用于眼科激光手术的设备的制作方法

专利名称：用于眼科激光手术的设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于眼科激光手术的设备。具体来说，本发明涉及允许其提供的激光束的焦点在Z方向上快速移位的用于激光手术的设备，根据传统表示法，表述“Z方向”是指光束路径的方向(光束传播的方向)。因此，与ζ方向正交的平面中的任意方向可以理解为x-y方向。为了借助于激光束对待治疗的眼睛区域进行扫描，借助于扫描仪以传统方式在该平面中实施激光束的偏转。
背景技术：
在眼科手术中，尤其是为了在角膜以及人类晶状体中进行内组织切割，采用发射飞秒范围内的短脉冲辐射的激光器系统。关于这一点，所利用的效应是光学突破(optical breakthrough)，其会导致所谓的被照射组织的光裂解(photodisruption)。为了产生这种光裂解，需要对激光束进行比较强的聚焦，这通过用于进行聚焦的聚焦光学系统的相当高的孔径而实现。在已知的眼科飞秒激光器系统中，聚焦光学系统通常由所谓的f_ θ物镜来构建，f-θ物镜确保平面场成像，并避免在激光束进行扫描过程中光束焦点在ζ方向上的不期望移位。飞秒激光器系统在眼科学中(例如在LASIK应用中)具有坚固的位置，其中LASIK 替代了“激光原位角膜磨削术”，并且指定了用于减轻视力缺陷的角膜处理技术，其中首先在角膜表面切出仍然部分连接至角膜组织的小的覆盖圆盘(所谓的瓣)，然后将这种瓣折叠到旁边，接着根据为各个患者确定的烧蚀图形，使用短波激光(使如使用193nm的准分子激光辐射)烧蚀在折叠起瓣之后暴露的基质组织。在这种情况下，采用飞秒激光器系统进行瓣切割。为了实现瓣切割，已知的是，借助于外加的扁平板拉平待治疗的眼睛的角膜，并在角膜内的平面中对光束焦点进行二维引导。由于由f-θ物镜完成平面场成像，因此在这种情况下，不需要光束焦点的ζ移位。如果期望将瓣的边缘切割向上引导到角膜基质外部，则仅在瓣的边缘区域中可能需要焦点位置在ζ方向上的移位。为了进行ζ方向上的焦点移位，现有技术中已提出各种方案。W003/032803A2提供使聚焦物镜作为整体在ζ轴上(即沿光束路径)进行移位。对该方案的修改是，将聚焦物镜构建为缩放物镜。然而，由于聚焦物镜的机械移位或缩放设置被转变为焦点位置的1 1 重新定位，因此这两种方法都具有必须极精确地实施聚焦物镜的机械移位或缩放设置的缺点。因此，对于在激光束的连续脉冲之间几微米的期望焦点移位来说，需要聚焦物镜或物镜的缩放透镜进行相同距离的相应快速的机械移位。传统的机械驱动机构不适用于这一方案。一种替代方案在DE 10 2005 013 949 Al中示出。其中的激光器系统呈现出采用望远镜、下游扫描仪以及直接跟随扫描仪的聚焦透镜形式的双透镜光束扩展器。光束扩展器中被构建为会聚透镜的输入透镜借助于线性驱动机构在光束方向上(即在ζ方向上)可移位。输入透镜的这种移位改变了从光束扩展器出现的激光束的发散角。假定聚焦透镜的位置恒定，焦点位置以这种方式在ζ方向上偏移。这种方案与聚焦光学系统的ζ移位相比， 一个优点在于，由于光学成像系统将光束扩展器的输入透镜的移位路径往小转变为例如小 10倍的焦点位置移位路径，因此可再现性更好，并且移位的精度升高。然而，对输入透镜重新定位的可实现速度受限于光束焦点的移位(已转变到焦平面中)速度。例如对于角膜镜片(lenticular)提取所需的三维切割来说，根据DE 10 2005 013 949 Al的焦点重新定位方法确实明显快于W003/032803A2中所示的方法，这仅仅是因为在对光束扩展器的输入透镜进行重新定位的情况下，需移动的质量显著小于对整个聚焦光学系统或甚至仅仅是单个聚焦透镜进行重新定位的情况。