使用具有优化的脉冲能量和扫描线步长的飞秒激光的角膜微透镜切口

相关申请的交叉引用

本申请要求2021年11月30日提交的美国专利申请17/457,034号的权益，该美国专利申请全文以引用方式并入本文。

背景技术

技术领域

本发明的实施方案总体涉及激光辅助眼科规程，并且更具体地讲，涉及用于角膜中的微透镜切口的系统和方法。

相关技术

可使用眼镜或接触镜片矫正视力障碍，诸如近视(近视眼)、远视和散光。另选地，可通过手术重塑眼睛的角膜以提供所需的光学矫正。眼睛手术已变得很常见，一些患者将该手术当作可选择的规程以避免使用接触镜片或眼镜来矫正屈光问题，而其他患者采用该手术是为了矫正不利状况诸如白内障。并且，随着激光技术的最近发展，激光手术逐渐变成眼科规程的首选技术。

不同激光眼睛手术系统将不同类型的激光束用于各种规程和指征。这些包括例如紫外激光、红外激光和近红外超短脉冲激光。超短脉冲激光发射具有短至10飞秒且长达3纳秒的脉冲持续时间和300nm与3000nm之间的波长的辐射。

具体地，自从在眼科学中引入飞秒激光以来，这些激光已经广泛地用于飞秒激光辅助原位角膜磨镶术(FS-LASIK)屈光规程以治疗近视和散光，并且用于激光辅助白内障手术。与机械技术相比，飞秒激光的主要优点之一是在执行白内障前囊切开术和晶状体破碎时以及在层状瓣产生过程中的精确性和再现性优异。飞秒激光的短脉冲持续时间和高重复率使得能够在产生组织光解剖所需的激光诱导等离子体和空化气泡时应用比针对皮秒激光和纳秒激光的能量水平更低的能量水平。较低脉冲能量与组织对在近红外波长范围内的激光光线的低吸收率结合显著降低了飞秒激光辅助眼科规程中的热效应和对邻近组织的附带损伤。

用于重塑角膜的先前手术方法包括激光辅助原位角膜磨镶术(LASIK)、屈光性角膜切削术(PRK)和角膜微透镜取出。

在LASIK规程中，使用超短脉冲激光器来切割角膜瓣，以暴露角膜基质以用来自准分子激光器的紫外线光束进行光消融。角膜基质的光消融重塑角膜并矫正屈光状况，诸如近视、远视、散光等。在没有形成瓣的PRK规程中，首先去除上皮层，然后通过准分子激光器去除一些基质材料。上皮层将在规程后几天内生长回来。

在角膜微透镜取出规程中，并不在形成角膜瓣后使用准分子激光器消融角膜组织，而是该技术涉及采用两个或更多个飞秒激光切口的组织切除，这两个或更多个飞秒激光切口相交而形成供取出的微透镜。微透镜的取出改变角膜的形状及其光焦度以完成视力矫正。可在形成或不形成角膜瓣的情况下执行微透镜取出。利用无瓣规程，在前角膜的完整部分中形成屈光微透镜并且通过小切口去除该屈光微透镜。在以下专利申请中描述了用于使用手术眼科激光系统的快扫描慢扫掠(fast-scan-slow-sweep)方案进行角膜微透镜取出的方法：2016年3月31日公开的名称为“Systems And Methods For Lenticular LaserIncision”的美国专利申请公开第20160089270号和2020年2月13日公开的名称为“HighSpeed Corneal Lenticular Incision Using A Femtosecond Laser”的美国专利申请公开20200046558号。

发明内容

本发明的实施方案提供了一种使用脉冲激光器的微透镜切口方法，该微透镜切口方法可以减少患者的视野的中心区域中的不必要的激光能量暴露并且减少形成切口所需的时间。

在一个方面，本发明的实施方案提供了一种眼科手术激光系统，该眼科手术激光系统包括：激光源，该激光源被配置为产生包括多个激光脉冲的脉冲激光束；激光递送系统，该激光递送系统被配置为将该脉冲激光束递送到受检者的眼睛中的目标组织；高频扫描仪，该高频扫描仪被配置为以预定义频率来回扫描该脉冲激光束；XY-扫描仪，该XY-扫描仪被配置为使该脉冲激光束偏转，该XY-扫描仪与该高频扫描仪分开；Z-扫描仪，该Z-扫描仪被配置为修改该脉冲激光束的焦点的深度；和控制器，该控制器被配置为控制该激光源、该高频扫描仪、该XY-扫描仪和该Z-扫描仪以连续形成多个扫掠，该多个扫掠共同形成该受检者的眼睛中的透镜的至少一个微透镜切口，该透镜具有限定顶点和穿过该顶点的Z轴的弯曲表面，其中，通过以下方式形成每个扫掠：控制该激光源以产生具有40nJ至70nJ的脉冲能量的脉冲激光束；控制该高频扫描仪以使该脉冲激光束偏转以形成扫描线，该扫描线是具有预定义长度的直线并且与该透镜的纬度平行线相切，该纬度平行线是该透镜的表面上的垂直于该Z轴并且具有到该顶点的限定距离的圆，以及控制该XY-扫描仪和该Z-扫描仪以使该扫描线沿着该透镜的经度子午线运动，该经度子午线是穿过该顶点并且围绕该Z轴具有限定的角位置的曲线，其中，该扫描线以产生在1.7μm与2.3μm之间的扫描线步长的扫掠速度运动，该扫描线步长是连续扫描线的中心之间的距离；其中，沿着彼此不同的相应经度子午线一个接一个地连续形成该多个扫掠。

