜。P(mass)可以是10%、50%或100%。
[0401] 已关于图14描述了物镜700的另一相关方面和手术激光系统1的对应设计，在图14中显示了Z扫描仪450的实施例可将XYZ扫描激光束聚焦到物镜的入射枢轴点PP(O)上。具有在物镜700内部的入射枢轴点PP(O)的实施例在大部分光路上具有大幅减小的光束半径rb，因为该光束朝向该内部枢轴点PP(O)会聚。进而，具有减小的光束半径rb的光束可由较小的透镜控制，从而导致物镜700的总体质量的显著减轻。
[0402] 表13中总结了根据以上设计见解的物镜700的实现，并且在图19中示出了该实现。物镜700的实现包括第一透镜组和第二透镜组，第一透镜组从Z扫描仪450接收手术脉冲激光束，第二透镜组从第一透镜组接收手术脉冲激光束，并且使该手术激光束聚焦到目标区域上。
[0403] 表13借助于表面1至16更详细地示出了图19的物镜700。物镜700具有九个透镜L1-L9，并且通过表面17与患者界面800联系。如前，括号指示对应参数可取的范围。（表面1和2定义透镜L1/L2的双合透镜，表面8和9定义透镜L5/L6的双合透镜，因此，16个表面，而不是18个）。
[0404]表面 曲率[1/m] 距离[mm] 折射率n
1 (-1.5,4.5) (1,6) (1.7,1.9)
2 (7.8,45) (6.4,13) 1.56,1.8)
3 (-4.2,3.2) (0,3.2) 1
4 (22,36) (10.5,14) (1.47,1.62)
5 (-10,5) (0,6.8) 1
6 (-27.2,-12.6) (8.0,11.6) (1.58,1.63)
7 (-30.3,2.5) (0,6.7) 1
8 (-3.1,18.9) (4.0,8.3) (1.65,1.76)
9 (40.7,72) (8.2,17.9) (1.57,1.69)
10 (-28.3,-22.1) (0,3) 1
11 (-37.8,-17.6) (3.0,26) (1.70,1.86)
12 (-6.314.0) (0,3.0) 1
13 (37.9,65) (12.0,22.3) (1.54,1.72)
14 (-15.4,5.2) (0,6.5) 1
15 (-55.1,-21.6) (2.0,4.7) (1.56,1.85)
16 (11.4,26.8) (0,2.0) 1
17 (-60.0,0) (1.0,1.5) (1.47,1.54)
1 (-1.5,4.5) (1,6) (1.7,1.9)
2 (7.8,45) (6.4,13) 1.56,1.8)
3 (-4.2,3.2) (0,3.2) 1
4 (22,36) (10.5,14) (1.47,1.62)
5 (-10,5) (0,6.8) 1
6 (-27.2,-12.6) (8.0,11.6) (1.58,1.63)
7 (-30.3,2.5) (0,6.7) 1
8 (-3.1,18.9) (4.0,8.3) (1.65,1.76)
9 (40.7,72) (8.2,17.9) (1.57,1.69)
10 (-28.3,-22.1) (0,3) 1
11 (-37.8,-17.6) (3.0,26) (1.70,1.86)
12 (-6.314.0) (0,3.0) 1
13 (37.9,65) (12.0,22.3) (1.54,1.72)
14 (-15.4,5.2) (0,6.5) 1
15 (-55.1,-21.6) (2.0,4.7) (1.56,1.85)
16 (11.4,26.8) (0,2.0) 1
17 (-60.0,0) (1.0,1.5) (1.47,1.54)
[0405] 表13
[0406] 在其它实现中，不同数量的透镜可与相当好地满足以上设计考虑因素的不同参数范围一起使用。