当前的聚焦光学系统可能很容易达到几千克的重量，然而其必须以无振动的方式进行移动。另一方面，光束扩展器的输入透镜可以具有相对较小的孔径，因此可以较小且较轻。然而，如果期望使用足够高重复率的激光在可接受的短时间内实施角膜内镜片切割或其它三维切割，则传统的线性驱动机构不能满足要求。在传统线性驱动机构的情况下，对光束扩展器的输入透镜的可靠且非倾斜的引导来说，可能的重新定位速度在例如大约lmm/s到3mm/s之间，实际上在对输入透镜的机械引导进行合理努力的情况下还可能达到5mm/s。然而，对于镜片切割来说，在使用以两位数或三位数kHz范围或甚至更高频率重复的飞秒激光时，利用与ζ焦点的重新定位相同原理，必需至少lOmm/s及以上的输入透镜重新定位速度，这使用当前市场上可获得的线性驱动系统是无法达到的， 至少在使用满足关于调节精度的要求的这种系统时无法达到。

发明内容
本发明的目的在于创建一种更适用于眼科手术中的三维切割引导的激光器设备。 为了实现这一目的，根据本发明，提供一种用于眼科激光手术的设备，包括脉冲飞秒激光束源，扩展所述激光束并且具有采用可变折光力的可控制透镜形式的输入透镜的望远镜， 位于所述望远镜下游并且用于在与光束路径垂直的平面(χ-y平面)中偏转所述激光束的扫描仪，位于所述扫描仪下游用于聚焦所述激光束的至少单透镜聚焦物镜(44)，具体是 f-θ物镜，以及受程序控制的电子控制装置(38)，为了实现需要光束焦点(50)在光束路径 (ζ方向)的方向上移位的预定切割图形，所述电子控制装置(38)被配置为在不改变所述聚焦物镜的聚焦设置的情况下仅通过控制所述可变折光力的透镜来引起所述移位。所述可变折光力的透镜优选是电可调节的，并且可以是例如根据电润湿(有时也称作电毛细管现象)原理操作的液体透镜，或可替代地是液晶透镜。已知的液体透镜基于李普曼效应，关于这一点请参见例如W. Monch、w. F. Krogmann、H. Zappe的文章Variable Brennweite durch flussige Mikrolinsen(借助于液体微型透镜的可变焦距)，Photonik 4/2005第44-46页。由于向液体透镜的电极装置施加电压，因此液体界面的表面张力改变， 从而改变液体界面的曲率。接着，曲率变动引起液体透镜的焦距变动。具体来说，液体透镜通过所施加电压的变动使得折光力能够在几毫秒内变动IOdpt或更多。同样已知的液晶透镜基于由液晶和例如单体所形成的液晶层中的液晶在电场存在下的重定向或/和局部偏移。液晶的重定向或偏移引起液晶层的折射率变动，由此引起透镜的折光力变动。可变折光力的透镜的电可控制性使得ζ方向上的焦点移位明显快于整个透镜的线性重新定位，并且可以在没有机械重新定位装置的情况下进行。结果，高速度的重新定位成为可能，关于这一点，由于避免了机械驱动装置和机械移动部件，因此没有摩擦力的升高 (与液体或液晶的内部摩擦力分开)。这保证了高可靠性、长服务寿命和高度的鲁棒性(没有机械磨损)。通过本发明而成为可能的ζ方向上的快速焦点移位，使得在使用高重复率聚焦的飞秒激光辐射进行操作并且针对短时间治疗而争取快速三维切割引导的眼科应用中的使用更具有吸引力。受益于这种快速三维切割引导的一种可能应用是角膜镜片提取，其中为了进行角膜的屈光矫正，从角膜的基质切掉近似镜片体积的元素。为此，飞秒激光脉冲的焦点的精确且快速三维定位很重要。在χ-y方向上，这是没有问题的，原因在于扫描仪的相应快速操作。例如，根据检流计(galvanometer)原理操作的传统镜面扫描仪很容易就能够甚至以MHz范围内的脉冲重复率确保所需的偏转。在ζ方向上，通过使用望远镜的可变折光力的输入透镜，使得光束焦点在几毫秒或至少几十毫秒内行进两位数μm范围并高到三位数μ m范围成为可能。