在另一方面，本发明的实施方案提供了一种使用眼科手术激光系统产生微透镜切口的方法，该方法包括以下步骤：通过激光源产生包括多个激光脉冲的脉冲激光束；通过激光递送系统将该脉冲激光束递送到受检者的眼睛中的目标组织；通过高频扫描仪以预定义频率来回扫描该脉冲激光束；通过XY-扫描仪使该脉冲激光束偏转，该XY-扫描仪与该高频扫描仪分开；通过Z-扫描仪修改该脉冲激光束的焦点的深度；以及通过控制器控制该激光源、该高频扫描仪、该XY-扫描仪和该Z-扫描仪以连续形成多个扫掠，该多个扫掠共同形成该受检者的眼睛中的透镜的至少一个微透镜切口，该透镜具有限定顶点和穿过该顶点的Z轴的弯曲表面，包括通过以下方式形成每个扫掠：控制该激光源以产生具有40nJ至70nJ的脉冲能量的脉冲激光束；控制该高频扫描仪以使该脉冲激光束偏转以形成扫描线，该扫描线是具有预定义长度的直线并且与该透镜的纬度平行线相切，该纬度平行线是该透镜的表面上的垂直于该Z轴并且具有到该顶点的限定距离的圆，以及控制该XY-扫描仪和该Z-扫描仪以使该扫描线沿着该透镜的经度子午线运动，该经度子午线是穿过该顶点并且围绕该Z轴具有限定的角位置的曲线，其中，该扫描线以产生在1.7μm与2.3μm之间的扫描线步长的扫掠速度运动，该扫描线步长是连续扫描线的中心之间的距离；其中，沿着彼此不同的相应经度子午线一个接一个地连续形成该多个扫掠。

在又一个方面，本发明的实施方案提供了一种眼科手术激光系统，该眼科手术激光系统包括：激光源，该激光源被配置为产生包括多个激光脉冲的脉冲激光束；激光递送系统，该激光递送系统被配置为将该脉冲激光束递送到受检者的眼睛中的目标组织；高频扫描仪，该高频扫描仪被配置为以预定义频率来回扫描该脉冲激光束；XY-扫描仪，该XY-扫描仪被配置为使该脉冲激光束偏转，该XY-扫描仪与该高频扫描仪分开；Z-扫描仪，该Z-扫描仪被配置为修改该脉冲激光束的焦点的深度；和控制器，该控制器被配置为控制该激光源、该高频扫描仪、该XY-扫描仪和该Z-扫描仪以连续形成多个扫掠，该多个扫掠共同形成该目标组织中的床切割，其中，通过以下方式形成每个扫掠：控制该激光源以产生具有40nJ至70nJ的脉冲能量的脉冲激光束；控制该高频扫描仪以使该脉冲激光束偏转以形成扫描线，该扫描线是具有预定义长度的直线，以及控制该XY-扫描仪以使该扫描线沿着预先确定方向运动，其中，该扫描线以产生在1.7μm与2.3μm之间的扫描线步长的扫掠速度运动，该扫描线步长是连续扫描线的中心之间的距离。

本概要和下面的详细描述仅仅是示例性的、说明性的和解释性的，并非旨在加以限制，而是提供对受权利要求书保护的本发明的进一步解释。本发明的附加特征和优点将在下面的描述中予以阐述，并且根据该描述将部分地显而易见，或者可通过本发明的实践而知悉。本发明的目的和其他优点将通过在书面描述、权利要求和附图中特别指出的结构来实现和获得。

附图说明

本发明的新颖特征在所附权利要求书中具体示出。参考以下具体实施方式和附图，将更好地理解本发明的特征和优点，具体实施方式列出了使用本发明原理的例示性实施方案，附图中不同的视图中类似的数字表示类似的部件。然而，类似的部件并不总是具有类似的附图标记。另外，附图未按比例绘制，而是将重点放在示出本发明的原理上。所有图示都旨在传达概念，其中相对尺寸、形状和其他详细属性可以示意性地示出，而不是照字面地或精确地描绘。