[0407] 在一些实现中，可按照透镜组描述物镜700。例如，物镜700可包括第一透镜组和第二透镜组，该第一透镜组从Z扫描仪450接收XYZ扫描激光束，该第二透镜组从第一透镜组接收激光束。第二透镜组可包括第一透镜，其折射率在1.54至1.72的范围内，入射表面的曲率在37.9至651/m的范围内，出射表面的曲率在-15.4至5.21/m的范围内。此外，第二透镜组也可包括第二透镜，其与第一透镜分离0至6.5mm的范围内的距离，其折射率在1.56至1.85的范围内，入射表面的曲率在-55.1至-21.81/m的范围内，出射表面的曲率在
11.4至26.81/m的范围内。物镜700可通过第二透镜将激光束输出到患者界面800上。
11.4至26.81/m的范围内。物镜700可通过第二透镜将激光束输出到患者界面800上。
[0408] 在一些实现中，物镜700的有效焦距小于70nm。
[0409] 在一些实施例中，从物镜700到患者界面800的距离小于20mm。
[0410] 在一些设计中，激光输送系统1的焦平面的曲率大于20 1/m。
[0411] 还可通过使用市售的光学设计软件包（诸如来自Zemax DevelopmentCorporation的Zemax或来自Optical Research Associates的Code V）来创建物镜700和整个手术激光系统1的、遵守整个申请中所表达的设计原理的许多其它实现。
[0412] 6、总体系统光学性能
[0413] 在各种实现中，可以以相互依赖的方式对子系统预补偿器200、XY扫描仪300、Z扫描仪450和物镜700的参数进行优化，以使得总体激光输送系统1的光学性能可表现出对于比如眼科手术应用有独特用处的性质。
[0414] 表14A至表14B总结了第一实现和第二实现中的总体激光输送系统1就数值孔径NA和斯特列尔比S而论的光学性能。再次在与以上参考点P1、…P5相似的参考点处表征光学性能。表14A至表14B显示了其组件具有构造A、B、C和D的激光输送系统1的光学性能，其中，构造A、B、C和D分别将激光束输送到角膜中心（A）、角膜周边（B）、晶状体中心（C）和晶状体周边（D）。这些参考点表示与对晶状体进行眼科手术的挑战相关联的大的手术区。
[0415] 表14A至表14B显示了参考点的具有特定值的径向坐标。然而，在其它实施例中，NA和S取“围绕”这些特定径向坐标的相同的相应范围内的值。在一些情况下，术语“围绕”是指所显示的径向坐标值的P(radial)百分比内的径向坐标范围，其中，P(radial)可以是10%、20%和30%。比如，具有在7.2mm和8.8mm的范围内的z径向坐标的点在“晶状体，中心”参考点的z=8.0mm径向坐标的P(radial)=10%附近内。
[0416] 此外，在一些实施例中，NA和S仅落在它们的针对B、C和D构造列出的三个相应范围中的一个范围内。在一些其它实施例中，NA和S落到它们的在表14A至表14B中针对B、C和D构造列出的三个相应范围中的两个范围中。
[0417] 显然，所述激光输送系统在整个晶状体手术区上基本上被很好地校正到衍射极限光学性能。
[0418]
[0419] (表14A
[0420]
[0421] 表14B
[0422] 可认为具有高于0.8的斯特列尔比S的相似设计等效于以上列出的设计，因为所有这些设计都被认为是衍射受限系统。
[0423] 除了斯特列尔比S之外，其它像差度量（诸如焦斑半径rf）也可用于表征激光输送系统1的总体光学性能。因为大的斯特列尔比与大的数值孔径NA组合转化为小的焦斑半径rf，所以在全部的构造A-D中，焦斑半径在一些实现中可在眼目标区域中保持低于2微米，在其它实现中保持低于4微米，在还有的其它实现中保持低于10微米。
[0424] 为了更准确地表征激光输送系统的性能以及表示角膜和晶状体对光束传播的主要影响，已通过设计作为光学设计的组成部分的、包括眼睛的系统来推导表14A至表14B的NA值和S值。在一些设计中，以眼睛的自然形式对眼睛进行建模。在其它实现中，包括眼睛的扁平程度，以表示真实的手术状况。