例如，对于角膜镜片提取来说，这允许在几分钟(例如，2到4分钟) 内实施完全的镜片切割，从而将这种手术过程中患者经历的不方便限制到可接受的较短时间。另外，由于高精确度和高可再现性的光束焦点ζ定位使得镜片提取过程中切割引导与待减轻的视力缺陷准确匹配，因此本发明开始了在没有迄今为止惯用的准分子激光的情况下进行眼睛的屈光矫正。EP 1 837 696 Al已描述了一种光学成像系统，其具有至少一个聚焦透镜，具有望远镜中的至少两个透镜，并且具有布置在望远镜下游以及聚焦透镜上游的光束路径中并且以进行χ-y平面中的光束偏转为目的的扫描单元，其中望远镜透镜中至少之一是电可调节液体透镜，并且其中液体透镜补偿聚焦透镜的场曲率。另一方面，在本发明的情况下，可变折光力的透镜的任务在于，实现由需在眼睛中产生的给定切割图形所预先确定的光束焦点的ζ移位。在本发明的情况下，可变折光力的透镜可以是会聚透镜，可替代地可以是扩散透
^Mi ο可变折光力的透镜及指派给可变折光力的透镜的激励装置(包括电压驱动器)优选被设置为引起光束焦点在少于30ms内，优选在少于Mms内，更优选在少于18ms内，在光束路径的方向上移位100 μ m。根据本发明的另一方面，提供一种用于激光手术眼睛治疗的方法，包括以下步骤提供导向患者的眼睛的脉冲飞秒激光束，根据需在眼睛中实现的切割图形借助于扫描仪扫描所述激光束，其中所述切割图形需要光束焦点(50)在光束路径的方向上进行移位，为了在不改变对所述激光束进行聚焦的聚焦装置的聚焦设置的情况下实现所述光束焦点的移位目的而控制可变折光力的电可控制透镜。切割图形可以例如表示角膜镜片切割。


以下基于附图对本发明进行进一步说明。图1示意性地局部示出人眼中包括角膜的一部分，并且指示出角膜镜片切割，并且图2示意性地示出根据本发明的用于眼科激光手术的设备的示例。
具体实施例方式首先参照图1。其中以局部表示示出人眼中由10表示的角膜。眼睛的光轴(视轴)以点划线画出，并且由12表示。角膜10呈现出前表面14以及后表面16。在典型的人眼中，其厚度d位于大约500 μ m的范围，当然在人与人之间向上或向下变化都是可能的。 眼睛的巩膜和角膜缘在图1中以18指示，角膜缘的边缘以20表示。此外，在图1中以虚线画出的是角膜内组织，更精确地说是即将通过使用对焦的飞秒激光辐射的治疗而切掉的基质内透镜体22，其接下来通过即将引入角膜10的开口以外科手术方法被切除。该开口同样可以借助于激光切割而产生。飞秒镜片提取允许例如近视和近视散光之类的视力缺陷的矫正。通常，透镜体22借助于基本平的后切口 M和曲线前切口沈而产生。可以理解，透镜体的平的后面绝不是必须的。原则上，切割引导可以针对透镜体的上面和下面而自由选择。在图1中以a表示的透镜体直径例如位于4mm到IOmm 之间的范围内，而由b表示的最大透镜体厚度例如达到50-150 μ m。例如，在a = 6_8mm且 b = 80-100 μ m的情况下，可以矫正大约_5dpt到_6dpt的视力缺陷。可以理解，透镜体直径和透镜体厚度都可以依赖于待矫正的视力缺陷的严重性而变化。通常透镜体厚度会达到几十微米，其与基本平的透镜体下面(由后镜片切口 M定义)一起，意味着在超出镜片顶点(透镜体22具有最大厚度的位置)的激光束线扫描过程中，激光束的光束焦点必须在与透镜体厚度相对应的光束传播方向上行进。现在额外地参照图2。其中示出的激光器设备包括例如由光纤激光器构建的飞秒激光源观，其产生脉冲激光辐射30，脉冲激光辐射30具有飞秒范围内的脉冲持续时间，并且具有优选位于两位数kHz范围高到三位数kHz范围甚至位于MHz范围内的脉冲重复率。 所产生的激光束30由多透镜光束扩展器32扩展。