图1是根据本发明的实施方案的可用于执行微透镜切口方法的手术眼科激光系统的透视图。

图2是根据本发明的实施方案的可用于执行微透镜切口方法的手术眼科激光系统的另一透视图。

图3是根据本发明的实施方案的可用于执行微透镜切口方法的手术眼科激光系统的控制器的简化图。

图4示出了根据本发明的实施方案的手术眼科激光系统的示例性扫描。

图5示出了根据本发明的实施方案的使用手术眼科激光系统的快扫描慢扫掠方案的示例性表面解剖。

图6示出了根据本发明的实施方案的手术眼科激光系统的快扫描线和预期球形解剖表面之间的几何关系。

图7示出了根据本发明的实施方案的使用手术眼科激光系统的示例性微透镜切口。

图8示意性地示出了通过扫掠激光扫描线而形成的激光焦斑的波形图案。

图9A示意性地示出了包括本发明的实施方案的三个示例的扫描线步长与距微透镜中心的径向距离的函数关系。

图9B示意性地示出了图9A中的三个示例的平均能量密度与距微透镜中心的径向距离的函数关系。

图10是示出根据本发明的实施方案的微透镜切口过程的流程图。

具体实施方式

本发明的实施方案总体涉及用于激光辅助眼科规程的系统和方法，并且更具体地讲，涉及用于角膜微透镜切口的系统和方法。

参考附图，图1示出了用于在患者的眼睛的组织12中制造切口的系统10。系统10包括但不限于：激光器14，该激光器能够产生脉冲激光束；能量控制模块16，该能量控制模块用于改变脉冲激光束的脉冲能量；快扫描线运动控制模块20，该快扫描线运动控制模块用于产生脉冲激光束的快扫描线(稍后将更详细地描述)；控制器22；以及慢扫描线运动控制模块28，该慢扫描线运动控制模块用于使激光扫描线运动并将其递送到组织12。控制器22(诸如操作合适的控制软件的处理器)与快扫描线运动控制模块20、慢扫描线运动控制模块28和能量控制模块16可操作地联接，以沿着组织12上或组织中的扫描图案引导脉冲激光束的扫描线。在该实施方案中，系统10还包括分束器26和成像设备24，该成像设备联接到脉冲激光束的反馈控制机构(未示出)的控制器22。也可以使用其他反馈方法。在一个实施方案中，可将脉冲图案以治疗表的形式归纳在有形存储介质的机器可读数据中。可根据响应于从监测系统反馈系统(未示出)提供的反馈数据而从自动图像分析系统输入到控制器22中的反馈来调节该治疗表。

激光器14可包括能够提供脉冲激光束的飞秒激光器，该脉冲激光束可用于光学规程，诸如局部光致破裂(例如，激光诱导光学击穿)。可将局部光致破裂布置在组织或其他材料的表面处或下方以产生高精度材料加工。例如，微光学扫描系统可用于扫描脉冲激光束以产生该材料中的切口，形成该材料的瓣，形成该材料内的袋，形成该材料的可移除结构等。术语“扫描”是指脉冲激光束的焦点沿着期望的路径或以期望的图案进行的运动。

在其他实施方案中，激光器14可包括激光源，该激光源被配置为传送紫外激光束，该紫外激光束包括能够光分解眼睛内的一个或多个眼内目标的多个紫外激光脉冲。

尽管激光系统10可用于对多种材料(例如，有机材料、无机材料或它们的组合)进行光变更(photoalter)，但是激光系统10在一些实施方案中适用于眼科应用。在这些情况下，聚焦光学器件将脉冲激光束朝向眼睛引导(例如，引导到角膜之上或之中)以实现浅表组织的等离子体介导(例如，非UV)光消融，或将该脉冲激光束引导到角膜的基质中以实现组织的基质内光致破裂。在这些实施方案中，手术激光系统10还可包括透镜以在朝向眼睛扫描脉冲激光束之前改变角膜的形状(例如，变平或弯曲)。