[0425] 表15总结了如图19中的模型人眼850所示的相关眼组织的简单模型。（继续表13的编号选择表面的编号，从表面18开始，该表面连接患者界面800与角膜组织）。眼组织可用0.6mm厚角膜（通过共享表面18从患者界面进入）、水房（通过表面19从角膜进入）和晶状体（通过表面20从水房进入）来建模。与晶状体表面1-16的分离类似地处理眼表面的分离。
[0426]表面 曲率[1/m] 距离[mm] 折射率n
18 (-100,-80) 0.6 1.38
19 (-100,-80) (2.0,4.0) 1.34
20 (-100,-80) (3.0,5.0) 1.42
18 (-100,-80) 0.6 1.38
19 (-100,-80) (2.0,4.0) 1.34
20 (-100,-80) (3.0,5.0) 1.42
[0427] 表15
[0428] 表14A至表14B的NA值和S值使用眼组织的这个模型来计算。眼睛的相关模型导致相当大的像差度量。
[0429] 在单独的另一方面，在一些实现中，整个激光输送系统1的光学设计可通过使一些畸变和像差弯曲不被光学部件校正来简化。
[0430] 图20示出了在一些系统中，该设计原理将使得手术系统的位置精度不是那么有利。方形点指示当XY扫描仪的反射镜扫描1度步长并且Z扫描仪450通过将可移动扩束器500移动5mm步长来扫描Z焦深时的焦斑的位置。显然，被定义为在保持Z焦深恒定的同时的焦斑的XY扫描位置的“焦平面”是弯曲的。在横向周边，切割深度较浅，与具有未被校正的像场弯曲的透镜的已知行为一致。
[0431] 同样，如果XY扫描仪300的反射镜保持固定并且Z扫描仪450扫描Z焦深，则焦斑的横向位置改变。进一步使设计复杂化的是，径向横向XY位置和Z焦深均没有表现出对各个扫描仪位置的线性相关性。在XY平面中，这些畸变被称为桶形或枕形畸变。（在许多实现中，第三坐标（即，XY扫描仪300的方位角）不改变焦点位置的方位角，因此，将被隐去）。
[0432] 图21示出了激光输送系统1的一些实现如何提供对于所述挑战的新的计算解决方案。扫描仪坐标用球面坐标(ζ，χ，φ)给出，其中，ζ是Z扫描仪450的位置，χ是XY扫描仪300相对于光轴的倾斜角，φ是方位角。焦斑位置由焦点柱坐标(z，r，φ)给出，z是Z焦深，r是离光轴的径向距离，φ是方位角。
[0433] 焦点位置的方位角可以基本上与扫描仪的方位角相同，因此没有显示。其余的XY扫描仪坐标和Z扫描仪坐标(ζ，χ)可离散分布在它们的相应扫描区间内，定义扫描栅格和对应的扫描仪矩阵Cij，扫描仪矩阵Cij被定义为Cij=(ζi，χj)。如果实际扫描仪坐标取值(ζi0，χj0)，则扫描矩阵Cij在该特定(i0，j0)对处是1，并且对于所有其它(i，j)对是零。
[0434] 类似地，焦斑位置可用两维焦点矩阵Skl表征，其中，Skl与离散化的径向和Z焦深坐标(zk，rl)相关。就扫描仪矩阵Cij和焦点矩阵Skl而论，激光输送系统1的光学性能可用四维转移矩阵Tijkl表征，该四维转移矩阵Tijkl表达扫描仪坐标(ζi，χj)如何整体变换为焦点坐标(zk，rl)：S=TC，或者详细地：
[0435]
[0436] 虽然转移矩阵Tijkl表示扫描仪矩阵Cij与焦点矩阵Skl之间的线性联系，但是在一些其它实现中，非线性关系可存在于扫描仪矩阵Cij与焦点矩阵Skl之间。在这些实现中，等式(5)被非线性联系取代。
[0437] 激光输送系统1可被设计为通过计算光线跟踪、物理校准或者这二者的组合来优化转移矩阵T的元素。美国专利申请US20090131921中描述了可用于这样的目的的物理校准方法的实现。