扩展后的激光束34接下来到达扫描仪 36，扫描仪36的任务是在与光束传播方向(ζ方向，参考同样在图2中画出的坐标系)正交的x_y平面中偏转激光束34，并且通过这种方法使用激光束扫过眼睛的待治疗区域。在所示出的示例性例子中，扫描仪36根据检流计原理操作，并且由两个可倾斜的偏转镜40、42 构建而成，可倾斜的偏转镜40、42通过控制单元38可控制。可以理解，根据其它原理操作 (例如，借助于可适当控制的晶体而扫描)的扫描仪也同样是可能的。位于扫描仪36下游的是f- θ聚焦物镜44，其具有将激光束聚焦到焦点位置50的透镜46、48。将聚焦物镜44构建为f-θ物镜，引起了平面场成像，其中焦点位置50独立于激光束的偏转角度而总是位于与ζ方向正交的平面上。可以理解，图2中所示的聚焦物镜 44的双透镜构建仅仅是示例性的。物镜44可以以任意其它数目的透镜构建。在所示的示例性例子中，束扩展器32由伽利略望远镜构建而成，其具有负折光力的输入透镜M(凹透镜)和正折光力的出口透镜讨(会聚透镜)。可替代地，具有两个凸透镜的望远镜的开普勒设计也是可能的。入口透镜52被构建为可变折光力的透镜，其折光力能够借助于所施加的驱动器电压士U而改变。透镜52的可实现的折光力偏差优选明显高于lOdpt。入口透镜52的折光力变动引起到达出口透镜M的激光束发散角的变动，从而引起光束焦点50的ζ偏移。入口透镜52被构建为液体透镜或液晶透镜，并且具有在图2中仅示意性示出并且被施加驱动器电压的电极装置56。虚线示出控制单元38与偏转镜40、 42之间以及控制单元38与施加驱动器电压士U的电压驱动器58之间的连接。控制单元38根据即将在眼睛中实现的切割图形来控制电压驱动器58，从而控制入口透镜52处的电极电压。控制单元38的相应控制程序保存在存储器(没有示出任何细节)中。在液体透镜(基于电润湿法原理)的情况下，透镜的折光力依赖于所施加的电压的平方。因此，在入口透镜52被构建为液体透镜的情况下，入口透镜52的焦距的控制可以使用相对较小的电压偏差来实施。例如，假定入口透镜52的尺寸合适，则在大约IOV的电压偏差下，可以容易地实现大约IOdpt的折射率偏差(依赖于电致伸缩透镜52的孔径和配置)。关于这一点，假定设计合理，则液体透镜的反应时间可能位于几十毫秒低到几毫秒的范围内。因此，f- θ物镜44的焦点可以在使用飞秒激光器系统进行有效快速的镜片切割所需的时间内重新定位。例如，完全的线扫描可以在大约IOms到40ms之间的时段内使用光束焦点大约IOOym的ζ行进容易地实施。因此根据本发明，在光束扩展器32中使用电可控制的可变折光力的透镜，可以在飞秒镜片提取的过程中获得例如有目的的应用所需的焦点行进频率。当前市场上可获得的液体透镜根据电润湿原理操作，并且包含在从大约300nm到 1300nm的范围内具有高透明度的液体。因此，对于镜片提取来说(并且同样对于其它角膜切割来说)，可以使用典型飞秒激光源的低红外区域内的基波和UV区域内的谐波(例如，该基波的第三谐波)。由于使用大约340nm的波长最可能获得必需的光束聚焦精度，因此UV波长尤其适合借助于飞秒镜片提取进行屈光矫正。例如，争取焦点直径不大于ι μ m。使用OTR波长很难获得这种小焦点直径。束扩展器32的入口透镜52采用可变折光力透镜形式的设计的进一步优点在于， 可以使用相对较小孔径的透镜(例如，具有在大约2mm到6mm之间的透镜直径)。结果，驱动器电压可以保持较小，并且可以获得更快的切换频率。第三，入口透镜52的任何波阵面误差对可实现的聚焦质量的影响相当小。当前市场上可获得的液体透镜例如仅呈现出λ /4的波阵面质量，其在用作聚焦物镜44的缩放透镜的情况下不足以实现受衍射限制的聚焦。