图2示出了激光系统10的另一示例性图式。图2示出了包括小型化飞秒激光系统的可运动XY-扫描仪(或可运动XY-载台)28的激光递送系统的部件。在此实施方案中，系统10使用飞秒振荡器或基于光纤振荡器的低能量激光器。这使得激光器可以做得更小。激光-组织相互作用处于低密度等离子体模式。用于这种激光器的一组示例性激光参数包括在40nJ-100nJ范围内的脉冲能量和在2MHz-40MHz范围内的脉冲重复率(“重复率”)。快-Z扫描仪25和谐振扫描仪21将激光束引导到扫描线旋转器23。当用于眼科规程时，系统10还包括患者接口设计，该患者接口设计具有固定锥体鼻部31和与患者的眼睛接合的接触镜片32。分束器可以放置在患者接口的锥体31内部，以允许经由可视化光学器件对整个眼睛进行成像。在一些实施方案中，系统10可以使用：具有0.6数值孔径(NA)的光学器件，其将产生1.1μm半极大处全宽度(FWHM)焦点尺寸；以及谐振扫描仪21，该谐振扫描仪产生0.2mm-1.2mm扫描线，其中XY-扫描仪将谐振扫描线扫描到1.0mm视野。棱镜23(例如，达夫棱镜或佩肯棱镜等)使谐振扫描线在XY平面上的任何方向上旋转。快-Z扫描仪25设置切口深度。慢扫描线运动控制模块采用可运动XY-载台28，该可运动XY-载台承载具有Z-扫描功能的物镜27，该物镜称为慢-Z扫描仪，因为其慢于快-Z扫描仪25。可运动XY-载台28运动物镜以在X方向和Y方向上实现激光扫描线的扫描。物镜改变激光扫描线在组织中的深度。能量控制和自动-Z模块16可以包括适当的部件以控制激光脉冲能量，包括衰减器等。其还可以包括采用共焦成像系统或非共焦成像系统以提供深度参考的自动-Z模块。小型化飞秒激光系统10可以是台式系统，使得患者在接受治疗时直立坐着。这消除了某些光机械臂机构的需要，并且大大降低了激光系统的复杂性、大小和重量。另选地，小型化激光系统可以被设计为常规的飞秒激光系统，其中患者在躺下时被治疗。

图3示出了根据本发明的实施方案的可由激光系统10使用的示例性控制器22的简化框图，以控制激光系统10并执行下文详细论述的步骤中的至少一些步骤。控制器22通常包括至少一个处理器52，该至少一个处理器可经由总线子系统54与多个外围设备进行通信。这些外围设备可包括具有存储器子系统58和文件存储子系统60的存储子系统56、用户界面输入设备62、用户界面输出设备64和网络接口子系统66。网络接口子系统66提供到外部网络68和/或其他设备的接口。网络接口子系统66包括本领域中已知的一个或多个接口，诸如LAN、WLAN、蓝牙、其他有线和无线接口等。

用户界面输入设备62可包括键盘、点击设备诸如鼠标、轨迹球、触摸板或图形输入板、扫描仪、脚踏板、操纵杆、嵌入显示器中的触摸屏、音频输入设备诸如语音识别系统、麦克风和其他类型的输入设备。一般来讲，术语“输入设备”旨在包括用于将信息输入到控制器22中的各种常规和专有设备与方式。

用户界面输出设备64可包括显示子系统、打印机、传真机或非视觉显示器诸如音频输出设备。显示子系统可以是平板设备，诸如液晶显示器(LCD)、发光二极管(LED)显示器、触摸屏显示器等。显示子系统也可诸如经由音频输出设备来提供非视觉显示器。一般来讲，术语“输出设备”旨在包括用于将信息从控制器22输出给用户的各种常规和专有设备与方式。

存储子系统56可存储提供了本发明的各种实施方案的功能性的基础程序设计和数据结构。例如，如本文所述，实现本发明的方法的功能性的数据库和模块可被存储在存储子系统56中。这些软件模块通常由处理器52执行。在分布式环境中，软件模块可存储在多个计算机系统上并且由多个计算机系统的处理器来执行。存储子系统56通常包括存储器子系统58和文件存储子系统60。

存储器子系统58通常包括多个存储器，包括用于在程序执行期间存储指令和数据的主随机存取存储器(RAM)70以及在其中存储固定指令的只读存储器(ROM)72。文件存储子系统60为程序和数据文件提供永久(非易失性)存储。文件存储子系统60可包括硬盘驱动器以及相关联的可运动介质、压缩盘(CD)驱动器、光学驱动器、DVD、固态存储器和/或其他可运动介质。这些驱动器中的一个或多个驱动器可位于与控制器22联接的其他位点处的其他连接的计算机上的远程位置处。实现本发明的功能性的模块可由文件存储子系统60存储。

总线子系统54提供用于让控制器22的各种部件和子系统按照预期的那样彼此进行通信的机构。控制器22的各种子系统和部件不必处于相同物理位置，而是可分布在分布式网络内的各种位置处。尽管总线子系统54被示意性地示出为单个总线，但是总线子系统的另选实施方案可利用多个总线。

由于计算机和网络的不断变化的性质，图3中描绘的控制器22的描述仅旨在作为示例以便仅示出本发明的一个实施方案。具有比图3中描绘的部件更多或更少的部件的控制器22的许多其他配置都是可能的。