[0438] 通常，转移矩阵T是可逆的，并且可用于创建逆转移矩阵T1，其联系焦点矩阵Skl的元素与扫描仪矩阵Cij。
[0439] 作为替代方案，在一些实施例中，逆转移矩阵T1可直接通过以目标区域中的期望焦点矩阵Skl开始计算设计过程来确定，并且可使用比如光线跟踪来重构对应的扫描仪矩阵Cij。
[0440] 图21至图22示出了这样的关系。这些图21至图22是列线图，这些列线图示出XY扫描仪300或Z扫描仪450的哪些(ζi，χj)扫描仪坐标可被调谐以便将光束聚焦到显示在z轴和r轴上的(zk，rl)焦点坐标。
[0441] 图21显示了XY扫描仪300的与(z，r)焦点坐标对应的χ倾斜角。作为例子，为了实现z=6mm的Z深度和r=4mm的径向位置，虚线指示可使用x＝6.4度的XY扫描仪倾斜角。
[0442] 图22显示了，为了实现相同的(z，r)=(4,6)焦点坐标，可使用Z扫描仪位置ζ=15.5mm。在计算上，列线图可作为查找表存储在计算机存储器中。存储的查找坐标之间的值可通过两维线性或二次插值来快速确定。
[0443] 转移矩阵T及其逆T1的知识使得激光输送系统1的实施例可通过计算方法，而不是光学方法来校正图20的像差。这些实施例可包括计算控制器，其可控制XY扫描仪300和Z扫描仪450中的至少一个以控制激光输送系统1的光学畸变。
[0444] 图23示出了例如，如果期望在目标区域中沿着光学畸变减少的扫描图案（比如，沿着预定的Z焦深z处的平面焦平面）进行扫描，则计算控制器可执行以下计算控制方法900的步骤：
[0445] (910)-接收与目标区域中的具有减小的光学畸变的扫描图案对应的输入(zk，rl)焦点坐标和焦点矩阵Skl的元素中的至少一个；
[0446] (920)-使用预定的逆转移矩阵(T1)ijkl来计算或者从存储的存储器重新调用与输入(zk，rl)焦点坐标或焦点矩阵Skl的元素对应的(ζi，χj)扫描仪坐标和扫描仪矩阵Cij的元素中的至少一个；
[0447] (930)-根据计算的(ζi，χj)扫描仪坐标来控制Z扫描仪450和XY扫描仪300中的至少一个，以根据输入(zk，rl)焦点坐标或焦点矩阵Skl的元素来扫描焦斑。
[0448] 具有这样的计算控制器的激光输送系统相对于不具有这样的控制器的相同或类似激光系统可减小光学畸变。减小的程度在一些实施例中可多达10%，在其它实施例中可多达30%。
[0449] 减小的光学畸变可以是像差、像场弯曲、桶形畸变、枕形畸变、弯曲焦平面和意在平行于Z轴的弯曲扫描线中的任何一个。
[0450] 在一些实现中，计算控制器可以利用激光输送系统的其它块的上述特征中的任何一个来与这些块合作执行这些功能，所述其它块包括预补偿器200、XY扫描仪300、Z扫描仪450和物镜700。
[0451] 可能的相似实现的数量非常多，依赖于减小光学像差的计算控制的原理。比如，一些实施例中的计算控制器可以能够在具有低于临界曲率值的曲率的焦平面上扫描焦斑。在一些其它实现中，具有预定形状的表面可通过计算控制器的合适操作来被扫描。
[0452] 虽然本文件包含许多细节，但是这些细节不应该被解读为是对本发明的范围或者可能要求保护的范围的限制，而是应该被解读为本发明的具体实施例所特有的特征的描述。在本文件中在不同的实施例的背景下描述的某些特征还可在单个实施例中组合实现。相反，在单个实施例的背景下描述的各种特征也可分开地或者以任何合适的子组合在多个实施例中实现。而且，虽然以上可将特征描述为按某些组合作用并且甚至一开始就如此声称，但是来自要求保护的组合的一个或多个特征在一些情况下可从该组合除去，并且要求保护的组合可转为子组合或者子组合的变型。
[0453] 已公开了图像引导型激光手术技术、装置和系统的若干实现。然而，可基于所述内容来变更和增强所述实现和其它实现。
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