在本发明范围内使用的可变折光力的透镜应当至少关于OTR波长区域(优选是至少在大约IOOOnm到IlOOnm之间的区域)内的飞秒激光脉冲进行透射。总体来说，期望能够在不额外需要为此而调节聚焦光学系统的情况下，仅通过控制可变折光力的透镜，使光束焦点有至少300 μ m(优选至少350 μ m,更优选至少400 μ m)的ζ移位。这种最大焦点行程应当优选在可变折光力的透镜有至少7. 5dpt (优选至少Sdpt，更优选至少8. 5dpt)的屈光偏差(dioptric deviation)的情况下可实现。将所产生的激光束成像到光束焦点上的光学成像系统(即，望远镜或光束扩展器、聚焦物镜和布置在它们之间的任意光学元件)应当保证相应的透射率。可变折光力的透镜在工作偏差(例如，可达到大约9dpt或大约IOdpt) 内的调节精度应当优选达到至少3%，更优选至少2%，例如接近1 %。其中施加到可变折光力的透镜的控制电压为大约IV的电压偏差设计，会近似引起大约Idpt的屈光偏差，同时大约0. Idpt的屈光偏差会引起大约3-4 μ m的ζ移位，这在任何时候都可以使用当前市场上可获得的组件来得到。
权利要求
1.用于眼科激光手术的设备，包括 脉冲飞秒激光束源08)，扩展所述激光束的望远镜(32)，具有采用可变折光力的可控制透镜形式的输入透镜 (52)，位于所述望远镜下游的扫描仪(36)，用于在与光束路径垂直的平面中偏转所述激光束，位于所述扫描仪下游的聚焦物镜(44)，用于聚焦所述激光束，以及受程序控制的电子控制装置(38)，为了实现需要光束焦点(50)在所述光束路径的方向上移位的预定切割图形，所述电子控制装置(38)被配置为在不改变所述聚焦物镜的聚焦设置的情况下仅通过控制所述可变折光力的透镜来引起所述移位。
2.根据权利要求1所述的设备，其中所述可变折光力的透镜(5 是会聚透镜。
3.根据权利要求1所述的设备，其中所述可变折光力的透镜(5 是扩散透镜。
4.根据前述权利要求之一所述的设备，其中所述可变折光力的透镜(5 是电可调节的。
5.根据权利要求4所述的设备，其中所述可变折光力的透镜(5 是根据电毛细管现象原理操作的液体透镜。
6.根据权利要求4所述的设备，其中所述可变折光力的透镜(5 是液晶透镜。
7.根据前述权利要求之一所述的设备，其中所述可变折光力的透镜(5 和与所述可变折光力的透镜(52)相关联的激励装置(58)被配置为，引起所述光束焦点(50)在小于 30ms内，优选小于Mms内，更优选小于18ms内，在所述光束路径的方向上移位100 μ m。
8.一种用于激光手术眼睛治疗的方法，包括以下步骤 提供导向患者的眼睛的脉冲飞秒激光束，根据需在眼睛中实现的切割图形借助于扫描仪扫描所述激光束，其中所述切割图形需要光束焦点(50)在光束路径的方向上进行移位，为了在不改变对所述激光束进行聚焦的聚焦装置的聚焦设置的情况下实现所述光束焦点的移位目的而控制可变折光力的电可控制透镜。
9.根据权利要求8所述的方法，其中所述切割图形表示角膜镜片切割。
全文摘要
本发明涉及一种用于眼科激光手术的设备，包括脉冲飞秒激光束源(28)、扩展所述激光束的望远镜(32)、连接在所述望远镜下游用于在与光束路径垂直的平面中偏转所述激光束的扫描仪(36)以及连接在所述扫描仪的下游用于聚焦所述激光束的F-θ透镜系统(44)。根据本发明，望远镜(32)的入口透镜(52)被设计为具有可变折光力的可控制透镜。入口透镜(52)优选由电可控制的液体透镜或液晶透镜形成。
文档编号G02B26/10GK102458322SQ200980159824
公开日2012年5月16日 申请日期2009年6月12日 优先权日2009年6月12日
发明者克劳斯·沃格勒, 克劳迪娅·格舍博特 申请人:威孚莱有限公司