本领域技术人员应当理解，附加部件和子系统可与激光系统10包括在一起。例如，可以包括空间和/或时间积分器以控制激光束内的能量分布。消融流出物抽空装置/过滤器、抽吸器和手术激光系统的其他辅助部件是本领域已知的，并且可以包括在系统中。另外，成像设备或系统可用于引导激光束。

在优选实施方案中，光束扫描可以用“快扫描慢扫掠”扫描方案实现，该扫描方案在本文中也称为快扫描线方案。该方案由两个扫描机制组成：第一，使用高频快扫描仪来回扫描光束以产生短、快扫描线(例如，图2的谐振扫描仪21)；第二，快扫描线由慢得多的X、Y和Z扫描机构(例如，可运动X-Y载台28和具有慢-Z扫描的物镜27，以及快-Z扫描仪25)缓慢扫掠。图4示出了激光系统10的扫描示例，其使用8kHz(例如，在7kHz至9kHz之间，或更一般地，在0.5kHz至20kHz之间)谐振扫描仪21来产生约1mm(例如，在0.9mm至1.1mm之间，或更一般地，在0.2mm至1.2mm之间)的快扫描线410和约25m/秒的扫描速度，以及扫描速度(扫掠速度)小于大约0.1m/秒的X、Y和Z扫描机构。快扫描线410可垂直于光束传播方向，即其始终平行于XY平面。慢扫掠420的轨迹可以是由X、Y和Z扫描设备(例如，XY-扫描仪28和快-Z扫描仪25)绘制的任何三维曲线。“快扫描慢扫掠”扫描方案的优点在于，其仅使用能够以相对较低的成本实现高聚焦质量的小视野光学器件(例如，1.5mm的视野直径)。较大手术视野(例如，10mm或更大的视野直径)用XY-扫描仪实现，该手术视野可不受限制。

在图5和图7A至图7B所示的优选实施方案中，激光系统10在优选规程下使用“快扫描慢扫掠”扫描方案产生平滑的微透镜切割。首先，在三维微透镜切割中，快扫描线优选地被放置成与微透镜的表面上的纬度平行线510相切。纬度平行线是该表面与垂直于Z轴(其是平行于眼睛的深度方向的轴线)的平面的交叉线，即透镜的表面上的垂直于Z轴并具有到顶点(Z方向上的最高点)的限定距离的圆。例如，在图2的激光系统10中，这可以通过经由软件(例如，经由控制器22)将棱镜23调整到对应的取向来实现。其次，慢扫掠轨迹优选地沿着微透镜的表面上的经度子午线520运动。经度子午线是该表面与穿过Z轴的平面的交叉线，即穿过顶点并具有相对于Z轴的限定角方向的曲线。例如，在图2的激光系统中，这可以通过经由软件(例如，经由控制器22)协调XY扫描仪28和快-Z扫描仪25来完成。该规程从平行于XY平面的扫描线开始，并且沿着具有最大直径的曲率扫掠过透镜的顶点(也参见图7A)。在相对于Z轴的连续角方向上执行多个扫掠(例如，如通过在连续扫掠之间旋转棱镜23实现的)，以形成整个微透镜。利用该优选规程，解剖中没有竖直“台阶”，并且消除竖直侧切割。如下文将分析的，激光焦点位置与预期球形表面解剖之间的偏差也被最小化。

图6示出了快扫描线610与例如透镜的预期球形解剖表面620之间的几何关系，尤其是扫描线610的端点B与预期解剖表面620上的点A之间的距离偏差(δ)。最大偏差δ是点A与点B之间的距离，并且由(等式(1))给出：

其中R大于L。R是表面解剖620的曲率半径，并且L是快扫描的长度。

虽然上述最大偏差分析是针对球形表面的，但是这种扫描方法也可用于产生具有非球形形状(诸如椭圆形形状等)的平滑切割。在这种情况下，纬度平行线和/或经度子午线可以不是圆形的。

在近视矫正的示例性情况下，表面解剖的曲率半径可以通过使用以下等式(等式(2))的矫正的量ΔD来确定：

其中，n＝1.376，其是角膜的屈光指数，并且R

图7是微透镜切口900的顶视图950，其例示了三个示例性扫掠(1A到1B)、(2A到2B)和(3A到3B)，其中每个扫掠通过(即，越过)微透镜切口顶点955。切口直径957(D

总而言之，使用这种“快扫描慢扫掠”扫描方案，快扫描线的每个扫掠形成弯曲带，该弯曲带相当于使平坦矩形弯曲，使得该平坦矩形的长边形成拱形形状(经度子午线的形状)，而该平坦矩形的短边保持笔直。在图7的顶视图中，矩形形状表示扫掠。

在使用“快扫描慢扫掠”扫描方案来切开微透镜(或透镜)表面的对人眼的角膜微透镜取出临床试验中，在术后裂隙灯检查期间在眼睛中的微透镜切割的边缘周围观察到了一些周期性径向痕迹。这些痕迹(在本公开中由于它们的近径向外观而被称为“辐轮状”痕迹)会在激光手术后持续存在几个月。通过研究，本发明的发明人确定了角膜中的残余辐轮状痕迹的主要成因是组织中的激光脉冲的能量密度(每单位面积的能量)，并且建立了在消除辐轮状激光痕迹的同时实现无组织桥微透镜切口的优选激光系统设置。

发明人相信，辐轮状痕迹是由在扫掠的两个边缘处的相对较高的能量密度引起的。如图8中示意性地示出的，每条扫描线是扫描线宽度(例如，900μm)上的激光焦斑的线，这些激光焦斑是通过使用谐振扫描仪例如以大约8KHz(例如，7.9KHz)的频率扫描脉冲激光束而形成的。当扫描线沿着子午线扫掠时，激光焦斑形成如图8中示意性地示出的波形图案。朝向每条扫描线的两端(即，扫掠的两个平行边缘)，谐振扫描仪的速度减小到零，从而导致在扫掠的边缘附近，光斑到光斑的距离减小并且光斑密度增加。换句话说，在激光扫描线的边缘附近存在激光光斑的积聚。因此，扫掠的两个边缘附近的局部能量密度高于扫掠的中心处的局部能量密度。边缘附近的这种更高的能量密度被认为已经引起了所观察到的辐轮状痕迹。

在临床试验中使用的激光系统设置如下。飞秒激光的波长为1030nm。激光脉冲的持续时间在激光焦斑处小于200fs。角膜组织中的激光焦斑的直径在1.3μm以下以实现期望的薄微透镜切口界面。为了防止形成大的空化气泡，在将激光脉冲能量递送到处于治疗中的组织时，激光脉冲能量值在50nJ与70nJ之间。更具体地，激光脉冲能量对于顶部(前部)微透镜切口为70nJ，而对于底部(后部)微透镜切口为60nJ。激光重复率为10MHz，并且谐振扫描仪频率为7.9KHz，从而在每条扫描线中产生632个激光焦斑。扫描线宽度为900μm，并且沿着扫描线的扫描速度在扫描线的中心处为约15m/s。这里，需注意，通常能够通过在使每条扫描线中的激光光斑的数量保持恒定(诸如每条线632个光斑)的同时改变扫描线宽度(优选地在400μm-900μm的范围内)来调节激光光斑之间的平均距离。在实际的微透镜切口中，由于相邻扫掠的重叠，激光光斑之间的平均距离为大约1μm。

沿着子午线的扫掠速度是可变速度，在微透镜中心(顶点)处较高，而在微透镜边缘处较低：除了恒定的外围环部分之外，在线性分布曲线中，扫描线步长Δ从微透镜的边缘处的0.8μm变化到微透镜的中心处的2.0μm，如图9A中的线P1中所示。在本公开中，扫描线步长Δ(即两个连续激光扫描线的中心之间的距离(参见图8))被用作扫掠速度的代表。

这些设置实现了平滑且无组织桥的角膜微透镜切口；然而，如前所述，在角膜内产生了径向“辐轮状”类型的激光诱导痕迹。

为了减少或消除辐轮状痕迹，发明人认为应当减小扫掠的能量密度(每单位组织面积沉积到组织中的激光能量的量)。对于如图8所示的扫掠图案，平均能量密度E

为了研究降低的能量密度的效果，在使其他参数与上述临床试验中的参数保持相同的同时，使用离体猪眼利用降低的激光脉冲能量进行了一组微透镜切割实验。检查残余基质床和微透镜表面的表面平滑度、不平整情况和残余激光痕迹。这些实验表明，在40nJ至70nJ的脉冲能量范围内，将脉冲能量减小到40nJ不会显著地减少辐轮状痕迹。更具体地，使用离体猪眼重复微透镜切割，其中激光脉冲能量对于前部切口从70nJ递增地减小到40nJ，并且对于后部切口从60nJ递增地减小到40nJ。在该能量范围中并且在40nJ的下限激光脉冲能量下，在离体猪眼的残余基质床上可看到辐轮状痕迹。

期望的脉冲能量的范围受到实际要求(诸如组织解剖的平滑度)的约束。例如，在低于40nJ时，激光脉冲能量趋于过于接近组织的等离子体阈值，因此切割将不是稳健的。在高于70nJ时，空化气泡趋于过大而导致组织解剖粗糙，这又将引起光散射并降低被治疗眼睛的视觉对比度。因此，为了获得高组织切割质量，脉冲能量应被选择为平衡微透镜切除的简易性(脉冲能量越高，就越容易)与微透镜解剖的平滑度(脉冲能量越低，就越平滑)。通常，脉冲能量应当在约40nJ至70nJ的范围内。

要认识到，为了消除辐轮状图案，进一步减小激光脉冲能量是不可取的，进一步的实验是通过改变扫描线步长Δ(即，改变扫掠速度)来进行的。更具体地，使用离体猪眼进行了微透镜切割实验，其中在重复实验中，微透镜边缘处的扫描线步长Δ从0.8μm递增地增加到2.0μm，同时微透镜中心处的扫描线步长Δ维持在2.0μm，并且边缘与中心之间的Δ值为径向距离(距微透镜中心的距离)的线性函数。激光脉冲能量对于前部微透镜切口为53nJ，而对于后部微透镜切口为50nJ，这两种情况的激光脉冲能量均低于临床试验中使用的激光脉冲能量。其他设置与临床试验中的设置相同。这些实验表明，当微透镜边缘处的扫描线步长Δ低于1.7μm时，辐轮状痕迹的减少不明显。当边缘处的扫描线步长Δ等于或高于1.7μm时，观察到辐轮状痕迹的存在显著减少。当边缘处的扫描线步长Δ为2.0μm(由图9A中的曲线P3表示，在本公开中被称为“优化条件”)时，辐轮状痕迹是模糊的或不可见的，并且在切口表面上不存在其他表面不平整情况，诸如凹痕。这表明，扫描线步长是形成和调制所提到的辐轮状痕迹的关键因素，并且增加扫描线步长在减少或消除辐轮状痕迹方面是有效的。

使用活兔眼睛和离体尸体眼睛的进一步的实验还证实，当脉冲能量在40nJ-70nJ范围内并且扫描线步长Δ在微透镜边缘和微透镜中心两者处均为2.0μm时，成功地消除了辐轮状痕迹。

除了消除辐轮状痕迹之外，实验结果还证明，在优化条件下，能量密度的值越低并且能量密度在微透镜表面上的分布越均匀，气泡的产生和积聚就越少，气泡分布就越均匀，并且微透镜和残余基质床表面就越平滑。与在临床试验中使用的条件相比，在优化条件下递送到角膜组织的激光能量的总量减少了47％。此外，优化条件将微透镜切口时间从在临床试验条件下22秒-24秒缩短到了在优化条件下14秒-18秒。

虽然在上述实验中，扫描线步长Δ作为径向距离的线性函数而变化，但是扫描线步长Δ可另选地为二次函数、或更高阶多项式函数、或径向距离的另一函数。边缘Δ值为0.8μm且中心Δ值为2.0μm的示例性二次曲线被示出为图9A中的曲线P2。在该具体示例中，不像线性曲线P1那样存在恒定外围环部分。与具有相同边缘和中心值的线性曲线相比，二次曲线在每个给定径向距离处提供更大的扫描线步长，并且因此提供更低的能量密度。这还导致微透镜切割规程更快并且减少了在切割期间递送到角膜组织中的激光能量的总量。

应当注意，当扫描线步长Δ值在边缘和中心处相等(例如，两者均为2.0μm)时，线性函数和二次函数两者均演变成平坦线(诸如图9A中的曲线P3)。

图9B中示出了图9A中的三个示例的所计算的平均能量密度与径向距离的函数关系。曲线P1和P2的脉冲能量为60nJ(在临床试验中用于后部微透镜切口的值)，并且曲线P3的脉冲能量为50nJ(在离体猪眼实验中用于后部微透镜切口的值)。平均能量密度被示出为参考能量密度值的百分比，该参考能量密度值是使用70nJ的激光脉冲能量和0.8μm的扫描线步长Δ(即，在临床试验中针对前部微透镜边缘的条件)来计算的。如图9B所示，对于曲线P3，所计算的平均能量密度贯穿扫掠为参考值的约29％。对于离体猪眼实验中的前部微透镜切口(图9B中未示出)，所计算的平均能量密度贯穿扫掠为参考值的约30％。对于在临床试验条件下的后部微透镜切口(曲线P1)，所计算的平均能量密度在参考值的86％(边缘)与34％(中心)之间。对于在临床试验条件下的前部微透镜切口(图9B中未示出)，所计算的平均能量密度在参考值的100％(边缘)与40％(中心)之间。

在对活兔眼睛的进一步的实验中，扫描线步长Δ在微透镜中心处增加到2.1μm，同时边缘扫描线步长Δ保持在2.0μm处，这产生了令人满意的结果。

更一般地，在优选实施方案中，中心处的扫描线步长Δ为2.0μm至2.3μm。扫描线步长的上限是基于多个考虑因素的。例如，由于组织中沉积的能量密度不足，高于2.3μm的扫描线步长将趋于在解剖时引起粘连。另一方面，增加中心处的扫描线步长可减少在微透镜切割区域的中心处的气泡形成和气体积聚。

除了角膜微透镜取出规程之外，上述优化设置对于其他规程中的角膜切口(诸如角膜瓣中的床切割)也是有益的。床切割是平坦切割，该平坦切割通常具有带铰链部分的圆形区域，该圆形区域通过以一组平行扫掠(其被称为光栅扫描)方式扫掠激光扫描线而形成。在一组实验中，在不同条件下对离体猪眼执行角膜瓣切口。当脉冲能量为65nJ并且扫描线步长为0.8μm时，在瓣切割的残余基质床上可看到在每个扫掠的边缘附近的平行痕迹(由于它们的外观而被称为割草机状图案(lawn-mower-like patterns))。割草机状图案被认为是通过与微透镜切口中的辐轮状痕迹类似的机制而形成的。当脉冲能量为65nJ但扫描线步长为2.0μm时，在床上不存在割草机状图案，并且在瓣的侧切割或床上也不存在组织桥。当扫描线步长为0.8μm时，将脉冲能量减小到40nJ没有消除割草机状图案。这些观察结果证实了扫描线步长在瓣切割的基质床表面上形成割草机类型的激光诱导痕迹中的重要作用。这一发现与微透镜切口实验中的观察结果一致。

总而言之，本发明的实施方案提供了一种使用具有优化设置的快扫描慢扫掠激光扫描方案来切开角膜组织的方法，这些优化设置消除了在扫掠的边缘附近的激光诱导痕迹，同时维持了无组织桥切口。这些优化设置使用40nJ-70nJ的激光脉冲能量和1.7μm-2.3μm的扫描线步长。该优化设置的其他系统参数是：飞秒激光的波长为1030nm，并且更一般地为1015nm至1065nm。激光脉冲的持续时间在激光焦斑处小于200fs。角膜组织中的激光焦斑的直径为1.3μm或更小。激光重复率为10MHz，并且更一般地为2MHz至40MHz。谐振扫描仪频率为7.9KHz，并且更一般地为0.5KHz至20KHz。每条扫描线中的激光焦斑的数量为50个至2000个。扫描线宽度为400μm至900μm，并且更一般地为200μm至1200μm。这些优化条件消除了角膜中的辐轮状痕迹，导致了残余床和微透镜表面更平滑，并且在微透镜切割区域上产生了更均匀的气泡分布。该方法在用于角膜微透镜取出规程时可维持微透镜取出的便易性并且产生圆润且完整的微透镜边缘。

在一些实施方案中，在以下步骤中执行整体微透镜切口规程：

1.基于光学矫正的量计算微透镜的曲率半径，例如，对于近视矫正使用等式(3)。

2.选择要取出的微透镜切口的直径。

3.选择激光和光学系统参数，包括上述激光脉冲能量和扫描线步长参数。

4.执行底表面解剖。这样，快扫描线优选地与纬度平行线保持相切，并且由X、Y和Z扫描设备绘制的慢扫掠的轨迹沿着南极附近的经度子午线以1A到1B(微透镜切割的第一扫掠)、2A到2B(微透镜切割的第二扫掠)、3A到3B(微透镜切割的第三扫掠)等的顺序运动，直到产生完整的底部解剖表面。

5.执行微透镜侧(边缘)切口。

6.以与进行底部解剖相似的方式执行顶表面解剖。

7.执行进入切口。

图10示出了根据实施方案的激光系统10的过程。激光系统10可开始手术规程，执行术前测量(动作框1010)。例如，在用于近视矫正的眼科手术中，确定近视屈光度，确定参考深度位置等等。激光系统10基于矫正量(例如，在术前测量中确定的近视矫正)来计算曲率半径，如例如在上面的等式(2)和(3)中所示，并且计算切口的直径，如图7中的D

激光系统10首先执行侧切口来为可在微透镜表面解剖中产生的气体以及随后的组织取出提供排出口(动作框1040)。激光系统10然后执行底部微透镜表面解剖(动作框1050)和顶部微透镜表面解剖(动作框1060)。底部微透镜表面解剖和顶部微透镜表面解剖使用沿着经度子午线的快扫描慢扫掠方案来执行，如上所述。然后取出微透镜组织(动作框1070)。另选地，可以在底部微透镜表面解剖和顶部微透镜表面解剖之后执行侧切口。

上述实施方案通过减少在中心区域中递送的激光脉冲的数量来解决在中心区域附近的冗余能量沉积的问题。

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